專利名稱：：用于控制和調(diào)節(jié)間質(zhì)性光動力療法的參數(shù)的系統(tǒng)和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
：本發(fā)明一般地涉及光動力療法(PDT)的領(lǐng)域以及相關(guān)系統(tǒng)、裝置、計算機程序產(chǎn)品和方法。更特別地，本發(fā)明涉及控制和調(diào)節(jié)這種PDT系統(tǒng)中的光。更為特別地，本發(fā)明涉及用于控制間質(zhì)瘤PDT系統(tǒng)中的光的系統(tǒng)和方法。
背景技術(shù)：
：光動力療法(PDT)是一種癌癥治療形式，該形式在選擇性和功效方面顯示出了滿意效果，見例如DoughertyTJ等人發(fā)表在期刊NationalCancerInstitute1998;90:889-905中的Photodynamictherapy。PDT依賴于在氧存在的情況下由光激活的光敏劑的使用，導(dǎo)致了有毒的單線態(tài)氧自由基的產(chǎn)生。因這些有毒的單線態(tài)氧自由基引起的細(xì)胞凋亡、壞死和血管損傷導(dǎo)致的組織損害見例如NoodtBB等人發(fā)表在英國期刊Cancer1996;74:22-29中的Apoptosisandnecrosisinducedwithlightand5-aminolaevulinicacid-derivedprotoporphyrinIX。激活光在組織中的有限穿透是PDT的普遍問題。只有厚度小于約5mm的腫瘤可以通過表面放射治療。為了治療更厚和/或更深的橫臥腫瘤，可以使用間質(zhì)性(interstitial)PDT。在間質(zhì)性PDT中，使用例如注射器針頭來將光導(dǎo)光纖引入腫瘤，其中光纖被放置在腫瘤的內(nèi)腔中，這例如在與本申請具有同一申請人:的專利申請PCT/SE2006/050120中被描述。為了獲得有效的治療，使用幾個光纖以確定全部腫瘤細(xì)胞都得到足夠的放射線劑量從而獲得有毒的單線態(tài)狀態(tài)。在瑞典專利SE503408中，描述了間質(zhì)性PDT系統(tǒng)，其中使用六個光纖來治療和測量從其它光纖穿透組織而ii到達(dá)給定光纖的光通量。根據(jù)SE503408中的公開內(nèi)容，使用分光器系統(tǒng)將來自單個激光器的光分成六個不同的部分，所述分光器系統(tǒng)包括大量機械組件和光學(xué)組件。光之后被聚焦到六個獨立的治療光纖中的每一個。一個光纖被用作發(fā)射機，而其它光纖被用作穿透組織的放射線的接收機。SE503408中公開的間質(zhì)性PDT系統(tǒng)允許來自光散射的反饋，但該文件未公開關(guān)于用于控制和調(diào)節(jié)光療法或為此需要的重要參數(shù)的任何信息或給出指導(dǎo)。為了最優(yōu)化間質(zhì)性PDT中的生物效應(yīng)，需要一種精確的劑量測定方法。例如，可以使用固定的光劑量，并且在所使用的治療性光的治療性波長的輻射可以在PDT治療中保持恒定。此外，照射時間可以通過傳送預(yù)定入射光劑量的請求而被確定，該光劑量用J/ci^來表示。這種簡化的劑量度量忽略了在PDT治療期間治療條件的改變。例如，這種改變可能包括治療引起的組織光傳輸?shù)淖兓?、感光劑濃度的變化以及通過PDT治療的目標(biāo)組織中的變化的組織氧化狀態(tài)。其中，這些變化可以解釋觀察到的高度變化的PDT效應(yīng)。例如，即便是相等的光劑量，循環(huán)速度也顯示出很大的變化，如Calzavara-PintonPG發(fā)表在期干'JPhotochemistryandPhotobiologyB:Biology1995;29:53-57中的Repetitivephotodynamictherapywithtopicala-aminolaevulinicacidasanappropriateapproachtotheroutinetreatmentofsuperficialnon-melanomaskintumors所示。此夕卜，根據(jù)CurnowA等人發(fā)表在期刊PhotochemistryandPhotobiologyB:Biology2000;58:149-155中的Oxygenmonitoringduring5-aminolaevulinicacidinducedphotodynamictherapyinnormalratcolon,Comparisonofcontinuousandfractionatedlightregimes,艮卩便是相等的光劑量，壞死的體積顯示出很大的變化。Tulip等人的EP1470837公開了一種轉(zhuǎn)換的光動力療法設(shè)備和方法。描述了一種光動力療法設(shè)備和方法，其中光毒性藥物被提供到目標(biāo)組織的動脈供應(yīng)，并且通過探針使藥物激活光至目標(biāo)組織的傳送由探針操作的順序選擇來控制。此外，自動輻射探針用于目標(biāo)組織的有效的光學(xué)表征并且光學(xué)劑量由作為發(fā)射機和接收機的探針的順序選擇而監(jiān)測。然而，所述設(shè)備和方法未提供所輸送的療法的有效反饋。此外，所述公開缺少對于當(dāng)探針以固定的預(yù)定速度順序地被操作時如何以及何時控制光輸送的實踐指導(dǎo)。此外，特定的旋轉(zhuǎn)探針被用于測量治療部位的組織特征，這實際上在臨床環(huán)境中很難實施。因此，需要用于在體內(nèi)或體外的PDT期間控制和調(diào)節(jié)光療法和/或相關(guān)參數(shù)的有利的方法和/或系統(tǒng)。
發(fā)明內(nèi)容因此，本發(fā)明的實施方式優(yōu)選地試圖通過提供根據(jù)所附專利的權(quán)利要求的系統(tǒng)、方法、計算機程序、計算機程序和醫(yī)學(xué)工作站來減輕、緩解或消除本領(lǐng)域中的一個或多個不足、缺點或問題，例如以上指出的、單獨的或其任意組合。甚至更特別地，本發(fā)明包括一種方法，其中所述方法結(jié)合了一種用于在PDT治療期間確定組織狀態(tài)的計算方法。所述計算方法基于關(guān)于腫瘤或感光劑的至少一個參數(shù)的評價。還公開了一種用于控制光治療的方法，其中總治療時間根據(jù)感光劑濃度、能流率(fluencerate)或組織氧化度確定。根據(jù)本發(fā)明的第一方面，提供了一種用于在身體中的組織上提供間質(zhì)性光動力療法的系統(tǒng)。所述系統(tǒng)包括至少一個光纖，該光纖用于將治療性光輸送到所述組織以在所述組織中與光敏劑相互作用，其中所述光纖被設(shè)計為以其遠(yuǎn)端區(qū)域間質(zhì)性地插入所述組織；用于評價在所述光纖的所述遠(yuǎn)端區(qū)域處的所述間質(zhì)性光動力療法的至少一個光動力治療參數(shù)的裝置；用于響應(yīng)于所述光動力治療參數(shù)的評價而修改所述間質(zhì)性光動力療法的治療光的特征的裝置；以及控制裝置，該控制裝置被配置為至少臨時地基于所述光動力治療參數(shù)中的一者的至少一個屬性而限制治療性光治療的所述輸送。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，提供了一種用于通過計算機處理的計算機程序。所述計算機程序包括代碼段，該代碼段用于在用于將間質(zhì)性光動力療法提供到身體中的組織上的系統(tǒng)中控制和調(diào)節(jié)在受試者的光動力治療中的光療法。所述計算機程序包括第一代碼段，該第一代碼段用于評價在所述光纖的所述遠(yuǎn)端區(qū)域處的所述間質(zhì)性光動力療法的至少一個光動力治療參數(shù)；第二代碼段，該第二代碼段用于響應(yīng)于所述光動力治療參數(shù)的評價而修改所述間質(zhì)性光動力療法的所述治療光的特征；以及第三代碼段，該第三代碼段用于至少臨時地基于所述光動力治療參數(shù)中的一者的至少一個屬性而限制治療性光治療的所述輸送。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，提供一種醫(yī)學(xué)工作站，該醫(yī)學(xué)工作站被構(gòu)造為運行本發(fā)明的前述方面的用于間質(zhì)性光動力療法的計算機程序。根據(jù)本發(fā)明的實施方式，公開了一種計算方法，該計算方法用于在光動力療法期間監(jiān)測和調(diào)節(jié)治療參數(shù)。獲得根據(jù)所測量的參數(shù)的光劑量分布并且根據(jù)所述參數(shù)的光輸送條件的校正可以用于控制所述療法。根據(jù)一個實施方式，本發(fā)明涉及一種用于在受試者的光動力治療中控制和調(diào)節(jié)光療法的方法。所述方法可以在體內(nèi)或體外執(zhí)行，并且所述方法包括以下步驟a)提供用于治療的至少一個治療性光發(fā)射源，該源用于間質(zhì)性地插入組織部位內(nèi)，所述源具有用于控制該源的光劑量的裝置；b)提供至少一個確定光發(fā)射源，該源用于間質(zhì)性地插入組織部位內(nèi)并且用于確定組織狀態(tài)或感光劑參數(shù)；c)直接或間接確定關(guān)于組織狀態(tài)或感光劑的至少一個參數(shù)；d)根據(jù)所測量的參數(shù)計算光劑量分布并且根據(jù)所述參數(shù)計算光輸送條件的校正；e)重復(fù)所述確定(c)和計算(d)直至所述參數(shù)中的至少一者達(dá)到預(yù)定水平；以及因此f)至少部分地終止所述光動力治療。所述方法開始于測量和計算初始參數(shù)值和閾值水平，之后轉(zhuǎn)換到用于治療的光輸送條件。這意味著用于在治療中使用的每個光發(fā)射源的時間和功率在光發(fā)射源開啟的時間間隔期間被設(shè)置。關(guān)于治療期間的組織狀態(tài)或感光劑的參數(shù)之后被實時測量并且新的計算將給出新的光輸送條件。本發(fā)明的其它實施方式在從屬權(quán)利要求中定義，其中本發(fā)明的第二和后續(xù)方面的特征對于第一方面的特征進(jìn)行了必要的修正。本發(fā)明的一些實施方式避免了對患者的治療不足。本發(fā)明的一些實施方式還通過避免對在危險中的健康器官的損壞而提高患者的安全性。應(yīng)該強調(diào)的是，當(dāng)在本描述書中使用術(shù)語"包括/包含"時，該術(shù)語用于指定所提出的特征、整體、步驟或組件的存在，但不排除一個或多個其它特征、整體、步驟、組件或其組合的存在或加入。參考附圖，本發(fā)明的實施方式所能夠具有的這些和其它方面、特征和優(yōu)點將顯而易見，并且將通過本發(fā)明的實施方式的以下描述進(jìn)行說明，其中圖1是間質(zhì)性PDT設(shè)備的示意圖2是示出了作為被輸送的能量的函數(shù)的患者光纖之間的標(biāo)準(zhǔn)化光傳輸?shù)膱D示。這種測量涉及組織中的能流率分布；圖3中的(a)是示出了使用635nm的二極管激光器作為光源的診斷測量的原始光譜的圖示。光譜間隔義,和;1,,分別表示用于研究光敏劑熒光信號和在635nm的光傳輸?shù)膮^(qū)域；圖3中的(b)是示出了作為來自一個患者的被輸送的光劑量(Dl)的函數(shù)的相鄰的患者光纖之間的標(biāo)準(zhǔn)化光傳輸?shù)木档膱D示。區(qū)域^內(nèi)的信號被均分以構(gòu)成最終光傳輸?shù)臏y量；圖3中的(c)是示出了作為來自一個患者的被輸送的光劑量(Dl)的函數(shù)的相鄰的患者光纖之間所測量的標(biāo)準(zhǔn)化PpIX熒光的均值的圖示，其中圖3中的(b)和圖3中的(c)中的誤差條表示士l的標(biāo)準(zhǔn)偏差；圖4中的(a)是示出了總血紅蛋白含量的平均變化的圖示；圖4中的(b)是示出了組織氧飽和水平的平均變化的圖示；圖5是示出了在PDT治療期間能流率隨時間的進(jìn)展的圖示，其中由-。和tt界定的矩形表示用以達(dá)到目標(biāo)劑量D,=的初始劑量計劃。在PDT治療期間，能流率降低，為了達(dá)到目標(biāo)劑量，光發(fā)射時間需要延長到時間te，從而使曲線下的面積等于矩形面積；圖6是示出了預(yù)治療計劃以及構(gòu)成實時劑量測定模塊的治療和監(jiān)測序列的流程圖7中的(a)是結(jié)合到前列腺劑量測定模型中的器官的示意圖；圖7中的(b)是示出了患者目標(biāo)部位的重建幾何結(jié)構(gòu)的三維圖示；圖8中的(a)是示出了根據(jù)圖7中的(b)中所示的被建模的數(shù)據(jù)集合評價的單獨的~(')的3D圖不；圖8中的(b)是示出了用于每個吸收水平的18個源光纖的平均數(shù)據(jù)的圖示；圖9中的(a)是示出了對于每個源光纖被標(biāo)準(zhǔn)化的光纖和組織的特定類型的雅可比行列式以及被評價的/V和真實的^V之間的被評價的相對誤差的條形圖9中的(b)是示出了光纖6、14和17的z方向上的雅可比行列式的和的等值面的示意圖10中的(a)是示出了在直腸、前列腺、尿道和正常組織上被輸送的光劑量的劑量體積直方圖(DVH)的圖示；圖10中的(b)是示出了對于變化的《,的每個組織類型(直腸)的治療部分的圖示；圖10中的(c)是示出了對不同的《;的每個源光纖(直腸)的放射時間的條形圖11中的(a)是示出了用于在前列腺腺內(nèi)變化地吸收的被輸送的光劑量的劑量體積直方圖(DVH)的圖示；圖11中的(b)是示出了不同的^的每個源光纖的放射時間的條形圖；圖12中的(a)是示出了對于前列腺內(nèi)的光衰減的不同水平的總光能的圖示；圖12中的(b)是示出了與真實的和被評價的有效衰減系數(shù)相對應(yīng)的被輸送的光劑量的劑量體積直方圖(DVH)的圖示；圖13中的(a)是示出了與用于預(yù)治療計劃的默認(rèn)有效衰減系數(shù)相比較的仿真治療環(huán)節(jié)期間的/V的圖示；圖13中的(b)是示出了不具有和具有治療反饋的被輸送的光劑量的劑量體積直方圖(DVH)的圖示；圖13中的(c)是示出了不具有和具有反饋的每個源光纖的放射時間的圖示；圖14是示出了一種控制PDT的方法的實施方式的流程圖；圖15是示出了圖14中所示的方法的實際應(yīng)用的時序圖；以及圖16是示出了圖14中所示的方法的實際應(yīng)用的另一個時序圖。