相关申请
本申请要求于2014年11月20日提交的美国申请序列号14/549,057的权益和优先 权，并且要求于2013年11月20日提交的临时申请序列号61/906,769的权益和优先权，其全 部内容通过引用并入本文。
技术领域
本公开一般性地涉及针对生物医学目的进行光学成像以显示生物试样内受影响 的生物学组织的结构。具体地，本公开内容涉及用于鉴定和可视化心脏消融损伤灶 (ablationlesion)的高光谱(hyperspectral)或多光谱模式的装置、系统和方法。
背景技术
房颤(atrialfibrillation，AF)是最常见的持续性心律失常。仅在美国，预计到 2050年AF会影响超过一千万人。AF占心律紊乱的所有入院患者的三分之一。AF与提高的死 亡率、患病率和受损的生活质量相关。AF的发病率随着年龄的增长而急剧增加。因为AF使中 风的概率提高五倍，所以AF是中风的独立风险因素。AF的患病率随着年龄的增长而显著增 加。仅在美国，有关AF管理的年度花费为约70亿美元。这些成本使AF一直排名为主要的公共 医疗开支。
射频消融(radiofrequencyablation，RFA)、激光消融和冷冻消融是医师用来治 疗房颤而使用的基于导管的标测(map)和消融系统的最常见的技术。医师使用导管来引导 能量以破坏局灶性触发物或者形成将触发物与心脏的其余传导系统隔离的电隔离线。后一 种技术通常被使用在所谓的肺静脉隔离(PVI)中。然而，AF消融方法的成功率一直保持相对 停滞，据估计该方法之后一年复发率高达50％。导管消融之后的复发的最常见原因是PVI线 中的一个或更多个间隙(gap)。所述间隙通常是由于无效消融或不完全消融的结果，无效消 融或不完全消融在该方法中可以暂时阻断电信号，但是会随着时间而愈合并且造成房颤的 复发。
为了进行射频(RF)或冷冻消融方法，将导管穿入心脏并且将稍端(tip)引导到心 房中。然后进行经中隔穿刺以从右心房交叉(crossover)到其中进行消融症结(crux)的左 心房。AF最常见的治疗由使消融损伤灶以圆形的方式围绕肺静脉开口以将异位源与心房的 其他部分隔开组成。冷冻消融包括冷冻目标组织，其相同的最终目标是破坏活动的异常源。
与药物治疗相比，认为手术消融给患者提供了更长期的生存。然而，由于缺乏组织 和异常源的完全隔离，因此消融手术通常需要进行多次。消融手术后AF的复发率高达50％， 其中90％的复发可能与消融损伤灶之间的间隙有关。这些存活间隙的出现主要是由于当进 行经皮AF消融时外科医师不能直接看到组织损伤。不论外科医师的目标是在没有间隙还是 部位靶向消融的情况下完成肺静脉隔离，关键是要知道组织在消融部位处损伤的程度。这 是因为导管下方的组织损伤程度不是简单地所施加能量的函数，例如，其取决于许多因素， 包括：导管稍端与组织之间的接触、心肌的厚度、附近血液流动的程度、脂肪组织和胶原蛋 白的存在、以及其他因素。
在现有的周缘消融中可以采用MRI技术鉴定间隙；然而，在当前的EP实验室中不能 实时进行MRI。因此，在本领域中需要用于在体内提供被消融区域的实时分析的装置。需要 提供用于损伤灶边界的高分辨率可视化、损伤灶之间的间隙和损伤灶深度之定量确定的装 置。还需要使得能够确定在先前消融部位处存在疤痕组织以避免再次消融同一区域的装 置。
截至今日，在本质上以“盲”的方式进行消融，其中电隔离灶(focal)源是消融效率 的主要指标。这种方法存在至少两个限制。第一个是在过程中不能测量损伤灶的程度。第二 个是不能确定电隔离的具体原因。这可能是由于组织坏死、可逆损伤的细胞的功能改变以 及由暂时水肿引起的。在水肿的情况下，电隔离会在几周后消退，潜在地恢复肺静脉与左心 房之间的电传导并且恢复AF。事实上，尽管在消融治疗之后初始恢复窦性心律，但是AF具有 高度的复发率。
因此，在多种需求中存在下述需求：通过提供以实时且整体的方式形成并且验证 正确损伤灶的更好方式来减少由于缺乏组织和异常源的完全隔离而导致的消融手术的次 数。此外，还存在至少一个下述需求：通过在手术中实时可视化损伤灶以及损伤灶之间的间 隙来改进消融过程。
发明内容
提供了用于心脏组织高光谱分析的系统和方法。
根据一些实施方案，本公开内容高光谱成像的装置、系统和方法可以用作工具来 基于消融与未消融心房组织之间的光谱差异对所述消融和所述未消融心房组织进行区分。 本公开内容的至少一个方法采用光谱分离的高光谱超立方数据集来显示热消融的部位以 及消融与未消融心房组织之间的间隙。
在一些方面，提供了用于可视化消融损伤灶的方法，其包括：以一个或更多个照射 波长对具有消融损伤灶的组织表面进行照射；收集光谱数据集，所述光谱数据集包括在一 个或更多个获取波长下以多个光谱带的每个获取的经照射组织的光谱图像；基于所述消融 损伤灶与未消融组织之间的一个或更多个光谱差异对所述消融损伤灶和所述未消融组织 进行区分；以及创建所述组织的合成图像，所述合成图像示出所述消融损伤灶和所述未消 融组织。
在一些方面，提供了用于可视化心房消融损伤灶的方法，其包括：以一个或更多个 离散照射波长对具有消融损伤灶的心脏组织的表面进行照射；收集来自所述经照射心脏组 织的光谱数据；基于所述消融损伤灶与未消融组织之间的一个或更多个光谱差异对所述消 融损伤灶和所述未消融组织进行区分；以及创建心脏组织的图像，所述图像示出消融组织 和未消融组织。
在一些方面，提供了用于对组织进行成像的系统，其包含：导管，所述导管具有远 端区域和近端区域；光源；光纤，所述光纤从所述光源延伸到所述导管的所述远端区域，以 对靠近所述导管远端的具有损伤灶部位的组织进行照射；图像束(imagebundle)，所述图 像束用于收集从所述经照射组织反射的光；照相机，所述照相机连接至所述图像束，所述照 相机被配置成采集高光谱数据，所述高光谱数据包括以多个光谱带或以每个照射波长获取 的所述经照射组织的光谱图像；图像处理单元，所述图像处理单元与所述照相机通信，所述 单元被配置成基于消融损伤灶与未消融组织之间的一个或更多个光谱差异对所述消融损 伤灶和所述未消融组织进行区分并且创建心脏组织的图像，所述图像示出所述消融组织和 未消融组织。
在一些方面，提供了用于对心脏组织进行成像的系统，其包含：照射装置，所述照 射装置被配置成对具有损伤灶部位的组织进行照射；成像装置，所述成像装置被配置成采 集高光谱数据；图像处理单元，所述图像处理单元与所述成像装置通信，所述图像处理单元 被配置成对所采集的高光谱数据进行处理以生成显示损伤灶部位的图像，其中所生成的图 像使得能够基于消融损伤灶与未消融组织之间的一个或更多个光谱差异对所述消融损伤 灶和所述未消融组织进行区分并且创建心脏组织的结果图像，所述结果图像示出所述消融 组织和所述未消融组织。
附图说明
将参照附图对目前公开的实施方案进行进一步描述，在附图中，贯穿若干视图，相 同的结构由相同的数字表示。所示的附图并非一定按比例绘制，而是通常着重于说明目前 公开的实施方案的原理。
