專利名稱:相對較小體積組織的分光光度檢驗方法和系統(tǒng)的制作方法
本發(fā)明與1992年4月30日提交的07/876,364號美國專利申請相關，它是1992年6年月9日授權的5,119,815號美國專利的繼續(xù)申請；還與1991年1月29日提交的645,590號美國專利申請、1991年1月22日提交的644,090號美國專利申請以及1991年5月6日提交的701,127號美國專利相關，全部上述申請在此引作參考。
連續(xù)波(CW)分光光度計已被廣泛地用于在生物組織中確定一個光吸收色素(例如血紅蛋白、氧化血紅蛋白)的自然條件下的濃度。例如，此種分光光度計在脈沖血氧定量劑中將光線引入一個手指或耳垂，以測量光的衰減并隨之根據比爾·萊姆博特(Beer Lambert)公式或修正的比爾·萊姆博特吸收公式來測定其濃度。該比爾·萊姆博特公式(1)描述了在吸收分量(C)、吸光系數(∈)、光入路長<L>和衰減光強度(I/Io)之間的關系。Log[I/Io]<L>=Σ∈iCi---(1)]]>可是，直接使用比爾萊姆博特公式會引起一些問題。由于組織的結構以及生理變化很大，所以入進光子的光路長也變化很大且不能由光源及檢測器的幾何位置簡單而定。此外，光子入進路長的本身是吸收分量的相關濃度的函數。舉例來說，經過具有高的血液血紅蛋白濃度的器官的路長會不同于具有低的血液血紅蛋白濃度的同一器官的路長。而且，由于許多組織構成的吸收系數依賴于波長，因而使路長時常依賴于光的波長。針對這一問題的一個結論是同時確定∈、C和<L>，但利用CW血氧定量計這一點是不可能的。
而且，對于相對較小體積(例如手指)的組織的定量測量來說，光子的逃逸會引入嚴重的誤差，因為從該組織逃逸掉的光子會被計為已經被吸收的光子。
存在有若干種原因需要使用體內組織的血氧定量計。盡管可在自然條件下定量估計動脈氧飽和度，但不可能估計在當血液離開動脈并進入微血管基時在血紅蛋白氧濃度的改變。而且，由于尚無可以用儀器所實現的技術從微血管基直接提取血樣，所以也不可能確定從靜脈回流在特定微血管基中的氧飽合度的中間值。
在時間分解(TRS脈沖)和相位調制(PMS)分光光度計中，能夠直接測量入進光子的平均路長，但只有當該光譜是以相當大的光源檢測器分離度而被收集時才能執(zhí)行時間分解或頻率分解的頻譜的正確的量化。對于象耳輪、手指或活體檢查組織這樣的小體積的組織來說，這種分離難以實現。
因此需要一種分光光度系統(tǒng)及其方法，用于定量檢驗相當小體積的生物組織。
本發(fā)明實現一種分光光度系統(tǒng)，它旨在利用可見光或紅外輻射來檢驗相對較小體積的生物組織。
根據本發(fā)明的一個方面，用于相對較小的所感興趣的被測物體(例如生物組織、器官或處于固態(tài)、液態(tài)或氣態(tài)的非器官物質)檢測的分光光度系統(tǒng)利用可見或紅外輻射使之進入貫穿該物體的路徑。該系統(tǒng)包括一個分光光度計，具有一個用以把輻射引入到被測物體內的光輸入端口和用以檢測在貫穿被測物體的路徑上遷移的輻射的一個光檢測端口；環(huán)繞該相對較小的所感興趣的被測物體放置的光子逃逸防止裝置，用以禁止所引入的光子逃逸到被測物體的外部；以及處理裝置，根據在引入的輻射和被檢測的輻射之間的變化而用于確定被檢測物體的光的特性。
依照本發(fā)明的另一方面，采用可見或紅外輻射來檢測所感興趣的相對較小的體積的生物組織的一個系統(tǒng)包括一個分光光度計，在一光的輸入端口處具有一個用來引入輻射的光源；一個采用來檢測從輸入端口引入經一路徑到達檢測端口的的輻射的檢測器；以及一個采用來測定被引入和被檢測的輻射之間的改變的一個處理器。該系統(tǒng)還包括一個相對較大體積的光介質，形成一個防光子逃逸裝置，具有可選的散射特性及吸收特性；用來把所感趣的生物組織定位到入進路徑中以產生一個組織——介質光路的一個定位裝置；該光介質實際上限制了光子從組織——介質光路的逃逸；以及一個處理裝置，采用來根據被檢測的組織——介質光路的光特性以及該光介質的散射或吸收特性而確定該組織的生理特性。