具體實施例方式現(xiàn)在將參考附圖對本發(fā)明的具體實施方式進(jìn)行描述。然而，本發(fā)明可以用許多不同的形式實現(xiàn)并且不應(yīng)被理解為局限于此處提出的實施方式；相反，這些實施方式被提供以使得本公開全面和完整，并且將本發(fā)明的范圍充分地傳達(dá)給本領(lǐng)域技術(shù)人員。用于附圖中示出的實施方式的詳細(xì)描述的術(shù)語不意味著限制本發(fā)明。在附圖中，相同的標(biāo)記代表相同的元件。以下描述集中在適用PDT系統(tǒng)和方法的本發(fā)明的實施方式上，并且特別地集中在關(guān)于前列腺癌的治療的實施方式的間質(zhì)性PDT系統(tǒng)和方法。然而，應(yīng)當(dāng)理解的是，本發(fā)明不局限于這種應(yīng)用而是可以應(yīng)用到許多其它器官，包括例如肝臟、食管、胰腺、乳腺、大腦、肺臟、氣管、眼部、泌尿管、腦干、脊髓、骨髓、腎、胃、腸、胰腺、膽囊等。光動力療法(PDT)已成為治療各種器官中的特定類型的惡性腫瘤的臨床上更為公認(rèn)的方法，這部分地由于其優(yōu)點，例如可以重復(fù)地治療并且將治療引起的組織損傷限制到受放射的部位。PDT效應(yīng)由治療引起的凋亡和直接壞死、脈管損傷和可能的所引發(fā)的免疫響應(yīng)的結(jié)合所導(dǎo)致，其中組織損傷的程度取決于光劑量、組織氧化度和感光劑濃度。對于PDT，臨床治療方案通常依賴于光閾值模型。該簡化的模型基于的假設(shè)是僅暴露于超過預(yù)定義的閾值的光劑量的組織區(qū)域被損傷。閾值光劑量可能取決于組織類型和所使用的光敏劑。從沉積光劑量的角度看，重要的是在PDT治療之前和PDT治療期間監(jiān)測組織光學(xué)特性。通過許多組來測量前列腺組織的吸收和散射系數(shù)的顯著的患者間和患者內(nèi)的變化。此外，可能由于血容量和組織氧化狀態(tài)的改變而引起的在吸收和散射中的任何治療引起的變化直接影響治療過程期間的光分布。顯然地，需要在治療前和治療期間監(jiān)測單個患者體內(nèi)的組織光學(xué)特性。目前，一些組已經(jīng)證明了PDT是用于治療前列腺癌的成功的選擇。Bown等人使用了光敏劑四羥基氯苯酚(mTHPC)來治療繼發(fā)前列腺癌和原發(fā)前列腺癌。光劑量為每個治療部位20-100J，導(dǎo)致顯著的治療引起的壞死并降低了前列腺特異抗原(PSA)水平。治療之后的并發(fā)癥包括短時間的刺激性排尿癥狀、壓力性尿失禁和一種減弱的性功能的情況。根據(jù)該作者所述，更詳細(xì)的藥物和光劑量測定可以引起目標(biāo)組織和周圍敏感器官之間的更好的辨另ij。Weersink等人報告了復(fù)發(fā)的前列腺癌的治療，該治療使用以脈管為目標(biāo)的光敏劑圖卡德(Tookad，WST09)。在階段I的臨床試驗期間，進(jìn)行了光(100-360J/cm)和藥物(《2mg/kg)劑量增大研究。在最大藥物劑量時，觀察到損傷形成主要取決于光劑量。此外，Hahn等人使用了用于復(fù)發(fā)的前列腺癌的治療的光敏劑莫特沙芬镥(motexafinlutetium)并結(jié)合對光能流、藥物水平和氧分布的監(jiān)測。對于前列腺組織的不同的PDT試驗共同的是，盡管輸送類似的藥物和光劑量，但在患者之間和患者體內(nèi)的治療引起的壞死體積的變化很大。這些變化可能由于組織成分和短期治療響應(yīng)的生物差異，直接影響了前列腺組織內(nèi)的光分布。在PDT中的劑量測定中發(fā)揮作用的一些參數(shù)包括能流率分布、感光劑濃度、血液流動、溫度和感興趣的體積內(nèi)的組織氧化度。雖然這些參數(shù)中的一些參數(shù)是己知的，但用于控制和調(diào)節(jié)這種光療法參數(shù)的方法是未知的。在光動力療法期間，可能發(fā)生組織光傳輸?shù)娘@著降低，這可以通過組織平均血容量和組織脫氧度的增大來解釋。最終，吸收的增大影響了光透射并限制了治療體積。同樣，PDT治療部位的良好的氧氣供應(yīng)是積極的治療效果所必須的。PDT期間的腫瘤氧化度由針電極測量，但是這種氧氣的腫瘤內(nèi)分布是未知的。顯示了具有大約兩分鐘的黑暗間隔的放射分級以引起比連續(xù)的治療性放射多三倍的壞死，通過黑暗周期中組織的再次氧化解釋了效應(yīng)。最后，由于感光劑經(jīng)由單線態(tài)氧介入的處理而光致褪色，因此該感光劑的熒光水平可以作為組織氧化度的指示器。關(guān)于PDT的參數(shù)的測量以下給出一些實施例，描述了可以用于直接或間接測量PDT的不同參數(shù)的測量方法。所測量的參數(shù)提供PDT治療期間目標(biāo)組織的狀態(tài)的確定，并且可以用作計算方法中的輸入數(shù)據(jù)以監(jiān)測和調(diào)節(jié)光動力療法期間的治療參數(shù)。測量方法不限于此處描述的這些?？赡苓m合于提供用作本發(fā)明的計算方法的實施方式中的輸入數(shù)據(jù)的參數(shù)的任何其它適合的測量方法均可以被實施。氧化度和血液流動用于氧氣熒光的任何適當(dāng)?shù)募夹g(shù)均可以在光動力療法中用于確定局部氧氣濃度。近紅外線的漫反射光譜和漫射關(guān)聯(lián)譜(DCS)可以用于同時測量濃度、氧化度和血液細(xì)胞的流動特性。激光多普勒血流計和激光多普勒成像是用于血液流動的非侵入和連續(xù)評估的方法。所述技術(shù)基于此現(xiàn)象，即透照組織的單色光由于通過移動血液細(xì)胞的散射而在光譜上變寬。PDT中的激光多普勒測量的使用在與本申請的申請人:相同的PCT/SE2006/050121中進(jìn)行了更詳細(xì)的描述，該申請以其整體作為參考結(jié)合于此。感光劑濃度可以使用任何適合的用于測量組織中的感光劑濃度的技術(shù)。感光劑濃度可以使用熒光光譜技術(shù)測量。優(yōu)選的方法是使用置于治療部位附近的一組光纖，例如所有者與本申請的申請人相同的US7037325中所述，該申請以其整體作為參考結(jié)合于此。能流率分布可以使用任何適合的光學(xué)方法。優(yōu)選的方法是使用置于治療部位附近的一組光纖，如US7037325中公開的。溫度可以使用任何適合的光學(xué)方法來確定光動力療法中的組織的溫度，其中光動力療法可以結(jié)合光熱療法。被治療的組織的溫度可以例如由用于如在US7037325所述的療法的PDT系統(tǒng)的相同的光纖來監(jiān)測。根據(jù)本發(fā)明的實施方式，提供了一種用于在光動力療法期間監(jiān)測和調(diào)節(jié)治療參數(shù)的計算方法。獲得根據(jù)所測量的PDT參數(shù)的光劑量分布并且根據(jù)所述參數(shù)的光輸送條件的校正可以用于控制PDT治療。系統(tǒng)和設(shè)備可以用于實施本發(fā)明的實施方式的系統(tǒng)是例如所有者與本申請的申請人相同的瑞典專利SE503408中所述，該申請以其整體作為參考結(jié)合于此。適合實施本發(fā)明的實施方式的另一個PDT系統(tǒng)在申請人與本申請的申請人相同的WO04100789中被公開，該申請以其整體作為參考結(jié)合于此。WO04100789公開了使用光學(xué)開關(guān)的PDT系統(tǒng)。至少部分地適合實施本發(fā)明的實施方式的另一個PDT系統(tǒng)在申請人與本申請的申請人相同的WO04101069中被公開，該申請以其整體作為參考結(jié)合于此。WO04101069公開了一種使用平動式開關(guān)的PDT系統(tǒng)。適合實施本發(fā)明的實施方式的另一個PDT系統(tǒng)在申請人與本申請的申請人相同的WO04100761中被公開，該申請以其整體作為參考結(jié)合于此。WO04100761公開了一種PDT系統(tǒng)，該PDT系統(tǒng)使用了協(xié)同方式下的純機械和純非機械的轉(zhuǎn)換方案。至少部分地適合實施本發(fā)明的實施方式的另一個PDT系統(tǒng)在申請人與本申請的申請人相同的WO03041575中被公開，該申請以其整體作為參考結(jié)合于此。WO03041575公開了一種使用旋轉(zhuǎn)式開關(guān)的PDT系統(tǒng)。上述PDT系統(tǒng)在Tulip的EP1470837中被公開，該申請以其整體作為參考結(jié)合于此，該申請同樣適合于實施本發(fā)明的實施方式。圖1中顯示了間質(zhì)性光動力療法設(shè)備的示意性地示出的機構(gòu)。設(shè)備IOO允許經(jīng)由光纖105的治療性光輸送和治療監(jiān)測。在治療模式下，來自治療性光單元102的光被引導(dǎo)入分布模塊104中并且被指引到患者光纖中。間質(zhì)性地，治療性放射被中斷以執(zhí)行測量序列，在該測量期間，來自每個診斷光源的光被連續(xù)地耦合到每個光纖中。術(shù)語"診斷"此處用于描述治療的進(jìn)展的狀態(tài)，并且不涉及患者狀況的診斷。使用診斷光源，關(guān)于PDT參數(shù)的測量，例如能流率分布、感光劑濃度和分布、組織血容量和氧化度被監(jiān)測。適合的測量方法的實施例是例如上述那些方法。在所述設(shè)備和方法的一些實施方式中，測量序列可以在開始治療性光輸送之前執(zhí)行以及在整個治療期間以變化的時間間隔執(zhí)行，并且由此在PDT參數(shù)的臨時剖面上給出信息，例如能流率、感光劑水平和組織氧化度。在所述設(shè)備的一些實施方式中，PDT參數(shù)的這些測量還可以實時執(zhí)行，與治療性光輸送同時發(fā)生，使得這種PDT參數(shù)測量是可行的而治療性光不干擾PDT參數(shù)的診斷測量。因此，通過此處參考具有基本實時控制的特定實施方式所述的內(nèi)容，PDT可以被控制直至期望的總的光劑量以可控的和幾何學(xué)分布的方式輸送到被治療的組織。此外，為了基本實時地控制PDT，全部的PDT治療環(huán)節(jié)可以用下面參考圖14-16所述的方式來被控制。此處，PDT環(huán)節(jié)可以根據(jù)特定的屬性被中斷和重新開始、限制或中止，所述特定的屬性例如為光動力治療參數(shù)的閾值。例如，當(dāng)由于在組織中缺少氧氣而使得組織氧化性降至低于光敏劑的活性無效的水平時，PDT治療被中斷并且在被治療的組織中再次出現(xiàn)足夠水平的氧氣時重新開始。這也可以在光纖到光纖的基礎(chǔ)上完成，即局部地針對當(dāng)前治療下的全部組織體積。PDT治療開始時，PDT通過以可控方式照射目標(biāo)組織而開始，如以下所述的基本實時的方式。圖14是示出了一種控制PDT的方法的實施方式的流程圖。光動力治療參數(shù)的值作為控制PDT光至所使用的治療光纖的總數(shù)或其選集的輸送的基礎(chǔ)，例如PDT環(huán)節(jié)中PDT治療下的總組織體積的特定子區(qū)域中的單個光纖或多個光纖。光動力治療參數(shù)的值可以是絕對值或相對值，例如為在PDT療法環(huán)節(jié)開始時的初始絕對值的比率。控制裝置可以被布置為PDT系統(tǒng)中的調(diào)整器或閾值裝置在超過光動力治療參數(shù)的至少一個閾值時，至少臨時地阻止或降低或限制治療性光治療的輸送。所述至少一個閾值在本實施方式中包括第一閾值th,、第二閾值th2和第三閾值th3，其中第三閾值th3低于第二閾值th2并且第二閾值th2低于第一閾值th!。第一閾值th卜第二閾值th2和第三閾值th3可以為預(yù)定的固定值。可替換地，所述閾值在間質(zhì)性PDT環(huán)節(jié)期間被動態(tài)調(diào)節(jié)。此外，所述值可以在最初時固定并且在所述環(huán)節(jié)期間動態(tài)改變。閾值的動態(tài)自適應(yīng)可以包括基于光動力治療參數(shù)的值而交替地改變閾值的值。例如，如果P接近第三閾值，但低于該第三閾值，并且這種情況保持了特定的預(yù)定義時間，則第三閾值可以被降低，以便重新開始治療性光的輸送。此外，替代關(guān)閉光輸送的是，光輸送還可以在治療的最終階段期間，例如te附近，被設(shè)置為最大輸出操作。在第一步驟110中，在開始PDT環(huán)節(jié)110之后，將光動力治療參數(shù)的當(dāng)前值P與第三閾值th3的值相比較。在P低于th3的情況下，治療在所述環(huán)節(jié)的進(jìn)行不再進(jìn)一步改進(jìn)該治療時被終止。