引导的光动态治疗 |
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| 申请号 | CN201380016763.9 | 申请日 | 2013-03-26 | 公开(公告)号 | CN104220131B | 公开(公告)日 | 2017-12-08 |
| 申请人 | 皇家飞利浦有限公司; | 发明人 | M·H·库恩; C·C·J·米泽尔; B·H·W·亨德里克斯; G·W·吕卡森; | ||||
| 摘要 | 一种光动态 治疗 (PDT)系统，其具有加长的介入式设备(IDV)，所述加长的介入式设备(IDV)具有光纤(F1、F2、F3)的束，所述光纤(F1、F2、F3)的束形成能够单独 访问 的相应的光出射口。所述束具有光学形状感测 纤维 (OSS)(例如，包括纤维布拉格光栅)，所述光学形状感测纤维(OSS)被布置为感测所述光出射口的 位置 和取向(P_O)。处理器执行控制 算法 ，所述控制算法生成光剂量 信号 (LDS)，以允许相应地生成去往所述多个光纤(F1、F2、F3)的光输出(LD1、LD2、LD3)。所述控制算法响应于所确定的光出射口的位置和取向(P_O)、以及由第一图像模态(I1)(例如，X‑射线、MRI、CT、超声或PET‑CT)所获得的三维身体解剖图像信息，来生成所述光剂量信号(LDS)。该组合允许在对结缔组织的破坏最小的情况下用于PDT处置的光剂量分布的精确应用。在 实施例 中，所述控制算法将关于所述身体组织中的 光敏剂 分布的图像信息(I2)作为输入。所述控制算法还可以将关于所述身体组织中的 氧 浓度的图像信息(I3)作为输入。这两个输入允许更精确的PDT光应用。 | ||||||
| 权利要求 | 1.一种光动态处置系统，包括： |
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| 说明书全文 | 引导的光动态治疗技术领域[0001] 本发明涉及医学设备或仪器的领域。更具体地，本发明涉及一种用于光动态处置的医学仪器和方法。 背景技术[0002] 光动态治疗(PDT)通过光敏剂分子的组合来处置肿瘤，所述光敏剂分子被肿瘤细胞优先吸收并且被光照亮。光激励光敏剂分子以通过形成杀死肿瘤细胞的带负电的单线态氧而变成活性根。PDT是一种非常有吸引力的疗法，这是因为其在摧毁肿瘤细胞的同时使得结缔组织完好无损。 [0003] 利用PDT难以控制并测量组织中的光敏剂药物的浓度。毒性反应需要药物、氧(肿瘤常常是含氧量低的)以及光。为了提供药物，具有口服、静脉注射以及局部给予(注射到肿瘤中)的构思。PDT涉及的问题是难以通过适当的方式给予所要求的光剂量。太少的光将保护结缔组织，但也使肿瘤细胞未受影响，而太多的光将导致结缔组织的损伤。 [0004] 例如，PDT对于前列腺癌的处置是最重要的，这是因为该疾病久治不愈，但是能够显示转为严重的病变并需要将其破坏——这要求可重复的治疗。相比之下，外部射束(光子和离子)治疗和短程治疗在所有组织中留下不可逆的永久损伤，并且致使组织边界不可见，这对于外科医生而言在规划的后续外壳手术的情况下是一个问题。PDT也能够有利地应用于口腔、食道、肺以及子宫颈中的癌症的处置。其也可以用于乳腺癌的处置。 [0005] WO 2008/062000A1公开了一种PDT处置方法，其中，在处置之前完成处置参数的测量，并且在处置步骤之后更新处置参数的测量。因此，所述方法遭受在处置期间的光给予的不良控制的损害。 [0006] WO 2010/089416A1描述了一种用于对光动态光治疗进行预处置规划的系统和方法。