CN116421304A - 选择性光热解的方法和装置 - Google Patents

Abstract

一种选择性最优光热解装置的控制系统，用于执行控制算法。该装置包括：可调谐辐射源，用于发射辐射；病患接口，包括辐射传导单元，用于将所述辐射传导至组织；超声探测器，用于探测所述组织中的一个或多个手术目标被所述辐射激发出的光声波；以及所述控制系统，用于：根据对探测到的所述光声波的测量，获取特性，所述特性包括所述组织的格林乃森参数的随温度变化的相对对数函数、热弛豫时间以及对应于动态延迟时间的动态温度；确定所述可调谐辐射源的最佳特征，以便对所述组织中的一个或多个手术目标取得最佳手术效果。

Description

选择性光热解的方法和装置

技术领域

本发明涉及外科手术技术领域，具体是涉及一种选择性最优光热解装置的控制系统，用于执行控制算法。

背景技术

根据安德森和帕里希于1983年发表在科学杂志的论文里的描述，选择性光热解技术(SP)利用短的激光脉冲，在不需要将激光微束对准手术目标的情况下，控制光吸收组织周围的组织的热损伤或机械损伤。选择性光热解技术区别于其他激光光热治疗的地方包括其创新的科学概念以及对手术目标产生的独一无二的热效应。选择性光热解系统可以把短脉冲激光能量注入手术目标，并产生一个在空间和时间上受限的温度脉冲。该温度脉冲的脉冲宽度等于激光脉冲宽度与手术目标的热弛豫时间之和。人体活体组织中手术目标的温度在手术激光脉冲后很快就恢复到正常的体温。与普通光热治疗会导致的一个缓慢的组织温度变化显著不同的是：选择性光热解手术会导致手术目标产生一个快速温度脉冲(比如在激光除纹身应用里，这种快速温度脉冲宽度可以快到10纳秒)。普通光热治疗导致的缓慢的组织温度变化在现有技术里可以通过光声技术的方法来监控。然而现有的光声方法并不能测量选择性光热解手术中产生的快速温度脉冲。在选择性光热解手术的现有的技术里，作为光声技术核心的超声探测器从来没被应用来检测光声波。除了选择性光热解手术应用外，本发明所公开的一些光声方法依然适用于普通的光热手术应用，不仅能对缓慢温度变化和快速温度脉冲进行测量，而且可以纠正现有光声方法中温度校准的侵入性和不准确性等问题。

发明内容

技术问题

选择性光热解激光手术的技术挑战包括：最大化外科手术目标相对于组织中天然吸收体的激光能量沉积比例，将激光能量沉积限制在外科手术目标中，优化激光脉冲能量。未经优化的选择性光热解手术激光参数与不令人满意的激光手术结果总是密切相关的。尽管勉强接受的选择性光热解手术结果已经存在了几十年来，现有技术始终没有提供一个好的解决方案。

问题解决方案

本发明涉及优化选择性光热解外科手术技术，装置和方法。其中的一些技术能被应用于一般的对组织内肿瘤加热的手术系统，包括高强度聚焦超声治疗。在本文档里使用的可调谐光源意指能调节光的中心波长或者光脉冲宽度或者光脉冲能量或者同时调节以上多个参数的光源。

在一个方案中，一个基于脉冲光源的选择性光热解外科系统包括一个可调谐脉冲光源，在其控制系统的控制下产生脉冲的外科手术光束；以及一个可以操作以与手术目标组织接触的病患接口。该病患接口包括一个光传导单元，一个光声检测器，以及一个接口媒介。该光传导单元能改造光束轮廓，通过一个关节臂来输送光，调节光束直径，将光束通过接口媒介输送至等待外科手术的组织表面。该脉冲光束激发光声波，该光声波通过接口媒介传播，并被光声检测器探测到。被探测到的光声信号被控制系统数字化并分析以生成具有最优中心波长或最优光脉冲能量或二者皆有的手术光脉冲，以实现最优选择性光热解外科手术。

在另一个方案中，一个基于脉冲光源的选择性光热解手术系统包括：可调谐脉冲光源，在控制系统的控制下，能够产生手术光脉冲以及与手术光脉冲同步的，且具有可调时间延迟的辅助光脉冲；以及可以操作以与手术目标组织接触的病患接口。该病患接口包括光传导单元、声波检测器、以及接口媒介。该光传导单元能改造光束轮廓，通过关节臂来传输光束，调节光束直径，将光束通过接口媒介输送至等待外科手术的组织表面。该光束能激发光声波，该光声波通过接口媒介传播，并被光声检测器探测。辅助光脉冲可以帮助进行一系列的与温度相关的测量。被探测到的光声信号被控制系统数字化并分析，以生成具有最优中心波长、最优脉冲宽度、和最优光脉冲能量中至少一个的手术光脉冲，以实现最优选择性光热解外科手术。

在另一个方案中，SP手术计划系统包括：可调谐脉冲光源，在控制系统的控制下，能够产生手术光脉冲以及与手术光脉冲同步的，且具有可调时间延迟的辅助光脉冲；以及可以与手术目标组织接触的病患接口。该病患接口包括光传导单元，光声检测器，以及接口媒介。这个光传导单元能改造光束轮廓，通过关节臂传输光束，调节光束直径，将光束通过接口媒介输送至等待外科手术的组织表面。该光束能激发光声波，该光声波通过接口媒介传播，并被光声检测器探测。辅助光脉冲可以帮助进行一系列的与温度相关的测量。被探测到的光声信号被控制系统数字化并分析，以确定最优手术光脉冲参数被应用在另一个传统的脉冲光SP手术系统中。

在另一个方案中，脉冲辐射的选择性光热解手术系统包括：两个可调谐辐射源；可操作以与手术目标组织接触的病患接口；和控制系统。一个可调谐辐射源在控制系统控制下，产生脉冲手术辐射以对组织中的病变或附着在组织中的病变上的外来造影剂生成温度脉冲。另一个可调谐辐射源在控制系统的控制下，可以产生脉冲的或可调节的温度敏感性辐射束，该辐射束能够被受损伤的组织或者附着在受损伤组织上的外部造影剂吸收，以激发光声波。病患接口包括：辐射束传导单元，用于将辐射束传导至组织；以及超声探测器，用于获取由辐射束洗发的光声信号。控制系统从病患接口的超声探测器获取信息，分析信息，控制包含有辐射束传输单元的病患接口将辐射束传输至组织。超声探测器获取辐射束生成的具有最优中心波长(或中心频率)，或最优脉冲宽度，或最优脉冲能量，或者具有上述最优参数的组合的光声信号以实现最优选择性光热解外科手术。

在另一个方案中，一种针对未知外科目标来调整外科激光波长以及优化SP激光治疗的方法包括：在光谱扫描范围内确定一系列外科波长点以及设置好病患接口和超声探测器；针对每个波长发出多个辅助治疗的手术激光脉冲，获取并平均光声信号，并对所有波长点重复；针对所有波长点，构建二维的、在组织深度方向变化的相对光吸收系数信息；计算所有吸收体的相对光吸收系数曲线，并确定未知的手术目标；计算未知手术目标相对于组织里天然光吸收体的相对能量沉积比曲线；对不同类型的外科手术的目标确定对应的最优波长。

在另一个方案中，一种校准组织格林乃森参数的以温度为自变量的相对对数函数的方法包括：测量组织的平衡温度；测量由具有恒定的脉冲能量的温度感测激光脉冲从外科手术目标激发的光声信号；计算基准信号，该基准信号作为平衡温度下光声信号幅度的对数；仅发送一个手术激光脉冲并测量其激发的光声信号；发送一个手术激光脉冲和一个温度感测激光脉冲，并测量两个激光脉冲所激发的光声信号；利用减法和对数运算，计算由温度感测激光脉冲激发的光声信号幅度的对数；从温度感测激光脉冲激发的光声信号幅度的对数中减去基准信号，以得到一个数据点；判断是否有激光导致的组织空洞；如果没有，等待温度恢复到平衡；将手术激光脉冲增加到到Ki倍；重复上述步骤，以获取该组织格林乃森参数的相对对数函数的更多的数据点，直到超声探测器观测到非线性的光声信号，并由此判断激光在组织内产生了空洞；计算出由手术激光脉冲引起的绝对温度上升值，并利用足够多的数据点用曲线拟合的方法得到该组织格林乃森参数的相对对数函数曲线。

在另一个方案中，一种在短的手术激光脉冲结束时，对组织中的手术目标的动态温度(温度脉冲)进行光声感测的方法包括：测量手术前的体温；发送具有恒定激光脉冲能量的温度感测激光脉冲，测量被激发光声信号的振幅，并计算其对数作为基准值；仅发送外科手术激光脉冲并测量被激发的光声信号；在手术激光脉冲的结束时刻，发送外科手术激光脉冲和温度感测激光脉冲；测量由双脉冲激发的光声信号；计算由温度感测激光脉冲在位置温度以及手术激光脉冲结束的时刻激发的光声信号的振幅；用对数运算将温度相关部分与其他温度无关部分分开；通过减去基准值，计算出相对对数函数值；根据组织已经校准的组织格林乃森参数的相对对数函数，来确定手术激光脉冲结束时的位置温度；结束温度测量。

