（生物医学工程专业论文）基于近红外连续波的无创组织体血氧检测系统.pdf

a b s t r a c t n e a rh 血鹏ds p e c 缸d s c 叩yi se s p e c i a l l ys u i t a b l ef o rt h er e a i - t i m em o n i t o n go f h u m 彻b o d y ，o w i n gt 0i t so b v i o u sa d v 柚t a g e ss u c ha sh i 曲s e n s i t i v i 饥n o n i n v a s i v e c h a r a c t e r i s t i c ，r 印i dr e s p o n s ea n ds oo n s od e t e c t i n gt h eh a e m o g l o b i no x y g e ns u p p l y o ft h ep e o p l e st i s s u e 蚰dr e a l t i m em o n i t 0 一n gt h et i s s u eo x y g e ns a t u r a t i o n ，p l a y sa s i g n i f i c a n tr o l ei nm e d i c a ld i a g n o s ea n dc l i n i c a lt r e a t m e n t i n l i sa r t i c l e 。an i r c o n t i n u o u sw a v er e n e c t a n c em e a s u r e m e n ts y s t e mi sb u i l t ，w b i c hc 加c o n v e n i e n t l y r e a l i z et h eh 啪a nt i s s u ed e t e c t i o n f o rt h em e a s u r i n gh u m a nt i s s u eo p t i c a lp a r a m e t e r s 锄dd e v e l o p i n gn i r t o p o g r a p h y t h es y s t 锄h a sag r e a ta p p l i c a t i o np e 呷e c t i v e m a i na c h i e v e m e n t so fm i st h e s i si n c l u d e ： ( 1 ) t h e 也e s i sp r i m a r i l ys u m m a r i z e st h ee x i s t i n gm e a s u r e m e n tm e t h o d o l o 百e so f t 1 1 en e a r - i 血r e ds p e c 仃0 s c o p yt e c h n o l o 黟t i l e ns e v e m lm e t h o do fn m s t e c h n o l o g ) r i sc o m p a r e dt 0d e t e c tt h ec h 盯a c 锄s t i c so fh u m 觚t i s s u c ，锄da m l y z e dt h ef e a s i b i l i t y o ft t l 锄f i n a l l y t i s s u ed e t e c t i n gs y s t e mw i 也n e 小i n 丘a r e dc o n t i n u o 瑚w a v ei s d e “釉i n e da st h ed e s i g np l a n ( 2 ) i nt h ed i s s e r t a t i o n ，附os c h e m e sa r eu s e dt 0m e 舔u r et h e0 x y g 钮s a t u r 撕o n o n ei st 0e s t i m a t et h ed i f i e r e n t i a lp a t h l e n 舀hf a c t o r 谢t ht i i i l e - r e s o l v e ds p e c 仃o s c o p y 锄dt h 即a c c 咖tt 1 1 et i s s u eo x y g e ns a t u r a t i o nb a s e d t h em o d i f i e db e e r - l 锄b e r t l a w ；t h eo t h e ri st 0m e a s u r et h et i s s u eo x y g e ns a t u r a t i o nw i t ht h es p a t i a l r c s o l v e d s p e c 们s c o p y ，w h i c hi sd e d u c e d 敝釉t h ep h o t o nd i 觚i 蛐e q u 抓t h e o 哆 ( 3 ) t h en