（物理电子学专业论文）生物组织微区光学特性的在体测量系统研制.pdf

华中科技大学硕士学位论文 摘要 f 生物组织光学特性参数的测量是组织光学的重要组成部分。准确获取组织光学特 性对疾病早期诊断与治疗都是至关重要的。现有组织光学参数测量技术仅适用于宏观 大体积( 数厘米) ，如何提高组织光学特性测量的空间分辨率，实现在微小区域内光 学特性参数的测量是现在组织光学领域的研究热点。 本文从提高空间分辨率角度出发，对微区组织光学特性参数的测量技术进行了系 _ 。，+ ，+ 。1 统而深入地研究，其主要内容包括： 研制了一套连续波( 1 3 1 0 n m ) 微区组织光学特性参数测量系统。设计并制作基 于通讯用多模光纤( 1 3 1 0 删l 1 ) 的探头，使光源与探测器的间距控制在1 m m 范围以内： 设计完成了高稳定的l e d 光源驱动模块及弱光探测电路；编写了数据采集和处理的 p c 机程序。系统性能测试证明该系统具有良好的探测灵敏度和稳定性。对模拟光学 样品的测量结果表明，该系统能正确反映组织光学特性的变化。 在此基础上，开展了在体实验研究。利用该系统对渗透剂作用下家兔硬脑膜光学 特性的变化进行了实时监测，明显观察到甘油作用于家兔硬脑膜引起后向散射信号降 低，并最后逐渐恢复到最初的水平。另外对大鼠脑部针刺诱发产生的皮层扩散抑制信 号( c s d 信号) 的变化进行了测量。以上研究与其它方法得到的结果相一致，进一步 证实了该系统在测量组织局部光学特性方面的有效性。 本研究对高空间分辨组织光学特性测量，发展浅表疾病早期诊断及相关研究具有 重要的意义。 关键词：组织光学特性 近红外钕孓光纤探针 在体生物实验 + 本课题受国家自然科学基金项目( n o 6 0 1 7 8 0 2 8 。n o 3 0 0 7 0 2 6 1 ) 资助 华中科技大学硕士学位论文 a b s t r a c t p r o b i n g t h e o p t i c a lp r o p e r t i e so f b i o l o g i c a lt i s s u eh a s a m a j o r e f f e c ti ns e v e r a lm e d i c a l a p p l i c a t i o n sf o rd i a g n o s i sa n dt h e r a p y n l ei ne x i s t e n c em e t h o d sf o rm e a s u r i n gt h eo p t i c a l p r o p e r t i e so f t i s s u e a r et h es a m e 研也l a r g eb u l k ( s e v e r a lc e n t i m e t e r ) a d v a n c e dt h es p a t i a l l y r e s o l u t i o no f m e a s u r i n g m e t h o d ，m e a s u r i n gt h eo p t i c a lp r o p e r t i e si n as m a l ls o u r c e - d e t e c t o r s e p a r a t i o ni nh o th at h e f i e l do f t i s s u e o p t i c a lr e s e a r c h i t h i st h e s i sw es t u d i e do i li nv i v ol o c a ld e t e r m i n a t i o no f t i s s u eo p t i c a l p r o p e r t i e s a c c o m p l i s h e d as e to f s i n g l ew r v e ( 1 3 1 0n m ) m e a s u r i n g s y s t e mf o rt h et i s s u eo p t i c a l p r o p e r t i e sa ts m a l ls o u r c e - d e t e c t o rs e p a r a t i o n s i nt h i ss y s t e m w eu s e a n o p t i c a lf i b e rp r o b e t oa c h i e v et h es e p a r a t i o n so fs o u r c e - d e t e c t o rl e s st h a nlm m 。