在另一个方案中，一种测量在组织中的外科手术目标的热弛豫时间的方法包括：利用温度感测激光脉冲测量人体温度和在人体温度下，手术目标的光声信号；计算该光声信号幅度的对数值作为基准值；发送一个辅助治疗的手术激光脉冲，测量被激发的光声信号；发送辅助治疗的手术激光脉冲和精确延时后的温度感测激光脉冲；测量双脉冲激发的光声信号，计算其中由温度感测激光脉冲激发的光声信号的振幅；通过对数运算将温度相关部分与其他温度无关部分分离，并通过减去基准值来计算相对对数函数值；确定手术目标在该在精确的延迟时间的温度；等到手术目标温度恢复到体温；判断是否已经获取了足够的延迟时间点来做曲线拟合；如果没有，重复以上步骤来测量电在另一个精确延迟时间手术目标的温度，直到已经获取足够的延迟时间点；拟合温度对延迟时间的曲线，并确定手术目标的热弛豫时间；结束手术目标热弛豫时间的测量操作。

在另一个方案中，一种在激光光凝结外科手术过程中优化外科手术激光脉冲能量的方法包括：选择外科手术目标；测量手术目标的热弛豫时间；根据手术目标的热弛豫时间优化外科手术激光脉冲宽度；仅发送外科手术激光脉冲，并测量由手术激光脉冲激发的光声信号；发送手术激光脉冲和温度感测激光脉冲，并测量由双脉冲激发的光声信号；计算由温度感测激光脉冲激发的光声信号的幅度；用对数运算将温度相关部分与温度无关部分分离；通过减去在热弛豫时间测量步骤中获取的基准值，计算出相对对数函数值；确定手术目标的温度；判断该温度是否达到预设激光光凝结外外科手术温度；如果没有达到，则等待温度恢复至体温并增加外科手术激光脉冲能量；重复上述温度测量程序，直到温度达到预设激光光凝外科手术温度；结束对激光光凝外科手术中外科手术激光脉冲能量的优化。

在另一个方案中，一种在激光光击穿外科手术过程中优化外科手术激光脉冲能量的方法包括：选择外科手术目标；发送外科手术激光脉冲；测量激发的光声信号；在光声信号幅度与激光脉冲能量的关系曲线上绘制一个点；确定是否发生外科手术激光引起的组织空洞；如果没有发生，则等待温度恢复至体温，增加手术激光脉冲能量，然后重复从第二步开始的上述过程，直到观察到外科手术激光导致的组织空洞；则外科手术激光脉冲能量被优化。

在另一个方案中，一种无需激光手术即可确定外科手术激光脉冲能量以达到预设温度的方法包括：选择外科手术目标；测量手术目标的热弛豫时间；根据手术目标的热弛豫时间优化外科手术激光脉冲宽度；发送辅助治疗的手术激光脉冲并测量激发的光声信号；发送该辅助治疗的手术激光脉冲和温度感测的激光脉冲；测量双脉冲激发的光声信号；计算温度感测激光脉冲激发的光声信号的幅度；用对数运算分离温度相关部分，并减去先前热弛豫时间测量步骤中获取的基准值，计算相对对数函数值；计算由于辅助治疗的手术激光脉冲导致的动态温度升高(温度脉冲)，以及计算要将手术目标迅速加热到预设温度所需要的外科手术激光脉冲能量；结束手术激光脉冲能量的优化以实现无需实际进行激光手术即可达到预定温度。

在另一个方案中，一种带有皮肤冷却的最优选择性光热解激光外科手术包括：调整手术激光的波长为最优波长以最大化选择性光热解手术效果；优化外科手术激光脉冲宽度；优化外科手术激光脉冲能量；测量体温；实施温度感应激光脉冲；测量被激发的表皮目标的光声信号；调节皮肤冷却参数；对皮肤进行冷却，在一定延时后进行温度感测激光脉冲；测量表皮目标的温度；确定表皮目标是否已冷却到预设温度；如果没有，重复上述的调节皮肤冷却参数以及测量表皮目标温度的步骤，直至表皮目标被冷却到预设温度；执行优化的选择性光热解激光手术。

发明的优势效果

尽管选择性光热解手术系统已经在诊所使用了几十年了，其手术效果依然不能令人满意。这样的选择性光热解手术包括激光治疗人体的血管畸形和色素性病变。在本发明中公开的创新的选择性光热解手术系统和方法可以克服现有选择性光热解外科手术系统的局限性，并且首次允许针对每个病人进行最优化治疗。

附图说明

图1展示了一个脉冲光选择性光热解(SP)手术系统的示例，该系统中的超声探测器是实现最优选择性光热解手术的关键。

图2-10显示了有利于最优激光选择性光热解手术的不同病患接口构造。

图11显示了针对未知色素进行优化的选择性光热分解手术的波长调整操作范例。

图12显示了校准人体组织的格林乃森参数的相对对数函数的范例。

图13显示了针对被短的手术激光脉冲迅速加热之后的组织中的手术目标进行动态温度测量操作的范例。

图14显示了通过活体测量组织中手术目标的热弛豫时间来优化手术激光脉冲宽度的范例。

图15显示了优化外科手术激光脉冲能量，使其在活体激光手术中实现激光光凝结的范例。

图16显示了优化外科手术激光脉冲能量，使其在活体激光手术中实现激光光击穿的范例。

图17显示了能确定最优手术激光脉冲能量以达到预设温度，而又避免进行实际激光手术操作的范例。

图18显示了一个可进行皮肤冷却的选择性光热解激光手术的操作范例。

具体实施方式

在解决选择性光热解激光手术的临床问题前，很重要的一件事是要了解激光与组织的相互作用机制。热损伤和机械创伤都可以应用在选择性光热解中。最初，当组织温度被选择性光热解激光脉冲升高至37°-42℃时，并没有造成可测量到的影响。当温度持续升高到42℃-50℃时，组织处于高温状态。如果高温状态持续几分钟，大部分组织可能会坏死。从50℃开始，酶活性降低，并且细胞失去移动能力。蛋白质和胶原蛋白的变性在60℃时发生，并导致组织凝结和细胞坏死。细胞膜通透性在80℃时将显着增加。水分子将在100℃蒸发。这样可以通过导致激光击穿和与激光击穿相关联的超声冲击波带来组织机械破裂。另一种类型的机械损伤可能由光吸收体在吸收激光短脉冲后产生的强烈光声波所造成。选择性光热解的主要商业应用包括激光去除纹身，激光治疗血管畸形和激光视网膜光凝结。

激光去除纹身通常由纳秒或甚至皮秒量级的短激光脉冲完成。然而激光去除纹身的机制具有物理、化学和生物学来源。通过短激光脉冲引起的能量沉积或激发，纹身的色素颗粒会经历快速的温度升高和体积膨胀。但是大部分升高的温度和膨胀的体积将在短时间内消失，消失的速度取决于这些粒子的热弛豫时间(散发50％的热能所消耗的时间)。伴随着这些粒子的体积变化，会产生光声波。激光能量被转换成由光声波携带的热能以及机械能。在许多情况下，被色素颗粒吸收的大的激光脉冲能量可能会导致光学分解、等离子体的产生、等离子体与色素颗粒之间的化学反应的发生、组织空洞的产生以及声冲击波的产生。这些色素颗粒可能会被热分解或被光声波和超声冲击波击碎成较小的颗粒。宿主细胞和周围组织可能会在此过程中被以热和机械方式致死。最后，伤口愈合过程可能会通过吞噬作用去除部分色素颗粒，并改变组织的真皮散射系数。皮肤散射系数的改变可能会使较深的色素颗粒不那么明显。

对于激光去除纹身应用，纹身的颜色取决于许多因素，包括色素的光吸收光谱，色素上面和下面的组织的光散射和吸收系数，色素的深度以及色素的解剖学位置。据报道，吸收光谱差异很大的纹身也可以呈现出相同的颜色。很明显，目前基于纹身颜色选择手术激光波长的做法有不合理的地方。另一方面，市场上只有少数几种激光波长可以去除激光纹身(激光波长为694nm的红宝石激光器，755nm的亚历山大激光器，1064nm的Nd：YAG激光器和532nm的Nd：YAG二次谐波激光器)。即使纹身的色素的吸收光谱恰好是已知的，也很有可能与市场上任何现有的激光器都不匹配。安德森和帕里什1983年设想使用可调谐激光器用于选择性光热解手术。然而这种可调谐激光直至现在还不存在，因为没有人知道波长应调整至多少。另外，治疗激光脉冲能量的选择也要取决于临床医生的经验。本发明可以解决激光去除纹身的这两个临床问题。

