專利名稱：光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種為提高光動(dòng)力學(xué)方法治療癌癥或其他疾病之療效的治療計(jì)劃軟件， 特別是涉及一種應(yīng)用計(jì)算光照射功率和能量在人體病灶內(nèi)及周邊組織的分布和治療前后 及過程中的光敏劑殘存濃度變化而確定最佳光照治療方案的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件。
背景技術(shù)：
通常，治療癌癥有三種傳統(tǒng)方法手術(shù)、高能射線輻射治療和化療。手術(shù)治療的主 要缺點(diǎn)是對(duì)中晚期癌癥的病灶細(xì)胞不易或不能徹底清除，對(duì)病人創(chuàng)傷大，不適于體弱及 年老患者和敏感器官的治療， 一般無法多次實(shí)行。高能射線輻射治療所使用的高能量光 子或粒子在相同強(qiáng)度下對(duì)癌和正常細(xì)胞有同樣的殺傷力，所以病灶附近的正常組織細(xì)胞 通常也會(huì)被大量殺傷而產(chǎn)生較大的副作用，并且還需要昂貴的加速器或產(chǎn)生環(huán)境污染的 放射源。對(duì)一些敏感器官處的癌癥比如心臟附近的肝肺等，高能射線輻射治療對(duì)病人極 易產(chǎn)生較大的副作用，也不宜進(jìn)行多次治療?；熗ㄟ^藥物在病人全身循環(huán)進(jìn)入癌細(xì)胞 后產(chǎn)生毒性后殺死癌細(xì)胞，但由于化療藥物也通常會(huì)進(jìn)入并殺死正常細(xì)胞，所以在有效 治療癌癥的同時(shí)也會(huì)產(chǎn)生很大的副作用，例如頭發(fā)脫落，無法進(jìn)食和體質(zhì)大幅度下降等。 因而這三種傳統(tǒng)癌癥療法均有副作用大，不宜多次治療等缺點(diǎn)。
自上世紀(jì)七十年代起，隨著激光技術(shù)的發(fā)展， 一種新型的以光學(xué)技術(shù)為主的光動(dòng)力 學(xué)方法受到許多研究人員的重視。在經(jīng)過大量的基礎(chǔ)研究與臨床研究的基礎(chǔ)上光動(dòng)力學(xué) 方法自九十年代起開始用于癌癥的臨床早期診斷和治療。光動(dòng)力學(xué)療法是一種利用進(jìn)入 人體組織細(xì)胞內(nèi)的光敏劑在受到光照激發(fā)后產(chǎn)生的動(dòng)力學(xué)反應(yīng)導(dǎo)致細(xì)胞死亡達(dá)到疾病治 療目的的一種方法。光動(dòng)力學(xué)療法臨床應(yīng)用為癌癥及其他疾病治療。光動(dòng)力學(xué)臨床治療 由兩個(gè)步驟組成通常經(jīng)靜脈向病人體內(nèi)注射光敏劑，經(jīng)循環(huán)系統(tǒng)進(jìn)入人體的組織細(xì)胞； 在24小時(shí)或更長時(shí)間的藥動(dòng)力學(xué)分布后光敏劑分子在癌或非正常細(xì)胞內(nèi)與正常細(xì)胞的殘 存濃度比達(dá)到最高值時(shí)用光束照射病灶，當(dāng)癌或非正常組織細(xì)胞中的光敏劑分子受到光 照時(shí)，吸收光子能量，變成激發(fā)態(tài)分子與細(xì)胞內(nèi)控制細(xì)胞凋零或其他細(xì)胞損失機(jī)制的接 受分子相互作用而導(dǎo)致細(xì)胞及所在區(qū)域組織的死亡，達(dá)到治療疾病的目的。
光動(dòng)力學(xué)方法結(jié)合低劑量化療與無輻射危害的可見或近紅外光照射兩種方法的優(yōu)點(diǎn) 治療癌癥，低劑量光敏劑在病人全身擴(kuò)散后本身不產(chǎn)生毒性。只有經(jīng)過光照射后的癌癥 病灶內(nèi)及附近的組織細(xì)胞的光敏劑分子才會(huì)由于光激發(fā)產(chǎn)生毒性而殺死癌細(xì)胞及相鄰的 正常細(xì)胞。與傳統(tǒng)療法相比，光動(dòng)力學(xué)方法副作用較小， 一般可對(duì)病人進(jìn)行多次治療， 也適于對(duì)體弱及年老患者和敏感器官的治療。此外，所需的光源系統(tǒng)和光敏劑成本低， 易于在中小城市及鄉(xiāng)鎮(zhèn)醫(yī)院推廣。但目前在世界各地用于臨床治療的光動(dòng)力學(xué)療法缺乏
可以根據(jù)每個(gè)病人不同情況對(duì)光敏劑濃度及光照條件設(shè)計(jì)定量準(zhǔn)確的治療方案計(jì)劃系 統(tǒng)。因此光動(dòng)力學(xué)治療癌癥及其他疾病的效果或有效率會(huì)根據(jù)主治醫(yī)生的經(jīng)驗(yàn)而異，很 難保證在不同醫(yī)生或不同病人情況下達(dá)到一致同樣與最佳療效。
最近三十年的大量基礎(chǔ)與臨床研究結(jié)果表明，光動(dòng)力學(xué)療法治療以癌癥為主的疾病 之有效率與下列因素有極大的關(guān)系(1)光照前病人組織癌或非正常細(xì)胞內(nèi)與正常細(xì)胞 內(nèi)的光敏劑分子殘存濃度比的變化及何時(shí)達(dá)到峰值，(2)造成癌癥或其他疾病的非正常 組織細(xì)胞的范圍或病灶區(qū)域，(3)照射光束在病人組織內(nèi)的功率與能量分布，(4)由 于光照射激發(fā)造成的光敏劑分子被"漂白"或蛻變的比率(不再起光敏動(dòng)力學(xué)反應(yīng))。 因素(1)決定進(jìn)行光照射的最佳起始時(shí)間；因素(2)和(3)決定有效光照射區(qū)域， 過大會(huì)造成過多正常細(xì)胞及組織的死亡之強(qiáng)烈副作用，過小則可能導(dǎo)致治療效果差并癌 癥復(fù)發(fā)；因素(4)決定光照時(shí)間長度以及是否應(yīng)該進(jìn)行多次光照治療，單次光照過長會(huì) 造成副作用，過短則可能導(dǎo)致治療效果差并癌癥復(fù)發(fā)。若要達(dá)到提高和保證光動(dòng)力學(xué)療 法治療以癌癥為主的疾病之有效率的目的，發(fā)展并應(yīng)用以組織光學(xué)為基礎(chǔ)的治療計(jì)劃軟 件勢(shì)在必行。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明所要解決的技術(shù)問題是，提供一種應(yīng)用計(jì)算光照射功率和能量在人體病灶內(nèi) 及周邊組織的分布和治療前后及過程中的光敏劑殘存濃度變化而確定光照治療方案的光 動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件。