t h e p r o b ew a sd e s i g n e db y m u l t i m o d ef i b e ru s e di nc o m m u n i c a t i o n d e s i g n i n gah i g hs t e a d yl e dd r i v ec i r c u i ta n d d e t e c tc i r c u i t d e v e l o p i n gt h es a m p l ea n dd a t ap r o c e s s i n g p r o g r a m t h em e a s u r i n gr e s u l t sf r o ms y s t e mn o i s e ，t h es t a b i l i t yo fl o n gt i m ed e t e c t i n g ，t h e s t a b i l i t yo f s o u r c eo u t p u t , s y s t e m c a l i b r a t ea n dt h ec r o s s t a l kb e t w e e nd i f f e r e n tc h a n n e l so f p r o b e i n d i c a t e dt h a to u rs y s t e mf o r m d e t e c t i n g h a dn i c e s e n s i t i v i t y a n d s t a b i l i t y f u r t h e r m o r e ，w eu s et h es y s t e mm e a s u r i n gt h ed i f f e r e n to p t i c a lp r o p e r t i e so fs a m p l e s o l u t i o n s ( i n t r a l i l x t + i n k ) ，t h er e s u l ti n d i c a t et h a tt h es y s t e mc a ng a i nt h ec h a n g eo f t i s s u e o p t i c a lp r o p e r t i e s a tl a s tt h i sd i s s e r t a t i o ng i v e st h er e s u l t so ft w oc r e a t u r a le x p e r i m e n t s ：m o n i t o r i n go f t i s s u eo p d c a l p r o p e r t i e so f r a b b i t d u r am a t e rm o d i f i e dw i t ho s m o t i e a ll i q u i d s ，a n dd e t e c t i n g i n t r i n s i cs i g n a ld u r i n gc o r t i c a ls p r e a d i n gd e p r e s s i o ni nm r s 1 1 圮c h a n g eo f l i g h ti n t e n s i t y a n dt h et e m p o r a lc h a r a c t e r i s t i cw e r ea p p r o a c h e dt h er e s u l t sg a t e db yo t h e rr e s e a r c h e r s t h e s ei l l u s t r a t e dt h es e r v i c e a b i l i t yo f o u rs y s t e m k e y w o r d s ：o p t i c a lp r o p e r t i e s o ft i s s u e s e p a r a t i o n s ) f i b e rp r o b e n e a ri n f r a r e d l o c a l ( s m a l ls o u r c e - d e t e c t o r i nv i v oe x p c r i m e n t 华中科技大学硕士学位论文 = = ；= = = ；= = = = = = ；= = = = = = = = = = ；= = = = = = = t ：一 1 绪论 近年来光学方法在医学诊断及研究上的应用已成为一个新的研究热点。这是由光 学方法的有效性决定的。首先，作为电磁波的光波是一种有效的信息载体，可实现对 多种组织参数的测量，提供多种组织生理和病理信息。光在组织中传播时受到组织的 吸收和散射，其光学参量( 幅度、相位等) 由于调制，透射光和散射光就包含了组织 的结构和功能信息，通过检测这些光的光学参量的变化就可进行疾病的诊断和组织功 能的研究。例如：通过测量相对的血容变化和血的去氧状况可确定肿瘤的存在及其类 型。另外，由光学方法无损获得的组织光学参数和动态特征还可被用来实现光学医 学成像，显示组织内部结构、实现肿瘤定位等【2 “】。 与其它医学检测方法相比，光学检测技术具有下列特有的优势l _ ( 1 ) 可实现真 正的无损检测。在现代医学中，x 拍照、超声定位、核磁共振成像等方法已日趋成熟 且得到广泛的应用，但这些所谓的无损检测实际上对人都有一定的伤害，对些特殊 的病人更是如此：( 2 ) 光学检测仪器可以做成便携式的且使用方便，能够实现实时检 测：( 3 ) 能实现功能检测；( 4 ) 经济、价格便宜。 