CN101765397A - 用于导管放置的三维光学引导 - Google Patents

Abstract

提供了一个系统，该系统包括一个光学引导的导管，该光学引导的导管具有一个近端、一个远端、以及至少一个腔。一种发光装置被连接到该导管上，该导管被插至患者体内的位置，并且从一个选定位置作为一个点或多个点发出光线，该选定位置通常是它所连接的导管的远部尖端。该系统进一步包括一个外部检测装置，该外部检测装置检测由该发光点从患者体内发出的经皮投射的光，由此表明在患者体内的导管的精确放置。还提供了使用一个内部定位的光发射器以及一个外部定位的检测阵列的用于三维显像的系统和方法。

Description

用于导管放置的三维光学引导

背景

1.技术领域

本披露涉及将一根医用导管准确地置于人体或动物体内的光学引导的领域，并且具体地涉及光学引导系统、器具和方法，它们用于在提供相对于导管或装置的放置一个或多个三维确定或引导的同时对在患者的血管系统、器官或其他解剖腔或区域之内所插入的医用导管或装置的精确放置。

2.背景技术

永久性可植入导管系统、临时性诊断和治疗导管以及可植入装置的开发已在拯救生命中产生了益处，并且已经跨越几乎整个医学治疗范围而极大地改善了患者们的生活质量。然而，侵入性导管、管道和装置的适当放置以及定位对于它们的有效使用是至关重要的。例如，典型地令人希望的是使用导管或管道将药物、营养物或诊断探针应用于身体内的一个特定位置。

2005年，在美国放置了大概150万个经皮引入的中央导管(PICC)，其中的大约65％是在患者床边由经过培训的护士在看不见的情况下放置的。在常规的实践中，具有在床边放置的导管的每一位患者然后被送去进行导管放置的X射线评定。放置后的图像显示，使用常规盲放置技术的这些导管中有不可接受的大部分导管没有被适当地放置。Neuman和Murphy(Beth Israel Deaconess Hospital；Boston，MA)报告中称，在他们的研究(其中临床医生能够获得血管通路)的患者中，最初放置的成功率仅为74.6％。不正确定位的导管的数目延缓了患者护理，增加了医院的成本并潜在地增加患者的风险。此类不准确性适用于所有类型的未经引导的导管放置。另外，在目前的临床实践中，最终的位置以及经常这种放置本身要求使用荧光透视或X射线成像模式，它们导致了所不希望的将患者和提供健康护理的人员暴露给电离辐射。

医用装置的定位通常是在没有得益于任何类型的实时视觉引导的情况下进行的。导管和导管类装置必须经常被指引经过弯曲的途径，并且在患者体内定位在与近端插入点具有某种距离的一个位置上。直到进行一些确定性的研究如X射线之前，这种医用装置的远端尖部的位置是未知的。在定位特别至关重要的情况下，可以用X射线对所插入的植入体、医用装置、导管或管道进行定位和放置。通常在这种确定性的研究之后，对这种医用装置的位置必须进行调整或需要重新插入以便达到在该装置上的尖端或其他一个或多个至关重要的位置的适当定位。

例如，当使用气管导管来为患者提供氧气和空气的混合物时，将管道正确地放置是必不可少的。如果该气管导管处于不正确的位置，可能过高亦或过低，则或者一侧肺将根本得不到通气，或者如果导管处于声带之上，则两侧肺均得不到通气。通常获得放射照片(有时以频繁的间隔)以便确定气管导管已被适当地定位并停留在适当的位置。类似地，在将一根口胃管放置在患者体内时，常规性地获得放射照片以确认这根管子的末端在患者的胃中，而不在十二指肠或食道中。同样的原理适用于动脉或静脉导管的放置，其中放置对已确立的参见点而言是至关重要的。

一些医用装置在插入后会经受移动，这是由于患者位置的变化、装置至身体的固定的减弱、流体的快速输注、或者去除该装置的插入过程中所使用的引导线或导入器。这需要(经常是至少每天)用X射线对该医用装置的位置进行规律性的监测。

使用X射线的定位技术具有几种缺点。经常需要多次X射线来定位或确认插入的装置的位置，从而使患者经受不希望的水平的电离辐射。在患者的搬动或移动有必要对管道放置进行周期性重复检查时这种问题增加。另外，X射线设备在使用时可能既大而又笨重，并且在必须插入导管或对留置导管的放置进行确认或重新调整时经常不是在患者的床边立即可供使用。其结果是，获取重复的放射照片消耗相当多的时间和精力，从而显著地增加了患者护理的成本并且延迟了最佳治疗。将该装置进行适当放置而不需任何实时视觉放置工具的帮助的替代性尝试可使该装置进行适当定位成为一种困难而耗时的任务。

美国专利号4,567,882(Heller等人)提供了一种方法，这种方法用于对被插至患者气管内以便提供一个气道的气管导管的尖端进行定位，其中经过患者的口或鼻插入的气管导管包括一种装置，这种装置用于从直接邻近远端的管壁上的一个点发出并横向投射一束高强度的可见光(波长是4000至7700ANG)。结果是，这根气管导管的尖端的位置可以从外面并在视觉上观察到是一束高强度的可见光，它经过人体被横向投射至患者的体外。然而，由这种高强度的光随时间所产生的热量可导致将患者气道内衬的柔嫩组织的灼伤。在美国专利5,007,408(leoka)中已认识到这一点，该专利通过使用分色滤光器在一个类似的系统中对光进行调节。经过一个光圈控制电路将这种光脉冲调节为持续预定的时间间隔以减少所产生的热，由此将温度保持在略低于破坏组织的水平。美国专利号5,005,573(Buchanan)提供一种发光气管导管，它与一个外部血氧计相连接并受其控制。

发光系统经常用于检测管道、脉管、器官或类似物中的不规则性。美国专利号4,248,214(Hannal等人)提供了一种有照明的尿道导管以协助外科医生对膀胱和尿道的连接处进行定位，以允许适当进行膀胱尿道悬吊固定术(Marshall-Marchetti-Kranz procedure)。美国专利号4,782,819(Adair)代表了为了内部检查而使用导管来对器官进行照明的多项专利。例如，美国专利号5,947,958(Woodward等人)提供了一种系统，该系统用于在经(例如)腹膜壁插入之后对患者的内部器官的照明。在那种情况下，所提供的光或者被用于组织表面的成像或用于传递在光动力治疗中使用的光。

在常规的内窥镜中，从一个体外光源中发出的照明光通过光导被引至体腔中，该光导是通过管子被插入的。这种光被放射在体腔内的组织上。为了观察体腔内的组织表面，从组织的表面反射的光被接受并通过使用目镜用肉眼进行观察，或者被用摄像机或类似物成像。然而，使用常规的内窥镜，不能看到被查看的组织的特征，如胃粘膜以下的静脉循环或静脉系统的细微结构。结果是，美国专利号No.4,898,175(Noguchi)提供了一种成像装置，其中通过插到患者体内的导管类装置将恒定的照明光照射在正被观察的组织上，从而允许使用一个观察装置来对该组织的内部进行观察，该观察装置将该光线成像而发射到体外并由信号处理装置进行处理。该175专利的成像利用了一种固态成像装置(其中照明光在多个颜色之间被顺序地切换)、或者一种单板系统(其中将一个滤色器安装到该固态成像装置的前表面以获得彩色图像)。然而，该图像被设计为仅允许光投影在其上的组织的显像。它并不是用作一种光学引导工具用于将导管或窥镜快速、容易并准确地放置在患者体内。

美国专利号5,423,321、5,517,997、5,879,306、5,910,816、6,516,216、6,597,941、6,685,666(Fontenot)提供了具有不同长度的多种光导纤维，这些光导纤维在手术过程中被插入内部器官或脉管中，以降低在外科手术过程中错误地切入一个通道或器官之中的危险。Fontenot导管包括装在柔性的基本上为红外透明的外套中的一个柔性的、聚合物的优选圆形的发射红外的导光管，这样红外光在患者的管道、通道等等的整个长度的周边上发出，这允许外科医生经由红外光检测器看到通道的长度。通过在这种结构中将放置单一发射器或一系列发射器，Fontenot专利的运作产生了一种背景光，在该背景下，通过测量所发出的光的强度来确定手术仪器到器官或通道的接近度，但是这些专利未能提供或建议关于在患者体内的发射器的放置的精确而准确的信息。

美国专利号5,906,579(Vander SaIm等人)以及美国专利号6,113,588(Duhaylongsod等人)类似地说明了用于在手术条件下特别是在心胸外科手术过程中通过脉管壁的可视化气囊式导管的方法。在这些装置中，光纤是一个独立的实体，并且优选穿过多腔导管中的一个腔而插入。

美国专利号5,540,691(Elstrom等人)提供了一种检测系统，该检测系统包括沿着髓内柱杆向下穿过的一个光源以及一个对红外光敏感的视频系统，该视频系统捕捉通过该柱杆内的横孔传输的光的图像。这种光简单地朝向外科医生向外照射，这位外科医生通过将钻头集中在从孔出来的光的面积而试图将钻头对齐。使用视频系统或夜视镜将红外光可视化，以确定光强度何时集中在这个钻头周围。

美国专利号6,081,741(Hollis)使用了廉价的传感器元件的阵列来确定以预定的波长传输光的一个发射器的中心。出于对准的目的，该741专利提供了移动的相对方向和相对量，以便快速实现相对于从该点光源传播的发射的光的准确对准或定向。

一系列相关的已公开的专利申请2002/0115922、2003/0187360和2004/0019280(Waner等人)提供了管腔内留置导管的红外监测，其中改变光学特性以形成多种图案来将这种发光导与邻近的解剖结构相区别。

几项专利(例如，美国专利号4,784,128)使用了患者体内的红外传感器来定位产生热的人体组织，如肿瘤。美国专利号4,821,731使用了一种发声的导管来将身体的内部特征成像。

在医学成像和光谱学中使用近红外(NIR)光已经得以确立。某些这种技术的已被承认的益处是这种辐射是非电离的，由此降低了针对患者和/或提供护理的人员的积累性组织损伤的可能性。NER成像系统可用于在软组织中进行区分，并且它的吸收允许获得功能性信息。商业性的NIR成像系统典型地将体外的光(通常来自激光器)照射在患者身上。收集反射的光(它已被组织散射并吸收)并将其返回至检测器中。对检测器的输出进行处理以便提取所希望的信息，并且这种信息被展示给临床医生来进行解释。

尽管迄今为止所做的努力，但对于将导管和/或其他装置进行定位和/或协助定位方面是有效、方便并且可靠的系统、方法和器具仍存在一种需要。另外，对于可提供有关导管和/或其他装置的位置的三维信息而不需X射线或其他笨重装置的系统、方法和器具仍然存在一种需要。有利的是，通过所披露的系统、方法和器具得这些以及其他需要得到了满足。

概述

本披露涉及从患者体内的导管传输到体外的光的一个或多个发出点，在体外处对光进行检测并展示以提供该导管或类似装置到患者体内的精确位置的引导。提供了一种系统，该系统包括一个光学引导的导管，该导管具有一个近端、一个远端以及至少一个腔。发光装置被连接到该导管上，该导管被插入患者体内的适当位置，并且光作为一个点或多个点从它所连接的导管的选定位置(通常是远部尖端)发出。该系统进一步包括一个外部检测装置，它检测由这个发光点从患者体内发出的经皮投射的光，由此表明在患者体内导管的放置。

在一个示例性实施方案中，所提供的系统包括一根导管或导管式装置、一个光源、一个波导，该波导连接到该光源上以将来自该光源的光信号提供给该装置，这样可以从患者体外的位置检测到从患者体内的导管中发出的光。该波导被连接到导管的腔的内壁上、外壁上或被嵌入壁之中，或者它可以连接到导管上但并不固定在壁上。提供了一个实施方案，其中该波导包括一条光线或一个纤维束中的多根光纤。在另一个实施方案中，光由位于该导管上的发光点处的光源产生，并且不需要波导。在任一实施方案中，该光源可以是LED或LD。优选发射的光是可以被光检测器检测到的红外光或近红外光。该系统可进一步包括连接到该光检测器的一个或多个滤光器。此外，该系统还可包括一个成像装置用于显示患者体内的导管的发光点的位置的视觉图像和/或一个记录装置用于产生该发光点的识别出的位置的记录。