本發(fā)明所采用的技術(shù)方案是 一種光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件，包括有(a) —個(gè)用戶 界面，和用于存儲(chǔ)通過用戶界面輸入的病灶及附近正常組織的光學(xué)參數(shù)，醫(yī)生治療要求 和入射光參數(shù)初始設(shè)定值,存儲(chǔ)通過計(jì)算機(jī)接口輸入的病人醫(yī)學(xué)影像文件盒和實(shí)時(shí)光學(xué) 信號(hào)所反應(yīng)的光敏劑在病灶及附近正常組織的的殘存濃度、以及存儲(chǔ)通過用戶界面輸出 滿足醫(yī)生治療要求的治療計(jì)劃的數(shù)據(jù)庫；(b)根據(jù)數(shù)據(jù)庫存儲(chǔ)的病人醫(yī)學(xué)影像文件，病 灶及附近正常組織的光學(xué)參數(shù)分布，光敏劑在病灶及附近正常組織的殘存濃度和選定的 入射光參數(shù)，數(shù)值計(jì)算照射光能量在病灶及附近正常組織內(nèi)部的分布，并輸出與之相應(yīng) 的治療計(jì)劃部分；(C)根據(jù)計(jì)算治療計(jì)劃與數(shù)據(jù)庫存儲(chǔ)的醫(yī)生治療要求部分所設(shè)數(shù)據(jù)的 差距，反復(fù)調(diào)整入射光參數(shù)直至達(dá)到醫(yī)生治療要求為止的治療計(jì)劃比較部分；(d)根據(jù) 數(shù)據(jù)庫存儲(chǔ)的實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)監(jiān)測病人體組織癌或非正常細(xì)胞內(nèi)與正常細(xì)胞內(nèi)的光敏劑分 子存留濃度比的變化以確定光照的最佳起始時(shí)間，以及根據(jù)數(shù)據(jù)庫存儲(chǔ)的實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào) 監(jiān)測在光動(dòng)力學(xué)治療過程中病人組織細(xì)胞內(nèi)的光敏劑分子存留濃度以確定光照的最佳持 續(xù)時(shí)間的入射光參數(shù)設(shè)定部分；(e)光動(dòng)力學(xué)治療前設(shè)定治療要求、光動(dòng)力學(xué)治療后使 用光動(dòng)力學(xué)診斷方法根據(jù)數(shù)據(jù)庫存儲(chǔ)的實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)所反應(yīng)的在病人組織細(xì)胞內(nèi)的光敏 劑分子存留濃度測量病灶變化狀況以確定是否需要進(jìn)行光動(dòng)力學(xué)的再次治療的醫(yī)生治療 要求部分。
所述的病灶及附近正常組織光學(xué)參數(shù)部分是基于輻射傳輸理論定義的吸收系數(shù)、散 射系數(shù)和各向異性參數(shù)，由用戶通過用戶界面輸入光動(dòng)力學(xué)療計(jì)劃軟件的數(shù)據(jù)庫。 所述的實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)包括有實(shí)時(shí)熒光、散射光信號(hào)。
通過用戶界面輸入的入射光參數(shù)包括有輸送光能的光纖數(shù)目、擴(kuò)散角度，光照功 率分布、光照面積、及距離和光照時(shí)間。
所述的光學(xué)計(jì)算部分包括有根據(jù)包括醫(yī)學(xué)斷層成像資料在內(nèi)的病人影像文件資料自 動(dòng)生成與病灶及附近正常組織等價(jià)的三維渾濁介質(zhì)數(shù)值計(jì)算模型。
所述的醫(yī)學(xué)斷層成像資料包括有X光和核磁共振圖像文件以及數(shù)據(jù)庫中的病人組織
光學(xué)參數(shù)。
所述的光學(xué)計(jì)算部分還可以是根據(jù)入射光參數(shù)計(jì)算照射光能量在病灶及附近正常組 織內(nèi)部的分布并在計(jì)算機(jī)顯示屏幕上根據(jù)使用者的要求作不同投影角度的三維顯示。
所述的治療計(jì)劃比較部分是將病灶及附近正常組織內(nèi)部的計(jì)算照射光能量分布也即 計(jì)算治療計(jì)劃與醫(yī)生的治療方案所要求的光學(xué)能量分布進(jìn)行比較，并通過改變?nèi)肷涔鈪?br> 數(shù)調(diào)整光照計(jì)劃方案，直至使入射光參數(shù)滿足醫(yī)生治療方案所要求的在病灶內(nèi)及附近組 織內(nèi)的光學(xué)能量分布為止，調(diào)整后的入射光參數(shù)通過用戶界面作為滿足醫(yī)生治療要求的 治療計(jì)劃輸出。
所述的輸入的實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)部分是由實(shí)時(shí)熒光和散射光信號(hào)^定系統(tǒng)提供的實(shí)時(shí)熒 光和散射光信號(hào)，騰測光敏劑注射后病人體內(nèi)組織癌或非正常細(xì)胞內(nèi)與正常細(xì)胞內(nèi)的的 光敏劑分子存留濃度比的變化，以提供確定光照的最佳起始時(shí)間的依據(jù)。