由于近红外光( n 取) 或红外光在组织中有较大的穿透深度，因此，光学生物检 测所用的光波长一般都选在近红外或红外波段。连续光( c w ) 的近红外光学检测方 法由于设备简单，方便易用得到了广泛的应用。近来，为了进步提高近红外光学检 测的空间分辨率，提出了一种在小的光源探测器间距下测量组织的光学参数的思想， 与此相关的理论和测量方法得到了大量的研究【1 4 ，2 93 “，取得了定的成果，并逐渐成 为生物医学光子学研究领域的一个热点问题。 本文从提高近红外光学检测方法的空间分辨率的角度出发，设计了一套可在小的 光源与探测器间距下测量组织光学参数的单波长组织光学特性测量系统。该系统利用 直径为1 2 5 鲫的通讯用多模光纤制成的光纤探针，实现了在小的光源与探测器间距 下测量组织光学特性。通过使用高性能的前置放大器，大的反馈电阻，压缩系统带宽 等技术手段测量微弱的后向散射光信号。模型实验验证了系统的有效性，使用该系统 可以定性的反映组织中光学特性的变化。 本章主要介绍了常用的一些组织光学特性参数，近红外光学测量技术的分类和方 法，以及连续光测量方法的理论基础。最后简略介绍本课题所研究的内容。 华中科技大学硕士学位论文 i 1 组织光学特性参数概述 在可见光与近红外波段，生物组织通常表现出不透明的光学特性，这是因为生物 组织是由不同大小、不同成分的细胞和细胞间质组成的，在光学上我们通常把它称为 混浊介质暇叭。 ，r e f l e c t e d l i g i l t n 一 黼吣。 s c 一屿建、扣。1 s - ：、h m n 一 图1 1 光子在组织中的传输不慈图 f i g 1 1t h ed i a g r a mo f p h o t o nm i g r a t i o ni nt i s s u et h r o u g h o u tt i s s u e 图1 1 为光子在组织中的传输示意图。光子入射到生物组织中，其经历伴随有反 射、吸收、散射和透射等过程f s 9 1 。近年来，描述光予在组织中的传输大多是基于传 输理论【1 ”。在传输理论中，主要采用吸收系数、散射系数、各向异性因予等来描述 组织的光学特性。这些特性参数定量地描述了组织的光学效应，如用吸收系数和散射 系数来描述组织体对入射光的吸收和散射能力的大小，用有效透射深度表示光在组织 中的穿透能力等。这些组织光学特性参数是激光诊断、激光治疗、光剂量学等理论和 临床实践的基础。下面我们将对几个常见的组织光学特性参数加以概述 1 5 】。 1 ) 吸收系数：光在组织中的吸收主要是由于血红蛋白及肌红蛋白的原红血素、 胆红素、线粒体呼吸链中的细胞色素、黑色素、以及光动力治疗期间所加入的光敏染 料等发色团所引起的。 光的吸收一般用吸收系数以来表示，代表每单位长度光子被吸收的概率，或者吸 收事件发生的频率。组织的吸收系数通常随波长的变化而明显变化，这主要是组织中 血的含量、以及血氧化状态、水和其他色素的影响造成的。在治疗窗口内( 6 0 0 1 3 0 0 n m ) ，大多数生物组织的吸收系数在o o l l m m 1 的范围内。 2 华中科技大学硕士学位论文 2 ) 散射系数：光的散射一般用散射系数。来表示，同吸收系数样，它描述了 光子在单位长度中被散射的概率。散射是由于在显微水平上组织折射率不均匀造成 的。如包围每个细胞以及某个细胞内部的水样类脂膜界面、细胞间质中的胶样原纤维 等都具有不同的折射率。大多数生物组织散射系数的典型值是1 0 1 0 0 m m 。 3 ) 各向异性因子：当散射事件发生时，光子的轨迹会偏转一个角度0 ，0 是发生 单次散射后光子的偏转角，这种偏转是随机的，它可以用散射角度分布函数( 相函 数) p ( p ) 来表示，代表散射事件发生时光子偏转角的概率分布。定义为散射角余弦的 平均值：g = ，0 口 。在“治疗窗口”内，对大多数组织而言，譬的值 通常在o 7 o 9 9 之间。当g = l 、0 、一1 时，分别对应于完全前向散射、各向同性散 射和完全后向散射三种特殊情况。 4 ) 平均自由程哟：哟= 1 ( u 。+ a ，) ，它表示光子在吸收和散射发生之前所走 过的距离，它的值在1 0 1 0 0 a n 之间。 5 ) 约化散射系数丘：= 以( 1 - g ) ，又称为等效各向同性散射系数。在各向异 性散射的浑浊介质中，：常常只有从的1 5 1 1 0 0 。 11 6 ) 传输平均自由程，吻：m f p7 = 二= 百三一。 s 十a ，l l g j 十一。 利用现有的理论，几乎所有的光学特性参数都可以分成传输系数( 心，以，g 等) ，这些参数是许多重要研究中的关键基础。但是，由于生物组织光学特性的复杂 性以及对微弱信号检测的困难，对任何特定的组织，光学特性参数的范围都比较大， 这表明光学参数受样品、实验装置、边界条件及相应的传输理论影响很大。目前有关 生物组织光学性质的测量方法浅待进一步发展和完善，在体的无损检测尤为重要。 1 2 近红外光学测量系统的近况 目前近红外光学生物测量系统主要分为三类：连续波光强型、频域测量型和时 间分辨型，图1 2 分别给出了它们的原理示意图。 