專利名稱：采用時間分解分光技術(shù)實現(xiàn)體內(nèi)細胞組織量與質(zhì)檢測的方法與裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及用于細胞組織體內(nèi)特征檢測的一種時間分解分光技術(shù)的方法及裝置。
連續(xù)波(CW)細胞組織血氧測定計被廣泛地用于在生物細胞組織中確定一個光吸收色料(例如血紅素、氧化血紅素)的體內(nèi)集聚度。這種連續(xù)波血氧測定計測定連續(xù)光在細胞組織中的衰減，并根據(jù)比爾萊姆伯特(Beer Lambert)公式或修正的比爾萊姆伯特吸收性公式來測定集聚度。該比爾萊姆伯特公式(1)描述了在吸收分量(C)、吸光系數(shù)(ε)、光入路長(L)和衰減光強度(I/Io)之間的關(guān)系。log[I/I0]<L>=ΣϵiCi-------------(1)]]>CW分光光度技術(shù)不能同時確定ε、C和<L>。若真的能夠測定經(jīng)過全部被測物的光子的路徑長度均屬恒定不變且均勻，那就可能采用CW血氧測定計來直接量化被測分量的集聚充(C)。
在細胞組織中，光子的遷移路徑長度隨著由該CW血氧測定計所檢測的內(nèi)部細胞組織的大小、結(jié)構(gòu)及生理特性而發(fā)生變化。舉例而言，在人腦中的灰、白物質(zhì)及其構(gòu)成因人而異。此外，光子遷移路徑長度本身還是吸收成分的相關(guān)集聚度的一個函數(shù)。結(jié)果是，經(jīng)過具有高血紅素集聚度的某一器官的路徑長度將不同于具有低的血紅素集聚度的同一器官的路徑長度。此外，由于許多細胞組織成分的光吸收系數(shù)是由波長而定，所以路徑長度時常取決于光波長。因此，當在細胞組織中進行血紅素集聚度的量化時，最好是可能直接測到該路徑長度。
時常期望確定體內(nèi)的血紅素飽和度。盡管是在血液充體器官中可以定量動脈氧的飽和度，但當其血液離開動脈而進入微血管基時卻不可能估計在血紅素氧的集聚度方面的改變；因為目前尚無可施用的技術(shù)來從微血管基直接提取血樣，因此不可能確定從靜脈回流的特定微血管基中氧飽和度的即時值。
與CW血氧測定計不同，時間分解分光脈沖技術(shù)(TRS—pulse)可直接測量遷移光子的平均路徑長度以及其它細胞組織的特性，例如在該組織內(nèi)的光的吸收和散射特性。
如上面所引證的專利及專利申請所描述，這種TRS系統(tǒng)以10-10秒的光脈沖輻射其細胞組織，其光子遷移經(jīng)過一個在光的輸入端口和光的檢測端口之間一條路徑。由于該細胞組織的吸收和散射特性，使得輸入脈沖的形狀被修改。已修改的光由一光倍增器所檢測，被放大且被存儲在一個多通道分析器中。這種多通道分析器只收集針對每一輸入光脈沖的單個光子。出自每一個被測光子的信號被作時間延遲的編碼并被紀錄下來。要在一個相當長的時間間隔(5分鐘的數(shù)量極)上累計脈沖，使得在其被測脈沖最大值被收集到大致105的計數(shù)。為了獲得合理的統(tǒng)計值以便能夠獲得關(guān)于被測脈沖的在三至四十的對數(shù)斜線上相當可靠結(jié)果。
對于某些應(yīng)用場合，這種太長的收集時間是不利的。而且，與CW系統(tǒng)相比而言，這種單個光子計數(shù)的TRS脈沖系統(tǒng)的儀器價格昂貴。在美國專利5119815的實施例中所示的這種相當復(fù)雜、高價及其龐大的TRS脈沖系統(tǒng)對于當今經(jīng)費削減的保健產(chǎn)業(yè)的市場化方面可以說是有某些障礙。
因而需要一種經(jīng)濟實效的時間分解的分光光度系統(tǒng)，用于細胞組織的定量及定性檢測，它僅需要相當短的數(shù)據(jù)累積期。
本發(fā)明是以用于對被測物的生物細胞組織的檢測的一種方法及其系統(tǒng)為特征，其系統(tǒng)利用一個光源、一個光檢測器、一個具有積分器定時控制的一個門控積分器和一個處理器。利用在接有光源的一個光輸入端口和接有一個檢測器的光檢測端口之間的遷移的光子來確定被測細胞組織的散射及吸收特性。在輸入端口處，光源被用于把在可見或紅外范圍內(nèi)所選波長的電磁輻射的脈沖輸入到該細胞組織，其脈沖具有的持續(xù)期是在毫微秒或更小的數(shù)量級。在該檢測端口處，檢測器被用于檢測源于輸入端口、已在該細胞組織遷移的那些已被修改的脈沖光子。門控積分器和積分定時控制器用于積分在已修改脈沖到達時間上的至少兩個彼此分離的所選時間間上的光子。處理器被用于根據(jù)在每一個時間間隔上所積分的光子數(shù)目來確定被測細胞組織的生理特性。