在本披露的一个进一步示例性实施方案中，采用了一个内部放置的光源以产生导管/医用装置的放置或定位的一个三维显像。更具体地说，本披露的系统和方法基于在多个外部检测器的位点上的定量的测量值促进了在三维空间中的内部组织结构/装置以及它们的位置的分辨率。为了增大使用单一的外部检测器所获得的二维信息，所披露的这些系统和方法通过在多个外部的位点获得光测量值获得了关于内部定位的组织结构和/或装置的深度的信息，即第三维度。这些外部位点被定位在已知的彼此相对的距离处，例如使用一个检测器阵列，其中单个检测器被定位在预定的相对位置中。还可以采用定量的图像分析使用一个或多个外部检测器来确定三维显像。

用于三维显像的数学分析有利地将内部发出的光(例如近红外光)在它穿过组织时的散射和吸收二者考虑在内。在皮肤表面上或接近皮肤表面的每个检测位点处的光强度的定量值被用来计算当这种光从该共同的光源(例如，内部定位的导管尖端)到这些外部检测位点时这种光的散射和吸收的差异。就这种光源改变位置的程度而言，吸收和散射中的变化可被用于产生光的散射和吸收二者的三维图像(成像处理)。

可采用来自内部定位的光源的多波长发射来实现三维显像。根据本披露的示例性的实施方案，利用了从600nm至1400nm的波长以利用在水、脂质以及色素含量的差异，连同不同的光在不同组织中的散射特性。通过利用波长之间的差异，不仅对于不同组织特性三维成像处理是选择性的，而且在组织要素/装置的位置的精确性以及所产生和/或所表现的解剖细节方面也存在实质性的增加。

本发明的一个目的是还要提供在以上说明的系统中使用的一个光学导向的医用导管，其中这种导管包括一个发光点，当连接到该导管时，光从该发光点发出，并且其中由该发光点所发出的光是可通过检测装置进行检测以表明这个发光点在患者体内的位置。

本发明还有一个目的是进一步提供一种导管引导线，该引导线包括如以上说明的光纤，其中该光纤被嵌在一种足够刚性的材料中以便在将该导管放置在患者体内时为导管提供导向。

本发明的又另一个目的是提供将光学引导的导管上的一个发光点精确地放置在患者体内的方法，该方法包括：1)将光学引导的导管插入患者体内；2)从患者体内的导管上的发光点发出光；3)在外部检测从患者体内的导管上的发光点所发出的光，其中该光线是从患者体内经皮投射；4)基于从外部检测的光确定在患者体内的发光点的位置；并且5)基于发光点的位置确定患者体内的导管的放置。与本方法相关联的导管装置、波导、波长、光源、检测、成像以及记录装置如同在以上系统中所说明。

还有一个目的是提供本发明的一种专用方法，其中光学引导的导管是一根中央静脉导管，例如外周插入式中央导管(PICC)，这种导管被插入通向患者心脏的血管，并且其中所发出的光从PICC的远端发出，所述方法进一步包括在患者心脏附近移动该发光点，并且在该发光点接近患者的心脏时观察所发出的光的图案的变化，其中在心脏附近，所发出的光在强度上与心跳同步地波动，由此表明与患者心脏有关的患者脉管中的PICC的远端位置。还提供了另外的多种方法，这些方法包括当PICC端部在脉管中前进并进入患者心脏时观察从PICC的远端所发出的光的明显闭塞；观察当PICC的远端从心肌撤回到脉管之中时所发出的光返回至其非闭塞状态；并且基于心脏附近该光引导的PICC中所发出的光的性质变化的观察、快速确定或改变患者体内的光学引导的PICC的放置。

另一个目的是使用一个内部光源以及外部定位的多个检测器来提供组织结构和/或内部定位的多个装置的三维显像。有利地采用了定量分析用一个第三维度(即深度)来增强一个二维定位的功能性。另外，所披露的三维系统用实时显像得到进一步增强，由此实质上对所披露的系统和方法加入一个第四维度(即，时间)。

本发明的另外的目的、优点以及新颖的特征将部分地在以下的说明、实例和附图中给出，所有这些说明、实例和附图旨在仅用于说明性目的，而并非旨在以任何方式限制本发明，并且部分地由本领域的普通技术人员通过检查以下内容而变得清楚、或可以通过实施本发明而学会。

附图简要说明

出于展示本发明的目的，在附图中显示了一个示例性的实现方式；然而，应当理解本发明并不局限于所显示的精确安排和手段。

图1展示了根据本发明的一个示例性的实施方案的用于对一种侵入性装置进行定位的系统。

图2展示了在图1中示出的系统中所使用的导管。

图3A至3F是根据本发明的一个示例性的实施方案的导管和光纤的截面视图。图3A示出了嵌入至导管的壁内的一根光纤。图3B示出了连接到导管的外壁的一根光纤。图3C示出了根据本发明的一个示例性的实施方案的结合了多根光纤的一根导管。图3D示出了驻留在双腔导管的一个腔内的光纤。图3E示出了连接到导管的内壁上的一根光纤。图3F是根据本发明的一个示例性的实施方案的一根引导线中的光纤的截面视图。

图4是根据本发明的一个示例性的实施方案的一根引导线的纵截面视图，其中这根光纤被示出为留在导管中。

图5是根据本发明的一个示例性的实施方案的结合一根引导线的导管的截面视图。

图6是根据本披露的一个示例性的实施方案的示例性光测量位置的示意性图示。

示例性实施方案的说明

对本发明进行了说明以允许将一根光学引导的导管(或其他导管状的装置)快速、可靠并且精确地放置到患者体内的器官、脉管、管道或通道内。通过检测发光的远部尖端，本发明允许在发光的、光学引导的导管在患者体内前移时跟踪该导管，并且允许精确识别该尖端(或导管的替代性部分)，以用于这根导管的最终的精确放置。在体外队来自引入患者体内的光学引导的导管所发出的光进行检测，并且通过协调的观看/记录装置来显示这种光。本发明的发光导不限于一种特定类型的导管，包括该导管的系统在用途或位置上也不受限制。相反，它可用于所有情况，其中导管的精确安置是必要的，或者当留置导管的精确放置的重新确认是有益或希望的时候。提供了以下的说明和几个实例以说明本系统和方法的用途。

1.导管

本发明建立了导管的光学引导的特性，从而允许因此而改进的导管的精确放置，同时使导管的基本功能保持不变。因此，本发明的光学引导的导管元件包括所有医用导管，这些医用导管包括在本领域内认可的管状或导管状的装置，它们具有光导/或其他功能性，这些功能性允许从患者体内发出的光点在患者外被检测到并显示出。这为临床医生提供了准确放置该装置的远端或其他选定的一个或多个区域的能力。

在此使用术语“导管”以泛指所有侵入性或非侵入性类型的导管或导管状的装置，例如外周插入式中心静脉导管(PICC)、冠状动脉导管、肺动脉导管、硬膜外导管、中央静脉导管、外周血管导管、等等，连同替代性的导管装置(例如饲管、气管导管、尿道导管、以及类似物)。饲管近来已经被分类为非侵入性导管。因此，为了便于参见，在此将术语“导管”应用于所有导管以及管状或导管状的装置(即使从技术上而言它们自身也许并不总是被称为导管)，它们被插入患者体内，用于保护、管理、查看或治疗患者身体的一些部位，并且利用这些装置本发明的光引导系统快速、容易并精确地允许放置在患者体内的确切位置上。由此，如在此所使用的，该术语进一步包括作为传送装置使用的导管，如用于将支架和/或其他医用装置送至患者体内的精确位置。

出于讨论的目的，这种导管具有近端和远端，以及包括在导管内部的并纵向延伸导管的全部长度的至少一个腔。具有多个平行腔的导管在本领域内是已知的，这些平行腔具有相同或不同的尺寸、形状或内部直径。根据已认可的医学实践，取决于导管的预定目的，导管的远端经孔或经皮肤被插入患者体内。通过操作导管的近端，临床医生操纵远端以到达患者体内的一个精确位置，从而使导管的近端处于进入点或在外部延伸超出进入患者的点，或在皮下放置。在优选的用途中，光学引导的导管的远端精确地定位在患者体内，但将对这种装置的其他用途分别地进行说明。

导管的物理特点在柔性至刚性的范围之间，并且医生对导管的选择取决于其预定目的。在选择光学引导的导管时，医生的选择指标不需要简单地是因为加入了本光学引导的系统而改变通常的选择。例如，但并不旨在进行限制，一根气管导管将典型地选自以半刚性或柔性为特征的一种材料。通过比较，再一次仅作为一个非限制性的实例，当导管旨在作为口胃管起作用时，熟练的从业人员会选择由不同材料构成的并且如与例如窄的动脉或静脉导管相比具有大得多的直径的导管。例如，血管导管要求更大的柔性和弹性。

因此，已知导管具有范围很宽的特征，包括多个不同的尺寸和比例。一些导管具有固定的长度；其他导管像PICC被切成一定的长度。此外，导管可以被构建为具有一个或多个腔。患者的此类变化的需要，连同物理特征的范围以及导管其自身的选择，均是完全处于具有在医学领域内使用导管的经验的普通执业人士的范围之内。因此，相信对于导管的物理特征以及熟练的医生对其进行选择的基础的更为详细的讨论对于实施本发明的光引导的导管系统不是必需的。

2.波导

在此使用术语“波导”来表示一种导光元件，该导光元件提供了具有一种或多种必要的波长的光，这种或这些波长的光与本发明的系统的导管元件结合使用。该波导允许将光传输至体内，这样可以从外部或体外对其进行检测。这就允许精确放置光学引导的导管。术语“光学引导”或“光导”也被术语波导所涵盖。

该波导终止于该导管的远端或尖端略短处的(在0.01至1.5cm，优选0.3至1.0cm，优选小于或等于1.0cm，优选小于或等于0.75cm，优选小于或等于0.5cm)一个远端的发光末端。尽管如此，此使用术语“远端”和“尖端”应理解为该波导终结在略短于如以上句子中所定义的导管的实际远端或尖端处。其结果是，光从导管内向外辐射，并且被导管材料(典型地是透明的或半透明的塑料)漫射，从而使之变成多方向性的。在一个替代实施方案中，该波导可以达到或稍微超过导管的端部或尖端，但是在这种实施方案中，波导端部将需要被涂覆或绝缘以保护其在操作过程中或在患者体内使用时免受磨损或损害。有利地的是，对于在波导刚好放置在导管的端部之前的实施方案，对于波导的端部这种额外的保护不是所需要的。

在某些实施方案中，若波导在导管的不同点处终止，则这种光仍然以多方向穿过导管材料。优选地，光从导管的尖端、或导管上的其他选定的环绕大约360度半径向外照射。注意，并非在每种情形中重复，在一些情况下可在导管上选择其他点用于通过光引导系统在患者体内精确放置，在此应理解每次提及导管的“远端”或“尖端”都应涵盖导管上所选择的单数或复数意义上的其他位置。

光本身一旦进入包围插入的导管的组织就完全变成全方向的。因此，出于调节的目的，可以将漫射器加在光纤的端部，但它对于增强本系统不一定是必需的。在另一个实施方案中，若需要更大的漫射，则对导管的远端或选定部分进行蚀刻或由包含反射性颗粒的塑料构成。调整要求是基于可由眼睛成像的以任何给定方向的光和/或在距离光源(纤维尖端，LED，独立光源，等等)特定距离的光的绝对强度(以mW/cm2为单位)。