华中科技大学硕士学位论文 图1 2近红外光测量仪器的三种类型。 f i g1 2t h et h i n ef u n d a m e n t a lt y p e so f n i rs p e c 订o s c o p yi n s t r u m e n t a t i o n 1 ) 连续波光强型 这一类系统，即通常所谓的c w 系统，包括早期的近红外光谱仪，普遍采用经过 滤光的白光光源或多个分立波长的光源( 半导体激光器l d 或发光二极管l e d ) ，仅 测量经过组织后透射或后向散射光光强，探测系统一般采用光电倍增管、光电二极管 或a p d 等探测器。在大多数系统中光源和组织以及组织和探测器之间通过光纤耦合， 也有部分装置直接将探测器置于皮肤表面。这类系统主要的技术改进在于提高入射到 组织上的光强和进行系统性能优化，包括提高仪器的探测灵敏度、动态范围和减小长 时间漂移，从而尽可能准确地测量较小的光强变化。还有的系统用致冷c c d 阵列探 测器和白光光源构成了高性能的多波长测量系统。 连续波光强型所采用的测量方法主要有：1 、测量固定位置处的光强变化。不考 虑探测到的光强绝对水平而只测量经过组织后光强衰减的相对变化。利用 b e e r l a m b e r t 定理进行定量分析；2 、测量固定位置的光谱响应。利用高灵敏度的光 纤耦合光谱仪实现了在5 0 0 1 0 0 0 r i m 光谱范围内对数厘米厚组织的全光谱测量。这类 装置能够获得准确的组织在体光谱，对于改进和检验用来将测得光强衰减转化为相应 色团浓度变化的重建算法具有非常重要的意义：3 、测量不同空间位置的光强变化。 测量组织出射光光强随探测器空间位置交化的函数，将测量结果与光在组织中的传播 模型拟合后在原理上可导出组织的光学特性参数儿和：。采用这一技术所得结果好 坏的关键在于模型的准确性及其对具体组织和测量边界条件的适用程度。 2 ) 频域测量【2 l 2 2 1 此类系统中，需对光源( 通常为l d 或l e d ) 进行r f 强度调制，测量出射光的光 强及其与入射光之间的相移。和调制深度m 的变化。由于高频测相和测调制深度比 较困难，大多数这类系统都采用了混频技术把携带信号的r f 载波变频到中频或视频上 进行测相，以便采用常规的鉴相技术。 4 华中科技大学硕士学位论文 频域测量中采用的方法主要有：1 、改变调制频率，测量固定位置的光强( i ) 、 相位( o ) 、和调制深度( m ) 。当光源调制频率较低( 2 0 0 m h z ) 时，相位。与平 均光程长成正比，因此将测量结果与光在组织中的传播模型拟合后可以定量的得出色 团的浓度变化。要得到精确的光学特性参数儿和t a ：，需要很宽的光源调制频率，而 这在实际应用中较难实现；2 、测量固定调制频率、固定位置的光强、相位和调制深 度。通过扩散方程推导出的表达式可以计算儿和：。这种方法可以得到较精确的吸 收系数的值；3 、固定调制频率，在不同的位置测量光强、相位和调制深度。这种方 法类似与连续波测量的方法。将测量结果与通过扩散方程推导出的一个方程式拟合后 得到组织的光学特性参数以和。 3 ) 时间分辨型陋2 0 j 在这类系统中，采用超短脉冲( 皮秒飞秒) 光源照射组织，探测出射光光强的时 域点扩展函数t p s f ( t e m p o r a lp o i n ts p r e a df u n c t i o n ) 。t p s f 实质上就是生物组织的 “脉冲响应”，在原理上可由它得到组织的光学特性参数。值得注意的是用这种方法 测量光学特性参数( 儿、：和折射率n 等) 必须有一个能准确描述近红外光在组织 中传播的模型，而且只能给出这些参数的平均值。由于需要超短脉冲光源，限制了普 通半导体激光器、染料和固体激光器等单波长光源在时间分辨测量系统中的使用，增 加了测量系统的成本。而且目前的脉冲式宽带光源多为实验用系统，体积庞大，难以 真正投入临床使用，因此多波长测量需要采用多个光源或可调谐光源配合分时测量。 对后一种情况，应保证迅速的波长切换，因为需要在生理状态发生改变前完成对不同 波长光信号的测量。这种测量方式主要采用透射式测量，所以大多应用于测量新生儿 的脑组织或乳腺组织的检测中。 在这三种测量方式中，连续光测量仪器最简单，也最便宜。 1 3 连续光测量组织光学参数的理论基础 组织中光的传播可用辐射b o l t z m a n n 辐射传输方程来表示。由于求解b o l t z m a r m 辐射传输方程要已知光辐射的初始条件和边界条件，所以在大多数实际情况下该方程 无法精确求解。目前最常用的方法是将b o l t z m a n n 辐射传输方程进行扩散近似，从而 求解组织的漫射光和光学特性参数之间的关系，该方法对强散射介质( 熊”儿) 来讲 是足够精确的。大部分生物组织在可见光和近红外波段主要呈现出高散射、低吸收特 华中科技大学硕士学位论文 性，因此，在测量组织光学参数过程中可以进行这样的近似。此时，光在生物组织的 传输可用扩散方程【2 3 3 4 1 来描述： 三! ! 生；2 一d v 2 妒( 尹，f ) + g ( f ，f ) ：s ( f ，r ) ( 1 1 ) o叫 式中，( i ，f ) 是光子能量密度函数；心为吸收系数；d = 1 3 , u 。