专利名称：采用时间分解分光技术实现体内细胞组织量与质检测的方法与装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及用于细胞组织体内特征检测的一种时间分解分光技术的方法及装置。
连续波(CW)细胞组织血氧测定计被广泛地用于在生物细胞组织中确定一个光吸收色料(例如血红素、氧化血红素)的体内集聚度。这种连续波血氧测定计测定连续光在细胞组织中的衰减，并根据比尔莱姆伯特(Beer Lambert)公式或修正的比尔莱姆伯特吸收性公式来测定集聚度。该比尔莱姆伯特公式(1)描述了在吸收分量(C)、吸光系数(ε)、光入路长(L)和衰减光强度(I/Io)之间的关系。log[I/I0]<L>=ΣϵiCi-------------(1)]]>CW分光光度技术不能同时确定ε、C和<L>。若真的能够测定经过全部被测物的光子的路径长度均属恒定不变且均匀，那就可能采用CW血氧测定计来直接量化被测分量的集聚充(C)。
在细胞组织中，光子的迁移路径长度随着由该CW血氧测定计所检测的内部细胞组织的大小、结构及生理特性而发生变化。举例而言，在人脑中的灰、白物质及其构成因人而异。此外，光子迁移路径长度本身还是吸收成分的相关集聚度的一个函数。结果是，经过具有高血红素集聚度的某一器官的路径长度将不同于具有低的血红素集聚度的同一器官的路径长度。此外，由于许多细胞组织成分的光吸收系数是由波长而定，所以路径长度时常取决于光波长。因此，当在细胞组织中进行血红素集聚度的量化时，最好是可能直接测到该路径长度。
时常期望确定体内的血红素饱和度。尽管是在血液充体器官中可以定量动脉氧的饱和度，但当其血液离开动脉而进入微血管基时却不可能估计在血红素氧的集聚度方面的改变；因为目前尚无可施用的技术来从微血管基直接提取血样，因此不可能确定从静脉回流的特定微血管基中氧饱和度的即时值。
与CW血氧测定计不同，时间分解分光脉冲技术(TRS—pulse)可直接测量迁移光子的平均路径长度以及其它细胞组织的特性，例如在该组织内的光的吸收和散射特性。
如上面所引证的专利及专利申请所描述，这种TRS系统以10-10秒的光脉冲辐射其细胞组织，其光子迁移经过一个在光的输入端口和光的检测端口之间一条路径。由于该细胞组织的吸收和散射特性，使得输入脉冲的形状被修改。已修改的光由一光倍增器所检测，被放大且被存储在一个多通道分析器中。这种多通道分析器只收集针对每一输入光脉冲的单个光子。出自每一个被测光子的信号被作时间延迟的编码并被纪录下来。要在一个相当长的时间间隔(5分钟的数量极)上累计脉冲，使得在其被测脉冲最大值被收集到大致105的计数。为了获得合理的统计值以便能够获得关于被测脉冲的在三至四十的对数斜线上相当可靠结果。
对于某些应用场合，这种太长的收集时间是不利的。而且，与CW系统相比而言，这种单个光子计数的TRS脉冲系统的仪器价格昂贵。在美国专利5119815的实施例中所示的这种相当复杂、高价及其庞大的TRS脉冲系统对于当今经费削减的保健产业的市场化方面可以说是有某些障碍。
因而需要一种经济实效的时间分解的分光光度系统，用于细胞组织的定量及定性检测，它仅需要相当短的数据累积期。
本发明是以用于对被测物的生物细胞组织的检测的一种方法及其系统为特征，其系统利用一个光源、一个光检测器、一个具有积分器定时控制的一个门控积分器和一个处理器。利用在接有光源的一个光输入端口和接有一个检测器的光检测端口之间的迁移的光子来确定被测细胞组织的散射及吸收特性。在输入端口处，光源被用于把在可见或红外范围内所选波长的电磁辐射的脉冲输入到该细胞组织，其脉冲具有的持续期是在毫微秒或更小的数量级。在该检测端口处，检测器被用于检测源于输入端口、已在该细胞组织迁移的那些已被修改的脉冲光子。门控积分器和积分定时控制器用于积分在已修改脉冲到达时间上的至少两个彼此分离的所选时间间上的光子。处理器被用于根据在每一个时间间隔上所积分的光子数目来确定被测细胞组织的生理特性。