提供了一种光动态处置的虚拟规划，其包括通过第一模态成像，并且根据所述规划，使用多个经优化的光源位置进行处置。使用空心针(例如，使用手术模板)将个体光纤带入患者身体中的这些位置。 发明内容[0008] 提供一种能够在处置期间精确控制光剂量给予的PDT系统和方法是有利的。 [0009] 在第一方面中，本发明提供一种PDT系统，所述PDT系统包括： [0010] -介入式设备，其包括具有分布式的纤维末端的多个光纤的束，所述分布式的纤维末端形成相应的光出射口，所述光出射口被布置为在不同方向上发射光，其中，所述束包括光学形状感测纤维，所述光学形状感测纤维被布置为感测所述纤维末端的位置和取向，[0011] -光学控制台，其被布置为连接到所述多个光纤，并且被布置为单独生成响应于光剂量信号而去往所述多个光纤的可控制的光输出， [0012] -位置控制台，其被布置为连接到所述光学形状感测纤维，并且被布置为，基于应用于所述光学形状感测纤维的光学测量结果，来确定所述介入式设备的纤维末端的位置和取向，以及 [0014] -来自所述位置控制台的所述纤维末端的位置和取向，以及 [0015] -通过第一图像模态获得的三维身体解剖图像信息，所述第一图像模态能够在身体内部的不同解剖组织之间进行区分。 [0016] 这样的PDT系统是有利的，这是因为它允许用于靶体积(例如，肿瘤)中的用于PDT处置的光的精确给予，其中，在所述靶体积中已经插入介入式设备。当系统位于体内，优选地，位于肿瘤中时，通过将光强度的模式应用于个体光纤，系统允许控制算法基于介入式设备的光出射口的实际位置来确定最优的光分布模式。光学形状感测纤维(例如，使用纤维布拉格光栅)允许位置和取向的精确三维追踪，这是因为如本领域所已知的，能够确定光纤形状感测纤维的弯曲以及围绕所述光纤形状感测纤维的纵轴的旋转。光应用纤维和位置追踪传感器能够被集成到一个单个的加长的介入式设备中。考虑光出射口的实际位置和取向以及(通过实时成像在PDT处置期间获得的、或者在PDT处置之前获得的)能够在三维身体解剖图像信息中识别的肿瘤的形状，控制算法(例如，通过应用光漫射模型)有可能确定从介入式设备得到的光模式，同时尽可能地保全结缔组织，所述介入式设备将引起对肿瘤的最有效的PDT处置。例如，这能够通过以下操作来获得：首先确定针对最佳的可能的PDT效应的最优光剂量分布，然后确定具有针对多个光纤中的每个光纤的个体光强度值的光剂量信号，以便提供从介入式设备得到的光剂量分布，所述介入式设备尽可能地接近最优光剂量分布。 [0017] 在一些实施例中，控制算法被布置为，如果计算结果指示能够获得如下位置和取向：在所述位置和取向处，光在肿瘤中有更好的覆盖度，并且还有可能保全更多的结缔组织，则确定介入式设备的更优选的位置和取向。以此方式，操作者能够在执行PDT处置之前相应地改变介入式设备的位置和取向。 [0018] PDT系统可应用于多个医学应用中，可应用的不全面的疾病列表为：前列腺癌、以及在口腔、食道、肺以及子宫颈中的癌症。所述PDT系统也可以用于乳腺癌的处置。所有这些应用将受益于精确的光剂量给予，能够利用根据第一方面的系统来实现所述精确的光剂量给予，这样能够将有效的肿瘤处置与结缔组织的保全相结合。 [0019] 在优选实施例中，控制算法被布置为，基于纤维末端的位置和取向，并且基于对涉及针对多个纤维末端的光发射方向模式的了解，生成具有针对多个光纤中的每个光纤的个体光强度信息的光剂量信号，以便从介入式设备获得空间光模式，所述空间光模式与三维身体解剖图像中识别的靶体积相匹配。通过控制来自光纤末端中的每个光纤末端的光分量的混合的强度来生成组织(例如，肿瘤)中的所期望的光强度分布。