+ ( 1 一g ) u ，】是扩散系 数，其中g = ( 0 为散射角) ；以为散射系数，以= ( 1 - g ) u ，是约化的散射系 数，描述大尺度的各向同性散射过程；c = 。o ”是折射率为n 的高散射介质中光的传 播速度；s ( f ，t ) 是光源的空间分布函数。 图2 1a 点对点探测示意图 f i g 2 1ad i a g r a mo f p o i n t - p o i n td e t e c t i o n 图2 1b 点对点探测的光子光程分布8 4 1 f i g 2 1b p h o t o n p a t hd i s t r i b u t i o ni n p o i n t - p o i n td e t e c t i o n r 4 i 对于近红外连续光测量来说，除了一些组织，如乳腺组织和新生儿脑组织可以用 透射法外，测量厚的组织均采用反射测量方式。在体检测中，一般取半无限几何结构 为边界条件。 当光源为连续波时，f e n g 等人给出了半无限边界条件下点对点探测( 点光源，点 探测器) 时光子光程分布函数的解析推导。对半无限几何结构，当在昂= 0 处入射， = ( d ，0 ，0 ) 处探测时( 如图2 1 所示) ，尸处的光子光程分布函数可写为1 2 5 1 ： 舷咖垫篝嚣籍茅m ：， 七0 2 + y 2 + = 2 ) “2 + 1 】g ( d 一曲2 + y 2 + z 2 】1 7 2 + 1 ) 式中k = 1 l 。= ( 。d ) “2 = 3 儿( 心+ 雕) ，l 。为扩散长度( 在透明的无散射介质中， 三。即为吸收长度) 。此时，在x - z 方向横截面上，光子光程分布函数呈“香蕉形”。在 6 华中科技大学硕士学位论文 弱吸收的条件下( 材 i u 。( 1 一g ) 】条件时，扩散近似就不再适j 军 2 s , 2 9 1 。 这时描述组织中的光子传输规律需要新的理论，t r o m b c r g 等借用前人在其他领域的研 究成果，提出了一种改进的扩散近似理论( 一般扩散近似) 。吴龟灵等更在t r o m b e r g 的基础上提出一种改进的一般扩散近似，进一步扩大了一般扩散的应用范围。 1 4 微区测量组织光学参数的理论发展 标准扩散近似包含下面两点假设：1 ) 散射是非高各向异性的，因此，认为相函 数只取到一阶项( 即g ，) 就足够了；2 ) 光源可处理为各向同性光源。在大距离、高 散射组织中这两点假设都是合理的。因为即使此时单次散射是高各向异性的，但由于 在高散射、大距离条件下光子从光源到达探测器要经过多次散射，结果总体上仍可将 散射看作是非高各向异性的。而平行光源则可等效为组织中距入射点一个约化平均自 由程处的点光源。当在小距离或非高散射时，上述假设则都不再成立。因为在小距离 和( 或) 非高散射组织中，光子在到达探测器之前经过的散射次数很少。此时，总的 散射效应还具有很强的各向异性，简单的一阶近似以不能很好地描述这一情况1 3 叭。同 时，由于散射次数较少，小距离和( 或) 非高散射时光源分布的各向异性也已不能被 忽略，各向同性光源近似不再适用。综上所述，在小间距或非高散射的情况下，相函 数和光源需要重新处理。一般扩散近似正是对这两点进行了改进后得到的。 华中科技大学硕士学位论文 = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = ；= = 1 4 1 一般扩散近似【1 4 ，2 9 3 1 】 前面说过b o l t z m a n n 传输方程可以描述了光子在浑浊介质中的线性传输。 三型掣+ ；v l ( r , ；，f ) ：一鸬三( 嘶) v讲 n - 4 、 + ，i ，( r ，主，f ) p ( ；，f ) d q + s ( r ，j ，r ) 这里，三是光子辐射场强度，s 是光源辐射强度在给定空间、频率和时间上的分布。 v ，从和“分别为介质中的光速，散射系数和相互作用系数，即心+ t ，。r ，i ，f 和 q 分别是位置矢量，单位方向矢量，时间和立体角。p ( 3 ，j ) 是散射相函数，它是归一 化的密度函数，给出了光子从方向；j 散射到方向j 艏的概率。 为了使光子传输方程简化以快速获得解析解，需要找到一个合适的相函数。 t r o m b e r g 等人选择的是万e d d i n g t o n 相函数： p 5 一e ( j ，f ) = ( 1 一力( 1 + 3 9 + ) ( j ，f ) 】+ 2 ：6 ( 1 一j j ) )( 1 5 ) 4 丌 其中，占函数表示与入射光同向的前向散射部分，表示其组分；相函数的各向异性 由各向异性因子为g 的e d d i n g t o n 相函数表示。在生物组织中，光学散射能够用 h e n g e y - g r e e n s t e i n 相函数很好的描述。