本发明的实施例可以包括一个或多个下列特征。
系统进一步包括一个附加的门控积分器和积分器定时控制器，用于在修改的脉冲到达时间上的一个所选时间间隔上积分光子。
处理器可以根据在已修改脉冲到达时间上的至少两个所选彼此分离的时间间隔上所积分的光子数目来确定被测细胞组织的吸收系数(μa)。
该吸收系数是以该已修正脉冲到达时间的衰落陡度确定的。
门控积分器、积分器定时控制器和处理器被用来确定在被输入脉冲和对应于已修正脉冲的被测分布具有最大值时刻之间的延时(tmax)。
该处理被进一步用于利用下列公式确定被测细胞组织的有效散射系数(1—g)·μs(1-g)μs=1ρ2(4μaC2tmax2+10Ctmax)-μa]]>其中ρ是输入和检测端口之间的距离，C是光在介质中的速度。
在输入端口处，该光源被进一步用于将在可见或红外范围内的一个第二所选波长的电磁辐射引入到细胞组织，并且在检测端口处，检测器被进一步用于检测来自输入端口的已在细胞组织中迁移的第二波长的已修改的脉冲的光子。门控积分器和积分器定时控制器被进一步用于在已修改脉冲到达时间上的至少两个彼此分离的时间间隔上积分被检测的光子。处理器被进一步用于根据在针对每一所选波长的每一时间间隔上所积分的光子数目来确定被测细胞组织的生理特性。
被测细胞组织的吸收系数(μa)可以根据在已修正的脉冲到达时间上的至少两个所选彼此分离的时间间隔上所积分的光子数目由处理器来确定。
处理器被进一步用于根据对于每一所选波长的吸收系数来确定一个细胞组织色料的集聚度。
处理器被进一步用于根据对于两种所选波长的吸收系数的比率来确定氧的饱和度Y。
门控积分器和积分器定时控制器被进一步用于在已修改脉冲的整个到达时间上的若干个彼此相分离的所选时间间隔上来积分被测光子，并且该处理器被进一步用于确定在整个到达时间上的已修改脉冲的强度分布。
该处理器被进一步用于确定光子迁移路径长度的分布平均路径长度。
被确定的路径长度被用于校准由连续波血氧测定计所测量的数据。
光源包括一个由脉冲发生器和脉冲输送器所驱动的激光器。光源波长是在600nm至1000nm之内。
图1是根据本发明一个实施例的两个门控积分器TRS脉冲系统的方框图。
图2是图1的定时图。
图3是根据本发明另一实施例的单个积分器单一波长TRS脉冲系统的方框图。
图4是根据本发明另一个实施例的多个门控TRS脉冲系统的框图。
图5和5A分别表示针对图4系统的典型时间分解频谱和定时图。
图5B表示迁移过具有不同吸收和散射特性区域的细胞组织的光子时间分解频谱图。
图6是采用了一个用于时间校准的附加基准光纤的一个TRS脉冲系统的方框图。
图6A是包括一个已修改脉冲和一个基准脉冲的时间分解频谱图。
如在1992年2月12日在美国专利商标局提交的题为“简化TRS”的第301998号文件所描述的那样，图1(公开文件的BC148)示出一组适用的电子元件，包括以100MHZ操作的0.5毫微秒脉冲产生器(12)和一个具有0.5毫微秒持续期的100MHz的脉冲序列。这些脉冲被以50MHZ的频率交替地切换到670nm激光器二极管(14)或816nm激光器二极管(16)，以照射被测物(10)，例如人的前额。输出(20)由接到宽带放大/阻抗改变器(24)的一个R928PMT(22)所检测，随即送到两个并行脉冲积分器(26和28)。在对应于被测物由两个波长(670和816nm)所照射的那些时刻，这些脉冲积分器就被启动，为此目的的触发产生器以图2定时图操作，它包括两个触发器产生电路(15，17)，每一个都取自对应光源的二极管所触发。因此，积分器12b和(28)仅在特定光源被启动时才被启动。它们的输出(27和29)被接到减法和比率电路(30)，以使得输出两波长的比率，该输出又/再送到一个简单的计算机(32)来计算饱和度。
