小體積細胞組織的分光光度檢驗的制作方法

專利名稱：小體積細胞組織的分光光度檢驗的制作方法
技術領域：
本發明與1992年4月30日提交的07/876,364號美國專利申請相關，它是199年6年月9日授權的5119815號美國專利的繼續申請；還與1991年1月29日提交的645590號美國專利申請、1991年1月22日提交的644090號美國專利申請以及1991年5月6日提交的701127號美國專利相關，全部上述申請在此引作參考。
連續波(CW)分光光度計已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)的自然條件下的集聚度。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集聚度。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)之間的關系加入公式(1)。Log[I/Io]<L>=Σ∈iCi]]>可是，直接使用比爾萊姆博特公式會引起一些問題。由于細胞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集聚度的函數。舉例來說，經過具有高的血液血紅蛋白集聚度的器官的路長會不同于具有低的血液血紅蛋白集聚度的同一器官的路長。而且，由于許多細胞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，對于小體積(例如手指)的細胞組織的定量測量來說，光子的逃逸會引入嚴重的誤差，因為從該細胞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細胞組織的血氧定量計。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素氧的集聚度中的改變。而且，由于尚無可以用儀器所實現的技術用來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的飽合度。
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、手指或活體檢查細胞組織這樣的小體積的細胞組織來說，這種分離難以實現。
因此需要一種分光光度系統及其方法，用于定量檢驗相當小體積的生物細胞組織。
本發明實現一種分光光度系統，它旨在利用可見光或紅外輻射來檢驗相當小體積的生物細胞組織。
根據本發明的一個方面，用于相當小的所感興趣的被測物體(例如生物細胞組織、器官或處于固態、液態或氣態的非器官物質)檢測的分光光度系統利用可見或紅外輻射使之進入貫穿經過該物體的路徑。該系統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已入進物體之內經過一路徑的輻射的一個光檢測端口；環繞在該相當小所感興趣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。
依照本發明的另一方面，采用可見或紅外輻射來檢測所感興趣的相當小的體積的生物細胞組織的一個系統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，一個采用來檢測已入進經過從輸入端口至一個光的檢測端口的一個路徑的輻射的檢測器；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。該系統還包括一個相當大體積的光介質，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；采用來把所感光趣的生物細胞組織定位到入進路徑中以產生一個細胞組織——介質光路的一個定位裝置；該光介質實際上限制了光子從細胞組織——介質光路的逃逸；以及一個處理裝置，采用來根據被檢測的細胞組織——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細胞組織的生理特性。
本發明在這些方面的最佳實施例包括有下列特征之一或多個。
光子逃逸防止裝置包括環繞該被測物體的可選光特性的一個光介質。該可選光特性是一個吸收或散射系數。
光子逃逸防止裝置包括環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素的飽合度、酶的集聚度或細胞組織物質(例如葡萄糖)的集聚度。
系統執行的是一種單一測量，即一種連續的、根據時間監視的所選生理特性的測量。
上述系統的操作是通過將被測物體置入、由光子逃逸防止裝置環繞該被測物、以所選波長進行電磁輻射以及對在該物體內已經從輸入端口至光的檢測端口入進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，該系統確定了物體的光特性。而且，帶有環繞狀的光介質、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是用以檢測相當小尺寸的細胞組織的分光光度系統的示意圖。
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檢測系統示意圖。
圖4A和4B示出了在一項檢測中被測吸收系統數的顯示被測值，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示出了血紅素飽和度及其它們分別的相關分布的計算值。