血管畸形的激光治疗始于1970年代的氩离子激光(488nm和514nm)治疗葡萄酒色斑(PWS)。氩离子激光器的蓝绿色光优先被PWS血管内的血红蛋白所吸收。沉积到血管中的激光脉冲能量在很大程度上转化为热量，导致血栓形成和对PWS血管的破坏。第一代氩离子激光脉冲具有相对较长的脉冲持续时间

这导致了表皮组织的非特异性组织热损伤。因此疤痕是第一代氩离子激光治疗PWS的常见并发症。通过第一代脉冲染料激光器(PDL)(577nm或585nm，0.45毫秒)实现了PWS血管的选择性光热解。该激光器选择性地使PWS血管发生光凝结，并保留了表皮组织，副作用发生概率少。由于血红蛋白的选择性吸收，PDL的激光能量被沉积在血管腔内血液中。由于热量扩散到血管壁而引起血管壁坏死。随后红细胞向外渗出到紧邻的真皮中。皮肤胶原蛋白通过伤口愈合过程填充至被光凝结后被去除掉的PWS血管的空间内。被光凝结的PWS病变的去除导致PWS变白。第二代PDL技术采用更大的光斑尺寸，更高的能量密度，可变的脉冲持续时长度和动态冷却技术，以更有效地治疗PWS。当前，具有动态脉冲时长和能通过液体冷冻剂喷雾进行动态表皮冷却的第二代PDL是PWS的治疗选择。但是，激光器必须由经验丰富的临床医生操作，他们根据经验调整激光脉冲宽度和激光脉冲能量。实际上，完全清除PWS的平均成功率低于20％。脉冲激光参数的选择是激光治疗血管畸形中最具挑战性的临床问题。

在上述激光去除纹身和血管畸形的激光治疗中提到的临床问题显然与组织内光吸收体的分布相关。一些经验丰富的临床医生会利用在激光和组织相互作用过程中产生的声音来帮助进行激光去除纹身手术。但是人类只能听到20Hz-20000Hz之间的声波。对于激光去除纹身而言，激光与组织相互作用会产生高频超声波。它们的大多数频率成分远超过20000Hz。换句话说，大多数有用的信息被完全忽略了。本发明通过在选择性光热解激光手术中添加超声波探测器来“听到”组织的响应，从而能够解决上述的临床问题。研究激光与组织相互作用中所产生的光声波的科学是光声学，也是本发明的关键技术。

光声技术起源于亚历山大·格雷厄姆·贝尔在1880年发现的光声效应。光声波的生成包括以下阶段：把所吸收的脉冲的或调制的辐射能量转化为热能；当激光脉冲能量被吸收时，温度随之升高，而当激光脉冲能量被结束且热量散发时，温度随之下降；随着这些温度变化，体积发生膨胀和收缩，从而产生压力变化(即光声波)。霍德维克在1977年报道了测定固体中光吸收系数的光声技术。在韦斯特等在1983年发表的综述文章里，光声光谱技术已经被用于各种常规光谱测量中。光声技术的最新发展是由生物医学成像应用推动的。在生物医学成像领域的主要光声技术发展包括马斯洛夫等人发明的超声分辨率及光学分辨率的光声显微镜以及爱德华兹·张发表的基于法布里-珀罗光声传感器的光声层析成像系统。学术界对上述光声成像系统图像性能(灵敏度，分辨率，深度和速度)的显著改善以及工业界对各种光声层析配置所用声学换能器阵列的改进共同对光声技术在生物学和医学的应用产生了巨大的影响。

然而光声技术在选择性光热解激光手术中的应用非常有限。没有人尝试去制造带有声波探测器的波长可调激光器，并应用于纹身去除。在激光治疗血管畸形中选择激光波长可能不如在激光纹身去除中选择激光波长那么关键，但是优化激光手术系统的其他参数来实现血管畸形治疗仍然是一项非常艰巨的任务。事实上，选择性光热解激光手术不一定在手术后立即清除手术目标或立即更改手术目标的空间位置。它需要一个较长的伤口愈合过程，才能通过吞噬作用去除受损的组织。病变组织在选择性光热解激光手术前后的光声成像几乎没有变化。因此简单的病变组织的光声成像对优化选择性光热解激光手术没有太大价值。威尔特等人演示了用光声层析成像获得葡萄酒色斑病变深度信息的可行性，但他们没有进一步把获得的深度信息用于优化葡萄酒色斑病变的激光治疗。为了优化激光治疗儿童葡萄酒色斑病变的方法，饶等人提出了使用光学分辨率光声显微镜来获取儿童葡萄酒色斑病变的血管大小和深度信息，用获得的病变信息构建葡萄酒色斑病变的物理模型，并用大规模的计算机仿真获得最佳激光参数(脉冲宽度和脉冲能量)。其他成像方法包括光学多普勒断层扫描和光学相干血管造影。这些方法依靠血流或血液流动引起的光学散斑来获取葡萄酒色斑病变的信息。然而在激光手术后血液流动的消失并不能确认病变血管的完全凝结。这里的假设是部分凝结的病变血管在激光治疗后仍可以恢复，难以治愈。这些光学成像方法的另外一个限制因素是他们的成像深度很浅，只有1-2毫米。与上面基于成像的方法相反，本发明采用简单的实验方法来解决选择性光热解的临床问题。

本发明公开的技术、方法和装置是基于光声效应的物理原理及其对温度的依赖性。在早期的光声技术的文献里，依赖于温度的光声效应被用来进行一系列与温度相关的测量，包括测量火焰温度和测量固体热扩散率。埃塞纳利耶夫等人在1999年报道了对离体犬组织温度的实时光声监测。拉林等人在2002年报告了用光声技术监测离体犬肝脏的冷却和冻结。沙阿等人在2008年报道光声温度监测的离体猪组织。奥拉耶夫斯基在US5840023A，US6309352B1，US2015/0216420A1等专利文献中描述了光声成像方法用于医疗诊断和组织特性变化的实时光声监控，以及一种改进的温度校准方法。在奥拉耶夫斯基等人描述的连续波激光热疗法中，因为连续波激光器不激发光声波，连续波激光器并不干扰异步光声温度感测过程。然而，选择性光热解手术系统中的短的手术光脉冲会在其短脉冲的持续时间内突然提升手术目标的温度，然后手术目标温度会迅速下降。准确测量这样一个由于短的手术激光脉冲的能量沉积导致的活组织动态温度上升(温度脉冲)是完全不同于现有技术对于一个缓慢变化的温度的感测。从技术上讲，这要求温度感测激光脉冲与外科手术激光脉冲同步，并且有一个精确的短时延。另外，当很强的外科手术激光脉冲被组织中光吸收后会产生较强的光声信号。这个外科手术激光脉冲导致的光声信号会干扰温度感测脉冲产生的光声信号。奥拉耶夫斯基描述的光声温度测量方法对于接近于连续波的外科手术脉冲和慢变的温度是有效的，但是对于选择性光热解外科手术中由短的激光脉冲导致的动态温度上升或脉冲的测量是无效的。

综上所述，现有技术中缺乏有效的方法来解决在选择性光热解外科手术中的临床问题。这类选择性光热解外科手术包括激光去除纹身以及激光治疗血管畸变。下面公开的外科手术技术，装置和方法可以填补选择性光热解的科学理论与临床实践之间的空白。

实施例

作为一个实施例，图1显示了一个创新性的脉冲光选择性光热解手术系统，该系统所包含的一个超声探测器件是其区别于现有技术中的传统的选择性光热解外科手术系统的标志。该选择性光热解脉冲光手术系统包括可调谐脉冲光源1100以及病患接口1200。在选择性光热解脉冲光手术系统的控制系统1110的控制下，可调谐脉冲光源1100产生光束1010。病患接口1200可被操作以与组织1000接触。在图1的所示实施例中，光束1010仅包括一个手术脉冲光束。该脉冲光束的脉冲宽度小于10-7秒，或小于10-8秒，或小于10-9秒，以有效地激发光声信号。这个病患接口1200包括光传导单元1210，超声探测器1220和接口介质1230。光传导单元1210对光束轮廓定形，用关节臂传输光束，调整光束直径，将光束穿过接口介质1230传输到组织1000的表面。接口介质1230优先选用对光束透明以及可传导超声波的介质。脉冲光束1010激发出的光声波1020通过接口介质1230传播，并被超声探测器1220所探测。探测到的光声信号1030在控制系统1110中被数字化并被分析，以控制可调谐脉冲光束1100。需要注意的是，本文中的可调谐光源广泛地意指对其中心波长，或脉冲宽度，或脉冲能量或上述参数的组合具有调节能力的光源。可调谐光源本身并不难制造，困难的是根据组织中的手术目标，应该要如何调谐中心波长和其他的手术光脉冲参数。选择性光热解的外科手术的现有技术中缺失的就是超声探测器。这个超声探测器第一次使得可调谐光源对选择性光热解外科手术有意义。可调谐光源和(能检测光声反馈的)超声探测器的结合使得数十年来一直期望的最优化选择性光热解激光手术成为可能。