门控及延时产生器(19)按定时图(图2)操作，并包括两个产生器，每一个都由合适的触发脉冲所触发(相同的门控产生元件可利用电子开关交替地作时间共享)。
按照定时图(34)，从670nm光源获得的触发脉冲(36)为门控脉冲(40)提供了一个延时门(38)，它的范围是在2至2.7毫微秒。该门信号触发了一个脉冲积分电路(26)，积分被检测的光子(41)。对于816nm的光源而言其过程是相同的，只是其中的门信号(19)触发的是第二脉冲积分电路(28)。随后，选择延时门2的延迟时间，使延时门2的信号(42)触发门脉冲2的从3.8到5.4毫微秒的信号，作为来自上述两光源的脉冲信号。
可以得到的是代表这种累积的一种模拟电压，再利用一个模拟(或数字)电路将此模拟电压转换成对数。这些对数结果由在两者之间的已知时间差所除，从而给出具有合适的标度的针对某一特定波长(例如670nm)的μa。还可以获得另一波长值(例如816nm)，从而可获得两个波长的μa值并被用于输入到用于饱和度计算的普通的计算器(32)内。
图3示出了“矩形函数”简化TRS系统的另一个实施例的示意图，它采用单一积分器用于门控光子信号的积分。工作在100MHZ数量级的一个频率的脉冲产生器52接到一个脉冲发送器54，驱动一个激光器56(例如PLP—10脉冲激光二极管)。激光器56产生出一序列光脉冲，具有所选的波长(例如754nm)和数量级为100微秒和恒定持续期(也可以选用毫微秒数量级的脉冲)。该光脉冲经揭合到光纤58并在输入端口引入到被测物50。发送的光子在被测物中迁移送达一个光纤60的检测端口。在迁移过程中，由于被测物50的细胞组织的散射和吸收特性使输入的脉冲已被修改。达到检测端口的光子被发送到一检测器62(例如光倍增器R928、R1517、MCPR1712、R1892或其它型号)。
检测器62的输出在宽带预放大器/阻抗改变器64中被放大并被耦合到一个矩形函数积分器66。积分器66由一脉冲门信号启动，收集在一预定时间间隔上到达的全部光子。该积分器输出(72)送到计算机接口模块74。计算机76存储在积分器66的收集间隔内的所检测数目的总数。
积分器66包括由来自脉冲发送器54来的触发信号55所触发的触发器65。触发器65启动一个延时门67，然后开始计数由一门宽度电路69所确定时间间隔之内全部检测光子。从门宽规范器71输出的信号是一个模拟或数字信号。表示在预选门宽间隔期内达到该检测端口的全部光子。采用由斯坦福研究系统所制作的SR250可以实现一个完好的积分器。
根据应用的情况，计算机76设置延迟门电路67的延时时间及其门宽电路29门通时间宽度。系统能够在所检测的脉冲整个时间分布上来扫视积分门宽度。门宽规范器71根据所检测信号电平来调节积分时间的宽度。根据被检脉冲下降的指数衰减的情况，针对较小的信号，可以对数地增加门宽；这样可增加信噪比。系统以至少10KHZ的重复率操作。
参考图4，可选择多个(至少三个)并行的积分器使用在更快及更高效率的系统中。如图3那样，通过合适地选择延时门和门宽度，此系统可被用于确定示于图5的被测脉冲(89)的整个分布。
脉产生器52接到脉冲发送器54，交替地驱动激光器56和57。这种交替的耦合是由107HZ数量级的频率操作的一个切换器53所提供的。通过光纤98或其它的光导，可见或红外范围以及10-9至10-10秒波长的光脉冲被交替耦合到被测物10。这种光脉冲被定位在光纤98的输入端口和光纤100的检测端口之间被测物50的细胞组织所修改。修改后的脉冲由检测器102所检测，且该已检测的信号由预放大器104所放大。积分器80、82和84在所选门宽间隔内所集数据，如图5A定时图所示。触发器55与输入脉冲相关联触发延时门1、2和3(图5A所示)，设置其具有已选的延迟时间。每一个延时间随后触发其相对应的积分器，收集在延迟宽度时间到达该检测器的全部光子。每一个积分器收集在其由门宽所定义的积分时间内到达检测端口的光子。这种构形可实现至少为10KHZ的重复率。