本發(fā)明在這些方面的最佳實施例包括有下列特征之一或多個。
防止光子逃逸裝置包括環(huán)繞該被測物體的具有可選光特性的一個光介質。該可選光特性是吸收系數或散射系數。
防止光子逃逸裝置包括環(huán)繞該被測物體的一個光介質，該介質至少具有與該被測物體的光學特性實際匹配的一個光特性。
分光光度計是一個連續(xù)光波分光光度計、一個相位調制分光儀單元或時間分解分光儀單元。
所確定的生理特性是血紅蛋白的飽合度、酶的濃度或組織物質(例如葡萄糖)的濃度。
系統(tǒng)執(zhí)行的是一種單一測量，即一種連續(xù)的、根據時間監(jiān)視的所選生理特性的測量。
上述系統(tǒng)的操作是通過將被測物體置入、由光子逃逸防止裝置環(huán)繞該被測物、以所選波長進行電磁輻射以獲對在該物體內已經從輸入端口至光的檢測端口遷移的輻射進行檢測而完成的。根據在被引入及被檢測的輻射之間改變，該系統(tǒng)確定了物體的光特性。而且，帶有環(huán)繞狀的光介質、具有可與被測物的光特性相比較的光特性的不同的光子逃逸防止裝置可被選擇。然后系統(tǒng)再度測量被測物的光學特性。這種測量可被交互式地重復，直到環(huán)繞介質的光學特性實質上與被測物的光學特性相匹配為止。

圖1是用以檢測相對較小尺寸的組織的分光光度系統(tǒng)的示意圖。
圖2和2A是在進行一個手指的分光光度測量期間用于防止光子逃逸的一個圓筒體的不同示圖。
圖2B示出了用于手指血氧定量計測定的預選光特性的一套圓筒體。
圖3示出了用于人腦分光光度研究的一個光纖座的示意圖。
圖4是用于手指檢測的一個TRS檢測系統(tǒng)示意圖。
圖4A和4B示出了在一項檢測中被測吸收系統(tǒng)數的顯示被測值，而圖4C示出了它們的相關分布。
圖4D和4E示出了散射系數及其它們分別的相關分布的被測值。
圖4F和圖4G示出了血紅蛋白飽和度及其它們分別的相關分布的計算值。
參考圖1，用以檢測相對較小體積的生物組織的系統(tǒng)10包括一個可選光學特性的光介質12、一個分光光度計18、滴定循環(huán)系統(tǒng)30和一個計算機控制部分35。所感興趣的生物組織14被附在一個定位器15上，浸入光介質12中。采用經光導20和22傳導的可見或紅外光，分光光度計18檢測介質12的光特性。在最佳實施例中，光導20和22是由光纖構成，分別與光源21和光檢測器23相連。在一光輸入端口19引入的光子經一條散射及吸收路徑在介質12中遷移，并在檢測端口21被檢測。輸入端口19和檢測端口21的可選的固定幾何構形控制了遷移路徑，即光場25。
系統(tǒng)30被用來精確地改變介質12的散射和吸收特性、介質12包括根據其濃度而展示為散射特性的脂內類溶液(由地處clapton，北卡羅萊納州的Kabi Vitrum公司制造)以及展示為吸收特性的炭黑墨汁。介質12的散射及吸收特性可以通過適當溶液的混合而被保持恒定及均勻或通過在滴定系統(tǒng)30中構成成分的濃度的改變而被幾乎連續(xù)地改變。管道32和34用于這種溶液的連續(xù)循環(huán)。
在系統(tǒng)的操作中，組織14一開始被置于遠離光場25。分光光度計18檢測在場區(qū)25中的介質12，而控制部分35將所檢測的數據與吸收系數(μa)和散射系數(μs)的預選值相比較。隨后，定位器15將組織14定位于場25中，而分光光度計18測量組織14和介質12的光特性。根據所采集的具有及不具有組織14的光譜數據，計算機控制部分35確定組織14的光特性。
在另一個最佳操作方法中，在測量介質12的光特性之后，通過滴定而使介質12的散射和吸收特性匹配至組織14的特性，從而使得當該組織被插入到場25中時，其組織14不引起場25的波動。在把介質12的散射和吸收系數匹配至組織14的系數之后，分光光度計18檢測具有和不具有組織14的同一數據。已知的μa*和Us*的滴定值等于組織μa和Us值。該匹配過程首先是匹配μa而后是μs，反之亦然。