在本发明的某些实施方案中，将纤维光学部件用于提供通过柔性传输纤维的光传输以便将光导向光学引导的导管的远端，在这种情况下，该波导是固定至该导管上的一种单一光纤或几条单一纤维或一束导光纤维或它们的任何一种组合(在此简单地通称为“光纤”)，如将要在以下进行更为详细说明的。每条光纤包括载光内芯以及将光局限在内芯中的包层。典型地，每条纤维是一种两层的玻璃或塑料结构，其中由一个较低折射指数层覆盖一个较高折射指数的内部。在纤维光学领域的普通技术人员会熟悉并能够很容易地从结构类型的范围中(从在折射指数中的连续梯度到步级)进行选择。

尽管在导管的尖端上使用漫射塑料或者将纤维蚀刻会更有效并且更廉价，但是在一个替代实施方案中采用了不同长度的多条纤维，即由多个非常细的波导构成的一个纤维束。更确切地说，多条小直径(25至50微米)的纤维被组装、成对，并然后在发光导的远端处终止，特别用于导管尖端的位置以及中介组织的三维成像。此外，在该束中的每个小纤维的末端均可以切成一个角度，以便将从发射导管的末端将近红外光引导在一个完整的圆中。也可以将一个反射器放置在发光的光学引导的导管的远端以便将最初没有散射的任何光能量反射到患者的体外，由此将达到组织内任何一点的光强度最小化。为了简洁，在此也将其中使用了纤维束的这些实施方案称为一种“光纤”。

任何光纤或波导的设计或尺寸在本发明中都是适宜的，只要(1)它提供了穿过皮肤从患者体内被看到的具有必需波长和特性的光，并且(2)它足够小以便安装在导管或导管壁上或者固定在其内，以便允许导管发挥作用而不阻碍其预定目的，以及(3)它与在此说明的系统是相容的。选择波导以产生与一种装置相容的波长，这种装置用于当激活该光线时查看和/或记录从患者体内照射的光。

存在着几种用于将光纤连接到导管的通用方法。在一个实施方案中，光纤包含在导管的内壁之内或与之连接。导管的“内部”是指导管壁的腔侧，或者在导管中存在多个腔的情况下，是指导管内的至少一个腔的管壁的腔侧。这个腔可专用于该光纤或者光纤可驻留在腔的仅仅一部分内，从而允许腔的剩余部分仍可用于其他目的。在另一个安排中，该光纤在构建过程中被连接至导管的内壁上或在其内部形成，或者可替代地，在构建过程中连接到导管的外壁上或沿着导管的外壁

(即，外表面)形成。这些附着的手段中的每一种均旨在将光纤“连接”至导管上。

在另一个安排中，通过如将该光纤吹入该导管腔内来随后将光纤加到导管壁的内表面上。在一个实施方案中，该纤维被进一步固定(例如，通过胶合)在导管腔的内壁上的适当位置中。然后，用保护性(例如，塑料)涂层将所附连的光纤涂覆在壁上的适当位置中，该涂层有效地将光纤与身体或可通过导管腔输送的液体的接触隔离，并且保护其在装置(如引导线、支架等等)穿过导管、光纤而到达导管的外壁时不受磨损。如上所述，这些附连手段中的每一种也是旨在当将这种光纤“连接”到该导管上，就像将纤维插入导管腔内而没有固定。

3.替的实施方案：作为引导线的波导

在一个实施方案中，光纤被附连在导管引导线上，其附连方式类似于刚刚说明的方式，这样该光纤和引导线就成为一体。此类导管引导线在本领域内是熟知的。在这种方法的一个变体中，引导线其自身并不是一根线，而是涂敷在光纤上以便将其转化成引导线/光纤元件的金属或硬塑料涂层，然后该引导线/光纤元件具有所希望的物理特性，这些特性既用于提供用来查看导管尖端的光导并且也用于提供在将导管定位在患者体内时的刚性和引导。

在另一个安排中，该光纤包括一种标准引导线的芯；而在另一个安排中，光纤被附连在引导线的外面，具有或没有保护涂层，以使该单元作为一体发挥作用。

在另一个实施方案中，将引导件/引导线引入患者体内，并且使用如之前所说明的系统对波导/引导线的远端尖部适当地定位。然而，在这种情形下，其中尖端处的材料吸收了所发出的光的显著部分的导管然后被滑入至该波导/引导线上方的适当位置。因此，由于所发出的光在导管覆盖波导(以及因此覆盖了传输的光)时被淬灭，所以可以识别导管的位置。

在又另一个实施方案中，将包括波导/引导线的导管(如，已经切成一定长度的PICC)引入患者体内并使之前行直到该导管的远部尖端被适当地定位在患者体内。通过此前讨论的方式使用检测器来确认导管的位置，但接着将波导/引导线从导管中撤出，而使导管精确地放置。

在另一个实施方案中，将波导/引导线引入患者体内，并且使用如所说明的系统将波导/引导线的远部尖端适当地定位。然后将导管(也包含波导)在引导线上滑至患者体内的位置。然后，通过使一个或另一个的发射光闪烁，或通过对于每个波导使用一个不同波长并对每一个波导分别进行检测，或通过使用能够广泛地检测所选择的波长范围的检测器，来区别导管的波导与波导/引导线。

4.光发射器

一个或多个发射器是本光学系统中的关键元件。发光元件将电模拟或数字信号转换成相应的光学信号，在本发明的光纤系统中这种光学信号提供了可被注入纤维中的光信号。光发射器是重要的元件，因为它经常是系统中最昂贵的元件，并且其特征经常强烈地影响所给定的连接的最终性能极限。

在光学系统中作为光源使用的最为常见的装置是发光二级管(LED)以及激光二极管(LD)，典型地是固态LD。每个均为半导体器件，当它被电流刺激时即发出相干光，如将在以下进行更为详细地讨论。

5.选定的功率和波长

由本发明的光学引导的导管或从本发明的光引导的导管中传输的光落入光谱的近红外范围(大约620nm至1500nm)内，并且典型地具有小于5nm宽的发射以及在1至100mW的范围之内的光能量。选定的功率可小于50mW、小于30mW或甚至小于10mW，只要传输的光可以经皮检测到。通过将尽可能多的源功率连接至纤维之中，通常可得到最佳结果。关键要求是源的输出功率必须足够强，以便将足够的功率到提供给接受端的光检测器，然而源的输出功率必须保持足够低，这样组织就不会被破坏并且患者不会受到伤害或造成不必要的不适。最佳的是，选定的功率水平产生很少的热，并且对患者的风险很小或没有风险。在纤维光学系统中，功率水平的选择必须考虑到纤维衰减、连接损失以及其他系统约束。

在本发明中，近红外光源是优选的，这是因为与使用较短波长时的效果相比，较少的光被组织中的生色团吸收，并且较少的光被组织中的小颗粒和其他结构散射。光谱的红外区域包括长得多的波长，并且在遍及大多数的波长范围中，组织具有相当高的吸收。优选地，选定的传输的光是620nm至1100nm，更优选650nm至980nm，更优选700nm至930nm，更优选750nm至930，更优选750至850。而且，选择光的波长的这些特定范围，因为人体组织容易传输近红外光以及红外光，并且下面的或皮下的结构使红外光衰减。肌肉纤维往往将这种光散射，然而这种光被血流中氧合血红蛋白以及脱氧血红蛋白吸收。见，例如Anderson等人，J.Invest.Dermatol.77(1)：13-19(1981)。

所述范围内的一些波长比其他波长表现得更好。例如，较短的波长在组织中不会穿透很远。从620nm至大约700nm的光被认为是“可见的”，因为眼睛可检测到它，但眼睛的敏感度随着被检测的光的波长的增加而快速下降。相应地，通过协调选定的波长与本系统的光检测器，提供了经皮传输的光的最佳检测。尽管处于某些波长的经皮传输的光还可由医生直接观察到，但本发明提供了一种检测、敏感度以及精确性的水平，这不能由医生单独使用无协助的视觉观察来可靠地提供。

6.光源

在一个优选的实施方案中，光源是LD或超级发光二极管(SLD)，因为已知它们在连接到小光纤中时为本发明提供足够的亮度。在该替代方案中，选定的LED(优选表面发射LED(SLED))还提供通过患者的皮肤看得到的足够的光，并且更加经济。本发明的LED是那些适用于纤维光学中的LED，而不是在常见器具中的更为常用的指示器LED。光学LED有利地传输处于近红外的波长(因为纤维的光学损失在这些波长是最低的)，并且LED发射区域通常大大小于指示器LED中的区域，由此允许用小芯光纤的可能的最高调制带宽以及改进的耦合效率。

事实上，尽管在LD与LED之间存在着差异，但当在它们的阈值电流以下工作时，LD起到LED的作用。因此，本发明旨在适用于当连接至光纤中时具有足够功率的任何一种或所有固体光源，由此提供了通过患者传输的并且通过患者的皮肤所看到的光，以提供所附连的装置的精确放置。这旨在包括在未来开发的光源，这些光源能够产生适当的光输出。尽管使用不同的光源演示了本发明的用途，但本领域的普通技术人员在这些传授内容的指导下可以做出进一步的光源增强。

优选的光源典型地是具有集中在大约830至920nm的光谱峰值的一种可商购的LD或LED。发光二极管激光器是采用在半导体结晶中的p-n结的一种固态装置。当在前向方向中施加一个小的偏置电压时，通过在结的附近将电子和空穴进行重新组合来产生一个窄光谱的发射带。峰值波长是该光源发射最大功率时的波长，在这种情况下，该峰值波长在近红外范围内。当在本发明中使用光纤时，将它与用穿过光纤的最少衰减而传输的波长相匹配。理想的是，从LED或LD中发射的所有的光都将处于峰值波长，但在实际上，光是在以峰值波长为中心的一个波长范围内发出。这个范围称为光源的“光谱宽度”。由该LD产生的光的窄带源可以容易地连接至小直径(小于500微米的芯)的光纤中。

LED是将电流转换成光的复合半导体。这种转换过程是相当有效率的，因为与白炽光相比它产生了很少的热，但它却不如LD的功率大。LD和LED在光学引导的导管中使用是有利的，因为它们小而具有高辐射率，即它们在小面积内发出大量的光。它们的尺寸相当于光纤的维度。它们具有非常长的寿命，从而提供高的可靠性。此外，可以用高速度对它们进行调制(断开和接通)。

对于本发明的目的二者之间的主要差异是表面发射器LED具有相当简单的结构，而仍然提供低到中等的输出功率水平。SLED在所有方向上发射光，这对本发明是有益的。

LD的峰值输出波长的光谱位置是通过选择多种合金半导体材料中的一种(如GaAs、InGaAs或SiC)并且通过改变所选定的半导体的成分而确定的。在本发明的优选范围之内的适宜的光源是窄带的、可商购的GaA或GaAlA(分别为砷化镓或铝稼砷)发光二级管激光器，这种激光器具有830至905纳米的峰值输出波长以及仅几纳米的带宽(例如，Hitachi model HE 8801 GaAlAs IRED)。较长波长的装置通常包括InGaAs或InGaAsP(分别为砷化镓铟或磷砷化镓铟)。

因为适当波长和能量的LED光源产生比LD宽得多的光谱宽度的光，所以可能会在光检测器上要求一个较宽的带通滤波器。见在检测装置标题下的滤波器。由于通过滤波器并到达光检测器的室内光的增加，当光的光学带宽变成大于大约8nm时它就变得重要。尽管在使用通过较宽范围的波长的滤波器时这种背景照明被增加，但所造成的信噪比的减低可通过适当地使用较高功率的光源得到补偿。