图1A示出了具有声光可调滤光器(acousto-opticaltunablefilter，AOTF)以及 软件(即主成分分析软件(PCA))的高光谱成像(hyperspectralimaging，HSI)系统。
图1B示出了以不同波长获取来创建高光谱数据立方(datacube)的一系列x-y图 像。
图2A示出了本公开内容之具有推扫式(pushbroom)(空间扫描)系统的系统的一个 实施方案。
图2B示出了本公开内容之具有可调(turnable)滤光器的系统的一个实施方案。
图2C示出了本公开内容之在照射侧具有可调滤光器的系统的一个实施方案。
图3A示出了根据本公开内容的一些方面之示出临床导管和高光谱成像组件中至 少一种设计的图。
图3B示出了本公开内容的一种实施方案系统的系统结构图。
图3C示出了本公开内容的一种实施方案系统的框图。
图3D示出了显示适于与本公开内容的方法和系统一起使用的一个示例性计算机 系统的图。
图3E示出了根据本公开内容的一个实施方案的专用导管的视图。
图3F示出了根据本公开内容的一个方面的充气(inflate)导管球囊(balloon)和 稍端的特写照片。
图4A、图4B、图4C和图4D示出了根据本公开内容的方法的流程图。
图5A示出了提供与由消融所造成的光谱变化背后的物理现象(如反射、散射、吸收 和荧光)有关的信息的激发-发射矩阵(excitation-emissionmatrices，EEM)的一个实例。
图5B示出了心肌的激发-发射矩阵(EEM)的一个实例。
图6以光与心房组织和心室组织中的射频消融(RFA)损伤灶以及冷冻损伤灶相互 作用的方式示出了一些主要差异。
图7A和图7B示出了被打开的切除的猪心房之左心房组织和右心房组织外观的差 异，其中，相较于人类或动物的右心房图像，左心房图像示出了显著更高的心内膜胶原蛋白 层。
图7C和图7D示出了切除的新鲜人心房的心内膜表面。图7C示出了切除的新鲜人心 房的具有切口以显示下方肌肉组织的心内膜表面。图7D示出了用氯化三苯基四氮唑(TTC) 染色的人心房组织，其中截面示出了心内膜侧上深染的肌肉层和白胶原蛋白层。
图8A、图8B、图8C和图8D示出了采用HSI系统对损伤灶边界进行成像，其中图8A和 图8B示出了损伤灶的视觉外观，图8C和图8D示出了通过高光谱成像(HSI)方法鉴定的损伤 灶。
图9A和图9B示出了具有使用在照相机前配备有AOTF滤光器的Perkin-Elmer NuanceFX多光谱成像系统进行成像之两个RF损伤灶的切除的猪左心房。图9A示出了该组 织的视觉外观，其中图9B示出了通过HSI立方主成分分析显示的独立成分(损伤灶部位900、 胶原蛋白910和肌肉920)。采用白炽灯白光对组织进行照射；在450nm至950nm使用20nm步进 获取反射光。
图10A、图10B、图10C和图10D示出了具有四个RF损伤灶的切除的人左心房。图10A 示出了具有用于将HSI立方分解为独立成分之目的区域的组织的视觉外观。图10B至图10C 分别示出了肌肉的图像、胶原蛋白的图像和损伤灶的图像。图10E示出了原始和归一化反射 光谱的图，其中采用白炽灯白光对该组织进行照射，在450nm至750nm使用20nm步进获取反 射光。图10F示出了两个独立的HSI成分(胶原蛋白910和损伤灶900)的重叠。
图11A、图11B、图11C和图11D示出了具有三个RF损伤灶的切除的猪左心房。图11A 示出了组织在UV照射下的视觉外观，图11B示出了HSI合成图像，而图11C和图11D示出了通 过主成分分析显示的独立成分。图11C示出了通过主成分分析显示的包括损伤灶成分的独 立成分。图11D示出了通过主成分分析显示的包括非消融成分的独立成分。
图11E示出了通过上面示出的图11C中的线1130横切并且对折以暴露胶原蛋白层 下方的消融肌肉组织(见箭头)的组织，示出了肌肉1110、消融肌肉1100和胶原蛋白1120。
图11F示出了图11E的对应目标光谱，其中采用365nm的LEDUV光对组织进行照射， 从420nm至600nm使用10nm步进获取反射光。
图12A、图12B、图12C和图12D示出了具有不同强度之四个RF损伤灶的切除的人左 心房的图像。
图13A和图13B示出了在心内膜表面上具有RF消融损伤灶的猪左心房组织。图13A 的上面示出了单个深损伤灶并且对应于下面的3D表面图，而图13B的上面示出了不同深度 的两个损伤灶以及未消融组织并且其下面是对应的3D图，未消融组织表现为两个损伤灶深 度之间的隆起。
尽管上述附图示出了目前公开的实施方案，但正如论述中所指出的，还可以考虑 其他实施方案。本公开内容通过代表性而非限制性的方式呈现了说明性实施方案。本领域 技术人员可以设计出落入当前所公开实施方案之原理的范围和精神内的许多其他修改和 实施方案。
具体实施方式
本公开内容一般性地涉及使用高光谱和/或多光谱模式用于鉴定和可视化心脏消 融损伤灶。特别地，使用高光谱成像作为工具来基于消融与未消融的心房组织之间的光谱 差异对所述消融和未消融的心房组织进行区分。
由于心脏的不同的组织类型和组织结构，因此在显示热消融的部位以及消融与未 消融的心房组织之间的间隙方面是非常复杂的并且克服上述问题具有挑战性。
根据本公开内容的一些实施方案，用于可视化消融损伤灶的方法，所述方法包括 以一个或更多个照射波长对具有消融损伤灶的组织表面进行照射。收集光谱数据集，所述 光谱数据集包括在不同获取波长下以多个光谱带的每个获取的经照射组织的光谱图像。基 于所述消融损伤灶与未消融组织之间的一个或更多个光谱差异对所述消融损伤灶和所述 未消融组织进行区分。最后，创建所述组织的合成图像，所述合成图像示出所述消融组织和 所述未消融组织。
在一些实施方案中，本发明系统和方法可以用于可视化心脏组织(心外膜组织、心 内膜组织、心房组织和心室组织)中的消融损伤灶。然而，本发明所公开的方法和系统还可 以用于分析其他组织类型中的损伤灶。待分析的损伤灶可以在消融手术过程中通过消融产 生。在一些实施方案中，还可以使用本文中所公开的方法和系统来分析通过消融或通过其 他方式产生的已有损伤灶。
图1A和图1B示出了高光谱成像(HSI)，其是基于跨多个光谱带收集和存储的独立 组织图像。例如，图1A示出了HSI100的组件，包括照相机135A、声光可调滤光器(AOTF)141 以及具有软件(即主成分分析软件(PCA))的计算机140。通常地，当存在超过10个光谱带时 称为高光谱，而当存在少于10个光谱带时称为多光谱。所使用的HSI装置包括基于独立成分 分析(IndependentComponentAnalysis，PCA)决定显示什么图像并且以什么顺序显示图 像，但是具有一些专用于Nuance软件(和Maestro，这是基于相同技术的完整动物成像系统) 的专有修改的数学。应当注意的是，可以使用PCA算法或者可以使用其他市售的类似类型的 程序。然而，用户选择使用哪个图像来计算光谱。每个图像被阈值化(threshold)以形成正/ 负像素的掩码。将这些掩码进行比较，并且仅保留独特区域(如果两个图像在自己的掩码中 具有相同的像素，则丢弃那些像素)。之后，使用光谱和混合光谱对剩余区域内的光谱求平 均并且进行常规的“计算纯光谱(computepurespectrum)”计算。