o n i n v a s i v en 乇sc o n t i n u o u sw a v et i s s u ed e t e c t i o ns v s t 锄h a sb e e n d e s i g n e d a n df - 0 u n d e d b a s e do nt h er e n e c 伽c em e 硒m e n tw i t hd 0 i i b l e w a v e l e n g t h s 龃dd o u b l es o u r c e d e t e c t o rs 印a r a t i o n s ，t h es y s t e mc a nd e t e c tt i s s u e 0 p t i c a lp a r 锄e t e r sa n dt h et i s s u co x y g e ns a n j r a t i o n i no r d e rt 0r e a l i z et h e m e a 叫e m to fd o u b l es o u r c e d e t e c t o r s e p a r 撕0 n s ，也ep l a ni sp r o p o s e d ，w h i c h c h a n g e st h el i g h tp a t hw i t l lm e m sm e c h a n i c a lo p t i c a ls w i t c h i tc 加a l s or e d u c et h e c o s t 锄dr e a l i z et h em i n i a t u u r i z a t i o n u n d e rt l l el a b v i e ws o f h v a r ci n t e r f a c e t 1 1 e c o n t i 0 l l i n gp r 0 伊锄i s 、桐t t e nf o r 也ed e t e c t i o ns y s t e m ( 4 ) a tl 懿t ，t h ee x p e r i m e n t sa r es t u d i e d 也eb u l m 咀f o r e 锄1w i t ht l l e n o n i n v a s i v en i r so x y g e ns a t u r a t i o nd e t e c t i o ns y s t 锄t h er e s u l t ss h o wt h a tt l l e s y s t e mc a nm e a s u r et h et i s s u eo x y g e ns a _ t u r a t i o nc o n v e n i e n t l y d i r e c t l ya n dr a p i m yt 0 s a t i s f i e dt h ec l i n i c a ld e m a n d 1 皿yw o l m s ：n e a ri n f h r e ds p e c 仃o s c o p y ，c o n t i n u o u s w a v e ，n 砌n v 硒i v e d e t e c t i o n ，t i s s u eo x y g e n 撕0 n 独创性声明 本人声明所呈交的学位论文是本人在导师指导下进行的研究工作和取得的 研究成果，除了文中特别加以标注和致谢之处外，论文中不包含其他人已经发表 或撰写过的研究成果，也不包含为获得墨盗盘堂或其他教育机构的学位或证 书而使用过的材料。与我一同工作的同志对本研究所做的任何贡献均已在论文中 作了明确的说明并表示了谢意。 学位论文作者签名：签字日期：沏7 学位论文版权使用授权书 年考只乒日 本学位论文作者完全了解叁鲞盘堂有关保留、使用学位论文的规定。 特授权墨鲞盘堂可以将学位论文的全部或部分内容编入有关数据库进行检 索，并采用影印、缩印或扫描等复制手段保存、汇编以供查阅和借阅。同意学校 向国家有关部门或机构送交论文的复印件和磁盘。 ( 保密的学位论文在解密后适用本授权说明) 学位论文作者签名： 签字醐。卅年 导师签名： 签字日期：砂呻年月毕日 第一章绪论 1 1 本课题的意义 第一章绪论 近红外技术是近年发展起来的一种快速检测技术，目前国外在很多领域已有 较广泛的应用。近红外光线具有较强的穿透能力，h e r s c h e l 于1 8 0 0 年发现近红外 谱区，由于分子在该谱区的渡频和吸收信号均较弱，且谱带多相互重叠，信息解 析相当困难，在当时技术条件下没有得到开发和应用。近年来电子技术的不断发 展有效地解决了复杂信息的解析问题，从而引发了人们对近红外谱区的研究和 开发。k a r l n o r r i s 于1 9 8 6 年使用近红外光谱和多元线性回归分析测定水分、蛋白 质和脂肪的含量取得成功，推进了人类对近红外技术的应用研究。近红外谱区的 信息量较为丰富且近红外技术本身具有无污染、无前处理、无破坏性、在线检 测及多组分同时测定等优点，在食品、医药、化工、石油等领域获得了空前的发 展。 