图5和5A的门装置采用门91和95，以检测信号的衰落陡度，而第三个门99可被用来确定背景信号。积分器80和82的输出92和96被用于计算该陡度。
为在每一单独的积分器中获得近似相等的信噪比，其时间窗口的长度被设计成随着延时时间在门宽度中的对数增加而呈现信号强度的指数衰减。
参考图5和5A，通过扫描延时门(90、94和98)以及正确地调节门宽度，系统收集对应整个被测脉冲的数据；随后再计算被测脉冲的形状(89)，即确定时间相关的光强度分布I(t)。被测脉冲形状I(t)包含着关于被测细胞组织的散射和吸收特性的信息，它与在细胞组织内光子路径长度的分布密切相关。光场是输入—输出端口分距(ρ)以及细胞组织的光特性(吸收系数μa、散射系数μs和非均匀散射平均余统g)的函数。由一个总的扩散等式来描述光子在细胞组织中的迁移，如同在E.M.Sevick、B.Chance、J.Leigh、S.NioKa和M.Maris在“分析生物化学”330期195页(1991年)中所描述，在此引其全文作为参考。
系统利用事先确定的解法求解在无限介质中连续分布，例如具有接近无限边界条件的格林函数，其中对于扩散等式的求解是为获得反射几何学的被测光强度R(ρ，t)和透射几何学的光强度T(ρ，d，t)。在具有厘米数量级的输入和输出端口的间距的半无限介质的反射设计方案中，其反射性是由下式确定ddtlogeR(ρ,t)=-52t-μaC+ρ24Dct-----(2)]]>对于t→∞，吸收系数μa如下确定其中ρ是输入和检测端口的分离距，C是光在介质中速度。Limt→∞ddtlogeR(ρ,t)=-μaC---------------(3)]]>在时间趋于无穷的情况中不成立，等式(2)可重写以获得μaμaC=-ddtlogeR(ρ,t)+ρ24Dct-52t--------(4)]]>D值可是一个细胞组织的均值或者是针对具体被测组织类型(例如头或胸)的特定值。
有效散射系数(1—g)μs由下式确定(1-g)μs=1ρ2(4μac2tmax2+10ctmax)-μa--------(5)]]>其中tmax是在被测反射时间分布(R(ρt)≡I(t))达到最大值时的延迟时间。公式(3)的右半部是修改脉冲到达时间的衰落陡度。
图1、3和4的系数可以实现吸收系数μa、细胞组织饱和度(y)、平均光路径长度(<L>)和散射系数μs的实时直接输出。其中吸收系数是通过如公式(3)所描述的那样对被测脉冲的衰落陡度的估定而量化得到的。有效的散射系数(1—g)·μs是从公式(5)确定的。
如上所述，被测脉冲的强度分布I(t)对于被测细胞组织的吸收和散射特性有很强的依赖。对于相对均匀的细胞组织(如胸部肌肉)，被测脉冲通常展现为单一指数衰落(图5A)。在光脉冲迁移通过不同类型的细胞组织中(例如包括白物质和灰物质的脑组织)，被测分布(I(t))就包括“两个或更多的脉冲”，每一个表示一类细胞组织特征(注意图5B中的105、106和107的脉冲波形)。图1、2或3的TRS系统在整个迁移光子到达时间延时上扫描延迟门，收集强度分布I(t)并除去它们的褶积。计算机处理器随后将此强度分布相关地置成两个或多个曲线，并利用公式(3)和(5)有效地确定每一种细胞组织的散射和吸收系数。
