本发明涉及一种用于生物组织体内测量的光耦合器。

连续波(CW)分光光度计已经被广泛用于在生物组织体内确定一个光 吸收色素(例如血红蛋白，氧化血红蛋白)的浓度。例如，这种CW分光光度 计以脉冲血氧测定计把光引入手指或耳垂，测量该光线的衰减，并因此根 据比尔莱姆勃特(Beer Lambert)公式或修正的比尔莱姆勃特公式估价其 浓度。该比尔莱姆勃特公式(1)描述了在吸收成分(C)、衰灭系数(ε)、 光子的迁移路径长度和被衰减的光强度(I/Io)之间的关系。

$\frac{\log [I/I_o]}{<L>}=\Sigma {ϵ}_i{C}_i---\left(1\right)$

但是直接应用该比尔莱姆勃特公式存在多种问题。由于组织的结构和生 理特性的显著的改变，迁移光子的路径长度也会显著改变，并且不能够简 单地从光源和检测器的几何位置来确定。此外，光子的迁移路径的长度 的本身是关于吸收成分的浓度的函数。结果是，穿过一个具有高血红蛋 白浓度的器官的路径长度将会不同于具有低血红蛋白浓度的同一器官的 路径长度。而且，由于许多生物组织成分的吸收系数是波长相关的，所以 该路径长度时常取决于光的波长。解决这一问题的一个结论是同时地确 定ε、C和(L)，但是利用迄今已知的脉冲血氧测定计是不可能作到这一 点的。

而且，对于一个小体积组织(例如手指)的量化测量来说，光子的逃逸 会引入严重的误差，因为从该组织逃逸的光子被计数为被吸收的光子。 归咎于光对于被测组织的不规则的耦合或输入和输出端口的相对几何特 性的改变，还会出现其它的误差。

时间分解(TRS-脉冲)和调相(PMS)的分光光度计能够直接测量迁移 光子的平均路径长度，但是只有在当是以相当大的光源-检测器间距收集 频谱时，才能执行时间分解或频率分解的频谱的正确的量化。对于小体 积的组织，例如耳垂、手指或活体检样来说，这样的间距是难于实现的。

因此，需要与一个分光光度计系统一起使用的一个光耦合器和量化 地测量小体积生物组织的方法。

本发明实现一种利用可见或红外辐射检测相当小体积的所感兴趣的 生物组织的分光光度系统。

根据本发明的一个方面，是一个分光光度系统，利用引入到穿过被测 物的一条路径的可见或红外辐射检测相当小体积的所感兴趣的被测物 (例如生物组织、固体、液体或气体状态的有机或无机物质)。该系统包 括一个分光光度计，具有一个光的输入端口，用于把辐射引入到该被测物； 一个光的检测端口，用于检测已经迁移通过在被测物中的该条路径的辐 射；光子逃逸防止装置，围绕该相当小的所感性趣的被测物放置并用于限 制所引入的光子逃逸到该被测物的外部；以及一个处理装置，用于根据在 所引入的和所检测的辐射之间的改变，确定被测物的光学特性。

根据本发明的另一方面，是一个利用可见或红外辐射对于相当小体 积的所感兴趣的生物组织进行检测的系统，它包括一个分光光度计，具有 用于在一个光的输入端口将辐射引入的一个光源；一个用于检测已经迁 移通过从输入端口到一个光的检测端口的路径的辐射的检测器；以及一 个处理器，用于估价在所引入的和所检测的辐射之间的改变。该系统还 包括一个相当大的体积的光介质，形成一个光子逃逸的防止装置，具有可 选择的散射和吸收特性；定位装置，用于把所感兴趣的生物组织定位到迁 移路径中，以便产生一个生物组织一介质的光路径，该光介质实际上限制 光子从生物组织-介质光路径的逃逸；以及一个处理装置，用于根据生物 组织-介质光路径的所检测的光学特性和光介质的散射和吸收特性，以确 定该生物组织的一个生物特性。