1 1 1 近红外无创组织检测方法 近红外无创组织检测技术是一种新的无创检测技术，是近几年生物医学领域 的研究热点。其主要基于近红外光与人体组织的相互作用的原理，用近红外光谱 区域的光入射到人体时，在近红外光进入人体组织后可深入到组织内几厘米，由 于受到生物组织体的吸收与强散射作用，因此，出射光会携带大量的组织体内衰 减信息。我们便可以利用其吸收谱线的差异对这些信息进行提取，并通过分析得 到组织体的有用信息。相对于其他一些检测方法，近红外组织检测技术可检测人 体局部组织的光学参数并由此诊断组织的健康状况或病变情况，并已成为人体无 创测量新的发展方向。 随着光电、计算机、传感器等科学技术的提高，近红外组织检测方法已经取 得了相当大的发展。其应用在临床上的范围也逐渐地扩大，主要应用于诊断人体 局部组织的病变情况；危重病人和体外循环病人的检测和监测脑组织的氧合状 况；在医学内外科手术中，检测和监测人体组织的供氧供血情况；新生儿大脑组 织氧的监测与检测等等方面。 1 1 2 人体组织的血氧检测 众所周知，氧是人体的重要生命物质，是一切生命活动的基础。生命活动的 第一章绪论 关键在于能量转换，维持正常生命活动需要新陈代谢，而新陈代谢需要氧的供给 才能顺利进行。人体组织内细胞的正常生存和活动都有赖于氧气连续而充足的供 应，一旦组织细胞供氧不足，几秒钟脑缺氧即导致意识丧失，如达到两三分钟将 造成不可逆转的细胞死亡，严重时就会导致人体组织受到损伤以致坏死，甚至危 及生命【l 】。所以，检测人体组织内的血红蛋白的氧合程度，实时地监测人体组织 中氧的代谢及运输过程是十分有必要。 目前发展较为成熟的技术有：血气分析法、极谱电极测量法，核磁共振法， 磷光光谱法等等。这几种方法各有特点，但还不能完全满足科学研究与临床诊断 对实时、无创性、便携性及低成本的要求，这使它们的应用受到很大的限制。 血氧饱和度检测一般分为：有创测量方法和无创测量方法。 常规的方法是血气分析的方法。它是一种有创的血氧测量方法，临床上主要 取动脉血测量其中的氧分压来计算血氧饱和度，其能准确地反映机体的呼吸和人 体的血氧饱和度，并已成为危重病人监测的重要方法之一【2 】。但其缺点也很明显， 由于血氧饱和度的有创检测方法不仅费时、易对患者造成痛苦甚至感染，而且不 能提供连续、实时的血氧饱和度数据，在病人处于危险状况时，不易使病人得到 及时有效地抢划3 1 。因此采用无创性的快速准确的检测方法来监测血氧饱和度， 便具有广泛而实际的意义。 脉搏氧饱和度( s p o ：) 检测是一种近红外无创检测方法。它是利用人体动 脉的搏动能够引起测试部位血液流量的变化，从而导致光吸收量的变化的原理来 进行血氧检测的。脉搏氧饱和度检测的是指端动脉血的氧饱和度，其主要反映的 是静脉血管和毛细血管中的血氧饱和度，因此，脉搏氧饱和度检测不能准确的反 应局部组织的氧合情况【4 】。虽然这种测试方法简单易行，而且解决了无创和实时 检测的问题，但测量原理依赖于指端动脉的波动，因此测量的只是末端动脉血管 的血氧饱和度与组织氧有着根本区别，特别是在低血压等情况下，无法准确测量。 而且其应用的b e e r _ l 跗l b e r t 定律只适用于均匀介质的吸收，如果待测介质含有浑 浊质点时，将产生强散射效应。人体组织结构是复杂的，手指尖不仅含有动静脉 血，还有皮肤、指甲等其它参量，同样也会导致测量的不准确。因此，脉搏氧饱 和度检测的方法并不令人满意。 1 2 本课题的国内外发展现状 近红外无创血氧检测技术在上世纪有了长足的发展。近红外光谱法检测血氧 技术利用氧合血红蛋白( h b 0 2 ) 和还原血红蛋白( h b ) 在近红外区域内独特 的光谱吸收特性测量人体血氧饱和度，可以大大提高测量的精度和准确度，现在 临床上广泛采用的检测方法便是建立在这个理论基础上的。 2 第一章绪论 国外对于近红外血氧检测技术的使用可以追朔到1 9 4 0 年。当时，m i l l i k a n 研 制了能从前额无创测量动脉血氧饱和度的探索装置。紧接着1 9 6 4 年，s h a w r 研 制出一种应用八波长自身调整血氧计，成为第一种获得临床广泛应用的血氧计。 这种耳式血氧计实用，准确且易于调整，但是它笨重且价格昂贵，病人需长时间 佩戴很不舒适并且极易损坏，这些缺点限制了耳式血氧计的进一步广泛应用。其 后，光电技术的发展带动了近红外无创血氧监测技术的进步，使得发光二极管和 光电传感器与皮肤的接触面积大大减小。7 0 年代末，t a k a t a n 研制出一种皮肤和 组织反射型血氧测量装置。然而，这种反射型血氧测量装置需要对五个波长下的 复杂数据进行分析。到了8 0 年代，脉搏血氧计出现。这种仪器从指尖或耳垂测 量透射光，假设透射光光强的波动完全由动脉搏动产生，并由此计算动脉血氧饱 和度，从而使其逐渐进入了临床实用阶段。进入9 0 年代，m o c o m l i c k 利用反射 光谱以及独特的深浅双光路对比检测的传感器设计，完成了可实用化的脑血氧饱 和度测量装置的研制，并由s o m a n e t i c s 公司改进后推向临床，成为第一个商品化 的脑血氧计。红外光谱法用于运动医学，对肌肉氧含量的测量也取得进展。美国 宾夕法尼亚大学医学院b r i t t o nc h a n c e 率先推出肌肉血氧饱和度检测装置。