在输入端口引入的光子根据散射机会的多少而在它们迁移路径上发生散射。在高的散射细胞组织中，光子的穿行时间最长，且光子最有可性穿透较大的体积的细胞组织。这一穿行时间(或均值时间<t>)正比于光子所穿越的路径长度，其中假设穿越的光子速度是C/n(其中C是在真空中的光速，而n＝1.36，是细胞组织平均折射指数)。从被测到的和反褶积所获的光子强度分I(t)出发，可以根据下式确定路径长度分布的平均路径长度<L>=cn∫0∞I(t)t∂t∫0∞I(t)t∂t------(6)]]>光子迁移理论预计被检测的光子在反射几何光中可表示成一个三维“香蕉型”分布图形或透射几何学中表示成一个“雪茄型”分布图形。凹面或下陷的边界是由于达到空气散射的干扰的光子的逃逸所引起的，而更深的边界是由于吸收体所衰减的长路径光子所致。如果细胞组织吸收特性是均匀一致的，当有例如出血或肿块的吸收物存在时，则路径长度的分布也是均匀的。
通过加大ρ或通过在一个扫描移动中来移动输入端口或检测端口来使光场被移动经过该细胞组织或实现更深的场穿透。
当吸收物离光场甚远时，它将不改变香蕉型的光场。随着光场被移动靠近强吸收物，从输入到输出端口的方向上已经迁移了最远距离的光子将由在吸收体中的吸收过程所消除。由于具有最长路径长度的光子被吸收，这种场对于吸收物的靠近就缩短了路径长度的分布，被检测作为平均路径长度<L>的减小量。当着光场进一步靠近吸收场，被检测光子的一部分可绕被测物迁移而不被吸收，这些光子随着路径长度的分布的加长而被检测。因此，平均路径长度的测量揭示了一细胞组织(例如肿块或局部出血)强吸收成分的位置所在；可以设想这是一种获知细胞组织吸收成分如何的方法。
此外，一种吸收(或穿透)细胞组织成分的定位可以通过在被测物上移动输入端口和检测端口并随后产生吸收系数、散射系数及饱合度值等的二维图象来实现。
在包括对血红素(Hb)和氧化血红素(HbO2)敏感的两种波长的TRS系统中(例如754nm和816nm)，血红素饱和度(Y)是通过取两个吸收系数的比率并利用下列针对对氧饱和度的公式计算的Y(X100%)=38-18μa754μa81625+3μa754μa816--------(7)]]>其中这两个字数是从血红素在754nm的衰灭值(εHb＝0.38cm-1mM-1)和在816nm的衰灭值(εHb＝0.18cm-1mM-1)以及氧化血红素和血红素衰灭系数之间的差值(分别△εbo-Hb＝0.025cm-1mM-1和△εHbo-Hb＝0.03cm-1mM-1)决定的。
图1，3和4的单一波长的系统可被用来确定在细胞组织中的光子迁移的光路径长度，以使用CW血氧测定计。该路径长度与来自血氧测定计的衰减数据(I/Io)相结合使用，以利用公式(1)定量计算氧化血红素的集聚度。
为了兼顾到输入端口和检测端口间的几何距离(ρ)及其路径长度(L)之间的差别，某些血氧测定计使用的是利用差分路径长度因数(DPF)的比尔莱姆伯特公式，其中，吸收＝DPF·ε·[C](8)其中[C]是某种吸收构成成分的集聚度。由于差分路径长度因数取决于路径长度，因此它不能由CW血氧测定计所精确确定，但它可以通过下式利用吸收系数(μa)和散射系数(μs)所确定DPF=32(1-g)μsμa------------(9)]]>因此，一个TRS系统可被用于校准一个CW血氧测定计以量化被测数据。
在对于人脑的研究过程中，这种TRS脉冲系统被用来就每一种波长的条件下获得关于白及灰物质的散射系数(μa)和吸收系数(μs)。吸收系数被用来确定氧饱和度，而这种氧饱和度再被用来检测缺氧、局部出血及其它可逆或不可逆的不适。在被测细胞组织中的这种散射改变可以被视作空腔周缘过压(Periventrical hyperintense)综合症，表现为侵入灰物质血小极及紊乱的阿尔茨海默氏疾病及其它病情的证据。
如在先描述所寓指的那样，最好是能精确地确定被测脉冲的延迟时间。在图1，3和5的系统中，脉冲发送器直接把触发信号送到每一个矩形函数积分器。在如上所述专利电路中所描述的单一光子计数TRS脉冲系统中，当从激光器发出一个脉冲时，脉冲发送器将一个触发信号送到时间——幅值转换器。可是，当希望证实被检测脉冲的时间延迟时，一个已知长度的第三基准光纤被接到PMT检测器，被紧邻在该输入端口定位。被测的基准脉冲具有的延迟正比于该基准光纤的长度，因而可对时间延迟作校准。