所描述的方法既可應用于體內的組織檢驗也可應用于試管內的組織的檢驗。組織14可以是由透光材料所封閉的活體檢驗的樣本，或者是插入介質12的人手指的一部分。由分光光度計18所使用的光的波長依照所感興趣的組織成分而選定(例如血紅蛋白、氧化血紅蛋白、葡萄糖、酶)；采用多種波長也是在本發(fā)明的范圍內。
本發(fā)明也包括光介質12的不同最佳實施例的采用。參考圖2，填充有介質12的中空筒42環(huán)繞著手指40并防止引入光子的逃逸。介質12的光的特性、壓力受到經管道32和34連接到圓筒42的系統(tǒng)30的控制。圓筒42的內壁是由柔韌、阻止光透材料44所構成。在手指插入該圓筒42內之后，該光阻物44充滿地擠壓在手指周圍。該內部光阻物44的尺寸要使得在手指40抽出之后其介質12完全填充圓筒42的體積。這使得介質12的背景測量以及在介質12中的手指40的測量都以與圖1相關描述的同一方式執(zhí)行。受輸入端口19和檢測端口21的位置所控制的光場25或是幾何透射型或是幾何反射型。
參考圖2B，在另一個實施例中，圓筒42由一套圓筒42A、42B、42C……所取代，每一個都包括具有恒定預選吸收和散射系數的流體或固體的介質12。固體光介質是鈦或其它散射材料，嵌入在吸收性柔韌介質中，例如鎘。
人的手指被插入每一個圓筒中，并由分光光度計18對插入的手指的光特性進行測量。利用圓筒和輸入端口——檢測端口的幾何狀的已知的光特性，其手指的光特性(即μa和μs)可與這些圓筒之一的光特性相匹配。
分光光度計18的最佳實施例是一個連續(xù)波分光計、一個相位調制分光計和一個時間分解分光計，它們在上述所引證的文獻中均有討論。
以雙重波長的連續(xù)波分光計工作的系統(tǒng)10被用作一個手指血氧定量計。如圖2A所示，由環(huán)繞的介質12防止了引入手指40內的光子的大部分的逃逸。因此，引入手指的光子或者是被吸收，或者是達到檢測端口21并由檢測器所接收。當對逃逸的光子的計數如同對吸收的光子的計數時，就不會出現誤差。對應于圓筒42的μa*和μs*的每一個所選值的背景光譜數據被存儲在系統(tǒng)中，以便能夠針對每一個波長與手指及圓筒的μa和μs的值相匹配。對于工作在敏感于血紅蛋白(Hb)和氧化血紅蛋白(HbO)的兩個波長(例如754nm和816nm)的分光計來說，該血紅蛋白飽合度(Y)是以吸收系數的比率并按照以下用于氧的飽合度的等式來計算的Y(X100%)=38-18μa754μa82625+3μa754μa816---(2)]]>其中該系數是從血紅蛋白在754nm和814nm的衰減值而確定的，該衰減值分別是εHb＝0.38cm-1mM-1，εHb＝0.18cm-1mM-1；而且在氧化血紅蛋白和血紅蛋白之間的差異衰減系數分別是ΔεHbo-Hb＝0.025cm-1mM-1和ΔεHbO-Hb＝0.03cm-1mM-1。
如本專業(yè)技術人員所公知，在血紅蛋白飽合度的測量中，血氧定量計規(guī)化了被檢測到的數據以消除由于血液體積的改變而引起的偏差。但是，該體積的改變可被用于檢測脈沖速率。
此外，通過在距檢測器若干厘米處測量所引入的正弦調制光的強度和相位移θ，一個相位調制分光計被用于測量光子的入進。對于小體積的組織，利用光介質12來實現在輸入端口和輻射端口之間的最優(yōu)距離。而且，介質12實際上消除了光子的逃逸。
被檢測的相移直接與圖2A所示的光子路徑長度的分布的均值相關。光子入進的理論預言，被檢測的光子在反射幾何狀方面將呈三維的“香焦型狀”的分布圖案，或在透射幾何狀方面為“雪茄型狀”的分布圖案。如果組織的吸收特性不同于介質12的特性，將組織14插入場25的中心就會引起路徑長度分布的不均勻，即香焦型狀的光場25是不均勻的。如果組織的μa小于所環(huán)繞介質的μa則由于具有更長路徑長度的光子將被更多地被吸收而使得平均路徑長度<L>降低，反之亦然。因此，組織14將引起在路徑長度以及相位移θ方面的改變。