如今， 组织血氧饱和度测量仪已成为各大医院的必备医疗设备。 在国内，近红外血氧检测技术同样得到了很大的发展。清华大学医学院生物 医学工程系课题组经过长期研究和开发，在国内率先研制出具有自主知识产权的 近红外无创血氧检测仪器，并与北大第一医院等五家医院结合成功进行了6 0 0 多 例临床测试，并取得了良好的效果【5 】。 1 3 本课题的目的与内容 本课题主要是对近红外无创的组织血氧测量的方法进行研究。设计和搭建 一套基于近红外连续波的无创的组织血氧测量系统，并应用本系统对人体组织进 行实验。目前，已开发的血氧检测仪器大多采用多波长多探测器方法( 如：日本 岛津公司开发的o m 2 0 0 无创血氧检测仪) 来提高器系统的测量精度和准确性， 但这必然导致其造价提高、系统庞大等缺点，从而使之普及率很低等。针对这种 情况，本文提出了应用微控型机械光开关进行光路转换来实现多点测量的方案。 在设计近红外无创血氧测量系统时，尽量地提高系统的集成度、降低系统 功耗，同时也着重地考虑到了系统体积小型化、操作智能化、系统的便捷性以及 使用的安全性等特点。 在系统的硬件设计方面，我们应用了两个波长( 波长分别是7 8 0 l l l 和8 3 0 衄) 的连续波的激光二极管作为照射光源；由于经过组织体漫反射后所探测到的光强 相当微弱，因此，在探测器的选择上，我们使用了增益很大、动态范围较宽且灵 第一章绪论 敏度非常高的p m t ( 光电倍增管) 并结合了单光子计数的方法进行出射光的探 测，从而大大的提高了系统的准确度和测量精度。 本系统软件部分，使用了图形化编程语言l a b v l e w 进行编程，主要实现了 对单光子计数器和机械光开关的控制、实验数据采集和实验结果的处理及显示等 功能。该软件可动态显示组织血氧饱和度的值，界面友好且易于操作。 在应用近红外组织氧饱和度检测系统进行人体组织血氧饱和度的测量实验 中，我们充分地考虑到了近红外探测器与组织体之间的耦合问题，合理地选择了 光源与检测器的距离进行实验。实验结果表明：应用此系统可以对人体组织的血 氧饱和度进行测量，能反映出人体组织的氧合状况。为今后研制多波长多通道的 近红外无创测量系统的研究做好前期准备工作。 4 第二章近红外无创血氧检测测量方法的研究 第二章近红外无创血氧检测测量方法的研究 2 1 生物组织光学理论 生物组织和辐射光的相互作用是光学治疗和光学诊断的理论基础，其主要研 究内容是入射生物组织体内的可见光和近红外区域的光在生物组织体中的传播 特点及传播规律，并以此来确定在一定条件下光辐射能量在组织体内的分布以及 光子在组织体内运行轨迹等信息。最终，通过对模型的研究扩展到活体组织光学 特性参数的测量【6 1 。 当光照射入生物组织体内时，入射光与生物组织体之间的相互作用主要体现 是吸收作用和散射作用。吸收作用( a b s o r p t i o n ) ：是指光在通过物质时部分光能 转换成热运动或者是吸收介质的分子的某种振动，从而导致的光强的衰减。生物 组织体内对光吸收的物质的主要是组织体内的发色团( c h r o m o p h o r e ) ，包括：血 红蛋白( h e m o g l o b i n ) 、肌肉中的肌球素( m y o g l o b i n ) 、脂类( 1 i p i d ) 以及各个细 胞中都存在的细胞色素( c ”o c h r o m eo x i d e ) 等等。散射作用( s c a r i n g ) ：由于 生物组织体是多层分布的，其的密度、折射率、介电常数等在空间中分布也是很 杂乱的，这就导致了光在组织体中发生散射作用 卜引。 在对人体组织进行测量时，近红外7 0 0 衄9 0 0n m 这段区域内，存在一俨光 谱窗”。在此近红外光谱波段，绝大部分软组织对光的吸收最小，导致生物组织 对光线的吸收作用大大降低，近红外光与组织的相互作用的总衰减中仅有一小部 分是由组织的吸收所引起的损耗，剩下的大部分则是由散射所引起的【引。这种低 吸收与组织对光的高强度前向散射作用相结合，使得光在组织中有相当大的探测 深度，实现对深层组织的探测研究。这就是无创血氧检测方法选择近红外波段的 重要原因。 2 2 近红外无创组织体血氧检测测量技术综述 近红外无创血氧检测测量方法的种类很多，分类方式也多种多样。我们一般 根据系统所采用的光源的种类进行划分。目前，近红外光谱的测量方法主要分为 三类：基于连续波的测量方法、基于时间分辨的测量方法和基于频域分辨的测量 方法【1 0 】。下面将对这几种方法作以简单地介绍。 5 第二章近红外无创血氧检测测鼍方法的研究 2 2 1 连续波的血氧测量技术 通常所说的连续波系统，包括早期的近红外光谱仪等。连续波测量法具有测 量系统简单、数据获取时间相对较短等优点，但是其在单一光源和探测器的距离 下无法区分吸收系数和散射系数所造成的影响，所以绝大多数的连续波血氧检测 系统都应用多波长多距离的方法来消除由组织的散射衰减g 和差分路径系数 d p f 带来的误差【9 - i o 】。 普遍采用高强度的近红外连续波光源( 例如：半导体激光器l d 或发光二极 管l e d ) ，仅仅通过测量经过人体组织透射或散射后的光强变化来计算人体组 织光学参数。