仍参照图1A和图1B，高光谱成像(HSI)包括获取被称为超立方的具有两个空间维 度和一个光谱维度的三维数据集，并且高光谱成像(HSI)可以使用不同的硬件配置来实现。 图1B示出了以不同波长(即UV、可见光和近红外波长)获取的一系列x-y图像，其创建高光谱 数据立方，其中来自每个像素的光谱信息随后用来将像素分类为不同子类型。HSI可以可视 化心房组织和心室组织两者中的消融损伤灶，以及提供导致组织疤痕之愈合损伤灶的可视 化。本公开内容的方法和系统适于鉴定由多种类型的消融产生的损伤灶，所述消融包括但 不限于：激光、微波、超声波聚焦诱发的损伤灶、急性冷冻和射频。损伤灶边界的界定和损伤 灶深度的估计基于显示消融区域中光谱特征的变化。这通过采用特定范围的UV、可见光和 近红外光获取消融区域的图像并且在成像平面的每个点处分析样品的光谱来实现。然后， 来自每个像素的光谱被匹配到现有光谱库或者进行主成分分析或相关算法。方面包括在体 内实时分析被消融区域，包括高分辨率可视化损伤灶边界、定量确定损伤灶之间的间隙以 及损伤灶深度的估计。还将提供在先前消融部位处疤痕组织存在的确定以避免再次消融同 一区域。一些改进包括缩短时间并且提高用于治疗AF的热消融的效率，以及使不必要的组 织损伤最小化，以及降低AF的消融后复发和多次再住院以重复消融的需要，不必要的组织 损伤可导致消融后并发症如肺静脉狭窄和食管损伤，包括红斑、溃疡以及在最坏的情况下 的左心房-食管瘘。
图2A、图2B和图2C示出了可以用来收集高光谱信息的不同光学配置，其中可以使 用一个或更多个光学配置。例如，图2A示出了使得能够收集高光谱信息的一个光学配置，使 用获取装置(如推扫式系统)或对象的运动可建立的基于检测器的高光谱成像(HSI)系统。 图2B示出了使得能够收集高光谱信息的一个光学配置，使用具有可调滤光器或滤光轮的静 态装置(staticdevice)可建立的基于检测器的HSI系统。在这些配置中，可以从包含具有 照射波长的光的光源210对组织200进行照射。照相机220可以配备有光调节器230(如滤光 器或棱镜)以在不同光谱带从经照射组织200收集具有获取波长的光。图2C是示出基于替代 源的HSI方法，其中它是被改变的照射光的波长，同时照相机记录被传输至其的任何光。在 这样的实施方案中，采用具有多种光谱带或波长(由于滤光器或预先选定的光源)的灯210 对组织200进行照射，并且照相机220收集来自经照射组织的所有光。
参照图2A、图2B和图2C，通过HSI获得的空间分辨光谱成像可以提供关于组织生理 学、形态学和组成的诊断信息。可以使用主成分分析或以下称作光谱分离的其他数学算法 将来自每个像素的光谱分类为不同子集。因此，根据本公开内容的一些方面，高光谱超立方 数据集的光谱分离可以显示热消融的部位及其之间的间隙。或者，它们可以匹配预先存在 的光谱库。此外，具有与目标光谱匹配到特定置信水平之光谱的像素随后被标记为潜在目 标。可以组合使用对高光谱信息进行收集的一个或更多个不同的光学配置以及采用预先存 在的光谱库。
心脏组织在心内膜侧和心外膜侧两者上均具有覆盖肌肉层的厚胶原蛋白层。这对 于人类左心房尤其如此，这是通常进行消融以停止房颤发展的临床最相关的部位。任何手 术消融的至少一个方面是停止心律失常并且造成位于胶原蛋白层下方的肌肉层的损伤。然 而，胶原蛋白(白色和高荧光)掩盖伴随热消融的大多数光学变化。因此，在当胶原蛋白层超 过100微米的情况下，消融诱发的对肌肉的损伤不是肉眼易见的。然而，消融改变消融组织 的光谱特征。一些光谱变化可以包括但不限于：在约350nm至约370nm的照射和约450nm至 480nm的发射范围(但不限于这些范围)，最好地自身呈现NADH荧光的损失；在约330nm至 360nm的照射和约430nm至460nm的发射范围(但不限于这些范围)最好地自身呈现胶原蛋白 荧光的减少；组织散射的增加可以导致更大量的光子返回到比照射光具有更低能量的成像 检测器。应该注意的是，这个效果在很大程度上可以独立于波长并且可以在整个UV、可见光 和IR范围发生。其结果可以是升高的反射光谱的肩(shoulder)。光学组织密度的增加可以 是由于热诱发的组织干燥造成的。应该注意的是，这个效果在很大程度上可以独立于波长 并且可以在整个UV、可见光和IR范围发生。例如，吸收的变化可以是由于肌红蛋白至高铁肌 红蛋白的转变或者其他细胞间发色团的转变。因此，本发明公开的系统和方法可以利用这 些变化来区分消融组织和未消融组织。
图3A示出了根据本公开内容的一些方面之示出临床导管305A和高光谱成像组件 的至少一种设计的图。图3A的图示出了在经皮消融手术期间用于现场可视化RF消融损伤灶 和间隙的可视化导管305A。导管305A可以包括计算机340、光源(未示出)、具有可调滤光器 335AA的照相机335A、以及光纤线缆345。在一些实施方案中，可以包括可充气球囊355以在 光纤线缆345与组织表面之间置换血液。然后将光纤线缆345连接至高光谱照相机335A。现 在越来越多的商业高光谱照相机和相关的图像处理软件包是可用的。最近的高光谱照相机 和相关的图像处理软件包使得能够以视频速率速度并行捕获30个或更多个不同的光谱带， 并且采用主成分分析判别算法进行实时分析。上述的高光谱可视化导管305A还可以与RF或 冷冻消融器组合以使其成为单一导管305A。
根据本公开内容的一些方面，系统和方法可以从上述热损伤灶(即RF和冷冻损伤) 扩展以可视化由其他手段(如基于激光、基于微波或聚焦超声波的组织破坏)造成的消融损 伤灶。
根据本公开内容的一些方面，图3B和图3C示出了显示整合如图3A所示的高光谱成 像组件的消融可视化系统(AVS)。图3B示出了整合图3A中所示的高光谱成像组件的消融可 视化系统(AVS)306的至少一个实施方案。图3C示出了整合如图3A中所示的高光谱成像组件 的消融可视化系统(AVS)307的至少另一实施方案。图3B和图3C示出了在患者的身体外部的 光源330A和用于将光从光源330A输送至患者身体内的光输送光纤330B、根据需要进行适当 滤光的照相机335A、以及连接至所述照相机的图像束335B、以及具有一个或更多个显示器 340A(对于技术人员)和340B(对于医师)和在其处理器或控制器上具有图像处理软件的计 算机系统340。将进一步讨论照相机的方面。