在本发明的纤维光学系统中，LD或LED发光器件被安装在一个封装件中，它使得光纤能够被放置在非常接近于该发光区域，以便将尽可能多的光耦联到纤维上。在一些情况下，发射器装配有微型球面透镜，以便将所有可能的光收集并聚焦在纤维上。在其他情况下，一根纤维直接“盘绕”到发射器的实际表面上。一个尾光纤是附连在纤维光学部件(如激光器或耦联器)上的一个短长度的纤维。当采用接近类型的耦联时，将进入纤维的光量是以下几个因素的函数：LED或LD的强度、发光表面的面积、纤维的接受角、以及由于反射和散射而导致的损失。

LED或LD的强度随着其设计而变化，并且经常用一个特定驱动电流的总功率输出来限定。有时，这个数字作为被传送至特定类型的纤维之中的实际功率而给出。在所有其他因素相等时，由LED或LD提供的更多的功率转化为“进入”纤维中的更多的功率。“进入”纤维中的光的量值是发光表面的面积与纤维的光接受芯的面积相比的一个函数。这个比率越小，被传送至纤维中的光就越多。纤维的接受角用数字孔径(NA)来表示，数字孔径被定义为纤维的接受角的一半的正弦。典型的NA值是0.2至0.8，它们对应于11度至46度(它们应与这些NA值相匹配)的接受角。光纤将仅传输以等于或小于针对特定纤维的接受角的角度进入的光除了纤维表面上的不透明障碍物之外，还总存在由于来自任何纤维的进口和出口表面的反射的损失(称为Fresnell损失，并等于空气与玻璃或塑料纤维材料之间每次转变的大约4％)。存在特殊的可商购的连接胶，必要时可将它们涂敷在玻璃表面之间以降低这种损失。

光生成系统可进一步要求或受益于使用已被认可的增强的信号再生器、信号转发器或光学放大器(如EDFA)，以便维持信号质量。当应用纤维光学时，可使用纤维光学放大器，即一种全光学放大器，它使用铒或其他掺杂纤维以及泵激光器以便增加来自光纤的信号输出功率而没有电子变换。

7.脉冲光

在本发明的某些实施方案中，将光源进行脉冲，以便既降低所需要的总的光强度也协助检测闪烁的发射光。例如，脉冲光可协助致密器官(如心脏)的检测(不要与实例2中说明的当光学引导的导管接近心脏时传输光的脉动强度相混淆)。脉冲光具有超过从导管中发射的恒定光束的多种优势，包括但不限于：显著降低传输光所需要的平均功率，因为它仅仅“接通”一段较短时间。这还就意味着产生了很少的可破坏患者体内的周围组织的热量。这降低或消除了与本发明的用途相关联的基于光的安全顾虑。

本领域内广泛公认的是，与连续信号相比，可更加准确地检测并测量已知特征(脉冲宽度、频率、脉冲时间等等)的脉冲或闪烁信号并对抗噪音较大的背景。另外，该光检测器与光源可以是频率和时间锁定的。这允许在放大之前将在光“断开”时的光学信号从在光“接通”时的信号中减去。背景的这种动态减法遏制了由于室内照明的作用，因为不论所传输的近红外光源是“接通”或“断开”，室内或背景光大体是相同的。这实质性地改进了在噪音之上的信号识别。

使用具有100Hz频率的1毫秒脉冲，每秒有100次脉冲(10％的占空比)。如果光源是100mW，则考虑到调节目的，10％的占空比给出仅10mW的平均功率，而光检测器“看到”来自一个100mW源的信号。所以，脉率频率可广泛地进行变化，这取决于所使用的光源/光检测器。这可在光检波与测距(LIDAR)频率(MHz)的范围之内(范围可低至1Hz)，虽然最佳的频率可以在100Hz与10kHz的范围之内。可将脉冲宽度调整至给出优选的在1％与10％之间的占空比的数值。值得注意的是，100kHz下的1微秒的脉冲等于10％的占空比，而在100Hz下的100微秒脉冲是1％的占空比。

此外，可以从多个不同脉冲中将信号积累(总计和/或平均)，以便通过n的平方根(其中n是被求平均的脉冲数)来提供更大的灵敏度(增加的信噪比)。

8.多重波长

在本设计的又另一个实施方案中，该光源由几个波长或多个波长的连续体组成。因为不同的组织类型(例如肌肉、脂肪、肺等)具有很大不同的吸收和光散射特性，所以对在多个不同波长下所测量的强度差异进行分析以显示导管尖端在三维中的位置。利用适当的已知数学算法(说明了在每个波长下组织对于光的散射)，三维成像处理(rendering)由导管尖端和皮肤表面之间的组织的吸收和散射特性构成，在该成像处理中，测量值提供了身体内部结构的三维“图像”。用于光源与身体表面之间的结构所获得的空间分辨率是取决于进行测量的数目以及其他实验性参数。

9.光检测和成像装置

光检测器是一种装置，它包括一个光电二极管或一个光电二极管以及将光转换成电子信号的信号整理电路。在当前情况下，光从光学导向的导管沿着到达患者身上的的最接近皮肤面积的直达路线被传送到光检测器中，如以上所给出。光到电子信号的转换允许对这种光进行成像并记录。各种不同类型的光检测器，如近红外光检测器、光电倍增器、光电二极管以及雪崩光电二级管、摄像机、以及类似装置均作为本发明的成像装置来使用。可使用单个的或成组的CCD阵列来确定所发出的光的强度和位置。可将检测系统与几个不同的额外装置中的任何一种进行连接，用于增强在患者皮肤的表面上检测的光并将光的位置报告给操作者。

光电探测装置在本领域内是了解充分并很容易进行使用的，并且相信光电倍增器、光电二极管(包括硅PIN光电二极管)以及雪崩光电二极管(APD)(包括硅APD)的进一步的讨论对于技术熟练的医生实施本发明是不必要的。所有都包括在此；但处于低频率并处于低(但不是超低)信号水平时，PIN光电二极管经常是优选的，然而在较低的光水平下，雪崩光电二极管可能是优选的。例如，200至1100nm的波长范围与硅光电二极管相关联。然而，如本领域的普通技术人员所认识到，其他光电二极管构成具有不同的波长敏感度，并且这样的个人将知道怎样选择优选的检测敏感度或能力。

10.滤波器

通常，光电倍增器和图像增强器在近红外波长中比它们在光谱的可见区域时更不敏感。结果是，若存在着显著的室内照明，则对于本发明的所有光检测器而言滤波器可能是令人希望的。在一个实施方案中，用一种或多种适当的滤波器覆盖检测装置。对比度的比率或信噪比(SNR)以一种同步的方式推动光源与过滤器二者的光谱性能。例如，使用窄带光源(如LD)以及具有一个或多个很窄(几纳米FWHM)通带和高传输率(大于80％)的滤波器将产生良好的并且可使用的SNR。

即使在患者体内使用时，从光学引导的导管中所传输的光包括一个范围的波长，但在实践中导管的远端作为一种单一的发光点来对待。从体内发出的光典型地是近似圆形的点，在此称为“光点”，尽管当在导管内或该导管上(即，在具有多个开口的饲管中)彼此足够接近地使用多个发射光时，每个均代表光的一个单一的点，但共同地，它们可作为一种表观长形光或条形光进行检测。发生最大光发射的体表上的位置近似是最接近导管的尖端或选定区域的位置。这是因为光强度在很大程度上取决于从源(导管的尖端)到体表的距离，即它必须通过组织传播(散播)的距离。因此，在患者的外表面在与从患者体内的远端导管尖部(或其他选定的点)中所发射的光直接对齐的位置上对来自该导管的光点进行经皮检测。总之，其他环境光的作用(已承认的噪音)直接随光滤波带通的宽度的增加而增加。

取决于环境室内光照，背景照明可低于可见光(荧光灯)或高于它(手术灯、通常基于钨丝的照明)。因此，有利的是，操作者使用一个或多个滤波器来增强由本发明的检测系统所识别的光的质量。在这样做时，使到达该光检测器的光的波长通过去除(到可能的程度)背景室内光的光学滤光器，优选直到最佳地光检测器不再检测到这种室内光(干扰噪音)。然而，在实际应用中，背景照明增加了落在光检测器上的总的光，由此增加了到达光检测器的噪音。此外，商业光源倾向于增加噪音。它们在更高频率处噪音更大，因为在商业水平上很少做出努力来对调制进行控制，它们发生过快以致不能通过肉眼“看到”。例如，典型地在医用设施中使用的荧光在180与360Hz的频率进行调制，另外，由于这些弧光的不稳定性，它们产生了大量的更高频率的噪音。

背景室内光将与用在波导中的波长的强度成比例地产生干扰。具有遮挡传输通带之外的波长的高衰减率(大约10至4到10至5)的一种或多种窄带干扰滤波器(例如10nm带通)将进一步改进SNR，典型地允许在完全照明的病房中进行测量。然而，关闭外科灯以及其他特别高强度的光源对于本发明的实施有是利的。

在一个实施方案中，为了选择合适的滤波器，优选一个窄通(在一半的高度上小于10nm)，但可以使用更宽的带通滤波器。在该替代方案中，可使用具有集中在780nm(对于780nm的光源)处的峰值波长的干扰滤波器来覆盖光检测器的查看表面。仅作为例子，选择小于或等于10nm的值以允许LD波长中的一些变化，而同时将通过一个或多个滤波器到达光检测器的外部光(除了从LD或LED中传输的光)的量值最小化。当然，如果使用光的其他波长，则选择集中在该波长附近的合适的干扰滤波器。

用于增强近红外光的滤波器在本领域内是熟知的并且是可商购的。医生可很容易地对它们进行选择，这取决于现有的背景光以及选择用于传输的波长。因为需要与之竞争的外来环境红外或近红外光较少，所以此类滤波器增强了所选的近红外光的检测能力，并有益于传输波长与检测装置进行所要进行的协调。

检测系统(如在夜视镜(NVG)以及其他图像增强的系统中所使用的系统)在最大可能的程度排除了背景的可见光，从而允许更容易地检测到所感兴趣的近红外光。其结果是，例如在夜视镜中，实际上是这种或这些滤波器在可见光之上使近红外光对于医生或检测装置是可见的。

例如，此类近红外夜视镜或具有与所传输的光的波长相协调的滤波器的等效检测装置可应用于该系统中，以显示并跟随光学引导的导管的所传输的光从入口位点到达患者体内所选定位置的进程。因此，利用在适当位置的必要的滤波器，该检测装置放大或增加所发射的光，特别是处于低水平的所传输的近红外光。

光吸收的滤波器可基于其自身的基板(如所选定的玻璃或塑料)和/或在该基板之上的光学涂层而工作；然而，干扰滤波器典型地从来自该涂层。按照这些传授内容的指导，本领域内的普通技术人员可不受限制地选择用于实现特定光谱敏感度的特定滤波器。通过在适当屏蔽的环境中进行本发明的方法，也可以将环境光从所感兴趣的光谱范围中排除。

由于与皮肤、骨骼和周围肌肉以及脂肪组织相比，静脉血、动脉血、以及非正常结构在吸收特点方面的差异，使用具有适当光谱敏感性的本发明中的成像系统可将静脉、动脉或其他结构的位置和安排可视化。在该替代方案中，使用多个滤波器的组合选择在一条或多条窄传输带之中进行观看的光谱范围，以允许在白天使用系统，以便将静脉血与动脉血相区别或去除噪音或其他对所希望的图像无贡献的辐射。滤波器还可以与一种成像系统结合使用，以使查看的光谱范围缩窄或排除可能干扰所感兴趣的特定皮下结构的显像的光线。尽管如此仍然重要的是，无论所采用的近红外光检测器的类型如何，要使介入的手术器械、海棉以及类似物不会掩蔽所传输的光从光学引导的导管通过患者到达并且通过皮肤的传输。

