发明内容

本发明的目的在于提供一种具有3D导航功能的介入式血管癌栓消融医 疗系统。

一种具有3D导航功能的介入式血管癌栓消融医疗系统。如图1，所述医 疗系统包括具有3D形状传感功能的多芯光纤1、多芯光纤连接器4、手术激光光 源6、光纤光栅解调仪5、光纤套管3、计算机9；其中多芯光纤包括三个环形破 缺的传能纤芯1-3、四个单模纤芯1-1和1-2、包层1-4以及分布于四个单模纤芯 上的FBG单元阵列2；多芯光纤连接器4的输出端有七个纤芯分别与多芯光纤的 单模芯和环形破缺纤芯对应连接，多芯光纤连接器4的四个对应单模纤芯的输入 端与光纤光栅解调仪5连接，用于多芯光纤1的形状实时监测；多芯光纤连接器 4的另外三个对应环形破缺纤芯的输入端与手术激光光源6连接，输出的手术激光经环形破缺的传能纤芯传输至纤端，用于癌栓的消融。光纤光栅解调仪得到的 光信号经过计算机处理后能够实时反演多芯光纤1形状，确定光纤探针在血管内 的位置，实现体内血管3D导航。

如图2和图3(a)所示，所述的多芯光纤1的四个单模纤芯中的三个纤 芯1-1呈正三角形分布，另外一个纤芯1-2位于光纤中间。三个环形破缺纤芯1-3 和三个正三角分布的单模纤芯1-1分布在同一个环形上。

可选地，如图3(b)所示，所述多芯光纤的四个单模纤芯外有一圈氟掺 杂的低折射率层1-5，用于防止传能纤芯和单模纤芯中的能量串扰。

如图4，所述FBG单元阵列位于四个单模纤芯，每个单模纤芯相同位置 处的四个光栅为一组，每组光栅为同一参数光栅掩模版制备而成，不同组的光栅 为不同参数的光栅掩模版制成。

所述多芯光纤的多芯光纤的纤端具有反射锥体圆台，反射聚焦手术激光 于纤端前。

所述光纤光栅解调仪将四个单模纤芯上的FBG反射传感信号解调，计算 机获取信号并处理，实时获得并显示光纤的三维形状分布。

所述多芯光纤中间单模纤芯的末端有一个FBG，用于纤端温度实时监控， 及对纤端激光消融手术区域的温度实现实时监测，防止局部温度过高，损坏正常 组织。

由于该光纤是特种光纤，其每个纤芯波导的连接方法是该光纤能否得到 应用的关键问题。本光纤可采用下述的光纤扇入扇出连接器：如图5所示，可选 取一个七芯光纤扇入扇出器件4与多芯光纤1对芯熔接，该器件的一端和七根单 模光纤4-2连接，另一输出端4-1有七个单模输出纤芯，其中环形分布的六个纤 芯中的三个和本发明中提出的多芯光纤1的三个单模纤芯对应匹配，另外三个纤 芯和三个环形破缺纤芯对应匹配，中间芯相互对接匹配。如此可实现本发明的扇 入扇出连接。

所述医疗系统工作前，需使用血管造影术得到治疗目标血管的形状分布， 经过计算机建立参考坐标系，再通过将插入的多芯光纤的形状反馈融合于该坐标 系内，得到光纤末端在血管内的绝对位置。

所述三个环形破缺传能纤芯具有较大的有效面积，其内传输的是高能量 密度的脉冲光束，通过调节手术光束的重复频率、输出能量等参数来调节手术效 果；三个传能纤芯可轮流注光，防止长时间局部单点工作，热量积累，导致温度 过高损坏正常组织。

要实现单根光纤的形状传感，完成3D手术导航，就要同时完成弯曲与扭 转的测量任务。这要求单根光纤最少具有三个单模纤芯。考虑到温度与基体整体 形变将会给弯曲与扭转的测量带来一个环境系统偏差，为了消除这个系统偏差， 提高系统测量精度，还需要一个能给提供这种环境温度与基体应变的公共参考纤 芯。因此本发明采用的多芯光纤包含了四个单模纤芯，并通过三个三角分布的纤 芯与中央参考纤芯的差动来消除外界环境的影响，从而实现弯曲与扭转的绝对测 量。

为实现基于曲率信息的多芯光纤在血管内的形态重构运算，将FBG解调 系统所采集获得的波长数据转化为曲率数据，并利用曲率连续化与重构算法，实 现三维结构形态变化的重构。

由于多芯光纤FBG传感阵列探测的光纤形变参量是离散的数据，所以可 采用线性插值、二次插值、B样条插值等方法来实现这些数据的连续化，得到光 纤曲率和扭转的连续变化函数：κ(s)和τ(s)。进而根据曲率和扭转的连续变化数 据来重构整个光纤传感器的三维空间位置函数下 面将简要地分析这一函数的重构过程。