图3D以示例的方式示出了典型的处理结构308的图，其可以结合本公开内容的方法和系统使用。计算机处理装置340可以耦接到显示器340AA以用于图形输出。处理器342可以是能够执行软件的计算机处理器342。典型的实例可以是计算机处理器(如或处理器)、ASIC、微处理器等。处理器342可以耦接至内存346，其通常可以是用于存储指令和数据同时处理器342执行的易变(volatile)RAM内存。处理器342还可以耦接到存储装置348，其可以是非易变存储介质，如硬盘驱动器、闪存驱动器、磁带驱动器、DVDROM或类似的装置。尽管没有示出，计算机处理装置340通常包括多种形式的输入和输出。I/O可以包括网络适配器、USB适配器、蓝牙无线电装置、鼠标、键盘、触摸板、显示器、触摸屏、LED、振动装置、扬声器、麦克风、传感器、或者用于与计算机处理装置340一起使用的任何其他输入或输出装置。处理器342还可以耦接到其他类型的计算机可读介质，包括但不限于：能够向处理器(如处理器342)提供计算机可读指令的电子、光学、磁或其他存储或传输装置。多种其他形式的计算机可读介质可以有线和无线地向计算机传输指令或者将指令携带至计算机，包括路由器、专用或公共网络或者其他传输装置或信道。指令可以包括来自任何计算机编程语言(包括例如C、C++、C#、VisualBasic、Java、Python、Perl和JavaScript)的代码。
程序349可以是包含指令和/或数据的计算机程序或者计算机可读代码，并且可以 被存储在存储装置348上。指令可以包括来自任何计算机编程语言(包括例如C、C++、C#、 VisualBasic、Java、Python、Perl和JavaScript)的代码。通常情况下，处理器204可以将程 序349的指令和/或数据中的一些或全部指令和/或数据加载到内存346中以用于执行。程序 349可以是任何计算机程序或进程，包括但不限于网页浏览器、浏览器应用程序、地址登记 进程、应用程序或任何其他计算机应用或进程。程序349可以包括各种指令和子程序，当被 加载到内存346中并且被处理器342执行时，所述多种指令和子程序使处理器342执行多种 操作，这些操作中的一些或全部可以实现本文中所公开的用于管理医疗护理的方法。程序 349可以被存储在任何类型的非临时性计算机可读介质(例如但不限于：硬盘驱动器、可移 动驱动器、CD、DVD或任何其他类型的计算机可读介质)上。
有可能的是，光源330A可以包含车(cart)332。在一些实施方案中，系统还可以包 含专用导管305A，其包含可充气球囊355。在一些实施方案中，图像束335B和光输送光纤可 以从导管305A的外部延伸到球囊355内部的导管305A的远端区域。可以设想的是可以存在 被添加到上述所公开的系统的每个部分的多个组件。系统还可以包含用于导管的导丝 305C、EP荧光系统360、可控鞘管(sterablesheath)365A、用于可控鞘管的导丝365B、导引 器鞘管套件(introducersheathkit)365C、球囊加压器(indeflator)370和经中隔套件 380。
图3C是根据本公开内容的一个示例性系统的框图。AVS系统包含外部仪器325，外 部仪器325具有光源330A、根据需要进行适当滤光的照相机335A以及具有一个或更多个显 示器340A与图像处理软件的计算机系统(未示出)。AVS系统包含内部仪器，该内部仪器包含 消融装置338、照射装置330B以及成像装置335B，其中内部组件处于与导管305A相关联的内 部球囊355内。应该注意的是，内部仪器包含导管305A与可充气球囊导管355、305A耦接至外 部仪器325。在一些实施方案中，照射装置330B和成像装置335B可以利用光纤波导以向和从 治疗组织传递光。
仍然参照图3B和图3C，可以选择光源330A以不同波长对组织(如心脏的心内膜表 面)进行照射。
根据图3B和图3C的一些方面，激光器生成的光可以为照射提供大得多的功率并且 其波长在所需要的任何纳米数下是纯的。存在可以在期望照射带发射的商用激光器的来 源，并且其在接近50mW至200mW以及更高的多个功率设置下可用。在一些实施方案中，即时 系统使用具有可调功率达150mW的激光器。
仍参照图3B和图3C，可以采用导管305A来执行许多功能，所述功能包括但不限于： 血管导航、血液置换、光从光源330A到心肌的传播以及荧光的图像采集。在共同拥有的美国 申请号13/624,902中公开了适当导管305A的一个实例，该申请的全部内容并入本文。在一 些实施方案中，在系统和导管305A实施方案内收纳或整合消融技术。
参照图3E和图3F，导管305A可以包含在或靠近导管305A远端的球囊355。由于血液 吸收照射和荧光波长，所以球囊355可以从心肌表面置换血液。为了这样做，球囊355可以是 可充气和顺应性的(compliant)，以很好地定位在解剖结构特别是肺静脉内。用来使球囊 355充气的介质也可以是光学透明的，但出于导航目的理想的是荧光不透明的。合适的充气 介质包括但不限于氘(重水)和CO2，其满足两个要求。球囊355也可以由至少在所关注的心 肌照射和荧光二者的波长下光学透明的材料制成。球囊355可以是由具有最佳拟合成肺静 脉和其他结构的最佳可变大小的非顺应性材料制成，或者由顺应性材料(如硅酮或尿烷)制 成。在一些实施方案中，在330nm至370nm的UV范围内，球囊355任选地可以是光学透明的。
在一些实施方案中，球囊355任选地对于UV照射而言从330nm至370nm是光学透明 的，并且对于荧光波长而言从400nm至500nm是光学透明的。用于球囊355的合适UV透明材料 包括但不限于硅酮和尿烷。
仍参照图3E和图3F，导管305A还可以用来将照射光从外部光源330A有效地输送到 球囊355并且从球囊355输送至心脏组织。在一些实施方案中，由于石英的UV效率和小的直 径，激光输送光纤通常是由石英制成的，可以使用其从UV激光光源输送照射光。
还可以使用图3E和图3F的导管305A收集和传送从经照射组织到外部照相机的光。 在一些实施方案中，这可以经由从导管305A的远端区域延伸到外部照相机的成像光纤束来 实现。在一些实施方案中，图像束可以包含个体单模光纤中的一个或更多个，其一起保持图 像完整性，同时根据需要沿导管305A至相机和滤光器的长度传输图像。尽管成像束 (imagingbundle)是柔性并且直径小，但是成像束也可以实现对由球囊355所覆盖的目标 组织区域进行成像的足够视场。
照相机335A可以连接至计算机系统340以用于接收来自经照射组织的光以与HSI 方法结合使用。在一些实施方案中，由照相机335A产生的数字图像被用于进行2D和3D重建。 在一些实施方案中，图像束可以连接至照相机335A，照相机335A可以由从经照射组织接收 的光生成数字图像，其可以显示在计算机上。