11.光检测器系统的额外部件

在一种选定的实施方案中，一个发射器控制电路控制着到达光学引导的导管的能量。在另一个实施方案中的安全检测器确定了在近红外发射导管与其控制电路之间的连接的完整性和/或红外发射光导的连续性。还可采用加入一种可听系统，例如，以便警告在能源供应光到发光导的连接中的错误，例如当与选定的波长或强度相比所提供的实际波长或强度方面的不一致性。可听信号仅仅是将非视觉信息提供给操作者的一种方式，由此当允许操作者在朝向患者观看的同时(例如)将光检测器通过患者身体。

在本发明的光引导系统的一个替代性应用中，近红外检测光导物理性地连接到所采用的用于切割的器具上，例如腹腔镜检查的电烙术器具。然而，因为切割装置通常与内部成像系统一起使用，并且当前的光学引导的导管不是内部成像系统，所以此类仪器操作将可能不与光学引导的导管结合使用以提供切割器具的精确放置。

在另一个实施方案中，视觉光源摄像机和监视器与该系统一起使用，以提供从器官、通道、管、脉管或类似物中经皮发射到患者身体的外部的光的视觉显示。在一个实施方案中进一步提供了记录这些图像的手段，尽管可根据操作者的选择可记录或不记录图像。因为成像手段驻留在患者身体的外部，并且从身体外部观察引导光，所以成像手段的大小除了操作者或患者驻留的机构的便利之外并不受到限制。大范围的成像装置可以与本系统相联合操作，如本领域的普通技术人员将会认识到。

12.其他考虑

目前所限定的光学引导的导管以及针对其使用的系统可由任何一位熟悉导管放置的人，包括在野外(军事、快速反应团队以及类似团队)中的保健人员来实施，并且有利地并可靠地允许光学引导的导管的精确放置。不需要专用设施，除了可供使用的光检测器装置。当其他方式对导管进行清晰观察也许是不可能时，本系统对在创伤情况下精确放置导管是特别有用的，并且当患者从一个位置转移至另一位置时，尤其是当患者的移动可能会使已安置的导管移动时，本系统对于将导管维持在适当的位置是特别有用的。

为了在治疗患者中帮助使用光学引导的导管的医生，用于将检测到的、经皮发射的光进行可视性显示的方法包括将检测到的图像显示在监视器或TV屏幕上，以查看从患者体内经皮发射的光点的实时图像或记录的图像。有利的是，当所展示的图像相对于患者出现在外部时，所显示的图像示出发射的光，或者可以将该图像局部放大以恰好显示患者的一个局部化的面积。在一个替代实施方案中，从一个外部源指引一个可视的第二个光点，以便在患者体内在正从光学导向的导管中发射的检测到的近红外光的位置上照射到患者身上，由此充当对于医生的一个可视指示器，否则该医生实际上并不能在患者身上直接看到所发射的近红外光。

类似地，可使用不同的光检测器，包括光电二极管、光电倍增管、雪崩光电二极管以及微通道板。例如，在检测系统的一个变体中，灵敏的微通道板成像器或类似装置用于将小型显示器直接放置在操作者的一只眼睛的前方，由此如允许操作者按照需要观看患者或显示器。当使用光电二极管或其他单一位点的光检测器时，它们可以在患者身上移动以检测从光纤中发出的特定光的最大点。通过调制处于特定频率(如1000Hz)的光并仅检测该频率的光信号，使测量敏感度最大化。

可以为一个摄像机控制单元配备一种自动增益控制，以调节图像的对比度，从而为医生提供增强的可见度。当一个或多个光检测器在患者身上通过时，目前所说明的系统还可与指示信号强度的一种发出听觉和/或视觉信号等等相联系。

与任何一种导管一样，在患者的使用之前将光学引导的导管进行消毒。然而，因为当光学引导的导管被传送至医院或医生时已经是无菌的，所以在医院没有额外或特定的消毒要求，尽管必须遵循已知的指导方针来维持导管的无菌性。光检测器装置以及其他不接触患者的系统组件在使用之前不需要进行消毒，尽管根据标准的(规定的)医学实践，对它们进行有规律的清洁并在每次使用之前用无菌溶液将它们擦净。

使用目前的光学引导的导管所涉及的风险并不比与患者体内任何一种其他导管系统相关联的那些风险更大，并且实际上由于当前装置的准确放置这些风险要小得多。尽管纤维光缆可避免所有形式的干扰，但电子接受器/光检测器却不是。由于这一原因，当使用当前的光学导向的导管系统的电子部件时，不需要采取正常的预防，如屏蔽和接地。

本发明的“患者”是将要在体内使用导管的任何人或动物。患者可以是健康或生病的，从最小的婴儿到大的成年人。全体将受益于将本发明的光学引导的导管的准确放置的优势。

13.系统的操作

参见图1，显示了用于对侵入性医用装置进行定位的一个示例性系统100。然而，应当理解，以下讨论旨在对本光学引导的导管系统的一个实施方案是指导性的，但并非旨在对本发明进行限制。在此参见对一根光学引导的导管的精确放置来对本系统进行说明，如以上所定义，即将其物理性地插入至患者体内或将其维持在其留置位置。在图1所示出的实施方案中，显示出该系统具有精确放置在患者体内的导管101。如在图1中所显示，导管101是一个双腔导管，在这些腔连接处的点上具有分叉点115并且在每个腔上具有IV接头交汇点114、116，以允许与其他管/设备进行连接。导管101被插入患者的大腿(腹股沟)中的动脉内并进入至胸腔内。然而，根据对于选定目的所选择的导管类型的标准医学实践，在此说明的器具和方法可以用在身体的其他位置中，在以下实例中对其中的一些进一步进行说明。

导管101具有远端103和近端105。波导107与光源109相连接并且波导107被插入导管的一个腔的近端105之中。通过使用波导107来操作系统100以便向导管101的远端103提供光信号，光信号从该点发出。在患者身体之外经皮检测到该信号，使之能够确定远端103的位置。例如，光源109产生光信号，将该光信号提供给波导107。波导107在波导入口点处进入导管101(例如，在图1所展示的实施方案中经由IV接头交汇点116)，该波导入口点是在导管101进入患者的点的外部。波导107为光信号提供了一条路径以便行进到导管101的远端103。在操作意义上，光信号从位于导管101的远端103处的波导107中发出，优选在所有方向上360度发射。发出的光通过患者身体并被光检测器111检测到。

在图1中所示的实施方案中，光检测器111与基座单元120物理性地连接。然而，本领域内的普通技术人员应当理解，可使用不同形式的光检测器，包括手持式光检测器，这种光检测器经有线或无线的连接与基座单元进行连接。

基座单元120形成了用于不同系统元件的机械支架。在一个示例性实施方案中，基座单元120包括框架102，该框架102由种坚固轻型材料如铝形成。框架102的下部具有加重的区段104以稳定框架102，即保持它免于倾斜。在一个示例性实施方案中，框架102包含多个滑轮或轮子106以允许基座单元120是可移动的。

在图1中示出的实施方案中，系统100由标准的110V电源经由电缆122供电。可替代地，对于在希望增加活动性的系统，使用一个或多个电池来对系统供电。在使用电池电源的实施方案中，系统100具有一个优势，因为它不要求接近电插座。

光源109产生与波导107相耦合的光信号。在一个示例性的实施方案中，该信号包括在近红外或红外光谱中的辐射。对于具有较长波长的辐射信号，经患者身体的辐射的透射率典型地较高。其结果是，可见光范围内(即，400nm至620nm的波长)的辐射受到患者的身体组织(例如，血红蛋白或其他色素)的较高水平的吸收，这将要求更高功率水平以使相同的信号水平达到光检测器111。因此，使用近红外或红外光谱(例如，620nm至1500nm)的辐射允许系统在较低的功率水平下运行。然而，对于本领域的普通技术人员而言清楚的是，这些在此说明的这些技术可以与不同的波长的辐射相结合来使用。

在本示例性实施方案中，光源109包括LD，该LD在10MW与100mW之间的最大功率水平下运行。该LD产生了具有波长为830nm的光输出，该光输出被耦联至波导107中。还可以使用替代性的光源(例如，超级亮度二极管、LED)，并且对于本领域内的普通技术人员而言应当是清楚的。

参见图2，显示了与本发明的一个实施方案相一致的导管101的分解图。导管101具有远端103、近端105以及壁205，该壁形成了围绕着内部部分或腔207的管。光纤209沿着腔207连接到壁205上，以形成参见图1所讨论的波导。在该示例性的实施方案中，波导包括具有(例如)100微米的芯的光纤。纤维209从一个光源(图1的109)延伸至导管101中，并且在近端105处进入。该纤维在导管101的长度上延伸并且在远端103处终止。

在图2中所示的实施方案中，纤维209被连接到腔207内部的壁205上。可替代地，纤维209可以被封装在导管101的壁205中，或纤维209可被连接在壁205的外部。相对于导管101的壁205用于对纤维209进行定位的替代性的配置显示在图3A至3E中。参见图3A，纤维209显示为封装在壁205之内。在图3B中，纤维209被连接在导管101的外部壁205上。另外，如在图3C中所显示，导管101可包括多根纤维。参见图3C，第一纤维209a，第二纤维209b以及第三纤维209c被封装在壁205内。在其他方案中进一步打算有另外的纤维。使用在单一导管中的多个纤维允许同时在单个导管中使用不同波长或不同调制模式的辐射。另外，不同的纤维可在沿着导管的不同的位置终止，这允许沿着导管跟踪多于一个点。这对于确定导管是否不适当地插入(例如，在其自身上有“对折”)是有用的。图3D示出了纤维209，该纤维驻留在双腔导管101中发现的两个腔207a，、207b之一中。在图3E中，纤维209被连接在导管101的壁205的内部。纤维209还可驻留在腔207中而不连接到导管101的壁205上。多种其他配置是可能的，并且对本领域的普通技术人员而言应当是清楚的。

在一个替代性的实施方案中，纤维209可被包含在一个独立的结构(如一根引导线或一个分开定义的腔)之中。图3F和图4示出了封装在引导线401中的纤维209。纤维209被包含在引导线401的结构之中。引导线401典型地由刚性或半刚性的材料形成。将引导线401从一端插入导管中并用于将导管放置在患者体内的适当位置之中。纤维209驻留在引导线401中，并被用于对引导线401的远端403进行定位。在一个示例性的实施方案中，引导线401可以用刚性或半刚性的材料通过涂覆纤维209以产生该引导线而形成。

当纤维209未物理性地连接在导管上时所出现的一个顾虑是确保引导线401的远端402与正被插入的导管的远端适当地对齐。因为目标是对导管的端部进行精确定位，所以引导线401的远端403必须与引导线的远端相对应。例如，通过在引导线401与被放置的导管中的腔的内壁之间的一种压力或摩擦装配可以实现这一点。可替代地，可形成一种物理停止件以确保适当的对齐。参见图5，展示出的导管501带有驻留在腔503中的引导线401。在导管501的端部形成一个对齐停止件505。引导线401通过腔503直到引导线401的远端403与对齐停止件505相接触。

再次参见图2，导管101的远端103与纤维209的发光端210对齐。对纤维209的发光端210被配置为允许光指向所有方向。例如，在纤维209的端部形成泪珠形状或球状以便允许达到发光端210的光等向性地进行辐射。本领域的普通技术人员应当理解在纤维209的发光端210所形成的以产生一个等向性的辐射模式的其他不同的构形。

一旦信号经由纤维209行进至发射端210并且等向地辐射，这种辐射通过周围组织并离开患者身体。该辐射被光检测器111(如在图1中显示)检出。不同的检测装置可用于检测器111。本发明的一个实施方案提供了该系统的操作者使用的一种检测装置，如(但不限于)近红外的夜视镜(“NVG”)，以便在对导管的放置过程中直接观察正在从其中发出辐射的位置。另外的实施方案利用光检测器，这些光检测器捕捉辐射的信号并将信号提供给处理中心123，用于显示在输出装置(如显示器113)上(如在图1中所显示)。