例如，能够使用两个或更多个束，更优选地使用5个或更多个束，更优选地使用10个或更多个束(例如，10-30)，或者有可能使用甚至更多的光纤，以便允许详细的三维光分布模式，从而允许与给定肿瘤形状有良好的匹配。 [0020] 在一个实施例中，光纤的束被设计为产生非旋转对称光分布，从而允许通过介入式设备的旋转来形成更优化的光分布。 [0021] 控制算法优选包括应用光漫射建模，例如，考虑身体组织。 [0022] 第一图像模态能够是诸如：X-射线、磁共振成像(MRI)、计算机断层摄影(CT)、超声、或正电子发射断层摄影-计算机断层摄影(PET-CT)。然而，只要有可能从结缔组织中辨别出靶体积(例如，肿瘤)，就能够使用其他模态。 [0023] 控制算法可以被布置为响应于由第二图像模态获得的图像信息来生成光剂量信号，其中，所述图像信息是关于身体组织中的光敏剂的分布。第二图像模态能够是例如：MR谱、19F磁共振成像(MRI)、核正电子发射断层摄影(PET)成像、核单光子发射计算机断层摄影(SPECT)成像、以及磁性粒子成像。利用该额外的输入，控制算法能够考虑已经给予的光敏剂的不均匀分布，并且相应地设计针对最佳的有可能的PDT效应的最优光剂量分布。 [0024] 控制算法可以被布置为响应于由第三图像模态获得的图像信息来生成光剂量信号，其中，所述图像信息是关于身体组织中的氧的浓度。第三图像模态可以是例如：氟硝基咪唑正电子发射断层摄影(FMISO-PET)或磁共振成像(MRI)。利用该额外输入，控制算法能够考虑肿瘤和结缔组织中的氧水平的实际分布，这影响PDT效率。因此，控制算法还具有另一输入，所述另一输入允许相应地改进针对最佳可能的PDT效应的最优光剂量分布的设计。 [0025] 如已描述的，在一些实施例中，控制算法可以被布置为，基于纤维末端的实际达到的位置和三维身体解剖图像信息，来确定与经识别的靶体积有关的介入式设备的规划位置。因此，在能够预测介入式设备的经改变的位置或取向能够提供更好的光分布的情况下，控制算法能够确定这样的位置和取向，并且能够相应地向操作者提供输出。 [0026] 在一些实施例中，控制算法包括应用动态光组织模型，所述动态光组织模型用于计算作为温度依赖的局部光属性、光敏剂浓度以及身体组织中的氧浓度的函数的光分布。通过提供这样的优选实时更新的动态模型，能够进一步改进最优光剂量分布的设计。特别地，动态光组织模型可以包括在每个时间步骤处更新以下各项中的一项或多项： [0027] 1)基于实际光学属性的静态光分布，和基于光敏剂浓度和氧浓度产生的毒性，[0028] 2)基于光漫射计算的热扩散计算， [0029] 3)损伤的总计算， [0030] 4)由于温度变化而引起的光学属性的变化， [0031] 5)光敏剂浓度的变化，以及 [0032] 6)氧浓度的变化。 [0033] 在特定实施例中，针对每个时间步骤来更新1)-6)中的全部。 [0034] 在优选实施例中，光学形状感测光纤包括光纤布拉格光栅(FBG)，以便允许位置控制台追踪光纤束的三维形状，并且相应地确定光纤末端的位置和取向。FBG的这种用途和合适的光学测量信号的应用是已知的。在目前的应用中，应当理解，光学形状感测纤维(多个纤维)优选被放置成与光纤有关，使得光学形状感测纤维(多个纤维)与光纤束一起弯曲并围绕纵轴旋转。以此方式，获得感测的位置及取向、与光出射口的实际位置及取向之间的良好匹配。例如，光学形状感测纤维(多个纤维)能够被集中布置为，围绕光学形状感测纤维(多个纤维)对称地或非对称地布置多个光纤。 [0035] 在一些实施例中，介入式设备包括光强度传感器。这允许在处置期间对实际光强度的控制算法的输入，例如，允许一个或多个相关联的光应用设备的使用。