非侵入地探測組織中氧代謝量的裝置的制作方法

專利名稱：非侵入地探測組織中氧代謝量的裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及根據(jù)權(quán)利要求1的前序部分用光傳感器確定血液流過的組織中的局部氧代謝量、氧消耗量、氧含量和局部氧輸送量。
氧對于生物組織中的幾乎所有細(xì)胞都有根本的意義。在血液流過的組織中，氧絕大部分是以與藏在紅血球中的血紅蛋白結(jié)合的形式從肺向消耗氧的細(xì)胞輸送的。體大循環(huán)中的動(dòng)脈血紅蛋白是在肺中飽和的，它幾乎100％地氧飽和。然后在周圍組織中沿毛細(xì)血管向細(xì)胞給出氧。相應(yīng)地在在組織范圍內(nèi)毛細(xì)血管的靜脈端和后面連接的小靜脈和靜脈中測量較低的血紅蛋白氧飽和度。
相應(yīng)于現(xiàn)有技術(shù)，氧含量的測量只能用很昂貴方法非侵入地在組織中進(jìn)行，例如用NMR(核磁共振)。此外，迄今還不能用NMR法動(dòng)態(tài)地測量氧消耗量或者監(jiān)測細(xì)胞呼吸的氧攝取量。
與氧吸收量緊密相關(guān)的細(xì)胞能量代謝，只能用侵入的方法確定，即通過取出組織試樣或者體液樣，并接著對物質(zhì)交換產(chǎn)物進(jìn)行生物化學(xué)實(shí)驗(yàn)室分析。因此不能用這樣的生化實(shí)驗(yàn)室方法進(jìn)行氧消耗量的動(dòng)態(tài)測量或者長時(shí)間的監(jiān)測。
在動(dòng)脈血流床(Strombett)中的動(dòng)脈血紅蛋白飽和度SO2(％)可以通過所謂的脈沖量氧計(jì)確定，但是，脈沖量氧計(jì)傳統(tǒng)上不能確定毛細(xì)血管靜脈的血紅蛋白飽和度值、測量體積中或者血流中的血紅蛋白濃度。在脈沖量氧計(jì)上使用的那些方法以從樣品池光度測量中得到的知識為基礎(chǔ)，并且只使用少數(shù)單波長，因此不能考慮測量體積的變化和光散射及吸收變化的記錄。因此，該測量方法有很大的不可靠性。迄今這種裝置的優(yōu)點(diǎn)是價(jià)格便宜且使用方便。
現(xiàn)在公知一些分光計(jì)和光譜學(xué)方法用于確定毛細(xì)血管—靜脈血流床中的血紅蛋白飽和度SO2(％)和測量體積中的血紅蛋白量(EMPHO、NIRO500、HemoSpec和新的AbTisSpec)。這些體系可以部分地定量確定血紅蛋白氧飽和度SO2(％)。與此比較，用所述這些體系對毛細(xì)血管—靜脈組織床中的血量或者血紅蛋白濃度測量只能用相對的測量值確定。用所述這些方法不能定量地給出測量體積中的血紅蛋白濃度及組織中的血量，因?yàn)檫@些方法缺少與探測范圍以及與光路或深度選擇性的關(guān)系。
兩種方法提供了光路定量化及有效測量體積定量化的可能性；第一種是所謂的PMS(相位調(diào)制光譜學(xué)法)，第二種是TRS(時(shí)間解析光譜學(xué)法)。但這種時(shí)間分解方法卻有決定性的缺點(diǎn)因?yàn)樗仨毷褂眉す夤庠?，所以只能用少?shù)波長工作。因此對于根據(jù)光的光譜吸收變化測出的血紅蛋白氧飽和度的確定只能困難地實(shí)現(xiàn)并且只能用很昂貴的激光方法達(dá)到。
用激光多普勒方法、例如用光流量(OptoFloW)，可以作為相對值獲得血流速度和血流量。這種類型的以分析多普勒信號為基礎(chǔ)的光學(xué)方法不可能給出確定紅細(xì)胞(紅血球)或者當(dāng)前測量體積中的氧載荷的結(jié)論。
為了全面地描述血液流過的組織中的供氧情況，除血流速度參數(shù)外，還必須通過測量技術(shù)附加地確定運(yùn)動(dòng)的血量(運(yùn)動(dòng)的紅血球數(shù))、組織中的總血量(也稱血紅蛋白濃度)和紅血球氧載荷(也稱血紅蛋白氧合度或者飽和度SO2)。
由EP 771 546 A2公知一種用于無創(chuàng)地光學(xué)測量生物組織中的血流的裝置。
在生物媒介、散射懸浮劑、組織切片和完好組織和細(xì)胞結(jié)構(gòu)中的光傳播通過其光學(xué)特性被確定。其中光傳播通過光吸收和光散射兩個(gè)基本現(xiàn)象被確定。光的吸收或者在光能轉(zhuǎn)換為較大波長的光方面的減弱通過與大分子和單個(gè)分子的細(xì)胞結(jié)構(gòu)及亞細(xì)胞結(jié)構(gòu)的相互作用而發(fā)生。在可見光波長范圍內(nèi)的強(qiáng)吸收分子是例如血紅蛋白分子中的血紅素族。在經(jīng)過組織的路徑上，由于吸收，可見光失去其部分強(qiáng)度。本發(fā)明的吸收測量主要涉及血紅蛋白，紅色的血色素，它也是幾乎所有組織中在可見光波長范圍內(nèi)的最強(qiáng)吸收體。
與此不同，光不通過彈性的散射損失能量。與散射中心相互作用的輸入電磁波，在通過輸入的光波激勵(lì)之后，又沿不同的空間角度放射出能量。其中光的波長保持不變，只是光的傳播方向通過散射中心被改變了。該分子水平上的物理過程被認(rèn)為是散射的粒子受輸入的光波的激勵(lì)，然后以同樣的波長重新向空間放出能量。這里發(fā)生光能放射的方向取決于分子電子層的幾何參數(shù)、形狀和電磁分布及其結(jié)構(gòu)。
入射的、定向的射線在其經(jīng)過組織的路徑上轉(zhuǎn)化為漫射的射線，并且迭加成受激勵(lì)的散射中心的向前散射。在多重散射的情況下入射光的強(qiáng)度的較小一部分返回到表面。所有散射中心的反向射線積累成反向的散射。用器官表面上的光導(dǎo)體只能探測到反向散射回來并在其光路上沒有被吸收掉的光。但是，所述光導(dǎo)體在器官表面上只得到在光導(dǎo)體孔徑中反向散射的光。這種對光傳播的理解正式地記載在射線傳輸理論中。
本發(fā)明的任務(wù)是用測量技術(shù)獲得血紅蛋氧合度和血紅蛋白濃度以及由之導(dǎo)出的測量值，并且提出一種測出氧含量和其它的相關(guān)參數(shù)(見表1)的儀器。
本發(fā)明任務(wù)通過具有權(quán)利要求1特征的裝置解決。從屬權(quán)利要求的技術(shù)方案是本發(fā)明的實(shí)施方式。本發(fā)明儀器的合適的名稱是AbTisSpec，這是吸收組織分光光度計(jì)(Absorptions-Tissue-Spectrophotometer)的縮略詞。
也就是說，根據(jù)本發(fā)明提出一種裝置，它用一種光傳感器放置在組織上測量氧含量以及由之導(dǎo)出的數(shù)據(jù)。所述裝置包括一個(gè)或多個(gè)通過光導(dǎo)纖維向傳感器發(fā)送光的光源，一個(gè)或多個(gè)通過光導(dǎo)纖維接收從組織反向散射回來的光的探測器，和一個(gè)從反向散射回來的光得出氧量情況的分析單元。例如在EP 771 546 A2中描述了用于其它的目的的這樣一種裝置，其公開內(nèi)容和儀器技術(shù)方案在這里全部作為本發(fā)明的主題。
優(yōu)選地用白色光源和/或激光光源作為光源。當(dāng)白色光源向組織中射入光時(shí)，其反向散射回來的部分在以后被進(jìn)行光譜分解，而激光光源射進(jìn)單色光，對于其反向散射回來的部分可以測量頻率偏移，這樣就可以進(jìn)行多普勒測量，并且從而進(jìn)行速度測量。
照明采用白色光源(或者不同的寬帶發(fā)光二極管)。重要的是光源有高的照明場密度和盡可能白而平滑的光譜。從組織反向散射回來的光經(jīng)過多色儀進(jìn)行光譜分解、放大，然后被作為與波長相關(guān)的光強(qiáng)度樣板進(jìn)行分析。
500至650納米的波長范圍(VIS)特別適合于近表面的測量。反之，600至900納米的波長范圍(NIR)特別適合于深度選擇性的測量，而且適于較大深度的測量，因?yàn)镹IR波長區(qū)間內(nèi)的光的有效入射深度大于前一種波長區(qū)間內(nèi)的光的有效入射深度。測量體積除了通過傳感器的幾何形狀還通過照明范圍和探測范圍的不同距離定出。因此可以明確地確定探測距離和相應(yīng)的波長區(qū)間的選擇組合，并且能夠明確地劃出各個(gè)測量體積彼此之間的界線。為了計(jì)算飽和度值，要分析光譜的光譜形狀、例如通過形狀辨識法和混合法或者擴(kuò)散方程的逼近法。根據(jù)本發(fā)明，深度選擇性地得到毛細(xì)血管—靜脈組織床中的血紅蛋白氧飽和度作為測量值。
測量體積通過一種新的方法確定，即通過測量表面上的強(qiáng)度梯度并結(jié)合用多普勒測量確定吸收和散射系數(shù)以及分光計(jì)測量進(jìn)行確定。
血紅蛋白量可以通過分析光譜測量數(shù)據(jù)得到。由血紅蛋白造成的光減弱而引起的吸收通過一種方法確定，這種方法的原理在A.Krug1998年厄爾朗根—紐綸堡大學(xué)的博士論文中首次闡述。
為了說明整個(gè)供氧情況，需要許多測量參數(shù)(見表1)。必須確定動(dòng)脈飽和度并與此獨(dú)立地確定血紅蛋白毛細(xì)血管—靜脈飽和度。根據(jù)動(dòng)脈飽和度與毛細(xì)血管、小靜脈和靜脈中血紅蛋白飽和度的差，可以確定氧代謝或氧攝取量。用血流值對此差值進(jìn)行折算，得到被檢查的組織體積中的氧消耗量，這樣就可以局部地確定該量。