本发明的这两方面的优选实施例包括下述的一个或多个特征。

光子逃逸的防止装置包括围绕该被测物的一个可选光特性的一个光 介质。该可选光特性是一个吸收或散射系数。

光子的逃逸的防止装置包括围绕该被测物的一个可选光特性的一个 光介质；该介质至少有一个光学特性实际上与该被测物的光学特性相匹 配。

分光光度计是一个如在PCT申请WO 92/20273和PCT/US95/15666中描 述的连续波分光光度计(CWS)、一个如在美国专利申请4972331和 5187627或PCT申请WO 94/21173中描述的调相分光光度单元、一个如在 美国专利申请5119815和5386827或PCT申请WO 94/22361中描述的时间分 解的分光光度单元(TRS)或在PCT申请WO 93/35145中描述的相位阵列系 统，所有的系统都被结合在此引作参考。

所确定的生物特性是血红蛋白的饱和性、一种酶的浓度或一种生物 组织物质，例如葡萄糖的浓度。

该系统执行的是单一测量，或对于所选的生物特性的一个连续、的 时间相关的监视。

上述系统的操作是通过将一个选定波长的电磁辐射引入到由光子逃 逸防止装置所围绕的被测物中并检测已经在该被测物中从输入端口迁移 到光的检测端口的辐射而被执行的。根据在所引入的和所检测的辐射的 之间的差异而确定被测物的光学特性。此外，可以选择具有围绕的光介 质的不同光子逃逸防止装置，这些光介质具有可以和被测物相比的光特 性。随后，系统再次测量被测物的光特性。这种测量可以被交互式地重 复，直到围绕介质的光特性实际上和被测物的光特性相匹配为止。

根据本发明的另一个重要的方面，是本发明的一个光的耦合系统，用 于无创伤地监视活体组织的一个区域。该耦合系统包括一个可以定位在 生物组织并用于将光的辐射引入到该被监视的组织的一个激发(输入)端 口；一个第一光导定义了用于将光的辐射从一个光源传送到该激发端口 的一个激发通道；以及可定位在该生物组织的一个检测端口，用于接收已 经在所监视的组织中从激发端口迁移到该检测端口的辐射。该检测端口 具有大于激发端口的输入区的一个检测区。连接到检测端口的是一条检 测光导，用于将来自检测端口的辐射传送到一个光的检测器。该耦合系 统还包括光的匹配流体，包含在柔性透光袋中并被局部围绕被监视的组 织和该激发及检测端口放置。

本发明的这一方面的优选的实施例包括一个或多个下列的特征。

光的耦合系统可以包括多个可以定位在生物组织的激发(输入)端口， 用于将光源的辐射引入到所监视的生物组织中，以及多条光导，每一条都 确定用于将来自光源的辐射传送到对应的激发端口。

该光的耦合系统还可以包括多个定位在该生物组织的检测端口，并 用于接收已经在该被监视的生物组织中迁移的辐射，并且有多条检测光 导，每一条都连接到对应的检测端口，用于将来自检测端口的辐射传送到 至少一个光的检测器。

光的匹配流体可以部分地放置在这些端口和被监视的生物组织之间。 光的匹配流体可以具有已知的散射或吸收特性。

光的耦合系统可以进一步包括用于改变光的匹配流体的散射和吸收 特性的装置和通过对于该光的匹配流体的散射或吸收特性的可控制的改 变而对于该耦合系统进行校准的装置。

根据本发明的另一个重要的方法，是根据本发明的一个用于生物组 织的体内检测的光的耦合器。该光的耦合器包括可在生物组织之上或与 之靠近定位的一个选定输入区的一个光的输入端口，一条第一光导与光 的输入端口光耦合并用于将一个可见光或红外波长的光从光源发送到光 导输入端口，其中该光的输入端口被构成来用于将光的辐射引入到被测 组织；和一个可定位在该组织之上或与之靠近的一个所选的检测区的一 个检测端口。该检测端口被构成来用于接收在被测生物组织中已经从输 入端口迁移到检测端口的辐射。与该检测端口光学耦合的是一条检测光 导，用于将来自检测端口的辐射从该检测端口发送到一个光的检测器。 该光的耦合器还包括至少是部分地围绕该被测组织和该输入和检测端口 放置的光介质，用于限制光子从被测组织的逃逸或对于从该被测组织逃 逸的光子作估计。