图6示出了采用输入脉冲的定时为基准的双波长TRS脉冲系统的方框图。激光器二极管122、124(例如PLP10激光器二极管)由连接到5mW脉冲发送器119的一个100MHz脉冲发生器所驱动。来自激光器122和124的光由一个60Hz的振镜126作电—机时间分享，以使它们交替地照射光纤耦合器128，把光脉冲传到被测物10。光子迁移经过被测物10达到光纤127的检测端口并到达作为一个光倍增器的检测器110。而且，已知长度的基准光纤129定位在光纤128的输入端口，还被接到检测器110。
光倍增管110的输出直接与具有合适的滚降的宽带放大器连接，以得到良好的脉冲形状及最佳信噪比。高/低电平识别器113从放大器112接收一个输出信号。识别器113是一个脉冲幅度识别器，其中的脉冲接受门限是脉冲峰值幅度的一个恒定部分。随后，识别器脉冲被送到时间—幅度转换器(TAC)114。该时间—幅度转换器产生其幅度正比于起始和终止脉冲之间的时间差的脉冲。这种脉冲—光子检测周期以数量级为10MHz的频率重复，，以获得典型的光子分布。针对每一个输入光脉冲，多通道分析器只收集一个单个光了。来自每一个被测光子的信号被作时间延迟编码并被记录。在时间—幅度转换之后，对应于两个波长的计数在两个分别的多通道分析器(MCA)130、132中被分别取和。如图6A所示，每一个多通道分析器收集并存储时间分析频谱，它包含着由被测细胞组织所修改的被测脉冲(142)以及由基准光纤129所收集的基准脉冲(图6)。由于基准光纤129定位在输入端口128，所以该基准脉冲的延迟是正比于基准光纤129的已知长度。通过把基准脉冲的书籍延迟时间与该基准脉冲被测延迟时间(140)相比较，就可精确地校准散射脉冲(142)的时间标度。
权利要求
1.一种用于检测被测物的生物细胞组织的系统，借助于在所说系统的光输入端口和光检测端口间的光子迁移来确定被检测细胞组织的光的散射和吸收特性，其特征在于所说的系统包括处于第一位置、用以将光引入生物细胞组织的一个光输入端口；处于远离所说输入端口的一个第二位置处的一个光检测端口，用以检测已经迁移进该生物细胞组织的光；耦合到输入端口的一个光源，用于在该端口处将属于可见或红外范围内的所选波长的电磁辐射的光子脉冲引入到该细胞组织，所说的脉冲具有毫微秒的数量级并具有原始脉冲形状；耦合到检测端口的一个检测器，用于检测由所说光源引入到该细胞组织内的光子脉冲的强度，由于贯穿放置在所说输入和检测端口间的细胞组织的迁移的结果，这些光子脉冲已经被修改了它们原始的脉冲形状；耦合到所说检测器并与一积分器定时控制相关的一个门控积分器，用于在至少两个所选时间间隔上积分被测脉冲的光子，这至少两个所选时间间隔在所说的检测脉冲的持续期上彼此分离；耦合到所说积分器的一个处理器，用于根据在所说的至少两个时间间隔的每一个上所积分的光子数目来确定被检测细胞组织的生理特性。
2.如权利要求1的系统，其特征在于它进一步包括，耦合到所说检测器并与一个第二积分器定时控制相关的一个第二门控积分器，用于对在所说修改的脉冲的渡越时间隔上的一个分离的所选时间间隔上的所说光子进行积分。
3.如权利要求1或2的系统，其特征在于，其中所说的处理器被提供来根据经所说至少两个所选时间间隔所积分的光子数目而确定被测细胞组织的吸收系数(μa)。
4.如权利要求3的系统，其特征在于，在已经有光子迁移经过的细胞组织特性使被修改的脉冲具有衰落的陡度的条件下，其中所说的处理器的构形是用以根据被测光子脉冲的衰落陡度来确定该细胞组织的吸收系数。