而且，被檢測到的強度提供了一個調制指數(M)，這是一個強散射介質的吸收和散射特性的一個重要的度量。該調制指數被確定為AC幅度(Aλ)對AC和DC的取和(DCλ)幅度的比率。Mλ1=Aλ1Aλ1+DCλ1---(3)]]>如Sevick等人在《分析化學》(卷195第330至351頁，1991年。此文在此引作參考)中所描述，對于低的調制頻率(即，2πf＜＜μaC)，相移是渡越平均時間<t>的一個直接度量，即θ→2πf<t>。如果在一個介質中的全部光子以一恒定的速度C運行，則表示這種效果的相移，即平均路徑長度θ→2πf<L>/C。在此，全部路徑長度被加權相等。所確定的路徑長度被用于比爾—萊姆勃特公式中以進行吸收特性的確定。
隨著調制頻率的增加，越短的路徑長度將被更重地加權。在這些頻率之處(即2πf＞＞μaC)，相移后再是路徑長度的分布的好的度量，而是正比于吸收系數μa和有效散射系數(1-g)·μs|θλ|=aρ(1-g)μsf(1-μaC4πf)---(4)]]>由于有效散射系數于波長無關，在兩個波長上所測的相移比率可被表示成θλ1-θ0λ1θλ2-θ0λ2=μaλ1μaλ2---(5)]]>其中，θ0λ是由散射及背景吸收所引發(fā)的在被測波長處的相移。該吸收系數的比率被用于組織飽合度Y的確定。通過消除θ0，雙頻率、雙波長相位調制分光計可被用于確定飽合度。吸收系數的比率被表示為在不同頻率和波長處的相移的一個函數(θf1λ1/f1-(θf2λ1/f2(θf1λ2/f1-(θf2λ2/f2=μsλ1μsλ2---(6)]]>在另一個最佳實施例中，一個時間——分解分光計(TRS-脈沖)在輸入端口19處以小于微微秒的數量級輸入光脈沖。穿行通過入進路徑一個分布25的光子在檢測端口21被收集。通過以接近無限邊界條件、在一無限介質中求解作為格林(Green)函數的擴散方程式，從而確定在反射幾何形R(ρt)(或透射幾何形T(ρt))的被測光的強度。
由于在反射幾何形中的半無限介質條件，該輸入和輸出端口的分離必須是在幾個厘米的數量級以使用下面公式。ddtlogeR(ρ,t)=-52t-μaC+ρ24DCt---(7)]]>對于t→∞，吸收系數μa被確定為limt→∞ddtlogeR(ρ,t)=-μsC---(8)]]>其中ρ是輸入和檢測端口間的分離，C是在介質中的光速。有效的散射系數(1-g)μs被確定為(1-g)μs=1ρ2(4μaC2tmax2+100ctmax)-μa---(9)]]>其中tmax是延時時間，在該延時處，被檢測的反射時間的分布圖(R(ρ1t)≡I(t))達到其最大值。公式7的左側是修正過的脈沖到達時間的衰減陡度。由公式7所表明，通過測定所檢測脈沖的衰減陡度而對吸收系數量化。有效的散射系數(1-g)·μs由公式8所確定。對于已知的μa和μs以及輸入端口、輸出端口的幾何性質，系統(tǒng)具有唯一的時間分布圖I(t)。存儲的分布圖與被檢測到的用于引入組織的時間分布圖相比較，以獲得處理組織14的散射和吸收系數的一個差異分布圖。此外，通過改變介質12的散射和吸收特性而使介質12與組織14的μa和μs相匹配，以使檢測到的時間分布圖不因引入組織14而被改變。
TRS系統(tǒng)可被用于校準一個CW血氧定量計一定量化被測數據。為計數輸入端口與檢測端間的幾何距離(ρ)和路徑長度(<L>)之間的差異，某些血氧定量計采用如下所示的具有一差分路徑長度因數(DPF)的經修正的比爾萊姆博特公式吸收＝DPF·ε·[C] (10)然而，CW血氧定量計不能精確地確定差分路徑長度因數，因為該因數取決于路徑長度。TRS按照下式利用吸收系數μa和散射系數μs來確定DPFDPF=32(1-g)μsμa---(11)]]>用于新生兒頭部(46)檢測的防止逃逸光介質的一個可用實施例是一個光導發(fā)光極(optrode)支座45，如圖所示。光纖20和22插入固體散射材料(例如泡沫聚苯乙烯)47中，它為逃逸光子48提供了返回路徑。如圖中的彎曲線箭頭48所示，由于光子是經由散射材料返回組織，則入進光子在組織中的路徑長度要長得多。因此，香焦形狀的圖案則將穿透得更深，并可用較小的輸入——輸出光纖的分離獲得有意義的分光光度數據而不會有徑于實際上為直接路由所引起的光子泄漏或“短路”的危險。