這可以是例如當(dāng)使用全部光敏劑時的情況。在P大于th3的情況下，所述方法進(jìn)行到第二步驟120。在第二步驟120中，將光動力治療參數(shù)的當(dāng)前值P與第二閾值th2的值相比較。在P小于th2的情況下，所述方法進(jìn)行到步驟160，其中治療光的輸送被切斷直至P達(dá)到大于第一閾值th,的足夠水平或者定時器停止治療。在P大于th2的情況下，所述方法進(jìn)行到第三步驟130。在第三步驟130中，將光動力治療參數(shù)的當(dāng)前值P與第一閾值th,的值相比較。在P小于th,的情況下，所述方法進(jìn)行到步驟160。在P大于th,的情況下，所述方法使PDT進(jìn)行到第四步驟140。在第四步驟140中，將被輸送的光劑量D與該光劑量D的被定義的水平相比較，被定義的水平例如由塊-Cimmino(Block-Cimmino)算法確定。在D被認(rèn)為足夠大的情況下，PDT治療環(huán)節(jié)在步驟190終止。在更多的光劑量被輸送到組織的情況下，當(dāng)P大于第二閾值th2時，在步驟150中繼續(xù)治療性光的輸送。當(dāng)P降至低于第二閾值th2時，所述方法進(jìn)行到步驟160。可替換地，PDT環(huán)節(jié)可以通過其它標(biāo)準(zhǔn)終止，例如時限或足夠的光劑量的輸送。圖15和16是分別示出了圖14中所示的方法的實際應(yīng)用的時序圖1500和1600。在圖示的上部中，P基于時間繪制，顯示為曲線1510和1610。在下部中，用于設(shè)置光輸送的通或斷或者用于限制輸送的控制信號被顯示。根據(jù)以上標(biāo)準(zhǔn)，在圖15中，治療性光1520在時刻t,、t3和ts被切斷或限制。治療性光的輸送在時刻t2和t4重新開始。在時刻te，治療環(huán)節(jié)被終止。類似地，在圖16中，治療性光1620在時刻t6、t8、tu)和t^被切斷或限制。治療性光的輸送在時刻t7、t9和tn重新開始。其中在時刻te，治療環(huán)節(jié)被終止。P值的范圍可以被識別為A:正常治療；B:準(zhǔn)備停止或重新開始輸送；C:臨時停止治療；和D:中止治療環(huán)節(jié)。可替換地，或者此外，對于所述閾值裝置，范圍識別裝置可以提供在所述PDT系統(tǒng)的實施方式中以用于通過P值的范圍A-D來識別和控制所述系統(tǒng)的工作范圍。可替換地，或者此外，對于所述閾值裝置，可以提供一種導(dǎo)數(shù)確定裝置，該導(dǎo)數(shù)確定裝置考慮P的曲線的梯度和方向。例如，當(dāng)在范圍A中并且所述曲線具有負(fù)梯度時，即向著范圍B下降時，這可以是維持在高水平照射或者甚至是增大光強以補償這種效應(yīng)的指示。另一個實施例是當(dāng)P在范圍B中并且所述梯度為正時，即所述曲線向著范圍A增大時，重新開始的光輸送的初始化可以在PDT系統(tǒng)中準(zhǔn)備。所述控制裝置可以配置為至少臨時地基于所述光動力治療參數(shù)的至少一個屬性而限制治療性光治療的輸送?？梢酝ㄟ^降低一個或多個治療性光源的輸出功率，降低照射時間等進(jìn)行限制。所述控制裝置可以被配置為至少臨時地在不完全停止治療性光治療的情況下降低治療性光治療的輸送。所述控制裝置可以被配置為至少臨時地停止治療性光治療的輸送。所述控制裝置可以是基于所述光動力治療參數(shù)的實際值和期望值之間的差的調(diào)整器。參考圖14_16的上述實施方式的光動力治療參數(shù)可以是被治療的組織的氧化度?？商鎿Q地，或此外，所述控制方法還可以基于不同的光動力治療參數(shù)，例如組織中的血液流動、所述組織的光衰減、所述組織中的感光劑濃度、所述組織中的溫度等。在一些光動力治療參數(shù)控制整個PDT環(huán)節(jié)的情況下，設(shè)置治療光的輸送的通或斷的標(biāo)準(zhǔn)是基于第一檢測基礎(chǔ)。這意味著基于特定參數(shù)的所述控制循環(huán)中的一者給出信號以使療法環(huán)節(jié)被保持，該參數(shù)是可以獨立于其它參數(shù)來再次重新開始所述療法環(huán)節(jié)的一個參數(shù)。當(dāng)所述環(huán)節(jié)被重新開始時，全部控制循環(huán)再次具有相同的優(yōu)先選擇。患者光纖之間的光傳輸?shù)谋粶y量的臨時剖面的實施例顯示在圖2中。曲線210被標(biāo)準(zhǔn)化為其初始值。所述測量以7mm的源-檢測器間隔獲得。所述光纖置于目標(biāo)體積的相反的象限中，從而使檢測到的光探測損傷的中心。所述測量示出了當(dāng)光輸送進(jìn)行時增大組織的衰減的典型行為。因此，這種測量涉及組織中的能流率分布。當(dāng)發(fā)射635nm的激光的二極管激光器被用作診斷光源時所記錄的典型的光譜310的實施例顯示在圖3中的(a)的300中。作為被輸送的光劑量的函數(shù)的光傳輸曲線330呈現(xiàn)在圖3中的(b)的320中，該曲線與圖2類似。用于名為原卩卜啉(protoporphyrin)IX的典型的感光劑的光致褪色的曲線350顯示在圖3中的(c)的340中，其中在一個患者中的相鄰患者光纖之間檢測到的標(biāo)準(zhǔn)化的熒光信號的均值被繪制為被輸送的光劑量的函數(shù)。來自所述治療的數(shù)據(jù)顯示快速的初始光致褪色，隨后是緩慢衰減的熒光水平。應(yīng)該注意其它光敏劑可以展現(xiàn)出其它光致褪色的特性，并且根據(jù)本發(fā)明的特定實施方式的方法不限于所述的感光劑原卟啉IX。圖4示出了由在近紅外線波長區(qū)域中的氧飽和的和氧不飽和的血紅蛋白的吸收特性的光譜分析來評價的平均組織血容量400和氧化狀態(tài)420中的改變。參考圖4中的(a)的圖示400，可以看到血容量在治療期間增大，而參考圖4中的(b)的圖示420，氧的飽和度降低。確定治療參數(shù)的方法確定PDT治療參數(shù)的目的是確定特定的、預(yù)定的光劑量被輸送到腫瘤中的每個點。組織狀態(tài)在PDT治療期間改變，如上所示。因此，能流率分布還將在PDT目標(biāo)組織、腫瘤的每個點中改變。為了確定達(dá)到了目標(biāo)劑量，因此需要調(diào)節(jié)PDT治療參數(shù)。在實施方式中，這通過調(diào)節(jié)所發(fā)射的光功率或總光發(fā)射時間或調(diào)節(jié)這兩者而完成。在一種計算的方法的實施方式的以下描述中，被調(diào)節(jié)的治療參數(shù)是治療性光發(fā)射的時間，但相同的原理應(yīng)用到調(diào)節(jié)治療性光功率。這是由于光劑量一般由光發(fā)射時間乘以光功率來定義的事實。圖5示出了用于組織中的一點的以初始能流率&開始的劑量計劃的實施例。用于治療目標(biāo)組織的目標(biāo)劑量是Dt。為了達(dá)到Dt，需要光發(fā)射時間tt，從而使D產(chǎn)W,。這表示圖5中所示的圖示500中的矩形區(qū)域520的面積。在這個實施例中，例如，由于以上給出的原因，能流率510在PDT治療期間降低，從而當(dāng)達(dá)到治療時間tt時，只有劑量<formula>formulaseeoriginaldocumentpage27</formula>被輸送到組織中的點。因此，目標(biāo)組織以比初始作為目標(biāo)的Dt更低的劑量治療。治療時間由此被延長為延長后的治療時間te，從而使總劑量等于Dt，即所述曲線下的面積與所述矩形的面積相同?？傊委煏r間對于能流率的每次新測量而更新以說明能流率中的改變。在計算方法的一些實施方式中，該更新被實時完成，即能流率在正在進(jìn)行的療法中被測量。治療性光參數(shù)在反饋回路中基于所測量的PDT治療參數(shù)而調(diào)節(jié)。能流率可以例如通過上述任意方法的所述測量被確定或評估，或者額外地或可替換地通過類似的或等價的測量方法被確定或評估。在一個實施例中，使用一種方法，其中組織中的遞增的距離處的被傳輸?shù)墓獾乃p被記錄并適合于用于光傳播的模型?？梢允褂玫哪Ｐ褪怯糜诜派湫缘膫魉偷妮斶\方程，如在A.J.Welch和M.J.C.vanGemert發(fā)表的Optical-ThermalResponseofLaser-IrradiatedTissue(PlenumPress1995)中所述；并且更特別地，可以使用的模型是基于漫射光傳播-漫射方程的近似。所產(chǎn)生的數(shù)據(jù)是組織的有效衰減系數(shù)/V，使用以下方程評價/V:其中索引i表示來自檢測器光纖i的測量，并且ri是從光源到每個檢測器光纖的距離，其中i是大于或等于l的整數(shù)，并且i表示用于PDT系統(tǒng)中的光纖的數(shù)量，例如6個、12個、18個或更多的光纖。此外，P表示用于光纖I的治療性光源的光輸出功率并且^是吸收系數(shù)。通過使用/v和漫射方程，組織中的能流率可以因此被計算。根據(jù)更復(fù)雜的描述，用于目標(biāo)劑量的模型可以被描述為不僅是能流率的函數(shù)也是諸如感光劑濃度和/或氧濃度和/或血液流動的其它PDT治療參數(shù)的函數(shù)。由于氧在光動力處理中被消耗，因此對于治療功效感興趣的是僅在氧濃度呈現(xiàn)為足夠高時發(fā)射光以實現(xiàn)有效的治療。因此，光發(fā)射可以以時間間隔被中斷以允許組織補充其氧供應(yīng)。因此，基于氧濃度和氧分布的測量，如果組織的氧飽和度下降至低于例如約為40%的第一預(yù)定閾值，則治療性的光發(fā)射被中斷。如果氧飽和度高于例如約為50%的第二預(yù)定閾值，則治療性的光發(fā)射將重新開始。以此方式，提供了更有效的治療，該治療考慮了通過提供具有充足氧的治療環(huán)境而提供用于最優(yōu)地使用可用的感光劑的控制。組織中的感光劑的可用性是光動力效應(yīng)和PDT治療成功的先決條件。感光劑將在治療期間被漂白。在PDT治療的控制方法中，當(dāng)目標(biāo)組織中僅剩預(yù)定的少量感光劑時，療法將終止。這種終止通過終止治療性光的發(fā)射而完成。而且，操作者可以被給出指示以補充腫瘤中的感光劑的貯液器，并且PDT治療可以被重新開始。在治療參數(shù)的這種調(diào)節(jié)的實施方式中，如果所測量的已評估的感光劑濃度降低至預(yù)定終止閾值以下，例如低于初始水平的10%，則PDT治療被中斷或停止，并且治療性光發(fā)射被終止。為了根據(jù)上述方法考慮組織中的全部點中的光劑量，提供了一種用于同時確定許多點的治療參數(shù)的方法。所述方法還允許同時確定用于許多光源的治療參數(shù)。當(dāng)確定用于全部腫瘤點的治療參數(shù)時復(fù)雜的是圍繞所述腫瘤的健康組織應(yīng)該免遭過高的光劑量。由此另一個問題是確定精確的光輸送時間(或光功率)以便在所述腫瘤中達(dá)到足夠的光劑量，同時最小化給予周圍組織的劑量。如前所述，光發(fā)射時間用作控制方法中的治療參數(shù)，但相同的原理被應(yīng)用到光功率。由于期望的結(jié)果(光劑量)是已知的并且在尋找達(dá)到該結(jié)果所需的光發(fā)射時間，因此所提出的問題是逆問題。在離散的描述中，由j表示的組織中的每個點中的劑量可以寫為-<formula>formulaseeoriginaldocumentpage29</formula>其中其中"/表示源i在點j中的能流率，6是源i的光發(fā)射時間，并且存在i個光源，其中i是等于或大于l的整數(shù)。目的是在目標(biāo)腫瘤組織的每個點中達(dá)到足夠的光劑量D/并且避免在圍繞目標(biāo)腫瘤組織的健康組織中的每個點中達(dá)到過高的光劑量D/。這種要求被寫為<formula>formulaseeoriginaldocumentpage29</formula>其中J是離散點的總數(shù)。閾值劑量ZV'和D/被獨立地定義或以組織中的多塊點定義。不等式的結(jié)果的系統(tǒng)可以通過用于解答這種系統(tǒng)的方法來以數(shù)學(xué)方式解決。在本實施方式中，Cimmino(齊米諾)方法的一種變型被用于基于塊行為而解決不等式的系統(tǒng)。Cimmino方法在Y.Censor等人發(fā)表在InverseProblem4,607(1988沖的"OntheuseofCimmino，ssimultaneousprojectionsmethodforcomputingasolutionoftheinverseprobleminradiationtherapytreatmentplanning"中進(jìn)行了描述，該文獻(xiàn)以其整體作為參考結(jié)合于此。所述塊涉及組織中的分享相同的閾值劑量值的多塊點。Cimmino方法是一種迭代算法，其中當(dāng)前的評估被投影到由每個不等式表示的超平面所限制的每個半空間上。一旦達(dá)到了足夠的收斂，則Cimmino方法給出解，該解是接近用于在每個點中給予期望光劑量的最優(yōu)的光發(fā)射時間。本發(fā)明所述的實施方式公開了一種方法，其中用于全部光源的治療參數(shù)通過考慮相關(guān)組織體積中的全部點而被確定。治療參數(shù)的確定可以在開始治療性光發(fā)射之前執(zhí)行，并且之后在每個測量序列之后重復(fù)進(jìn)行以提供被更新的治療參數(shù)，該治療參數(shù)反映作為所述治療或其它生理學(xué)處理的結(jié)果而發(fā)生的組織狀態(tài)的改變。