參考圖1，用以檢測相當小體積的生物細胞組織的系統10包括一個可選光學特性的光介質12、一個分光光度計18、滴定循環系統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，浸入于光介質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入進介質12，并在檢測端口被檢測。輸入端口19和檢測端口21的可選的固定幾何構形控制了入進路徑，即光場25。
系統30被用來精確地改變介質12的散射和吸收特性、介質12包括根據其集聚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30中構成成分的集聚度的改變而被幾乎連續地改變。管道32和34用于這種溶液的連續循環。
在系統的操作中，細胞組織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將細胞組織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細胞組織14的光譜數據，計算機控制部分35確定細胞組織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，其細胞組織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細胞組織14的系數之后，分光光度計18檢測具有和不具有細胞組織14的同一數據。已知的μa*和Us*的滴定值等于細胞組織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細胞組織的檢驗。細胞組織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細胞組織成分而選定(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明的范圍內。
本發明也包括光介質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。
以雙重波長的連續波分光計工作的系統10被用作一個手指血氧定量計。如圖2A所示，由環繞的介質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。由于被吸收光子的出現，沒有計數逃逸的光子的誤差。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素(Hb)和氧化血紅素(HbO)的兩個波長(例如754nm和816nm)的分光計來說，該血紅素飽合度(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素在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；而且在氧化血紅素和血紅素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。
如本專業技術人員所公知，在血紅素飽合度的測量中，血氧定量計規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。對于小體積的細胞組織，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。如果細胞組織的吸收特性不同于介質12的特性，將細胞組織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。如果細胞組織的μa小于所環繞介質的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，細胞組織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的在被測波長處的相移。該吸收系數的比率被用于細胞組織飽合度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，通過測定所檢測脈中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細胞組織的時間分布圖相比較，以獲得處理細胞組織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與細胞組織14的μa和μs相匹配，以使檢測到的時間分布圖不因引入細胞組織14而被改變。
TRS系統可被用于校準一個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提供了回轉路由。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細胞組織，則入進光子在細胞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計數據而不會有由于實際上為直接路由所引起的光子逸漏或“短路”的危險。
系統10的不同的實施例可被用于執行所選生物特性的單一測量或連續、時間相關的監測。可以附加用于被測值連續監測的可視顯示裝置。而且，當被測值等于一預選值時可發出報警信號。
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。為創造半無限邊界條件，被檢測參量手指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％集聚度的脂內類浮液稀釋成大約0.5％—2.5％的集聚度，以產生環繞介質52。這種脂內類溶液的集聚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)的參數手指而執行的，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集聚度，就通過提高脂內類浮液的集聚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log10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，很顯然在三種人中的隨機性；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。