参照图4A，示出了本公开内容的系统和方法的操作。应该注意的是，系统和方法包 括对从急性消融心房组织反射的光之多个波长的分析和后续的光谱成像分析，其中高光谱 成像装置用作基于消融心房组织与未消融心房组织之间的细微光谱差异来区分消融心房 组织和未消融心房组织的工具。系统和方法的至少一个方面包括对高光谱立方数据集进行 光谱分离以显示热消融部位和热消融部位之间的间隙。
首先，图4A的步骤410公开了将导管插入到受影响区域中。图4A的步骤415包括使 用光源对受影响区域进行照射。如本文中所使用的，“光”一般是指任何波长的电磁辐射，包 括光谱的红外部分、可见部分和紫外部分。照射光的光谱的特定部分可以是在来自原始(非 消融)的反射光与来自消融组织的反射光之间产生最大光谱差异的部分。为了对表面进行 照射，将导管插入到心脏组织之受房颤影响的区域(如肺静脉/左心房交界处或心脏的另一 区域)中。血液例如通过球囊从视野中移出。包围光纤波导的透明球囊可以用于在肺静脉/ 左心房交界处置换血液。可以通过来自光源和光纤或其他照射装置的光对受影响区域进行 照射。
图4A的步骤420包括对受照射区域中的组织进行消融。可以在将反射光收集到成 像装置时也进行消融过程。例如，对于房颤消融，可以使用消融装置在照射之前或之后对受 照射区域中的组织进行消融。使用本公开内容的系统，可以采用点至点RF消融或冷冻消融 或激光或其他已知消融程序。通过将稍端穿透导管的中心腔或导管外部来进行消融。在该 过程后，可以撤回消融稍端。在一些实施方案中，消融稍端可并入本文所公开的导管中。
步骤425包括采集受照射区域的图像，收集并将反射光引导到成像装置。后者可以 经由光纤线缆通向照相机或直接通过小的成像芯片进行。
图4A的步骤430包括产生成像受照射区域的显示。图4A的步骤435包括如上所述使 用消融与未消融组织之间的光谱特征的变化来鉴定成像区域中的消融和未消融组织。
由处理器或计算机在计算机系统上执行的应用软件可以向用户提供与医师的接 口。主要功能中的一些功能可以包括：激光控制、照相机控制、图像捕获、图像调节(亮度和 对比度调整等)、损伤灶鉴定、损伤灶深度分析、过程事件记录以及文件操作(创建、编辑、删 除等)。
图4B是用于构建消融组织之HSI图像的一种示例性方法的流程图。图4B的步骤440 包括以特定波长对具有消融损伤灶的心房组织的心内膜表面进行照射。图4B的步骤445包 括收集光谱数据立方，所述光谱数据立方包括以多个光谱带获取的经照射心内膜表面的图 像。特别地，收集数据以形成包括以多个光谱带获取的经照射心内膜表面之图像的三维数 据集(光谱数据立方或高光谱数据立方(HSDC))。图4B的步骤450包括处理所述光谱数据立 方以鉴定对应于消融组织区域和非消融区域的像素。特别地，处理光谱数据以鉴定对应于 消融组织区域和非消融区域的像素。后者包括三个维度：两个空间维度(X，Y)和一个光谱维 度(λ)。当使用可调光学带通滤光器顺序地扫描通过波长(λ)建立光谱时，可以由同时获取 的两个空间维度(X，Y)编译HSDC。或者，当通过顺序扫描第二空间维度(Y)建立HSDC时，可以 由同时获取的一个空间维度和一个光谱维度(Z，X)编译HSDC。
图4B的步骤455包括使用成像处理算法基于消融损伤灶与未消融组织之间的一个 或更多个光谱差异来区分消融损伤灶和未消融组织。特别地，使用主成分分析或以下称作 光谱分离的相关数学算法将来自每个像素的光谱分类为不同子集以基于消融损伤灶与未 消融组织之间的一个或更多个光谱差异来区分消融损伤灶和未消融组织。或者，可以基于 与预先存在的光谱库的匹配对光谱进行分类。然后，将每个像素的光谱假定为预先限定的 光谱的线性组合并且采用最小二乘法以将这些光谱拟合到所观察的像素光谱。
图4B的步骤460包括制作合成图像，所述合成图像示出消融损伤灶、损伤灶之间的 间隙以及损伤灶深度。此外，构建每个类型组织(即消融与未消融、胶原蛋白与肌肉)的丰度 图以显示其存在于每个像素的分数量(fractionalamount)。因此，制作合成图像，所述合 成图像示出消融损伤灶、损伤灶之间的间隙以及损伤灶深度。
图4C示出了本公开内容的另一种示例性方法。图4C的步骤465公开了使用若干个 特定波长(λ1，λ2，λ3，λ4…λn)对具有消融损伤灶的心房组织的心内膜表面进行照射。图4C的 步骤470公开了收集从使用上述每个照射波长照射的心内膜表面反射的光。图4C的步骤475 公开了生成光谱数据立方，所述光谱数据立方包括以多光谱带照射的心内膜表面的图像。 图4C的步骤480公开了处理所述光谱数据立方以鉴定对应于消融组织区域和非消融区域的 像素。图4C的步骤485公开了基于消融损伤灶与未消融组织之间的一个或更多个光谱差异 来区分消融损伤灶和未消融组织。图4C的步骤490公开了制作合成图像，所述合成图像示出 消融损伤灶、损伤灶之间的间隙以及损伤灶深度。
图4D示出了确定损伤灶深度过程的流程图。在一些实施方案中，例如，可以如图 13A至13B中所示构建消融损伤灶的深度图。图4D的步骤495公开了从计算机显示器经由应 用软件鉴定成像区域中的消融和未消融组织。图4D的步骤500公开了鉴定损伤灶特异性的 目的图像以开始损伤灶深度分析。图4D的步骤505公开了在目的损伤灶图像内鉴定健康组 织的区域。以非限制性示例的方式，由于光谱随消融组织的变化而变化，所以损伤灶部位可 以具有暗外观，当损伤灶深度增加时这可能变得更强烈，间隙或健康组织具有更亮的外观。 当鉴定到损伤灶时，选择其以用于损伤灶深度分析。图4D的步骤510公开了使用在每个像素 处观察到的强度和在所鉴定的健康组织中观察到的强度的比来归一化整个图像。图4D的步 骤515公开了经由从使归一化强度比与损伤灶深度相关的预先建立的数据集导出的算法来 处理所得归一化图像数据。
图4D的步骤520公开了完成跨过损伤灶沿单行进行的深度分析。还可能的是由来 自单个位置、行或区域的信息仅针对损伤灶中的一个单个位置来完成深度分析。图4D的步 骤525公开了沿平行于初始行的不同行重复前述步骤的步骤，所以每行的深度数据编译成 损伤灶部位的3D重建模型。沿单行跨过损伤灶进行的深度分析过程可以根据需要沿平行于 初始行的不同行重复多次，并且可以将每行的深度数据编译成损伤灶部位的3D重建模型。
图5A示出了提供与由消融所造成的光谱变化背后的物理现象(如反射、散射、吸收 和荧光)有关之信息的激发-发射矩阵(EEM)的一个实例。图5B示出了心肌的激发-发射矩阵 (EEM)的一个实例。
参照图5A和图5B，人心房可以具有1mm至3mm范围内2mm的平均厚度，其中心房肌的 层夹在心外膜层与心内膜胶原蛋白层之间。后者的厚度可以为50微米至1mm。