所述的輸入的實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)部分是由實(shí)時(shí)熒光和散射光信號(hào)測定系統(tǒng)提供的實(shí)時(shí)組 織光學(xué)參數(shù)，監(jiān)測光動(dòng)力學(xué)治療過程中病人體內(nèi)組織癌或非正常細(xì)胞內(nèi)與正常細(xì)胞內(nèi)的 的光敏劑分子存留濃度比的變化，以提供確定光照的最佳持續(xù)時(shí)間的依據(jù)。
所述的輸入的實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)部分還可在光動(dòng)力學(xué)治療后結(jié)合光動(dòng)力學(xué)診斷方法監(jiān)測 病人恢復(fù)狀況，以提供病人是否需要再次進(jìn)行光動(dòng)力學(xué)治療的依據(jù)。
所述的光動(dòng)力學(xué)診斷方法是在病人體內(nèi)注射治療刑量的十分之一至千分之一的光敏 劑后，測量病灶及周圍正常組織內(nèi)細(xì)胞的光敏劑分子產(chǎn)生的實(shí)時(shí)熒光和散射光信號(hào)，通 過與光動(dòng)力學(xué)治療前的實(shí)時(shí)熒光和散射光信號(hào)相比，確定病灶變化狀況，并以此為依據(jù) 確定是否需要再次進(jìn)行光動(dòng)力學(xué)治療。
所述的數(shù)據(jù)庫部分存入所有接受光動(dòng)力學(xué)治療病人的病史和治療記錄，包括病人在 治療前，治療中和治療后的組織光學(xué)參數(shù)測量結(jié)果，各種醫(yī)學(xué)影像文件，各次實(shí)時(shí)熒光 和散射光信號(hào)及其變化以及光動(dòng)力學(xué)治療記錄。
本發(fā)明的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件，是提高和保證光動(dòng)力學(xué)療法治療以癌癥為主的疾 病的有效率的必備工具之一。可以幫助醫(yī)生或醫(yī)務(wù)人員根據(jù)病灶的光學(xué)參數(shù)據(jù)針對(duì)每個(gè) 病人的不同情況具體設(shè)計(jì)準(zhǔn)確適用的光照治療方案，對(duì)包括光照由積，光功率分布及光 Mlf間的入射光參數(shù)進(jìn)行優(yōu)化設(shè)計(jì)，從而提高光動(dòng)力學(xué)治療效果；也可以用于根據(jù)熒光
或其他光學(xué)實(shí)時(shí)信號(hào)監(jiān)測病人體組織癌或非正常細(xì)胞內(nèi)與正常細(xì)胞內(nèi)的的光敏劑分子存 留濃度比的變化，從而決定針對(duì)光敏劑在每個(gè)病人體內(nèi)循環(huán)之不同情況的個(gè)人最佳光照 治療時(shí)間；還可以用于根據(jù)熒光或其他光學(xué)實(shí)時(shí)信號(hào)監(jiān)測在光動(dòng)力學(xué)治療過程中病人組 織細(xì)胞內(nèi)的光敏劑分子存留濃度，向醫(yī)生提供是否對(duì)病人繼續(xù)進(jìn)行光動(dòng)力學(xué)治療可靠依據(jù)。


圖1是本發(fā)明的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件構(gòu)成示意圖2是本發(fā)明的通過蒙特卡羅方法進(jìn)行的輻射傳輸理論計(jì)算的流程圖。
具體實(shí)施例方式
下面結(jié)合附圖詳細(xì)說明本發(fā)明的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件。
使用光動(dòng)力學(xué)方法有效治療疾病的關(guān)鍵在于向病灶即癌癥或非正常組織細(xì)胞區(qū)域提 供足夠的可以激發(fā)光敏劑分子的光照能量以達(dá)到殺死癌癥或非正常細(xì)胞的目的。同時(shí)應(yīng) 盡量減小病灶外正常組織細(xì)胞區(qū)域內(nèi)的光照能量以減小正常細(xì)胞的死亡也即癌癥治療的 副作用。因?yàn)楣庹漳芰吭诠β什蛔儠r(shí)等于光照功率與光照時(shí)間的乘積，所以不同區(qū)域的 光照能量可以通過光照功率的空間分布及光照時(shí)間進(jìn)行調(diào)節(jié)。因此設(shè)計(jì)可以提高或鞏固 療效的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件需要準(zhǔn)確的組織光學(xué)模型及高效率的算法。
如圖1所示，本發(fā)明的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件，包括有用戶界面部分、病灶光學(xué)
參數(shù)部分、病人醫(yī)學(xué)影像文件部分、實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)部分、數(shù)據(jù)庫部分、光學(xué)計(jì)算部分、
治療計(jì)劃比較部分、入射光參數(shù)設(shè)定調(diào)整部分、醫(yī)生治療要求部分。 其中
(a)用戶界面是用來向數(shù)據(jù)庫輸入病灶及附近正常組織的光學(xué)參數(shù)、醫(yī)生治療要求，
以及輸出顯示治療方案，過程和結(jié)果；數(shù)據(jù)庫用來儲(chǔ)存病灶及附近正常組織的光學(xué)參數(shù)、
存儲(chǔ)病人醫(yī)學(xué)影像文件、存儲(chǔ)實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)所反應(yīng)的光敏劑在病灶及附近正常組織的的 殘存濃度、以及存儲(chǔ)入射光參數(shù)初始設(shè)定值與調(diào)整值。本發(fā)明的數(shù)據(jù)庫部分可以存入所 有接受光動(dòng)力學(xué)治療病人的病史和治療記錄，包括病人在治療前，治療中和治療后的組 織光學(xué)參數(shù)測量結(jié)果，各種醫(yī)學(xué)成像文件，各次實(shí)時(shí)熒光和散射光信號(hào)及其變化，醫(yī)生 治療要求以及光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃記錄。