本發(fā)明的實施例可以包括一個或多個下列特征。
系統(tǒng)進一步包括一個附加的門控積分器和積分器定時控制器，用于在修改的脈沖到達時間上的一個所選時間間隔上積分光子。
處理器可以根據(jù)在已修改脈沖到達時間上的至少兩個所選彼此分離的時間間隔上所積分的光子數(shù)目來確定被測細胞組織的吸收系數(shù)(μa)。
該吸收系數(shù)是以該已修正脈沖到達時間的衰落陡度確定的。
門控積分器、積分器定時控制器和處理器被用來確定在被輸入脈沖和對應(yīng)于已修正脈沖的被測分布具有最大值時刻之間的延時(tmax)。
該處理被進一步用于利用下列公式確定被測細胞組織的有效散射系數(shù)(1—g)·μs(1-g)μs=1ρ2(4μaC2tmax2+10Ctmax)-μa]]>其中ρ是輸入和檢測端口之間的距離，C是光在介質(zhì)中的速度。
在輸入端口處，該光源被進一步用于將在可見或紅外范圍內(nèi)的一個第二所選波長的電磁輻射引入到細胞組織，并且在檢測端口處，檢測器被進一步用于檢測來自輸入端口的已在細胞組織中遷移的第二波長的已修改的脈沖的光子。門控積分器和積分器定時控制器被進一步用于在已修改脈沖到達時間上的至少兩個彼此分離的時間間隔上積分被檢測的光子。處理器被進一步用于根據(jù)在針對每一所選波長的每一時間間隔上所積分的光子數(shù)目來確定被測細胞組織的生理特性。
被測細胞組織的吸收系數(shù)(μa)可以根據(jù)在已修正的脈沖到達時間上的至少兩個所選彼此分離的時間間隔上所積分的光子數(shù)目由處理器來確定。
處理器被進一步用于根據(jù)對于每一所選波長的吸收系數(shù)來確定一個細胞組織色料的集聚度。
處理器被進一步用于根據(jù)對于兩種所選波長的吸收系數(shù)的比率來確定氧的飽和度Y。
門控積分器和積分器定時控制器被進一步用于在已修改脈沖的整個到達時間上的若干個彼此相分離的所選時間間隔上來積分被測光子，并且該處理器被進一步用于確定在整個到達時間上的已修改脈沖的強度分布。
該處理器被進一步用于確定光子遷移路徑長度的分布平均路徑長度。
被確定的路徑長度被用于校準由連續(xù)波血氧測定計所測量的數(shù)據(jù)。
光源包括一個由脈沖發(fā)生器和脈沖輸送器所驅(qū)動的激光器。光源波長是在600nm至1000nm之內(nèi)。


圖1是根據(jù)本發(fā)明一個實施例的兩個門控積分器TRS脈沖系統(tǒng)的方框圖。
圖2是圖1的定時圖。
圖3是根據(jù)本發(fā)明另一實施例的單個積分器單一波長TRS脈沖系統(tǒng)的方框圖。
圖4是根據(jù)本發(fā)明另一個實施例的多個門控TRS脈沖系統(tǒng)的框圖。
圖5和5A分別表示針對圖4系統(tǒng)的典型時間分解頻譜和定時圖。
圖5B表示遷移過具有不同吸收和散射特性區(qū)域的細胞組織的光子時間分解頻譜圖。
圖6是采用了一個用于時間校準的附加基準光纖的一個TRS脈沖系統(tǒng)的方框圖。
圖6A是包括一個已修改脈沖和一個基準脈沖的時間分解頻譜圖。
如在1992年2月12日在美國專利商標局提交的題為“簡化TRS”的第301998號文件所描述的那樣，圖1(公開文件的BC148)示出一組適用的電子元件，包括以100MHZ操作的0.5毫微秒脈沖產(chǎn)生器(12)和一個具有0.5毫微秒持續(xù)期的100MHz的脈沖序列。這些脈沖被以50MHZ的頻率交替地切換到670nm激光器二極管(14)或816nm激光器二極管(16)，以照射被測物(10)，例如人的前額。輸出(20)由接到寬帶放大/阻抗改變器(24)的一個R928PMT(22)所檢測，隨即送到兩個并行脈沖積分器(26和28)。在對應(yīng)于被測物由兩個波長(670和816nm)所照射的那些時刻，這些脈沖積分器就被啟動，為此目的的觸發(fā)產(chǎn)生器以圖2定時圖操作，它包括兩個觸發(fā)器產(chǎn)生電路(15，17)，每一個都取自對應(yīng)光源的二極管所觸發(fā)。因此，積分器12b和(28)僅在特定光源被啟動時才被啟動。它們的輸出(27和29)被接到減法和比率電路(30)，以使得輸出兩波長的比率，該輸出又/再送到一個簡單的計算機(32)來計算飽和度。