總結(jié)起來，為了確定局部供氧量必須算出以下的確定參數(shù)1. 深度選擇性的動(dòng)脈血流床中血紅蛋白飽和度SO2(％)。
2. 深度選擇性的毛細(xì)血管—靜脈血流床中血紅蛋白飽和度SO2(％)。
3. 從吸收系數(shù)得出測量體積中深度選擇性的血紅蛋白量。
4. 由表面梯度測量、散射系數(shù)和各向異性因子，或者從擴(kuò)散理論模型得出的測量體積的值。
5. 深度選擇性的血流量和血流速度。
6. 局部組織溫度。
這些測量參數(shù)的組合以及通過一個(gè)保證在相同的區(qū)域進(jìn)行測量的集成傳感器進(jìn)行的探測，使得能夠?qū)ρ毫鬟^的組織進(jìn)行局部氧代謝量測量。
作為分析單元，可以設(shè)置一個(gè)分光計(jì)、一個(gè)分光鏡、一個(gè)激光多普勒分光鏡、一個(gè)組織分光計(jì)、一個(gè)組織分光鏡、一個(gè)脈沖量氧計(jì)和/或一個(gè)溫度測量計(jì)，它們分別單獨(dú)地或任意組合地設(shè)置。
由此可以得出
a)局部的氧含量，b)動(dòng)脈—靜脈混合組織中的局部氧消耗量，c)動(dòng)脈—靜脈混合組織中的氧消耗率，d)總血量，e)局部的氧輸送能力，f)局部的輸送氧量，g)動(dòng)脈—靜脈混合組織中的氧代謝量，h)動(dòng)脈—靜脈混合組織中的氧代謝率和/或i)血液流過的組織中的局部組織氧分壓。
在本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例中，通過選擇波長范圍和探測器—發(fā)射器分隔(Separation)從不同的深度得到信息。從而既可以得到組織表面的測量值也可以得到較深區(qū)域中的測量值。
本發(fā)明的裝置不僅適合于探測血紅蛋白和由此導(dǎo)出的測量值，還適合于探測組織色素的含量，如細(xì)胞色素、肌蛋白、黑色素、膽紅素或者其它存在于組織中的色素，以及由它們導(dǎo)出的數(shù)據(jù)。為此可以用相同的光傳感器放置在組織上。同樣地在組織上可以放置一個(gè)或多個(gè)光源，它們把光經(jīng)過光導(dǎo)纖維向傳感器發(fā)送。此外，用一個(gè)或多個(gè)探測器，它們經(jīng)過光導(dǎo)纖維接收從組織反向散射回來的光并且將其導(dǎo)入分析單元。分析單元相應(yīng)地處理接收到的數(shù)據(jù)并且得出色素含量、其分布或者其輸送。
在這種裝置中也可以設(shè)置白色光源和/或激光光源作為光源。
作為分析單元，同樣可以設(shè)置一個(gè)分光計(jì)、一個(gè)分光鏡、一個(gè)激光多普勒分光鏡、一個(gè)組織分光計(jì)、一個(gè)組織分光鏡、一個(gè)脈沖量氧計(jì)和/或一個(gè)溫度測量計(jì)，它們分別單獨(dú)地或任意組合地設(shè)置。
通過選擇波長范圍和探測器—發(fā)射器分隔可以從不同的深度得到信息。
在本發(fā)明的另一個(gè)實(shí)施形式中，可以設(shè)置一束從傳感器到探測器或到攝象機(jī)、如CCD攝象機(jī)的光導(dǎo)纖維，從而可以產(chǎn)生取得的測量值的二維圖象。以此可以產(chǎn)生特別直觀的平面血紅蛋白分布圖和/或氧飽和度圖和/或相應(yīng)于表1的氧參數(shù)圖和/或組織邊緣內(nèi)或者邊緣上的其它色素分布圖。
通過采用一個(gè)附加的深度選擇性傳感器或者采用一個(gè)深度選擇性的分析，可以產(chǎn)生獲得的測量值的三維圖象。這可以使人能夠“觀看”器官或者組織內(nèi)部，并且使得可以分層描述相關(guān)數(shù)據(jù)。
對于與本發(fā)明相應(yīng)的這種光學(xué)測量，十分重要的是傳感器與器官表面直接接觸。只有這樣才有可能進(jìn)行光的反向散射測量而不是光的反射測量。只有將傳感器放置在上面才能進(jìn)行深度選擇性測量或者還進(jìn)行與測量體積有關(guān)的測量。為了測量微循環(huán)，當(dāng)然很重要的是設(shè)計(jì)相應(yīng)的結(jié)構(gòu)用具，它們對表面附近的毛細(xì)血管層中的微循環(huán)也不造成損害。
從下面借助附圖描述的多個(gè)實(shí)施例中得出本發(fā)明的其它優(yōu)點(diǎn)、特征和應(yīng)用。其中，所示出的所有特征其本身或者它們的任意組合屬于本發(fā)明，與說明書中的概述或權(quán)利要求書無關(guān)。
圖示為

圖1是一個(gè)集成的傳感器，圖2是所述傳感器的應(yīng)用形式，由激光多普勒和組織分光計(jì)集成，圖3是所述傳感器的應(yīng)用形式，由激光多普勒和組織分光計(jì)集成，圖4是所述傳感器的應(yīng)用形式，由組織分光計(jì)和/或激光多普勒集成，圖5是所述傳感器的應(yīng)用形式，由組織分光計(jì)和/或激光多普勒集成，圖6是所述傳感器的應(yīng)用形式，由激光多普勒和組織分光計(jì)集成，圖7是一個(gè)組織分光計(jì)，圖8是一個(gè)雙層模型，圖9是組織的原始光譜，圖10是0至100％氧合的血紅蛋白光譜，圖11是一個(gè)耳部傳感器，圖12是一個(gè)安全傳感器，圖13消光度作為血紅蛋白濃度和氧合度的函數(shù)，圖14消光度作為分離灌注的組織中的血紅蛋白濃度的函數(shù)，圖15沿x方向和z方向的反向散射，圖16一個(gè)散射樣品池，圖17探測深度，圖18X梯度到Z梯度的傳輸函數(shù)，圖19一個(gè)測量體積的模型，圖20兩個(gè)吸收光譜，圖21接收二維測量值分布的裝置，圖22一種二維測量值分布，圖23接收三維測量值分布的裝置，圖24細(xì)胞色素光譜，在線粒體懸浮劑中測得的氧化的細(xì)胞色素及還原的細(xì)胞色素。
圖1示出了一個(gè)集成傳感器S或測量頭的只作為示例的實(shí)施形式從下面、也就是從組織向外看的示意圖，如其在本發(fā)明裝置中應(yīng)用。這里，傳感器包含用于照明的白色光源W、激光光源L和多個(gè)探測器，其中用DD表示多普勒信號探測器而用DR表示反向散射強(qiáng)度探測器。圖示的線形結(jié)構(gòu)僅為舉例?？梢杂性S多其它的結(jié)構(gòu)，其中，離開光源W較遠(yuǎn)的探測器DR接收入射到組織中較深區(qū)域并且從那里反向散射回來的光，如在EP 771 546 A2中所述的一樣。附加地示出一個(gè)溫度傳感器DT。
根據(jù)本發(fā)明，通過集成的傳感器系統(tǒng)S，一個(gè)相干的單色光源L的光子和優(yōu)選附加的一個(gè)/多個(gè)寬帶白色光源W的光子入射到第一區(qū)域中的組織內(nèi)。在與所述第一區(qū)域不同距離上，探測又散射出來的光子(DD，DR)?？臻g交替地探測用于激光多普勒分析和光譜學(xué)分析或分光計(jì)分析的光。集成傳感器的結(jié)構(gòu)示例地在圖1中示出。
深度選擇性的激光多普勒測量可以用如在EP 771 546 A2中所述的裝置進(jìn)行。
根據(jù)本發(fā)明，在圖2中示出其應(yīng)用的一種特殊形式，這種形式特別適用于胃腸區(qū)域內(nèi)的窺鏡測量。這種光纖結(jié)構(gòu)的優(yōu)點(diǎn)在于緊湊的結(jié)構(gòu)形式和易于復(fù)制的幾何形狀。上方的W代表用白色光源照明的位置，而L代表用激光光源照明的位置。空間交替地探測用于激光多普勒分析DD和光譜學(xué)或分光計(jì)分析的DR的光。該傳感器允許分別以兩個(gè)探測深度測量。溫度傳感器DT可以優(yōu)選安置在所述傳感器的中央，或者安置一個(gè)另外的光纖。
圖3示出對圖2稍加改變的本發(fā)明結(jié)構(gòu)，為了以分光計(jì)測量和/或光譜學(xué)測量的激光多普勒測量DD和分析DR的兩個(gè)分隔應(yīng)用于一個(gè)分隔中，但由于綜合了三個(gè)探測光纖的強(qiáng)度而具有較大的總橫截面積。圖2示出一個(gè)白色光源W和一個(gè)激光光源L。
圖4所示的光纖結(jié)構(gòu)示出一種本發(fā)明裝置，用于確定通過一個(gè)組織分光計(jì)得到的原始信號、動(dòng)脈氧飽和度、血紅蛋白局部氧飽和度以及局部血紅蛋白濃度，還有如表3中的參數(shù)。由于中央?yún)^(qū)域通過此圖中舉例示出的六個(gè)白色光源W的均勻照明，該結(jié)構(gòu)具有特別的優(yōu)越性，即還可以被用作反射傳感器。該裝置的特征在于，這些照明用的光纖W處在圍繞探測器光纖DR的一個(gè)圓上。在這些光纖W中通過一個(gè)或多個(gè)光源向傳感器S傳輸光。
圖5示出根據(jù)圖4中所示裝置的本發(fā)明變化形式，用于與圖4中所述同樣的用途，只是用于入射深度較大的測量。較大的入射深度是由于較大的發(fā)射器—探測器分隔達(dá)到的。如果布置在圓上的照明光源選擇性地按時(shí)間或者波長利用，也可以將兩個(gè)裝置(圖5和圖4)結(jié)合起來。