在上面所述的病灶光學(xué)參數(shù)部分是基于輻射傳輸理論定義的吸收系數(shù)、散射系數(shù)和 各向異性參數(shù)，是由用戶通過用戶界面存入光動(dòng)力學(xué)療計(jì)劃軟件的數(shù)據(jù)庫。各向異性參 數(shù)的定義為光散射角度余弦的平均值，所以各向異性參數(shù)值在+l和-l之間，各向異性參
數(shù)為+1時(shí)代表散射光角度不變(cos0、1),各向異性參數(shù)為-1時(shí)代表散射光均為背向散 射(COS180。=-1)，各向異性參數(shù)為0時(shí)代表散射光為各向同性(cos90"=0)。
^M^對(duì)光學(xué)信號(hào)包括有實(shí)時(shí)熒光、散射光信號(hào)。
所述的入射光參數(shù)包括有輸送光能的光纖數(shù)目、擴(kuò)散角度，光照功率分布、光照 面積、及距離和光照時(shí)間。其初始值可由醫(yī)生治療處方的光照射能量密度平均值決定。
(b)光學(xué)計(jì)算部分是根據(jù)數(shù)據(jù)庫存儲(chǔ)的病人斷房成像影像資料文件，病灶及附近正 常組織的光學(xué)參數(shù)分布，光敏劑在病灶及附近正常組織的殘存濃度和入射光參數(shù)，數(shù)值 計(jì)算照射光能量在病灶及附近正常組織內(nèi)部的分布并產(chǎn)生相應(yīng)的治療方案。
(C)治療計(jì)劃比較部分是通過用戶界面將上述計(jì)算得到的治療方案也即光能量三維 分布按使用者選擇的不同投影角度顯示給醫(yī)生，并根據(jù)照射光能量在病灶及附近正常組 織內(nèi)部的計(jì)算分布與醫(yī)生治療要求部分所要求的光學(xué)能量分布數(shù)據(jù)進(jìn)行比較，反復(fù)調(diào)整 入射光參數(shù)直至使入射光參數(shù)達(dá)到醫(yī)生治療方案所要求的在病灶內(nèi)及附近組織內(nèi)的光學(xué) 能量分布為止，將最后確定的滿足醫(yī)生治療要求的治療方案與其他有關(guān)病人診斷治療的 數(shù)據(jù)和文件作為病例資料存入數(shù)據(jù)庫供醫(yī)務(wù)人員使用。
(d) 滿足醫(yī)生治療要求的治療方案中所確定的入射光參數(shù)還可以根據(jù)數(shù)據(jù)庫存儲(chǔ)的
實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)監(jiān)測病人體組織癌或非正常細(xì)胞內(nèi)與正常細(xì)胞內(nèi)的光敏劑分子存留濃度比 的變化而調(diào)整確定光照的最佳起始時(shí)間，以及根據(jù)數(shù)據(jù)庫存儲(chǔ)的實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)監(jiān)測在光 動(dòng)力學(xué)治療過程中病人組織細(xì)胞內(nèi)的光敏劑分子存留濃度而確定光照的最佳持續(xù)時(shí)間 的；
上面所述的治療計(jì)劃比較和入射光參數(shù)調(diào)整部分還可以根據(jù)醫(yī)務(wù)人員所選擇的不同 的光源及光輸送系統(tǒng)(例如光纖微鏡頭或柱狀散射頭)計(jì)算光照在病灶組織表面上的單 位功率分布。
(e) 醫(yī)生治療要求部分包括光動(dòng)力學(xué)治療前設(shè)定治療要求、光動(dòng)力學(xué)治療后使用 光動(dòng)力學(xué)診斷方法根據(jù)數(shù)據(jù)庫存儲(chǔ)的實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)所反應(yīng)的在病人組織細(xì)胞內(nèi)的光敏劑 分子存留濃度測量病灶變化狀況以確定是否需要進(jìn)行光動(dòng)力學(xué)的再次治療。
本發(fā)明的實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)輸入部分是根據(jù)連線的實(shí)時(shí)熒光和散射光信號(hào)測定系統(tǒng)提供 的治療前和治療中的實(shí)時(shí)熒光和散射光信號(hào)，監(jiān)測光敏劑注射后病人體內(nèi)組織癌或非正 常細(xì)胞內(nèi)與正常細(xì)胞內(nèi)的的光敏劑分子存留濃度比的變化，以提供確定光照的最佳起始 時(shí)間的依據(jù)。
實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)輸入部分還根據(jù)連線的實(shí)時(shí)熒光和散射光信號(hào)測定系統(tǒng)提供的治療前 和治療中的實(shí)時(shí)組織光學(xué)參數(shù)，監(jiān)測光動(dòng)力學(xué)治療過程中病人體內(nèi)組織癌或非正常細(xì)胞 內(nèi)與正常細(xì)胞內(nèi)的的光敏劑分子存留濃度比的變化，以提供確定光照的最佳持續(xù)時(shí)間的 依據(jù)。
實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)輸入部分還可在光動(dòng)力學(xué)治療后結(jié)合光動(dòng)力學(xué)診斷方法監(jiān)測病人恢復(fù) 狀況，以便提供病人是否需要再次進(jìn)行光動(dòng)力學(xué)治療的依據(jù)。這里所說的光動(dòng)力學(xué)診斷 方法是在病人體內(nèi)注射低劑量(如治療劑量的十分之一至千分之一)的光敏劑后，測量 病灶及周圍正常組織內(nèi)細(xì)胞的光敏劑分子產(chǎn)生的實(shí)時(shí)熒光和散射光信號(hào)，通過與光動(dòng)力