門控及延時產(chǎn)生器(19)按定時圖(圖2)操作，并包括兩個產(chǎn)生器，每一個都由合適的觸發(fā)脈沖所觸發(fā)(相同的門控產(chǎn)生元件可利用電子開關(guān)交替地作時間共享)。
按照定時圖(34)，從670nm光源獲得的觸發(fā)脈沖(36)為門控脈沖(40)提供了一個延時門(38)，它的范圍是在2至2.7毫微秒。該門信號觸發(fā)了一個脈沖積分電路(26)，積分被檢測的光子(41)。對于816nm的光源而言其過程是相同的，只是其中的門信號(19)觸發(fā)的是第二脈沖積分電路(28)。隨后，選擇延時門2的延遲時間，使延時門2的信號(42)觸發(fā)門脈沖2的從3.8到5.4毫微秒的信號，作為來自上述兩光源的脈沖信號。
可以得到的是代表這種累積的一種模擬電壓，再利用一個模擬(或數(shù)字)電路將此模擬電壓轉(zhuǎn)換成對數(shù)。這些對數(shù)結(jié)果由在兩者之間的已知時間差所除，從而給出具有合適的標度的針對某一特定波長(例如670nm)的μa。還可以獲得另一波長值(例如816nm)，從而可獲得兩個波長的μa值并被用于輸入到用于飽和度計算的普通的計算器(32)內(nèi)。
圖3示出了“矩形函數(shù)”簡化TRS系統(tǒng)的另一個實施例的示意圖，它采用單一積分器用于門控光子信號的積分。工作在100MHZ數(shù)量級的一個頻率的脈沖產(chǎn)生器52接到一個脈沖發(fā)送器54，驅(qū)動一個激光器56(例如PLP—10脈沖激光二極管)。激光器56產(chǎn)生出一序列光脈沖，具有所選的波長(例如754nm)和數(shù)量級為100微秒和恒定持續(xù)期(也可以選用毫微秒數(shù)量級的脈沖)。該光脈沖經(jīng)揭合到光纖58并在輸入端口引入到被測物50。發(fā)送的光子在被測物中遷移送達一個光纖60的檢測端口。在遷移過程中，由于被測物50的細胞組織的散射和吸收特性使輸入的脈沖已被修改。達到檢測端口的光子被發(fā)送到一檢測器62(例如光倍增器R928、R1517、MCPR1712、R1892或其它型號)。
檢測器62的輸出在寬帶預(yù)放大器/阻抗改變器64中被放大并被耦合到一個矩形函數(shù)積分器66。積分器66由一脈沖門信號啟動，收集在一預(yù)定時間間隔上到達的全部光子。該積分器輸出(72)送到計算機接口模塊74。計算機76存儲在積分器66的收集間隔內(nèi)的所檢測數(shù)目的總數(shù)。
積分器66包括由來自脈沖發(fā)送器54來的觸發(fā)信號55所觸發(fā)的觸發(fā)器65。觸發(fā)器65啟動一個延時門67，然后開始計數(shù)由一門寬度電路69所確定時間間隔之內(nèi)全部檢測光子。從門寬規(guī)范器71輸出的信號是一個模擬或數(shù)字信號。表示在預(yù)選門寬間隔期內(nèi)達到該檢測端口的全部光子。采用由斯坦福研究系統(tǒng)所制作的SR250可以實現(xiàn)一個完好的積分器。
根據(jù)應(yīng)用的情況，計算機76設(shè)置延遲門電路67的延時時間及其門寬電路29門通時間寬度。系統(tǒng)能夠在所檢測的脈沖整個時間分布上來掃視積分門寬度。門寬規(guī)范器71根據(jù)所檢測信號電平來調(diào)節(jié)積分時間的寬度。根據(jù)被檢脈沖下降的指數(shù)衰減的情況，針對較小的信號，可以對數(shù)地增加門寬；這樣可增加信噪比。系統(tǒng)以至少10KHZ的重復(fù)率操作。
參考圖4，可選擇多個(至少三個)并行的積分器使用在更快及更高效率的系統(tǒng)中。如圖3那樣，通過合適地選擇延時門和門寬度，此系統(tǒng)可被用于確定示于圖5的被測脈沖(89)的整個分布。
脈產(chǎn)生器52接到脈沖發(fā)送器54，交替地驅(qū)動激光器56和57。這種交替的耦合是由107HZ數(shù)量級的頻率操作的一個切換器53所提供的。通過光纖98或其它的光導(dǎo)，可見或紅外范圍以及10-9至10-10秒波長的光脈沖被交替耦合到被測物10。這種光脈沖被定位在光纖98的輸入端口和光纖100的檢測端口之間被測物50的細胞組織所修改。修改后的脈沖由檢測器102所檢測，且該已檢測的信號由預(yù)放大器104所放大。積分器80、82和84在所選門寬間隔內(nèi)所集數(shù)據(jù)，如圖5A定時圖所示。觸發(fā)器55與輸入脈沖相關(guān)聯(lián)觸發(fā)延時門1、2和3(圖5A所示)，設(shè)置其具有已選的延遲時間。每一個延時間隨后觸發(fā)其相對應(yīng)的積分器，收集在延遲寬度時間到達該檢測器的全部光子。每一個積分器收集在其由門寬所定義的積分時間內(nèi)到達檢測端口的光子。這種構(gòu)形可實現(xiàn)至少為10KHZ的重復(fù)率。