圖6是圖1所示基本傳感器的一種改變了的形式，在這種形式中，取代每個(gè)分隔中的各個(gè)光纖，分別安置一個(gè)至少由兩個(gè)光纖組成的整根線。該傳感器允許在較大的區(qū)域內(nèi)進(jìn)行整體測量。圖1中的傳感器的深度選擇性幾乎保持不變。裝置的特征在于，平行地分析一個(gè)分隔(Xi)的這些光纖。
圖7再次給出組織光度計(jì)或組織分光計(jì)的原理結(jié)構(gòu)。核心部件是寬帶光源W、通向傳感器S的用于照明組織的光導(dǎo)纖維和從傳感器S導(dǎo)出的用于光譜解析地探測從組織反向散射回來的光的光導(dǎo)纖維。探測單元包含一個(gè)多色儀，該多色儀同時(shí)對光進(jìn)行光譜解析并根據(jù)波長把探測到的強(qiáng)度定量化。從而組織光度計(jì)把色譜作為輸出值以供使用，這些輸出值用于特定的、相接著的光譜信息分析。在圖7的結(jié)構(gòu)中，平行于多色儀還接入一個(gè)光譜學(xué)的接收單元，該單元使得可以在有限的波長范圍中或者在單一波長情況下，用較高的速度和較高的靈敏度獲得探測到的反向散射強(qiáng)度。這種探測單元對于分析脈沖血液信號是重要的，例如在確定血紅蛋白的動(dòng)脈飽和度時(shí)。
為了照明，例如采用白色光源W(或者不同的寬帶發(fā)光二極管)。十分重要的是光源具有較高的照明場密度的和盡可能白且平滑的光譜。從組織反向散射的光—通過多色儀進(jìn)行光譜分解一被放大，然后作為與波長相關(guān)的光強(qiáng)度樣板被用于分析。
為了探測表面附近的血紅蛋白值，在可見光波長范圍內(nèi)有特別高的靈敏度的探測單元是必需的。這些血紅蛋白的吸收值使得能夠在500至650納米的波長帶中確定最大深度4毫米內(nèi)的血紅蛋白值。
相應(yīng)于本發(fā)明，定義和區(qū)別兩個(gè)波長范圍。
500至650納米的波長范圍(VIS)特別適合于表面附近的測量，而580至900納米的波長范圍(NIR)特別適合于深度選擇性的測量，并且適合于較大深度和較大體積的測量，因?yàn)镹IR波長區(qū)間的光的有效入射深度大于前面所述的波長區(qū)間的有效入射深度。為了探測大體積中的血紅蛋白值，在近紅外線波長范圍內(nèi)具有特別高的靈敏度的探測單元上必需的。血紅蛋白吸收值在600至900納米波長范圍內(nèi)比可見光波長范圍內(nèi)低10至20個(gè)因子。通過減小光削弱，原理上可以達(dá)到較高的向組織中的有效入射深度。除了通過傳感器幾何形狀，也可以通過照明范圍與探測范圍不同的距離定出不同的測量體積。因此，可以明確地確定探測距離和相應(yīng)的波長區(qū)間選擇的組合，并且使得能夠?qū)⒏鱾€(gè)測量體積之間清楚地相互劃界。
根據(jù)本發(fā)明，首先通過選擇500至650納米的波長范圍和光導(dǎo)纖維分隔小于2毫米的組合，使得能夠進(jìn)行選擇性的近表面測量。其次通過選擇650至900納米的波長范圍和光導(dǎo)纖維分隔大于2毫米，使得能夠進(jìn)行大體積和大探測深度的測量。
具有多色儀的探測單元是本發(fā)明組織分光計(jì)的核心件。希望達(dá)到盡可能高的量化效率和由此得出的高探測頻率。把該方法用于心臟病科時(shí)對探測速度的要求最高，因?yàn)檫@里希望最快的生理反應(yīng)。在心肌上血紅蛋白飽和度SO2以心動(dòng)頻率脈動(dòng)。SO2的臨界值應(yīng)當(dāng)在收縮期末，因?yàn)樵谑湛s時(shí)心室中的高壓很大地限制了心肌的血液流動(dòng)。心動(dòng)頻率大約為1/秒，收縮期的收縮持續(xù)時(shí)間在100毫秒的范圍內(nèi)。由此得出最大的必需探測頻率10毫秒，以使該間隔還能夠被充分地分辨。人類器官中的所有其它生理過程進(jìn)行得相應(yīng)較慢，并且可以用較低的探測頻率探測。較高探測頻率的進(jìn)一步優(yōu)點(diǎn)是有較高的操作可靠性，它保證“無波動(dòng)”的接收。
下面的表中描述了用于說明局部供氧情況的氧參數(shù)一覽表，這能夠用根據(jù)本發(fā)明的集成傳感器方案實(shí)現(xiàn)。在表中一些位置上打一個(gè)叉號，在這些位置上必須有一個(gè)信號，或者來自組織分光計(jì)值、激光多普勒數(shù)據(jù)、脈沖量氧計(jì)值，或者來自溫度值，以便能夠由此確定相應(yīng)的氧參數(shù)。所述局部供氧值的定義在后面詳細(xì)解釋。
表1方法一覽表，在把傳感器集成或者部分集成于一個(gè)共用的測量頭中并采用積分的數(shù)據(jù)分析時(shí)，通過這些方法并使用組織分光計(jì)、激光多普勒分光鏡、脈沖量氧計(jì)和/或一個(gè)溫度測量計(jì)可以確定臨床相關(guān)的供血或供氧參數(shù)。
下面導(dǎo)出各種不同的氧參數(shù)并且定義本發(fā)明方法的形式關(guān)系。
測量血液中的氧含量是確定被檢查的組織體積中的血紅蛋白量和確定當(dāng)前血紅蛋白的飽和度的前題條件。因此，能夠定量地確定被照明的組織體積也是絕對必要的，因?yàn)檠t蛋白量必定與體積值相關(guān)聯(lián)。照明體積或測量體積通過傳感器的幾何形狀和組織物理光學(xué)基本參數(shù)按比例地確定，傳感器的幾何形狀和組織物理光學(xué)基本參數(shù)以光源W和L使用的光譜范圍的吸收系數(shù)μa(λ)和散射系數(shù)μs(λ)的形式表達(dá)。下面以數(shù)學(xué)公式的形式分步導(dǎo)出所述關(guān)聯(lián)的形式關(guān)系血液中的氧含量可以在形式上用下面的公式確定O2含量＝Hb量·SO2·H因此所述測量問題分成兩個(gè)不同的任務(wù)。一方面是確定血紅蛋白量Hb量，而另一方面是確定血紅蛋白的氧飽和度SO2。胡符常數(shù)(Huefnersche Zahl)使血紅蛋白含量與最高氧含量產(chǎn)生關(guān)聯(lián)。在后面的段落中再說明血紅蛋白量的分析。
組織中的氧代謝量或氧消耗量可以用下式形式說明O2消耗＝O2動(dòng)脈含量－O2靜脈含量假定動(dòng)脈血量和靜脈血量基于連續(xù)性方程而保持不變，該公式可以簡化為O2消耗＝H·(Hb動(dòng)脈飽和度－Hb靜脈飽和度)·Hb量(測量體積中)由文獻(xiàn)公知，組織中的動(dòng)脈血體積典型地小于5％。因此只確定毛細(xì)血管—靜脈血流床中的血紅蛋白量就足夠了，不會造成大的誤差。
替代確定消耗掉的氧量，人們限于確定氧消耗率，它是動(dòng)脈消耗量與靜脈消耗量的比例數(shù)，從而得到下面的確定算式O2消耗率＝(SO2動(dòng)脈－SO2靜脈)·Hbconc式中Hbconc以如以下定義的相同方式確定。由下面的解釋可知，Hbconc與關(guān)系到相應(yīng)測量體積的消光率(或者也可以是光密度)成比例。
在組織中并不是總可以用從屬的毛細(xì)血管—靜脈血紅蛋白飽和度計(jì)算出被測量的動(dòng)脈飽和度。只有在相應(yīng)的組織體積中滿足連續(xù)性方程式時(shí)，才是嚴(yán)格如此。因此重要的是，在觀測的測量體積中存在動(dòng)脈和毛細(xì)血管—靜脈血流通道，并且要探測動(dòng)脈的脈搏。
然而可以局部地對每個(gè)組織體積確定一個(gè)數(shù)值，該數(shù)值應(yīng)被標(biāo)識為輸送的氧量或局部氧輸送能力。所述的數(shù)值可以用新的、集成的傳感器構(gòu)造獲得。
局部氧輸送能力可以根據(jù)局部現(xiàn)有的運(yùn)動(dòng)紅血球數(shù)及其血紅蛋白含量確定，局部氧輸送能力用局部的運(yùn)動(dòng)血紅蛋白濃度Hbconc乘以胡符常數(shù)H，再乘以被檢查區(qū)域中的紅血球流速V血表達(dá)。進(jìn)行紅血球速度光譜分析的激光多普勒儀還發(fā)出一個(gè)反映運(yùn)動(dòng)的紅血球量的信號(量紅血球，運(yùn)動(dòng))。
因?yàn)榧す舛嗥绽諆x計(jì)算一個(gè)與相對血流量(Blood-low)相應(yīng)的值，在相對值的近似解法中也可以考慮下面的公式。其中血流量給出了運(yùn)動(dòng)的紅血球數(shù)的數(shù)值，乘以其速度，從而描述了體積流的數(shù)值。由此得出 局部的輸送氧量根據(jù)局部實(shí)有的紅血球數(shù)量乘以紅血球的流速確定。該乘積由激光多普勒儀計(jì)算成表示血流量的值。血流量乘以胡符常數(shù)和局部血紅蛋白氧飽和度得出在被檢查區(qū)域內(nèi)的傳輸氧量。
輸送的O2量，相對＝H·SO2·血流量氧代謝量與在一定的組織區(qū)域中消耗的氧量成比例。氧消耗量由向組織中輸送的氧量(動(dòng)脈的)相對于在靜脈方又輸送出的氧量的差得出。如所示，代謝的氧量由下式計(jì)算
前文所述的假定、近似和縮寫在這里也適用。
因?yàn)榧す舛嗥绽諆x計(jì)算一個(gè)與相對血流量相應(yīng)的值，在相對值的近似解法中也可以考慮下面的公式。