學(xué)治療前的實(shí)時(shí)熒光和散射光信號(hào)相比，確定病灶變化狀況，并以此為依據(jù)確定是否需 要再次進(jìn)行光動(dòng)力學(xué)治療。
本發(fā)明的光學(xué)計(jì)算部分由根據(jù)包括病人醫(yī)學(xué)斷層成像資料內(nèi)的影像文件資料自動(dòng)生 成與病灶及附近正常組織等價(jià)的三維模型以及基于輻射傳輸理論的渾濁介質(zhì)數(shù)值計(jì)算模 型組成。其醫(yī)學(xué)斷層成像資料包括有X光和核磁共振圖像文件以及數(shù)據(jù)庫中的病人組織 光學(xué)參數(shù)。本發(fā)明的光學(xué)計(jì)算部分還可以是根據(jù)入射光參數(shù)計(jì)算照射光能量在病灶及附 近正常組織內(nèi)部的分布并在計(jì)算機(jī)顯示屏幕上根據(jù)使用者的要求作不同投影角度的三維 顯示。
本發(fā)明的數(shù)值計(jì)算模型可采用不同的方法實(shí)現(xiàn)，本實(shí)施例所釆用的是一種蒙特卡羅 方法來實(shí)現(xiàn)的。蒙特卡羅方法為一種統(tǒng)計(jì)模型方法，由于其算法簡潔和適于復(fù)雜邊界形 狀的特點(diǎn)在渾濁介質(zhì)光學(xué)及其他領(lǐng)域內(nèi)得到廣泛應(yīng)用(在光學(xué)領(lǐng)域的應(yīng)用可參見Z. Song， K. Dong, X. H. Hu and J. Q. Lu, "Monte Carlo simulation of converging laser beams propagating in biological materials, 〃 Appl. Opt. 38(13), 2944-2949 (1999), 在 其他領(lǐng)域內(nèi)的應(yīng)用可參見G. S. Fishman， "Monte Carlo: concepts, algorithms, and 鄰plications" ， Springer-Verlag (1996))。蒙特卡羅方法用許多光子的集合代表照 射光能量并計(jì)算這些光子在與病灶及附近正常組織等價(jià)的三維渾濁介質(zhì)計(jì)算模型內(nèi)的傳 輸過程，也即光子在渾濁介質(zhì)模型內(nèi)的吸收和散射過程。通過對(duì)所有光子由于其傳輸過 程所造成的渾濁介質(zhì)模型內(nèi)分布進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析而最后得到照射光能量在病灶及附近正常 組織內(nèi)部的分布。
除眼睛的角膜等少數(shù)組織外，人體組織為光學(xué)混濁介質(zhì)，也既光與組織的相互作用 以散射為主。因此光在組織中的能量傳播和分布為一復(fù)雜的邊界條件問題，需要用準(zhǔn)確 的數(shù)理模型描述并求解，通常稱為組織光學(xué)模型。目前廣泛應(yīng)用的組織光學(xué)模型為輻射 傳輸理論，該理論將生物或人體組織的光學(xué)參數(shù)定義為吸收系數(shù)，散射系數(shù)和散射分布 函數(shù)(如函數(shù)形式確定為漢尼一格林斯坦(Henyey-Greenstein)函數(shù)則此函數(shù)可由各向 異性參數(shù)決定)。光學(xué)吸收系數(shù)通常與組織內(nèi)的不同成分如生物大分子種類和濃度，血 液，色素顆粒的大小與多少等有關(guān)。而光學(xué)散射系藪和散射分布函數(shù)則與組織內(nèi)的細(xì)胞 種類和分布結(jié)構(gòu)等有關(guān)。據(jù)此，人體器官內(nèi)不同組織如癌癥病灶和正常組織之間，不同 類正常組織如表皮和真皮組織之間的光學(xué)參數(shù)不同。光在人體器官組織中的能量傳播和 分布由這些光學(xué)參數(shù)根據(jù)輻射傳輸理論或輻射傳輸方程決定。由于輻射傳輸方程及人體 器官實(shí)際形狀的復(fù)雜性，光在人體器官組織中的能量傳播和分布無法用解析函數(shù)表達(dá)， 通常需要計(jì)算機(jī)進(jìn)行數(shù)值求解。
下面對(duì)實(shí)現(xiàn)本發(fā)明數(shù)值計(jì)算部分方法之一的蒙特卡羅方法給出進(jìn)一步的說明。通過 蒙特卡羅方法進(jìn)行的輻射傳輸理論計(jì)算可以參照?qǐng)D2由如下步驟組成
SI:輸入入射光參數(shù)和被追蹤光子總數(shù)N。 ；
S2:輸入病灶光學(xué)參數(shù)及三維模型；
S3:由光子的入射方向決定其初始行進(jìn)方向； S4:設(shè)定被追蹤光子數(shù)^1;
S5:判斷被追蹤光子數(shù)N是否大于N。？ N大于N。進(jìn)入S17，否則進(jìn)入S6;
S6:根據(jù)吸收系數(shù)隨機(jī)決定光子總路程；
S7:判斷被追蹤光子數(shù)N是否大于1 N大于1進(jìn)入S16，否則進(jìn)入S8;
S8:根據(jù)散射系數(shù)隨機(jī)決定光子自由行進(jìn)路程； S9:追蹤光子至下一散射點(diǎn)；
S10:判斷累計(jì)行進(jìn)路程是否大于總路程？是進(jìn)入Sll，否則進(jìn)入S12; Sll:判斷光子被吸收后進(jìn)入S15;
S12:判斷是否接觸邊界？是進(jìn)入S13，否則進(jìn)入S16; S13:判斷是否溢出組織？是進(jìn)入S14，否則進(jìn)入S16; S14:判斷光子逃逸后進(jìn)入S15; S15:將被追蹤光子數(shù)N增加1后進(jìn)入S5;
S16:根據(jù)散射相函數(shù)隨機(jī)決定光子散射角度也即行進(jìn)方向，然后進(jìn)入S8; S17:計(jì)算并輸出病灶及臨近組織內(nèi)光能量分布后結(jié)束計(jì)算程序；
本發(fā)明的光纖系統(tǒng)和測定方法的計(jì)算確定程序部分的核心為基于渾濁介質(zhì)內(nèi)輻射傳 輸理論的光學(xué)信號(hào)計(jì)算方法。輻射傳輸理論可以表達(dá)為一輻射傳輸方程的微積分方程， 其與時(shí)間無關(guān)的形式可表達(dá)如下