系統(tǒng)10的不同的實施例可被用于執(zhí)行所選生物特性的單一測量或連續(xù)、時間相關的監(jiān)測?？梢愿郊佑糜诒粶y值連續(xù)監(jiān)測的可視顯示裝置。而且，當被測值等于一預選值時可發(fā)出報警信號。
參考圖4，在一項測試研究中，TRS-脈沖分光光度計被用于量化測定人的手指的散射和吸收特性。為創(chuàng)造半無限邊界條件，被檢測的手指40被浸沒入相當大體積的、具有含墨汁的炭的脂內類溶液52中。將購得的大約為20％濃度的脂內類浮液稀釋成大約0.5％-2.5％的濃度，以產生環(huán)繞介質52。這種脂內類溶液的濃度確定了該溶液的散射特性，而墨汁量控制著吸收特性。稀釋炭黑墨汁的所選量按照需要加入到匹配介質中。在測試中，直徑約15cm、高約8cm而體積約為9.4升的圓筒溶器51被用來容納匹配介質52。幾乎全部測試是針對25個健康志愿者(包括男性和女性)的手指而執(zhí)行的，這些人中有白種人、亞洲人、非洲人。光纖56和60的光纖末端57和59被插入到主介質的溶液表面幾個毫米之下，并被保持在被檢測手指40兩側有3cm的間隔。手指40的插入方式是使其在環(huán)繞介質52表面的5-6cm之下而處在由浸入末端57和53所定義的光場54之內。這就避免了多數光子被透射到表面。
具有5MHz重復速率的雙重波長TRS系統(tǒng)將在脈沖源62中所產生的紅(670nm)或近紅外(750和830nm)的100ps脈沖注入到介質52中。所使用的1μm直徑的輸入光纖56和2mm直徑的輸出光纖。檢測器包括有連接到一個恒定分量識別器(CFD)66的具有150ps的時間分解度的一個微通道極板光倍增管64(MCP-PMT)。單一光子計數系統(tǒng)包括有一個時間——幅度轉換器(TAC)68和用于寄存數字化數據的計算機70。在存在及不存在手指40時，都進行TRS的測量。
通過添加稀釋的黑墨汁而首先提高環(huán)繞介質52的吸收系數μa(h)來采用上述的匹配方法。一旦確定了合適的吸收器的濃度，就通過提高脂內類浮液的濃度來采用第二滴定過程以確定μ′s(h)0。
利用補償儀器響應的儀器函數對TRS數據進行反卷積。μa、μ′s及T0(即激光脈沖注入時間)被最小平方設置。吸收系數μa和散射系數μ′s是以logl0為基底表示的，可以通過乘以2.303而轉成以loge為基底表示。(注意對于以方程式9計算的μs，這種轉換不能采用。)圖4A示出了采用匹配方法和直接測量分別以670nm波長和2.5cm光纖間距對14人(4個白種人、5個亞洲人和5個非洲人)進行測試而獲的吸收系數。在匹配測量中所獲μa的相關值的變化范圍是從0.05cm-1到0.08cm-1，很顯然這一結果在這三個人種中是隨機的；然而，在直接測量方面變化更大。與匹配方法相比，直接測量會獲得高得多的μa值，這可能是由于當光纖被直接附在被測手指的表面時，其光子從手指的表面逃逸所引起的。圖4B示出了對不同組志愿者所測的吸收值。圖4C示出了作為觀察數目的函數μa的值。在本項研究中，沒有發(fā)現手指直徑和吸收系數μa之間的關系，表明手指的大小對μa無影響。
圖4D示出針對圖4A的14個人以匹配方法在670nm測得的μs。散射數據在圖4E中被總結為關于μs出現的函數。均值是6.62cm-1而誤差是0.64cm-1，具有近似的高斯分布。
量化的手指血紅蛋白飽合度是以670nm和750nm測量的。由于在750nm處的水的吸收性起的作用相對地高，因而有必要從所計算的μa值中減去水的吸收背景。為此目的，我們假設水在750nm和670nm的吸收系數分別等于0.0041/cm和0.0261/cm。μa的背景校正值和相應的血紅蛋白飽合度值在下表中給出并在圖4F和4G中給出。
權利要求