特别地，控制算法可以被布置为响应于从光强度传感器接收的信息来生成光剂量信号，以便将来自介入式设备的光分布调整为由相关的附加光源应用的光。 [0036] 在一些实施例中，光学控制台被布置为调谐去往光纤的光波长，和/或能够使用的多个波长，从而能够获得光敏剂的照明改善，其中，所述多个波长提供进入组织的不同穿透深度。 [0037] 应当理解，用于PDT处置的光类型和所使用的光敏剂的类型在本领域中是已知的。 [0040] 在第二方面中，本发明提供一种PDT处置方法，所述PDT处置方法包括： [0041] -在身体中提供介入式设备，所述介入式设备包括具有分布式纤维末端的多个光纤的束，所述分布式纤维末端形成相应的光出射口，所述光出射口被布置为在不同方向上发射光，并且光学形状感测纤维被布置为感测纤维末端的位置和取向， [0042] -通过将光学测量结果应用于光学形状感测纤维来确定纤维末端的位置和取向，[0043] -提供由第一图像模态获得的三维身体解剖图像信息，所述第一图像模态能够在身体内部的不同解剖组织之间进行区分，以及 [0044] -响应于纤维末端的位置和取向以及三维身体解剖图像信息，来单独地生成去往多个光纤的光输出。 [0045] 应当理解，第一方面的相同的优点和实施例也应用于第二方面。总体而言，可以在本发明的范围内以任何可能的方式组合并耦合第一方面和第二方面。参照下文描述的实施例，本发明的这些方面和其他方面、特征和/或优点将是显而易见的并且得到阐明。附图说明 [0046] 参照附图，仅通过示例的方式，将描述本发明的实施例，在附图中，[0047] 图1示出了本发明的PDT系统的实施例的框图， [0048] 图2示出了介入式设备实施例的顶端的3-D视图， [0049] 图3a-3c示出了FBG的功能， [0050] 图4示出了具有3个纤芯和分布式FBG的结构，以及 [0051] 图5示出了PDT方法实施例的步骤。 具体实施方式[0052] 图1示出了根据本发明的PDT系统实施例的简单框图。以加长的针、导管、内窥镜等形式的介入式设备IDV被布置为插入要用PDT进行治疗的患者的身体(例如，肿瘤)内。介入式设备IDV包括光纤F1-F3的束，所述光纤F1-F3在一个末端是可单独访问的，而在相反的末端其具有充当光出射口的纤维末端。光纤F1-F3是在空间中分布的，并且具有用于在不同方向上分布光(由虚线箭头指示)的纤维末端，所述不同方向上的光允许来自纤维末端的光的混合体，以生成所得到的复杂光分布。为了图示的目的，仅示出3个光纤F1-F3，但是在实际应用中能够使用任何两个或更多个数目(例如，5-10、10-30、或能够使用甚至更多个)纤维，从而允许生成适于向复杂肿瘤形状提供光的复杂光分布。 [0053] 优选基于纤维布拉格光栅的一个或多个光学形状感测纤维OSS也被集成到介入式设备IDV中。通过从其他应用了解的方式，位置控制台PCS与光学形状感测纤维(多个纤维)OSS相连接，以便确定弯曲和围绕其纵轴的旋转。以此方式，由于OSS在结构上与光纤F1-F3链接，因此能够确定光纤F1-F3的光出射口的位置和取向。因此，能够在位置控制台PCS中确定光出射口的实际3-D位置和取向，并且能够以位置和取向信号P_O的形式将光出射口的实际3-D位置和取向应用于处理器P。 [0054] 处理器P(例如，通用计算机或专用处理器系统)执行具有光剂量规划软件形式的控制算法CTLA，其中，所述光剂量规划软件采用位置和取向信号P_O作为输入。在所示的实施例中，控制算法CTLA还采取以下各项作为输入： [0055] -三维身体解剖图像信息I1，其由第一图像模态获得，例如，能够在身体内部的不同解剖组织之间进行区分。因此，该图像I1优选包括允许识别肿瘤形状的信息，即，针对用于PDT处置的光应用的靶体积。