为了便于分析，在通过重构光纤形状的过程中，只分析多芯光纤的写有 FBG阵列的四个单模纤芯。如图6所示，定义沿着光纤弯曲方向的单位切向量沿着光纤弯曲方向的单位法向量和负法向量这里

这样，由弗朗内—塞雷(Frenet-Serret)公式可得：

而弗朗内—塞雷公式的一个重要特征是，和可以表示成其积分 形式：

一旦标定好多芯光纤传感器的各项参数，确定初始位置(即和已知)，联立以上两个公式就可以求出多芯光纤传感器的空间位置函数， 重构传感器形变轮廓：

通过弗朗内—塞雷(Frenet-Serret)公式可以将多芯光纤光栅传感阵列的 弯曲和扭转抽象为空间三维曲线，将光纤类比为线性基尔霍夫杆，表现为弹性均 匀、结构对称、圆形截面密度均匀，于是光纤在三维空间的框架和自然曲线框架 之间的关系将保持不变。

而光纤曲率和扭转的连续变化函数κ(s)和τ(s)可通过下述方法确定。在 多芯光纤FBG传感阵列进行形状检测的过程中，多芯光纤由于弯曲和扭转使整根 传感光纤光栅阵列变成复杂的曲线。

根据四个单模纤芯的几何关系，如图7所示。纤芯上FBG的应变和光纤 曲率的关系如下式给出：

纤芯i的局部曲率为

式中ε_i为第i个光栅的应变值，由下式给出

每个纤芯的局部曲率矢量的大小都依赖于其测量的应变和距离光纤中心 的径向距离，而矢量方向取决于纤芯的角度偏移。对于四个单模纤芯的光纤，曲 率向量的矢量被定义为

弯曲方向被定义为

对于离散的曲率和弯曲方向采用三次样条插值法对整条光纤的曲率和弯曲方向进 行插值，而挠率函数是弯曲角度函数的微分

κ(s)＝θ′(s) (9)

一旦确定了光纤曲率和扭转的连续变化函数κ(s)和τ(s)，以及多芯光纤传感器的初始位置(即和)，就可以由式(2)和(3)重构出传感光纤 在空间的三维形状了。

针对本发明光纤光栅获得的动态数据，经由高速FBG解调系统解调后， 进一步转换成为实时的反射波长位移数据集。这些数据集构成了二维、三维甚至 高维数据场，包含了介入血管的空间三维形状信息及其体内温度分布信息。

为实时地显示光纤在血管内的分布形状，需要将拟合与重构方法借助于 计算获得的点坐标数据，通过Open GL技术显示在计算机屏幕上。

如图8所示，利用重构算法拟合运算所获得的空间坐标值和计算机图形 处理技术，对光纤三维形状进行准确、高效、动态的可视化重建。三维形态重构 的数据处理流程包含原始数据采集、曲率转换、曲率插值、坐标点拟合、坐标数 据融合和图形渲染等步骤，其中，坐标数据融合是实现动态显示效果的关键环节。

坐标数据融合主要目的是将光纤和血管上的各个点的相对坐标值融合到 一个统一的坐标系内，形成统一而完整的模型结构坐标点集合。坐标点融合的处 理过程如下：

(1)通过血管造影术，建立血管分布结构的固定坐标系。

(2)通过建立各个光纤光栅传感点所在的坐标系与固定坐标系的变换关 系，并依据变换关系将各个光纤光栅传感点独立坐标系中重构的各个特征点的相 对坐标统一到固定坐标系中，即确定各个特征点在整个光纤结构固定坐标系中的 坐标值。

(3)最后在固定坐标系下进行各个单元的坐标融合，实现坐标点重建， 从而实现光纤形状实时重构，完成血管内3D手术导航。

与在先技术相比，本发明显著的进步体现在以下几个方面：

(1)采用特种多芯光纤，将手术光束传导功能和3D手术导航功能集成 到同一根光纤内部，器件小巧灵活，尤其适合血管内的介入手术。

(2)光纤上分布的FBG阵列可用于介入体内不同部位的温度分布式测 量，获取分布式温度体征参数，中间芯的纤端具有FBG，可以用于监测手术点局 部的温度来反馈手术效果。

(3)三个环形破缺的纤芯具有很大的模场面积，可以传输较大功率的激 光，用于血管内介入式激光消融治疗的光束传输通道。

(4)该光纤的纤端经过精密研磨加工，可制备锥体圆台结构，反射聚焦 三个环形破缺的纤芯内传输的手术激光，进一步提高手术激光的能量密度。