<formula>formula see original document page 10</formula>
上式中s為光傳播方向的單位矢量，，代表矢量點(diǎn)乘算符，V代表矢量梯度算符，r為 三維空間內(nèi)的坐標(biāo)矢量，L(r，s)為光流量(單位面積單位立體角內(nèi)的光功率)，a為 吸收系數(shù)，.,為散射系數(shù)，p(s， s')為散射相函數(shù)(正比于光自s'方向散射到s方 向的幾率)，J"JQ''代表對(duì)三位空間總立體角為4 的s'方向的立體角度積分?；?br> 4;r
輻射傳輸方程的邊界值問題通常有兩種解法數(shù)值解方法和以蒙特卡羅方法為代表的統(tǒng) 計(jì)方法。數(shù)值解方法為將前述的輻射傳輸方程轉(zhuǎn)化為差分方程組后根據(jù)邊界條件求解。 蒙特卡羅方法則為根據(jù)前述的輻射傳輸方程所描述的光學(xué)傳輸過程，用許多光子代表入 射光束，計(jì)算每個(gè)光子在三維空間內(nèi)傳輸過程的行進(jìn)軌道。光子的行進(jìn)軌道由多個(gè)隨機(jī) 變量決定，而這些隨機(jī)變量的分布函數(shù)分別由吸收系數(shù)，散射系數(shù)和散射相函數(shù)決定。 光子在所考慮的區(qū)域邊界附近的行進(jìn)軌道通常根據(jù)平行光束在邊界面上的反射系數(shù)公式 處理。在對(duì)所有光子(幾十萬或更多)的行進(jìn)軌道計(jì)算完成啟再進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，從而得 到病灶及臨近組織內(nèi)光能量分布。
圖2是實(shí)現(xiàn)上述蒙特卡羅方法的一種邏輯流程。該方法將混濁介質(zhì)等價(jià)于一包含隨
機(jī)分布的光吸收中心和光散射中心的介質(zhì)，光吸收中心和光散射中心的濃度與混濁介質(zhì) 的吸收系數(shù)，散射系數(shù)分別相關(guān)，而光吸收中心和光散射中心的隨機(jī)分布則通過對(duì)光子 總路程與自由路程的隨機(jī)分布體現(xiàn)。在蒙特卡羅方法計(jì)算開始之前，需要輸入入射光參 數(shù)如光束能量分布和入射方向和代表入射光束的光子數(shù)N。，以及病灶光學(xué)參數(shù)及三維模 型。因?yàn)槊商乜_方法為統(tǒng)計(jì)方法，其結(jié)果會(huì)包含統(tǒng)計(jì)誤差，所以需要進(jìn)行跟蹤計(jì)算的 光子數(shù)N。必須足夠大，才能將計(jì)算結(jié)果中的統(tǒng)計(jì)誤差降到足夠小。但N。過大會(huì)造成計(jì)算 時(shí)間過長。 一般情況下No在10的6次方至10的10次方之間。
如圖2所示，蒙特卡羅計(jì)算方法需要對(duì)N。個(gè)入射光子逐個(gè)進(jìn)行其在病灶及臨近組織 內(nèi)行進(jìn)路程跟蹤計(jì)算直至該光子行進(jìn)結(jié)束，也即光子或被組織吸收或溢出組織(也即光 子逃逸)。在對(duì)每個(gè)光子的行進(jìn)路程跟蹤計(jì)算開始之前，蒙特卡羅計(jì)算程序?qū)⒏鶕?jù)由組 織吸收系數(shù)決定的隨機(jī)分布確定光子的總路程和根據(jù)由組織散射系數(shù)決定的隨機(jī)分布確 定光子的自由行進(jìn)路程長度。光子跟蹤計(jì)算的第一步為跟蹤光子沿初始行進(jìn)方向至其自 由行進(jìn)路程所決定的位置，假設(shè)光子在此位置被散射。在光子開始下一自由路程行進(jìn)之 前將對(duì)該光子是否被吸收或溢出等條件進(jìn)行測試。如上述條件之一被滿足，則開始下一 個(gè)光子的行進(jìn)路程跟蹤計(jì)算。如上述條件均未被滿足，蒙特卡羅計(jì)算程序?qū)⒏鶕?jù)組織的 散射相函數(shù)(或在確定相函數(shù)形式如漢尼一格林斯坦散射相函數(shù)下根據(jù)測樣的各向異性 參數(shù))決定散射角度也即下一行進(jìn)自由路程的方向后，再根據(jù)由組織散射系數(shù)決定的隨 機(jī)分布確定光子的自由路程長度，從而開始對(duì)該光子的行進(jìn)路程跟蹤的反復(fù)計(jì)算直至光 子行進(jìn)結(jié)束。當(dāng)對(duì)某個(gè)光子行進(jìn)路程跟蹤計(jì)算結(jié)束后，蒙特卡羅計(jì)算程序比較被跟蹤計(jì) 算光子的累計(jì)數(shù)N，如N大于N。，蒙特卡羅計(jì)算結(jié)束，否則將N增加1后對(duì)下一個(gè)入射光 子開始跟蹤計(jì)算。當(dāng)對(duì)N。個(gè)入射光子的跟蹤計(jì)算全部完成后，i"f算程序?qū)λ斜桓櫣?子路程進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析從而獲得病灶及臨近組織內(nèi)光能量分布并輸出。
相對(duì)于其他基于輻射傳輸理論的數(shù)值或近似方法，蒙特卡羅方法的算法簡潔，可考 慮任何復(fù)雜的器官形狀，其計(jì)算精確度可以按需要調(diào)節(jié)而達(dá)到準(zhǔn)確快速的要求。蒙特卡 羅方法之最重要的優(yōu)點(diǎn)在于其算法可以充分利用平行及計(jì)算方式在由許多計(jì)算機(jī)上同時(shí) 計(jì)算，從而大大降低所需的計(jì)算時(shí)間。
更詳細(xì)而言，本發(fā)明的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件中光學(xué)計(jì)算部分可以輸入需要治療的 病人影像文件如x光斷層成像資料等即可重建病灶及附近組織的三維結(jié)構(gòu)。將此結(jié)構(gòu)與 組織光學(xué)參數(shù)和入射光參數(shù)結(jié)合即可通過蒙特卡羅方法獲得相應(yīng)的照射光在病人體內(nèi)組 織中的光能量分布。