O2代謝＝(SO2動(dòng)脈－SO2靜脈)·H·血流量下面描述原始信息的分析為了計(jì)算血紅蛋白的飽和度值SO2，例如可以通過形狀辨別方法和混合法分析光譜的光譜形狀。人們作為測量值得到毛細(xì)血管—靜脈組織床中的血紅蛋白氧飽和度(W.Duemmler在厄爾郎根大學(xué)作的博士論文中有記載，1998年)。
在本文提出的通過組織測量確定Hb光譜的特定課題中，吸收率A被作為和，由基本吸收率A0與0％氧合和100％氧合的血紅蛋白的混合吸收部分構(gòu)成。光譜的吸收系數(shù)在下式中通過氧合的Hb的特有消光值εaxHb和Hb的還原消光系數(shù)εdoaxHb表示A(λ)＝A0＋C氧化·εaxHb(λ)＋C還原·εdoaxHb(λ)系數(shù)C氧化和C還原給出混合部分，每個(gè)被測光譜相應(yīng)于其氧合程度可以由該混合部分組合而成。
在第一算式中散射度S被作為與波長相關(guān)的一次函數(shù)近似得出，由基本散射度S0和與波長相關(guān)的散射部分S1線性結(jié)合組成S(λ)＝S0＋λ·S1按照上述方法把測量出的光譜表達(dá)成A/S的形式，并且與該模型算式等量，見下式的右邊。 借助牛頓和李斯特平方方法并接著求商，以迭代法確定系數(shù)A0/S0、C氧化/S0、C還原/S0、S1/S0，通過此確定血紅蛋白的飽和度
因此血紅蛋白飽和度只能在0％至100％的數(shù)值范圍內(nèi)。分析的精確性取決于組織模型的質(zhì)量。以上表示的組織模型可以在隨時(shí)擴(kuò)展，從而可以把基本吸收率A0用組織特定基本準(zhǔn)光譜A組織(λ)代替，該組織特定基本光譜可以從器官表中得出。
為了改善分光計(jì)的測量值，每次測量開始時(shí)應(yīng)當(dāng)取暗光譜，以便得到放大器的電子零值和進(jìn)入探測單元中的干擾光的值。其次必需通過白色標(biāo)準(zhǔn)取一個(gè)光譜，以便能夠得知燈、傳感器、和整個(gè)探測器單元的儀器函數(shù)。根據(jù)分光計(jì)的質(zhì)量，應(yīng)當(dāng)按一定的時(shí)間間隔通過光譜檢驗(yàn)測量對光譜精確度進(jìn)行檢查，例如借助汞-氬氣標(biāo)定光源。所述的校準(zhǔn)光譜應(yīng)當(dāng)優(yōu)選地以比后面的組織光譜高至少10倍的平均比率被接收，因?yàn)榘倒庾V中和白色標(biāo)準(zhǔn)光譜中的誤差通過光譜的預(yù)處理而轉(zhuǎn)向所有的測量數(shù)據(jù)。
必須把測量到的原始光譜進(jìn)行預(yù)處理，然后才能用于分析。反向散射光譜R(λ)的組成為 為此，在用分光計(jì)測量暗光譜和白色標(biāo)準(zhǔn)光譜時(shí)，分光計(jì)必須通過常規(guī)標(biāo)定工作。通過預(yù)處理光譜，將儀器的光學(xué)系統(tǒng)顏色誤差按照有技術(shù)而消除。
為了計(jì)算VIS和NIR范圍內(nèi)的血紅蛋白氧合度，必須有完全的氧合血紅蛋白光譜εaxHb(λ)完全的脫氧血紅蛋白光譜εdoaxHb(λ)這些光譜應(yīng)當(dāng)用同樣的波長分辨率測量，其中也把測量光譜數(shù)字化。
由W.Duemmler(1998年厄爾郎根大學(xué)博士論文)所描述的組織模型根據(jù)本發(fā)明可以擴(kuò)展，從而把特定的器官光譜A組織(λ)直接引入到所述模型中 這些特定組織光譜對于每個(gè)器官是在無血紅蛋白灌流情況下得到的典型的平均值光譜。
從許多的測量中得到這樣的認(rèn)識相對于在傳輸裝置中被光源和探測器接收的光譜，被紅血球反向散射的血紅蛋白光譜失真并且特別是被壓縮。單個(gè)分光計(jì)部件的特性在此不起作用。在亮度結(jié)構(gòu)(Remissionsanordnung)中測得的血紅蛋白光譜幅度應(yīng)當(dāng)與Hb/HbO2參照光譜相似。由此又出現(xiàn)了對各個(gè)適當(dāng)?shù)目杀容^Hb/HbO2參照光譜的要求。按照當(dāng)今的知識水平，光譜壓縮的主要原因在于不同血紅蛋白吸收值的不同測量體積。波長540納米到580納米之間的光比相鄰波長范圍的光的減弱程度更強(qiáng)，因此射入組織較淺。相反，血紅蛋白光譜吸收較弱的波長的光射入組織較深，并且因此，絕對地看，與直接從消光度值得出的結(jié)論相比，得到的減弱程度更高。這種關(guān)系可以直接從雙層模型中的入射深度測量得到(見A.krug的厄爾郎根大學(xué)博士論文，1998年)圖8描述一個(gè)雙層模型，由一種散射懸浮劑(例如Intralipid(脂肪乳劑)、細(xì)胞或者組織分層)構(gòu)成，安置在一個(gè)完全吸光體、例如墨上，由一個(gè)僅幾微米厚的PVC薄膜間隔開。兩個(gè)光導(dǎo)體朝向所述懸浮劑中，第一個(gè)光導(dǎo)體導(dǎo)入光，第二個(gè)光導(dǎo)體接收反向散射回來的光。所述裝置用于確定90％的入射深度，這也稱作探測深度。
例舉的脂肪乳劑懸浮劑中的該探測深度的測量結(jié)果列于表2中。表中顯示如果血紅蛋白基于其對不同波長的不同吸收系數(shù)而調(diào)整測量體積，在542納米時(shí)確定的探測深度比在629和760納米時(shí)確定的探測深度小得多。
表2探測深度的分析，用200微米石英光纖在脂肪乳劑懸浮劑中接收。
原則上可以采用兩種途徑解決反向散射的Hb光譜失真問題?；蛘呦鄳?yīng)于其血紅蛋白濃度修正測量光譜，其中消光度值與相應(yīng)的有效測量體積相關(guān)，或者產(chǎn)生具有不同血紅蛋白濃度和不同失真度的整族HbO2參照光譜并將其用于求值分析方法。先述的第一種解決方法是優(yōu)選的，因?yàn)槠渲锌梢允褂脧臉悠鞒販y量得到的標(biāo)準(zhǔn)血紅蛋白光譜，還可以把確定測量體積用于血紅蛋白濃度的定量分析。
根據(jù)文獻(xiàn)按下式確定血紅蛋白量Hb量＝CHb·V測量從上式可以清楚看出，為了確定血紅蛋白量必須用測量技術(shù)得到并且計(jì)算出血紅蛋白濃度CHb(特別是在VIS范圍內(nèi))和測量體積V測量兩個(gè)參數(shù)。
為了確定各個(gè)測量體積中的血紅蛋白量可以應(yīng)用不同的理論公式。最簡單的情況下可以借助于拉姆伯特—比爾(Lambert-Beer)定律(見下式)確定Ext.=logI0I=CHb•ϵHb(λ)•d]]>消光度Ext.由射入物體內(nèi)的光強(qiáng)度I0與從物體出來的光強(qiáng)度I的比的對數(shù)算出。相應(yīng)于拉姆伯特一比爾定律，消光度與血紅蛋白濃度CHb、與波長相關(guān)的吸收系數(shù)εHb和樣品池厚度d有關(guān)。
Hbconc.用前述的相同方法確定。Hbconc.與相對于具體的測量體積的消光度值(或者也可以是光密度)成比例。 測量體積的確定在后文中說明。
確定血紅蛋白濃度的另一個(gè)可能性由射線傳輸公式給出。在其一般形式中它不是完全可解的，因此不是特別好用。因此在組織光譜測量中常常用射線傳輸公式的擴(kuò)散近似進(jìn)行處理。
下面介紹根據(jù)擴(kuò)散近似推導(dǎo)出的公式。借助擴(kuò)散逼近，用公式把光導(dǎo)體中的亮度布局的X梯度描述為I(x)=3Po16π2exp(-x3μa+μs′))x(μa+μs′)]]>這里可以歸結(jié)出兩個(gè)系數(shù)C1和C2C1=3Po16π2(μa+μs′)]]>=3Po16π2(ρσa+ρσs(1-g))]]>和C2=3μa(μa+μs′)]]>=3ρσa(ρσa+ρσs(1-g))]]>=ρ·3σa(σa+σs(1-g))]]>把所述梯度的描述歸結(jié)為I(x)=C1exp(-C2x)x]]>
由求得的系數(shù)C1和C2可以隨后確定μa和μs。系數(shù)μa(λ)又給出組織的吸收系數(shù)，由它用相應(yīng)的近似或者略去組織中的其它吸光體而確定出組織中的血紅蛋白濃度。
通過分析反向散射光譜定量地確定微量體積中的血紅蛋白濃度是一個(gè)復(fù)雜的任務(wù)。不同的工作小組研究了不同組織的光學(xué)特性。研究表明，散射系數(shù)μs至少比吸收系數(shù)μa大10倍。因此，通過被檢查組織的散射特性基本確定反向散射的光量。
圖9示出三個(gè)光譜，即儀器函數(shù)的光譜I儀器(λi)，理想散射的光譜I′0(λi)和測量出的血紅蛋白光譜Im(λi)。
為了發(fā)展下面的確定方法以計(jì)算血紅蛋白濃度，下面的兩個(gè)結(jié)論是重要的1. 在組織表面上只能測量通過在組織中的散射而返回的光強(qiáng)度。
2. 在組織中如果有吸光體、如血紅蛋白，它在光進(jìn)入組織的途中在散射現(xiàn)象之間和在返回到探測器光導(dǎo)體的途中削弱光。
由這兩個(gè)結(jié)論可以推斷，對于吸收小得可以忽略的波長，測量到的光強(qiáng)度僅由反向散射確定。對于吸收不可忽略的所有其它波長，光被吸光體削弱，因此光強(qiáng)度小于未受干擾的反向散射強(qiáng)度。