<table>tableseeoriginaldocumentpage30</column></row><table>以下將給出參考前列腺治療的實施方式的更具體的實施例。本發(fā)明以下的實施方式涉及一種使用具有實時治療劑量測定的間質(zhì)性光動力療法(IPDT)的前列腺癌的治療。間質(zhì)性PDT(IPDT)被視為用于治療局部前列腺癌的放射性前列腺切除術(shù)、外部放射和化學(xué)療法的替代。例如，光敏劑四羥基氯苯酚(mTHPC，mesotetra(hydroxyphenyl)chlorin)用于治療繼發(fā)前列腺癌和原發(fā)前列腺癌。使用露出端部的光纖，被輸送的光劑量為每個治療部位20-100J，導(dǎo)致顯著的治療引起的壞死并降低了前列腺特異抗原(PSA)水平。六種主要情況中的四種僅出現(xiàn)非常少的并發(fā)癥，包括短時間的刺激性排尿癥狀，而更嚴(yán)重的并發(fā)癥包括壓力性尿失禁和一種減弱的性功能的情況。對于繼發(fā)性的情況，PSA最終開始再次增大，并且13/14的在PDT后期需要抗雄激素物質(zhì)療法的患者的腫瘤復(fù)發(fā)。根據(jù)作者所述，更詳細(xì)的藥物和光劑量測定可以引起目標(biāo)組織和周圍敏感器官之間的更好的辨別。使用以脈管為目標(biāo)的光敏劑圖卡德(Tookad,WST09)來執(zhí)行IPDT以用于復(fù)發(fā)的前列腺癌。在階段I的臨床試驗期間，進(jìn)行了光(100-360J/cm)和藥物(《2mg/kg)劑量增大研究。在最大藥物劑量處，觀察到損傷形成主要取決于總光劑量。此外，Hahn等人發(fā)表在LasersSurg.Med.38(5),427-434(2006)中的"Preliminaryresultsofinterstitialmotexafmlutetium-mediatedPDTforprostatecancer"中使用了用于復(fù)發(fā)的前列腺癌的治療的光敏劑莫特沙芬镥(motexafinlutetium)并結(jié)合對光能流、藥物水平和氧分布的監(jiān)測。然而，這些參數(shù)僅僅被監(jiān)測并且沒有給出這些參數(shù)如何可以用于控制IPDT本身的指示。研究出了光敏劑氨基乙酰丙酸(ALA)-PDT，該光敏劑引起PSA水平的下降并且在PDT后沒有失禁或排尿困難的跡象。其中，所引用的參考文件指出IPDT是一種能夠在前列腺內(nèi)引起顯著的組織壞死的相對安全的治療形式。PDT保留結(jié)構(gòu)上相連接的組織，例如膠原質(zhì)，并且PDT被顯示為維持前列腺腺體的完整性。理想地，通過仔細(xì)的光劑量測定，人們可以瞄準(zhǔn)整個前列腺而不傷害前列腺周圍的敏感器官以最小化復(fù)發(fā)和治療相關(guān)的并發(fā)癥。然而，給出關(guān)于前列腺PDT劑量測定的并發(fā)癥的最初跡象，盡管輸送類似的藥物和光劑量，但許多在前列腺組織上的PDT試驗報告了在治療引起的壞死體積中的大量的患者內(nèi)和患者間的差異。這些效應(yīng)可以部分地通過光吸收和散射系數(shù)的患者間和患者內(nèi)的差異來解釋，這直接影響了前列腺組織內(nèi)的光分布。此外，組織成分中任何治療引起的變化，例如改變血容量和組織氧化狀態(tài)，同樣影響目標(biāo)組織內(nèi)的光水平。因此，存在對用于前列腺組織和更一般的組織中的PDT的更精確和獨立的實時劑量測定的需要。存在大量的報告，所述報告是關(guān)于前列腺的與PDT效應(yīng)相關(guān)的參數(shù)的體內(nèi)光譜測量，例如，光能流率、感光劑分布和組織氧化度以及血液流動和容量。這些研究在提高對關(guān)于前列腺組織上的PDT的處理的理解和將臨床的前列腺-PDT延伸為同樣結(jié)合獨立的治療劑量測定和實時治療反饋上具有極大的潛力。描述了一種算法，該算法基于光記錄閾值模型組成了用于具有治療反饋的前列腺組織上的IPDT的實時劑量測定模塊。先決條件是具有最多18個薄光纖的器械的發(fā)展，所述薄光纖可以用于治療性光輸送以及在治療的過程中監(jiān)測組織光學(xué)特性、感光劑濃度和組織氧飽和度。如上所述，提供了一種用于IPDT的設(shè)備，該設(shè)備結(jié)合了治療光纖之間的光傳輸信號的實時監(jiān)測，以便評價光的有效衰減系數(shù)。這些數(shù)據(jù)與組織幾何結(jié)構(gòu)的信息一起用作塊-Cimmino最優(yōu)化算法的輸入，預(yù)測單個光纖的放射時間。通過反復(fù)測量、光的有效衰減的計算和塊-Cimmino最優(yōu)化程序，每個源光纖的放射時間可以由此在整個治療環(huán)節(jié)中被連續(xù)更新。有限元法(FEM)用于仿真理想化的前列腺模型內(nèi)的光傳輸信號，所述前列腺模型用于臨時地并且空間地變化組織光學(xué)特性?；诒环抡娴臄?shù)據(jù)集合，算法的能力被檢驗為能夠跟蹤前列腺腺體內(nèi)的有效衰減系數(shù)的增大。此外，經(jīng)由塊-Cimmino算法內(nèi)的組織重要性權(quán)重，評價了按照沉積的光劑量在目標(biāo)組織和危及器官(OAR)之間的識別的可行性。最終，將在具有仿真的吸收增大的IPDT治療期間輸送的光劑量的劑量體積直方圖(DVH)的具有治療反饋的情況與不具有治療反饋的情況相比較。這樣，確定了IPDT劑量測定模型的可行性，這確定了目標(biāo)組織內(nèi)特定的預(yù)定光劑量，而不考慮組織吸收中任何治療引起的改變。方法和算法提供對我們的實時劑量測定軟件的介紹，部分A給出了臨床治療程序的簡要概述以及關(guān)于IPDT器械的一些技術(shù)細(xì)節(jié)。部分B、C、D和E分別描述了所述程序和軟件模塊，該軟件模塊用于按次序產(chǎn)生3D幾何結(jié)構(gòu)、計算前列腺內(nèi)的光纖位置、評價光的有效衰減系數(shù)以及最終計算單個光纖放射時間。這些軟件模塊的組合組成了的構(gòu)造被稱為實時劑量測定模塊。部分F描述了使用FEM來仿真實際的前列腺幾何結(jié)構(gòu)內(nèi)的光分布，由此提供了用于組成實時劑量測定模塊的算法的實際的測試數(shù)據(jù)。A.治療程序如圖6中描繪出的包括劑量測定軟件的IPDT治療600已發(fā)展為在使用最多18個光學(xué)患者光纖的前述IPDT設(shè)備上執(zhí)行?；颊吖饫w可以是例如用于輸送治療性光的露出端部的直徑為400戶的光纖。治療性光可以約為652nm，匹配光敏劑替莫卟吩的吸收帶中的一者。通過內(nèi)部光學(xué)單元，器械可以在治療模式間轉(zhuǎn)換，在此期間全部光纖發(fā)出治療性放射。對于診斷的測量模式，其中此時的一個光纖被激活并且六個相鄰的光纖檢測被傳輸?shù)墓?。檢測單元包括覆蓋630nm和840nm之間的光譜間隔的六個分光計。治療環(huán)節(jié)包括預(yù)治療程序和治療程序，其中圖形化的用戶界面在治療程序中引導(dǎo)泌尿科醫(yī)師。首先，執(zhí)行前列腺的超聲波研究以便評定目標(biāo)組織的幾何結(jié)構(gòu)以及鄰近的OAR，這是步驟(1)。在6-10張超聲波圖像的集合中，泌尿科醫(yī)師可以描繪前列腺腺體、尿道、直腸、括約肌的上部和下部以及海綿體神經(jīng)束的范圍。組織輪廓之后被修補到包括全部器官的幾何結(jié)構(gòu)的體素表示中，這是步驟(2)。當(dāng)患者準(zhǔn)備手術(shù)時，隨機搜索算法計算重建的幾何結(jié)構(gòu)內(nèi)的接近最優(yōu)的源光纖位置，這是步驟(3)。圖7示出了具有1mm的體素邊長的樣本的三維幾何模型720，該模型720包括目標(biāo)組織725、OAR以及源光纖位置730，所述目標(biāo)組織725即前列腺711，所述OAR包括尿道713、直腸715和正常的周圍組織。這種幾何結(jié)構(gòu)表示用在所述工作中的"測試"幾何結(jié)構(gòu)，該幾何結(jié)構(gòu)基于一個患者的八個超聲波圖像生成，該患者的腺體體積約為27cm3，并且治療光纖位置通過部分C中所述的算法而計算。使用中空的鋼針，還被稱作治療光纖的光纖被引導(dǎo)到位置，這是步驟(4)。在該第四步驟中，當(dāng)光纖位置可能略微偏離由隨機搜索最優(yōu)化算法計算的位置集合時，泌尿科醫(yī)師被給予更新最終的光纖位置的機會。所述幾何結(jié)構(gòu)和實際的光纖位置的信息被用作塊-Cimmino最優(yōu)化算法的輸入以預(yù)測所需要的全部源光纖的放射時間，這是步驟(5)。接著是預(yù)治療計劃，IPDT環(huán)節(jié)包括反復(fù)進(jìn)行步驟(6)中的測量序列和步驟(7)中的治療序列。首先執(zhí)行測量并且該測量在治療性光輸送開始后以變化的時間間隔執(zhí)行。緊接著是測量序列，步驟(7)中治療性放射的輸送與評價測量數(shù)據(jù)并行運行以評定前列腺腺體的體積子集內(nèi)的有效衰減系數(shù)，這是步驟(8)。步驟(9)中，塊-Cimmino算法之后被執(zhí)行以更新光纖放射時間。反復(fù)執(zhí)行步驟(6)-(9)直至由塊-Cimmino算法預(yù)測的剩余的治療時間等于零。在被實施的方案中，步驟(8)和(9)組成了實時劑量測定模塊，該實時劑量測定模塊也被稱作通過順序評價的交互式劑量測定(IDOSE)。B.幾何模型幾何模型是表示目標(biāo)器官的三維體素，此處目標(biāo)器官為前列腺，并且鄰近的尿道、直腸、上部和下部的括約肌以及海綿體神經(jīng)束是危及器官。當(dāng)手動地或半自動地確定3D患者數(shù)據(jù)集合中的器官位置時，醫(yī)師例如在六至十個超聲波圖像內(nèi)標(biāo)記五至二十個點，描繪呈現(xiàn)在特定的橫截面中的不同組織類型的邊界。這些點之后通過線性插值而被連接以形成相連的器官輪廓。在超聲波研究中，橫向圖像被按頭尾向以5mm分開。組織輪廓可以被線性插值到超聲波橫截面之間的區(qū)域中，在所有三維中給出1mm的三維體素邊長。填充技術(shù)被應(yīng)用以指定被描繪的輪廓內(nèi)體素的組織類型；首先除了包含任意其它組織類型的輪廓的體素之外，三維矩陣內(nèi)的每個體素均初始化到正常組織。之后，計算每個輪廓點的集合的中心。對于每種組織類型，執(zhí)行以下程序；首先，當(dāng)前組織類型的中心點被輸入緩沖器中。緩沖器中的第一個點之后被提取并且設(shè)置為與當(dāng)前組織類型相同的組織類型。此后，與該第一個點相連的六個相鄰點進(jìn)行組織類型的測試。如果某個點不屬于與當(dāng)前輪廓點相同的組織類型并且不屬于輸入到緩沖器中的其它輪廓點集合。該程序被重復(fù)直至緩沖器為空，因此自每個組織類型的中心并且向外填充所述每個組織類型。重建的體素模型通常具有60-65個體素的邊長。<table>tableseeoriginaldocumentpage35</column></row><table>表l.用于最優(yōu)化光纖位置的組織特定權(quán)重(^)、能流范圍(下限值z:,.和上限值",)以及用于Cimmino最優(yōu)化算法的權(quán)重(^)C.光纖位置找到最優(yōu)光纖位置的任務(wù)可以用公式表示為最大化目標(biāo)器官內(nèi)的光能流率，此處的目標(biāo)器官為前列腺腺體，同時最小化與被治療的目標(biāo)器官相鄰的危及器官(OAR)內(nèi)的光分布。所述最優(yōu)化算法是類似于模擬退火型算法的迭代的隨機搜索算法。對最優(yōu)光纖位置的搜索通過產(chǎn)生前列腺內(nèi)的源位置的隨機構(gòu)造而初始化。露出端部的光纖被建模為各向同性點源，其中屬于體素i中的源的在體素j中的能流率^通過對無限的均勻介質(zhì)內(nèi)的漫射方程的解析解法而近似<formula>formulaseeoriginaldocumentpage36</formula>其中P表示光源效率，在本實施例中被設(shè)置為0.15W，并且有效衰減系數(shù)由~=[3〃。(/^+〃;)]1/2給定，其中//。和〃;被分別設(shè)置為0.5咖-1和9.7^-1。對于每次迭代，每個光纖在隨機的方向上被移動有限長度。所述移動被限制到前列腺內(nèi)的體素并且僅允許每個體素一個源光纖。跟隨光纖的移動，擬合值被計算以評價構(gòu)造量<formula>formulaseeoriginaldocumentpage36</formula>方程式(2)中的第一個總和包括具有最低的能流率的前列腺體素的25%。目標(biāo)組織權(quán)重《arg"為正，當(dāng)輸送光到該特定區(qū)域時，所述權(quán)重建設(shè)性地貢獻(xiàn)給擬合值。相應(yīng)地，公式(2)中的第二個總和包括OAR內(nèi)的體素的25%，所述OAR即尿道、直腸、括約肌的上部和下部以及海綿體神經(jīng)束，其特征為具有最高的能流率。相應(yīng)的組織權(quán)重在以上的表l中給出，其中每個^f"<0，由此使得危及器官內(nèi)的任意能流率消耗整體擬合的函數(shù)值。方程式(2)由此試圖最大化前列腺中的最低能流率的值，同時最小化目標(biāo)組織外部的最高能流率的值。對于迭代的方案，僅在光纖移動導(dǎo)致更高的擬合函數(shù)值時才接受新的光纖位置。