本發(fā)明提出的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件可以利用基于蒙特卡羅或其它數(shù)值計(jì)算方法設(shè) 計(jì)的平行計(jì)算內(nèi)核，輸入光照治療前通過熒光和光散射信號(hào)測量得到的病灶內(nèi)及附近的 癌與正常組織內(nèi)光敏劑分子存留濃度比，從而為醫(yī)生提供針對(duì)光敏劑在每個(gè)病人體內(nèi)循 環(huán)之不同情況的個(gè)人最佳光照治療開始時(shí)間之建議。此外，光動(dòng)力學(xué)療法計(jì)劃軟件系統(tǒng) 還可以根據(jù)光照治療前病灶內(nèi)及附近的癌與正常組織內(nèi)光敏劑分子存留濃度為醫(yī)生提供
可保證殺死病灶癌細(xì)胞光照治療時(shí)間長度和是否進(jìn)行多次光照治療之建議。
本發(fā)明提出的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件還可以利用基于蒙特卡羅或其它數(shù)值計(jì)算方法 設(shè)計(jì)的平行計(jì)算內(nèi)核，輸入光照過程中通過熒光和光散射信號(hào)測量得到的病灶內(nèi)及附近 的癌與正常組織內(nèi)由于光漂白效應(yīng)引起的光敏劑濃度下降及殘存濃度和病灶癌組織的變 化情況，為醫(yī)生提供病人光照治療時(shí)間是否需要變化及是否需要再次進(jìn)行光動(dòng)力學(xué)治療 之建議。
權(quán)利要求
1.一種光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件，其特征在于，包括有(a)一個(gè)用戶界面，和用于存儲(chǔ)通過用戶界面輸入的病灶及附近正常組織的光學(xué)參數(shù)，醫(yī)生治療要求和入射光參數(shù)初始設(shè)定值，存儲(chǔ)通過計(jì)算機(jī)接口輸入的病人醫(yī)學(xué)影像文件盒和實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)所反應(yīng)的光敏劑在病灶及附近正常組織的的殘存濃度、以及存儲(chǔ)通過用戶界面輸出滿足醫(yī)生治療要求的治療計(jì)劃的數(shù)據(jù)庫；(b)根據(jù)數(shù)據(jù)庫存儲(chǔ)的病人醫(yī)學(xué)影像文件，病灶及附近正常組織的光學(xué)參數(shù)分布，光敏劑在病灶及附近正常組織的殘存濃度和選定的入射光參數(shù)，數(shù)值計(jì)算照射光能量在病灶及附近正常組織內(nèi)部的分布，并輸出與之相應(yīng)的治療計(jì)劃部分；(c)根據(jù)計(jì)算治療計(jì)劃與數(shù)據(jù)庫存儲(chǔ)的醫(yī)生治療要求部分所設(shè)數(shù)據(jù)的差距，反復(fù)調(diào)整入射光參數(shù)直至達(dá)到醫(yī)生治療要求為止的治療計(jì)劃比較部分；(d)根據(jù)數(shù)據(jù)庫存儲(chǔ)的實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)監(jiān)測病人體組織癌或非正常細(xì)胞內(nèi)與正常細(xì)胞內(nèi)的光敏劑分子存留濃度比的變化以確定光照的最佳起始時(shí)間，以及根據(jù)數(shù)據(jù)庫存儲(chǔ)的實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)監(jiān)測在光動(dòng)力學(xué)治療過程中病人組織細(xì)胞內(nèi)的光敏劑分子存留濃度以確定光照的最佳持續(xù)時(shí)間的入射光參數(shù)設(shè)定部分；(e)光動(dòng)力學(xué)治療前設(shè)定治療要求、光動(dòng)力學(xué)治療后使用光動(dòng)力學(xué)診斷方法根據(jù)數(shù)據(jù)庫存儲(chǔ)的實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)所反應(yīng)的在病人組織細(xì)胞內(nèi)的光敏劑分子存留濃度測量病灶變化狀況以確定是否需要進(jìn)行光動(dòng)力學(xué)的再次治療的醫(yī)生治療要求部分。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件，其特征在于，所述的病灶及附近 正常組織光學(xué)參數(shù)部分是基于輻射傳輸理論定義的吸收系數(shù)、散射系數(shù)和各向異性參數(shù)， 由用戶通過用戶界面輸入光動(dòng)力學(xué)療計(jì)劃軟件的數(shù)據(jù)庫。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件，其特征在于，所述的實(shí)時(shí)光學(xué)信 號(hào)包括有實(shí)時(shí)熒光、散射光信號(hào)。
4. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件，其特征在于，通過用戶界面輸入 的入射光參數(shù)包括有輸送光能的光纖數(shù)目、擴(kuò)散角度，光照功率分布、光照面積、及 距離和光照時(shí)間。
5. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件，其特征在于，所述的光學(xué)計(jì)算部 分包括有根據(jù)包括醫(yī)學(xué)斷層成像資料在內(nèi)的病人影像文件資料自動(dòng)生成與病灶及附近正 常組織等價(jià)的三維渾濁介質(zhì)數(shù)值計(jì)算模型。
6. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件，其特征在于，所述的醫(yī)學(xué)斷層成 像資料包括有X光和核磁共振圖像文件以及數(shù)據(jù)庫中的病人組織光學(xué)參數(shù)。