圖5和5A的門裝置采用門91和95，以檢測信號的衰落陡度，而第三個門99可被用來確定背景信號。積分器80和82的輸出92和96被用于計算該陡度。
為在每一單獨的積分器中獲得近似相等的信噪比，其時間窗口的長度被設(shè)計成隨著延時時間在門寬度中的對數(shù)增加而呈現(xiàn)信號強度的指數(shù)衰減。
參考圖5和5A，通過掃描延時門(90、94和98)以及正確地調(diào)節(jié)門寬度，系統(tǒng)收集對應(yīng)整個被測脈沖的數(shù)據(jù)；隨后再計算被測脈沖的形狀(89)，即確定時間相關(guān)的光強度分布I(t)。被測脈沖形狀I(lǐng)(t)包含著關(guān)于被測細胞組織的散射和吸收特性的信息，它與在細胞組織內(nèi)光子路徑長度的分布密切相關(guān)。光場是輸入—輸出端口分距(ρ)以及細胞組織的光特性(吸收系數(shù)μa、散射系數(shù)μs和非均勻散射平均余統(tǒng)g)的函數(shù)。由一個總的擴散等式來描述光子在細胞組織中的遷移，如同在E.M.Sevick、B.Chance、J.Leigh、S.NioKa和M.Maris在“分析生物化學(xué)”330期195頁(1991年)中所描述，在此引其全文作為參考。
系統(tǒng)利用事先確定的解法求解在無限介質(zhì)中連續(xù)分布，例如具有接近無限邊界條件的格林函數(shù)，其中對于擴散等式的求解是為獲得反射幾何學(xué)的被測光強度R(ρ，t)和透射幾何學(xué)的光強度T(ρ，d，t)。在具有厘米數(shù)量級的輸入和輸出端口的間距的半無限介質(zhì)的反射設(shè)計方案中，其反射性是由下式確定ddtlogeR(ρ,t)=-52t-μaC+ρ24Dct-----(2)]]>對于t→∞，吸收系數(shù)μa如下確定其中ρ是輸入和檢測端口的分離距，C是光在介質(zhì)中速度。Limt→∞ddtlogeR(ρ,t)=-μaC---------------(3)]]>在時間趨于無窮的情況中不成立，等式(2)可重寫以獲得μaμaC=-ddtlogeR(ρ,t)+ρ24Dct-52t--------(4)]]>D值可是一個細胞組織的均值或者是針對具體被測組織類型(例如頭或胸)的特定值。
有效散射系數(shù)(1—g)μs由下式確定(1-g)μs=1ρ2(4μac2tmax2+10ctmax)-μa--------(5)]]>其中tmax是在被測反射時間分布(R(ρt)≡I(t))達到最大值時的延遲時間。公式(3)的右半部是修改脈沖到達時間的衰落陡度。
圖1、3和4的系數(shù)可以實現(xiàn)吸收系數(shù)μa、細胞組織飽和度(y)、平均光路徑長度(<L>)和散射系數(shù)μs的實時直接輸出。其中吸收系數(shù)是通過如公式(3)所描述的那樣對被測脈沖的衰落陡度的估定而量化得到的。有效的散射系數(shù)(1—g)·μs是從公式(5)確定的。
如上所述，被測脈沖的強度分布I(t)對于被測細胞組織的吸收和散射特性有很強的依賴。對于相對均勻的細胞組織(如胸部肌肉)，被測脈沖通常展現(xiàn)為單一指數(shù)衰落(圖5A)。在光脈沖遷移通過不同類型的細胞組織中(例如包括白物質(zhì)和灰物質(zhì)的腦組織)，被測分布(I(t))就包括“兩個或更多的脈沖”，每一個表示一類細胞組織特征(注意圖5B中的105、106和107的脈沖波形)。圖1、2或3的TRS系統(tǒng)在整個遷移光子到達時間延時上掃描延遲門，收集強度分布I(t)并除去它們的褶積。計算機處理器隨后將此強度分布相關(guān)地置成兩個或多個曲線，并利用公式(3)和(5)有效地確定每一種細胞組織的散射和吸收系數(shù)。