從而根據(jù)本發(fā)明發(fā)展了確定組織光譜的Hb幅度的新的分析方法。其第一部分已經(jīng)在A.Krug的博士論文(1998年厄爾郎根大學(xué))中公開了。所述方法新的是，其中，通過由反向散射光譜得到的血紅蛋白幅度的消光度來確定Hb的中間結(jié)果，與在相同測量位置上通過第二方法描述的測量體積值相關(guān)聯(lián)。由此根據(jù)本發(fā)明總是出現(xiàn)與實(shí)際測量體積相關(guān)的血紅蛋白濃度值。相對的血紅蛋白濃度的中間值也可以由解擴(kuò)散方程求出。
圖9示出未修正的光譜。曲線I儀器(λi)表示儀器函數(shù)或組織分光計(jì)的誤差函數(shù)。所有測量的光譜都必須對照此光譜進(jìn)行修正，以消除測量光譜的儀器特征性誤差。曲線I′0(λi)對應(yīng)于發(fā)生白色散射時(shí)得到的光譜。曲線I′m(λi)對應(yīng)于在生理血紅蛋白濃度下在散射媒介中得到的實(shí)際測量光譜。
如果知道純反向散射強(qiáng)度I′0(λi)，就可以從純反向散射強(qiáng)度與測量到的強(qiáng)度I′m(λi)的差求出因?yàn)槲怏w的造成的光削弱部分。所述形式關(guān)系可以表達(dá)為I＇0(λi)＝Im(λi)+ΔI吸收(λi)如果組織中的吸收濃度等于零，則在反向散射光測量中就得到未被削弱的反向散射強(qiáng)度I′0。這時(shí)在組織中只有散射。
圖10示出氧合度值從0至100％的血紅蛋白光譜Im(λi)，這是通過用于確定血紅蛋白幅度的表面值的顏色混合方法分析出的。假定存在一個(gè)波長，血紅蛋白對它的吸收小至可以忽略不計(jì)，則波長大于640納米時(shí)這個(gè)假定成立。血紅蛋白消光值的絕對最小值還特有更適宜的波長，這對于氧合的血紅蛋白是690納米，對于脫氧的血紅蛋白是850納米。
從圖10可以看出，I′0(λi)和Im(λi)之間的差相應(yīng)于在這個(gè)波長時(shí)的光吸收度。從而商log[I′0(λi)/Im(λi)]也與吸收率相應(yīng)。如果得出了這個(gè)商，它就代表在此理想散射媒介中的消光或光吸收的定量數(shù)值。
為了計(jì)算血紅蛋白濃度，對得出的血紅蛋白幅度的面積進(jìn)行積分然后由此計(jì)算每個(gè)光譜的吸收值。然而，氧合的光譜和脫氧的光譜的所述積分值不同。因此在第二發(fā)展階段引入對求出的血紅蛋白幅度或者表面吸收值的與氧合度相關(guān)的修正。所述修正的基本思想在于，獲得不同氧合度光譜的面積含量并且進(jìn)行對于不同氧合值的修正。已經(jīng)知道，完全氧合的Hb光譜、例如在波長范圍500—630納米中，其面積含量比完全脫氧的光譜的面積含量大16％(見圖10)。為了得出所述的修正值可以追溯到1970年Assendelft的文獻(xiàn)光譜。
通過用顏色混合方法計(jì)算還可以得到0％至100％HbO2值之間的所有Hb氧合度中間值的面積含量。在一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)化步驟中與血紅蛋白氧合度值無關(guān)地確定了組織光譜后，就得到這些組織光譜的面積值。
圖11示出本發(fā)明光學(xué)氧傳感器的應(yīng)用，和一個(gè)作為耳部傳感器的溫度傳感器一起用。圖11示出耳道，連同鼓膜，在耳道中引入所述特殊的傳感器頭。出于衛(wèi)生的考慮所述傳感器頭可以設(shè)有一個(gè)透明的保護(hù)膜。這個(gè)衛(wèi)生罩和該傳感器具有特殊的、適應(yīng)耳道的形狀并且有防止穿透鼓膜的一種止擋結(jié)構(gòu)。從傳感器到所述止擋結(jié)構(gòu)的長度約為25毫米。在傳感器頭中有一個(gè)與圖1至圖6或圖21或圖23相應(yīng)的光學(xué)氧傳感器。此處十分重要的是鼓膜中氧飽和度的測量，鼓膜是一個(gè)平坦的結(jié)構(gòu)。與溫度傳感器結(jié)合，醫(yī)生獲得他所需要的信息。
此處，作為溫度測量方法可以優(yōu)選地考慮不接觸的方法，例如紅外線溫度測量法、或者在封閉的耳道或者內(nèi)耳的空間內(nèi)通過NTC(負(fù)溫度系數(shù))或類似溫度測量法測量的溫度方法。
因?yàn)樵诖藨?yīng)用形式中光學(xué)氧傳感器只在被作為二維結(jié)構(gòu)考慮的鼓膜皮膚中測量，在此特定情況下可以用反射測量代替反向散射的測量，如直接在器官表面進(jìn)行的測量那樣。因此相對NTC傳感器優(yōu)先考慮無接觸的紅外線溫度測量。
為了在微體積中也能光學(xué)測量血液流動(dòng)參數(shù)，重要的是發(fā)展相應(yīng)的施用裝置，它在一方面保證傳感器放置在組織上從而與之直接接觸，另一方面又要確定什么時(shí)候?qū)M織的壓緊力過高。該壓緊力不允許超過一定的值，因?yàn)椴蝗坏脑拏鞲衅鞯膲毫绊懕砻娓浇拿?xì)血管灌流，從而可能導(dǎo)致測量誤差。
作為溫度傳感器可以考慮不接觸的方法，例如紅外線溫度測量法、或者在封閉的外耳空間內(nèi)通過NTC(負(fù)溫度系數(shù))或類似溫度測量法測量的溫度方法。
圖11所示的施用裝置的實(shí)施形式只能用于反射測量，因?yàn)樗龅氖┯醚b置不放置在鼓膜上。對于反射測量，用組織分光計(jì)、用脈沖組織分光計(jì)、用脈沖量氧計(jì)、用激光多普勒和/或溫度試探器進(jìn)行的單通道測量就足夠了。為了反映鼓膜上的組織溫度，相應(yīng)于圖21或者圖23，必須把耳塞子加長并且必須直接放在鼓膜上。為了二維和主要是三維地反映，必須重新進(jìn)行反向散射測量代替反射測量。
圖12示出一種新的傳感器頭的實(shí)施。為此把一個(gè)相應(yīng)于圖1至圖6、圖21或圖23的傳感器頭附加地集成在一個(gè)單元中，所述單元使得可以同時(shí)探測傳感器是否可靠地與組織接觸和所述傳感器的壓緊力是否不過高，因此也作為一種壓力指示器。
所述單元可稱為“可靠傳感器施用裝置”。它包含一個(gè)1至2毫米寬的槽，在該槽中的每側(cè)面上有兩個(gè)光導(dǎo)體對子相對安置。在一側(cè)上是兩個(gè)發(fā)射光纖，在另一側(cè)上是兩個(gè)探測光纖。每根發(fā)射光纖的發(fā)射光優(yōu)選地分別用另外一個(gè)頻率進(jìn)行幅度調(diào)制。這種幅度調(diào)制使“可靠傳感器施用裝置”對外來光源可靠地抗干擾，除此之外還可以分開出自兩根光纖的光強(qiáng)度。
如果用正確的壓力使用傳感器，只在通道1中測量出光削弱，而在通道2中探測不到削弱。如果過高的壓緊力使組織過強(qiáng)地變形，這就會導(dǎo)致皮膚或者說組織表面過強(qiáng)地突起到傳感器的槽中，由此使得通道2中的光傳輸也被削弱。從而它發(fā)出使用壓力過高的信號并且起到確認(rèn)不允許的測量條件的作用，該條件導(dǎo)致毛細(xì)血管灌流減少。
圖13示出5種不同的Hb濃度下計(jì)算出的相對消光度值(O.D.)。
圖14示出一種懸浮劑中的血紅蛋白濃度與計(jì)算出的相對消光度值(O.D)平均值之間的函數(shù)關(guān)系。
兩個(gè)圖，圖13和圖14總結(jié)一個(gè)研究的結(jié)果并且表明提出的方法的有效性。這些結(jié)果表示懸浮劑中的滴管吸移Hb濃度和根據(jù)氧合度修正的Hb消光度值之間的關(guān)聯(lián)。在圖13中可以讀出對所有的血紅蛋白濃度等級的與氧合度相關(guān)的修正的精度，氧合度變化從0％到100％HbO2。可以看出最大的偏差是1.0克/分升(g/dl)。
計(jì)算NIR范圍內(nèi)的相對血紅蛋白濃度Hbconc的方法是與為計(jì)算可見光波長范圍內(nèi)的相對血紅蛋白濃度Hbconc而發(fā)展的方法類似地建立的。然而必須考慮在NIR范圍內(nèi)的光譜特殊性。對于用費(fèi)特(Fitt)計(jì)算法計(jì)算，十分重要的是選擇觀察的波長范圍，因?yàn)橘M(fèi)特計(jì)算法只能根據(jù)血紅蛋白的氧合度用于相應(yīng)的特異性的光譜區(qū)分。事實(shí)表明600—900納米的波長范圍特別適合于在NIR波長范圍內(nèi)的測量。
圖15示出反向散射強(qiáng)度一方面與發(fā)射器—探測器分隔(x軸梯度)和與入射深度(z軸梯度)的相關(guān)性。反向散射強(qiáng)度的x軸梯度與發(fā)射器—探測器分隔有關(guān)而z軸梯度可以在根據(jù)圖16的散射樣器池中不用墨地確定。
有效入射深度，在本文中也稱為探測深度，可以通過在圖16中所示的裝置確定(見A.Krug博士論文，厄爾郎根大學(xué)，1998)。
圖16示出一個(gè)注有散射懸浮劑和墨的散射樣品池，為了說明標(biāo)注了掃描方向。借助一個(gè)螺旋測微器分別調(diào)節(jié)一個(gè)新的光導(dǎo)體分隔z，然后對該分隔沿x軸方向進(jìn)行掃描。掃描再給出從光導(dǎo)體到墨—“黑洞”—的不同距離的光強(qiáng)度。