再次参见图1，在一个示例性的实施方案中，处理中心123被定位在基座单元120上。处理中心被连接到光源109、光检测器111以及显示器113上。处理中心处理通过光检测器111对收集到的数据，并且提供用于显示器113上的视觉输出。这种性质的信号处理是熟知的，并由此不在此进一步地予以说明。

除了对导管101的位置进行定位之外，可在该显示器上输出围绕纤维209的发射端210的区域的解剖图像。通过测量由一个或多个检测装置所接受的辐射信号的强度和方向，在二维或三维内确定信号通过其中辐射的面积的解剖结构。例如，可以从身体表面上的多个点检测到光。然后，使用多种计算方法来计算想对于身体表面的位置。这些计算使用多个因素，如光通过高度散射的介质的散射特性、光检测器在身体表面上的相对位置、以及在不同的光检测器上的信号强度，以此计算体内光源的精确位置。使用足够数量的测量值，对纤维209的发射端210进行准确定位并且获得有关体内任何一种内部结构的有意义的信息，与周围面积相比这些内部结构具有不同的吸收/散射特性。这允许将更致密的组织(如骨骼、血管、以及肌肉)与更低密度的材料(如空间和脂肪组织)相区别。

此外，可使用处理中心来控制光源，以允许将不同类型的光信号耦合到波导中。使用处理中心来控制光源允许到波导(例如，光纤)的光的输入的变化。因此，将输入信号调制到对应于光检测器中的任何一种调制。例如，在一个实施方案中，光检测器通过在时间间隔摄取发出的辐射的快照按照一种与摄像机相类似地方式工作。因此，输入信号被调制到与检测的时间窗口相匹配。这允许所要求的全部功率的降低，由此提供了如以上所说明的使用降低的光强度的优势。根据这个实施方案，对从光源装置发射的光的量值/强度进行控制，这样所接受的光的量值基本上是恒定的。其结果是，图形图像被保持在基本上恒定的亮度，并获得了更高质量的图形图像。通过将其与自动增益控制相组合，该效果得到进一步增强。当使光源脉动时，造成发出的光闪烁，甚至静态图形图像也具有高的图形质量。

处理中心123可进一步包括储存能力(例如，硬盘驱动器)，用于记录收集到的数据并储存在显示器上展示的图形的数字图像。这允许在完成了医学操作之后对这些图像进行复审，并如果希望的话，并包含在数字医学记录之中。

本领域的普通技术人员应当理解使用不同的光源和光光检测器可以构建根据本发明的导管的光引导系统的其他设计。

根据本披露的另外的示例性实施方案，提供了一种实时三维(3D)显像系统以辅助侵入性导管的放置。所披露的3D成像系统提供了增强的导管尖端位置和周围组织的显像。确实，所披露的3D显像系统为临床医生提供了对于当前发出辐射的系统的一种有效率并有效的替代系统，用于同宽范围的图像导向介入物(如血管成形术以及支架放置)一起使用。由于能够实时对重要的内部身体部件连同导管的尖端位置进行图像处理，所披露的3D显像系统在引导介入性的操作中提供了一种常规的荧光以及X射线的替代性方法，消除和/或减弱不希望的电离辐射的使用，由此改进针对患者的健康护理的质量以及针对保健提供者的操作的安全性。

根据所披露的3D显像系统，对光源进行内部定位，该光源提供了如与体外放置相比的几个优势。重要的是，内部放置减小了近红外(NIR)光必须穿过以到达位于体表上或接近体表的一个或多个检测器所通过的距离。此外，内部的光源放置将这种光限定在单一的、可重复的途径(例如，血管腔)，由此当这种光前进穿过身体时降低了在对光源进行定位的潜在的困难。此外，通过选择一种适当的访问途径可将光源移动到接近(或进入)所希望的内部身体器官/区域。在使用此披露的这种2维导管的放置系统的示例性观察显示当这种光源穿过这些区域之后或穿过这些区域时，内部的解剖位置(如幽门括约肌或心脏)投下很容易观察到的“阴影”。这些阴影是由于在光传输穿过这些组织时的差异，并且这种观察提供了良好的证据，即若采用适当的漫射光的成像系统，有可能实现内部器官结构的良好的分辨率。

根据本披露，提供了用于达到3D显像的有利的系统和方法。确切地说，所披露的系统和方法基于在多个测量位点的定量测量在三维空间中协助了内部组织结构以及它们的位置的分辨率。更具体而言，本披露通过在彼此相对已知/预定的距离的多个外部位点上提供外部光测量值而延伸超过了2维成像系统。由此，根据本披露使用精确的检测器阵列(其中对相对的位置是预定的和/或通过定量图像分析)可实现3D显像。

可进行数学分析以便当近红外光从内部定位的光源穿过组织时解决这种光的散射和/或吸收。在皮肤表面上(或接近皮肤表面)的每个检测点上对于光强度的定量值被用来计算当这种光从常见的内部光源穿过达到不同的测定位置时在这种光的散射和吸收方面的差异。当这种光源变化位置时，例如穿过血管腔而前进时，可使用吸收和散射方面的变化来产生光散射和吸收的三维图像(即成像处理)。

可从该光源中发出多个波长(例如从600nm到1400nm的波长)以增强显像的功能度。通过使用不同的波长，所披露的系统/方法能够利用在解剖成分(例如，水、脂肪以及色素)的光散射/吸收特性方面的差异，连同不同组织的不同光散射/吸收特性。通过利用多个波长之间的差异，根据本披露的示例性的实施方案不仅在这些3D图象处理上对不同的组织特性是选择性的，而且还存在对于组织元件定位的准确性和/或在显示的解剖细节方面的增加。

在高度散射介质中进行光源定位的理论基础与漫射光学断层摄影术(DOT)、荧光断层摄影术(FLI)、以及磷光性断层摄影术(PLI)的理论基础相类似。在DOT中，当已知该源以及检测器的位置时吸收/散射系数的分布是确定的。FLI和PLI的目标是确定辅助性光源(荧光性或磷光性)，并且关于这些介质的光学特性的问题通常不是实质性的。

具体参见漫射光学断层摄影术，主要的DOT步骤通常涉及：(1)使用辐射输送方程式(the Equation for Radiation Transport)(ERT)或它的近似公式说明在散射介质中的光传播(被称作“正向问题”)，以及(2)使用优化技术来确定所希望未知参数的分布或映射图(被称作“反向问题”)。在本披露的示例性实施方案中，用于解决与DOT相关联的“正向问题”和“反向问题”的技术具有有利的可适用性。

(i)正向问题-光在散射介质中的传播。

在最一般形式中在散射介质中的光传播的说明是通过辐射输送方程式(ERT)来给出。在球面谐波中的ERT的展开导致了熟知的漫射近似(p1近似)，它已被广泛地用于在吸收/散射以及荧光/磷光性的断层摄影术中模拟正向问题。可采用漫射近似来模拟组织中的光输送。

在一个散射体的表面上的光强度测量值导致了对于激发光子密度U^ex(r，t)的漫射方程式的稳定状态情况，该方程式写成以下形式：

$-\▿k(r,{\mathrm{\λ}}_{\mathrm{ex}})\▿U^{\mathrm{ex}}\left(r\right)+{\mathrm{\μ}}_{\mathrm{\α}}^{\′}(r,{\mathrm{\λ}}_{\mathrm{ex}})U^{\mathrm{ex}}\left(r\right)=q_{\mathrm{ex}}\left(m_s\right)---\left(1\right)$

其中，q_ex(m_s，t)代表位于边界的激发源，μ′_α是介质本身(例如组织)的吸收系数，而k是漫射系数。μ′_α和k是波长λ的函数，并且它们受以下关系的束缚：

$k(r,\mathrm{\λ})=\frac{1}{3({\mathrm{\μ}}_{\mathrm{\α}}(r,\mathrm{\λ})+{\mathrm{\μ}}_s^{\′}(r,\mathrm{\λ})),}---\left(2\right)$

μ′_s(r，λ)＝μ_s(r，λ)(1-p₁)

其中，μ_s(r，λ)是散射系数，μ′_s(r，λ)是降低的散射系数，而p₁是相位函数。

吸收系数μ′_α是主要的生物组织生色团(如水、脂肪、氧合血红蛋白(HbO₂)以及去氧血红蛋白Hb)的吸收系数之和。这些生色团中的每一种均由消光系数乘以该生色团的浓度来表示。根据本披露的示例性的系统和方法，从介入性导管(或其他医用装置)的端部发出的光是在800至1400nm的波长范围之内。这些主要组织的生色团的吸光系数和浓度通常是低的，而在该组织中水的浓度是高的。其结果是，通过组织传输的光显示出一个接近970nm的吸收峰，这是因为由水吸收的结果。

辐射输送方程式(ERT)的边界条件限定没有光子可以沿向内的方向(从外部进入介质)行进，除了源自边界上的电子。对于漫射近似，ERT边界条件典型地由Robin条件代替：

$U\left(m\right)+2k\left(m\right)A\frac{\∂U\left(m\right)}{\∂n_0}=0---\left(3\right)$

其中，常数A取决于折射参数R：A＝(1+R)/(1-R)，并且n₀是一个对于边界m的向外的垂直矢量。

参见图6，提供了一个示意性描绘，它显示了对于从与安置在血管内的侵入性导管的尖端对齐的光纤中发出的光的测量值的示例性放置。单色光(激光)从血管内的一个单一点沿所有方向发射。从那个点，光向外散射直到它到达皮肤的表面并被传感器的阵列或适宜的成像系统测量。将这些传感器放置在彼此处于确定的并且预定的关系之中或将这些传感器用于对身体上的光分布进行成像(图像阵列)。在每一情况中，准确地确定在身体上在相对于其他位置的每个位置上的光强度。在一个示例性的实施方案中，总共三十六(36)个光检测器在皮肤的表面进行相等地间隔开，尽管本披露不限于这个数字或其所描述的安排。

(ii)有限元法-针对于光子漫射的框架

可建立光子漫射方程的分析解用于多个简单的几何形状。然而，数字方法允许在均质物中处理任意边界几何形状以及吸收/散射。可采用有限元法(FEM)来模拟光子漫射。在将该模型用于3D成像源的定位(例如，当与PLI进行比较时)中，必要的是解决半无限域(见，例如图6，虚线)。这个问题典型地通过位于这个想象的表面上的无限元来解决，以便按照一种合理的方式模拟伸展至无限的介质。

(iii)反向问题-参数映射图

在最为一般的形式中，漫射光学断层摄影术中的“反向问题”可表示成第一类弗雷德霍姆积分方程。用于在表面上进行测量的表述可写成整个来自位于介质中的所有源的夹杂物的整数。

$U(m_s,m_d,t)=\underset{V}{\∫}K(r,m_s,m_d)q\left(r\right)d^{3}r,---\left(4\right)$

其中，K是依赖该组织的光学参数的非线性的变换核(transformkernel)，并且简单地是激活密度分布U^ex(m_s，r)，而函数q(r)代表有待确定的源的强度。

生物组织是异质性的并且具有复杂的结构。为了获得有关这种复杂性的额外地信息，一些研究者已经使用MRI数据，但其他研究者仅使用光学测量值。如果这种异质的介质由一种均质的介质(具有对于该介质的某些光学特性的平均值)进行近似，则可达到一种可预期的准确性，至少部分基于针对人类组织的熟知的平均参数。使用这种简化的假设所获的的结果作为起点被用于以下的计算，在这些计算中重新构建了源的位置，并确定了散射和吸收系数的分布。

从一个数据组对几个参数同时进行重新构建导致了这些参数之间的含糊，并可导致串扰和伪影。通过将不同的滤波器应用至相同的数据设置并通过在多个波长进行测量获得了改进的空间分辨率。更具体而言，已使用了在80至1400nm范围内的几个波长。除了对从其中发出光的光源的位置(例如，导管尖端)进行定位之外，使用所获得的额外的数据来构造组织吸收以及散射的映射图。