仍参照图5A和图5B，生物学组织的组成有异质性，具有光学特性的空间变化。由细 胞和细胞外蛋白质(包括弹性蛋白和胶原蛋白)构成的组织的散射特性由它们所形成结构 的大规模变化和小规模不均匀性引起。此外，不同的组织成分具有不同的荧光谱。图5A示出 了激发-发射矩阵(EEM)的独立成分，其中EEM可以提供来自组织各独立成分的全部信息。跨 图5A的EEM的45度线代表反射光。如果以线性形式显示，则示出了反射光的光谱，以及对应 于在特定波长处吸收降低的峰。其中，漫散射由反射线的宽度来表示。例如，反射线越宽，则 在特定波长观察到越多的漫散射(在所谓的非弹性相互作用后光子失去能量，因此其波长 减小)。此外，45度反射线以外的峰代表独立荧光团的荧光。如上所述，图5A示出了从心肌组 织收集的所有三种不同的分量，包括反射光、散射光和荧光。当完整时，心肌组织在355/ 460nm的激发/发射范围具有显著的高荧光NADH量。
图6以光与心房组织与心室组织中的射频消融(RFA)损伤灶以及冷冻损伤灶相互 作用的方式示出了一些主要差异。例如，热消融可以影响胶原蛋白和下面肌肉组织两者的 光谱特征，包括其波长特异性吸收和波长特异性荧光的变化，以及独立于波长的组织散射 的变化。这些变化的方向和幅度在热损伤灶的类型和条件的特定子集之间不同。然而，在所 有情况下，消融以非常独特的方式改变组织在损伤灶部位的光谱特征。因此，这允许使用高 光谱成像方法以对像素进行相应分类并且精确地鉴定消融损伤灶的位置、形状、大小和深 度等。
仍参照图6，关于热消融如何影响胶原蛋白和下面肌肉组织两者的光谱特征。应该 注意的是，在心房射频(RF)消融期间，高温使表面胶原蛋白变性且脱水，这使得表面胶原蛋 白更不透明并且给其微黄色色调。RF能量还改变下面的肌肉和脂质层的光谱特征。后者包 括改变的吸收光谱和内源性荧光团(如烟酰胺腺嘌呤二核苷酸和黄素腺嘌呤二核苷酸、脂 褐素、卟啉和其他)的损失。RF诱发的消融还导致蛋白质凝固，这大幅增加光散射。最后，RF 消融将胶原蛋白和肌肉层两者干燥，从而提高其光密度。总之，这些变化导致改变的光谱特 征，使得能够在波长的整个宽范围内(包括紫外、可见光和红外范围)基于高光谱成像(HSI) 鉴定心房消融损伤灶。具体的变化包括在大多数可见光范围内并且最经常发生在520nm至 600nm的漫反射的明显增加，以及与NADH荧光的减少对应的荧光(365nm激发/450nm发射范 围)的变化。
关于上述的胶原蛋白和下面的肌肉组织，图7A和图7B示出了打开的切除的猪心房 之左心房组织和右心房组织外观的差异。其中，相较于动物或人的右心房图像，左心房图像 示出了显著更高的心内膜胶原蛋白层。图7C示出了切除的新鲜人心房的具有切口以显示下 方肌肉组织的心内膜表面。图7D示出了用氯化三苯基四氮唑(TTC)染色的人心房组织，其中 截面示出了心内膜侧上深染的肌肉层和白胶原蛋白层。
然而，就HSI方法的能力而言，用于照射和图像获取的某些波长的光可以比其他更 有效，以采用高信噪比显示消融部位。
波长范围(450nm至700nm)。当肌肉组织被射频消融时，其颜色从红棕色转变至黄 白色色调。这可通过眼睛容易地看到，或者可使用彩色照相机容易地记录到。然而，在心房 组织中，肌肉由0.1mm至0.5mm厚的胶原蛋白层覆盖(参见图7A和图7C)。后者掩盖消融诱发 的肌肉颜色的变化，从而使RF损伤灶视觉上不可检测。然而，使用白炽灯照射和/或白色光 源在色调和光密度方面非常细微的变化提供了足够的光谱信息以界定损伤灶。基于推扫式 或基于AOTF的HSI成像系统提供高保真损伤灶鉴定，如在下面更详细描述的。
偏移获取(offsetacquisition)。根据本公开内容的一些方面，实验表明散射是 三个主要光学分量中的一个，其中吸收和荧光是另外两个。因此，本公开内容的至少一个方 面公开了用于可视化心房RF损伤灶的有效方式是采用低于待获取HSI超立方的光谱范围的 波长对消融表面进行照射。例如可以采用460nmLED和从500nm至600nm范围获取的光对消融 组织进行照射。增加的散射提高返回到检测器之光的整个光谱的右肩，从而使得能够分离 高保真光谱。通过从HSI获取和分析中排除照射波长，可以防止更少的判别，但是非常强烈 的反射光。后者可以掩盖未消融和消融组织部位之间的差异。
红外范围(650nm-900nm)。热消融增加跨整个光谱的光散射。因此，当通过红外源 照射样品时，获取HSI光谱超立方还可以用作损伤灶鉴定的基础。因为至少两个主要原因使 用更长的波长可以有另外的优点。众多原因中，首先，其提高能够使得更深层受损肌肉可视 化之照射和散射光两者的穿透。众多原因中，其次，其使得能够使用通过血红蛋白的光吸收 治疗窗最小，并且因此可以在不需要充分置换光纤与组织之间的血液的情况下进行损伤灶 的可视化。
紫外A或UVA(330nm-400nm)。其中HSI可以高效率显示以显示左心房组织中之热损 伤的另一照射范围是UVA(参见针对猪的数据的图11A至图11F和针对人左心房的图12A至图 12D)。对心房组织进行照射的短波长UVA光子不深地穿透至胶原蛋白层中，并且因此没有到 达其下方的肌肉层。相反地，通过使用其中胶原蛋白可被激发的波长(330nm至400nm范围)， 会引起心房胶原蛋白对其下方的肌肉层进行照射的自体荧光。胶原蛋白的发射谱相当的宽 (峰在390nm并且达到500nm)，因此从胶原蛋白层发射的光子具有更长的波长，并且能够穿 透到肌肉层中且返回检测器。这明显地增加了从位于胶原蛋白下方的消融肌肉的反射，从 而提高了返回光光谱的右肩。此外，RF消融的热量对组织进行干燥和凝结，从而产生胶原蛋 白荧光的增加(参见图12A至图12D)。这两个因素叠加起来使得HSI在UV范围照射时能够区 分未消融和消融的组织。
根据本公开内容的一些方面，照射波长可以在约350nm至约400nm的UV范围内的任 何地方，优选地可在约360nm至约370nm内。可能的是照射波长可在400nm至约700nm的可见 光范围内的任何地方，优选地在约400nm至约500nm范围内。此外，照射波长可以在700nm至 约900nm的IR范围内的任何地方，优选地在约700nm至约750nm的范围内。
根据本公开内容的一些方面，照射光包含可以在约350nm至约400nm的UV范围内任 何地方的连续范围波长，优选地可以在约360nm至约370nm内。可能的是照射波长可以在 400nm至约700nm可见光范围内的任何地方，优选地在约400nm至约500nm的范围内。此外，照 射波长可以在700nm至约900nm的IR范围内的任何地方，优选地在约700nm至约750nm的范围 内。
根据本公开内容的一些方面，照射光可以在约350nm至约380nm的范围内，而所收 集的光可以为约400nm至700nm，优选地在约400nm和500nm范围内。此外，照射光可以在约 400nm至约700nm的可见光范围内，而所收集的光也可以在约400nm至约700nm的相同范围 内。可能的是照射光可以在约700nm至约900nm的红外范围内，而所收集的光在约700nm至约 900nm的相同范围内。
根据本公开内容的一些方面，照射光的波长可以比获取范围低约10nm至约50nm， 包括但不限于下述实例：如约360nm：约370nm至约470nm，约370nm：约400nm至约480nm，约 450nm：约500nm至约600nm。