探测器一般采用光电倍增管p m t 、光电二极管或雪崩二极管a p d 等。连续波的血氧测量方法需要对光源强度的绝对值进行测量，但在实际测量过 程中，是很难校正实际入射到组织体内的光强，且经过组织体吸收和散射作用后 的光很微弱，所以，国外研制的很多基于连续波的血氧测量系统采用了多光源和 多探测器的方式。系统探测器一般选用光电倍增管，由于其增益较大且灵敏度较 高，能够提高系统的准确性和测量精度。其原理示意图如图2 1 所示。 l 工嗲 t 随s u e i t 图2 1 近红外连续波的血氧测量方法 2 2 2 基于时间分辨血氧测量技术 近红外时间分辨研究理论和实验表明，从组织体出射的时间扩展曲线 ( t 锄p o r a lp r o f i l e ) ，具有几甚至十几g 的带宽，因此一般认为时间域的测量可 以比频域方法提供更多的信息，但相应地要求时间分辨的测量系统必须要具备相 当小的时间分辨率【舢1 0 1 。由于从组织体出射的光极其微弱，对于如此微弱的光信 号进行高时间分辨率的测量早期主要使用实验室的皮秒激光脉冲、超高速扫描照 相机和一些精密昂贵的探测器系统为主要硬件设备对组织进行测量。此方法是用 皮秒级的脉冲光被射入人体组织，脉冲光可渗透到软组织以下几厘米深处，光会 被大量吸收和散射，出射光的脉宽将被扩展成几个纳秒，得到出射光的时间点扩 展函数。同步扫描相机具有测量超弱、超快光的能力，其时间分辨率可达皮秒甚 至几百飞秒。其缺点是动态范围小，设备昂贵，并且无法采用数字技术，从而影 响了信噪比的提高。但随着科学理论和科学技术的不断发展，时间相关单光子计 6 第_ 二章近红外无创血氧检测测量方法的研究 数方法( t i m e c o l l r e l a t e ds i n g l e - p h o t o nc o u n t i n g ，简称t c s p c ) 被应用到了对微 弱光信号进行高时间分辨率的测量。时间相关单光子计数的测量方法具有信噪比 高、灵敏度最高、线性度好、时间分辨率高的优点。目前，时间相关单光子计数 方法系统价格越来越降低、设备体积也越来越小型化，其在临床近红外无创在体 检测技术中的应用前景越来越广阔。 i 圳 【j t i s s u e 久一 图2 2 近红外基于时间分辨血氧测量方法 采用基于时间相关单光子计数的血氧测量系统一般都采用透射测量方法。脉 冲光入射人体组织，并用时间相关单光子计数器对出射光进行探测，由时间相关 单光子计数系统测得时间扩展曲线。在测量人体组织的血氧饱和度时，忽略组织 中散射系数的变化，并假设组织中的血液的血红蛋白主要以氧合血红蛋白 ( h b o ，) 和还原血红蛋白( h b ) 形式存在，而肌肉组织中的其他发色团对吸 收系数的变化贡献很小，对于半无限平面来说组织对光的散射的变化是很小的。 因此，可以在计算时把这一部分看作是恒定不变的。由于吸光系数随波长改变的 特性，利用多个波长的光源测量多波长下的吸收系数的值，从而获得组织的光学 参数。以b e e r - l a n l b e r t 定律为基础，计算出氧合血红蛋白和还原血红蛋白的浓度 以及组织体瞬时的血氧饱和度的值。 2 2 3 基于频率分辨的血氧测量技术 在光电检测系统中，常用的特征参数有非相干光的光通量的幅度、频率、相 位和脉冲时间，众多的可调制参量增加了光载波信号的处理灵活性和多样性。 在频域扩散光测量系统中，要对光源( 一般是激光管或者发光二极管) 进 行射频强度的调制，使得振幅被几十到几百兆赫兹正弦波调制的光连续地照射到 组织体上【i l 】。假设光源具有表达形式为： i = i d c + i cc o s 忉t + 岛) ( 2 - 1 ) 其中i d c 为光源的直流偏置光强；i c 为交流振幅；为调制角频率；岛为 初始相位。对于半无穷的组织体模型采用外延边界条件，通过组织体的光强的表 达形式为【l l 】： i = i d c + i c c o s 佃t + 吼一口) ( 2 2 ) 7 第二章近红外无创血氧检测测量方法的研究 可见出射光将保持同样的调制频率不变，但其幅度却由于组织体的吸收和散 射而衰减，而且由于不同的光子从光源到探测器间经历的路径不同，光强波的相 位会延趔1 2 。3 1 。因此，组织的吸收和散射系数等光学参数信息可以通过测量出射 光相对于入射光的直流偏置强度的衰减、交流幅度的衰减和相位延迟所得到。 l 1 0 ( t ) w 【i s s u e i l j 图2 3 近红外基于频率分辨的血氧测量方法 由于此类系统中高频信号相位和调制深度的测量都比较困难，并需要提高 对弱信号的探测灵敏度，因此，频域外差法和零差法等技术被广泛地应用于频域 系统当中。频域系统的最主要的优点是其较短的数据读取时间( 和连续波测量系 统的数据读取时间大致相同) 。然而，由于组织体的光学系数的变化所能够引起 的相位角变化是很小的，用相位作可测量量需要仪器的测量精度一般会较高。 2 3 近红外血氧检测方案的确定 虽然时域测量技术能够提供最多的组织体功能信息，并且具有信噪比高、灵 敏度最高、线性度好、时间分辨率高的优点【6 ，9 。们。但该方法不可避免的缺点是 使用的设备较为昂贵且测量速度相对较慢。