1.利用引入到通過所感興趣的被測物體的光路中的可見或紅外輻射檢測該被測物的一種分光光度方法，其特征在于該方法包括以下步驟(a)在所說的被測物外提供一光學裝置，用于限制光子的逃逸或阻止光子從所說被測物體內部逃逸到外部；(b)在一光輸入端處將可見或紅外范圍內的選定波長的電磁輻射輸入進該被測物體；(c)檢測已經入進所說被測物體從所說輸入端至一個光檢測端并由光檢測端口接收的輻射，(d)根據在所述輸入端引入的輻射和遷移到所述檢測端的被檢測輻射之間的變化來確定所說被測物的光學性質。
2.根據權利要求
1的方法，其特征在于，其中所說的被測物體是生物組織，它至少占據在所說光輸入端口和所說光檢測端口之間所說光路的一部分，并因而產生一個組織——介質光路徑。
3.如權利要求
2的方法，其特征在于，其中所說生物組織具有相對較小的體積。
4.根據權利要求
1或2的方法，其特征在于，其中所說的用于限制光子逃逸或阻止逃逸的光子的光學裝置包括至少部分環(huán)繞所說被測物體的光介質，所說光介質具有一種可選的光特性。
5.根據權利要求
4的方法，其特征在于所述光特性是吸收系數或散射系數。
6.根據權利要求
1或2的方法，其特征在于，其中所說的用于限制光子逃逸的光學裝置包括至少部分環(huán)繞所說被測物體的一個光介質，所說的光介質至少具有實際上與所說被測物的光學特性相匹配的一個光學特性。
7.根據權利要求
6的方法，其特征在于所說的光介質的光特性是吸收系數或散射系數。
8.根據權利要求
1的方法，其特征在于，其中所說的確定步驟(d)包括(e)選擇包括一光介質的光學裝置，其中所述光介質至少具有一種可與所說被測物體光學特性相比較的光學特性，(f)執(zhí)行所說的步驟(b)和(c)以測量所說被測物體的光特性，(g)選擇另一個包括一個光介質的光學裝置，該光介質具有與所說被測物體的相應光特性更接近的光特性，(h)交替地重復所說的步驟(f)和(g)，直到所說光介質的光特性實質上與所說被測物體的光特性相匹配。
9.根據權利要求
1，2或3的方法，其中所說的所選波長的輻射是下列類型的輻射之一連續(xù)波的低頻輻射由數量級為108HZ頻率載波波形所調制的連續(xù)波輻射或具有持續(xù)期為1納秒(10-9秒)或更小數量級的脈沖輻射。
10.根據權利要求
1，2或3的方法，其特征在于所說的被測物是生物組織，而所說的光特性與在該組織內的血紅蛋白氧合性、葡萄糖或酶的水平相關。
11.根據權利要求
1或8的方法，其特征在于所說的被測物是人的手指、頭或活體樣本。
12.根據權利要求
8的方法，其中所說的光介質包括流體或固體。
13.利用可見或紅外輻射檢測所感興趣的相對較小體積的生物組織的分光光度方法，所說方法包括下列步驟(a)提供選定散射或吸收特性的一種光介質；(b)把所感興趣的生物組織引入到所說光介質中，以使所說的光介質至少部分地環(huán)繞所感興趣的生物組織，從而構成在一光輸入端口和一光檢測端口之間的組織——介質光路徑；(c)在所說的輸入端口引入選定波長的可見或紅外輻射的脈沖，其具有小于納秒數量級的持續(xù)期；(d)在一定時間內檢測從所述輸入端口引入通過所說組織——介質路徑遷移到所述檢測端口的輻射；(e)確定所檢測的脈沖波形在所說波長下相對于輸入脈沖波形在形狀上的改變；(f)根據所說已被改變的波形確定所說組織的生理特性。
14.利用可見或紅外輻射檢測所感興趣的相對較小體積的生物組織的分光光度方法，所說的方法包括下列步驟(a)提供選定散射和吸收特性的一種光介質；(b)把所感興趣的生物組織引入到所說光介質中，以使所說的光介質至少部分地環(huán)繞所感興趣的生物組織，從而構成在一光輸入端口和一光檢測端口之間的組織——介質光路徑；(c)在所說的輸入端口處引入在可見或紅外范圍內的選定波長的一種電磁輻射，所說輻射已經由可以確定所說光路徑平均長度的頻率的載波波形所調制；(d)檢測從所述輸入端口引入經過所說組織——介質路徑到所述檢測端口的所述波長的輻射；(e)將被檢測的信號與所引入的信號相比較從而確定所說被檢測信號對于所說引入的信號的相位移，所說的相位移指示出所說組織——介質路徑的散射和吸收特性；(f)根據所檢測的相位移確定所說組織的生理特性。