为了充分利用下面所公开的方法来达到最优的选择性光热解手术结果，我们希望使用更加先进的可调谐光源1100，该可调谐光源1100能在控制系统1110控制下产生手术光脉冲和同步的辅助温度感测光脉冲。如图1所示的大部分实施方式中，温度感测光束包括的是一个相对于手术激光脉冲可调节时间延迟的温度感测光脉冲。在不需要组织的深度方向信息的应用里，温度感测光束可以是激发光声波的强度被调制的光束，或者是蜂鸣强度被调制的光束以提供非常低分辨率的深度方向信息。为了有效地激发光声信号，温度感测的光脉冲的脉冲宽度可以小于10-7秒，或小于10-8秒，或小于10-9秒。在一些实施方式中，温度感测光束的中心波长和脉冲宽度可以是固定的。温度感测光脉冲能量处于辅助治疗水平。对于可调谐光源1100来说，其调谐能力应该与需要特定的选择性光热解手术应用相匹配。实现这样的更先进的可调谐光源的最实用的方法是把可调谐手术光源单元与可调谐温度感测光源单元集成在一个封装里，两者共享一个电源供应系统，一个冷却系统和一个控制系统1110。两个光源单元的光束需要融合，并从同一个光输出口输出。在一些实施方式中，使用低成本的、固定波长的、脉冲固体激光器来生成温度感测的光束比较有优势。

图1的另一种实施方式可以是一种手术计划系统，该系统提供优化的手术激光器参数，可以应用于其他的传统的脉冲光选择性光热解手术系统。本申请的手术计划系统包括一个可调谐脉冲光源和一个病患接口。可调谐脉冲光源可以在其控制系统的控制下产生辅助治疗的脉冲光束，或产生脉冲的或调制的温度感测光束，或者同时产生以上二者。病患接口可以被操作从而与手术目标组织接触。病患接口包括光传导单元、超声探测器和接口介质。光传导单元对光束轮廓定形，利用关节臂传输光束，调整光束直径，将光束穿过接口介质传输到组织的表面。脉冲光束激发出的光声波通过接口介质传播，并被超声探测器所探测。检测到的光声信号被控制系统数字化，并由控制系统进行分析，以确定要最佳手术光脉冲参数，应用于另一个传统的脉冲光选择性光热解手术系统。本申请中的手术计划系统的优点是其激光脉冲重复率可能比激光手术系统的重复频率高得多，并且获得最佳手术激光参数的时间要短得多。

本发明的关键是在选择性光热解手术系统中包括超声探测器。如图1所示的脉冲光选择性光热解手术系统可以被更广泛地理解成一个脉冲辐射选择性热解手术系统，其中的手术光脉冲可以被替换成任何形式的辐射脉冲(无线电波、微波、红外光、可见光、紫外线、X射线、γ射线)，该辐射脉冲会在组织中的病变或连接到病变的外来造影剂上形成温度脉冲。将温度感测的光脉冲替换成任何形式的脉冲的或调制的辐射(无线电波、微波、红外线、可见光、紫外线、X射线、γ射线)，该辐射能够被组织中的病变或附着在组织上的病变的外用造影剂吸收，并有效地激发光声波。将光传导单元替换成辐射束传导单元以传导辐射束至组织。图1的所有技术和方法都适用于广义的辐射选择性热解手术系统。因为激光纹身去除和血管畸形的激光治疗是本发明的主要关注点，所以以下列举的实施例主要是基于脉冲激光的手术系统。

图2-10显示了使用不同构造的病患接口来实现优化的选择性光热解激光手术的例子。图2显示的一个病患接口的示意图。该病患接口包括一个单个元件的超声换能器2200以及与组织2400保持声学接触的接口媒介2300。因为该病患接口中的光传导单元与传统的激光选择性光热解系统中的光传导单元没有不同，所以在图2中省略了光传输单元。激光束2100(手术激光束、或温度感测激光束、或者两者皆有)能够根据所述方法的要求选择地被传导至组织2400表面。在一些实现方式中，激光束2100可以只包括手术激光束。单个元件超声换能器2200设置的位置使其既能检测光声波又不阻挡激光束2100。换能器2200可以是传统的超声换能器或基于光学探测技术的器件。接口介质2300允许激光束和光声波的传播。在一个更加简化的结构设计中，接口介质2300可以被省略，在该结构中，单个元件的超声波换能器可以在组织表面在被激光束照射的区域旁边，与组织直接地进行声波接触。上述简化结构的优势是，该结构可以同时允许通过自由空间输送皮肤冷却剂。单个元件超声换能器2200可以从组织中的一维深度可分辨的空间中获取多个光谱光声波信号，该信号被图1中的控制系统1110数字化并被分析。

图3是病患接口的另一个实例中的示意图。该病患接口包括一个线性阵列超声换能器3200以及与组织3400保持声学接触的接口媒介3300。该病患接口中的光传导单元与传统的激光选择性光热解系统中的光传导单元没有不同，因此为简单起见，在图3中省略了光传输单元。激光束3100(手术激光束、或温度感测激光束、或两者皆有)可根据方法的要求选择性地被传导至组织3400表面。线性阵列超声换能器3200设置的位置使其可以在不阻挡激光束3100的情况下探测到光声波。线性阵列超声换能器3200可以为传统的超声换能器或者基于光探测技术的换能器。接口介质3300允许以最小的损失传播激光束和光声波。在简化的结构里，接口介质3300也可以被省略，在该结构中，线性阵列超声换能器可以放在被激光束照射的区域旁边与组织直接形成声学接触。这种简化结构的一个优点是，它可以同时允许皮肤冷却剂通过自由空间输送。线性排列超声波换能器3200从组织中的二维深度可分辨的空间中获取多个光谱光声波信号，该光声波信号被图1中的控制系统1110数字化并被分析。

图4是病患接口的另一个实例中的示意图。该病患接口包括线性阵列超声换能器4200、与组织4400保持声学接触的接口介质4300以及旋转台4500。旋转台4500上安装线性阵列超声换能器4200和接口介质4300，并能围绕组织表面上照亮的椭圆形区域的中心轴旋转，从而获取三维组织信息。箭头4600指示了旋转台4500的旋转方向。因为该病患接口中的光传导单元与传统的激光选择性光热解系统中的光传导单元没有不同，所以在图4中省略了光传导单元。激光束4100(手术激光束、或温度感测激光束、或两者皆有)可根据方法的要求被选择性地传导至组织4400表面。激光束4100被柔性多模光纤或柔性光纤束以及辅助光学器件(在图4中未标出)传导以进行旋转。线性阵列超声换能器4200设置的位置使线性阵列超声换能器4200可以在不阻挡激光束4100的情况下探测光声波。线性阵列换能器4200可以是传统的超声换能器或基于光学探测技术的换能器。接口介质4300允许以最小的损失传输激光束和光声波。在更简化的结构里，接口介质4300也可以被省略，线性阵列超声换能器可以放在被激光束照射的区域旁边与组织直接形成声学接触。这种简化结构的一个优点是，它可以同时允许皮肤冷却剂通过可用空间输送。线性排列超声波换能器4200从组织中的二维深度可分辨的空间中获取多个光谱光声波信号，并被图1中的控制系统1110数字化并被分析。

图5是病患接口的另一个实例中的示意图。该病患接口包括一个单一元件的超声换能器5200、声波反射器5500以及与组织5400保持声学接触的接口介质5300。因为该病患接口中的光传导单元与传统的激光选择性光热解系统中的光传导单元没有不同，所以在图5中省略了光传输单元。激光束5100(手术激光束、或温度感测激光束、或两者皆有)可根据方法的要求被选择性地传导至组织5400的表面。单一元件的超声换能器5200设置的位置使该超声换能器5200可以在不阻挡激光束5100的情况下探测被声波反射器5500反射的光声波。使用声波反射器5500使得超声换能器和激光束位于组织的同一侧而又不相互影响。单一元件的超声换能器5200可以是传统的超声换能器或基于光学探测技术的换能器。接口介质5300允许以最小的损失传输激光束和光声波。线性排列超声波换能器5200从组织中的一维深度可分辨的空间中获取多个光谱光声波信号，并被图1中的控制系统1110数字化并被分析。

图6是病患接口的另一个实例中的示意图。该病患接口包括线性列阵超声换能器6200、声波反射器6500和与组织6400保持声学接触的接口介质6300。因为该病患接口中的光传导单元与传统的激光选择性光热解系统中的光传导单元没有不同，所以在图6中省略了光传导单元。激光束6100(手术激光束、或温度感测激光束、或两者皆有)可根据方法的要求被选择性地传导至组织6400表面。线性阵列超声换能器6200设置的位置使线性阵列超声换能器6200可以探测到被声波反射器6500反射的光声波。使用声波反射器6500使得超声换能器和激光束位于组织的同一侧而又不相互影响。线性阵列换能器6200可以是传统的超声换能器或基于光学探测技术的换能器。接口介质6300允许以最小的损失传输激光束和光声波。线性排列超声波换能器6200从组织中的二维深度可分辨的空间中获取多个光谱光声波信号，并被图1中的控制系统1110数字化并被分析。