由于光分布可以被認(rèn)為最早在離光纖尖端的l/;/;距離處漫射，所導(dǎo)致的光纖位置以通過該距離減小的深度坐標(biāo)呈現(xiàn)。這種類型的隨機搜索算法不保證找到全局最優(yōu)。然而，隨機的移動增大了搜索可能發(fā)現(xiàn)其路徑超出局部最優(yōu)的可能性。在當(dāng)前的實施方式中，最大步的尺寸從3個體素逐漸減少至1個體素以確保解將收斂到最優(yōu)，雖然這樣犧牲了避免局部最優(yōu)的能力。典型的執(zhí)行時間是45-60分鐘的級別，但可以通過可替代的或未來的計算硬件的改進(jìn)而被最小化。D.光學(xué)特性由于測量序列在治療性環(huán)節(jié)中執(zhí)行，因此非常重要的是用于根據(jù)光傳輸信號評價組織光學(xué)特性的方案是快速的并且需要有限的計算成本。全部測量均在穩(wěn)態(tài)下執(zhí)行，其中源-檢測器的間隔在10-25mm的級別并且假設(shè)存在漫射的光傳播。因此，不可能分離吸收系數(shù)和散射系數(shù)。作為替代的，評價方案的目標(biāo)是量化有效衰減系數(shù)/V，假定減小的散射系數(shù)在整個前列腺體積上均保持固定。在測量序列期間，監(jiān)測每個獨立的源光纖及其六個相鄰光纖之間的光傳輸信號。通過將檢測光纖的數(shù)量限制為六個，被探測的組織體積被限制為接近源光纖的區(qū)域。每個源光纖的傳輸信號被順序監(jiān)測，由此產(chǎn)生18個局部的但部分重疊的子幾何結(jié)構(gòu)。在每個子幾何結(jié)構(gòu)內(nèi)，所述組織被假設(shè)為均勻的并且其特征在于光纖特定的/V。此外，通過將間質(zhì)性地放置的源光纖建模為各向同性點源，漫射方程的格林解(Greensolution)可以用于描述能流率<formula>formulaseeoriginaldocumentpage37</formula>此處，^表示位于ri處的點源在位置fj處的能流率，P是光纖輸出功率并且有效衰減系數(shù)通過<formula>formulaseeoriginaldocumentpage38</formula>定義。^和^.均被測量并且由此可以使用12種測量來評估光纖i的光纖特定的ZV(,)。理論上，能流率與源-檢測器間隔|。-—的乘積的對數(shù)是關(guān)于b-。l的一次多項式，其中斜率服從于;<formula>formulaseeoriginaldocumentpage38</formula>此處，符號對應(yīng)于方程式(3)中的符號。執(zhí)行每個源光纖的線性擬合，產(chǎn)生18個不同的系數(shù)/^(,.)。所述程序可以被認(rèn)為使整個腺體離散為圍繞源光纖被集中的18個子幾何結(jié)構(gòu)，其中每個子幾何結(jié)構(gòu)被假設(shè)為均勻的、無限大的并且其特征在于光纖特定的衰減系數(shù)。光纖位置可以例如被分類從而使一部分光纖，例如光纖1-9，以增大的至前列腺頂點的距離被置于腺體的左外葉內(nèi)。其余的光纖，在所述實施例中的光纖10-18，可以例如自頂點以降序但在右外葉內(nèi)被分類。對于每個源光纖i，用于光傳輸測量的六個相鄰光纖是i-3，...，i+3。這樣，檢測通過尿道傳輸?shù)墓獗蛔钚』?。這使尿道免于不期望地暴露于活化光，反過來最小化光敏劑在尿道中的活化作用。光敏劑通常被施加在靜脈內(nèi)并且因此隨血液流動被傳送并且呈現(xiàn)在整個身體中。因此，尿道免于不必要地暴露于有毒的單線態(tài)氧，否則有毒的單線態(tài)氧通過檢測光被激活。以類似的方式，其它OAR通過避免所述光的照射而免遭這種有毒負(fù)載。以此方式，PDT治療的效率被有效地增強。為了抵制不正確的測量，僅將具有足夠高的信號噪聲比(SNR)的傳輸信號用于評價/V(,.)。在所述實施例中，SNR被定義為在648nm和656nm之間的光傳輸?shù)目偤统詸z測器暗噪聲的標(biāo)準(zhǔn)差(SD)。同樣，源-檢測器間隔需要橫跨足夠大的距離，從而允許魯棒線性擬合和方程式(4)的有效。在當(dāng)前的實施方式中，所述算法用于評價/v")，因此需要指定SNR閾值以及用于l。-^的標(biāo)準(zhǔn)差(SD)的閾值。如果來自特定的源光纖的全部傳輸信號的特征在于足夠的SNR和源-檢測器間隔范圍，則執(zhí)行所述線性擬合并且計算出的有效衰減系數(shù)被分配到該源光纖。如果由于噪聲抑制或過于有限的源-檢測器距離使得有效測量的數(shù)量小于6，則來自兩個源光纖的傳輸信號被組合并且結(jié)合到線性擬合中。這有效地擴展了被分析的子幾何結(jié)構(gòu)的體積。如果在被擴展的子幾何結(jié)構(gòu)內(nèi)的有效測量的數(shù)量仍小于6，則進(jìn)一步執(zhí)行子幾何結(jié)構(gòu)的增加。所包括的子幾何結(jié)構(gòu)的最大數(shù)量是18，在這種情況下整個組織幾何結(jié)構(gòu)被作為一個單元而分析。在數(shù)據(jù)的后期處理中，檢查被評價的有效衰減系數(shù)是否在預(yù)定義的范圍內(nèi)，否則全部/v(,)被設(shè)置為默認(rèn)值。表2列出了用在這種軟件模塊內(nèi)的特定參數(shù)。<table>tableseeoriginaldocumentpage39</column></row><table>表2:用于評價目標(biāo)組織光學(xué)特性的模塊的輸入?yún)?shù)在其它實施方式中，可以選擇與本實施例中的選擇不同的其它數(shù)量的光纖和子幾何結(jié)構(gòu)。E.照射時間Cimmino最優(yōu)化算法可以用于放射療法治療計劃并且同樣用于確定光漫射體在前列腺IPDT治療計劃中的位置、長度和強度。在本實施方式中，塊-Cimmino最優(yōu)化算法應(yīng)用于尋找I個各向同性點源的獨立的照射時間ti的逆問題。所述算法接受關(guān)于組織光學(xué)特性和組織幾何結(jié)構(gòu)的信息以計算每個治療光纖i的照射時間。最優(yōu)化條件可以被表達(dá)為要求輸送超過預(yù)定閾值劑量的光劑量到目標(biāo)組織，即本實施方式中的前列腺腺體組織，同時最小化輸送到OAR的劑量，OAR在此處被定義為尿道、直腸和周圍的正常組織。最優(yōu)化問題可以由此用公式表示為滿足以下用于能流的不等式的系統(tǒng)，<table>tableseeoriginaldocumentpage40</column></row><table>a在le-4和500間變化。表3:用于塊-Cimmino最優(yōu)化算法的輸入?yún)?shù)即能流率^乘以照射時間t，在全部組織體素中丄盧Vj=l,2，.."J,^0i=l,2,...,18(5)其中J是組織體素的數(shù)量并且Lj和Uj分別表示組織類型特定的下限閾值劑量和上限閾值劑量。表3列出了用在這個實施例中的閾值。這些閾值水平被發(fā)現(xiàn)在臨床工作中是合理的。A由方程式(3)給定，其中每個源光纖的特征在于部分D中所述的特定在所述實施例中，假設(shè)全部光纖的光纖輸出功率均為0.15W。在其它實施方式中，可以選擇其它光纖輸出功率或單個光纖的不同的輸出功率。當(dāng)計算能流率分布時，吸收系數(shù)和減小的散射系數(shù)被分離。此處，我們設(shè)置^'=8.7^-'并且根據(jù)^，)確定)。由于所述問題中包括的大量組織體素，方程式(5)通常不存在可行的解。然而，Cimmino最優(yōu)化算法收斂到最小強度的可行解的接近的近似。在所述實施方式中，實施由Censor等人概述的塊行為方案，其中每個體素均屬于對應(yīng)于其組織類型的塊，所述塊在前列腺、尿道、直腸和正常組織之間有所不同。所述算法基于迭代方案，從I維空間中的任意點開始。無干擾的(non-violated)約束不影響新的解，然而承受指定范圍外的光劑量的體素帶來接近由方程式(5)定義的最優(yōu)解的連續(xù)迭代。該程序在數(shù)學(xué)上被描述為方程式(6)和(7)。當(dāng)解收斂時或當(dāng)達(dá)到規(guī)定的最大數(shù)量的迭代時，所述迭代停止。^是控制收斂速度的松馳參數(shù)。為了改善最初的收斂，^例如被設(shè)置為20，但該參數(shù)在迭代之間發(fā)生振蕩的情況下遞減。每個組織類型，即塊B,，被給定特定的權(quán)重.，該權(quán)重反映與輸送允許間隔外的光劑量有關(guān)的消耗。這些組織的權(quán)重的和被標(biāo)準(zhǔn)化。為了不使遠(yuǎn)離前列腺的正常組織的體素影響方程式(6)中的迭代，可以僅包括特定數(shù)量的承受最高光劑量的正常組織的體素。所述數(shù)量可以計算為球形的表面上的體素的數(shù)量，所述球形具有與前列腺腺體相同的體積。本實施例中使用的明確的",.值在表3中給出。塊-Cimmino算法基于用作輸入?yún)?shù)的特定~(,.)計算了用于單個光纖的總照射時間。除了所述算法執(zhí)行的第一時間，已在之前的治療序列期間完成的整個治療環(huán)節(jié)的的部分被從新計算的照射時間中減去。因此所述輸出基于當(dāng)前的(,)集合組成剩余的照射時間。當(dāng)全部/V")與之前的測量序列相比改變少于10%時，或者在與使用了表2中給出的/^的默認(rèn)值的預(yù)治療計劃有關(guān)的第一測量序列的情況下，不執(zhí)行塊-Cimmino算法。作為替代地，剩余的光纖照射時間通過減去之前治療序列的持續(xù)時間而被更新。雖然Cimmino算法沒有考慮示出的劑量體積直方圖(DVH)約束的直接實施，但所產(chǎn)生的DVH被用于檢查光劑量分布。一般地，DVH提供接收特定治療劑量的組織部分體積的信息。此處，所述劑量被定義為能流，同樣見方程式(5)，其中ti通過塊-Cimmino算法計算并且^通過圖7中所示的幾何結(jié)構(gòu)720內(nèi)的FEM建模。這些仿真在部分F中描述。重要性權(quán)重《;可以憑經(jīng)驗調(diào)節(jié)以反映不同OAR的靈敏度并且將這些器官與目標(biāo)組織相區(qū)別。在本實施方式中，目標(biāo)是在85%的目標(biāo)組織中輸送超過預(yù)定義閾值的光劑量，然而表示直腸715的體素的最多25%允許這種光劑量。沒有劑量限制被施加在正常組織725和尿道713上。F.建模光分布為了提供實時劑量測定模塊的實際輸入，可以使用FEM(Multiphysics3.3版，ComsolAB，斯德哥爾摩，瑞典)建模圖7中720示出的幾何結(jié)構(gòu)內(nèi)的能流率分布^。目標(biāo)器官和危及器官被表示正常組織的組織塊圍繞。在所述實施例中，具有60mm邊長的塊足夠大以使邊界效應(yīng)不影響解。能流率通過解答穩(wěn)態(tài)漫射方程而確定-V.(,)+a為,)i=1,…，18(8)在所述實施例中，漫射系數(shù)D-[3(/i。+;//)]-^露出端部的光纖730組成18個源條件S(n)，該源條件S(ri)被建模為具有0.15W的輸出功率的各向同性點源。部分當(dāng)前的邊界條件在以下邊界被實施對于全部邊界，ie#=l，除了前列腺尿道交界處的~=0.493以用于建?？諝馓畛涞哪虻?。方程式(8)被解答18次，即一次一個有效的源光纖，結(jié)果產(chǎn)生18個源中的每一個源的能流率分布。特別地，在六個鄰近的光纖的位置處的能流率被作為量化治療光纖之間的光傳輸?shù)氖侄巍Ｔ谂R床設(shè)置中，用于評價有效衰減系數(shù)的軟件模塊的輸入包括來自檢測單元中的分光計的18x6個傳輸光譜。這些分光計覆蓋波長間隔630-840nm，然而，F(xiàn)EM仿真僅為一個波長執(zhí)行，該波長具有被選擇為與652nm處的光學(xué)特性匹配的光學(xué)特性，652nm表示在替莫卟吩介導(dǎo)的PDT的情況下的治療性波長。因此,18x6個全光譜通過擬合高斯函數(shù)而構(gòu)造，所述高斯函數(shù)的中心位于652nm處并具有2nm的半高寬(HWHM)和由來自FEM仿真的能流率給定的峰值。此外，具有等于最大傳輸信號的0.1%的標(biāo)準(zhǔn)差的高斯白噪聲被添加到每個光譜以表示檢測器暗噪聲。FEM仿真處理被執(zhí)行以用于前列腺內(nèi)的光吸收的不同水平。表4列出了用在所述仿真中的光學(xué)特性。對于每個仿真，前列腺組織光學(xué)特性的空間變化通過分別加入SD為10的高斯白噪聲以及5%的^和///而被建模。這些噪聲數(shù)據(jù)被生成以用于幾何體素模型內(nèi)的每第五個體素并且被線性地插值到之間的體素。這樣，通常在前列腺組織中出現(xiàn)的光學(xué)特性的空間變化可以被正確地建模。這些仿真由此提供治療光纖之間的光傳輸?shù)臄?shù)據(jù)以用作評價有效衰減系數(shù)的軟件模塊的輸入。結(jié)合精確定義的和空間變化的吸收系數(shù)和散射系數(shù)以及組織異質(zhì)性的可行性是用于選擇關(guān)于光傳輸水平的FEM仿真數(shù)據(jù)而不是組織模型內(nèi)的實驗性數(shù)據(jù)的主要動機。<table>tableseeoriginaldocumentpage44</column></row><table>表4:用于能流率仿真的光學(xué)特性，全部單位均為[cm"]結(jié)果以下，前兩個部分分別呈現(xiàn)了目標(biāo)組織光學(xué)特性和單個光纖放射時間的評價的結(jié)果。