本发明涉及根据相位调制分光学原理的用于体内组织 生理学特性检测的适于携带的装置。

连续波(CW)血氧测定计已被广泛地用于在生物组织中 确定一个光吸收色素(例如血红蛋白、氧化血红蛋白)的体内 的浓度。这种连续波血氧测定计测量连续光在组织中的衰 减，并根据比尔·莱姆伯特(Beer Lambert)公式或修正的比 尔莱姆伯特吸收公式来测定浓度。该比尔·莱姆伯特公式 (1)描述了在吸收分量(C)，吸光系数(ε)，光子入进路径长度 和衰减光强度(I/I0)之间的关系。 $\frac{\log [I/I_0]}{⟨L⟩}=\Sigma {ϵ}_i{C}_i-----\left(1\right)$ CW分光光度技术不能同时确定ε、C和。若假设经全部 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分量的浓度(C)。

在组织中，光子入进路径长度随着由该CW血氧测定计 所检测的内部组织的大小、结构及生理学特性而发生变化。 举例而言，在人脑中的灰质、白质及其结构因人而异。此外， 光子入进路径长度本身还是吸收分量的相对浓度的一个函 数。结果是，经过具有高血红蛋白浓度的某一器官的路径长 度将不同于具有低血红蛋白浓度的同一器管的路长。此外， 由于许多组织成分的光吸收系数是与波长相关的，所以路径 长度常常取决于光的波长。因此，当在组织中进行血红蛋白 浓度量化时，最好是可能直接测量该路径长度。

由本发明人提出的另一国际申请PCT/US 92/04153即 WO 92/20273(转让给同一受让人)公开了一种适用于被测 对象携带的，用于监测被测对象运动时组织(如肌肉)中的氧 浓度或氧合趋势的装置和方法。该装置包括一个柔性适体的 支撑元件，以将光源和检测器紧靠住所检测的组织；一对空 间分离、发射不同波长光的光源；一对对特定波长敏感的光 检测器。该装置还包括一电子控制电路、一实时显示装置。该 申请在此可加以引用作为背景技术参改。

本发明的目的在于提供一种用于检测被测生物组织生 理学特性的分光光度计，它根据测量到的引入幅射和从输入 端口到输出端口迁移的检测到的幅射之间的相位移，以确定 基于组织吸收特性和散射特性的生理学特性。

本发明的一个方面采用分光光度技术检测人体组织是 理学特性的分光光度计，它采用了连续波分光学以及相位调 制分光学的原理，该分光光度计在结构上是紧凑的，可被长 期动态地附着于被测体上，还适于用作当进行外科手术或与 外科创伤相关状态情形中的手术室急救设施的组织的监测。

该分光光度计被安装在与皮肤接触的一种与体形相适 的支撑结构之上。该支撑结构封装有若干个发光二极管 (LED)以产生入射到被测组织内的不同波长的光，还封装有 若干个光敏二极管检测器，带有针对某定波长敏感的干涉滤 波器。由于该LED和光敏二极管都直接置于皮肤之上，因此 就不需用光纤。LED和光敏二极管之间距离的选择要使之 适于检测一个被测组织区域。该支撑结构还包括一个合适的 阻挡层，放置在这些LED和这些二极管检测器之间，用以减 少从光源到检测器的皮下入进光的检测。该支撑结构还可以 进一步包括用于防止光子逃逸的装置，防止光子从皮肤逃逸 而不被检测；这种光子逃逸防止装置被置于这些LED和光 敏二极管检测器的周围。

该些LED、二极管检测器和血氧测定计的电子控制电路 由一个适于人体携带的电池组供电，或由50/60Hz标准市 电供电。该电子电路包括有用于电源及检测器直接操作以及 指导数据查询及处理的处理器。数据可被显示在由用户携带 的读出装置上，或由遥测装置送到远端位置，或由存储器在 其内累积供以后使用。