圖17示出借助在不同脂肪乳懸浮劑中的90％閾值并且在不同的分隔下計(jì)算探測深度的一覽圖，在760納米波長時(shí)分析。
現(xiàn)在說明在VIS和NIR范圍內(nèi)實(shí)際測量體積的根據(jù)本發(fā)明的新計(jì)算方法測量體積V測量可以根據(jù)測量一個(gè)表面強(qiáng)度梯度確定。另外還必須用一個(gè)由實(shí)驗(yàn)確定的、用于相應(yīng)的組織的傳輸函數(shù)。
由圖18可見，傳輸函數(shù)表示用測量技術(shù)可得出的表面強(qiáng)度梯度與不可測量的組織深部強(qiáng)度梯度之間的關(guān)系。在其中反向散射梯度減弱到90％的體積被作為有效體積考慮，如圖15所示。傳輸函數(shù)可以形式地描述為Iz-梯度(z)＝傳輸函數(shù)-1*Ix-梯度(x)圖19示出用于表示測量體積的確定半橢圓的參數(shù)a、b和c的定義，所述測量體積是在照明一個(gè)散射的組織時(shí)由光波導(dǎo)體構(gòu)成的。
根據(jù)x軸方向和z軸方向探測深度的確定(見圖15)，可以根據(jù)本發(fā)明近似地確定測量體積。
假定測量體積是半橢圓的，相應(yīng)于圖19得出有效測量體積為 橢圓的特征參數(shù)a、b和c可以通過計(jì)算有效入射深度從強(qiáng)度梯度得出。由于照明的旋轉(zhuǎn)對稱性可以有a＝b＝x有效有效入射深度x有效是沿側(cè)向的。深度c可以由橫向有效入射深度確定，并且通過z方向的有效入射深度確定，該方向應(yīng)當(dāng)垂直地指向組織內(nèi)c＝z有效這樣就確定了半橢圓的體積積分的三個(gè)參數(shù)并從而確定了相關(guān)測量體積。
在A.Krug的論文[Krug，厄爾朗根大學(xué)博士論文，1998年]中介紹，隨著吸收度升高測量體積減小。如果把測量到的反向散強(qiáng)度值針對相應(yīng)的減少的測量體積進(jìn)行修正，就可以表明，在強(qiáng)散射媒介中測量時(shí)，也能夠得到散射懸浮劑的吸收量和與實(shí)際測量體積相關(guān)的消光度值之間的線性關(guān)系。
根據(jù)本發(fā)明提出一種借助寬帶組織分光計(jì)把全部光譜信息計(jì)算在內(nèi)的確定動(dòng)脈氧飽和度的方法。
在第一算式中通過常用的脈動(dòng)氧探測方法結(jié)合分析至少兩個(gè)波長來確定血紅蛋白動(dòng)脈飽和度值，其中構(gòu)成心搏的脈沖同步差動(dòng)信號。優(yōu)選地這樣選擇波長，使得所述的動(dòng)脈值也能夠深度選擇性地確定，并且使得在這樣的波長下除了單色光源的功效之外寬帶光源也起作用。在第一算式中把常用的脈沖量氧計(jì)探測方法包括在集成的傳感器頭中。
本發(fā)明的一個(gè)新算式是，通過組織光度計(jì)的寬帶反向散射光譜確定動(dòng)脈飽和度。組織光度計(jì)允許通過前述方法計(jì)算測量體積中的實(shí)際血紅蛋白飽和度以用于確定血紅蛋白飽和度。通過一個(gè)每個(gè)數(shù)值掃描時(shí)間在1—10毫秒范圍內(nèi)的特別的快速光度計(jì)，使得可能獲得飽和度的脈沖同步變化。該組織光度計(jì)總是獲得一個(gè)與動(dòng)脈和毛細(xì)血管-靜脈飽和度值的體積混合比相應(yīng)的平均值。
根據(jù)本發(fā)明，通過在激光多普勒中的信號分析獲得動(dòng)脈脈動(dòng)，并且用于觸發(fā)組織分光計(jì)。
由于收縮期血液壓力，組織中的血流和血液體積增加。相應(yīng)于脈沖量氧計(jì)的理論，由于這個(gè)收縮期血液體積的增加，推進(jìn)“新鮮的”完全飽和的動(dòng)脈血液向組織中。由此造成在總體上組織光度計(jì)中測量體積的血飽和度較高。為了確定收縮期血體積的增加，現(xiàn)在確定舒張期的血體積和收縮期及舒張期的飽和度，從而可以用調(diào)換了的混合方程式確定動(dòng)脈飽和度SO2混合收縮期·Hb量混合收縮期＝SO2動(dòng)脈·ΔHb量動(dòng)脈＋SO2舒張期·Hb量舒張期
在圖20中示出兩個(gè)舉例的光譜。80％飽和的光譜對應(yīng)于收縮期末的情況，此時(shí)新鮮的富氧血的含量大于緩慢的舒張期血流間隔時(shí)間內(nèi)的含量，在該間隔時(shí)間內(nèi)飽和度基本相當(dāng)于毛細(xì)血管一靜脈的飽和度。所述的血體積ΔHb量，動(dòng)脈由收縮期末和舒張期末時(shí)刻的血量或血紅蛋白量的差構(gòu)成。如前面所述的血紅蛋白確定方法在這里也適用。
同樣如前所述，用組織光譜的曲線分析確定飽和度SO2收縮期和SO2舒張期。
脈沖量氧計(jì)探測方法也應(yīng)當(dāng)作為脈沖同步差動(dòng)信號根據(jù)光譜測量數(shù)據(jù)組確定，以便能夠通過強(qiáng)烈擴(kuò)展的光譜數(shù)據(jù)庫得到確實(shí)有效的結(jié)論。特別有興趣的是分析光譜測量數(shù)據(jù)的差動(dòng)信號，因?yàn)樵摬顒?dòng)信號可以與毛細(xì)血管一靜脈基本值發(fā)生關(guān)聯(lián)，并且從而首次能夠確定定量的動(dòng)脈氧飽和度值(見圖20)。
圖20示出假定測量體積中的血紅蛋白濃度恒定情況下，在光譜同步變化時(shí)的兩個(gè)吸收光譜及其差動(dòng)信號。
在本發(fā)明的另一個(gè)實(shí)施形式中通過一種成象方法提出局部氧參數(shù)(相應(yīng)于表1)的二維和三維圖象。
本發(fā)明到目前的說明都關(guān)系到在光源周圍場中的逐點(diǎn)測量，該光源或由激光光源、由照明二極管或由白色光源組成。
然而在醫(yī)學(xué)中卻有許多圖象構(gòu)成方法，從x光攝象、超聲波成象開始，到核自旋斷層攝影，它們在受過訓(xùn)練的醫(yī)生的眼睛中是很容易識別的。而且以圖象的形式匯集的信息還給出了極好的可能性，即得到豐富的具有高的有序度的信息。下面介紹一種方法，首先用于氧參數(shù)局部分布的二維成象，然后用于三維成象，所述氧參數(shù)可以用前述傳感器測量。
用于取得如表1所列的各種局部氧參數(shù)的傳感器技術(shù)已經(jīng)在前面各段中解釋了，在此應(yīng)當(dāng)以其作為基礎(chǔ)。與前述的逐點(diǎn)測量氧參數(shù)的傳感器技術(shù)不同，下面說明一種新的、原始二維圖象方法。
圖21示出根據(jù)本發(fā)明的用于氧參數(shù)二維圖象的攝取裝置的原理構(gòu)造。在這個(gè)變形中傳感器的核心件由一種成象的光導(dǎo)體(也稱為圖象束)構(gòu)成，如其已在內(nèi)窺鏡或者導(dǎo)管中的應(yīng)用那樣，它用于把圖象信息從身體內(nèi)部導(dǎo)至體外。所述成象的光導(dǎo)體由一束單個(gè)光纖構(gòu)成，它們被安置得保持圖象信息不變。所述成象光導(dǎo)體被安置在儀器和對象上的測量位置之間。在測量儀器中用如前述的放置在對象上逐點(diǎn)測量的探頭對所述光導(dǎo)體掃描。這種安排的巨大優(yōu)點(diǎn)在于這樣的事實(shí)所有的運(yùn)動(dòng)件可以放在測量儀器中，并且傳感器，在此種情況下是成象光導(dǎo)體的末端，可以直接固定在受測量的表面上。這種新的成象傳感器只需要一次固定。通過在儀器中掃描，使對象本身不因?yàn)閽呙柽\(yùn)動(dòng)而移動(dòng)，只需要掃描成象光導(dǎo)體的平的儀器側(cè)表面。所述表面可以用較高的速度掃描，為此應(yīng)該更好地確定儀器中的機(jī)械條件。
十分重要的是，成象光導(dǎo)體中單個(gè)光纖的直徑小于等于逐點(diǎn)測量探頭的橫截面。由此可以總是保證通過成象光導(dǎo)體可以產(chǎn)生與前面也直接通過點(diǎn)傳感器定義的同樣的傳感器幾何形狀。所述光纖的包裝越密，成象光導(dǎo)體的單個(gè)光纖越細(xì)，逐點(diǎn)傳感器構(gòu)成得越精確。有第二個(gè)變通，也可以把點(diǎn)傳感器的單個(gè)光纖與相應(yīng)的成象光導(dǎo)體單個(gè)光纖準(zhǔn)確地1∶1地耦合，但是這樣成本大得多。
根據(jù)本發(fā)明也可以同時(shí)采用多個(gè)點(diǎn)傳感器。這時(shí)需要一個(gè)多通道的照明源和一個(gè)多通道的探測單元。由此可以減少產(chǎn)生整幅圖象的時(shí)間，因?yàn)橥ㄟ^將點(diǎn)傳感器彼此相鄰地安置、例如沿y方向，只需要沿x方向進(jìn)行半數(shù)的掃描就行。
代替成象光導(dǎo)體，或者說作為掃描器和整個(gè)探測單元的替代，也可以采用其它攝象機(jī)，如帶有附加單元的CCD攝象機(jī)，所述附加單元可以直接對探測到的信息進(jìn)行光譜解析。迄今這種攝象機(jī)上的附件還沒有足夠的光譜分辨率，但隨著技術(shù)的發(fā)展很快就可以實(shí)現(xiàn)這一點(diǎn)。