根据本公开内容的一些方面，可以使用独立的带通滤光器组对来自经照射心脏组 织的发射进行滤光，包括但不限于：约460/25nm，约500/25nm，以及约540/25nm，其中，使用 照相机前方的针对特定范围可调的声光滤光器，包括但不限于：约420nm至约720nm，以及约 45nm至约900nm。
根据本公开内容的一些方面，从经照射心脏组织发射的检测光可以包括包含荧 光、反射和散射分量的发射，其中消融与未消融部位之间的荧光在约400nm至约500nm的范 围内是差异最大的，其中消融与未消融部位之间的反射在约450nm至约600nm的范围内是差 异最大的，并且其中消融与未消融部位之间的漫反射在跨约550nm至600nm范围内的可见光 谱是差异最大的。
根据本公开内容的一些方面，可以通过使用具有目标光谱(即被消融组织)的像素 的密度作为损伤灶深度的指标来实现由图像构建消融损伤灶的深度图，其中每个像素的灰 阶的强度随后使得能够创建3D图。
根据本公开内容的一些方面，将消融损伤灶鉴定为由射频造成的损伤灶并且将照 射波长设置为约400nm至约700nm以及将获取波长设置为约400nm至约700nm。此外，将消融 损伤灶鉴定为通过冷冻消融造成的损伤灶并且将照射波长设置为约350nm至约400nm以及 将获取波长设置为约380nm至约500nm。进一步地，在鉴定消融损伤灶是由射频造成的还是 由冷冻消融造成的情况下，如果消融损伤灶是由射频造成的，将照射波长设置为约400nm至 约700nm以及将获取波长设置为约400nm至约700nm，或者，如果消融损伤灶是由冷冻消融造 成的，则将照射波长设置为约350nm至约400nm以及将获取波长设置为约380nm至约500nm。
根据本公开内容的一些方面，所使用的照相机的光谱范围和类型可以变化。在一 些实施方案中，UV和白光照射两者以及反射光谱的高光谱分析可以用来可视化RF损伤灶。 与荧光的高光谱分析组合的UV照射是可视化冷冻损伤灶的更好的方法。并且因为相较于反 射光的强度，荧光强度小几个数量级，所以冷冻损伤灶可视化需要在近UV范围(350nm至 500nm)中更敏感的高光谱照相机，而可以使用在400nm至700nm范围内收集反射光的不太敏 感的高光谱照相机观察RF损伤灶。因此，尽管事实上冷冻消融或RF消融的最终结果是坏死 心肌的损伤灶，但是这两个照射源以及照相机的类型对于这两种类型的消融手术可能需要 是不同的。以非限制性实例的方式，可以使用下述设置。
图8A、图8B、图8C和图8D示出了高光谱成像(HSI)系统显示损伤灶边界的能力。图 8A示出了犬左心房的心内膜表面上RFA损伤灶的视觉外观的一个实例。尽管损伤灶可以直 观看出，但是其具有限定不清的界限。图8B示出了切除的猪左心房心内膜表面上的两个射 频消融损伤灶的视觉外观。此外，不能清楚地限定损伤灶的边界。
图8C和图8D示出了通过包括由MiddletonResearch建立的Specimen光谱仪和 AndoriXonCCD之定制推扫式HSI系统成像的图8B中所示的猪样品。来自猪左心房心内膜 表面的未消融区域和消融区域的光谱有区别成形(图8C)，从而使得能够有效分离高光谱立 方。使用由UmBioEvince软件包执行的主成分分析对得到的HSI数据立方进行分析，从而产 生具有两个明确界定的损伤灶的伪彩色合成HSI图像(图8D)。
图9A和图9B示出了使用在照相机前配备有AOTF滤光器的Perkin-ElmerNuance FX多光谱成像系统进行成像的具有两个RF损伤灶之切除的猪左心房。图9A示出了组织的视 觉外观，而图9B示出了通过HSI立方主成分分析显示的独立成分(900是损伤灶部位、蓝色是 胶原蛋白以及红色是肌肉)。采用白炽灯白光对组织进行照射，其中在450nm至950nm范围内 使用20nm步进获取反射光。
图10A、图10B、图10C和图10D示出了具有四个RF损伤灶的切除的人左心房。图10A 示出了具有用于将HSI立方分解为独立成分的目的区域的组织的视觉外观。图10E示出了原 始和归一化反射光谱的图，其中采用白炽灯白光对组织进行照射，在450nm至750nm范围内 使用20nm步进获取反射光。图10F示出了两个独立的HSI成分(胶原蛋白910和损伤灶900)的 重叠。
图11A、图11B、图11C和图11D示出了具有三个RF损伤灶的切除的猪左心房。图11A 示出了组织在UV照射下的视觉外观，图11B示出了颜色编码的HSI合成图像，而图11C和图 11D示出了通过主成分分析显示的独立成分。图11C示出了通过主成分分析显示的包括损伤 灶成分的独立成分。图11D示出了通过主成分分析显示的包括非消融成分的独立成分。
图11E示出了通过上面示出的图11C中的线1130横切并且对折以暴露胶原蛋白层 下方之消融肌肉组织(见箭头)的组织，其中颜色编码的HSI合成图像示出了组织的各方面， 示出了肌肉1110、消融肌肉1100和胶原蛋白1120。此外，图11F示出了图11E的对应目标光 谱，其中采用365nm的LEDUV光对组织进行照射，以及从420nm至600nm范围使用10nm步进获 取反射光。
除了对急性RF损伤灶和它们之间间隙的实时手术中可视化之外，对于慢性射频 (RF)损伤灶，HSI可以用于可视化来自先前执行的RF手术的愈合损伤灶。这是因为在成功消 融部位形成的胶原疤痕具有包围肌肉组织的非常不同的光谱特征。因此，HSI可以显示先前 RF消融灶的部位，从而使得医师能够靶向保留的间隙并且避免重复灼伤先前的消融区域 (后者可导致过多的疤痕，心房顺从性的损失和/或肺静脉狭窄)。
对于使用冷冻消融过程，冷冻消融过程作为日益普及的另一手段破坏异位源附近 的组织。相较于RF过程，冷冻消融过程造成了更“清楚”的损伤灶，并且术后肺动脉瓣狭窄的 发生率更低。冷冻损伤灶还更加确定并且具有较少的疤痕形成，部分原因是因为对比RF，冷 冻消融不会导致胶原蛋白和下面的肌肉层的热凝结。相反地，冷冻消融通过形成撕裂膜结 构的冰晶来破坏细胞。对比RF消融，肌肉的冷冻消融产生跨可见光谱的减少的光散射。
上述可以解析RF损伤灶的反射光谱的分离还可以适用于可视化冷冻损伤灶。然 而，由于对于冷冻损伤灶，散射的变化较不显著，因此对于可视化冷冻损伤灶，HSI仅基于组 织散射的变化很可能没那么有效。另一方面，对于冷冻损伤灶，肌肉NADH的损失和减少的反 射在同一方向上产生变化，即，两者均导致返回光光谱的右肩降低。此外，如果着眼于荧光 的光谱曲线，则可以清楚区分NADH和胶原蛋白的荧光峰。冷冻消融后，心房肌被破坏并且 NADH的荧光减少，而胶原蛋白层保持不变。因此，返回光强度下降的总量是最小的，来自损 伤灶部位的荧光的光谱曲线变化。然后，使用光谱分离算法使得能够鉴定损伤灶和损伤灶 之间的间隙。