该装置适于用来测量从光源到检测器的光的衰减度，以 及用于确定光的平均入进路长。这一入进路长及其强度衰减 数据再被用于组织的生理学特性的直接量化。

另一方面，本发明是通过测量光子入进路径的平均长度 以实现组织检测的一种分光光度计，它包括一个用于产生所 选频率的载波波形的振荡器，该所选频率可以与从光的输入 端口到光的检测端口的路径上在组织内光子散射的平均入 进时间相比较；一个光源，可操作地与振荡器相连接，用所产 生所选波长的光，其强度是以该频率调制，并在输入端口引 入到被测物内；一个光敏二极管检测器，用以在检测端口处 检测处于输入和输出端口间的被测物的组织中已经入进的 所选波长的光；一个相位检测器，可操作地连接以接收来自 振荡器和二极管检测器信号，用以测量在所引入的及所检测 到的光之间的相位移；以及一个处理器，用以根据其相移来 计算路径长度，并根据该路径长度来确定所检测的组织的生 理学特性。

另一方面，本发明是通过测定光子入进路径的平均长度 以实现组织检测的一种分光光度计，它包括一个用于产生所 选频率的载波的振荡器，在从光的输入端口到光的检测端口 的路径上，该所选频率可以与在组织内光子散射的平均入进 时间相比较；一个光源，可操作地与振荡器相连接，用以产生 所选波长的光，其强度是以该频率调制，并在输入端口被引 入到被测物内；一个光敏二极管检测器，用以在检测端口检 测处于输入和输出端口间的被测物的组织中已经入进的所 选波长的光；一个分相器，用以根据载波波形来产生预定的 实际不同相位的第一和第二基准相位信号；第一和第二双平 衡混频器，用以使基准相位信号和被检测的辐射的信号相关 联，以便从此分别地产生一个实际的输出信号和镜象输出信 号；以及一个处理器，用以根据该实际的输出信号和该镜象 输出信号来计算所引入的光和所检测的光之间的相位移，并 根据相位移确定被检测的组织的生理学特性。

另一方面，本发明是通过测定光子入进的路径的平均长 度来实现组织检测的一种装置，它包括一个用于产生第一所 选频率的载波的第一振荡器，在从光的输入端口到光的检测 端口的路径上，该所选频率可以与在组织内光子散射的平均 入进时间相比较；一个光源，可操作地与该振荡器相连接，用 以产生所选波长的光，其强度是以该第一频率调制，并在输 入端口被引入到被测物内；一个光敏二极管检测器，用以在 检测端口检测位于输入和检测端口之间的被测物的组织中 迁移的所选波长的光，对应于该被检测的光，该检测器以该 第一频率产生一个检测信号；一个第二振荡器，用以产生一 个第二频率的载波，该第二频率从第一频率偏移104Hz的数 量级；一个基准混频器，与第一和第二振荡器相连接，用于产 生频率大致等于该第一和第二频率之差的一个基准信号；一 个混频器，连接来接收第二振荡器信号和检测信号，并用以 将该检测信号变换成差频；一个相位检测器，操作地连接来 接收基准混频器的信号和被变换的检测信号，用以测量所引 入光和所检测光之间的相位移；以及一个处理器，用以根据 该相位移来计算路径长度，并根据该路径长度来确定被检测 组织的生理学特性。

这些方面的最佳实施例可以包括下述特征之一或多个。

该分光光度计可进一步包括一个幅值检测器，连接到光 敏二极管检测器上，用以测量被检测光的幅值，并且该处理 器还用以接收该幅值，以进行生理学特性的确定。

该分光光度计可进一步包括一个低频血氧测定计电路， 可切换地与信号源和光敏二极管相连接，用以确定在该波长 的光的吸收特性；并且该处理器还用以从该血氧测定计电路 接收该吸收值，以进行生理学特性的确定。

该分光光度计可进一步包括两个自动增益控制器，用以 均衡(level)对应于所引入光和所检测光的信号，两个被均衡 的信号均被送入相位检测器。

该光敏二极管检测器可进一步包括一个实际单一波长 滤波器。

该分光光度计可进一步包括一个第二光源，可操作地接 到振荡器，用以产生第二所选波长的光，其强度以第一频率 调制，其辐射在一个第二端口被引入到被测物；在检测端口， 该光敏二极管检测器还可交替地用以检测已经入射进处在 第一及第二输入端口和该检测端口之间的被测物的组织的 第一和第二波长的光；该相位检测器进一步被用以交替地接 收对应于被检测的第一和第二波长的信号，并且该处理器被 进一步用以交替地从相位移检测器接收相位移，这些相位移 被随后用于该组织的生理学特性的确定。