根据本发明的另一个重要方面是用于生物组织的体内检测的一种光 的耦合器。该光的耦合器包括指向被测组织的一个选择输入区的一个光 的输入端口；指向被测组织的一个选择检测区的一个光的检测端口；和至 少部分地围绕被测组织和该输入和检测端口放置的光介质。该光介质还 放置在生物组织和该输入端口的输入区之间和生物组织和该检测端口的 检测区之间；并且该光介质展示出已知的散射或吸收特性。光耦合到光 的输入端口的是一个第一光导，用于将来自光源的一个可见光或红外波 长的光的辐射发送到被构成来用于将该辐射引入到光介质的光的输入端 口。该光的检测端口是被用于构成来用于接收在被测生物组织和光介质 中从输入端口到检测端口迁移的辐射。光耦合到检测端口的是一条检测 光导，用于将该辐射从检测端口发送到一个光的检测器。

根据本发明的另一个重要方面是一个用于无创伤地监视生物组织的 一个区域的光的耦合系统。该耦合系统一个光源探头，该探头是由至少 两个可直接定位在该组织的末端的光纤构成。每一个末端形成了用于将 光的辐射引入到被测组织的一个输入端口。  这些光纤具有相近的末端， 被构成来用于形成至少一个从光源接收辐射的耦合端口。该耦合系统还 包括一检测探头，它是由至少一个具有可直接定位在组织的一个末端的 光纤构成。该末端形成一个检测端口，用于接收已经在该被测组织中迁 移的辐射。该光纤具有相近的末端，用于形成至少一个耦合端口，用于将 被测的辐射传送到一个光的检测器。

这些光纤可以在输入端口或检测端口包括一个光的匹配介质，用于 实现所希望的辐射的耦合。

本发明的这一方面的优选实施例包括下列特征的一个或多个。

光介质可以具有实际与被测生物组织的吸收和散射特性相匹配的吸 收和散射的特性。

光的耦合器可以进一步包括一个光系统，用于可控地调节光介质的 吸收或散射特性。该系统可被用于将光介质的吸收或散射特性实际地匹 配于被测生物组织的吸收或散射特性。

光耦合器还可以进一步包括一个选择的输入区的一个第二输入端口 和与该第二输入端口光耦合的一条第二光导。该检测端口可以相对于第 一输入端口和第二输入端口对称地放置。该检测端口相对于输入端口可 以是以透射的几何形放置或是以返回散射几何形放置的。

该光耦合器可以带有相对于被测生物组织的可移动的光耦合端口。

该光耦合器可以进一步带有多个输入端口，和与对应输入端口光耦 合的多条光导。这多个输入端口可被用于将已知时间改变图案的辐射同 时地引入，以便形成在至少一个方向上出现所引入的辐射具有光子密度 的实际的梯度。这多个输入端口可以形成一个一维的或二维的阵列。光 的检测端口可以相对于被测生物组织移动到另一个位置。

光耦合器可以包括多个检测端口，以及光耦合到对应的检测端口的 多个检测器的光导。

光介质可以是固体、液体或气体。该光介质可以包括平滑的球表面 的颗粒或泡沫聚乙烯。光介质也可以包括可选择的散射和吸收特性的液 体，例如脂类乳剂溶液。光介质也可以包括可选择的散射和吸收特性的 柔性固体。

光耦合器可以使得其光检测端口的检测区域大于所说的光的输入端 口的输入区域。

光的检测器还可以包括一个端口用于探针定位过程或用于同时进行 的生物组织的超声波检测，或是随后进行生物组织的光检测。该光的耦 合器还可以包括一套MRI线圈，用于执行生物组织的MIR检测。

该光耦合器可以被放置在一个内窥镜、导管、导线上用于经过身体 通道或经过皮肤进入到组织的内部。该光耦合器在设计上是用于被选择 的内部组织的可视的或分光光度的检测。导管可以包括一个可充气的气 囊，它可以将输入或检测端口压靠在所选择的组织上，以便进行分光光度 检测。导管还可以包括一个活体挟持物，用于在分光光度检测之前或之 后提取一个活体标本。