而频域测量时需要对光进行高频调 制，在技术上实现比较困难，且信噪比较低，无法提供更多的组织体的功能信息。 同时，组织体的光学参数的变化所能够引起的相位角变化是很小的，用相位作为 可测量量需要仪器的测量精度较高【6 ，9 ，1 2 m 】。 相比于以上两种测量技术，连续波测量方法具有系统设计简单、数据获取时 间相对较短等特点。同时，其探测灵敏度、动态范围和时间漂移等性能都能很好 的满足我们的测量要求。基于以上原因，本系统采用近红外连续波的检测方法对 组织体的光学参数以及血氧饱和度进行测量。 8 第二章近红外连续波无刨血氧检测的理论基础 第三章近红外连续波无创血氧检测的理论基础 3 1 连续波无创血氧检测系统的理论基础 近红外无创血氧检测系统就是以光与生物组织的相互作用的组织光学为理 论基础，毗光电子学的先进技术为前提的，最终满足临床的诊断需求。 当光照射入生物组织体内时，光与生物组织体之间会产生相互作用。近红外 无创血氧检测方法就是利用光与生物组织体之间的相互作用为理论基础的。前面 已经提到了生物组织体对光的传播存在吸收作用和散射作用。 任何物质都是由分子和原子组成，从原子的尺度( 1 0 。o m ) 来看没有任 何的组织在此量级上是绝对均匀的，我们把这一尺度称为微观尺度。但是若以光 波长为尺度( 1 0 m ) 来衡量组织体的原子组成，则此时组织体又是均匀的，我 们称这一尺度为半微观的。在这种情况下，如果尺度达到波长数量级的组织小块 间存在折射率的较大差异，光线就会发生散射现象。因此，生物组织体对光的强 散射性正是源于折射率的半微观上的不均匀性也就是说在处理光在组织体内的 传播问题时，不但光作为粒子，组织体也被看作是由微观尺度的离散颗粒组成的。 如果组织体中的不均匀尺度远大于波长的数量级( 称为宏观尺度) ，则散射又可 咀被看作是反射和折射了【l ”。因此，生物组织可以认为是一种具有高散射特性 的介质。 在生物组织中，散射作用是组织体与入射光之间的主要作用形式。散射作用 的结果直接导致入射光子在组织内传播路径长大大的增加，进而也大大的增加了 入射光子被组织体吸收的可能性。当光子在散射远远大于吸收的组织中传播时， 光子的运动完全是随机的，散射的存在会使光子在进入组织体几毫米后失去初始 方向，从而等效于向各个方向发散分布【l ”。光子在生物组织体内的飞行轨迹如图 3 1 所示。 j f a u 图3 1 光子在生物组织中的运行轨迹图 第三章近红外连续波无创血氧检测的理论基础 在生物组织中，光的吸收可用吸收系数来表示，它代表在组织体内单位程长 上一个光子被吸收的概率，单位为m m 。吸收系数代表在组织体内单位程长上 一个光子被吸收的概率。吸收系数越大，代表组织体对该波长的吸收也越大。吸 收系数随波长的变化而明显变化，它受人体血容量、组织中氧化状态以及其他色 素的含量的影响很大。生物组织体内对光有吸收作用的主要是组织体内的发色 团。近红外6 0 0 9 0 0 砌波长的“光谱窗”范围，发色团中吸收最强的物质是还 原血红蛋白和氧合血红蛋白，除此以外还有肌红蛋白、细胞色素等，而血红蛋白 ( 即氧合血红蛋白和还原氧血红蛋白浓度之和) 是组织中氧的主要载体，即组织 中的氧基本上是以组织内毛细血管中的氧合血红蛋白形式存在的1 6 ，j 。随着人体 有氧代谢状况的变化，氧合血红蛋白在血红蛋白中含量的百分比( 即血氧饱和度 ( o x y g e ns a t u r a t i o n ，s 0 ，) ) 也会随之相应改变。研究表明，在近红外6 0 0 9 0 0 n m 波长的“光谱窗”范围，水和细胞色素对光的吸收与血红蛋白的吸收相比可忽略 不计，而其他一些发色团，如脂类和黑色素等，其浓度在一定的临床测量时间内 可以被认为是恒定的。因此，可以认为人体组织中只存在氧合血红蛋白和还原氧 血红蛋白两种吸收体。而且氧合血红蛋白和还原血红蛋白对光的吸收又依赖于波 长，它们有各自不同的吸收谱线，所以我们可以从多个波长吸收谱来确定每一种 成分的绝对含量或相对含量，最终实现对组织血氧饱和度的无创检测【6 9 】。 波跏 图3 2 生物组织中在近红外光谱范围m d 2 和m 的吸光系数 一般情况下，当介质中包含多种不同的吸光物质时，则总的吸收系数就是各 吸光物质吸收系数的简单线性叠加。但是，在像组织体这样具有强散射的介质中， 由于不同波长的入射光的在组织体内的飞行路径可能不同，这种线性叠加的情况 就不再适用了。 对于一个具有均匀的吸收粒子分布的媒质，朗伯( l a m b e n ) 和比尔( b e e r ) 先后发现：一薄层材料所吸收的辐射能的强度依赖于吸收物质和入射辐射波的波 长，并且与吸收层的厚度成正比。若吸收物质浓度一定，则对一连串吸收薄层求 和或对确定厚度积分，即可以得到透过辐射强度和吸收层厚度之间的指数关系 1 0 第三章近红外连续波无创血氧检测的理论基础 式。该关系式一般称为朗伯比尔( b e e r - l a m b e n ) 定律。 假设有一个高度为l 的容器内有一种很均匀的介质，我们用强度为i 。