在輸入端口引入的光子根據(jù)散射機會的多少而在它們遷移路徑上發(fā)生散射。在高的散射細胞組織中，光子的穿行時間最長，且光子最有可性穿透較大的體積的細胞組織。這一穿行時間(或均值時間<t>)正比于光子所穿越的路徑長度，其中假設(shè)穿越的光子速度是C/n(其中C是在真空中的光速，而n＝1.36，是細胞組織平均折射指數(shù))。從被測到的和反褶積所獲的光子強度分I(t)出發(fā)，可以根據(jù)下式確定路徑長度分布的平均路徑長度<L>=cn∫0∞I(t)t∂t∫0∞I(t)t∂t------(6)]]>光子遷移理論預(yù)計被檢測的光子在反射幾何光中可表示成一個三維“香蕉型”分布圖形或透射幾何學(xué)中表示成一個“雪茄型”分布圖形。凹面或下陷的邊界是由于達到空氣散射的干擾的光子的逃逸所引起的，而更深的邊界是由于吸收體所衰減的長路徑光子所致。如果細胞組織吸收特性是均勻一致的，當有例如出血或腫塊的吸收物存在時，則路徑長度的分布也是均勻的。
通過加大ρ或通過在一個掃描移動中來移動輸入端口或檢測端口來使光場被移動經(jīng)過該細胞組織或?qū)崿F(xiàn)更深的場穿透。
當吸收物離光場甚遠時，它將不改變香蕉型的光場。隨著光場被移動靠近強吸收物，從輸入到輸出端口的方向上已經(jīng)遷移了最遠距離的光子將由在吸收體中的吸收過程所消除。由于具有最長路徑長度的光子被吸收，這種場對于吸收物的靠近就縮短了路徑長度的分布，被檢測作為平均路徑長度<L>的減小量。當著光場進一步靠近吸收場，被檢測光子的一部分可繞被測物遷移而不被吸收，這些光子隨著路徑長度的分布的加長而被檢測。因此，平均路徑長度的測量揭示了一細胞組織(例如腫塊或局部出血)強吸收成分的位置所在；可以設(shè)想這是一種獲知細胞組織吸收成分如何的方法。
此外，一種吸收(或穿透)細胞組織成分的定位可以通過在被測物上移動輸入端口和檢測端口并隨后產(chǎn)生吸收系數(shù)、散射系數(shù)及飽合度值等的二維圖象來實現(xiàn)。
在包括對血紅素(Hb)和氧化血紅素(HbO2)敏感的兩種波長的TRS系統(tǒng)中(例如754nm和816nm)，血紅素飽和度(Y)是通過取兩個吸收系數(shù)的比率并利用下列針對對氧飽和度的公式計算的Y(X100%)=38-18μa754μa81625+3μa754μa816--------(7)]]>其中這兩個字數(shù)是從血紅素在754nm的衰滅值(εHb＝0.38cm-1mM-1)和在816nm的衰滅值(εHb＝0.18cm-1mM-1)以及氧化血紅素和血紅素衰滅系數(shù)之間的差值(分別△εbo-Hb＝0.025cm-1mM-1和△εHbo-Hb＝0.03cm-1mM-1)決定的。
圖1，3和4的單一波長的系統(tǒng)可被用來確定在細胞組織中的光子遷移的光路徑長度，以使用CW血氧測定計。該路徑長度與來自血氧測定計的衰減數(shù)據(jù)(I/Io)相結(jié)合使用，以利用公式(1)定量計算氧化血紅素的集聚度。
為了兼顧到輸入端口和檢測端口間的幾何距離(ρ)及其路徑長度(L)之間的差別，某些血氧測定計使用的是利用差分路徑長度因數(shù)(DPF)的比爾萊姆伯特公式，其中，吸收＝DPF·ε·[C](8)其中[C]是某種吸收構(gòu)成成分的集聚度。由于差分路徑長度因數(shù)取決于路徑長度，因此它不能由CW血氧測定計所精確確定，但它可以通過下式利用吸收系數(shù)(μa)和散射系數(shù)(μs)所確定DPF=32(1-g)μsμa------------(9)]]>因此，一個TRS系統(tǒng)可被用于校準一個CW血氧測定計以量化被測數(shù)據(jù)。
在對于人腦的研究過程中，這種TRS脈沖系統(tǒng)被用來就每一種波長的條件下獲得關(guān)于白及灰物質(zhì)的散射系數(shù)(μa)和吸收系數(shù)(μs)。吸收系數(shù)被用來確定氧飽和度，而這種氧飽和度再被用來檢測缺氧、局部出血及其它可逆或不可逆的不適。在被測細胞組織中的這種散射改變可以被視作空腔周緣過壓(Periventrical hyperintense)綜合癥，表現(xiàn)為侵入灰物質(zhì)血小極及紊亂的阿爾茨海默氏疾病及其它病情的證據(jù)。
如在先描述所寓指的那樣，最好是能精確地確定被測脈沖的延遲時間。在圖1，3和5的系統(tǒng)中，脈沖發(fā)送器直接把觸發(fā)信號送到每一個矩形函數(shù)積分器。在如上所述專利電路中所描述的單一光子計數(shù)TRS脈沖系統(tǒng)中，當從激光器發(fā)出一個脈沖時，脈沖發(fā)送器將一個觸發(fā)信號送到時間——幅值轉(zhuǎn)換器。可是，當希望證實被檢測脈沖的時間延遲時，一個已知長度的第三基準光纖被接到PMT檢測器，被緊鄰在該輸入端口定位。被測的基準脈沖具有的延遲正比于該基準光纖的長度，因而可對時間延遲作校準。