根据本发明的另一个重要方面是一个用于生物组织的体内检测的光 耦合器。该光耦合器包括指向该被测生物组织的第一选择区域和正对该 第一区域取向的第二选择区域的一个光输入端口，以及一个指向该被测 生物组织的一个选择检测区的一个光检测端口。该输入端口用于接受在 第二区域上扫描的光束，并将该光束在第一区域引入到该组织中。该光 耦合器还包括至少是部分地围绕被测生物组织和输入及检测端口放置的 光介质。该光介质还被放置在该组织和该输入端口的输入区域之间和在 该组织和该检测端口的检测区域之间。该光的介质展示出已知的散射和 吸收特性。该光检测端口被构成用于接收已经在被测生物组织和光介质 中从输入端口迁移到检测端口的辐射。与检测端口光耦合的是一条检测 光导，用于将辐射从检测端口发送到光检测器。

本发明这一方面的优选实施例包括下列特性的一个或多个。

光的检测端口的检测区可以包括定位在检测区的已知位置多个检测 的子区域。每一个检测子区域被构成来用于接收已经在被测组织中迁移 的辐射，并将接收的辐射传送到一个检测器。

该光检测器可以包括同时导通的多个检测器的一个阵列，每一个检 测器经过检测器光导接收来自从对应的检测子区的光。因此可以在这些 单独的位置测量到被测辐射的时间轮廓。

可以利用相对于在检测子区上累加的检测序列在输入端口上利用所 选的图案扫描光束。因此，利用迁移光子的已知的输入和检测位置，可以 计算平均光子迁移路径。

总之，该光的耦合系统提供了光对于被测生物组织的出色的耦合。 该耦合系统还实际上防止了光子从该组织的表面的逃逸并实现了该引入 辐射的半无限的边界条件。对于一个小的生物组织，通常使用一个较大 的光介质的体积。这种光的耦合系统还实现输入(激发)端口和检测端口 的几何形状的精确选择，而不论该组织的形状和性质如何。为了对于由 连续波(CWS)单元、调相单元、TRS单元和相控阵列单元所测量的光子迁 移图案进行正确的估价，这种精确的几何状时常是重要的。

图1是一个测量相当小体积的生物组织的一个分光光度系统的示意 图。

图2和图2A是在一个手指的分光光度测量中的用于防止光子的逃逸 的一个圆桶的不同的示意图。

图2B是表示用于一个手指血氧测定计的预定的光学特性的一组圆桶。

图3是用于人的头部的分光光度计研究的一个光纤保持器的示意图。

图4是一个光的耦合系统的平面图，用于监视在被测对象的脑组织中 的血红蛋白的氧化-脱氧状态。

图4A描述了利用几个输入端口和检测端口对于脑组织进行检测的一 个光耦合系统。

图5-5C描述了对于乳房组织作光检测的几个光耦合系统。

图5D是描述了利用一个二维输入阵列的一个光的耦合系统，并且被 用于针探测定位过程。

图5E和5F描述了一个光的耦合系统，分别地和超声波和磁谐振成象 一起用于光的检测。

图6示出了一个具有光的窗口的光的耦合系统，用于具有一个阵列检 测器的扫描系统。

图7和7A描述了一个用于脑组织的光检测的一个″毛刷″光耦合系统。

图8和8A描述了一个用于光的和MIR检测的一个″毛刷″光耦合系统。

图9和9A描述了一个用于乳房组织检测的一个扫描耦合系统。

图10和10A及10B描述了一个放置在一个导管上的光耦合器。

图11和图11A描述了一个放置在一个导管上的分光光度计。

参考图1，通过对于系统10的描述来说明不同的光耦合器的操作原理。 用于对相当小的体积的生物组织进行检测而设计的系统10包括一个可选 光特性的光介质12、一个分光光度计18、一个滴定循环系统30和一个计 算机控制器35。所感兴趣的一个生物组织14附着在一个定位器15上而被 浸没在光介质12中。通过利用经光导20和22传导的可见或红外光，分光 光度计18检测光介质12的光的性质。在优选的实施例中最好是光纤的光 导20和22被分别接到一个光源17和检测器23。在一个光输入端口19所引 入的光子在光介质12中迁移通过一个散射和吸收路径并在一个检测端口 21被检测。光输入端口19和检测端口21的可选择的固定几何形控制着迁 移路径，即光场25。