图7是病患接口的另一个实例中的示意图。该病患接口包括线性阵列超声换能器7200、声波反射器7500、与组织7400保持声学接触的接口介质7300以及旋转台7600。旋转台7600安装了线性阵列超声换能器7200、声波反射器7500和接口介质7300，并能围绕激光束光轴旋转。箭头7700指示了旋转台7600的旋转方向。因为该病患接口中的光传导单元与传统的激光选择性光热解系统中的光传导单元没有不同，所以在图7中省略了光传导单元。激光束7100(手术激光束、或温度感测的激光束、或两者皆有)可根据方法的要求被选择性地传导至组织7400的表面。线性阵列超声换能器7200设置的位置使线性阵列超声换能器7200可以探测到被声波反射器7500反射的光声波。使用超声波反射器7500使得超声换能器和激光束位于组织的同一侧而又不相互影响。线性阵列换能器7200可以是传统的超声换能器或基于光学探测技术的换能器。接口介质7300允许以最小的损失传输激光束和光声波。线性排列超声波换能器7200从组织中的三维深度可分辨的空间中获取多个光谱光声波信号，并被图1中的控制系统1110数字化并被分析。

图8是病患接口的另一个实例中的示意图。该病患接口包括达曼光栅8200、二维阵列的超声换能器8400以及与组织8600保持声学接触的接口介质8500。因为该病患接口中的光传导单元与传统的激光选择性光热解系统中的光传导单元没有不同，所以在图8中省略了光传导单元。激光束8100(手术激光束、或温度感测的激光束或两者皆有)可根据方法的要求被选择性地传导至组织8600的表面。激光束被达曼光栅8200转换成二维列阵形式的激光束8300。二维列阵形式的激光束通过没有被二维阵列的超声换能器8400占据的自由空间和接口介质8500到达组织8600表面。被激发的光声波被二维阵列的超声换能器8400探测。二维阵列的超声换能器8400可以是传统的超声换能器或基于光学探测技术的超声换能器。接口介质7300许以最小的损失传输激光束和光声波。二维阵列的超声换能器8400从组织中的三维深度可分辨的空间中获取多个光谱光声波信号，并被图1中的控制系统1110数字化并被分析。

图9是病患接口的另一个实例中的示意图。该病患接口包括分色镜9200、扫描透镜9500、二维振镜扫描器9600和与组织9400保持声学接触的法布里-珀罗传感器9300。因为该病患接口中的光传导单元与传统的激光选择性光热解系统中的光传导单元没有不同，所以在图9中省略了光传导单元。可以根据方法的要求将激光束9100(手术激光束、或温度感测激光束。或两者皆有)选择性地传导至组织9400的表面。分色镜9200和法布里-珀罗传感器9300对于激光束9100(手术激光束、或温度感测激光束。或两者皆有)是透明的。超声波检测激光束9700被二维振镜扫描器9600和扫描透镜9500扫描，并被分色镜9200反射到法布里-珀罗传感器9300以实现光声波的检测。法布里-珀罗传感器9300包括两层介质反射镜和夹在两层介质反射镜中间的超声波感测层。在其他实施方式中，该超声波检测激光束9700可以是一维列阵激光束或二维列阵激光束。图9所示的实施例省略了能发送超声波检测激光束9700，并能探测被光声波调制的反射回来的超声波检测激光束9700的光学系统。多个光谱光声波信号能够从组织中的一维、二维或三维且深度可分辨的空间中被获取，并被图1中的控制系统1110数字化并被分析。

图10是病患接口的另一个实例中的示意图。该病患接口包括真空结构10200、圆形列阵的超声换能器10400以及与组织10500保持声学接触的接口介质10300。因为该病患接口中的光传导单元与传统的激光选择性光热解系统中的光传导单元没有不同，所以在图10中省略了光传导单元。可以根据方法的要求将激光束10100(手术激光束、或温度感测激光束、或两者皆有)选择性地传导至组织10500的表面。圆形列阵的超声换能器10400可以是传统的超声换能器或基于光学探测技术的换能器。圆形列阵的超声波换能器10400与真空结构10200的壁保持声学接触。真空结构10200被设计成类似于拔罐装置，部分组织能够被吸入到真空结构内。诸如水的接口介质10300能够被注入到真空结构的底部，以浸没被吸入到真空结构内的组织。激光束10100照射真空结构内部的组织并激发光声波。圆形阵列的超声换能器104000可以从组织中的二维深度可分辨的空间中获取多个光谱光声波信号。该多个光谱光声波信号可以被图1所示的控制系统1110数字化并被分析。

图11显示了调谐波长以优化选择性光热解激光治疗未知色素的一个实施例。最优的手术激光波长应该最大化未知色素相对于天然生色团的激光能量沉积比。以下过程是为激光选择性光热解手术系统设计的，该系统的手术激光脉冲宽度足够短，可以有效地激发光声信号。然而，如果手术激光脉冲过长而不能有效地激发光声信号，则可以利用更先进的双脉冲(手术激光脉冲之后是延迟的温度感测激光脉冲)激光系统，生成短的温度感测激光脉冲，以通过以下过程激发光声信号。首先，确定一系列波长点，一系列波长点包括氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白特征峰和特征谷。其次，选择组织区域，并且操作病患接口使其与所选择的组织区域保持声学接触。第三，超声探测器最好被设置成从二维深度可分辨的组织中获取单个手术激光脉冲激发的模式。值得注意的是，在简化的实施方式中，超声探测器也可用于获取一维的深度可分辨的组织信息，但后续步骤可能需要稍微地修改。第四，控制系统针对每个波长点发出多个辅助治疗的手术激光脉冲，并获取超声探测器检测到的光声信号。第五，在对每个波长点进行层析成像重建之后，获取平均的二维深度可分辨的组织信息。第六，在计算了未知色素和天然生色团的相对消光系数，并拟合了未知色素和天然生色团的相对消光系数曲线后，未知色素与天然生色团可以被识别。如果在二维的深度可分辨的组织空间中没有天然生色团，则可以使用文献中已知的天然生色团的消光系数曲线。第七，计算出未知色素与天然生色团的相对能量沉积比曲线。最后，利用算法，对不同的天然生色团赋予不同的权重，以确定不同类型的未知色素的最优手术激光波长。针对不同类型未知色素，分别以最优激光波长进行的激光治疗可串联进行，以达到最优的激光治疗结果。图11中的同样的技术适用于使用脉冲激光(相干光源)的选择性光热解手术系统、使用非相干脉冲光源的选择性光热解手术系统以及其他的使用常规辐射源的选择性光热解手术系统。其中，在使用非相干脉冲光源的选择性光热解手术系统中，非相干脉冲光源的中心波长被调谐。在其他的使用常规辐射源的选择性光热解手术系统中，利用波长可调谐、刻脉冲、或可调制的辐射束，有效地从损伤组织或附着于损伤组织的造影剂中激发光声波。

对于更先进的双脉冲(手术激光脉冲之后是延迟的温度感测激光脉冲)激光选择性光热解手术系统，本发明提供了一种在活体组织中探测光声温度的方法。该方法克服了现有技术的局限性。在图12和13中详细描述的该方法可以在校准之后，无创伤地测量被短的手术激光脉冲加热的组织中的手术目标的动态温度。校准过程的假设是手术目标被激光脉冲加热的过程是一个线性过程，并且在手术激光脉冲后立即进行温度测量时，手术目标的最高温度上升与沉积到手术目标的激光能量成正比。

图12展示了组织依赖于温度的格林乃森参数的相对对数函数的校准的实施例。首先，我们通过测量组织的平衡温度T0开始校准过程。第二，我们测量手术目标的光声信号，该光声信号是由具有恒定激光脉冲能量的温度感测激光脉冲激发的，并对光声信号的振幅进行对数运算，得到基准信号。第三，我们发送手术激光脉冲以快速加热手术目标，并测量由手术激光脉冲激发的光声信号。第四，我们发送手术激光脉冲和温度感测激光脉冲，测量双脉冲所述激发的光声信号，从双脉冲激发的光声信号中减去手术激光脉冲所激发的光声信号，计算由温度感测激光脉冲激发的光声信号的振幅，利用对数运算对依赖于温度的部分与不依赖于温度的部分进行分离，减去基准值，并计算出温度点T0+δT的相对对数函数值logΓ(T0+δT)-logΓ(T0)。其中，Γ代表组织的格林乃森参数，δT代表由加热的激光脉冲引起的温度上升。第五，如果记录的光声信号的振幅没有出现由在100℃时激光导致的空洞所引起的突然上升，我们则等待组织温度恢复至其原始的平衡温度。然后，我们调整加热的激光脉冲的能量到原来的ki倍，并返回到上面的第三步，以获取在温度点T0+kiδT的相对对数函数值logΓ(T0+kiδT)-logΓ(T0)。为了提高对100℃的测量精度，我们应该缓慢增加手术激光能量。如果观察到激光引起的空洞现象，我们将继续进行最后一步。在最后一步中，我们有