量化的手指血紅素飽合度是以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素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)環繞所說的被測物體提供一個光學裝置，用于限制光子逃逸到所說被測物體的外部，(b)在一光輸入端口處將可見或紅外范圍內的所選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口至一個光檢測端口的輻射，(d)根據引入輻射和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的分光光度方法，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環繞所說被測物體、具有可選光特性的光介質。
3.根據權利要求2的分光光度方法，其特征在于，其中所說的可選光特性是一個吸收系數或一個散射系數。
4.根據權利要求1的分光光度方法，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環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。
5.根據權利要求4的分光光度方法，其特征在于，其中所說的光特性是一個吸收系數或一個散射系數。
6.根據權利要求1的分光光度方法，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所說光學裝置，具有與所說被測物體光學特性相近似的一個光學特性，(f)執行所說的步驟(b)和(c)以測量所說被測物體的光特性，(g)選擇另一個光學裝置，包括一個所說環繞介質其光學特性更接近于匹配所說被測物體的光學特性。(h)交替地重復所說的步驟(f)和(g)，直到所說環繞介質的光特性實質上與所說被測物體的光特性相匹配，
7.利用可見或紅外輻射檢測所感興趣的相當小的生物細胞組織的一種分光光度方法，其特征在于，所說的方法包括以下步驟(a)提供具有可選散射和吸收特性的相當大體積的光介質，(b)將所感興趣的生物細胞組織引入到該介質內，使占據在一光輸入端口和一光檢測端口之間的一條光路的一部分并產生一個細胞組織——介質光路，(c)在處于所說介質內的所說輸入端口處引入在可見或紅外輻射范圍內的所選波長電磁輻射，(d)在處于所說介質內的所說檢測端口處檢測已經入進通過所說細胞組織——介質光路的輻射，(e)通過將被檢測輻射的值與所說選定散射和吸收特性的所說介質對應的輻射值相比較來確定所說生物組織的吸收或散射特性，以及(f)根據所說細胞組織的所說的確定的散射和吸收特性來檢測所說細胞組織的生理特性。
8.利用可見或紅外輻射檢測所感興趣的相當小的生物細胞組織的一種分光光度方法，其特征在于，所說的方法包括以下步驟(a)提供具有可選散射和吸收特性的相當大體積的光介質，(b)在處于所說介質內的所說輸入端口處引入在可見或紅外輻射范圍內的所選波長輻射，(c)在處于所說介質內的所說檢測端口處檢測已經入進通過在所說介質內從輸入端口開始的一條路徑，(d)從所說被測的輻射確定所說路徑的散射或吸收特性，(e)將所感興趣的生物細胞組織引入到該介質內，使占據一條光路的一部分并產生一個細胞組織——介質光路，(f)重復步驟(b)、(c)、(d)確定所說細胞組織——介質路徑的散射或吸收特性，以及(g)根據所說光路徑和所說細胞組織——光介質路徑之間的散射和吸收特性差異來檢驗所說細胞組織的生理特性。
9.利用可見或紅外輻射檢測所感興趣的相當小的生物細胞組織的一種分光光度方法，其特征在于，所說的方法包括以下步驟(a)提供具有可選散射和吸收特性的相當大體積的光介質，(b)將所感興趣的生物細胞組織引入到該介質內，使占據在一光輸入端口和一光檢測端口之間的一條光路的一部分并產生一個細胞組織——介質光路，(c)在所說介質中的所說輸入端口處引入可見或紅外輻射所選波長的、具有小于ns(10-9秒)數量級的持續期的脈沖，(d)在所說介質中的所說檢測端口處檢測已經入進通過所說細胞組織——介質路徑的輻射的渡過時間，(e)相對于輸入脈沖波形，以所說波長確定被檢測脈沖波形的形狀的改變，(f)通過比較變化的波形和所選散射和吸收特性的所說介質的對應波形確定所說細胞組織的散射和吸收特性，和(g)根據所說被確定的散射和吸收特性來檢驗所說細胞組織的生理特性。
10.利用可見或紅外輻射檢測所感興趣的相當小的生物細胞組織的一種分光光度方法，其特征在于，所說的方法包括以下步驟(a)提供具有可選散射和吸收特性的相當大體積的光介質，(b)將所感興趣的生物細胞組織引入到該介質內，使占據在一光輸入端口和一光檢測端口之間的一條光路的一部分并產生一個細胞組織——介質光路，(c)在處于所說介質內的所說輸入端口處引入在可見或紅外輻射范圍內的所選波長電磁信號，所說信號已由能夠確定所說光路徑的一個平均長度的載波波形所調制，(d)在處于所說介質內的所說檢測端口處檢測已經入進通過所說細胞組織——介質光路的輻射，(e)將引入信號和被檢測信號作比較，并從而確定該被檢測信號對于該引入信號的相位移，所說的相位移是該細胞組織——介質路徑的散射和吸收特性的指示，(f)根據被檢測的相位移和對應于選定散射和吸收特性的所說介質的相位移來確定所說細胞組織的散射和吸收特性，和(g)根據所說細胞組織的所說的確定的散射和吸收特性來檢測所說細胞組織的生理特性。