7. 根據(jù)權(quán)利要求1或4所述的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件，其特征在于，所述的光學(xué)計(jì) 算部分還可以是根據(jù)入射光參數(shù)計(jì)算照射光能量在病灶及附近正常組織內(nèi)部的分布并在 計(jì)算機(jī)顯示屏幕上根據(jù)使用者的要求作不同投影角度的三維顯示。
8. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件，其特征在于，所述的治療計(jì)劃比 較部分是將病灶及附近正常組織內(nèi)部的計(jì)算照射光能量分布也即計(jì)算治療計(jì)劃與醫(yī)生的 治療方案所要求的光學(xué)能量分布進(jìn)行比較，并通過改變?nèi)肷涔鈪?shù)調(diào)整光照計(jì)劃方案， 直至使入射光參數(shù)滿足醫(yī)生治療方案所要求的在病灶內(nèi)及附近組織內(nèi)的光學(xué)能量分布為 止，調(diào)整后的入射光參數(shù)通過用戶界面作為滿足醫(yī)生治療要求的治療計(jì)劃輸出。
9. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件，其特征在于，所述的輸入的實(shí)時(shí) 光學(xué)信號(hào)部分是由實(shí)時(shí)熒光和散射光信號(hào)測定系統(tǒng)提供的實(shí)時(shí)熒光和散射光信號(hào)，監(jiān)測 光敏劑注射后病人體內(nèi)組織癌或非正常細(xì)胞內(nèi)與正常細(xì)胞內(nèi)的的允敏劑分子存留濃度比 的變化，以提供確定光照的最佳起始時(shí)間的依據(jù)。
10. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件，其特征在于，所述的輸入的實(shí) 時(shí)光學(xué)信號(hào)部分是由實(shí)時(shí)熒光和散射光信號(hào)測定系統(tǒng)提供的實(shí)時(shí)組織光學(xué)參數(shù)，監(jiān)測光 動(dòng)力學(xué)治療過程中病人體內(nèi)組織癌或非正常細(xì)胞內(nèi)與正常細(xì)胞內(nèi)的的光敏劑分子存留濃 度比的變化，以提供確定光照的最佳持續(xù)時(shí)間的依據(jù)。
11. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件，其特征在于，所述的輸入的實(shí) 時(shí)光學(xué)信號(hào)部分還可在光動(dòng)力學(xué)治療后結(jié)合光動(dòng)力學(xué)診斷方法監(jiān)測病人恢復(fù)狀況，以提 供病人是否需要再次進(jìn)行光動(dòng)力學(xué)治療的依據(jù)。
12. 根據(jù)權(quán)利要求l或ll所述的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件，其特征在于，所述的光動(dòng) 力學(xué)診斷方法是在病人體內(nèi)注射治療劑量的十分之一至千分之一的光敏劑后，測量病灶 及周圍正常組織內(nèi)細(xì)胞的光敏劑分子產(chǎn)生的實(shí)時(shí)熒光和散射光信號(hào)，通過與光動(dòng)力學(xué)治 療前的實(shí)時(shí)熒光和散射光信號(hào)相比，確定病灶變化狀況，并以此為依據(jù)確定是否需要再 次進(jìn)行光動(dòng)力學(xué)治療。
13. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件，其特征在于，所述的數(shù)據(jù)庫部 分存入所有接受光動(dòng)力學(xué)治療病人的病史和治療記錄，包括病人在治療前，治療中和治 療后的組織光學(xué)參數(shù)測量結(jié)果，各種醫(yī)學(xué)影像文件，各次實(shí)時(shí)熒光和散射光信號(hào)及其變 化以及光動(dòng)力學(xué)治療記錄。
全文摘要
本發(fā)明公開一種光動(dòng)力學(xué)治療計(jì)劃軟件，包括有用戶界面；存儲(chǔ)通過用戶界面輸入的病灶及附近正常組織的光學(xué)參數(shù)、醫(yī)生治療要求和入射光參數(shù)初始設(shè)定值、存儲(chǔ)通過計(jì)算機(jī)接口輸入的病人醫(yī)學(xué)影像文件和實(shí)時(shí)光學(xué)信號(hào)所反應(yīng)的光敏劑在病灶及附近正常組織的殘存濃度、以及存儲(chǔ)通過用戶界面輸出滿足醫(yī)生治療要求的入射光參數(shù)的數(shù)據(jù)庫；光學(xué)計(jì)算并產(chǎn)生治療方案部分；反復(fù)調(diào)整入射光參數(shù)直至達(dá)到醫(yī)生治療要求為止的治療計(jì)劃比較部分；本發(fā)明是提高和保證光動(dòng)力學(xué)療法治療以癌癥為主的疾病的有效率的必備工具之一?？梢詭椭t(yī)生根據(jù)病灶的光學(xué)參數(shù)數(shù)據(jù)具體設(shè)計(jì)和優(yōu)化光照治療方案；也可根據(jù)監(jiān)測的光敏劑分子存留濃度比的變化決定最佳光照治療時(shí)間；還可以根據(jù)光學(xué)實(shí)時(shí)信號(hào)向醫(yī)生提供是否對(duì)病人再次進(jìn)行光動(dòng)力學(xué)治療可靠依據(jù)。
文檔編號(hào)G06F9/44GK101101613SQ20071005859
公開日2008年1月9日 申請(qǐng)日期2007年8月6日 優(yōu)先權(quán)日2007年8月6日
發(fā)明者胡新華 申請(qǐng)人:天津煒輻醫(yī)療科技有限公司