在后續(xù)部分中，結(jié)合了兩個軟件模塊，因此表示同樣被稱作IDOSE模塊的實時劑量測定模塊，該實時劑量測定模塊在不同的仿真治療場景中被測試和驗證。光學(xué)特性由FEM仿真的用于前列腺內(nèi)的光衰減的五個水平的光傳輸數(shù)據(jù)被用作軟件模塊的輸入，該軟件模塊被開發(fā)以用于評價有效衰減系數(shù)。圖8中的(a)示出了根據(jù)用于前列腺711內(nèi)的吸收800的不同水平的被建模的數(shù)據(jù)集合而評價的單個/V(,)。FEM被使用以提供關(guān)于實際的前列腺幾何結(jié)構(gòu)內(nèi)的光傳輸信號的數(shù)據(jù)。此處，用于全部仿真的前列腺內(nèi)的^^8.7cm"。在圖8中的(b)中，數(shù)據(jù)被平均以用于每個吸收水平820的18個源光纖。此處，標(biāo)記821和誤差條822分別表示平均的/^和士lSD。虛線823表示前列腺內(nèi)真實的/V。為了研究異質(zhì)幾何結(jié)構(gòu)對傳輸測量的影響，執(zhí)行靈敏度分析?？紤]吸收異質(zhì)，由于在rk處的體素中的吸收改變A&w，來自A中的點源的rj處的能流率^的改變被給定為<formula>formulaseeoriginaldocumentpage44</formula>(10)此處，G&是漫射方程的格林解，如方程式(3)中所述，用于位置ri處的各向同性點源的在體素k中的能流率。G&和被類似地定義并且J是雅可比行列式。方程式(10)在FEM網(wǎng)格中計算以用于全部源-檢測器對。為了量化傳輸信號探測目標(biāo)組織和不同OAR的程度，光纖和組織的特定類型的雅可比行列式被評價;=2;i:~i-i，…，is(inAe5j乂=1Bs表示包括在所述幾何結(jié)構(gòu)中的任意組織類型并且索引j涉及相鄰的檢測光纖，在所述實施方式中，為六個相鄰的檢測光纖。圖9中的(a)是顯示了:7^的條形圖900，該7,》關(guān)于用于每個治療光纖的雅可比行列式的總和而被標(biāo)準(zhǔn)化。為了完整性，被評價的/i^和真實的/V,之間的相對誤差還被結(jié)合。有效衰減系數(shù)的低估可以例如通過空氣填充的尿道和其余器官內(nèi)的較低的整體衰減的存在來解釋，所述存在特別地影響了靠近尿道或前列腺腺體的外圍的各光纖之間的光傳輸。對于絕大多數(shù)源光纖，被評價的/v,的大的誤差對應(yīng)于用于尿道和/或正常組織的大的:r。圖9中的(b)是顯示了用于監(jiān)測對應(yīng)于光纖6、14和17的子幾何結(jié)構(gòu)的在z方向上的:7的和的示意性圖示920。此處，光纖6主要探測前列腺組織并且相應(yīng)地關(guān)聯(lián)所評價的/^的較小的誤差。另一方面，光纖14和17還檢測經(jīng)由正常的周圍組織和尿道傳輸?shù)墓?，該光?dǎo)致有效衰減系數(shù)的不良的評估。從圖9中的(a)可以觀察到光纖12關(guān)聯(lián)比光纖14小得多的誤差，盡管具有類似的用于尿道組織的:/。更詳細(xì)的分析顯示了對于源光纖14，傳輸信號僅到達(dá)探測尿道的一個檢測光纖，然而對于光纖12，至全部六個檢測光纖的傳輸信號探測相等但較小范圍的尿道。因此，執(zhí)行提取AV^)的線性擬合45的特征在于不同的誤差值。被探測的組織體積取決于組織光學(xué)特性并且在圖9中，前列腺腺體內(nèi)的/^-3.7cm"。當(dāng)評價用于完全均勻的介質(zhì)的仿真數(shù)據(jù)時，；v不被低估。還觀察到在1和10之間變化SNR閾值對平均/^具有可忽略的影響。B.照射時間在危及器官(OAR)上施加變化的靈敏度的可行性通過研究改變直腸的重要性權(quán)重后預(yù)測的照射時間和被輸送的光劑量而被研究。作為實施例，圖10中的(a)示出了在0.01的直腸重要性權(quán)重的被輸送的光劑量的劑量體積直方圖(DVH)1000。在其余器官上的權(quán)重保持固定在表3中給出的值。對于全部計算，目標(biāo)組織中的/^(,)-3.7cm"。全部DVH基于照射時間而計算，所述照射時間通過塊-Cimmino最優(yōu)化算法和由FEM建模的能流率預(yù)測。虛線用于顯示直腸的約43%暴露在用于重要性權(quán)重的這個集合的閾值光劑量。此后被稱為治療部分的相應(yīng)的附圖中，對于前列腺組織來說是98%，表示幾乎整個腺體被重要性權(quán)重的這個集合瞄準(zhǔn)。^(直腸)之后在le-4和500之間變化并且用于每個組織類型的治療部分在圖10中的(b)中被描繪為1020。對于^(直腸)>1，直腸被從目標(biāo)組織中很好地識別并且前列腺腺體的治療部分仍足夠大。在圖10中的(c)中，單個光纖在",.(直腸)=le-4(白條)和500(黑條)的照射時間被顯示為1040。在這個圖中，需要強調(diào)兩個觀察值。第一，靠近直腸的源光纖，即光纖2、6、12、13和16的特征在于照射時間越短，直腸上的靈敏度越高。第二，置于距直腸最大距離處的源光纖，即置于腺體的前面部分內(nèi)的光纖l、4、5、8、11、15、17和18的照射時間，在較高的直腸重要性權(quán)重的情況下被延長。這些效應(yīng)通過在前列腺上相對較高的《7來解釋，所述^總是將塊-Cimmino最優(yōu)化算法向著理論上將被作為目標(biāo)組織的盡可能大的部分的解而引導(dǎo)。對于直腸上的最大的重要性權(quán)重，源光纖位置極可能不是最優(yōu)的并且因此遠(yuǎn)離直腸的光纖被迫輸送大得多的光劑量。這幫助解釋了總的輸送的光能的劇烈增長，所述總的輸送的光能被定義為全部光纖照射時間的和乘以本實施例中使用的0.15W的輸出功率，所述光能為865J至1350J。由最大照射時間確定的總治療時間不被變化的重要性權(quán)重明顯影響。對于特定的/V，總治療時間主要由幾何結(jié)構(gòu)確定，即目標(biāo)組織的尺寸以及源位置。由于基于各向同性點源的能流率的1/rexp(-;^r)，總治療時間隨腺體的體積而迅速增大。對于其余結(jié)果，^(直腸)始終固定為5。圖ll的(a)和(b)中的1100和1120分別示出了DVH上的結(jié)果和前列腺內(nèi)增大的吸收系數(shù)的照射時間。此處，；/。被設(shè)置為常數(shù)0.3(點線)、0.5(點劃線)或0.7(實線)cm"，其中//>8.7咖-1。因此，//柳)=2.8、3.7或4.4cm—1被用作用于全部源光纖的塊-Cimmino最優(yōu)化算法的輸入。全部DVH使用關(guān)于能流率的FEM建模的數(shù)據(jù)。圖11的(a)中的DVH表示直腸的一些過度治療以及用于前列腺內(nèi)的光衰減的較高水平的前列腺腺體的較大的治療部分。這種效應(yīng)通過在塊-Cimmino最優(yōu)化算法的當(dāng)前實施方式中固有的無限的、均勻的介質(zhì)的假設(shè)來解釋。首先，在FEM模型中使用的前列腺外部的較低的吸收水平和散射水平使得塊-Cimmino算法低估光傳播。目標(biāo)組織和OAR之間的/^的差越大，過度治療由此更加明顯。其次，較高的吸收水平的增大的目標(biāo)組織治療部分歸因于用于增大/^的隨著與點源的距離的漫射能流率的更快速的衰減。根據(jù)方程式(4)獲得的表達(dá)式顯然的是有效衰減系數(shù)越大，己治療區(qū)域和未治療區(qū)<formula>formulaseeoriginaldocumentpage47</formula>域之間的轉(zhuǎn)換地帶變得越窄，所述已治療區(qū)域即高于閾值的光劑量，所述未治療區(qū)域即低于閾值的光劑量。因此，在無限的均勻介質(zhì)的假設(shè)下，理論上更易于在目標(biāo)組織和OAR之間區(qū)別。這種效應(yīng)對于大的源距離來說特別明顯，所述大的源距離影響Cimmino最優(yōu)化算法也瞄準(zhǔn)前列腺外圍?？傊?，增大/z。導(dǎo)致以過度治療OAR為代價地更好地瞄準(zhǔn)前列腺腺體。圖11中的(b)示出了目標(biāo)組織吸收的更高水平對更長的照射時間的需要。對于//。=0.3cm"和0.7cm"，總光能分別約為420J和1065J。隨著增大的吸收，單個照射時間中的相對增量對于特征在于最初較短的照射時間和位于直腸附近的光纖來說是最大的。特征在于最長的照射時間的光纖被置于前列腺腺體的外圍區(qū)域中但更進(jìn)一步地遠(yuǎn)離直腸。然而，在從最低的吸收水平進(jìn)行到最高的吸收水平時，由最大照射時間確定的治療時間僅增大90s。這種效應(yīng)可以通過Cimmino最優(yōu)化算法收斂到最小強度可行的解的近似的能力而解釋，所述最小強度可行的解結(jié)合了隨著與各向同性點源的距離的能流率的快速衰減。從最優(yōu)化治療體積的角度看，分布全部治療光纖中所需要的較高的光劑量更"有成本效益"，而不是僅讓一部分源光纖承擔(dān)負(fù)載。這不可避免地還引起了變化的;^水平的被治療的組織體積的空間偏移。C.IDOSE模塊在實際的治療程序期間，有效衰減系數(shù)根據(jù)光傳輸數(shù)據(jù)被評價并且用作塊-Cimmino最優(yōu)化算法的輸入以預(yù)測單個源光纖照射時間。這個程序在部分A中描述并且被努力實施為結(jié)合前列腺組織上的臨床IPDT中的實時治療反饋。在該部分中，即圖16中的步驟(8)和(9)，IDOSE模塊的性能在顯示臨時地不變的和變化的目標(biāo)組織光學(xué)特性的治療場景中被驗證。如在"光學(xué)特性"部分中，從FEM仿真獲得的光傳輸信號被用作評價目標(biāo)組織光學(xué)特性的模塊的輸入。所產(chǎn)生的DVH基于通過IDOSE模塊計算的總照射時間和由FEM建模的能流率分布而被計算。圖12中的(a)示出了作為前列腺/^的函數(shù)的由塊-Cimmino最優(yōu)化算法預(yù)測的總光能，其中假設(shè)該系數(shù)/v在圖1200中的整個治療環(huán)節(jié)中保持恒48定。通過對光纖照射時間求和并且乘以0.15W的輸出功率而獲得的總光能被顯示為用于真實的/V(,.)(菱形標(biāo)記)1202和所評價的/^(,)(方形標(biāo)記)1204，真實的/v(。即用在FEM仿真中的有效衰減系數(shù)。所述圖示示出了隨著更高的整體吸收的光能以及因此總照射時間的急劇增大。如圖8中所示的/^的低估導(dǎo)致由方形標(biāo)記顯示的總光能的需求降低。這種效應(yīng)在更高的/V水平下更加明顯。圖12中的(b)在圖示1220中比較了對于真實的/^:3.7cm"的輸送的光劑量的DVH。虛線和實線分別對應(yīng)于真實的/^和所評價的/V，表示由低估的光衰減系數(shù)導(dǎo)致的更低的前列腺治療部分。另一方面，其余器官的治療部分對與A^評價相關(guān)的誤差更為靈敏。由低估的光衰減導(dǎo)致的前列腺治療部分上的影響可以通過增大目標(biāo)組織重要性權(quán)重(未示出數(shù)據(jù))而被減小。IDOSE模塊還在顯示臨時改變的/v的治療場景中被驗證。對于這些仿真的治療環(huán)節(jié)，測量序列在治療性照射的0、2、4、9...分鐘后執(zhí)行以便與實際的臨床治療程序相匹配。在每個測量序列之后，a^(,)根據(jù)FEM建模的光傳輸信號被評價并且用作塊-Cimmino算法的輸入。因此，單個光纖照射時間在每個測量序列之后被更新。該程序被重復(fù)直至由塊-Cimmino模塊預(yù)測的剩余的治療時間等于零?；跁r間的/i^通過圖13的(a)中的圖示1300中的實線1311表示。這種情況可能對應(yīng)于平均血容量中的初始增長，其中所述平均血容量隨著血液流動被PDT治療的脈管效應(yīng)限制而逐漸減小。在圖示中，陰影面積表示治療序列。虛線表示默認(rèn)的有效衰減系數(shù)，預(yù)治療計劃，即圖6中的步驟(3)和(5)基于該有效衰減系數(shù)。圖13中的(b)比較無治療反饋1320(虛線)的情況和基于光傳輸信號和被評價的^，)的具有治療反饋(實線)的情況下的輸送光劑量所產(chǎn)生的DVH，所述無治療反饋的情況即通過預(yù)治療計劃預(yù)測照射時間。目標(biāo)組織的治療部分在治療反饋(~98%)的情況下與無治療反饋(~91%)相比要更大。最后，圖13中的(c)的1340示出了不具有治療反饋(白條)和具有治療反饋(黑條)的光纖照射時間。較高的吸收增加了對總光能的需求并且導(dǎo)致延長了絕大多數(shù)光纖的照射時間。然而，反饋設(shè)置了源光纖IO、14、16和17的較短的照射時間，通過這些光纖的/i^低估來解釋的效應(yīng)在圖8的(a)中示出?？傊谟糜谇傲邢俳M織的實施方式中提供了用于IPDT治療程序的方法和系統(tǒng)，所述實施方式結(jié)合了基于光劑量閾值模型的實時治療監(jiān)測和反饋。所實施的算法使用治療光纖之間的光傳輸信號以便評估目標(biāo)組織內(nèi)的有效衰減系數(shù)。所計算的衰減系數(shù)之后被用作塊-Cimmino最優(yōu)化算法的輸入，由此更新了單個光纖的照射時間。通過在整個治療環(huán)節(jié)期間迭代這種測量序列，被輸送的光劑量被具體化并且補償目標(biāo)組織內(nèi)的光衰減的治療引起的改變。