的入射 单色光透过此容器，测得的出射光强为l ，根据b e e r - l a m b e n 定律可知有 i = i n p 一儿l ( 3 1 ) 其中：l 是均匀介质的厚度；心是介质的吸收系数，它与介质的浓度c 有关( 即 有心= 口c ) ；这里的口是介质的消光系数，单位为脚- 1 m m 1( 刖为摩尔浓 度的符号) ，是吸收介质在特定波长处的特性，它不随浓度和光程长度的改变而 改变【6 一。 为了便于计算和表示，还定义了光密度( o p t i c a ld e n s 时) ：o d = l g ( i o i ) 和 吸光度( a b s o r b a n c e ) ：a = l n ( i o i ) 两个概念。 o 。= - 文 ) = 肚= 口c l c 3 由公式可知光密度正比于溶液中的吸收分子的浓度，这一公式就是b e * l 锄曲e r t 定理【6 一。 3 2 基于差分路径系数的连续波测量方法的基本理论 在实际情况中，大多数生物组织中同时存在吸收和强散射，这些介质被称为 混沌介质( t u r b i dm e d i u m ) 。在假设粒子同时具有均一的吸收和散射效应时，总 衰减系数可由下式表示： p t2p o 七弘s 即总衰减系数为吸收系数和散射系数之和，它表征光在组织中衰减的概率指数。 称为平均自由程，它表示光子在吸收和散射发生之前所走过的一段距离。 ，p t 由于组织体是强散射的介质，所以从组织体出射的光可以被分为三类，弹道 光、蛇形光和漫射光( 如图3 3 所示) 。极少一部分光不经过散射而从组织体出 射，这部分光被称为弹道光( b a l l i s t i cl i 曲t ) ，从弹道光的定义可以看出其性质： ( 1 ) 不同的光子具有相同的且最短的光子飞行时间； ( 2 ) 在光的入射方向出射； ( 3 ) 保持了入射光的相干性。对于弹道光的应用b e e r - l a i n b e n 定律可以获得 满意的结果。 第二类光经过很少散射就从组织体出射，因此被称为蛇行光( s n a k e l 船 l i 曲t ) ，蛇行光的飞行时间略长于弹道光的飞行时间，并且分布在入射光方向的 较小的立体角内。弹道光和蛇形光又被统称为早期到达光。 1 1 第三章近红外连续波无创血氧检测的理论基础 第三类光是经多次散射才从组织体出射的光，被称为扩散或漫散光( d i 肺s e l i 曲t ) 。由于生物组织体是高散射体，扩散光的光子占从组织体出射光的绝大多 数。由于经过的散射路径的不同，不同的扩散光子所经历的飞行时间差异很大， 如果采用超短光脉冲作为入射光，可以看到出射光强是一个时间扩展函数 ( t p s f ) ，分布函数的形状不但和组织体厚度有关而且和光学参数有关。由于扩 散光在组织体内经历了多次散射，其出射方向几乎是任意的，因此固定在某一个 位置上的具有有限面积的探测器只能获得扩散光的很小一部分。 媒介组织 入射脉冲 箩乏 入射脉冲 弹道光子轨迹一 、 入射脉冲 黧 图3 3 组织体中出射的光子的分类 对于光学厚层媒质，由于多次散射的作用增加了光子在组织体中传输的路径 长度，也极大地增加光子被吸收的可能性，因此原b e e r - l 锄l b e n 定理对人体组织 不再适用了。为了体现散射的影响，应该对原b e e r - l 锄b 嘣定理进行如下修正： o d = l i l = 口c l d p f + g ( 3 _ 4 ) 上式称为修正的朗伯比尔定理( m o d i f i e db e * l 锄b e nl 删，简称m b l l ) ， 其中，i 。表示入射到组织表面的平均光强；i 表示探测器在组织表面探测到的平 均光强；g 是与几何位置和。相关的强散射衰减，它与儿无关；d p f 是差分路 径系数( d i 腩r e 埘a lp a t h l e n 鼬f a c t o r ) ； 要想计算吸收物质的浓度就必须消除公式中强散射衰减g ，为此我们可以通 过增加检测器或者光源的数目来实现【1 5 】。例如：在使用双距离探测系统时，两个 ( 光) 源探测距离( s o u r c ea n dd e t e c t i o ns 印a r a t i o n ，简称s r s ) r 和r 应该足够 大( 一般大于2 0 m m ) ，从而两者接收到的光信号都可携带被测组织的信息。当 两个探测器之间的距离很小( 3 脚左右) 时，我们可以认为g 是近似相等的。 散射作用改变了入射光子的传播方向，研究人员通过m o n t ec a r l o 模拟的方法 1 2 第二章近红外连续波无创血氧检测的理论基础 模拟出光子在组织中的运行轨迹，可知光子的平均运行路径近似于香蕉形状的抛 物线( 如图3 1 所示) ，它远大于光源与探测器之间的实际距离( s r s ) 【1 3 l5 1 。这 两个长度的比值被称为差分路径系数，它与组织的光学参数即吸收系数和散射系 数有关【1 4 ，1 5 】。 由修正b e e 卜l a m b e n 定理可知，组织体对入射光的吸收与发色团的浓度成线 性关系，其斜率为光子在组织体内的平均飞行路径和发色体在入射光波长下的消 光系数的乘积。现在，组织体的血氧浓度测量的最大障碍是光子平均飞行路径( 或 差分路径系数) 的确定。 3 2 1 差分路径系数的获得方法 人体组织对光子的强散射作用直接导致了其飞行路径的改变，而光子的实际 飞行轨迹我们一般是不知道的。