图12A、图12B、图12C和图12D示出了具有不同强度的四个RF损伤灶的切除的人左 心房图像。图12A示出了组织在白炽灯照射下的视觉外观。图12B示出了使用UV照射(365nm 的LED源)的HSI鉴定的损伤灶。图12C示出了在UV照射下损伤灶呈现得更密集。如上所述，一 个下面的光谱分量为提高的来自消融胶原蛋白的荧光强度，至少部分地由于RF导致水含量 的损失。为了说明这个效果，图12D的组织通过线1220横切，对折，并且使用相同的设置进行 成像。红色箭头指向胶原蛋白在损伤灶部位提高的强度。另外的光谱分量可以在颜色上变 化，并且增加前图中所示的下面肌肉的散射。
图13A和图13B示出了在心内膜表面上具有RF消融损伤灶的猪左心房组织。图13A 示出了单个深损伤灶以及其3D表面图，而图13B示出了在其间有未消融组织的不同深度的 两个损伤灶。下面示出了显示未消融组织区域的两个损伤灶的3D表面图。
对于图13A和图13B的消融损伤灶，消融损伤灶必须有足够的深度，并且导致细胞 以几乎透壁的方式坏死，同时使对于非心脏结构的损伤最小化。人类的平均左心房壁厚度 为约1.8mm。检测损伤灶深度的HSI能力与具有穿透且感应更深损伤灶的更长波长(近红外 和红外范围)之照射波长的频率反向相关。因为水从消融部位蒸发，RF消融造成的组织漫反 射变化在很大程度上由增加的透壁组织干燥引起。因此，增加的损伤灶深度导致组织更不 透明的外观。图13A和图13B示出了由HSI图像重建的损伤灶深度。图13A显示了深RF损伤灶 的3D深度谱以及如图13B所示的并排放置的强弱损伤灶之间的间隙。
可以设想，与对来自包含消融组织的区域的光谱信息进行分离的方法有关的本公 开内容的系统和方法可以用于由多个像素形成的整个图像或者有限数目的独立像素。可以 在极端的情况下，将存在单个的点测量和对使用接触型导管收集的光的光谱分析。
本公开内容的系统和方法可以用于心脏的任何部分，包括右心房和左心房的心外 膜和心内膜表面、心室的心内膜和心外膜表面以及主要血管和瓣膜结构。
此外，本公开内容的系统和方法可以用于鉴定对人体的多种器官和部分进行消融 的不同组织和部位，包括但不限于子宫内膜(子宫内膜消融)或身体若干器官(包括肝、肾、 肺、肌肉或骨)内的癌症。
根据本公开内容的一些方面，组织的表面可以包括心脏组织。心脏组织的表面可 以包括心房组织的心内膜表面。照射波长可以为约350nm至约400nm。照射波长可以为约 400nm至约700nm。照射波长可以为约700nm至约900nm。照射波长可以比获取波长的范围低 约10nm至约50nm。
根据本公开内容的一些方面，可以包括使用带通滤光器组对从经照射心脏组织返 回的光进行滤光。可以设想包括使用可调滤光器对从经照射心脏组织返回的光进行滤光。 可以合并检测从经照射心脏组织返回的光，包括荧光分量、反射分量和散射分量，其中在约 400nm至约500nm的获取波长检测荧光分量，在约450nm至约700nm的获取波长检测反射分 量，以及跨整个可见光谱检测散射分量。
根据本公开内容的一些方面，可以包括将经照射组织的数字图像的每个像素分类 为消融组织或未消融组织。其中，可以基于被分类为消融组织的图像像素的堆积密度由图 像构建消融损伤灶的深度图。
根据本公开内容的一些方面，可以设想，还包括将消融损伤灶鉴定为由射频造成 的损伤灶；并且将照射波长设置为约400nm至约700nm以及将获取波长设置为约400nm至约 700nm。还可以包括通过将照射波长设置为350nm至400nm以及将获取波长的范围设置为 380nm至500nm来鉴定由冷冻消融造成的消融组织。可以设想，还包括通过将照射波长设置 为350nm至400nm以及将获取波长的范围设置为380nm至500nm来鉴定由射频造成的消融组 织。此外，可以包括鉴定由其他类型的热消融造成的消融损伤灶，包括激光、微波或聚焦超 声波诱发的损伤灶。可以设想，还包括以一个或更多个照射波长以特定波长进行照射，或者 使用具有已知光谱分布的宽带照射进行照射。还可以包括基于预先选定的多个光谱差异集 的一个或更多个光谱差异对消融损伤灶和未消融组织进行区分。
根据本公开内容的一些方面，可以设想，还包括收集光谱数据，其包括以下之一： 基于检测器的高光谱成像(HSI)系统、使用具有可调滤光器之静态装置的基于检测器的HSI 系统、包含可变波长之照射光的基于替代源的HSI或者其某种组合。还可以包括所收集的光 谱数据可以是以下之一：匹配现有光谱库、进行主成分分析、进行相关主成分分析算法、或 者其某种组合。
在一些方面，提供了用于可视化消融损伤灶的方法，其包括以一个或更多个照射 波长对具有消融损伤灶的组织表面进行照射；收集光谱数据集，所述光谱数据集包括在一 个或更多个获取波长下以多个光谱带的每个获取的经照射组织的光谱图像；基于所述消融 损伤灶与未消融组织之间的一个或更多个光谱差异对所述消融损伤灶和未消融组织进行 区分；以及创建所述组织的合成图像，所述合成图像示出所述消融损伤灶和所述未消融组 织。
在一些方面，提供了用于可视化心房消融损伤灶的方法，其包括以一个或更多个 离散照射波长对具有消融损伤灶的心脏组织的表面进行照射；收集来自所述经照射心脏组 织的光谱数据；基于所述消融损伤灶与未消融组织之间的一个或更多个光谱差异对所述消 融损伤灶和未消融组织进行区分；以及创建所述心脏组织的图像，所述图像示出消融组织 和未消融组织。
在一些方面，提供了用于对组织进行成像的系统，其包含：导管，所述导管具有远 端区域和近端区域；光源；光纤；所述光纤从所述光源延伸到所述导管的所述远端区域，以 对靠近所述导管远端的具有损伤灶部位的组织进行照射；图像束，所述图像束用于收集从 所述经照射组织反射的光；照相机，所述照相机连接至所述图像束，所述照相机被配置成采 集高光谱数据，所述高光谱数据包括以多个光谱带或以每个照射波长获取的经照射组织的 光谱图像；图像处理单元，所述图像处理单元与所述照相机通信，所述单元被配置成基于消 融损伤灶与未消融组织之间的一个或更多个光谱差异对所述消融损伤灶和未消融组织进 行区分并且创建心脏组织的图像，所述图像示出所述消融组织和所述未消融组织。
在一些方面，提供了用于对心脏组织进行成像的系统，其包含：照射装置，所述照 射装置被配置成对具有损伤灶部位的组织进行照射；成像装置，所述成像装置被配置成采 集高光谱数据；图像处理单元，所述图像处理单元与所述成像装置通信，所述图像处理单元 被配置成对所采集的高光谱数据进行处理以生成显示所述损伤灶部位的图像，其中所生成 的图像能够使得基于消融损伤灶与未消融组织之间的一个或更多个光谱差异对所述消融 损伤灶和未消融组织进行区分并且创建所述心脏组织的结果图像，所述结果图像示出所述 消融组织和未消融组织。
陈述了前述公开内容仅为了举例说明本公开内容的多种非限制性实施方案，并且 并不意在限制。因为对于本领域技术人员而言可以结合本公开内容的精神和实质来对所公 开的实施方案进行修改，所以当前公开的实施方案应当被解释为包括在所附权利要求及其 等同方案的范围内的一切内容。