该分光光度计可进一步包括一个第二光源，可操作地接 到振荡器，用以产生第二所选波长的光，其强度以第一频率 调制，其辐射在一个第二输入端口被引入到被测物；在一个 第二检测端口，一个第二光敏二极管检测器用以分别检测已 经入射进位于第二输入端口和第二检测端口之间的被测物 的组织的第二波长的光；一个第二相位检测器，可操作地连 接来接收一个基准信号和来自第三二极管检测器的一个检 测信号，用以测量的第二波长的引入光和检测光之间的相位 移；并且该处理器进一步用于接收第二波长上的一个第二相 位移，该第一和第二相位移被随之用于该组织的生理学特性 的确定。

这两种波长分光光度计可进一步包括一个第三光源，可 操作地接到振荡器上，用以产生第三所选波长的光，其强度 以第一频率调制，其辐射在一个第三输入端口被引入到被测 物；在一个第三检测端口，一个第三光敏二极管检测器用以 分别检测已经入射进位于第三输入端口和第三检测端口之 间的被测物的组织的第三波长的光；一个第三相位检测器， 可操作地连接来接收一个基准信号和来自第三二极管检测 器的一个检测信号，用以测量以第三波长所引入的和所检测 的光之间的相位移；并且该处理器进一步用于接收该相位检 测器的相位移，该第一、第二和第三相位移被随后用于该组 织的生理学特性的确定。

这种两个或三个波长的分光光度计可进一步包括第一、 第二(或第三)幅值检测器，分别连接到该第一、第二(或第 三)光敏二极管，该幅值检测器被用以测量以每一种波长检 测到光的幅度；并且该处理器进一步用以接收这些幅度，以 确定被测组织的生理学特性。

所述光源可以是一种发光二极管，以产生可见的或红外 范围内的所选波长的光。

所述光敏二极管检测器可以是一个PIN二极管或一个 雪崩二极管。

正如现有技术中所公知的那样，该分光光度计的光源和 光敏二极管检测器可置于内窥镜、导管等类似物上，以经体 内通道插入到被测组织中，本发明的分光光度计也可以将内 窥镜、导管结合到所述相位调制系统中，还可利用一个膨胀 的气囊体以使光源和检测器紧结在所检测的组织上。

被测的组织的生理学特性可以是血红蛋白氧化性、细胞 色素铁和铜、黑色素、葡萄糖或其它指标。

本领域普通技术人员可以理解，利用本发明的装置可以 对被测对象进行远端遥测，或对被测对象进行长期动态监 视，以及用于外科手术过程或急救过程病人病性的监视。

图1是根据本发明的路径长度被校正的血氧测定计的 方框图。

图2是用在图1的血氧测定计中的50.1MHz (50.125MHz)的示意电路图。

图3是使用在图1中的血氧测定计的一个PIN二极管 和一个放大器的电路示意图。

图4是使用在图1中的血氧测定计的一个幅值检测器 的电路示意图。

图5是使用在图1中的血氧测定计的25KHz滤波器的 电路示意图。

图6是图1的血氧测定计中的AGC电路示意图。

图7是图1的血氧测定计的相位检测器电路示意图。

图8A是该血氧测定计的一个光源—检测器探测器的 示意图。

图8B是沿图8A中的线8B而取的横断面图，进一步反 映其光子的入进情况。

路径长度被校正的血氧测定计的一个最佳实施例采用 了三个LED来产生三种所选波长的光，其强度由一个 50.1MHz的频率所调制并被直接耦合到被测组织。在每一 个波长上，被引入的光可由组织所改变并由紧靠在皮肤上的 宽域光敏二极管所检测。将所引入的和所检测到的辐射作比 较从而确定它们的相对相移，该相移对应于光子入进路径的 平均长度，并由此确定该光的衰减性。