系统30被用于精确地改变光介质12的散射和吸收特性。光介质12包 括脂类乳剂溶液(由在NC州Clapton的Kabi Vitrum公司制造)，表现出 与其浓度相关的散射特性；还包括展示出吸收特性的碳黑墨汁。可以 通过适当地搀和该溶液而使得光介质12的散射和吸收特性保持恒定和均 匀，或通过改变在滴定循环系统30中的成分的浓度而使散射和吸收特性 连续地改变。导管32和34被用于这些溶液的连续的循环。

在系统的操作中，生物组织14首先被定位在远距光场25的位置。分 光光度计18检测在光场25的区域中的光介质12，而计算机控制器35将检 测的数据与预选的吸收系数(μa)和散射系数(μs)相比较。随后，定位 器15将生物组织14放到光场25中，且分光光度计18测量生物组织14和光 介质12的光学特性。从存在和不存在生物组织14的光谱数据中，计算机 控制器35确定生物组织14的光学特性。

在另一个优选的操作方法中，在测量了光介质12的光的特性之后，通 过滴定使得光介质12的散射和吸收特性与生物组织14的这些特性相匹配， 从而使得当被插入到光场25中时，该生物组织14不引起光场25的扰动。 在把光介质12的散射和吸收系数与生物组织14的系数相匹配之后，分光 光度计18检测在存在和不存在生物组织14时的同一数据。该已知的μa★ 和μs★等于生物组织14的μa和μs。该匹配过程是通过先执行μa的 匹配，然后再执行μs的匹配实现的，反之亦然。

所描述的方法既可以适用于体内检测，也可以适用于玻璃试管内的 生物组织的检测。生物组织14可以是一个包含在透光材料中的活体取样， 或者是插入到光介质12中的人的手指的一部分。分光光度计18所使用的 光的波长是根据所感兴趣的生物组织成分而选择的(例如血红蛋白、氧 化血红蛋白、葡萄糖、酶)；使用多种波长也是在本发明的范围内。

本发明预见到采用光介质12的不同的实施例。参考图2，填充有光介 质12的一个中空的圆桶42围绕着例如一个手指40并且防止所引入的光子 的逃逸。光介质12的光学特性、压力和体积受控于通过导管32和34与圆 桶42连接的系统30。圆桶42的内壁是由一个柔性的透光的阻挡层44构成。 在插入到圆桶42中之后，阻挡层44紧贴在手指的周围。内在的阻挡层44 的尺寸是使得在手指40抽出之后光介质12将完全充满圆桶42的体积。这 样就使得光介质12的背景测量和有手指40在光介质12中的测量与结合图 1描述的方式相同。受控于光输入端口19和检测端口21的光场25或是透 射的几何形，或是反射的几何形。

参考图2B，在另一个实施例中，圆桶42由一套圆桶42A、42B、42C… 所取代，每一个都包括具有恒定的预选的吸收和散射吸收的液态或固态 的光介质12。该固态的光介质是氧化钛或其它的散射体，嵌入在一个吸 收的柔性介质中，例如凝胶。

人的手指被插入到分别的圆桶中，并由分光光度计18测量插入的手 指的光特性。利用已知的圆桶的光特性和输入-输出端口的几何特性，该 手指的光特性(即μa和μs)将能够和这些圆桶之一的特性相匹配。

分光光度计18的优选的实施例是一个连续波的分光光度计一个调相 的分光光度计和一个时间分解的分光光度计，所有的这些都在上述引证 的文件中有描述。

利用双重波长的连续波的系统10的操作被用于例如手指的血氧测定 计。如图2A所示，引入到手指40的主要的光子被围绕的光介质12防止从 其逃逸。所以，所引入的光子或是被吸收，或是达到检测端口21并由检测 器所寄存。没有对于逃逸的光子计数的误差作为被吸收的光子出现。对 应于圆桶42的μa★和μs★的选定值的每一个的背景光谱数据被存储在 能够对于每一个波长把手指和圆桶的μa和μs的值相匹配的系统中。对 于操作在对于血红蛋白(Hb)和氧化血红蛋白(HbO2)敏感的两个连续波 (例如754nm和816mn)的分光光度计，血红蛋白的饱和度(Y)是采用吸收系 数的比率和利用下列用于氧的饱和度的等式计算的：