参数，和g 可通过占- e d d i n g t o n 相函数的球谐 展开的一阶矩量和二阶矩量与h e n g e y - g r e e n s t e i n 相函数的相应量相等来确定： ，= 9 2 ，g + = 兰 ( 1 6 ) 将式( 1 - 5 ) 代入方程( 1 - 4 ) 中，得： 三曼粤掣再t - v l ( r , j ，f ) ：一肼三( r ，j ，f ) v 讲(1-7) + 段+ i 。上( r ，j ，r ) p ( i ，j ) 地+ s ( r ，；，f ) 其中，以+ = 从( 1 - f ) ，z ，+ = ( 以+ 以+ ) ，p 6 ( ；，f ) 为e d d i n g t o n 相函数： p e ( 。，p ) 2 寺【1 + 3 9 ( 。，。) 】( 1 - 8 ) 上述选用占一e d d i n g t o n 函数近似得到的光子传输方程，并将光源考虑为平行光源， 8 华中科技大学硕士学位论文 在平板边界条件下可以用g r e e n 函数法得到解。 1 4 2 改进的一般扩散近似【1 4 】 上一节中的一般扩散近似是以h e n g e y g r e e n s t e i n 相函数为标准，通过使其球谐展 开的一阶矩量和二阶矩量与6 一e d d i n g t o n 相函数的相应量相等来确定式( 1 5 ) 中的 参数厂和g 的。t r o m b e r g 等对这种情况下含有球性平行光源的无限大均匀介质中的 一般扩散近似问题进行了理论和实验研究。结果表明，与标准扩散近似相比，在小间 距下( 约几个平均自由程) 上述一般扩散近似的结果与实际结果更接近。但同时发现 该一般扩散近似预计的径向探测结果比实际结果大，表现出更多的前项散射项。这是 由于通过上述方法确定的艿e d d i n g t o n 相函数中包含了过多的前项散射比分。 吴龟灵等在此基础上提出了改进的一般扩散近似，使其更适合小间距探测问题。 这里用改进的h e n g e y - g r e e n s t e i n 相函数为标准来确定占一e d d i n g t o n 相函数中的参数 f 和g 。 改进的h e n g e y g r e e n s t e i n 相函数用来描述混和介质的相函数。研究表明【2 9 】：对 大尺度( 高各向异性散射) 和小尺度粒子( 低各向异性散射) 组成的混合介质，其总 的相函数可表示为大粒子相函数和小粒子相函数的加权和，即： p m h g ( j ，f ) = a p “( j ，j ) + ( 1 一口扫删( j ，j 1 )( i - 9 ) 其中，第一项表示小粒子的贡献，儿( j ，f ) 为低各向异性散射相函数，0 口s1 为组 织中小粒子所占的比例；第二项表示大粒子的散射作用；p 。( j ，f ) 为高各向异性散射 相函数。 实际的生物组织是有多种粒子组成的，其中主要的散射中心为细胞、细胞器和蛋 白质2 9 1 。哺乳动物的细胞的直径约为3 2 0 删。线粒体、细胞核等细胞器的直径约 为l 5 , t o n ，核仁及浓缩染色质等亚核成分的直径在l 删左右。蛋白质的典型尺度 在亚微米量级，如血红蛋白分子的直径约为0 0 0 6 4 o n 。由上可见，生物组织中，既 有尺度小到零点零零几微米的粒子( 如蛋白质) 又有尺度大到几十微米的散射子，如细 胞。因此，从这个角度说用修正的h e n y e y - - g r e e n s t e i n 相函数来描述其散射的方向性 应该更加符合实际。j a c q u e s 等根据其实验结果，建议使用下列形式： 9 华中科技大学硕士学位论文 = = ；= = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = = 一：一 p ，m ( ；，j ) = 口+ ( 1 一口) p ( ；，j 。)( 1 1 0 ) 口= 0 时即为通常的h e n g e y g r e e n s t e i n 相函数。另外，有人建议使用r a y l e i g h 相函数 来描述其中小粒子的散射以体现小粒子散射的二阶项，即： p ，m d ，f ) = 印蛳曲( j ，f ) + ( 1 一口扫 f ) ( 1 1 1 ) 将改进的h e n g e y g r e e n s t e i n 相函数中的口看作一个可调节的控制参量，则通过它即可 达到控制6 一e d d i n g t o n 相函数中的前项散射的组分、找到最佳结果的目的。为了包含 小粒子散射的二阶项，选用式( 1 - 1 1 ) 表示的改进的h e n y e y g r e e n s t e i n 相函数作为标 准相函数。可得： 厂= 0 一口) 9 2 + o 1 口 。：鱼二坐二 ( i - 1 2 ) 。 l 一， 用，g 。的新的表达式替代上节中的，g + 即可得到改进的一般扩散近似方程。 一般扩散近似实际就是口= 0 的改进的一般扩散近似。m o n t ec a r l o 模拟的结果表 明在一般扩散近似中引入一个可独立控制的参数口，可改善一般扩散近似的结果、更 好地描述小间距、非高散射介质中的光子传输问题。该控制参数口与系统及被测对象 的光学参数有关。因此，不可能给出一个通用的口。控制参数口的确定也许只能对具 体的系统和研究对象通过定标来实现。