参见图1，该血氧测定计有一个工作于50.1MHz的主 振荡器10，它被接到功率放大器15，其具有足够的输出功率 以驱动分别辐射具有760nm、840nm和905nm(或950nm)波 长的光的LED22a、22b和22c(例如日立公司产的HLP20RG 或HLP40RG)。一个第二本振14工作于50.125MHz，且混频 器12用以产生25KHz的基准频率13。直接置于皮肤上的每 一个LED都具有一个合适的散热片，以消除可能会改变该 周边组织因充血产生的不适的增温。三个PIN二极管检测器 24a、24b和24c放置距这些LED50cm之外，并且有约1cm2 的检测面积。那些入进到组织几个厘米深的光子被分别的 PIN二极管所检测到。光源——检测器的距离可被增加或减 小，以捕捉更深或更浅的入进光子。来自PIN二极管24a、 24b和24c的信号分别由预放大器30a、30b和30c放大。

放大的信号(32a、32b、32c)分别送到幅值检测器36a、 36b和36c以及混频器40a、40b和40c。幅值检测器用于确定 将被用于公式1中的每一波长光所检测信号的强度值。连接 来从本振14接收50.125MHz基准信号(41a、41b和41c)的 每一个混频器将检测信号转换为25KHz的频率信号(42a、 42b、42c)。这些混频器是高动态范围的混频器(例如市售的 SRA-1H)。检测信号(42a、42b、42c)由滤波器45a、45b和 45c分别滤波。

相位检测器60a、60b和60c被用于确定每一波长光的 输入的信号和检测信号间的相位移。每一个相位检测器接收 该25KHz的检测信号(54a、54b、54c)以及该25KHz的基准 信号(56a、56b、56c)，这两个信号都被自动增益控制电路50 和52所自动均衡，以覆盖信号变化的动态范围。相位检测器 60a、60b和60c产生对应于每一波长光子入进延时的相位移 信号(62a、62b、62c)。每个相位移信号都正比于由处理器所 执行的用于计算程序中的光子入进路径长度。

图2示出了用作50.1MHz主振荡器10和50.125MHz 的本振14的电路示意图。该晶振被中性化以工作在基础的 谐振状态，从而实现长期稳定性。所有的振荡器均被热耦合， 以使一旦出现频率漂移，它们的频率差被恒定保持在 25KHz。

如图3所示，PIN二极管24a、24b和24c都分别与各自 的预放大器30a、30b和30c连接。该血氧测定计采用的PIN 硅光敏二极管S1723-04具有10mm×10mm的敏感区域， 并且在320nm至1060nm范围内的光谱响应，检测信号由放 大级29和31所放大，每一级都提供约20dB的放大量。 NE5205N运算放大器以+8V供电，以工作在高增益域内。 该8V信号由电位器33所提供。放大的检测信号(32a、32b 和32c)被送到幅值检测器36a、36b和36c(图4)。其幅值 (37a、37b、37c)被送到处理器70，该处理器由此按公式(1)计 算光的衰减率或其对数。

参见图5，AGC电路使用的是MC1305集成电路以实现 放大操作，该放大操作应保持相位检测器60的输入信号位 于恒定电平。对于AGC电路50和52而言，其增益量被选成 相等。信号的幅值由反馈网络53所控制。这种AGC提供了 被检测的信号和基准信号的实质上的恒定值，以消除由于相 位检测器中幅值与相位间的串扰而引起的被检相位移中的 变异。

参考图6，每一个相位检测器包括有施密特触发器，它 将实际上为正弦波的检测信号(54a、54b、54c)和基准信号 (57a、56b、56c)转变成方波。该方波被送入到有互补MOS硅 栅极晶体管的检测器中。该相位移信号被送到处理器70。

这种血氧测定计的校准是通过在一已知介质中的选定 距离上，即利用一标准延时单元来测量相移，并通过转变连 接器导线的长度来改变主振荡器10和本振14之间的电延 时来完成的。

参考图8A和8B，光源—检测器探测装置20包括有安 装在一个身体相适支撑构造21当中的选定波长的若干个 LED(22a、22b、22c)和PIN光敏二极管(24a、24b、24c)。构造 21还包括光子逃逸阻挡层27，它由选定散射和吸收特性的 材料(如泡沫聚苯乙稀)构成，用以将逃逸光子反回到被测组 织。该支撑构造还包括第二个相适的阻挡层28，它置于LED 和二极管检测器之间，用以吸收从光源到检测器直接传播的 光子，从而防止了皮下入进光子的检测。支撑构造21还包括 由一个电屏蔽层21a所封闭的电子电路29。