第一图像模态能够是：X-射线、MRI、CT、超声以及PET-CT。存在基于这样的图像信息I1来可靠地勾画出肿瘤的已知图像处理方法。 [0056] -图像信息I2，其由第二图像模态获得，是关于身体组织中的光敏剂的分布。该分布影响最优的光剂量，从而对于提供光剂量分布是重要的。第二图像模态能够是：MR谱、19F MRI、核PET成像、核SPECT成像以及磁性粒子成像。 [0057] -图像信息I3，其由第三图像模态获得，涉及身体组织内的氧浓度。在PDT处置中，组织中的氧也影响要被应用的最优的光，因此对于控制算法CTLA而言，考虑设计要应用的光剂量是重要的。第三图像模态可以是例如：FMISO-PET和MRI。 [0058] 基于所描述的输入I1、I2、I3、P_O，控制算法CTLA应用各种光漫射模型，所述各种光漫射模型涉及针对PDT处置区域内的各种类型的组织的所估计的光学参数。在响应时，控制算法CTLA生成具有光分布信号LDS形式的光分布模式给光学控制台OCS，所述光学控制台OCS在响应时生成个体的光强度LD1、LD2、LD2到相应的光纤F1、F2、F3，然后所述光纤F1、F2、F3生成从介入式设备IDV的顶端得到的光分布模式。利用与介入式设备IDV的光出射口的精确知识相结合的输入I1、I2、I3，有可能应用与用于具有给定形状和尺寸的肿瘤的最优PDT处置的经规划的光模式相匹配的光，同时保全结缔组织。 [0059] 为了确定针对每个纤维F1、F2、F3的光学光输出，在一个实施例中的控制算法CTLA的功能如下。从三维身体解剖图像信息I1了解肿瘤的形状。从位置控制台PCS了解纤维末端的位置P_O。使用在肿瘤组织中和周围的光分布的蒙特卡洛(MC)建模(从例如查找表中知道的作为波长的函数的光学参数光吸收和散射)，有可能计算纤维末端的光输出的强度必须是多少，以便使得在肿瘤中的所有位置处具有PDT处置所需要的光学强度，考虑肿瘤内部的组织异质性、组织氧合作用和/或局部光敏剂分布的知识，如果这些信息是可获得的话(例如，通过合适的成像途径)。前向MC计算得出沉积能量和光分布作为光学属性和在给定的输入光分布处的组织中的位置的函数，并且能够计算由该光分布与氧分布和光敏剂分布的交互作用所产生的毒性。然后，能够通过以这样的方式改变输入光分布来确定所需要的光分布，以便将局部组织光分布和毒性匹配到所需要的光分布和毒性。 [0060] 在以下文献中能够找到关于光分布模型的信息：T.J.Farrell、M.S Patterson和B.Wilson的“A diffusion theory model of spatially resolved,steady-state diffuse reflectance for noninvasive determination of tissue optical properties in vivo”,Med.Phys.19(1992),p879，以及E.M.C.Keijzer的“Light transport for medical laser treatments”,PhD Thesis Technical University Delft,1993。 [0061] 在PDT处置期间，光分布由于变化的光学属性、温度而发生变化，而毒性随着可获得的氧分布和光敏剂分布而变化。这要求动态模型保持最优的光处置。因此，在一些实施例中，控制算法CTLA被布置为针对每个时间步骤的计算结果提供这样的动态更新。在这样的动态更新的特定实施例中，在每个时间步骤中完成以下更新： [0062] 1.基于实际光学属性的静态光分布，基于光敏剂和氧浓度而产生的毒性。 [0063] 2.使用来自MC计算结果的沉积能量和光分布作为输入的热分布步骤。 [0064] 3.使用阿列纽斯(Arrhenius)常数的损伤的总计算。 [0065] 4.由于改变的温度而引起的光学属性的变化。 [0066] 5.光敏剂浓度的变化。 [0067] 6.氧浓度的变化。 [0068] 7.从步骤1进行时间步骤重复。 [0069] 图2示出了介入式设备实施例的顶端的3-D视图。光纤F1、F2、F3的束(10个单个光纤是可见的)从它们的纤维末端传递光。将纤维末端被形成角度以便在不同方向上发射光(由虚线箭头示出)。将光纤F1、F2、F3围绕中心光学形状感测纤维OSS放置在多个层或环中。将光纤F1、F2、F3被放置为使其纤维末端从而其光出射口沿着束顶端处的某个长度放置在所有方向上的不同斑点处。光传递纤维可以具有成角的输出表面。 [0070] 在与顶端相反的末端中，光纤F1、F2、F3是单独可访问的，因此个体光强度能够应用于光纤F1、F2、F3。因此，光应用是在每个纤维的末端处的有效可变光源，这样允许当在肿瘤中插入介入式设备时动态地产生3-D光剂量体积，还利用纤维末端的旋转自由度和轴向位置。除了强度，还能够改变每个纤维F1、F2、F3中的光波长，从而影响其进入组织的依赖于波长的穿透度——假设能够利用一定范围的波长来实现光毒性。 [0071] 优选通过使用纤维布拉格光栅，对光学形状感测纤维OSS的功能进行如下解释。 [0072] 图3a-图3c用于描绘在光学形状感测纤维OSS中的纤维布拉格光栅(FBG)的使用，所述光学形状感测纤维OSS能够用于实时追踪介入式设备的三维形状。根据现有技术已知：能够利用具有集成的FBG的三个或更多个纤维来实时追踪纤维的3-D形状。 [0073] FBG是光纤的短段，所述光纤的短段反射具体波长的光，并且传送所有其他波长的光。这通过添加纤芯中的折射率的周期性变化来实现，所述纤芯中的折射率的周期性变化形成特定波长的介质镜。因此，能够使用FBG作为内联光纤来阻断某些波长，或作为特定波长的反射器。 [0074] 在FBG的操作背后的基本原理是在反射率不断变化的多个界面中的每个界面处的菲涅尔(Fresnel)反射。对于一些波长，各个时期的反射光是彼此同相的，使得针对反射存在相长干涉(constructive interference)，因此针对传输存在相消干涉。 [0075] 图3a示出了具有位于具有另一折射率n1的纤维之内的纤芯FC的光学形状感测纤维OSS。纤芯FC的折射率沿着其长度而变化，即位于n2与n3之间，如以黑色和白色所示，并且所述纤芯FC的折射率也在图3b的图表中示出，描绘了沿着纤芯的纤芯折射率。在图3c中，示出针对宽带输入信号Ip的光谱响应，其被分裂到纤芯中的发射的Tr分量和反射的Rfl分量。这三张图描绘了功率P与信号波长λ之间的关系。如图所示，在所发送的光谱Tr中，观察到特征波长处的下降，而在反射光谱中，看到相反的效应，即，在特征波长λB附近的峰。 [0076] 布拉格波长对应力和温度是敏感的。这意味着布拉格光栅能够用作纤维光学传感器中的感测元件。在FBG传感器中，被测变量引起布拉格波长的位移ΔλB。由以下公式近似给出由于所应用的应力(ε)和温度的变化(ΔT)而引起的布拉格波长的相对位移ΔλB/λB： [0077] [0078] 系数Cs被称为应力的系数，并且其量级通常在0.8×10-6/με附近或大约1pm/K的绝对数量。系数CT描述了传感器的温度敏感性；其由热膨胀系数和热光效应构成。系数CT的值在7×10-6K附近(或者如13pm/K的绝对数量)。 [0079] 图4示出了具有位于具有Y、Y、Z轴的3-D坐标系中的3个纤芯和分布式FBG传感器的结构形式的光学形状感测纤维OSS的图示。