使用泰勒扩展，当相对于一些起始分布(μ_a0，μ’_s0)的参数中存在小的变化(δμ_a0，δμ’_s0)时所获得的用于在该介质表面上的测量值的一个表达式被导出为：。

$U(x+\∂x)=U_0+\frac{\∂U_0}{\∂x}\∂x+\frac{1}{2}\frac{{{\∂U}_0}^2}{{\∂}^{2}x}{\∂x}^2+...---\left(5\right)$

其中，x代表参数(μ_a0，μ’_s0，q(r))的矢量，而

是对应参数的变化的矢量，并且其中U₀和导数

是用给定值(μ_a0，μ’_s0，q₀(r))来计算的。对于在两个不同的波长所获得的数据组U_λ1和U_λ2，这些对应的吸收系数具有相当不同的数值。通过将一个测量值从另一个中减去，得到的以下表达式：

$U_{{\mathrm{\λ}}_1}-U_{{\mathrm{\λ}}_2}=U_{0{\mathrm{\λ}}_1}-U_{0{\mathrm{\λ}}_2}+$

$+\frac{{\∂U}_{0{\mathrm{\λ}}_1}}{\∂{\mathrm{\μ}}_{a{\mathrm{\λ}}_1}}\∂{{\mathrm{\μ}}^{\′}}_{a{\mathrm{\λ}}_1}-\frac{{\∂U}_{0{\mathrm{\λ}}_2}}{\∂{\mathrm{\μ}}_{{\mathrm{a\λ}}_2}}\∂{{\mathrm{\μ}}^{\′}}_{{\mathrm{a\λ}}_2}+\frac{{\∂U}_{0{\mathrm{\λ}}_1}}{{\∂\mathrm{\μ}}_{s{\mathrm{\λ}}_1}^{\′}}\∂{\mathrm{\μ}}_{s{\mathrm{\λ}}_1}^{\′}-\frac{{\∂U}_{0{\mathrm{\λ}}_2}}{\∂{\mathrm{\μ}}_{s{\mathrm{\λ}}_2}^{\′}}\∂{\mathrm{\μ}}_{s{\mathrm{\λ}}_2}^{\′}+\frac{{\∂U}_{0{\mathrm{\λ}}_1}}{\∂q_{{\mathrm{\λ}}_1}}\∂q_{{\mathrm{\λ}}_1}-\frac{{\∂U}_{0{\mathrm{\λ}}_2}}{\∂q_{{\mathrm{\λ}}_2}}{\∂q}_{{\mathrm{\λ}}_2}---\left(6\right)$

因为对于所有波长的源位置是相同的并且在降低的散射系数方面的差异是可小得可忽视，所以由在这两个波长上的吸收的差异来确定测量值的差异。当选定了波长时，例如，使得一个是处于在970nm处的水吸收的最大值而另一个远离这个水峰值(例如，在900nm)，测量值中的差异基本上是由于水的吸收。水的吸收在970nm处是大约0.03mm^-1并且在900nm处是大约0.006mm^-1(对于纯水)。生物组织的散射系数通常在2至10mm^-1的范围内，所以甚至在水吸收峰处的扩散近似值也是有效的。考虑到这些系数通过常数a相联系，并且这个吸收结构仍然是同一个，就得到的以下方程式：

$U_{{\mathrm{\λ}}_1}-U_{{\mathrm{\λ}}_2}=U_{0{\mathrm{\λ}}_1}-U_{0{\mathrm{\λ}}_2}+(a\frac{\∂U_{0{\mathrm{\λ}}_1}}{\∂{\mathrm{\μ}}_{{\mathrm{a\λ}}_1}}-\frac{\∂U_{0{\mathrm{\λ}}_2}}{\∂{\mathrm{\μ}}_{a{\mathrm{\λ}}_2}})\∂{\mathrm{\μ}}_{{\mathrm{a\λ}}_2}---\left(7\right)$

常数a是从这些吸收系数对该波长的依赖性来进行估算的，可基于有关这些主要的组织生色团的吸收系数以及它们的浓度的先验知识来对其进行构建。换言之，吸收系数的映射图可从在两个波长处的测量值来构建，只要这种光起始自相同的位置并且选定的波长将光散射方面的差异最小化。如果在额外的波长上进行测量，则可获得用于散射并用于光源定位的额外的映射图。

因此，所披露的程序可总结为用于在三维中源位置的重新构建以及介质的光学特性的一个三阶段过程。

阶段1-当这些异质性被该介质的光学特定的平均值替换时，从以上说明的重新构建程序中获得该源的近似位置。

阶段2-将来自阶段1的结果作为这种光源(例如，导管尖端)的起始位置，使用对于两种不同波长的具有不同吸收系数的测量值来获得吸收的分布。

阶段3-使用来自阶段1和2的结果作为一个近似位置以及吸收分布的映射图，并接着使用处于额外波长上的测量值来解决散射、吸收以及光源位置的分布。

根据本披露可采用少到三个波长，以获得并提供实质性的成像能力，但当波长的数目增加时可获得有关组织/装置位置的更好的质量图像以及更多的信息。根据多个示例性实施方案，可采用三个波长，其中第一波长基本上对应于水的吸收峰(大约970nm)，并且其中第二和第三波长对应于在一个有限的程度上离开该峰的数值(例如，分别是840nm和1060nm)。所指出的示例性波长的组合将提供适合于对水的分布进行成像的数据，但并不会提供足够的信息来构建脂肪分布的图像。可利用额外的波长来产生用于脂肪显像的足够数据。

(iv)最大熵方法-反向问题的解

用于解决“反向问题”的一个示例性的方法涉及以下方程式的解：

U＝Kx    (8)

其中，核K(非线性地依赖于参数矢量x)是整数运算符，它将图像映射至一个数据组上并且是高度不适合的。其结果是，(8)的准确反演是不可能的；并且相反寻找在连续图像中的“最佳”图像，该图像满足如由一个合适的统计函数(例如，χ²)所要求的数据。根据Tikhonov正则化理论，这样一个图像对应于一个正则化函数或正则化因子的一个受约束的极值。所有实际的反演方法通过优化方案的选择、通过接近对限制性极值进行对位、或通过正则化因子其自身而不同。

Q＝||Kx-U_m||²+αE(x)

在这里U_m是真实的测量值，或者是一个正则化参数，并且E(x)是正则化函数。通过类似熵的函数(起源自Shannon-Janes信息理论)形成了一个特殊的正则因子家族。对应的一种或多种正则化方法被称为最大熵方法(MEM)。MEM经常在贝叶斯框架中进行说明，并且贝叶斯重新构建已被施用在漫射光学断层摄影术以及FLI中。已经对这种MEM的简单并简洁的递归算法进行说明，并且可使用这种算法来分析在溶液中以及在生物组织中磷光寿命的分布。所指出的算法最适合小规模的问题(N小于1000)。在图像中的非零像素的数目大的情况下，其他MEM算法(例如，Skilling和Bryan的经典程序)很可能变得更为有效。

(v)对于实时3D成像的数据收集

根据本披露特别参见对于3D显像的示例性系统，这些示例性系统包括(a)多个检测器、(b)一个光源、(c)一个光源控制器、以及(d)用于数据分析的装置。这些部件中每一种均在以下进行讨论。

检测器：根据本披露用于在产生3D显像数据中使用的检测器可采用多种形式。在一个示例性的实施方案中，检测器与一种高敏感度摄像机相关联，该摄像机对身体表面进行成像。在一个替代性的示例性的实施方案中，检测器采取二维的光检测器阵列的形式。通常，这些光检测器与多个放大器合作，以便将由其产生的信号增大。在多个示例性的实施方案中，这些放大器被包埋或者用其他方法与一种软的、柔性性的材料(例如，布)相关联，这种材料被适配为定位在身体表面上。

除其他事项之外，检测器系统的分辨率将取决于检测位点的数目以及检测位点的分布。可将这种检测器阵列分布在不同的几何构形中，例如正方形阵列、矩形阵列、圆形阵列、椭圆形阵列等等。在一个示例性实施方案中，将检测器排列在一个基本上是正方形、具有一个大致1.5cm的二极管至二极管的间隔的构形之中。在一个优选的构型中，这些光电二极管的放大器使用了一个5伏特的电源，并且由柔性性的缆线将来自这些经放大的光电二极管的输出送至一台计算机中用于数据分析，如以下在此进行说明。通常这种光电二极管的高频率的截断是在大约50kHz的范围之中。

激光二极管光源：在本披露的一个示例性的构型中，可使用带有20mW或更高的光学输出的激光二极管以便将所希望的波长的光提供给定位在内部的光发射器，尽管可以使用具有合适波长发射以及功率的任何一种激光源或超级发光二极管。所披露的二极管光源总体上与商业性的电源联通，并且(例如)通过一种外部的DC电压控制器来控制这种光输出。有利的是，来自内部光检测器二极管的反馈可以稳定这种光输出。这些电源还可具有进行外部调制的能力，例如在高达50kHz，从而允许将要以高达50kHz接通并关闭的光输出。带有电源的适宜用于所披露的系统和方法的激光二极管是可商购的(例如，PowerTechnology and Thor Labs)。

光源控制器：在本披露的一个示例性的构型中，不同波长的光穿过同一光纤达到一个所希望的发射点/区域，例如导管或其他装置的端部。通常提供一个中心电子控制器单位，以便对于所希望的时间间隔(例如，每波长1毫秒)产生不同波长的光(若用不同的激光二极管)。用于三波长系统实现方式的示例性的顺序是λ0、λ1、λ2、λ3，其中λ0是一个黑时段(dark period)，在该时段中对暗信号(包括任何一种来自室内光或类似物的背景照明)进行测量。可连续重复这个顺序，并使用信号处理来确定每个信号的光强度并减去黑信号。

数据分析：通常由一个处理器或其他计算机系统来进行数据分析。在一个示例性的实施方案中，所使用的处理器器包括用于数字化的一个64通道、50kHz、16位A/D板。额外地部件可以与所披露的处理器相关联，例如打印机、检测器、键盘/鼠标控制器以及数据存储器。处理器可以是一个独立式的单元，或者可以是联网的，例如在企业内部网、企业间网络或类似物上。对这种处理器进行编程来进行如以上说明的数据处理分析。

在一个示例性的构型中(其中“光接通”时段是大约1毫秒)，在4毫秒中由处理器完成了四点测量顺序，对于每种波长产生每秒250个测量值。通常，将这些单个的测量值过滤，以便(例如)基于导管移动将噪音最小化而没有“模糊”。特别参见一种本披露的基于导管的示例性的系统，在导管放置过程中，通常导管尖端的移动小于3cm/sec，并且0.1sec的测量反应时间提供了有效的尖端位置的时间分辨力。当放置操作员接近最终位置时，通常将导管尖端更缓慢地移动，并且在预计的最终位置上它通常是静止的。将移动变缓允许了较高的精确测量(即，更长的积分时间)以及较长的计算时间。当要求最大分辨率，或存在对于特别准确的介入性装置放置的需要时，可将导管的移动停止或使其非常缓慢地前进，由此增加数据的收集以及处理数据的时间。放置后的图像处理可继续直到已获得最大分辨率，从而提供内部定位的光源(例如带有相关联的纤维光学件的一种介入性导管尖端)、或装置位置的一个精确的最终图像，用于随后的复审和存档。

(vi)总结-3D显像系统和方法

总之，所披露的3D显像系统和方法在对一个内部的装置(例如，一根导管或其他装置)进行定位和/放置中提供了显著性的优势。所披露的3D显像系统和方法的多个示例性的实施方案的特点在于以下特点和/或功能中的一种或多种：