研究表明，光子的平均飞行路径一般与入射光的 波长有关，可通过指定波长下的以和。来对其进行估算。测量光子的平均飞行 路径长度有很多种方法，例如：频域光强调制的方法、m o m e c a r i o 模拟仿真的 方法【l 引、光的扩散方程的方法、时间分辨的方法以及二阶微分的方法等等，下 面简单的介绍几种常用方法。 频域光强调制方法是利用高频调制的光入射组织体并对探测光的调制深度 m 和输出相位秒进行测量来估算光子的平均飞行路径。此方法特点是不依赖于传 输光前后的变化。高频调制的入射光经过组织体漫反射后，被检测到的调制光相 对于入射光产生了一个相位的移动秒，而且这个相位的移动正是光子的平均飞 行轨迹 的量度。当高散射的组织体的吸收率增加时，光穿进组织部分的深 度将减小，于是被接收到光的平均飞行路程 缩短，因而相位移动秒将减小。 研究人员正是利用测量出组织体对入射光的频域的测量特征量输出调制深度和 输出相位计算出组织体的差分路径系数。 光的扩散方程的方法是利用光子在组织中的传输模型和修正b e e r l 锄1 b e n 定 理证明出光在组织体内的衰减a 可看作是吸收系数和散射系数的非线性函数，其 现行度偏离最大处是低吸收高散射区域，且在近红外光谱区域随吸收系数变化引 起的光衰减a 变化( 即吆) 与光子的平均飞行路径有关： ，v l 口 角j d p f = 兰l _ 1( 3 5 ) 8 p 。 时间分辨的方法是利用光子在均匀组织体内的平均飞行时间来估算组织差 分路径系数的。本文正是通过时间分辨的方法来计算差分路径系数的。差分路径 系数与光子的平均飞行时间的关系如公式( 3 6 ) ： d p f ：吖：业 ( 3 6 ) 第三章近红外连续波无创血氧检测的理论基础 因此，平均飞行时间和光子的飞行路径长度之间的关系可以表示为1 8 】： d ：! ：三2 n ( 3 7 ) 其中， 表示入射光子在组织中的平均飞行时间；c 表示光在则真空中的 速度( 约为3 1 0 8 m s ) ；n 为相对与人体组织的折射率( 一般为1 和1 5 左右) 。 3 2 2 光子平均飞行时间的测量 当一束时域下的万脉冲光入射到强散射的介质时，探测到的出射光的强度会 随着出射时间而分布，这就是探测出射光光强的时间点扩展函数( t e m p o r a lp o i n t s p r e a df u n c t i o n ，简称t p s f ) ，其实质上就是生物组织对光的“脉冲响应 【1 蛆o 】。 图3 4 光子经过组织体后的光子的时间扩展曲线图 如图所示为经过组织体后的光子的时间扩展曲线图。描述时间扩展曲线的特 征参数中，曲线的重心就是光子的平均飞行时间 ( m e 缸t h eo f f l i g h t ，简 称t o f ) 口1 。2 2 1 。平均飞行时间数学定义可从梅林变换得到，设r ( 器，t ) 代表 时间扩展函数( t p s f ) ，其n 阶梅林变换为： r h ( 器，乒) = ，t ”r ( 器，乒，t 灿 ( 3 8 ) ， o 一器= 篇 协9 ， 本文使用时间相关的单光子计数法( t i m e c o n e l a t e ds i n g l e - p h o t o nc o u n t i i l g ， 1 4 第三章近红外连续波无创血氧检测的理论基础 简称t c s p c ) 测量出光子的平均飞行时间。 3 2 3 基于差分路径系数的连续波无创血氧测量方法 在近红外这一波段，人体组织的主要吸收物质有m o ：、h b 和h ：o 。而且 在波长6 0 0 9 0 0 砌的区域，h b o ：和h b 的吸收系数远远大于h 2 0 的吸收系数， 因此可以认为人体组织中只存在h b o ，和m 两种吸收体嗍 外层组织 内层组织 图3 5 双光源消除散射衰减的实验原理图 根据修正b e e r - l 锄b e r t 定律可知：前面已经提到，g 是与几何位置和以相关 的强散射衰减，它与。无关。为此本文中通过增加光源的数目( 即双距离) 进 行探测【1 5 】。例如：使用与探测器的距离r 。和r 2 足够大的两个光源( 如图3 5 所示) ， 从而两者接收到的光信号都可携带待测的组织的信息。当两个光源之间的距离 ( 大于2 0 m m ) 相对于光源与探测器之间的距离( 3 瞄右) 较小时，我们可以 近似地认为组织体对光的散射衰减g 是恒定不变的。 我们可以通过双距离双波长的探测方法得到下面的式子： t， 2 o d ；：【l = 1 1 1 = 口。c ，l l 。d p f + u ( 3 - 1 0 ) 2 o d 争= l i l = 口c ，l 2 。d 咿+ g ( 3 - 1 1 ) f，2 o d 产= 1 1 1 1 彳= 口c ，l 1 d p f 如+ g ( 3 - 1 2 ) l陪l t，2 o d 争= l n = 口。c ，l 2 d 咿+ g ( 3 - 1 3 ) 其中，上角标表示不同的波长；下角标则代表不同的探测距离；c ，( i = 1 ，2 ) 表示的是h b o ，和肿两种物质的绝对浓度【2 3 】。而且，对于7 8 0 1 1