具体方法和过程有待迸步研究。 如何从后向散射光强得到组织小区域、浅表层的光学参数? 为了求解光子传输方 程，一般扩散近似所选取的相函数为艿一e d d i n g t o n ，该函数中的两个参数，和g + 需要 考虑相函数的一阶矩和二阶矩，而不像标准扩散近似那样仅仅需要考虑相函数的一阶 矩( g ，即各向异性因子g ) ，因此t r o m b e r g 等人提出了第三个参数 y = ( 1 一9 2 ) ( 1 一g j ) 2 9 1 。g l 和9 2 分别是相函数的一阶矩和二阶矩。相函数的月阶矩瓢 定义如下： g 。= 1 1 只( c o s p ( c o s o ) d ( c o s o ) ( 1 - 1 3 ) 只是，阶l e g e n d m 多项式。 ，受组织中大粒子和小粒子的浓度比的影响，t r o m b e r g 等人根据已发表的相函数的值 来选取生物组织可能的y 值。 华中科技大学硕士学位论文 比，以和y 的值可以通过测量空间分辨的反射率曲线来计算。计算方法为估计 一组儿，以和y 的值，进行m o n t e c a r l o 模拟，计算空间分辨的反射率曲线，与测量 值进行比较，直到得到满意的结果。但儿，a 。和y 三个参数的值需要借助在较大的 源与探测器间距下测量的结果来确定，仅仅在小的源与探测器间距下测量，得到的结 果精度较低。而且相函数相关的参数，的误差会给a 。和以带来显著的误差。因此对 于不知道确切特征的介质在小的源与探测器间距下很难得到精确的以和麒值。 改进的一般扩散近似可改善一般扩散近似的结果、更好地描述小间距、非高散射 介质中的光子传输问题，但确定其控制参数口的具体方法和过程有待进一步研究。 1 5 本课题的意义和主要研究内容 小距离的空间分辨的组织光学测量技术能够很好的满足医学诊断中快速分辨局 部组织的要求，通过与内窥镜等耦合能够大大提高该技术的应用范围。近来国内期刊 和学术会议表明【”l ，国内还没有研究小组开展此问题的研究。 本文介绍了一般近红外光学生物检测系统的种类，以及常用的连续光测量系统的 测量方法。通过减小光源与探测器间距的方法来实现提高连续光测量系统的空间分辨 率。设计并实现了局部在体测量组织光学参数的1 3 1 0 h m 连续光( c w ) 测量系统， 包括微区探头的设计、高稳定光源、探测电路、数据采集、显示以及结果分析。并利 用自己研制的系统初步应用于生物样品的实验中。 本文各章节的主要内容安排如下： 第一章绪论介绍近红外光学生物检测系统和与其相关的理论基础，从提高空间 分辨率的要求出发，提出在小的光源与探测器间距下实现测量的方法，明确研究课题 的意义和目的。 第二章具体介绍微区测量系统的设计与制作，包括探头、光源驱动、探测电路、 数据采集与显示以及结果分析。 第三章通过模型实验证明了自行研制的微区测量系统具有良好的工作性能和稳 定性。利用该系统对不同光学特性参数的样品溶液进行了测量，对测量数据进行分析， 华中科技大学硕士学位论文 利用两个参数的相对变化来定性的反映样品光学参数的变化率。 第四章利用自行研制的微区测量系统进行了生物样品的实验，探讨了该系统在 检测渗透剂改变家兔硬脑膜组织光学特性参数和观察大鼠c s d 信号研究方面的应用。 最后总结全文。 1 2 华中科技大学硕士学位论文 2 微区测量系统的实现 对近红外区域组织光学特性的认识在光学医学应用领域中十分重要。近几年来， 时间分辨技术，频率调制技术以及稳态连续波形式的近红外光测量方法都应用于无损 研究组织光学特性参数。在这些技术中，连续波方法的系统实现和参数获取最为简单。 普通的近红外连续波测量技术同样可以用在微区测量系统中。本章我们从提高近红外 光学检测方法的空间分辨率入手，设计实现了单波长连续光测量微区组织光学特性的 系统，系统框图如图2 1 所示。下面的章节中给出了系统的探头、光源、探测与前放 和数据采集等系统各组成部分具体的实现方法及性能说明。 图2 1 徽区组织光学测量系统框图 f i g 2 1b l o c k d i a g r a m o f i o c & l t i s s u eo p t i c a l p r o p 酬n ts y s t e m 2 1 探头的设计与实现 近红外光学检测方法测量的是光源与探测器之间的平均参数，要提高这种检测方 法的空间分辨率必然要减小光源与探测器之间的间距。然而普通的光源和探测器由于 自身尺寸的影响，很难实现光源与探测器的间距小于l 2 m m ，本课题中我们通过使 用一个光纤探头实现在小的光源与探测器间距下测量组织的光学特性。 光纤选用通讯用的1 3 i o h m 带状多模光纤( 芯径6 2 5 a m ，外径1 2 5 0 埘l ，空气 中的数值孔径n a = 0 2 7 5 ) ，制作成l 1 0 的一维光纤阵列。首先在玻璃基体上蚀刻出 宽1 2 5 m m ，深i m m 的矩形槽，然后剥去多模光纤外面的包层，将1 0 根光纤紧密的 华中科技大学硕士学位论文 排刈企矩彤漕中，使所有的光纤芯径中心基本在条直线上，然后胶合固定。待睃水 完全一f 再，将光纤阵列的端面抛光。制好的光纤阵列的结沟见图2 , 2 ( 放大4 0 詹) 。 