该技术的主要优点之一是能够将各种传感器元件分布在纤维的长度上。沿着被嵌入到结构中的纤维的长度，并入具有各种传感器(计量仪)的3个芯，允许要精确确定的这种结构的三维形式。沿着纤维的长度，在各种位置处设置3个FBG传感器。根据每个FBG的应力测量结果，能够推断出结构的弯曲部分位于该位置处。 根据多个所测量的位置，确定总的三维形式。据此，有可能以高精确度来确定介入式设备的光出射口的位置和取向二者。 [0080] 图5示出了PDT方法实施例的框图。应当理解，能够以不同的顺序执行各个步骤。 [0081] 在第一步骤P_IDEV中，提供介入式设备并且将其插入身体组织(例如，肿瘤)中。介入式设备包括具有分布式纤维末端的多个光纤的束，所述分布式纤维末端形成相应的光出射口，所述光出射口被布置为在不同方向上发射光，并且光学形状感测纤维被布置为对纤维末端的位置和取向进行感测。 [0082] 接下来，由第一图像模态提供三维身体解剖图像信息I1，从而允许确定用于PDT处置的肿瘤的尺寸和形状。接下来，由第二图像模态提供关于身体组织中的光敏剂的分布的图像信息I2。接下来，由第三图像模态提供关于身体组织中的氧浓度的图像信息I3。 [0083] 确定纤维末端的位置和取向D_PS，从而通过将光学测量结果应用于光学形状感测纤维来获得光出射口。 [0084] 最后，计算光分布模式C_LD，并且响应于纤维末端的位置和取向以及三维身体解剖图像信息来单独生成去往多个光纤的光输出。 [0085] 总而言之，本发明提供一种具有加长的介入式设备(IDV)的光动态治疗(PDT)系统，所述加长的介入式设备(IDV)具有光纤(F1、F2、F3)的束，所述光纤(F1、F2、F3)的束形成相应的光出射口，所述光出射口能够被单独访问。所述束具有光学形状感测纤维(OSS)(例如，包括纤维布拉格光栅)，所述光学形状感测纤维(OSS)被布置为感测光出射口的位置和取向(P_O)。处理器执行控制算法，所述控制算法生成光剂量信号(LDS)，以相应地允许生成去往多个光纤(F1、F2、F3)的光输出(LD1、LD2、LD3)。控制算法响应于所确定的光出射口(P_O)的位置和取向、以及由第一图像模态(I1)(例如，X-射线、MRI、CT、超声或PET-CT)获得三维身体解剖图像信息，来生成光剂量信号(LDS)。该组合允许在结缔组织受损最小的情况下用于肿瘤的PDT处置的光剂量分布的精确应用。在实施例中，控制算法将关于身体组织中的光敏剂的分布的图像信息(I2)作为输入。控制算法还可以将关于身体组织中的氧浓度的图像信息(I3)作为输入。这两种输入允许更精确的PDT光应用。 [0086] 尽管已经在附图和前面的描述中详细图示和描述本发明，但是这样的图示和描述应当被认为是示意性或示例性的，而非限制性的；本发明不限于所公开的实施例。通过研究附图、公开内容以及权利要求，本领域技术人员在实现要求保护的发明时能够理解和实现对所公开的实施例的其他变型。在权利要求中，词语“包括”不排除其他元件或步骤，并且不定冠词“a”或“an”不排除多个。单个处理器或其他单元可以实现权利要求中记载的多项的功能。起码的事实是：在互不相同的从属权利要求中记载的某些措施的事实并不表明不能有利地使用这些措施的组合。计算机程序可以被存储和/或分布在合适的介质上，例如与其他硬件一起或作为其他硬件的一部分供应的光学存储介质或固态介质，但是也可以以其他形式被分布，例如经由互联网或其他有线或无线的电信系统。在权利要求中的任何附图标记不应被解释为限制其范围。 |
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