T0+k0δT<T0+k1δT<T0+k2δT<…<T0+kmδT＝100℃

因此，我们可以计算出每个手术激光脉冲导致的绝对的温度上升值(k0δT,k1δT,…,kmδT)，并拟合出从T0到100℃间的相对对数函数logΓ(T)-logΓ(T0)，其中T表示温度。平衡温度可以为患者的体温，也可以是已知温度环境中离体组织的平衡温度。在实际操作时，激光脉冲能量从一个脉冲到下一个脉冲会出现波动。对于上述过程，必须同时进行激光脉冲能量监控以及补偿。只要开始温度和要测量的温度是在T0和100℃之间，上面所校准的组织的格林乃森参数的相对对数函数可以有效地用于温度的感测，具体的感测实施例如下所述。

图13显示了组织中的手术目标被短的手术激光脉冲快速加热后，对该手术目标进行动态温度(温度脉冲)感测操作的实施例。然而，如果调节手术激光脉冲和温度感测激光脉冲之间的延迟时间，则可以通过重复下面的动态温度感测(温度脉冲)过程，来准确地测量手术目标随时间变化的动态温度(温度脉冲)变化情况。重要的是，我们要从一个已知的体温开始，并且知道格林乃森参数的相对对数函数的起点。第一，我们在激光手术治疗之前先测量体温。第二，我们发送温度感测激光脉冲，在体温下测量激发的光声信号的幅度，并计算其对数作为基准值。第三，我们仅发送手术激光脉冲并测量由该手术激光脉冲激发的光声信号。第四，我们发送手术激光脉冲和温度感测激光脉冲，并测量激发的光声信号。第五，我们计算由温度感测激光脉冲激发的光声信号的幅度，并通过对数运算将温度相关部分与其他的温度不相关部分分开。第六，我们通过减去基准值来计算出相对对数函数值。最后，我们根据校准了的组织格林乃森参数的相对对数函数确定手术激光脉冲结束时的动态温度(温度脉冲)。为了对由连续波激光器加热的手术目标进行温度感测，仅需要在体温时和在连续波激光手术过程中的任一时间点时，分别测量两次温度感测激光脉冲所激发的光声信号。由于图12中所示的非侵入的校准方法更准确，因此会有更准确的测量结果。如图12-13所示的技术适用于脉冲激光(相干光源)手术系统、其它非相干脉冲光源手术系统、高强度聚焦超声治疗系统以及其他一般性辐射源的选择性光热解系统。这种一般性辐射源的选择性光热解系统利用手术脉冲辐射束加热组织中的病变或加热附着在组织中的病变上的外来造影剂，并利用脉冲或调制的温度感测辐射束来有效地激发组织中的病变或附着在组织中的病变上的外来造影剂产生光声波。

在激光治疗血管畸形的应用中，人们希望用激光脉冲有效地快速加热手术目标，该激光脉冲的宽度与手术目标的热弛豫时间相匹配。这样激光脉冲的大部分能量将被限制在手术目标内，而不是被传播到周围的健康组织中。在激光治疗血管畸形的研究领域，计算机仿真组织模型以及手术目标的维度信息是估算组织内手术目标热弛豫时间的唯一办法。然而，图14展示了通过在活体内测量组织内的手术目标的热弛豫时间，以优化手术激光脉冲宽度的实施例。除了手术激光脉冲外，还需要温度感测激光脉冲来进行测量手术目标的热弛豫时间的任务。第一，我们测量体温，利用温度感测激光脉冲测量手术目标在体温下的光声信号。第二，我们辅助治疗的手术激光脉冲并测量激发的光声信号。第三，我们发送辅助治疗的手术激光脉冲和具有精确延迟时间的温度感测激光脉冲，测量双脉冲激发的光声信号，并计算由温度感的激光脉冲所激发的光声信号的幅度。第四，我们通过对数运算将温度依赖部分与其他的不依赖于温度的部分相互分开，并减去基准值以计算出相对对数函数值。第五，我们确定手术目标在精确延迟时刻的温度。第六，我们等到手术目标温度恢复到体温，并判断是否有足够多的延迟时间点来拟合手术目标的温度相对于延迟时间的曲线。如果没有足够的延迟时间点，我们可以更改延迟时间的值，并重复在第三步和第六步之间的步骤，直到我们能够拟合出温度相对于延迟时间的曲线，并通过该曲线得到手术目标的热弛豫时间。最佳手术激光脉冲宽度应当等于测量得到的手术目标的热弛豫时间。图14中的技术适用于脉冲激光(相干光源)手术系统、其它非相干脉冲光源的选择性光热解手术系统、以及其他一般性辐射源的选择性光热解系统。其中，一般性辐射源的选择性光热解系统利用手术脉冲辐射束迅速加热组织中的病变或加热附着在组织中的病变上的外来造影剂，并利用脉冲的或调制的温度感测辐射束来有效地激发组织中的病变或附着在组织中的病变上的外来造影剂产生光声波。

在传统的激光选择性光热解手术中，手术激光脉冲能量是根据临床医生的经验来选择的。然而，在手术系统里加入的超声探测器首次使得客观地优化外科手术激光脉冲能量成为可能。对于激光治疗血管畸形，最优的激光脉冲能量会迅速加热选定的手术目标，使选定的手术目标的温度达到预设温度以形成光凝结。对于基于激光光击穿的应用，例如激光去除纹身，最优外科手术激光脉冲能量可将选定的手术目标迅速加热到100℃，并造成激光导致的空洞。

图15显示的是在激光光凝结选择性光热解手术过程中，利用可调谐激光优化手术激光脉冲能量的实施例。我们假设，在激光功率优化之前，已经优化了激光波长。第一，我们选择具有二维的深度可分辨的组织信息的手术目标，该信息由温度感测激光脉冲激发并由超声探测器获取。第二，我们在测量了手术目标的热弛豫时间后，优化激光脉冲宽度。第三，我们发送手术激光脉冲并测量其激发的光声信号。第四，我们发送手术激光脉冲和温度感测激光脉冲，测量双脉冲激发的光声信号，并计算由温度感测激光脉冲激发的光声信号的振幅。第五，我们用对数运算分离出依赖于温度的部分，通过减去在先前步骤中所获取的基准值计算出相对对数函数值，并确定手术目标的温度。第六，我们判断手术目标是否达到预设的光凝结温度。如果没有达到，我们等待手术目标恢复至其原始体温，增加激光脉冲能量，然后返回第三步。如果温度达到预设的光凝结温度，我们可结束操作，并得到了用于光凝结手术目标的最佳激光脉冲能量。图15中的技术适用于脉冲激光(相干光源)选择性光热解手术系统、其它非相干光源的选择性光热解手术系统、用于优化超声束能量的高强度聚焦超声治疗系统、以及其他的一般性辐射源的选择性光热解系统。这种一般性辐射源的选择性光热解系统利用手术脉冲辐射束迅速加热组织中的病变或附着在组织中的病变上的外来造影剂，并利用脉冲的或调制的温度感测辐射束来有效地激发组织中的病变或附着在组织中的并边上的外来造影剂产生光声波。

激光光击穿的明显特点是激光会引发空洞，进而产生超声的冲击波。我们假设，一旦由于激光引发的空洞而进一步产生了超声冲击波，则没有必要进一步增加激光脉冲能量。对于利用激光光击穿去除纹身，我们希望使用可调谐的手术激光器而不是更高级的可调谐双脉冲(手术激光脉冲和延迟的温度感测激光脉冲)手术激光器。图16显示的是在激光光击穿选择性光热解外手术过程中，活体手术激光脉冲能量优化的示例。以下过程是为激光选择性光热解手术系统设计的，其手术激光脉冲宽度足够短，可以有效激发光声信号。我们假设在激光脉冲能量优化之前已经优化了激光波长。第一，我们选择了具有二维的深度可分辨的组织信息的手术目标，该信息由手术激光脉冲激发并被声波探测器获取。第二，我们测量手术目标的热弛豫时间，并根据手术目标的热弛豫时间优化手术激光脉冲宽度。第三，我们发送手术激光脉冲并测量激发的光声信号。第四，我们绘制光声信号相对激光脉冲能量的曲线的一个点，并判断是否存在由于激光导致的空洞而引起光声信号的突然增加。如果没有突然的光声信号的增加，我们可以等待手术目标恢复到原来的体温，提高手术激光脉冲的能量，并返回到第三步。如果观察到由于激光导致的空洞而引起了突然的光声信号增加，则说明已经获得了最优的手术激光脉冲能量。图16中的技术适用于脉冲激光(相干光源)选择性光热解手术系统、其它非相干脉冲光源选择性光热解手术系统、以及其他一般性辐射源选择性光热解系统。这种一般性辐射源选择性光热解系统利用手术脉冲辐射束迅速加热组织中的病变或附着在组织中的病变上的外来造影剂，并激发组织中的病变或附着在组织中的病变上的外来造影剂产生光声波。