5.如权利要求3的系统，其特征在于，其中所说的处理被构形用以通过下面公式来确定吸收系数μaC=-ddtlogeR(ρ,t)+ρ24Dct-52t]]>其中d[logeR(p，t)]/dt是从所说被修改的脉冲的特征衰落陡度确定的，D是被测细胞组织的扩散系数，c是在该细胞组织中的光速，ρ是所说输入和检测端口之间的距离，而t是相对接近于具有最大值的被测已修改脉冲的被测强度的时间的时间。
6.如权利要求3的系统，其特征在于，其中所说的门控积分器、所说的积分器定时控制器和所说的处理器被构成用来确定在由所说光源将脉冲引入细胞组织的时间和由所说检测器所检测到的对应被修改的脉冲之强度具有最大值的时间之间的延迟时间(tmax)。
7.如权利要求6的系统，其特征在于，其中所说的处理器被进一步用以通过下列公式确定被测细胞组织的有效散射系数(1—g)·μs。(1-g)μs=1ρ2(4μac2tmax2+10ctmax)-μa]]>其中ρ是所说输入和检测端口之间的距离，而c是在细胞组织中的光速。
8.如权利要求1或2的系统，其特征在于它进一步包括耦合到所说输入端口的一个第二光源，在所说端口处将在可见或红外范围内的一个第二所选波长的电磁辐射的光子脉冲引入到所测细胞组织，所说第二波长光子脉冲具有一原始的脉冲形状；在所说的检测端口处，所说的检测器敏感检测由所说第二光源引入该细胞组织的所说第二波长的光子脉冲的强度，由于迁移经过放置在所说输入和检测端口间的细胞组织的结果，其被测的该光子脉冲已经从其原始脉冲形状被修改；所说的门控积分器和所说的积分器定时控制器能够在第二波长的被测光子脉冲的持续期上的至少两个所选的彼此分离的时间上积分所第二波长的被测光子；以及，所说的处理器能够根据对于每一所选波长的每一时间间隔上的所积分出的光子数目来确定被测细胞组织的生理特性。
9.如权利要求8的系统，其特征在于，其中所说的处理器根据在至少两个所选时间间隔上所积分的分别的波长的光子数目来确定其吸收系数(μa)。
10.如权利要求9的系统，其特征在于，其中所说的处理器根据针对所选波长所确定的吸收系数来确定细胞组织色料的的集聚度。
11.如权利要求9的系统，其特征在于，其中所说的处理器被用来根据针对两个所选波长所确定的吸收系数的比率来确定该细胞组织的氧饱和度。
12.如权利要求1或2的系统，其特征在于，其中所说的门控积分器和所说积分器定时控制器被构成并被使用来在被修改的脉冲的整个到达时间上分布的几个所选时间间隔上积分所说的被测光子；以及所说的处理器被用以在整个时间上来确定被测的已修改的脉冲的强度分布图形。
13.如权利要求12的系统，其特征在于，其中所说的处理器被用来确定从所说输入端口到所说检测端口而已经通过该细胞组织的被测光子的平均路径长度。
14.如权利要求13的系统，其特征在于其进一步包括耦合到所说处理器输出端的一个连续波血氧测定计，接收表示该平均路径长度的标准值，以实现由所说血氧测定计测量的数据的校准。
15.如权利要求1的系统，其特征在于其中所说的光源包括一个由脉冲产生器和脉冲发送器所驱动的激光器。
16.如权利要求的1的系统，其特征在于，其中所构成用于提供光子的所说光源具有在范围600nm到1000nm的波长。
17.一种用于检测被测物的生物细胞组织的方法，借助于在一个光输入端口和光检测端口间的光子迁移来确定被检测细胞组织的光的散射和吸收特性，其特征在于，所说方法包括以下步骤在一个输入端口把范围在可见或红外光内的一个所选波长的电磁辐射的脉冲引入到该细胞组织，所说脉冲有毫微秒或更小的数量级；在所说检测端口检测已经从输入端口迁移进该细胞组织的已经被修改的脉冲的光子；在所说被修改的脉冲到达时间上的至少两个分离的时间间隔上积分所说的光子；根据在每一时间间隔上积分的光子数目来确定被测细胞组织的生理特性。
18.如权利要求17的方法，其特征在于，在确定生理特性的步骤中包括有确定被测细胞组织的吸收系数(μa)的步骤，作为在所说已修正的脉冲达到时间上的至少两个分离所处的所选时间间隔上被积分的光子数的函数。