1.特点为多个波长的光是从空间上同一点，但在不同的时间发出。

2.正从该导管尖端发出的每种波长的光的相对功率(mW)是准确已知的。

3.收集来自这些检测器的具有高分辨率(例如，至少16位的分辨率)的数据，并且对于每个数据点将每个检测器的单个的测量值进行总计，进一步信噪比增加因数5。

4.到达这些光电二极管的最大光是检测限度的至少1000倍。这允许足够的“动态范围”，这样可以仍然用有效的信噪比性能来测量其他多个具有小于最大信号的检测器。这些图像的分辨率取决于体表(在此对光进行测量)上的位置的数目以及这些测量值的准确性，但典型地是优于约2mm。通过捕捉从体内的一个光源中发出的近红外光来进行成像并对数据进行处理，以提供临床医生可使用的图像，以便引导介入操作，这是高度有利的。所披露的成像系统和方法在一个内部放置的光源(例如，一个导管的尖端)与体表(在此定位了检测器装置/系统)之间提供了光散射和组织的吸收特点的三维透视图。这些3D透视图不仅仅提供了解剖结构，还提供了有关该组织的特性的实质性的信息(脂肪含量、水含量、散射密度以及在近红外光中色素吸收的分布)。特别值得注意的是，所披露的成像系统是小的、廉价的，并且对于床边使用而言是足够耐用的。

本发明的另外的目的、优势、以及新颖的特点将部分地在以下的说明以及实例中给出，并且部分地通过检查以下内容对本领域的普通技术人员而言将变得清楚，或可通过实施本发明的来得知。然而，以下实例应当被理解为仅仅是说明性的，并且不得被解释为限制所附的权利要求的范围。

实例

实例1

为了演示本发明的引导方法在患者的营养道中的有效性，使用了用于成人的标准鼻饲管。将饲管插至经麻醉的猪的口咽中。饲管包括沿管的主腔向下的光纤。纤维的尖端在饲管的尖端的0.5cm之内。将室内照明最小化。使用夜视镜以及摄像机/监视器系统(Gen IIIintensified CCD camera ITT Industries Night Vision，San Diego，Calif.)，可以很容易地跟踪将导管从口插入至胃。当饲管前进并进行放置时，可以在监视器上很容易地看到从光纤的端部发出的光点。

在一位人类受试者(210Ib男性)身上对该系统进行力进一步测试。将光纤(200微米的直径核心芯)插入鼻饲管中，直到光纤在管101的远端的尖端的半厘米之内，并且将光纤固定(捆绑)在管的外部端口的适当位置。光纤的外部末端(近端)用SMA纤维光学连接器终止，然后该连接器连接到大约20mW CW LD，产生780nm波长的光。与在这个光学引导的导管系统中使用的类型的光纤维系统一起使用存在着多种不同类型。在单模纤维的发明之前是首先开发出来的SMA连接器是最受欢迎的类型，直到最近在流行性方面它被ST多模连接器替代。另外的适宜的连接器将继续被开发出来。

记录的图像显示了鼻饲管的受控的定位/移动。通过一个696nm长的通道、厚度为3mm的玻璃滤波器(Schott Glass，Schott NorthAmerica，Elmsford，N.Y)，经由Gen III强化CCD摄像机(ITT IndustriesNight Vision，San Diego，Calif.92126)，使用近似0.1sec的曝光，在插入的不同阶段对这些图像进行观察并记录。

从光引导的鼻饲管的尖端刚刚进入鼻道之后直到它已通过幽门括约肌并在后来前进至小肠内，在插入的每个阶段这些图像都是可视的。对室内光进行调整以增强观看能力，这样存在这个人的微弱的图像以便允许准确确定管子尖端的位置。

当光引导的鼻饲管的尖端穿过进入患者的胸腔时，注意到插入的关键性阶段，此后当从管子的远端发出的光通过胸时可看到发出的光，但仅仅是非常微弱的。然而，当有光的尖端从胸部进入胃时，信号变得非常明亮并且当它在胃中穿过腹部时很容易跟踪。当有光的尖端从胃穿过进入小肠时，它通过了幽门括约肌并穿过中线进入十二指肠。幽门括约肌是一段处于胃与小肠的连接处的狭窄的环形肌肉。如所预期，括约肌的致密肌肉与在任一侧的胃或小肠相比实质上吸收了更多的光。其结果是，当光源半途地通过幽门括约肌时，到达腹部的表面的光经皮呈现出双叶外观，并且在监视器上是清晰可见的。这是因为括约肌肌肉的阴影将有光的区域二等分。因此，括约肌肌肉的阴影精确地表明饲管的尖端从胃进入小肠时，很容易地并可靠地允许对光引导的鼻饲管的尖端的准确放置。通过观察饲管的尖端穿过正中线点并继续达到身体的右侧，表明它处于幽门的后面，从而进一步协助该放置。

实例2

尽管演示了本发明的引导方法的有效性用于对血管内导管进行定位，仍然注意到另一个有用的特征。如以上所说明，当将光纤和近红外光的LD系统加入到从外周插入的中央静脉导管(PICC)线并根据标准的PICC实践放置在通向心脏的静脉中时，所观察到的是当导管的有光的尖端接近心脏时，光变得受到正在跳动的心脏的运动的调制。而且，当有光的尖端进入心脏时，光(信号)被大大衰减。

心脏由重的致密的肌肉构成，并且当与周围环境进行比较时，这种肌肉组织有力地削弱了近红外激光。这是因为心脏悬在大多数是开放空间之中(肺、胸腔)，这些区域很容易传输近红外光。从导管的端部发出的光在胸腔内沿所有方向上(360度半径)行进，然而当光碰到心脏时光被吸收。因此，当有光的导管尖端接近心脏时，心脏的运动造成对传输到体表的光的调制，其中随着尖端更靠近心脏的外缘，调制强度增加。因此，光的强度与心跳同步搏动。然而，当有光的尖端实际上进入到心脏并被心肌肌肉包围时，光强度剧烈下降并且由于所测量光的低水平这种调制有效地停止。用X射线证实这些观察值。

通过这种方法，操作者经由检测器通过对所发出的光进行调制实在地“看到”导管位于正确的脉管中，它正在接近心脏，并且然后它已前进太远并已经进入心脏。因为清楚地检测到所发出的光，所以当光学导向PICC线的尖端进入接近心脏的脉管时操作者可以很容易地将其鉴别出。然后，使可视的导管尖端精确地前进，直到它进行脉动，表明最佳的位置。如果导管前行进入心脏，则光被遮蔽并且导管尖端将不再是可视的。在这种情况下，将导管从心脏撤回预先选择的距离，这样所发出的光再次是可见的并且似乎正在脉动。

在波导被固定在导管上并且不可移动(与锥刺或引导线应用进行比较)的实施方案中，通过将导管简单地重新连接在成像系统上，打开激光光线，并观察由心脏的运动所造成的光强度的调制，可以在任何时刻检查光学引导的导管的位置。对此存在几个优点，包括不要求辐射和X射线图像。同时，它也不要求将患者移动到X射线套间，也不要求将庞大的可携带的X射线装置移到患者房间。因此，使用从光引导的PICC发出的光的本技术和方法允许对导管尖端接近心脏进行容易的确定，并将大大增强中央静脉导管(包括PICC线)准确性以及精确放置。

实例3

在该引导系统的另一个实例中，将一根光导向的硬膜外导管插入至一头大猪的下腰区域之中。如在实例1中所显示，对于本发明猪是代表人类。按照标准的方式通过棘突的叩诊、使用气体/流体技术将18号(gauge)Toughy针插入硬膜外隙的深度以及玻璃注射器，进入硬膜外隙。使用腔内具有光纤的标准硬膜外导管穿过到导管的远部尖端并且固定在导管上(在本实例中使用带子，但以上所披露的用于将光纤固定和/或密封到导管的方法中的任何一种将是有效的)。

在环境光中，硬膜外导管在受试者体内前进，并且当它从下腰区运动到胸区时，经皮发出的光电被成像系统捕获并跟踪。使用经过滤的摄像机/监视器系统(例如，Astrovid StellaCam EX Video Camera，用Schott AG 745nm LongPass filter进行过滤)，在整个过程中很容易对导管的有光的尖端的位置进行识别。

将导管移去，并使针前进至鞘内空间(intrathecal space)中。然后再次插入光学引导的导管。当导管如在硬模外空间中那样在鞘内空间中前进全部距离时，利用处于导管尖端的光导向再次对导管进行观察。随着导管的有光的尖端进入受试者体内的深度增加，光输出稍微消失，但用于在受试者体内对导管进行精确放置的光引导系统的有效性并未受到影响。

尽管以上说明书对于某些优选的实施方案已经进行了说明，并且为了解说目的已给出许多细节，但对于本领域的普通技术人员而言应当是很清楚的是，无需偏离本发明的精神和范围，本发明可有不同的修改和另外的实施方案，并且可以对在此说明的一些细节进行相当大的改变而不偏离本发明的基本原则。此类修改和另外的实施方案也是旨在落入所附的权利要求的范围之内。

Claims (20)

1.一种用于产生三维显像的系统，所述系统包括：

(a)一个光源，该光源与延伸至一个身体内的一个装置相联通，该光源被适配为以至少三种不同波长将光传送至所述装置；

(b)一个定位于该身体外部的检测器阵列，该检测器阵列被适配为在该身体的外部的多个位置处对从位于该身体内的该装置发出的光进行测量；

(c)一个处理器，该处理器与该检测器阵列相联通，该处理器被编程为用于处理从该检测器阵列中接受的多个光测量值、并且产生位于该身体的至少一个结构的一种三维显像，所述光测量值与由该光源以至少三种不同波长产生的光相关联。

2.根据权利要求1所述的系统，其中该光源是一个激光二极管。

3.根据权利要求1所述的系统，其中该装置是一根长导管。

4.根据权利要求3所述的系统，其中该长导管被配置为并将尺寸确定为用于引入至一个身体的一个脉管之中。

5.根据权利要求4所述的系统，其中该长导管包括位于其中的一个光纤，用于与该光源联通。

6.根据权利要求1所述的系统，其中该至少三种波长被选择为用于测量在该身体内水分布、脂质分布以及色素分布中的至少一项的分布。

7.根据权利要求1所述的系统，其中该装置被适配为在其远端发出光。

8.根据权利要求1所述的系统，其中该检测器阵列包括一个外部定位的摄像机。

9.根据权利要求1所述的系统，其中该检测器阵列包括多个光检测器的一个二维阵列。

10.根据权利要求9所述的系统，其中该光检测器的二维阵列被安排在选自下组的一种配置中，该组的构成为：一个正方形阵列、一个矩形阵列、一个圆形阵列、以及一个椭圆形阵列。

11.根据权利要求9所述的系统，其中包含在该二维阵列中的这些光检测器与多个放大器联通。

12.根据权利要求11所述的系统，其中这些放大器被植入在一种柔性材料中。

13.根据权利要求1所述的系统，其中该光是红外光或近红外光。

14.根据权利要求1所述的系统，其中该检测器阵列包括多个光检测器，这些光检测器以一个预定的光检测器至光检测器的距离间隔开。

15.根据权利要求1所述的系统，进一步包括一个光源控制器，该光源控制器与该光源联通并且被适配为对该光源的波长进行控制。

16.如权利要求1所述的系统，进一步包括一个成像装置，该成像装置与该检测装置相连接用于展示在该身体内该装置的发光点的位置的一个视觉图像。

17.一种用于产生三维显像的方法，包括：

(a)将一个装置插入一个身体，该装置与该身体外部的一个光源相联通；

(b)顺序地将来自该光源的具有至少三种不同波长的光传送到该的装置中；

(c)在该身体内以该至少三种波长发出光；

(d)用一个检测器阵列对位于该至少三种波长的光进行外部检测；并且

(e)基于该外部检测的光而产生一个三维显像。

18.根据权利要求17所述的方法，其中该装置是一根导管。

19.根据权利要求18所述的方法，其中该导管包括与其相关联的一根光纤。

20.根据权利要求17所述的方法，其中该检测器阵列包括多个光检测器，这些光检测器被定位为处于预定的光检测器至光检测器的间距。

Images