图15和16中的方法提供了，在激光选择性光热解手术过程中，对手术激光脉冲能量进行实时控制。然而，无需实际执行激光手术也可以准确地确定加热手术目标达到预设温度所需的手术激光脉冲能量。图17显示的是在不进行激光手术的情况下，确定最优手术激光脉冲能量以达到预设温度的实施例。我们假设激光波长已经优化。第一，我们选择具有二维的深度可分辨的组织信息的手术目标，该信息由温度感测激光脉冲激发并由声波探测器获取。第二，我们在测量手术目标的热弛豫时间后，优化激光脉冲宽度。第三，我们发送辅助治疗的手术激光脉冲，并检测其光声信号。第四，我们同时发送辅助治疗的手术激光脉冲和紧接在手术激光脉冲结束后的温度感测激光脉冲。第五，我们测量由手术激光脉冲和温度感测激光脉冲所激发的光声信号，并计算由温度感测激光脉冲激发的光声信号的振幅。第六，我们用对数运算分离出依赖温度的部分，通过减去前面步骤中获得的基准值来计算出相对对数函数值。最后，我们计算出由于辅助治疗手术激光脉冲所引起的温度上升，并计算要将手术目标迅速加热到预设温度所需的手术激光脉冲能量。图17中的技术适用于脉冲激光(相干光源)选择性光热解手术系统、其它非相干脉冲光源的选择性光热解手术系统、高强度聚焦超声治疗系统、以及其他的一般性辐射源选择性光热解系统。这种一般性辐射源选择性光热解系统利用手术脉冲辐射束迅速加热组织中的病变或附着在组织中的病变上的外来造影剂，并利用脉冲的或调制的温度感测辐射束来有效地激发组织中的病变或附着在组织中的病变上的外来造影剂产生光声波。

另一个声波检测器的潜在的应用是为皮肤冷却设备提供活体温度校准，以向处于激光选择性光热解手术中的皮肤的表皮层提供保护。皮肤冷却被广泛用于激光治疗血管畸形。在激光去除纹身的过程中，皮肤冷却可以有效防止激光引起的表皮上的空洞。图18显示的是具有皮肤冷却过程的优化的激光选择性光热解手术的实施例。第一，我们调谐手术激光波长以最大化选择性光热解手术的效果。第二，我们根据测得的手术目标的热弛豫时间优化手术激光脉冲宽度。第三，我们根据期望的手术效果(光凝结或光击穿)优化手术激光脉冲能量。第四，我们测量身体温度，发送温度感测激光脉冲，测量被激发的表皮目标的光声信号的振幅，并计算其对数值作为基准值。第五，我们调整皮肤冷却参数，进行皮肤冷却，并发送延迟的温度感测激光脉冲。第六，我们测量由温度感测激光脉冲激发的光声信号的振幅，通过取对数并减去基准值来计算出相对对数函数值。第七，我们确定表皮目标的温度以及确定表皮目标是否已经被冷却至预设温度。如果不是，我们等待温度恢复体温，并返回第五步。如果表皮目标已经被冷却至预设温度，我们将进行优化的选择性光热解手术。图18中的技术适用于脉冲激光(相干光源)的选择性光热解手术系统、其它非相干脉冲光源的选择性光热解手术系统、以及其他的一般性辐射源选择性光热解系统。这种一般性辐射源选择性光热解系统利用手术脉冲辐射束迅速加热组织中的病变或附着在组织中的病变上的外来造影剂，并利用脉冲的或调制的温度感测辐射束来有效地激发组织中的病变或附着在组织中的病变上的外来造影剂产生光声波。

工业实用性

上述示例是本发明所公开的技术的最全面的实施方式。其广泛的工业应用包括激光治疗血管畸形、激光治疗葡萄酒色斑病、激光去除纹身以及在肿瘤学、眼科、心脏病学、神经学和牙科领域中进行的其他创新的选择性光热解手术。本发明公开的技术的部分实施方式可能已经在市场上引起了非常有竞争力的手术产品。例如，当前的纹身去除激光器加上超声波检测器以及相关的硬件和软件即可变成第一代人工智能(AI)纹身去除手术系统。该系统可以确保最佳的手术效果，而无需医生或操作人员进行皮肤分型和激光参数选择。具有可调的激光波长和可调的激光脉冲宽度的更先进的AI纹身去除手术系统也是可实现的。本领域的普通技术人员根据本文档描述的实施方式，也可以在许多潜在的医疗应用里提出做了改变的和改良的实现。

引文清单

专利文献

5840023A奥拉耶夫斯基等人在01/1996提交。

6309352B1奥拉耶夫斯基等人于10/1998提交。

2015/0216420A1奥拉耶夫斯基等人于02/2015提交。

4303343帕特尔等人于02/1980提交。

62/617,681饶斌于01/2018提交。

7322972B2威尔特等人于02/2003提交。

2017/0014317A1扬布尔等人于07/2016提交。

2002/0019625A1锡安·阿扎尔等人在2002年4月提交。

5759200锡安·阿扎尔于2001年9月提交。

WO 2013/033145A1尼古拉等人于08/2011提交。

非专利文献

亚当斯等，“利用光声效应对固体样品的热扩散系数和厚度的测量”分析师102,678(1977)。

巴路尔等，“通过Q开关激光器去除纹身中的激光-组织相互作用”，皮肤美容外科手术杂志8，5-8(2015)。

伯恩斯坦，“去除激光纹身”，整形外科研讨会21，175-192(2007年)。

安德鲁，“光声传感技术的应用”，现代物理评论58，381-431(1986)。

考克斯等，“定量光谱光声成像综述”，生物医学光学杂志17(6)，061202(2012)。

埃塞纳利耶夫等，“组织温度的实时光声监测”，国际光学与光子协会会议论文集3601，激光-组织相互作用X：光化学，光热和光机械(1999)。

加里韦斯特，“光声光谱”，科学仪器评论54，797(1983)。

霍德维克等，“确定固体光学吸收系数的光声技术，”应用光学16，101-107(1977)。

拉林等，“使用光声技术实时监测组织中的温度分布”，国际光学与光子协会会议论文集3916，生物医学光声学(2000)。

刘等，“人体皮肤中葡萄酒色斑病变微血管的活体高分辨率三维成像”，外科手术和医学用激光45，626-632(2013)。

马斯洛夫等，“用于单个毛细管活体成像的光学分辨率光声显微镜”，光学快报33，929-931(2008)。

马斯洛夫等，“活体暗场反射模式光声显微镜”，光学快报30，625-627(2005)。

尼尔森等，“使用光学多普勒断层成像技术对葡萄酒色斑病变中的血流实时成像，”皮肤科档案137，741-744(2001)。

奥尔蒂斯等，“酒色斑激光治疗和新颖方法”，面部整形外科28，611-620(2012)。

皮奇等，“用调Q的Nd-YAG激光去除纹身后的色移(1064/532)，”英国整形外科杂志52,482-487(1999)。

饶等，“儿童葡萄酒色斑的智能激光治疗”,美国国立卫生研究院摘要，在2012年8月1日公表。http://grantome.com/grant/NIH/K99-AR062530-01。

沙阿等，“用于光热癌症治疗的光声成像和温度测量”，生物医学光学杂志13(3)，034024(2008)。

威尔特等，“用光声探头确定活体葡萄酒色斑深度”，应用光学42，3215-3224(2003)。

王，“光声层析成像的前景”，医学物理学35，5758(2008)。

温泽尔，“激光去除纹身的当前理论”，皮肤疗法快报15，3-5(2010)。

扎普卡等，“非接触式光声监控火焰温度分布，”光学快报7，477-479(1982)。

张等，“使用平面法布里帕罗超声传感器进行生物组织的高分辨率三维成像的后向模式多波长光声扫描器”，应用光学47,561-577(2008)。

Claims (9)

1.一种选择性最优光热解装置的控制系统，用于执行控制算法，其中，所述选择性最优光热解装置包括：

可调谐辐射源，用于发射辐射；

病患接口，包括

辐射传导单元，用于将所述辐射传导至组织；

超声探测器，用于探测所述组织中的一个或多个手术目标被所述辐射激发出的光声波；以及

所述控制系统，用于：根据对探测到的所述光声波的测量，获取特性，所述特性包括所述组织的格林乃森参数的随温度变化的相对对数函数、热弛豫时间以及对应于动态延迟时间的动态温度；确定所述可调谐辐射源的最佳特征，以便对所述组织中的一个或多个手术目标取得最佳手术效果，所述最佳特征包括：所述可调谐辐射源的中心波长、脉冲宽度或脉冲持续时间和脉冲能量；确定所述特征和所述最佳特征，并根据所述最佳特征调整所述可调谐辐射源以获得最佳手术效果；