19.如权利要求18的方法，其特征在于，在已经有光子迁移经过的细胞组织特性使被修改的脉冲具有衰落的陡度的条件下，在其确定吸收系数的步骤中包括有确定作为该衰落陡度的函数的所说系数的步骤。
20.如权利要求18的方法，其特征在于，在已经有光子迁移经过的细胞组织特性使被修改的脉冲具有衰落的陡度的条件下，其中所说确定该吸收系数的步骤中，包括实施下列公式μc=ddtlogeR(ρ,t)+ρ24Dct-52t]]>其中d[logeR(ρ，t)]/dt是从所说被修改的脉冲的特征衰落陡度确定的，D是被测细胞组织的扩散系数，c是在该细胞组织中的光速，ρ是所说输入和检测端口之间的距离，而t是相对接近于具有最大值的被测已修改的脉冲被测强度的时间的时间。
21.如权利要求18的方法，其特征在于进一步包括确定在由将脉冲引入细胞组织的时间和对应于被修改的脉冲具有最大值的时间之间的这是时间(tmax)。
22.如权利要求21的方法，其特征在于它进一步包括利用下式来确定被测细胞组织的有效散射系数(1—g)·μs的步骤。(1-g)μs=1ρ2(4μac2tmax2+10ctmax)-μa]]>其中ρ是输入和检测端口间的距离，而c是在该细胞组织中的光速。
23.如权利要求17的方法，其特征在于它进一步包括以下步骤在所说的输入端口把在可见或红外范围内第二所选波长的电磁辐射的所说脉冲输入到该细胞组织；在所说的检测端口对来自所说输入端口的已迁移经过该细胞组织的所说第二所选波长的已修改脉冲进行检测；在所说已修改的脉冲到达时间上的至少两个彼此分离的所选时间间隔之上对所说的被测光子进行积分；以及，根据针对每一个所选波长在每一时间间隔上被积分的光子数目来确定被检测细胞组织的生理特性。
24.根据权利要求23的方法，其特征在于，其中所说生理特性是对每一所选波长的吸收系数(μa)，而所说的确定步骤是由所说的处理器根据在所说已修改脉冲的到达时间上的至少两个彼此分离的时间间隔上所积分的光子数目而执行的步骤。
25.如权利要求24的方法，其特征在于，进一步包括根据所选波长的吸收系数而确定被检测细胞组织的集聚度的步骤。
26.如权利要求24的方法，其特征在于，进一步包括根据对每一所选波长的所说吸收系数的比率确定其氧化饱合度Y的步骤。
27.如权利要求17的方法，其特征在于，其中所说的积分步骤被执行用来在所说已修改脉冲整个到达时间上的若干所选彼此分离的时间间隔上收集被检测的光子；并且它进一步包括在整个到达时间上确定所说已修改脉冲的强度分布图的步骤。
28.如权利要求27的方法，其特征在于它进一步包括确定光子迁移路径长度之分布的一个平均路径长度的步骤。
29.如权利要求28的方法，其特征在于它进一步包括使用所说的平均路径长度来校准由连接波血氧测定计所测量数据的步骤。
30.如权利要求17的方法，其特征在于，其中所说的引入脉冲的步骤包括引入在600nm到1000nm范围内所选波长的脉冲。
31.如权利要求1的系统，其特征在于，其中所说的光源被构成并用来提供在红外范围内的光脉冲。
32.如权利要求17的方法，其特征在于，其中引入脉冲的步骤包括引入在近红外范围内的所选波长的脉冲。
全文摘要
用于检测被测物的生理组织的系统包括光源、光检测器，在至少两个所选时间间隔上积分被测光子的门控积分器和积分器定时控制器。光源发出在可见或红外范围内的波长的电磁输射的脉冲在一个输入端口处引入细胞组织。检测器检测从输入端口迁进该细胞组织已被修改的脉冲的光子。积分器在被修改脉冲到达时间的几个预选时间间隔上收集全部被测光子，根据在第一时间间隔上所积分的光子灵敏来确定被测组织的生理特性。
文档编号G01N21/27GK1120307SQ94191623
公开日1996年4月10日 申请日期1994年3月30日 优先权日1993年3月30日
发明者布里顿·常斯, 坎勒斯·J·考夫曼 申请人:无创伤诊断技术公司