圖6示出了采用輸入脈沖的定時為基準的雙波長TRS脈沖系統(tǒng)的方框圖。激光器二極管122、124(例如PLP10激光器二極管)由連接到5mW脈沖發(fā)送器119的一個100MHz脈沖發(fā)生器所驅(qū)動。來自激光器122和124的光由一個60Hz的振鏡126作電—機時間分享，以使它們交替地照射光纖耦合器128，把光脈沖傳到被測物10。光子遷移經(jīng)過被測物10達到光纖127的檢測端口并到達作為一個光倍增器的檢測器110。而且，已知長度的基準光纖129定位在光纖128的輸入端口，還被接到檢測器110。
光倍增管110的輸出直接與具有合適的滾降的寬帶放大器連接，以得到良好的脈沖形狀及最佳信噪比。高/低電平識別器113從放大器112接收一個輸出信號。識別器113是一個脈沖幅度識別器，其中的脈沖接受門限是脈沖峰值幅度的一個恒定部分。隨后，識別器脈沖被送到時間—幅度轉(zhuǎn)換器(TAC)114。該時間—幅度轉(zhuǎn)換器產(chǎn)生其幅度正比于起始和終止脈沖之間的時間差的脈沖。這種脈沖—光子檢測周期以數(shù)量級為10MHz的頻率重復(fù)，，以獲得典型的光子分布。針對每一個輸入光脈沖，多通道分析器只收集一個單個光了。來自每一個被測光子的信號被作時間延遲編碼并被記錄。在時間—幅度轉(zhuǎn)換之后，對應(yīng)于兩個波長的計數(shù)在兩個分別的多通道分析器(MCA)130、132中被分別取和。如圖6A所示，每一個多通道分析器收集并存儲時間分析頻譜，它包含著由被測細胞組織所修改的被測脈沖(142)以及由基準光纖129所收集的基準脈沖(圖6)。由于基準光纖129定位在輸入端口128，所以該基準脈沖的延遲是正比于基準光纖129的已知長度。通過把基準脈沖的書籍延遲時間與該基準脈沖被測延遲時間(140)相比較，就可精確地校準散射脈沖(142)的時間標度。
權(quán)利要求
1.一種用于檢測被測物的生物細胞組織的系統(tǒng)，借助于在所說系統(tǒng)的光輸入端口和光檢測端口間的光子遷移來確定被檢測細胞組織的光的散射和吸收特性，其特征在于所說的系統(tǒng)包括處于第一位置、用以將光引入生物細胞組織的一個光輸入端口；處于遠離所說輸入端口的一個第二位置處的一個光檢測端口，用以檢測已經(jīng)遷移進該生物細胞組織的光；耦合到輸入端口的一個光源，用于在該端口處將屬于可見或紅外范圍內(nèi)的所選波長的電磁輻射的光子脈沖引入到該細胞組織，所說的脈沖具有毫微秒的數(shù)量級并具有原始脈沖形狀；耦合到檢測端口的一個檢測器，用于檢測由所說光源引入到該細胞組織內(nèi)的光子脈沖的強度，由于貫穿放置在所說輸入和檢測端口間的細胞組織的遷移的結(jié)果，這些光子脈沖已經(jīng)被修改了它們原始的脈沖形狀；耦合到所說檢測器并與一積分器定時控制相關(guān)的一個門控積分器，用于在至少兩個所選時間間隔上積分被測脈沖的光子，這至少兩個所選時間間隔在所說的檢測脈沖的持續(xù)期上彼此分離；耦合到所說積分器的一個處理器，用于根據(jù)在所說的至少兩個時間間隔的每一個上所積分的光子數(shù)目來確定被檢測細胞組織的生理特性。
2.如權(quán)利要求1的系統(tǒng)，其特征在于它進一步包括，耦合到所說檢測器并與一個第二積分器定時控制相關(guān)的一個第二門控積分器，用于對在所說修改的脈沖的渡越時間隔上的一個分離的所選時間間隔上的所說光子進行積分。
3.如權(quán)利要求1或2的系統(tǒng)，其特征在于，其中所說的處理器被提供來根據(jù)經(jīng)所說至少兩個所選時間間隔所積分的光子數(shù)目而確定被測細胞組織的吸收系數(shù)(μa)。
4.如權(quán)利要求3的系統(tǒng)，其特征在于，在已經(jīng)有光子遷移經(jīng)過的細胞組織特性使被修改的脈沖具有衰落的陡度的條件下，其中所說的處理器的構(gòu)形是用以根據(jù)被測光子脈沖的衰落陡度來確定該細胞組織的吸收系數(shù)。
5.如權(quán)利要求3的系統(tǒng)，其特征在于，其中所說的處理被構(gòu)形用以通過下面公式來確定吸收系數(shù)μaC=-ddtlogeR(ρ,t)+ρ24Dct-52t]]>其中d[logeR(p，t)]/dt是從所說被修改的脈沖的特征衰落陡度確定的，D是被測細胞組織的擴散系數(shù)，c是在該細胞組織中的光速，ρ是所說輸入和檢測端口之間的距離，而t是相對接近于具有最大值的被測已修改脈沖的被測強度的時間的時間。