每一个PIN二极管还具有一蒸敷的单一波长薄膜滤波 器(25a、25b、25c)。这种滤波器消除了不同波长信号的串扰， 并能使三个光源连续地操作，即不需要时间共享。

与使用在一般的相位调制系统中的光电倍增管相比，采 用光敏二极管检测器具有实际的优点。光敏二极管被直接置 于皮肤之上，即不需用光纤。而且，不需使用对于光电倍增管 必须的高压供电。这种光敏二极管要小得多且容易置于紧靠 皮肤。光电倍增管的长处是很大的倍增增益且具有在该倍增 器上直接混频的可能性，这一点对于光敏二极管来说是不及 的。本发明预见到使用若干种不同的光敏二极管，例如PIN 二极管，雪崩二极管以及其它二极管。

处理器使用的算法是根据由E.M.Sevick等人在1991 年4月15日出版的“分析生物化学”195期330页上的“用 于组织氧化度确定的时间与频率分解度光谱的量化”一文中 的所描述的公式。在此将该全文引作参考。

在每一个波长，相位移(θλ)(62a、62b、62c)被用来在下式 中计算路径长度： ${\theta }^{\lambda }={\tan }^{-1}\mathrm{\pi f}\left(t^{\lambda }\right)={\tan }^{-1}\frac{2\mathrm{\pi f}\left(L^{\lambda }\right)}{C}\approx \frac{2\mathrm{\pi f}\left(L^{\lambda }\right)}{C}---\left(2\right)$ 其中f是范围在10MHz到100MHz范围内的引入光的调制 频率；tλ是光子入进延时时间；C是在散射介质中光子的速 度；而Lλ是光子入进路径长度。

等式(2)在低调制频率，即2πf＜＜μαC时有效。由于LED 和光敏二极管的频率局限性，选择了50MHz的调制频率。然 而，对于更快的LED和光敏二极管，可以设想使用更高的调 制频率以增加相位移。在高的调制频率，即2πf＞＞μα·C，相位 移不再正比于飞行平均时间(t) ${\theta }^{\lambda }=\mathrm{\alpha \rho }\sqrt{(1-g){\mu }_{s}f}\{1-\frac{{\mu }_{\alpha }^{\lambda }C}{4\mathrm{\pi f}}\}----\left(3\right)$ 其中ρ是光源——检测器间距；(1-g)μs是有效散射系数；f 是调制频率而μαλ是在波长λ处的吸收系数。

在两个波长处，吸收系数的比例由下式确定： $\frac{{\mu }_{\alpha }^{{\lambda }_1}}{{\mu }_{\alpha }^{{\lambda }_2}}=\frac{{\theta }^{{\lambda }_1}-{{\theta }_o}^{{\lambda }_1}}{{\theta }^{{\lambda }_2}-{{\theta }_o}^{{\lambda }_2}}-----\left(4\right)$ 其中θoλ代表背景散射和吸收。

所述波长是在可见和红外光范围内，并被选择使其对于 各种组织成分且有吸收敏感性(或不敏感性)，例如对于水、 细胞色素的铁和铜、以及血红蛋白、肌内铁蛋白、黑色素、葡 萄糖及其它物质的氧化及脱氧形式。