圖22中示出掃描出的血液流過的肝表面圖象，表示了血紅蛋白飽和度的局部分布。在這種尚很昂貴的方法中，點(diǎn)傳感器還是直接在肝表面上移動(dòng)。點(diǎn)傳感器的運(yùn)動(dòng)與器官表面的退耦通過夾在它們之間的PVC膜達(dá)到。所述圖象描繪了分離灌流的肝表面的血紅蛋白飽和度的分布。相應(yīng)于按表1列出的光學(xué)方法，還可以得到相應(yīng)于圖3的其它組織色素和其它所述氧參數(shù)的圖象。
通過這些研究表明，傳感器幾何形狀對于空間分辨率是十分重要的，利用該分辨率可以描繪氧參數(shù)的分布。因此，應(yīng)當(dāng)相應(yīng)于要研究的組織的形態(tài)結(jié)構(gòu)，通過光纖直徑、孔徑和光纖材料選擇相應(yīng)的傳感器分辨率。
局部氧參數(shù)圖象的三維成象方法建立在二維成象方法之上。如圖23所示，利用了一種與圖21所示類似的成象光導(dǎo)體(也稱圖象束)。與之相反的是，根據(jù)本發(fā)明，在帶有圖1所示深度選擇性傳感器的儀器中用一個(gè)x-y掃描器掃描所述成象光導(dǎo)體。把該二維圖象通過帶有不同分隔的多個(gè)通道的傳感器與深度選擇性測取的氧參數(shù)相結(jié)合，既用于多普勒測量，也用于探測反向散射強(qiáng)度。
本發(fā)明的一種構(gòu)型還使得能夠用前述分光計(jì)測量方法確定其它的組織參數(shù)除了生色團(tuán)血紅蛋白之外，用光譜測量法確定組織中存在的其它色素(總結(jié)在表3中)、例如細(xì)胞色素、肌紅蛋白、黑色素和膽紅素，也是令人感興趣的。
在組織生理連接情況下，與血紅蛋白同時(shí)測量其它的色素是非常困難的，因?yàn)橛裳t蛋白引起的吸收完全覆蓋了其它所述色素的光譜。
然而在生理學(xué)和臨床上都對除血紅蛋白之外的所述組織色素的確定感興趣。在無血紅蛋白的深層器官或者在病理改變的情況下可以確定所述組織色素。在無血紅蛋白灌流的情況下，例如在器官移植時(shí)，可以根據(jù)本發(fā)明測量細(xì)胞色素的還原狀態(tài)。還可以研究骨髂肌和心肌中的肌紅蛋白氧飽和度和肌紅蛋白濃度。
產(chǎn)生與表1相應(yīng)的氧參數(shù)和/或與表3相應(yīng)的導(dǎo)出參數(shù)的二維和三維圖象的方法，這些參數(shù)是由組織數(shù)值得到的，由于結(jié)合了從組織分光計(jì)和/或激光多普勒和/或脈沖量氧計(jì)和/或溫度傳感器產(chǎn)生的信號，因而是新穎的，特別是在其方法的結(jié)合方面是新穎的。
監(jiān)測這些組織物質(zhì)的意義在于本文公開的可能性能夠直接研究細(xì)胞內(nèi)的供氧條件。通過準(zhǔn)備好完全還原的和完全氧化的細(xì)胞色素參考光譜(見圖24)，可以把前述的費(fèi)特計(jì)算法轉(zhuǎn)換到計(jì)算被研究細(xì)胞色素的還原狀態(tài)上。圖24示出細(xì)胞色素光譜，氧化細(xì)胞色素和還原細(xì)胞色素，在線粒體懸浮劑中測量。
用同樣的方式和方法，通過準(zhǔn)備好完全氧合和完全脫氧的肌紅蛋白光譜，還可以通過前述費(fèi)特計(jì)算法計(jì)算出肌紅蛋白的氧飽和度。
根據(jù)本發(fā)明的從反向散射光譜確定血紅蛋白濃度的光譜方法，可以按類似的方式用于所述的組織色素，以確定細(xì)胞內(nèi)的細(xì)胞色素濃度、肌紅蛋白濃度、黑色素濃度和膽紅素濃度。
500—650納米的波長范圍對于用上述方法測量細(xì)胞色素值和肌紅蛋白值特別適合，因?yàn)檫@些細(xì)胞吸收體的天然地低的吸收系數(shù)在此波長范圍內(nèi)具有比較而言最高的值。因此在此波長范圍內(nèi)可以得到有最佳信號-噪音比的最清楚的吸收光譜。
黑色素、即皮膚的色素和血紅蛋白的分解產(chǎn)物膽紅素比細(xì)胞色素具有更少的特性光譜曲線形狀。因此肌紅蛋白和血紅蛋白只能較不特異性地和較不明確地定量獲得。
用于確定組織中存在的吸光體濃度的方法當(dāng)然也能夠擴(kuò)展到分析人工注入的色素(顏料)。以此能夠無創(chuàng)地直接得出在組織局部中的顏色清洗和褪去曲線。
表3色素和/或色素濃度，是在組織內(nèi)天然存在的和/或引入組織內(nèi)的，可以用本發(fā)明方法用組織分光計(jì)確定。
也就是說，用本發(fā)明裝置可以優(yōu)選地進(jìn)行下面的測量和計(jì)算為了確定氧含量只分析寬帶的組織反向散射分光計(jì)的輸出信號。由組織光譜通過顏色信息得出氧飽和度(SO2)，并且由光削弱得出血紅蛋白濃度(Hbconc)。通過不同分隔的、多通道的、測量組織光譜信號，可以濃度選擇地獲得組織數(shù)值，并且關(guān)聯(lián)到在線獲得的附屬測量體積。十分重要的是多通道的分光計(jì)測量，因?yàn)檫@種測量安置使得能夠把SO2值和/或Hbconc值與測量體積關(guān)聯(lián)。所述的測量體積可以通過梯度測量和后面的吸收和散射確定而確定。十分重要的是通過同一傳感器(見圖1)同地點(diǎn)同時(shí)間地測量，以便能夠保證信號與各個(gè)相應(yīng)的測量體積的關(guān)聯(lián)。
為了確定動(dòng)脈—靜脈混合組織中的氧消耗量，把組織分光計(jì)的輸出信號與或脈動(dòng)氧探測儀或快速組織分光計(jì)的脈動(dòng)式信號一起進(jìn)行分析。在脈動(dòng)式組織光譜測量的情況下，可以微分計(jì)算出一個(gè)心動(dòng)周期中的最高飽和度值，以便能夠只鑒別動(dòng)脈血部分。為了能夠獲得動(dòng)脈血流脈沖，十分重要的是高的數(shù)據(jù)獲取速率。不鑒別脈沖就不能確定動(dòng)脈的氧飽和度。根據(jù)激光多普勒信號和/或確定Hbconc的時(shí)間分辨信號確定動(dòng)脈確定的測量時(shí)間點(diǎn)的觸發(fā)。用于確定動(dòng)脈飽和度的這種新穎的計(jì)算方法關(guān)系到快速寬帶組織分光計(jì)(每節(jié)拍長度＜20毫秒)信號的分析和/或通過激光多普勒單元的信號進(jìn)行觸發(fā)。十分重要的是通過同一傳感器(見圖1)同地點(diǎn)同時(shí)間地測量，以便能夠保證信號與各個(gè)相應(yīng)的測量體積的關(guān)聯(lián)。
通過分析多通道的、在不同分隔同時(shí)進(jìn)行的組織分光計(jì)信號來確定總血量，也稱總組織血紅蛋白量。根據(jù)寬帶的組織反向散射光譜得出與測量體積相關(guān)的血紅蛋白濃度。通過考慮實(shí)驗(yàn)室參數(shù)血細(xì)胞比容和顏色系數(shù)，由此得出測量體積中的總血量。
根據(jù)多通道組織分光計(jì)測量的輸出信號和血紅蛋白濃度信號，結(jié)合激光多普勒方法的血流量輸出信號，得出氧輸送能力。十分重要的是通過同一傳感器(見圖1)同地點(diǎn)同時(shí)間地測量，以便能夠保證信號與各個(gè)相應(yīng)的測量體積的關(guān)聯(lián)。為了能夠確定氧輸送能力，重要的是共同使用兩個(gè)方法。單獨(dú)憑血流量不能得出關(guān)于紅血球的血紅蛋白含量的結(jié)論以及關(guān)于氧結(jié)合能力和輸送能力的結(jié)論。單獨(dú)憑血紅蛋白濃度也不能給出關(guān)于紅血球運(yùn)動(dòng)或速度的信息。
為了確定局部輸送的氧量，還要把組織分光計(jì)的多通道輸出信號、氧飽和度信號、血紅蛋白濃度、激光多普勒輸出信號和血流速度或血流量一起結(jié)算，以達(dá)到最高的精確度。對于取得這些信號，十分重要的是通過同一個(gè)探頭在可比較的測量體積中同地點(diǎn)同時(shí)間地獲取組織分光計(jì)信號和激光多普勒信號。十分重要的是通過同一傳感器(見圖1)同地點(diǎn)同時(shí)間地測量，以便能夠保證信號與各個(gè)相應(yīng)的測量體積的關(guān)聯(lián)。
動(dòng)脈—靜脈混合組織中的氧消耗率是一個(gè)相對數(shù)值，其中放棄了Hbconc和SO2與測量體積的絕對關(guān)聯(lián)。因此，在此也可以進(jìn)行單通道的分光計(jì)測量和脈沖量氧計(jì)測量。組織分光計(jì)輸出信號(Hbconc和SO2)與脈動(dòng)測氧儀的信號或組織分光計(jì)的脈沖微分輸出信號(動(dòng)脈SO2)被匯集在一起并且被時(shí)間同步地進(jìn)行分析。十分重要的是通過同一傳感器(見圖1)同地點(diǎn)同時(shí)間地測量，以便能夠保證信號與各個(gè)相應(yīng)的測量體積的關(guān)聯(lián)。
為了確定氧代謝量，把寬帶組織分光計(jì)的原始信號(SO2和Hb量)、脈動(dòng)式組織分光計(jì)的原始信號、脈沖量氧計(jì)的原始信號(SO2動(dòng)脈)和/或激光多普勒原始信號(V血，量紅血球運(yùn)動(dòng))進(jìn)行多通道分析，以能夠得到測量體積關(guān)系和/或所述數(shù)值的深度選擇性。氧代謝量指出動(dòng)脈輸送和靜脈輸出的氧體積流量的差。十分重要的是通過同一傳感器(見圖1)同地點(diǎn)同時(shí)間地測量，以便能夠保證信號與各個(gè)相應(yīng)的測量體積的關(guān)聯(lián)。此外，通過光譜強(qiáng)度梯度得知測量體積對于量值與共同的測量體積的關(guān)系是十分重要的。