6.如權(quán)利要求3的系統(tǒng)，其特征在于，其中所說的門控積分器、所說的積分器定時控制器和所說的處理器被構(gòu)成用來確定在由所說光源將脈沖引入細胞組織的時間和由所說檢測器所檢測到的對應(yīng)被修改的脈沖之強度具有最大值的時間之間的延遲時間(tmax)。
7.如權(quán)利要求6的系統(tǒng)，其特征在于，其中所說的處理器被進一步用以通過下列公式確定被測細胞組織的有效散射系數(shù)(1—g)·μs。(1-g)μs=1ρ2(4μac2tmax2+10ctmax)-μa]]>其中ρ是所說輸入和檢測端口之間的距離，而c是在細胞組織中的光速。
8.如權(quán)利要求1或2的系統(tǒng)，其特征在于它進一步包括耦合到所說輸入端口的一個第二光源，在所說端口處將在可見或紅外范圍內(nèi)的一個第二所選波長的電磁輻射的光子脈沖引入到所測細胞組織，所說第二波長光子脈沖具有一原始的脈沖形狀；在所說的檢測端口處，所說的檢測器敏感檢測由所說第二光源引入該細胞組織的所說第二波長的光子脈沖的強度，由于遷移經(jīng)過放置在所說輸入和檢測端口間的細胞組織的結(jié)果，其被測的該光子脈沖已經(jīng)從其原始脈沖形狀被修改；所說的門控積分器和所說的積分器定時控制器能夠在第二波長的被測光子脈沖的持續(xù)期上的至少兩個所選的彼此分離的時間上積分所第二波長的被測光子；以及，所說的處理器能夠根據(jù)對于每一所選波長的每一時間間隔上的所積分出的光子數(shù)目來確定被測細胞組織的生理特性。
9.如權(quán)利要求8的系統(tǒng)，其特征在于，其中所說的處理器根據(jù)在至少兩個所選時間間隔上所積分的分別的波長的光子數(shù)目來確定其吸收系數(shù)(μa)。
10.如權(quán)利要求9的系統(tǒng)，其特征在于，其中所說的處理器根據(jù)針對所選波長所確定的吸收系數(shù)來確定細胞組織色料的的集聚度。
11.如權(quán)利要求9的系統(tǒng)，其特征在于，其中所說的處理器被用來根據(jù)針對兩個所選波長所確定的吸收系數(shù)的比率來確定該細胞組織的氧飽和度。
12.如權(quán)利要求1或2的系統(tǒng)，其特征在于，其中所說的門控積分器和所說積分器定時控制器被構(gòu)成并被使用來在被修改的脈沖的整個到達時間上分布的幾個所選時間間隔上積分所說的被測光子；以及所說的處理器被用以在整個時間上來確定被測的已修改的脈沖的強度分布圖形。
13.如權(quán)利要求12的系統(tǒng)，其特征在于，其中所說的處理器被用來確定從所說輸入端口到所說檢測端口而已經(jīng)通過該細胞組織的被測光子的平均路徑長度。
14.如權(quán)利要求13的系統(tǒng)，其特征在于其進一步包括耦合到所說處理器輸出端的一個連續(xù)波血氧測定計，接收表示該平均路徑長度的標準值，以實現(xiàn)由所說血氧測定計測量的數(shù)據(jù)的校準。
15.如權(quán)利要求1的系統(tǒng)，其特征在于其中所說的光源包括一個由脈沖產(chǎn)生器和脈沖發(fā)送器所驅(qū)動的激光器。
16.如權(quán)利要求的1的系統(tǒng)，其特征在于，其中所構(gòu)成用于提供光子的所說光源具有在范圍600nm到1000nm的波長。
17.一種用于檢測被測物的生物細胞組織的方法，借助于在一個光輸入端口和光檢測端口間的光子遷移來確定被檢測細胞組織的光的散射和吸收特性，其特征在于，所說方法包括以下步驟在一個輸入端口把范圍在可見或紅外光內(nèi)的一個所選波長的電磁輻射的脈沖引入到該細胞組織，所說脈沖有毫微秒或更小的數(shù)量級；在所說檢測端口檢測已經(jīng)從輸入端口遷移進該細胞組織的已經(jīng)被修改的脈沖的光子；在所說被修改的脈沖到達時間上的至少兩個分離的時間間隔上積分所說的光子；根據(jù)在每一時間間隔上積分的光子數(shù)目來確定被測細胞組織的生理特性。
18.如權(quán)利要求17的方法，其特征在于，在確定生理特性的步驟中包括有確定被測細胞組織的吸收系數(shù)(μa)的步驟，作為在所說已修正的脈沖達到時間上的至少兩個分離所處的所選時間間隔上被積分的光子數(shù)的函數(shù)。