图2 , 2 光纤阵列的结掏( 放大4 0 倍) f i g2 2g e o m e t r yo ff i b e r sa r r a y ( z o o mo u t4 0 、 将制好的光纤阵列放入一个不锈钢套筒中，不锈钢套简长1 0 c m ，便于实验者在 实验中方便的手持操作，探头后面的光纤放入有足够强度的塑料套内，对光纤提供必 要的保护。光纤的末端制作a p c f c 光纤连接器，可以通过法兰盘与p i n 探测器和 l e d 方便的隅合。光纤探头的端面结构如图2 3 所示。光纤探头中最边上的一根光纤 作为源光纤，照射组织，其余9 根光纤作为探测光纤收集距离光源不同距离的组织中 的岳向散射光。 g l a s 图2 3 探头的端面结构 f i g2 3t h ee x t r e m i t yc o n f i g u r a t i o no fp r o b e 2 2 高稳定光源的驱动 系统采用的是连续光测量方式，因此光源的稳定性对测量结果是不可忽视的重要 因素。对于近红外连续光测量方式来说，可供选用的光源主要有三种工作方式【3 3 】： i ) 宽光谱光源+ 滤光片：该方案的优点是光源可采用普通钨灯，价格低廉且可获 得较大的入射光功率：但宽光谱光源发光效率低长时间测量的热效应对结果有不怠 华中科技大学硕士学位论文 影响，且功耗过高。 2 ) 选定波长的半导体激光器l d ：l d 发光效率高、功耗低、单色性好，是理想 的测量用光源，但价格高。 3 ) 选定波长的发光二极管l e d ：其性能介于半导体激光器和宽光谱之间，单色 性、发光效率都较好，价格也便宜，且驱动电路设计较激光器简单。 考虑到系统电路设计的简洁有效和价格因素，在系统设计中我们选择了武汉电信 器件公司生产的单模发光管l e d ( l e d 3 s 2 0 ) 作为光源。其主要特性参数如下：正向 电流典型值j = l o o m ，输出功率典型值= 2 0 u w ，光谱半宽九 9 0 n m ，中心波长 a = 1 3 1 0 h m 。 对采用的l e d 而言，光源的稳定性在很大程度上是由驱动电路决定的。在保证 驱动电流稳定的前提下，电路还应避免冲击和浪涌电流对半导体光源的伤害。 c ：殂d 2 l e d 多 - g v 图2 4l e d 的驱动电路 f i g2 4l e dd r i v ec i r c u i t 图2 4 是系统光源l e d 的驱动电路图，其输出是稳定的。因为驱动模块的直流电 源直接转换自市电，为了获得较好的纹波特性，采用了集成三端稳压块和大的滤波电 容。三端稳压块在大电流输出时稳压性能降低，因此，电路中将两个+ 5 v 的稳压块通 华中科技大学硕士学位论文 过低阻值电阻并联以增大输出功率。在满负荷情况下，实验测得的电源纹波小于 2 m v ，基本满足要求。电路设计中，除电源波动的影响外，运算放大器的串扰也不 容忽视。用过在运放电源端并联旁路电容( 约o 1 # 扩) 并对电压跟随器输出作r c 低 通滤波，得到纹波仅为0 0 3 的光源输出。 在正确操作的前提下，驱动模块相当安全。首先，开关k 能为光源提供短路保护。 在开启关断电源时，开关k 闭合，防止浪涌电流损伤器件。开关按键通常安装在控 制面板上，需要引出较长的导线与电路板连接，增加导线会影响短路效果。为此，l e d 通过开关两端另行引线来驱动，这种迂回接线方式能有效消除开关引线的不利影响。 在浪涌电流过去之后，k 打开，r lc l 缓慢充电逐步增大驱动电流，而光源的最终输 出功率由可变电位器岛控制。电位器的调整过程非常不稳定，阻值剧烈波动，会形成 巨大的冲击电流，在它后面接钽电容c ，滤波可以消除这种冲击，保证功率调整过程 的平稳性。电源关断后，运放4 与三极管互等元件组成的回路泄放c 。存贮的电荷， 为下一次启动做准备。实验证明该驱动模块在避免浪涌和冲击电流方面是成功的。 2 3 微弱光信号的探测 微区测量系统中光源的最大输出功率较小，为2 0 a w 左右；探测光纤与源光纤之 间的间距很小，后向散射光相对较少；另外探测光纤的芯径较小，也限制了其收光能 力，因此该系统是微弱光检测系统。下面我们介绍下微弱光信号的p i n 检测电路的 设计以及我们系统的具体实现方法。 2 3 1 基本电路分析 光伏探澳器有零偏和反偏两种偏置方式，如图2 5 所示l 捌。零偏方式能获得较小 的暗电流和l ，噪声，探测线性更好，但是它的信号响应带宽受运放输入级电容、p i n 管电容和反馈电阻寄生电容影响，通常比较窄，适于直流检测。反偏方式广泛应用于 通讯领域，可以轻松实现中频信号的检测，并且具有足够高的探测信噪比。我们的系 1 6 华中科技大学硕士学位论文 = ；= = ；= = ；= = = ；= = = = = = = = = = = = = ；= = = 一= = = 统测量的直流信号，所以p i n 探测器采用零偏工作方式，本节我们也主要分析p i n 探 测器的零偏电路。 图2 5 光伏探测器的两种偏置电路a - 零偏置电路b ：反向偏置电路 f i g 2 5t w o b i a sc i r c u i t sf o rp vd e t e c t o