11.根據權利要求7、8、9、10的方法，其特征在于，進一步包括將已知改變引入所說介質的散射或吸收特性的步驟，直到所說細胞組織——介質路徑的被測散射或吸收特性與所說介質的相應在特性匹配為止。
12.根據權利要求11的方法，其特征在于，進一步包括在確定所說生理特性過程中采用所說改變的已知值的步驟。
13.根據權利要求7、8、9或10的方法，其特征在于，其中所說的生理特性是血紅素飽和度。
14.根據權利要求7、8、9或10的方法，其特征在于，其中所說的細胞組織是人的手指。
15.根據權利要求7、8、9或10的方法，其特征在于，其中所說的細胞組織是活體檢驗試樣。
16.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，其特征在于所說的系統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口和用以測量已經入進該被測物體內的光路的輻射的一個光檢測端口，光子逃逸防止裝置，環繞在所感興趣的被測物，用以限制所引入的光子的逃逸到被物體外部，處理裝置，用以根據所引入的輻射和被檢測的輻射之間的變化來確定被測物體的光學性質。
17.根據權利要求16的分光光度系統，其特征在于，其中所說光子逃逸防止裝置包括一個光介質，具有可選的光特性。
18.根據權利要求2的分光光度系統，其特征在于，其中所說的可選光特性是一個吸收系數或一個散射系數。
19.根據權利要求16的分光光度系統，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環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。
20.根據權利要求16的分光光度系統，其特征在于，其中所說的光特性是一個吸收系數或一個散射系數。
21.根據權利要求16的分光光度系統，其特征在于，其中所說分光光度計是一個連續波分光光度計。
22.根據權利要求16的分光光度系統，其特征在于，其中所說分光光度計是一個相位調制分光光度計。
23.根據權利要求16的分光光度系統，其特征在于，其中所說分光光度計是一個時間分解分光光度計。
24.利用可見或紅外輻射檢測所感興趣的相當小體積的生物細胞組織的一個系統，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輸出端口的一條路徑的幅射的檢測器，用于測定輸入與輸出輻射間變化的處理器，具有可選散射和吸收特性的、相當大體積的一個光介質，定位裝置，用于將所說感興趣的生物細胞組織定位到所說的入進路徑中，以產生一個細胞組織——介質光通路，所說光介質實際上限制光子從所說細胞組織——介質光路的逃逸，以及所說處理器還根據被檢測的所說細胞組織——介質光路的特性和所說光介質的散射和吸收特性，用以確定所說生物細胞組織的生理特性。
25.利用可見或紅外輻射檢測所感興趣的相當小體積的生物細胞組織的一個系統，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信號，所說信號已經由一個數量級為108Hz的載波波形所調制，一個檢測器，用于在一個檢測端口檢測已從所說輸入端口入進經過一個路徑的輻射，相位檢測器，用于所檢測的信號和所輸入的信號相比較，并從而確定所說檢測信號對于所引入信號的相位移，一個相當大體積的光介質，具有可選的散射和吸收特性，定位裝置，用于將所感興趣的生物細胞組織定位到所說的入進路徑中以產生一個細胞組織——介質光路徑，所說的光介質實際限制了光子從所說細胞組織——介質光路徑的逃逸，以及處理裝置根據所檢測的相位移和對應于選定散射和吸收特性的介質的相位移來確定該生物細胞組織的生理特性。
26.利用可見或紅外輻射檢測所感興趣的相當小體積的生物細胞組織的一個系統，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，用于在輸出端口檢測已入進經過在所說細胞組織中一個路徑的輻射的一個時間，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，一個相當大體積的光介質，具有可選的散射和吸收特性，定位裝置，用于將所感興趣的生物細胞組織定位到所說的入進路徑中以產生一個細胞組織kk介質光路徑，所說的光介質實際限制了光子從所說細胞組織kk介質光路徑的逃逸，以及所說處理器通過比較被改變的波形和對應于具有選定散射和吸收系數的介質的波形來確定所說細胞組織的生理特性。
27.根據權利要求24、25或26的系統，特征在于進一步包括另一個光介質，具有對應于所說細胞組織的不同特性的所選不同散射和吸收特性。
28.根據權利要求24、25或26的系統，其特征在于，其中所說的生理特性是血紅素飽和度。
29.根據權利要求24、25或26的系統，其特征在于，其中所說的細胞組織是人的手指。
30.根據權利要求24、25或26的系統，其特征在于，其中所說的細胞組織是活體檢驗試樣。
全文摘要
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(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A61B5/1455GK1116819SQ94190957
公開日1996年2月14日 申請日期1994年1月19日 優先權日1993年1月19日
發明者布里頓·常斯 申請人:無創傷診斷技術公司