為了確定動(dòng)脈—靜脈混合組織中的氧代謝率，放棄與測量體積的定量關(guān)聯(lián)。因此為了計(jì)算氧代謝率，單/或多通道組織分光計(jì)信號(SO2)和單/或多通道脈動(dòng)式組織分光計(jì)信號和或脈沖量氧計(jì)信號(SO2動(dòng)脈)以及單/或多通道激光多普勒信號(血流量)也是必要的。
為了確定局部組織氧分壓(PO2)，同地點(diǎn)同時(shí)間地獲得組織分光計(jì)原始信號(SO2)和溫度(T)以及實(shí)驗(yàn)室參數(shù)(pCO2和2.3BPG)是必要的。通過鑒別毛細(xì)血管—靜脈的SO2和動(dòng)脈的SO2動(dòng)脈，可以近似地確定毛細(xì)血管—靜脈供血和/或動(dòng)脈供血的組織的局部pO2。
根據(jù)本發(fā)明還是一種根據(jù)組織光譜確定局部血紅蛋白濃度的方法。該方法被標(biāo)準(zhǔn)化在近似的組織基礎(chǔ)光譜上，相應(yīng)于圖9考慮了根據(jù)取得的Hb幅度計(jì)算出的Hb量與所屬的傳感器測量體積在此同時(shí)的關(guān)系。測量體積的確定是從光強(qiáng)度梯度得到的，所述光強(qiáng)度梯度是分析光譜得出的，為了由此確定相應(yīng)于圖24的傳遞函數(shù)和/或把所有參與的波長的吸收系數(shù)和散射系數(shù)根據(jù)擴(kuò)散理論，Hb量值與此關(guān)聯(lián)。
根據(jù)本發(fā)明，還是借助于快速寬帶組織分光計(jì)，通過微分分析相應(yīng)于圖20的時(shí)間分辨光譜的反向散射信號確定動(dòng)脈氧飽和度的方法。還可以與激光多普勒系統(tǒng)結(jié)合以觸發(fā)動(dòng)脈血流脈動(dòng)時(shí)間點(diǎn)，用于確定具有最高的、也就是動(dòng)脈的飽和部分的氧飽和度值。這種結(jié)合的優(yōu)點(diǎn)在于組織分光計(jì)的光譜攝取率較小、只是仍然必需的。
權(quán)利要求
1. 用于求出局部的氧代謝量和/或氧消耗量和/或氧含量和/或總血量和/或氧輸送能力和/或輸送的氧量和/或氧消耗率和/或氧代謝率的裝置，根據(jù)局部的血紅蛋白濃度和/或局部氧飽和度和/或動(dòng)脈氧飽和度和/或血流速度和/或輸送的血量和/或組織溫度的原始信號以及根據(jù)它們導(dǎo)出的數(shù)據(jù)借助一個(gè)放置在組織上的光學(xué)傳感器(S)求出，具有一個(gè)或多個(gè)通過光導(dǎo)纖維向傳感器(S)輸送光的光源(W，L)，一個(gè)或多個(gè)通過光導(dǎo)纖維接收從組織反向散射回來的光的探測器(DD，DR)和一個(gè)分析單元。
2. 如權(quán)利要求1所述的裝置，其特征在于，作為光源設(shè)置一個(gè)白色光源(W)和/或一個(gè)激光光源(L)并另外設(shè)置一個(gè)溫度探頭(DT)。
3. 如權(quán)利要求1或2所述的裝置，其特征在于，作為分析單元設(shè)置一個(gè)分光計(jì)，一個(gè)分光鏡，一個(gè)激光多普勒分光鏡，一個(gè)組織分光計(jì)，一個(gè)組織分光鏡和/或一個(gè)脈沖量氧計(jì)和/或一個(gè)溫度測量計(jì)(DT)。
4. 如前述權(quán)利要求之一所述的裝置，其特征在于，通過分析不同波長范圍和探測器—發(fā)射器分隔可以確定每個(gè)時(shí)間點(diǎn)在每個(gè)位置上的光學(xué)傳感器的測量體積并且可以從不同深度獲得信息。
5. 如權(quán)利要求1所述的裝置，其特征在于，傳感器(S)的光纖安置在圍繞一個(gè)中央光纖或一個(gè)溫度探頭(DT)的一個(gè)圓周上。
6. 如權(quán)利要求5所述的裝置，其特征在于，用于白色光源(W)和用于激光(L)的各一個(gè)光纖以及分別對應(yīng)的至少兩個(gè)探測光纖(DR，DD)與照明源有確定距離地位于一個(gè)圓弧上，它們分別被送到一個(gè)單獨(dú)的分析機(jī)構(gòu)。
7. 如權(quán)利要求6所述的裝置，其特征在于，對這些探測光纖(DR)一起進(jìn)行分析。
8. 如權(quán)利要求1所述的裝置，其特征在于，用于白色光源和/或激光光源的這些被照明的光纖位于一個(gè)敞開的或封閉的圓弧上直接圍繞中央光纖，并且被一個(gè)或多個(gè)光源照明，其中通過中央光纖實(shí)現(xiàn)對反向散射的和/或激光多普勒的信號的探測。
9. 如權(quán)利要求8所述的裝置，其特征在于，這些被照明的光纖(W)和/或(L)位于一個(gè)較大的半徑上和/或位于不同的圓半徑上，它們被同時(shí)地或交替地照明。
10. 用于求出組織色素如細(xì)胞色素、肌紅蛋白、黑色素、膽紅素或其它存在于組織中的色素的含量以及由之導(dǎo)出的與表3相應(yīng)的數(shù)據(jù)的裝置，借助一個(gè)放置在組織上的光學(xué)傳感器(S)求出，具有一個(gè)或多個(gè)通過光導(dǎo)纖維向傳感器(S)輸送光的光源(W，L)，和一個(gè)或多個(gè)通過光導(dǎo)纖維接收從組織反向散射回來的光的探測器(DD，DR，DT)和一個(gè)分析單元。
11. 如權(quán)利要求10所述的裝置，其特征在于，作為光源設(shè)置一個(gè)白色光源(W)和/或一個(gè)激光光源(L)。
12. 如權(quán)利要求10或11所述的裝置，其特征在于，作為分析單元設(shè)置一個(gè)分光計(jì)，一個(gè)分光鏡，一個(gè)激光多普勒分光鏡，一個(gè)組織分光計(jì)，一個(gè)組織分光鏡和/或一個(gè)脈沖量氧計(jì)。
13. 如前述權(quán)利要求之一所述的裝置，其特征在于，通過選擇波長范圍和探測器—發(fā)射器分隔從不同深度獲得信息。
14. 如前述權(quán)利要求之一所述的裝置，其特征在于，設(shè)有一束光導(dǎo)纖維，其從傳感器(S)達(dá)到探測器或達(dá)到一個(gè)攝象機(jī)、如彩色CCD攝象機(jī)，從而可以產(chǎn)生相應(yīng)于表1的分析的信號和/或相應(yīng)于表3的色素參數(shù)的一個(gè)二維圖象。
15. 如權(quán)利要求14所述的裝置，其特征在于，具有一個(gè)附加的深度選擇性傳感器(S)或一個(gè)深度選擇性分析機(jī)構(gòu)，從而可以產(chǎn)生取得的測量值的一個(gè)三維圖象。
16. 如前述權(quán)利要求之一所述的氧傳感器，用于在鼓膜上測量，其中，組織分光計(jì)的原始信號(SO2，HB量)、脈動(dòng)組織分光計(jì)的原始信號、脈沖量氧計(jì)的原始信號(SO2動(dòng)脈)和/或激光多普勒的原始信號(血流量)在反射測量中被接收并相互折算，以便能夠通過該耳部傳感器確定與表1相應(yīng)的氧參數(shù)和/或與表3相應(yīng)的色素參數(shù)。
17. 用于求出局部的氧代謝量和/或氧消耗量和/或氧含量和/或總血量和/或氧輸送能力和/或輸送的氧量和/或氧消耗率和/或氧代謝率的方法，通過根據(jù)局部的血紅蛋白濃度和/或局部的氧飽和度和/或動(dòng)脈氧飽和度和/或血流速度和/或輸送的血量和/或組織溫度的原始信號以及由它們導(dǎo)出的數(shù)據(jù)求出，其特征在于，一個(gè)光學(xué)傳感器(S)被放置在組織上，一個(gè)或多個(gè)光源(W，L)的光被導(dǎo)入身體內(nèi)，并且從組織反向散射回來的光被接收和分析。
18. 如權(quán)利要求12所述的方法，其特征在于，附加地測量和分析所述組織的溫度。
19. 如權(quán)利要求1所述的裝置，其特征在于，一個(gè)分隔Xi的這些光纖被共同地照明和/或分析。
20. 如前述權(quán)利要求之一所述的裝置，其特征在于，通過相對放置的光導(dǎo)纖維和/或出光區(qū)域和進(jìn)光區(qū)域(相應(yīng)于圖12)產(chǎn)生一個(gè)壓力指示信號，該信號指示由于傳感器使用而產(chǎn)生的該組織或者一個(gè)膜片的變形。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于求出氧代謝量以及由其導(dǎo)出的數(shù)據(jù)的裝置,借助一個(gè)放置在組織上的光學(xué)傳感器(S),具有一個(gè)或多個(gè)通過光導(dǎo)纖維向傳感器(S)輸送光的光源(W,L),一個(gè)或多個(gè)通過光導(dǎo)纖維接收從組織反向散射回來的光的探測器(DD,DR)和一個(gè)分析單元。
文檔編號A61B5/145GK1326328SQ99813424
公開日2001年12月12日 申請日期1999年11月18日 優(yōu)先權(quán)日1998年11月18日
發(fā)明者阿爾芬斯·克魯格 申請人:阿爾芬斯·克魯格