為了驗證實時劑量測定模塊的性能，F(xiàn)EM被用于盡可能真實地對前列腺模型內(nèi)的漫射光分布進(jìn)行建模。所使用的模型幾何結(jié)構(gòu)包括空氣填充的尿道，前列腺周圍組織內(nèi)的較低水平的吸收和散射以及前列腺組織光學(xué)特性中的局部變化。此外，F(xiàn)EM的使用對于根據(jù)每個治療場景中的預(yù)測的照射時間來評價真實的DVH來說是至關(guān)重要的。如圖8所示，/^的增大可以被跟蹤，但該/^被持續(xù)低估。這種效應(yīng)通過用于一些源-檢測器光纖構(gòu)造的傳輸信號同樣探測建模為空氣填充的尿道或正常的周圍組織的事實來被解釋，所述正常的周圍組織的特征在于較低水平的吸收和散射?？臻g分辨法(spatiallyresolvedspectroscopy)試圖平均在由所傳輸?shù)墓馓綔y的整個組織體積中的任何異質(zhì)性的效應(yīng)。從這些結(jié)果中得出的一個結(jié)論是前列腺腺體足夠小以允許周圍器官影50響漫射光分布。當(dāng)基于空間分辨法和用于評估目標(biāo)組織光學(xué)特性的漫射光傳播時，人們應(yīng)該注意這些效應(yīng)。此外，如可以從圖12的(b)中的DVH觀察到的，/^的低估導(dǎo)致前列腺的輕微的治療不足。然而，當(dāng)在臨床情況下，整個前列腺腺體的治療被視為至關(guān)重要時，所述治療不足可以通過增大目標(biāo)組織上的重要性權(quán)重而被減小。其它組織異質(zhì)的存在，例如鈣化和局部積血構(gòu)成了對算法評定/v的進(jìn)一步的挑戰(zhàn)。由于通過血紅蛋白的強大吸收，至閉塞的光纖和來自閉塞的光纖的光傳輸信號的特征在于不良的SNR。包括傳輸信號的SNR閾值可以被調(diào)節(jié)以排除在光纖尖端的前面具有大量血液的光纖。當(dāng)忽略來自一個光纖的數(shù)據(jù)時，當(dāng)前算法取而代之地包括用于評價/^#(,)的更加遠(yuǎn)離的光纖，由此在更大的體積上平均了光衰減的水平并且使得所述程序?qū)ι倭烤植慨愘|(zhì)的存在更加不敏感。SNR閾值可以例如通過擴展仿真和體內(nèi)臨床數(shù)據(jù)而被最優(yōu)化。塊-Cimmino最優(yōu)化算法被用于解決所提供的單個光纖的照射時間在使周圍的敏感器官免遭侵害的同時輸送預(yù)定光劑量到目標(biāo)組織的需要。重要性權(quán)重被調(diào)節(jié)以反映OAR的相對靈敏度。如圖10的(b)中所示，增大直腸的重要性權(quán)重降低了該器官內(nèi)的光劑量。在本文中，由于導(dǎo)管插入術(shù)的短暫周期，尿道不被視為顯著的敏感器官。與例如基于FEM的模型的計算時間相比，當(dāng)使用^的解析表達(dá)式時獲得的更短的計算時間對此處所述的實時反饋方案來說是最重要的。圖11中研究了變化的有效衰減系數(shù)對DVH和照射時間的影響。盡管吸收系數(shù)增大了兩倍多，但前列腺治療部分保持相對恒定，表明塊-Cimmino算法的一定的魯棒性。然而，前列腺內(nèi)的吸收越高，OAR的治療部分越大。這種過度治療是由于無限的、均勻介質(zhì)的假設(shè)，因此低估了目標(biāo)組織周圍的51器官內(nèi)的光傳播。實時治療反饋的概念通過在具有臨時變化吸收的仿真治療環(huán)節(jié)上執(zhí)行組成實時劑量測定模塊的算法而被驗證。此處，有效衰減系數(shù)明顯高于通常在治療開始時在體內(nèi)的前列腺組織內(nèi)觀察到的有效衰減系數(shù)，但該有效衰減系數(shù)逐漸減小。在沒有治療反饋的情況下，注意到目標(biāo)組織的明顯的治療不足。另一方面，在促成實時反饋后，單個的光纖照射時間被調(diào)節(jié)從而將超過閾值劑量的光劑量輸送到目標(biāo)組織體素的90%以上。因此，顯示了IDOSE模塊檢測和補償發(fā)生在IPDT程序期間的有效衰減系數(shù)的改變的能力。如圖6中的治療流程圖所表示的，所測量的光傳輸信號的評價和照射時間的更新與治療序列并行進(jìn)行。這種程序被執(zhí)行以便限制總治療時間但也意味著與測量序列相比，更新照射時間滯后一個循環(huán)。因此，一些組織區(qū)域的輕微的過度治療可能發(fā)生在不太可能的情況中，即在治療環(huán)節(jié)的結(jié)尾處光衰減急劇減小的情況。在本說明書的上下文中描述的軟件模塊在臨床適用的IPDT系統(tǒng)上以及在前列腺組織的實施方式中被執(zhí)行。IPDT設(shè)備提供圖形用戶界面，其中泌尿科醫(yī)師在圖6所示的整個治療步驟中以及在預(yù)治療校準(zhǔn)程序中被引導(dǎo)。此外，組成實時劑量測定模塊的軟件包考慮高的靈活性。首先，可以通過改變閾值劑量而執(zhí)行光劑量增大研究。其次，可以通過調(diào)節(jié)單個組織重要性權(quán)重而容易地實現(xiàn)或多或少的侵入性的治療。最后，需要被特別關(guān)注的組織領(lǐng)域上的任意現(xiàn)有技術(shù)可以通過增大它們各自的重要性權(quán)重而結(jié)合到塊-Cimmino算法中。在本實施方式中，劑量測定模型僅基于光劑量而使用。雖然這種簡化的模型通常用于臨床，但廣泛的研究表明了同樣包括例如目標(biāo)組織內(nèi)的感光劑濃度和組織氧化度的參數(shù)的重要性。52IPDT設(shè)備還監(jiān)測光敏劑濃度和在測量序列期間的近紅外線波長區(qū)域內(nèi)的組織吸光率，光敏劑濃度例如替莫卟吩熒光。PDT劑量模型可以擴展到同樣結(jié)合光敏劑分布和目標(biāo)組織氧飽和水平。例如，熒光和近紅外線的傳輸信號可以結(jié)合低分辨率的光學(xué)漫射X線斷層攝影術(shù)以繪制感光劑和組織氧化度水平的空間分布。這些參數(shù)可以之后被加權(quán)到塊-Cimmino算法中，例如增大具有較低光敏劑濃度的區(qū)域的治療性光的需求并且暫停缺氧組織體積內(nèi)的治療?？傊谡麄€前列腺腺體組織上的實施方式中，提供構(gòu)成IPDT實時劑量測定模塊的方法和系統(tǒng)。在具有18個光纖的IPDT設(shè)備上被執(zhí)行的劑量測定軟件包括在治療程序期間監(jiān)測光衰減并且更新單個光纖照射時間。因此，所輸送的光劑量可以被調(diào)節(jié)以考慮在治療本身期間在組織光傳輸中的患者特定的變化和治療引起的變化。使用通過實際前列腺模型內(nèi)的FEM而仿真的光分布的數(shù)據(jù)顯示出光衰減的增大的水平可以被跟蹤。塊-Cimmino算法顯示為預(yù)測照射時間從而使足夠大的前列腺體積被瞄準(zhǔn)而不考慮組織光學(xué)特性。最終，通過在仿真的治療環(huán)節(jié)期間連續(xù)地監(jiān)測組織光傳輸和更新照射時間，避免了在沒有治療反饋的情況下明顯的治療不足。本領(lǐng)域中的一個技術(shù)人員將理解，本發(fā)明可以實現(xiàn)為裝置、系統(tǒng)、方法或計算機程序產(chǎn)品。因此，本發(fā)明可以采用整體硬件實施方式、軟件實施方式或結(jié)合了軟件和硬件方面的實施方式的形式，此處統(tǒng)稱為"電路"或"模塊"。此外，本發(fā)明可以采用在具有包括在介質(zhì)中的計算機可用程序代碼的計算機可用存儲介質(zhì)上的計算機程序產(chǎn)品的形式。任何適合的計算機可讀介質(zhì)均可以被使用，包括硬盤、CD-ROM、光學(xué)存儲裝置、例如那些支持因特網(wǎng)或企業(yè)內(nèi)部互聯(lián)網(wǎng)的傳輸介質(zhì)、或磁性存儲裝置。本發(fā)明的實施方式在此處參考流程圖和/或框圖加以描述。將理解一些或全部示例性的塊可以通過計算機程序指令實現(xiàn)。這些計算機程序指令可以提供到通用計算機的處理器、專用計算機的處理器或其它可編程數(shù)據(jù)處理設(shè)備的處理器以產(chǎn)生機器，從而使經(jīng)由計算機或其它可編程數(shù)據(jù)處理設(shè)備的處理器執(zhí)行的指令產(chǎn)生用于執(zhí)行在流程圖和/或框圖的塊中指定的函數(shù)/行為的方法。這些計算機程序指令還可以存儲在計算機可讀存儲器中，該計算機可讀存儲器可以弓I導(dǎo)計算機或其它可編程數(shù)據(jù)處理設(shè)備以特定方式執(zhí)行功能，從而使存儲在計算機可讀存儲器中的指令生產(chǎn)制造的產(chǎn)品，該制造包括指令方法，該指令方法實現(xiàn)在流程圖和/或框圖的塊中指定的函數(shù)/行為。計算機程序指令還可以被加載到計算機或其它可編程數(shù)據(jù)處理設(shè)備上以使得一系列操作步驟在計算機或其它可編程設(shè)備上執(zhí)行以產(chǎn)生計算機實現(xiàn)的處理，從而使在計算機或其它可編程設(shè)備上執(zhí)行的指令提供用于實現(xiàn)在流程圖和/或框圖的塊中指定的函數(shù)/行為的步驟?？梢岳斫庠趫D示中標(biāo)注的功能/行為可以在操作示例所標(biāo)注的順序之外的順序發(fā)生。例如，連續(xù)顯示的兩個塊可以基于所涉及的功能性/行為而實際上基本同時地執(zhí)行或者所述塊可以有時以逆序執(zhí)行。雖然一部分圖示包括在通信路徑上的箭頭以顯示通信的主要方向，但可以理解通信可以以與所示箭頭相反的方向發(fā)生。本發(fā)明已在以上參考特定實施方式進(jìn)行了描述。然而，除上述實施方式以外的其它實施方式同樣可能在本發(fā)明的范圍內(nèi)。與上述步驟不同的通過硬件或軟件執(zhí)行所述方法的方法步驟可以提供在本發(fā)明的范圍內(nèi)。本發(fā)明的不同的特征和步驟可以組合在除上述以外的其它組合中。本發(fā)明的范圍僅由所附專利的權(quán)利要求限定。權(quán)利要求1.一種用于在身體中的組織上提供間質(zhì)性光動力療法的系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括至少一個光纖，該光纖用于將治療性光輸送到所述組織以在所述組織中與光敏劑相互作用，其中所述光纖被設(shè)計為以其遠(yuǎn)端區(qū)域間質(zhì)性地插入所述組織；用于評價在所述光纖的所述遠(yuǎn)端區(qū)域處的所述間質(zhì)性光動力療法的至少一個光動力治療參數(shù)的裝置；用于響應(yīng)于對所述光動力治療參數(shù)的評價而修改所述間質(zhì)性光動力療法的所述治療性光的特征的裝置；以及控制裝置，該控制裝置被配置為基于所述光動力治療參數(shù)中的一者的至少一個屬性而至少臨時地限制治療性光治療的輸送。2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其中所述控制裝置被配置為在不完全停止所述治療性光治療的情況下至少臨時地減少所述治療性光治療的輸送。3.根據(jù)權(quán)利要求1-2中的任一權(quán)利要求所述的系統(tǒng)，其中所述控制裝置被配置為至少臨時地停止所述治療性光治療的輸送。4.根據(jù)權(quán)利要求1-3中的任一權(quán)利要求所述的系統(tǒng)，其中所述控制裝置是基于所述光動力治療參數(shù)的實際值和期望值之間的差的調(diào)整器。5.根據(jù)權(quán)利要求1-3中的任一權(quán)利要求所述的系統(tǒng)，其中所述控制裝置是閾值裝置并且所述屬性是所述光動力治療參數(shù)中的一者的值(P)的至少一個閾值。6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的系統(tǒng)，其中所述至少一個閾值包括第一閾值(thl)、第二閾值(th2)和第三閾值(th3)，其中所述第三閾值(th3)小于所述第二閾值(th2)并且所述第二閾值(th2)小于所述第一閾值(thl)，其中所述第一閾值(thl)、所述第二閾值(th2)和所述第三閾值(th3)能夠在所述間質(zhì)性光動力療法期間被動態(tài)調(diào)節(jié)。7.根據(jù)權(quán)利要求5所述的系統(tǒng)，其中所述第一閾值(thl)、所述第二閾值(th2)和所述第三閾值(th3)分別是所述至少一個光動力治療參數(shù)中的一者的初始期望值或測量值的一部分。8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的系統(tǒng)，其中所述閾值裝置被配置為，當(dāng)所述光動力治療參數(shù)中的一者的所述值(P)小于所述至少一個光動力治療參數(shù)中的一者的所述第三閾值(th3)時，停止所述治療性光治療的輸送。9.根據(jù)權(quán)利要求4或8所述的系統(tǒng)，其中所述至少一個光動力治療參數(shù)中的一者是所述組織中的所述光敏劑的濃度。10.根據(jù)基于權(quán)利要求8的權(quán)利要求9所述的系統(tǒng)，其中所述第三閾值是所述組織中的所述光敏劑的初始濃度的預(yù)定義部分。11.根據(jù)權(quán)利要求IO所述的系統(tǒng)，其中所述預(yù)定義部分在所述初始濃度的5%-15%的范圍內(nèi)。12.