对于氧化及脱氧的血红蛋白，以比尔·莱姆博特关系式 表示的吸收系数如下所示： ${{\mu }_{\alpha }}^{{\lambda }_1}={ϵ}_{\mathrm{Hb}}^{\lambda }\left[\mathrm{Hb}\right]+{ϵ}_{\mathrm{HbO}}^{{\lambda }_1}\left[\mathrm{Hb}{O}_2\right]+{\alpha }^{{\lambda }_1}----\left(5\right)$ 其中 和 是血红蛋白及脱氧血红蛋白的消失系数，可以 被存储在一个查询表中；[Hb]，[HbO2]分别是血红蛋白和氧 化血红蛋白的组织的浓度； 是背景吸收系数。血红蛋白的 饱合度通常是以下式定义： $Y=\frac{\left[\mathrm{Hb}{O}_2\right]}{\left[\mathrm{Hb}\right]+\left[\mathrm{Hb}{O}_2\right]}------\left(6\right)$ 对于三个波长的测量，血红蛋白饱合度可以用公式(5)和(6) 计算如下： $Y=\frac{\alpha ({ϵ}_{\mathrm{Hb}}^{{\lambda }_3}-{ϵ}_{\mathrm{Hb}}^{{\lambda }_2})-({ϵ}_{\mathrm{Hb}}^{{\lambda }_1}-{ϵ}_{\mathrm{Hb}}^{{\lambda }_2})}{[({ϵ}_{{\mathrm{HbO}}_2}^{{\lambda }_2}-{ϵ}_{{\mathrm{HbO}}_2}^{{\lambda }_2})-({ϵ}_{\mathrm{Hb}}^{{\lambda }_1}-{ϵ}_{\mathrm{Hb}}^{{\lambda }_2})]-\alpha [({ϵ}_{{\mathrm{HbO}}_2}^{{\lambda }_3}-{ϵ}_{{\mathrm{HbO}}_2}^{{\lambda }_2})-({ϵ}_{\mathrm{Hb}}^{{\lambda }_3}-{ϵ}_{\mathrm{Hb}}^{{\lambda }_2})]}---\left(7\right)$ 其中， $\alpha =\frac{{\mu }_{\alpha }^{{\lambda }_1}-{\mu }_{\alpha }^{{\lambda }_2}}{{\mu }_{\alpha }^{{\lambda }_3}-{\mu }_{\alpha }^{{\lambda }_2}}$ 因此，处理器70利用公式(2)而依照公式(7)确定Y，以确定 平均入进长度L，然后再用公式(1)确定针对波长λ1、λ2、λ3每 一个的μαλ。

在另一个实施例中，这种装置的电子电路部分包括有 一适当的低频模块以及一个可切换的高频模块，被耦合到同 一光源——检测器探测器20。这种低频模块和这种光源 ——检测器探测器的设计实际上与待审美国专利701,127 (1991年5月16日提交)所描述的血红蛋白测定计相类似， 该申请于1992年11月26日公开，作为PCT申请WO92/ 20273的一部分并在此引作参考。这一低频模块对应于一个 标准的血氧测定计，它具有几个Hz到104Hz范围内的调频 频率，该低频模块还用于在两个或三个波长提供强度衰减数 据。随后，这些LED被切换到高频相位调制单元，与图1的 单元相类似，该单元确定了在每一波长光的平均路径长度。 该衰减及路径长度数据被送到处理器70，用于被测组织生 理学特性的测定。

在另一个实施例中，该路径长度被校正的血氧测定计同 样利用了以所选频率正弦调制的LED光源，该所选频率可 与在从该LED的光输入端口到该光敏二极管检测器(24a、 24b、24c)的光检测部分的被检测组织中的路径上散射光子 的平均入进时间相比较，但是其电子电路部分不同。检测器 输出是经过两个宽带双均衡混频器(DBM)，它们是经过一个 90°分相器而被耦合，从而得到实际的(R)和镜象的(I)信号 部分。这种双均衡混频器最好是以调制频率工作。其相位 (θλ)是这样一个角度，其正切是Iλ/Rλ。 ${\theta }^{\lambda }={\tan }^{-1}\frac{I^{\lambda }}{R^{\lambda }}------\left(8\right)$

当残余相移θ量为零，假定其相移已被去除时，幅值是 这些值的平方和的平方根。 $A^{\lambda }=\sqrt{{\left(R^{\lambda }\right)}^2+{\left(I^{\lambda }\right)}^2}-----\left(9\right)$

这一实施例采用求和及除法电路，以计算该调制指数， 它是该幅值与该幅值和从一窄带检测器获得的直流成分相 加值之比的商值。 $M^{\lambda }=\frac{A^{\lambda }}{A^{\lambda }+{\mathrm{DC}}^{\lambda }}-----\left(10\right)$

相位处理器接收针对两个或三个波长的相位移作为相 位及幅度值，并计算这些相位移的比率。

对于每一个波长，相位移和DC幅度被用于确定一个所 选的组织的特性，例如血红蛋白氧合度。