19.如權(quán)利要求18的方法，其特征在于，在已經(jīng)有光子遷移經(jīng)過的細胞組織特性使被修改的脈沖具有衰落的陡度的條件下，在其確定吸收系數(shù)的步驟中包括有確定作為該衰落陡度的函數(shù)的所說系數(shù)的步驟。
20.如權(quán)利要求18的方法，其特征在于，在已經(jīng)有光子遷移經(jīng)過的細胞組織特性使被修改的脈沖具有衰落的陡度的條件下，其中所說確定該吸收系數(shù)的步驟中，包括實施下列公式μc=ddtlogeR(ρ,t)+ρ24Dct-52t]]>其中d[logeR(ρ，t)]/dt是從所說被修改的脈沖的特征衰落陡度確定的，D是被測細胞組織的擴散系數(shù)，c是在該細胞組織中的光速，ρ是所說輸入和檢測端口之間的距離，而t是相對接近于具有最大值的被測已修改的脈沖被測強度的時間的時間。
21.如權(quán)利要求18的方法，其特征在于進一步包括確定在由將脈沖引入細胞組織的時間和對應(yīng)于被修改的脈沖具有最大值的時間之間的這是時間(tmax)。
22.如權(quán)利要求21的方法，其特征在于它進一步包括利用下式來確定被測細胞組織的有效散射系數(shù)(1—g)·μs的步驟。(1-g)μs=1ρ2(4μac2tmax2+10ctmax)-μa]]>其中ρ是輸入和檢測端口間的距離，而c是在該細胞組織中的光速。
23.如權(quán)利要求17的方法，其特征在于它進一步包括以下步驟在所說的輸入端口把在可見或紅外范圍內(nèi)第二所選波長的電磁輻射的所說脈沖輸入到該細胞組織；在所說的檢測端口對來自所說輸入端口的已遷移經(jīng)過該細胞組織的所說第二所選波長的已修改脈沖進行檢測；在所說已修改的脈沖到達時間上的至少兩個彼此分離的所選時間間隔之上對所說的被測光子進行積分；以及，根據(jù)針對每一個所選波長在每一時間間隔上被積分的光子數(shù)目來確定被檢測細胞組織的生理特性。
24.根據(jù)權(quán)利要求23的方法，其特征在于，其中所說生理特性是對每一所選波長的吸收系數(shù)(μa)，而所說的確定步驟是由所說的處理器根據(jù)在所說已修改脈沖的到達時間上的至少兩個彼此分離的時間間隔上所積分的光子數(shù)目而執(zhí)行的步驟。
25.如權(quán)利要求24的方法，其特征在于，進一步包括根據(jù)所選波長的吸收系數(shù)而確定被檢測細胞組織的集聚度的步驟。
26.如權(quán)利要求24的方法，其特征在于，進一步包括根據(jù)對每一所選波長的所說吸收系數(shù)的比率確定其氧化飽合度Y的步驟。
27.如權(quán)利要求17的方法，其特征在于，其中所說的積分步驟被執(zhí)行用來在所說已修改脈沖整個到達時間上的若干所選彼此分離的時間間隔上收集被檢測的光子；并且它進一步包括在整個到達時間上確定所說已修改脈沖的強度分布圖的步驟。
28.如權(quán)利要求27的方法，其特征在于它進一步包括確定光子遷移路徑長度之分布的一個平均路徑長度的步驟。
29.如權(quán)利要求28的方法，其特征在于它進一步包括使用所說的平均路徑長度來校準由連接波血氧測定計所測量數(shù)據(jù)的步驟。
30.如權(quán)利要求17的方法，其特征在于，其中所說的引入脈沖的步驟包括引入在600nm到1000nm范圍內(nèi)所選波長的脈沖。
31.如權(quán)利要求1的系統(tǒng)，其特征在于，其中所說的光源被構(gòu)成并用來提供在紅外范圍內(nèi)的光脈沖。
32.如權(quán)利要求17的方法，其特征在于，其中引入脈沖的步驟包括引入在近紅外范圍內(nèi)的所選波長的脈沖。
全文摘要
用于檢測被測物的生理組織的系統(tǒng)包括光源、光檢測器，在至少兩個所選時間間隔上積分被測光子的門控積分器和積分器定時控制器。光源發(fā)出在可見或紅外范圍內(nèi)的波長的電磁輸射的脈沖在一個輸入端口處引入細胞組織。檢測器檢測從輸入端口遷進該細胞組織已被修改的脈沖的光子。積分器在被修改脈沖到達時間的幾個預(yù)選時間間隔上收集全部被測光子，根據(jù)在第一時間間隔上所積分的光子靈敏來確定被測組織的生理特性。
文檔編號G01N21/27GK1120307SQ94191623
公開日1996年4月10日 申請日期1994年3月30日 優(yōu)先權(quán)日1993年3月30日
發(fā)明者布里頓·常斯, 坎勒斯·J·考夫曼 申請人:無創(chuàng)傷診斷技術(shù)公司