根據(jù)權(quán)利要求5-8中的任一權(quán)利要求所述的系統(tǒng)，其中所述閾值裝置被配置為，當(dāng)所述光動力治療參數(shù)中的一者的值(P)小于所述第二閾值(th2)并且大于所述第三閾值(th3)時，至少臨時地限制所述治療性光治療的輸送，并且其中所述閾值裝置被配置為，當(dāng)隨后所述光動力治療參數(shù)中的一者的值(P)大于所述第三閾值(th3)時，重新開始具有所述治療性光治療的不受限制的輸送的操作。13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括定時器裝置，該定時器裝置被配置為基于當(dāng)所述光動力治療參數(shù)中的一者的值(P)小于所述第二閾值(th2)時至少臨時地停止所述治療性光治療的輸送而啟動定時器，并且所述定時器裝置被配置為在所述定時器超過動態(tài)調(diào)節(jié)的時間值時最終停止所述治療性光治療的輸送。14.根據(jù)前述權(quán)利要求中的任一權(quán)利要求所述的系統(tǒng)，其中用于修改所述治療性光的特征的裝置被構(gòu)造為基本實時地提供所述修改。15.根據(jù)權(quán)利要求14所述的系統(tǒng)，其中所述光動力治療參數(shù)是關(guān)于所述組織的狀態(tài)的參數(shù)或是所述組織中的光敏劑的參數(shù)。16.根據(jù)權(quán)利要求1或15所述的系統(tǒng)，其中所述光動力治療參數(shù)是所述組織的有效衰減系數(shù)，并且用于評價所述光動力治療參數(shù)的裝置是用于在所述療法的輸送期間評價所述組織的有效衰減系數(shù)的裝置；并且其中用于修改所述治療性光的特征的裝置是用于響應(yīng)于對所述組織的有效衰減系數(shù)的評價而修改所述治療性光的特征的裝置。17.根據(jù)權(quán)利要求14或15中的任一權(quán)利要求所述的系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括至少一個治療性光發(fā)射源，該治療性光發(fā)射源被設(shè)計為用于所述間質(zhì)性光動力療法，其中所述治療性光發(fā)射源被配置為經(jīng)由所述至少一個光纖而將所述治療性光間質(zhì)性地提供到所述組織，以及用于控制所述光劑量和/或控制來自所述治療性光發(fā)射源的所述治療性光的照射的臨時發(fā)射的裝置。18.根據(jù)權(quán)利要求5或17所述的系統(tǒng)，其中所述閾值裝置包括至少一個確定光發(fā)射源，該確定光發(fā)射源用于間質(zhì)性地插入所述組織部位內(nèi)并且用于確定組織狀態(tài)或感光劑參數(shù)；用于根據(jù)所測量的參數(shù)計算光劑量分布并且根據(jù)所述參數(shù)計算光輸送條件的校正的裝置；其中所述至少一個確定光發(fā)射源和用于計算光劑量分布的裝置被可操作地連接并且被配置以用于重復(fù)所述確定和所述計算直至所述參數(shù)中的至少一者達(dá)到預(yù)定水平，并且由此至少部分地終止所述光動力治療。19.根據(jù)前述權(quán)利要求中的任一權(quán)利要求所述的系統(tǒng)，其中所述至少一個光動力治療參數(shù)包括在以下列表中光能流率分布、所述組織的有效衰減系數(shù)、所述組織的氧化度、所述組織的血液流動、所述組織的溫度或所述組織中的感光劑濃度；并且其中所述系統(tǒng)包括用于測量所述至少一個光動力治療參數(shù)的裝置。20.根據(jù)權(quán)利要求19所述的系統(tǒng)，其中所述至少一個光動力治療參數(shù)包括多個所述光動力治療參數(shù)。21.根據(jù)前述權(quán)利要求中的任一權(quán)利要求所述的系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括用于計算光劑量分布的裝置，該裝置被配置為根據(jù)光能流率分布以及乘以時間的初始光功率來計算所述光劑量分布，在所述時間中，所述治療性光在用于所述療法的所述治療性光發(fā)射源中被開啟。22.根據(jù)權(quán)利要求5所述的系統(tǒng)，其中所述光動力治療參數(shù)是所述組織的氧化度，并且其中當(dāng)所述光動力治療參數(shù)中的一者的值(P)小于所述第二閾值(th2)并且大于所述第三閾值(th3)時，所述閾值裝置被配置為至少臨時地中斷或減少所述光治療，并且其中如果隨后所述組織氧化度上升到所述光動力治療參數(shù)的所述第一閾值(thl)以上，則所述閾值裝置被配置為重新開始所述光治療。------23.根據(jù)前述權(quán)利要求中的任一權(quán)利要求所述的系統(tǒng)，其中所述組織是腫瘤組織。24.根據(jù)前述權(quán)利要求中的任一權(quán)利要求所述的系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括計算裝置，該計算裝置用于在所述治療期間確定組織的狀態(tài)。25.根據(jù)前述權(quán)利要求中的任一權(quán)利要求所述的系統(tǒng)，其中所述至少一個光纖是多個光纖。26.根據(jù)權(quán)利要求25所述的系統(tǒng)，其中所述多個光纖是18個光纖。27.根據(jù)前述權(quán)利要求中的的任一權(quán)利要求所述的系統(tǒng)，其中用于評價所述間質(zhì)性光動力療法的至少一個光動力治療參數(shù)的裝置被配置為，當(dāng)實時或被測量的總光劑量被輸送到所述光纖的遠(yuǎn)端處的所述組織時，停止在所述光纖處的所述間質(zhì)性光動力療法。28.根據(jù)前述權(quán)利要求中的任一權(quán)利要求所述的系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括用于塊-Cimmino算法內(nèi)的組織重要性加權(quán)的裝置，該裝置被配置為根據(jù)沉積的光劑量而在所述組織和臨近所述組織的危及器官之間進(jìn)行辨別。29.—種間質(zhì)性光動力療法的方法，該方法包括將治療性光輸送到目標(biāo)組織；在所述治療性光的輸送期間評價所述組織的有效衰減系數(shù)；響應(yīng)于對所述有效衰減系數(shù)的評價而基本實時地修改所述療法。30.—種用于控制和調(diào)節(jié)受試者的光動力治療中的光療法的方法，該方法包括通過考慮在所述組織的體積中的全部治療性光源而確定用于至少一個治療性光源的治療參數(shù)，其中確定所述治療參數(shù)在開始治療性光發(fā)射之前被執(zhí)行并且之后在每個測量序列后被重復(fù)以提供被更新的治療參數(shù)，該被更新的治療參數(shù)反映了組織狀態(tài)中的改變，該改變作為所述治療或其它生理學(xué)過程的結(jié)果而發(fā)生。31.—種用于治療前列腺癌的方法，該方法包括提供超聲波研究以確定前列腺腺體和周圍危及器官的幾何結(jié)構(gòu)；提供交互式隨機搜索算法以確定最優(yōu)的光纖位置；提供塊-Cimmino最優(yōu)化算法以用于預(yù)測單個光纖照射時間；將治療性光輸送與光纖之間的光傳輸信號的測量相結(jié)合；以及使用所產(chǎn)生的數(shù)據(jù)以重復(fù)運行所述塊-Cimmino最優(yōu)化算法。32.—種用于在受試者的體內(nèi)或體外的光動力治療中控制和調(diào)節(jié)光療法的方法，該方法包括(a)提供用于治療的至少一個治療性光發(fā)射源，該治療性光發(fā)射源用于間質(zhì)性地插入組織部位內(nèi)，所述治療性光發(fā)射源具有用于控制該治療性光發(fā)射源的光劑量的裝置；(b)提供至少一個確定光發(fā)射源，該確定光發(fā)射源用于間質(zhì)性地插入所述組織部位內(nèi)并且用于確定組織狀態(tài)或感光劑參數(shù)；(c)直接或間接地確定關(guān)于所述組織狀態(tài)或感光劑的至少一個參數(shù)；(d)根據(jù)所測量的參數(shù)計算光劑量分布并且根據(jù)所述參數(shù)計算光輸送條件的校正；(e)重復(fù)所述確定(c)和所述計算(d)直至所述參數(shù)中的至少一者達(dá)到預(yù)定水平；以及因此(f)至少部分地終止所述光動力治療。33.根據(jù)權(quán)利要求32所述的方法，其中所述參數(shù)是光能流率分布。34.根據(jù)權(quán)利要求33所述的方法，其中計算所述光劑量分布包括根據(jù)所述光能流率分布以及乘以時間的初始光功率來計算所述光劑量分布，在所述時間中，光在用于療法的所述光發(fā)射源中被開啟。35.根據(jù)權(quán)利要求32所述的方法，其中所述至少一個參數(shù)是組織氧化度。36.根據(jù)權(quán)利要求35所述的方法，其中所述至少一個參數(shù)是血液流動。37.根據(jù)權(quán)利要求32所述的方法，其中所述至少一個參數(shù)是感光劑濃度。38.根據(jù)權(quán)利要求32所述的方法，該方法包括如果感光劑濃度降低到第三閾值以下，所述感光劑濃度例如為初始感光劑濃度的5%-15%，例如10%，則停止所述光治療。39.根據(jù)權(quán)利要求32所述的方法，該方法包括如果所述組織氧化度降低到第二閾值以下，所述組織氧化度例如為初始組織氧化度值的氧化度的30%-50%，例如40%，則終止所述光治療，并且如果所述組織氧化度再次增大到第二閾值之上，所述組織氧化度例如為所述初始組織氧化度值的氧化度的40°/。-60%，例如50%，則重新開始所述光治療。40.—種用于控制和調(diào)節(jié)受試者中的組織中的間質(zhì)性光動力療法中的光的方法，該方法包括重建目標(biāo)幾何結(jié)構(gòu)，最優(yōu)化該幾何結(jié)構(gòu)內(nèi)的源光纖位置，重建所述組織的目標(biāo)幾何結(jié)構(gòu)，最優(yōu)化所述幾何結(jié)構(gòu)內(nèi)的源光纖位置的定位，使用計算方法以在所述間質(zhì)性光動力療法期間確定所述組織的狀態(tài)，并且在反饋回路中使用所述狀態(tài)以控制繼續(xù)的間質(zhì)性光動力療法治療。41.根據(jù)權(quán)利要求40所述的方法，該方法包括在所述間質(zhì)性光動力療法期間監(jiān)測光衰減并且更新單個光纖照射時間以考慮組織光傳輸中的任何變化。42.根據(jù)權(quán)利要求40或41所述的方法，該方法包括基本實時地執(zhí)行所述方法。43.—種用于通過計算機處理的計算機程序，所述計算機程序包括-代碼段，該代碼段用于在用于將間質(zhì)性光動力療法提供到身體中的組織上的系統(tǒng)中控制和調(diào)節(jié)受試者的光動力治療中的光療法，所述系統(tǒng)包括至少一個光纖，該光纖用于將治療性光輸送到所述組織以便與所述組織中的光敏劑相互作用，其中所述光纖被設(shè)計為以該光纖的遠(yuǎn)端區(qū)域間質(zhì)性地插入到所述組織中；所述代碼段包括第一代碼段，該第一代碼段用于評價在所述光纖的遠(yuǎn)端區(qū)域處的所述間質(zhì)性光動力療法的至少一個光動力治療參數(shù)；第二代碼段，該第二代碼段用于響應(yīng)于對所述光動力治療參數(shù)的評價而修改所述間質(zhì)性光動力療法的所述治療性光的特征；以及第三代碼段，該第三代碼段用于基于所述光動力治療參數(shù)中的一者的至少一個屬性而至少臨時地限制治療性光治療的輸送。44.根據(jù)權(quán)利要求43所述的計算機程序，該計算機程序促使執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求29-42所述的方法。45.根據(jù)權(quán)利要求43或44所述的計算機程序，該計算機程序存儲在計算機可讀介質(zhì)上。46.本身已知的用于光動力治療的設(shè)備在執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求29-42所述的方法中的應(yīng)用。47.—種醫(yī)學(xué)工作站，該醫(yī)學(xué)工作站被構(gòu)造為運行用于間質(zhì)性光動力療法的權(quán)利要求43所述的計算機程序。全文摘要公開了一種用于控制和調(diào)節(jié)受試者中的間質(zhì)性光動力療法(IPDT)中的光的方法和系統(tǒng)。更特別地，描述了使用用于在PDT治療期間確定組織狀態(tài)的計算方法來控制間質(zhì)瘤光動力療法中的光的方法。所述狀態(tài)用在反饋回路中以控制繼續(xù)的PDT治療。公開的方法組成用于整個前列腺腺體組織上的IPDT的預(yù)治療和實時劑量測定模塊。所述方法包括在治療程序期間重建目標(biāo)幾何結(jié)構(gòu)、最優(yōu)化該幾何結(jié)構(gòu)內(nèi)的源光纖位置、監(jiān)測光衰減并且更新單個光纖照射時間以考慮組織光傳輸中的任何變化?？刂蒲b置被配置為至少臨時地基于光動力治療參數(shù)的一者的至少一個屬性而限制治療性光治療的輸送。與沒有治療反饋的治療相比，避免了患者的顯著的治療不足以及健康的危及器官的損害。文檔編號A61N5/06GK101522261SQ200780036721公開日2009年9月2日申請日期2007年8月15日優(yōu)先權(quán)日2006年8月15日發(fā)明者A·約翰松,J·斯瓦特林,J·阿克塞爾松,S·安德松-恩格斯,S·斯萬貝里申請人:光譜治療公司