15.根據權利要求
13或14的方法，其中所說的確定步驟包括把已知的改變引入所說光介質散射或吸收特性中；通過執(zhí)行所說的步驟(b)至(e)測量所說組織——介質光路徑的光特性；交互地重復上述的步驟，直到所說光介質的至少一個所說的光特性與所說被測物相對應的光特性實示匹配為止。
16.根據權利要求
13或14的方法，其中所說的生理特性與所說組織的吸收系數或散射系數相關。
17.利用可見或紅外輻射檢測所感興趣的相對較小體積的生物組織的分光光度方法，所說的方法包括以下步驟(a)提供選定散射和吸收特性的一種光介質；(b)把所感興趣的生物組織引入到所說的介質中，以使所說的介質至少部分地環(huán)繞所感興趣的生物組織，從而構成在一光輸入端口和一光檢測端口之間的組織——介質光路徑；(c)在所說輸入端口處引入在可見或紅外光范圍內的選定波長的一種電磁輻射；(d)檢測已經從輸入端口入進經過所說路徑到達所述檢測端口的輻射；(e)根據所說被測輻射的強度確定所說路徑的散射特性或吸收特性；(f)把已知的附加改變引入到所說光介質的散射或吸收特性中；(g)在所說的輸入端口引入所說的輻射；(h)對已經入進通過從輸入端口到檢測端口的路徑的輻射進行檢測；(i)根據所說檢測輻射的強度確定所說路徑的散射或吸收特性；以及(j)根據由所說光介質的所說散射特性或吸收特性中的已知的改變所引起的所說光路徑的被確定的散射和吸收特性之間的改變來檢驗所說組織的生理特性。
18.根據1，14或17的方法，其特征在于所說的輸入端口和所說的檢測端口在設置上是透射幾何狀或反射幾何狀。
19.利用引入到通過所感興趣的被測物體的光路中的可見或紅外輻射檢測該被測物的一種分光光度系統(tǒng)，其特征在于所說的系統(tǒng)包括一個分光光度計單元，包括用以將輻射引入被測物體的一個光輸入端和與一檢測器相連接用以測量從光輸入端引入經該被測物體內的光路的輻射的一個光檢測端口，光子裝置，放置在所感興趣的被測物外，用以限制所引入的光子的逃逸或阻止從被測物內部逃逸到被測物外部的光子，處理裝置，連接到所說的分光光度計單元，用以根據所引入的輻射和遷移到檢測端口的被檢測的輻射之間的變化來確定被測物體的光學性質。
20.根據權利要求
19的分光光度系統(tǒng)，其特征在于所說的被測物體是占據在所說光輸入端口和光檢測端口之間的一部分的生物組織，從而構成一組織——介質光路徑。
21.根據權利要求
19的分光光度系統(tǒng)，其特征在于所說的生物組織具有相對較小的體積。
22.根據權利要求
20或21的系統(tǒng)，其特征在于，該分光光度系統(tǒng)中所說的光學裝置包括一光介質，至少部分地環(huán)繞所說的生物組織，并具有可選的光特性。
23.根據權利要求
19，20或21的分光光度系統(tǒng)，其特征在于所說的裝置包括至少部分環(huán)繞所說生物組織的一光介質，所說光介質的至少一個光特性與所說生物組織相應的光特性實際匹配。
24.根據權利要求
19，20或21的分光光度系統(tǒng)，其特征在于所確定的生物組織的光特性是吸收系數或散射系數。
25.根據權利要求
19，20或21的分光光度系統(tǒng)，進一步包括與所說生物組織的散射或吸收特性相接近的具有不同的散射和吸收特性的另一種光介質。
26.根據權利要求
19的分光光度系統(tǒng)，其特征在于所說的被測物是生物組織，而所說的被確定的光學特性與在所說組織內的血紅蛋白氧合性、葡萄糖或酶水平相關。
27.根據權利要求
19的分光光度系統(tǒng)，其特征在于所說的被測物體是人的手指、頭或活體檢驗取樣。
28.根據權利要求
19，20或21的分光光度系統(tǒng)，其特征在于所說的分光光度計單元是利用低頻輻射載波分光光度計。
29.根據權利要求