所述控制算法包括：

根据所述超声探测器探测到的光声波的测量结果，计算所述组织的格林乃森参数的随温度变化的相对对数函数、所述组织的皮肤冷却参数、一个或多个目标的热松弛时间、一个或多个目标的动态温度、以及所述组织中的一个或多个目标的可调谐辐射源的中心波长、脉冲宽度或脉冲时间和脉冲能量；

确定所述特征和所述最佳特征。

2.如权利要求1所述的控制系统，其中，用于一个或多个手术目标的可调谐辐射源的最佳特性包括最佳中心波长，所述算法包括：

为光谱扫描输入一系列的辐射波长；

对于每个所述波长：

从所述超声波检测器输入光声信号，对应于多个辅助治疗的辐射脉冲或调制；

针对所述波长，重建二维的深度可分辨的组织的消光系数信息；

计算所述组织中的所有辐射吸收体的相对消光系数曲线，并识别出所述一个或多个手术目标；

计算所述组织中的所述一个或多个手术目标与所述组织中的天然发色团的相对能量沉积比例曲线；并且

确定针对所述组织中的所述一个或多个手术目标的最优中心波长。

3.如权利要求1所述的控制系统，其中，组织的特征包括所述组织的格林乃森参数的随温度变化的相对对数函数，所述控制算法包括：

(i)，输入所述组织的平衡温度；

(ii)，输入手术目标的第一光声信号，所述第一光声信号对应于具有恒定辐射脉冲能量的所述第二辅助辐射脉冲，并计算在所述平衡温度的条件下，所述第一光声信号的振幅的对数，作为基准信号；

(iii)，输入对应于所述第一辐射脉冲的所述目标的第二光声信号；

(iv)，输入与所述第一辐射脉冲和所述第二辅助辐射脉冲对应的所述目标的第三光声信号，从所述第三光声信号中减去所述第二光声信号，并对减法得到的结果进行对数运算；

(v)，从所述对数运算的结果中减去所述基准信号；

(vi)，重复第(iii)至第(vi)步骤以Ki倍的能量处理对应于第一辐射脉冲的数据，其中，i为循环指数，Ki为单调递增数列{Ki}的第i个数值元素；以及

(vii)，计算对应于一系列所述第一辐射脉冲的温度上升的绝对值，并拟合所述活体组织的格林乃森参数的所述相对对数函数。

4.如权利要求1所述的控制系统，其中，所述一个或多个手术目标的特征包括所述一个或多个手术目标的动态温度，所述动态温度对应于所述动态延迟时刻的温度，所述控制算法包括：

输入体温；

输入在所述体温时对应于所述第二辅助辐射脉冲的第一光声信号的振幅，并计算其对数作为基准信号；

输入仅对应于所述第一辐射脉冲的第二光声信号；

输入对应于所述第一辐射脉冲和所述第二辅助辐射脉冲的第三光声信号；

通过从所述第三光声信号中减去所述第二光声信号，计算出在所述动态温度时，由所述第二辅助辐射脉冲激发的第四光声信号，并利用对数运算，在所述第四光声信号中，将依赖于温度的部分与不依赖于温度的部分相互分离；

通过从所述对数运算得到的结果中减去所述基准信号，计算出相对对数函数值；并且

确定所述动态温度、所述计算出的所述相对对数函数值以及所述组织的格林乃森参数的校准的相对对数函数曲线，其中所述动态温度是根据所述体温确定的。

5.如权利要求1所述的控制系统，其中，针对一个或多个手术目标的可调谐辐射源的最优特征包括针对所述一个或多个手术目标的所述可调谐辐射源的最优脉冲时长，所述控制算法包括：

(i)，输入体温以及所述一个或多个手术目标产生的第一光声信号，所述第一光声信号在体温条件下对应于所述第二辅助辐射脉冲，并计算所述第一光声信号的振幅的对数作为基准信号；

(ii)，输入对应于所述第一辐射脉冲的所述一个或多个手术目标的产生的第二光声信号；

(iii)，输入对应于具有精确延迟时刻的所述第一辐射脉冲和所述第二辅助辐射脉冲的所述一个或多个手术目标产生的第三光声信号，并通过从所述第三光声信号中减去所述第二光声信号，计算出在延迟时刻的所述第二辅助辐射脉冲激发的第四光声信号；

(iv)，利用对数运算，将所述第四光声信号中将依赖于温度的部分与不依赖于温度的部分相互分离，并在所述对数运算得到的结果中减去所述基准信号以计算出相对对数函数值；

(v)，确定所述一个或多个手术目标在所述精确的延迟时刻的温度；

(vi)，对所有的延迟时间点，重复步骤(iii)至(v)，以拟合出温度相对于延迟时刻的曲线；

(vii)，拟合温度相对于延迟时刻的所述曲线，得出所述一个或多个手术目标的热弛豫时间，根据所述热弛豫时间，确定针对于所述一个或多个手术目标的所述辐射源的所述最优脉冲时长。

6.如权利要求1所述的控制系统，其中，针对一个或多个手术目标的可调谐辐射源的最优特征包括针对于所述一个或多个手术目标进行光击穿需要的所述辐射源的最优脉冲能量，所述控制算法包括：

(i)，计算所述手术目标的热弛豫时间；

(ii)，输入对应于所述第一辐射脉冲的所述手术目标产生的光声信号以及脉冲能量；

(iii)，绘制所述第一辐射脉冲的光声信号相对于辐射脉冲能量的曲线上的点；

(iv)，以增加的脉冲能量，针对一系列第一辐射脉冲，重复步骤(iv)至(vi)，但是通过观察该曲线的线性情况，来判断没有出现光击穿带来的空洞现象；

(v)，根据所述第一辐射脉冲的当前的脉冲能量，确定达到光击穿需要的所述最优脉冲能量。

7.如权利要求1所述的控制系统，其中，针对一个或多个手术目标的可调谐辐射源的最优特征包括使所述一个或多个手术目标达到预设温度的所述辐射源的最优脉冲能量，所述控制算法包括：

(i)，计算针对所述一个或多个手术目标的所述可调谐辐射源的最优脉冲时长；

(ii)，输入对应于所述第一辅助治疗脉冲的所述手术目标的第一光声信号；

(iii)，输入对应于所述第一辐射脉冲和所述第二辅助辐射脉冲的所述手术目标产生的第二光声信号，并通过从所述第二光声信号中减去所述第一光声信号以计算出对应于在所述第一辐射脉冲结束之后的所述第二辅助辐射脉冲的第三光声信号；

(iv)，利用对数运算，在所述第三光声信号中将依赖于温度的部分分离出来，并通过从所述对数运算的结果中减去在第(i)步骤中得到的基准信号以计算出相对对数函数值；

(v)，依据体温，所述相对对数函数值，以及校准的所述组织的格林乃森参数的相对对数函数曲线，计算出由所述辅助治疗的脉冲引起的温度上升；

(vi)，计算将所述手术目标加热至预设温度需要的所述辐射脉冲的能量。

8.如权利要求1所述的控制系统，其中，针对一个或多个手术目标的可调谐辐射源的最优特征包括能够将所述一个或多个手术目标光凝结的所述辐射源的最优脉冲能量，所述控制算法包括：

(i)，计算所述手术目标的热弛豫时间；

(ii)，输入手术目标产生的对应于所述第一辐射脉冲的第一光声信号；

(iii)，输入手术目标产生的对应于所述第一辐射脉冲和所述第二辅助辐射脉冲的所述目标的第二光声信号，通过从所述第二光声信号中减去所述第一光声信号以在所述第一辐射脉冲结束之后立即计算出对应于所述第二辅助辐射脉冲的第三光声信号；

(iv)，利用对数运算，在所述第三光声信号中将依赖于温度的部分分离出来，并通过从所述对数运算的结果中减去在(i)步骤中得到的基准信号以计算出相对对数函数值；

(v)，依据体温，所述相对对数函数值以及校准的所述组织的格林乃森参数的相对对数函数曲线，计算出由所述第一辐射脉冲引起的温度上升；

(vi)，如果所述温度上升没有达到光凝结温度，则增加所述能量，重复步骤(ii)至(v)；

(vii)，根据所述第一辐射脉冲的当前的脉冲能量，确定能够将所述一个或多个手术目标光凝结所需的所述辐射源的脉冲能量。

9.如权利要求4所述的控制系统，其中组织的特征包括皮肤冷却参数，所述控制算法包括：

(i),输入体温，输入对应于第二辅助脉冲的第一光声信号，计算所述第一光声信号幅度的对数值作为基准信号；

(ii)，输入调整的所述皮肤冷却参数；

(iii)，输入对应于延迟的第二辅助辐射脉冲的第二光声信号，取对数操作，在结果里减去所述基准信号，计算出一个相对对数函数值；

(iv),依据体温，所述相对对数函数值以及校准的所述组织的格林乃森参数的相对对数函数曲线，计算出一个温度；

(v),如果该温度未达到预定的低温，重复上述的步骤(ii)至步骤(iv)；

(vi)，保存当前的皮肤冷却参数为需要将皮肤冷却到预定温度的皮肤冷却参数。

Images