19，20或21的分光光度系統(tǒng)，其特征在于所說的分光光度計單元是一個相位調制分光光度計，而所說的被引入的輻射是由數量級為108HZ頻率的載波形所調制的輻射。
30.根據權利要求
19，20或21的的分光光度系統(tǒng)，其中所說的分光光度計單元是一個時間分解的分光光度計，而所說的被引入的輻射包括數量級為納秒或更小的輻射脈沖。
31.利用可見或紅外輻射檢測所感興趣的相對較小體積的生物組織的系統(tǒng)，其特征在于包括一個分光光度計，包括一個用于在一個光輸入端口引入輻射的光源，一個用于檢測已從所說輸入端口入進經過所說輸入端口到一個光檢測端口的一條路徑的輻射的檢測器，用于測定引入的與被檢測的輻射間變化的處理器，具有可選散射和吸收特性的、至少部分地環(huán)繞被測生物組織的一個光介質，定位裝置，用于將所說感興趣的生物組織定位到所說的入進路徑中，以產生一個組織——介質光路徑；所說光介質實際上限制光子從所說組織逃逸或對這種逃逸的光子起作用，以及所說處理器還根據被檢測的所說組織——介質光路的特性和所說光介質的散射和吸收特性，用以確定所說生物組織的生理特性。
32.利用可見或紅外輻射檢測所感興趣的相對較小體積的生物組織的一個系統(tǒng)，其特征在于包括一個相位調制頻譜單元包括一個光源，用于在一輸入端口引入在可見或紅外范圍內選定波長的一個電磁幅射，所說幅射已經由一個數量級為188Hz的載波波形所調制，一個檢測器，用于檢測已從所說輸入端口入進到達檢測端口的輻射，相位檢測器，用于把所檢測的幅射和所引入的幅射相比較，從而確定所說檢測幅射對于所引入幅射的相位移，一個光介質，至少部分地環(huán)繞被測生物組織以產生一個組織——介質光路徑，具有可選的散射和吸收特性，所說的光介質實示限制了光子從所說組織逃逸或阻止這種逃逸的光子，以及處理裝置，根據所檢測的相位移來確定該生物組織的生理特性。
33.利用可見或紅外輻射檢測所感興趣的相對較小體積的生物組織的一個系統(tǒng)，其特征在于包括一個時間分解頻譜單元包括一個光源，用于在所說輸入端口引入具有小于ns(10-9秒)數量級的可見或紅外輻射所選波長的脈沖；一個檢測器，在整個時間過程中，用于檢測在所述組織中從輸入端口到輸出端口遷移的幅射；一個處理器，用于確定被檢測脈沖波形相對于引入的脈沖波形在所說波長處的形狀上的改變；一個光介質，至少部分地環(huán)繞被測生物組織以產生一個組織——介質光路徑，具有可選的散射和吸收特性，所說的光介質實際限制了光子從所說組織逃逸或阻止這種逃逸的光子，以及所說處理器進一步用來確定所說組織的生理特性。
34.根據權利要求
31，32或33的系統(tǒng)，其中所說的生理特性與所說組織內的吸收系數、散射系數或血紅蛋白氧合性、葡萄糖或酶的水平相關。
35.根據權利要求
31，32或33的分光光度系統(tǒng)，其特征在于所說的光介質包括流體和固體。
36.根據權利要求
31，32或33的系統(tǒng)，其中所說的組織是人的手指，而所說光介質被成形以適合圍繞所說的手指。
專利摘要
利用可見或紅外輻射對一定體積的生物組織進行檢測的系統(tǒng)(10)包括一個分光光度計(18)、具有可選散射和吸收特性的光介質(12)和用于確定被檢組織生理特性的一個處理器(35)。分光光度計(18)具有在一光輸入端口(19)用于引入輻射的光源(21)和一個用于檢測已從輸入端口(19)經過一路徑移至光檢測端口(21)的輻射的檢測器(23)。該生物組織被置于在光介質(12)內部的光子入進路徑之中，以產生生物組織-介質光路。該光介質被用以限制光子從生物組織的實際的逃逸。根據對生物組織介質光路所檢測的光特性和光介質(12)的可選特性，處理器(35)確定該生物組織的性質。
文檔編號G01N21/31GKCN1039382SQ94190957
公開日1998年8月5日 申請日期1994年1月19日
發(fā)明者布里頓·常斯 申請人:無創(chuàng)傷診斷技術公司導出引文BiBTeX, EndNote, RefMan專利引用 (1),