$Y(X100\%)=\frac{38-18\frac{{\mu }_{a816}^{754}}{{\mu }_a^{754}}}{25+3\frac{{\mu }_a^{754}}{{\mu }_a^{816}}}---\left(2\right)$

其中系数是从在754nm和816nm的血红蛋白的衰灭值确定的，分别是εHb＝ 0.38cm-1mM-1和εHb＝0.18cm-1mM-1，在血红蛋白和氧化血红蛋白之间 的熄灭系数的差分别是ΔεHbO-Hb＝0.025cm-1mM-1和ΔεHbO-Hb＝0.03 cm-1mM-1。

如同本专业的技术人员所公知，在血红蛋白的测量中，血氧测定计对 于检测的数据进行规格化，以便消除归咎于血液体积的改变所引起的波 动。但是，该体积的改变能够被用于检测脉动的速率。

另外，通过检测在相距检测器的几个厘米处所引入的正弦调制的光 的强度和相移θ，一个调相的分光光度计能够被用来测量光子的迁移。 对于一个小体积的组织来说，在输入端口和输出端口之间的最佳距离是 利用光介质12实现的。而且，光介质12实际上消除了光子的逃逸。

被测的相位移直接和图2A中所示的光子的路径长度的平均值相关。 光子的迁移理论预言，该被测的光子在反射几何状中将表现为一个三维 的″香蕉形″分布图形。或是在透射几何状中的一个″雪茄″形。把生物组 织14插入到光场25的中心将引起路径长度的分布的不均匀性，即如果该 生物组织的吸收特性不同于光介质12的该特性的话，则该香蕉形的光场 25的分布将是不均匀的。如果该组织的μa是小于所围绕的介质的该值， 则由于较长的路径长度将更多地吸收光子，而使得平均路径长度减小， 反之亦然。所以，生物组织14引起在路径长度和相移θ中的改变。

而且，被测的强度提供一个调制系数(M)，该系数是对于一个强散射 介质的吸收和散射特性的一个重要的度量。该调制系数被确定为该AC幅 度(Aλ)和该AC与DC(DCλ)的幅值之和的比值：

$M^{{\lambda }_1}=\frac{A^{{\lambda }_1}}{A^{{\lambda }_1}+D{C}^{{\lambda }_1}}---\left(3\right)$

如在Sevick等人的文章中的描述(见1991年出版的″分析生物化学″ 第195卷，第330-351页，在此引作参考)，对于低的调制频率(即2πf＜＜μa) 来说，该相移是穿行的平均时间的直接测量值，即θ→2πf。在一 个其中的所有的光子都以恒定的速度c穿行的介质中，该相移描述了这种 效应，平均路径长度θ→2πf/c。其中的所有的路径长度都被等同地 加权。该确定的路径长度被使用在比尔莱姆勃特等式中，以便确定其吸 收特性。

随着调制频率的增加，较短的路径长度被更重地加权。在频率(即2 πf＞＞μa)处，该相移不再是路径长度的分布的一个良好的度量，而是直 接正比于吸收系数μa和有效的散射系数，(1-g)·μs

$\left|{\theta }^{\lambda }\right|=\mathrm{a\rho }\sqrt{(a-g){\mu }_{s}f}\{1-\frac{{\mu }_{a}C}{4\mathrm{\pi f}}\}---\left(4\right)$

由于有效的散射系数与波长无关，所以，以两个波长测量的相位移的比率 可以写成：

$\frac{{\theta }^{{\lambda }_1}-{\theta }_o^{{\lambda }_1}}{{\theta }^{{\lambda }_2}-{\theta }_o^{{\lambda }_2}}=\frac{{\mu }_a^{{\lambda }_1}}{{\mu }_a^{{\lambda }_2}}---\left(5\right)$

其中的θoλ是由于散射和背景的吸收所引起的在被测波长测得的相位 移。  该吸收系数的比率被用于例如生物组织的饱和度Y的确定。通过消 除θo，一个双重频率双重波长相位调制的分光光度计可被由于确定该饱 和度。吸收系数的比率被表示成以不同的频率和波长测量的相位移的函 数。

$\frac{({{\theta }_{f_1}}^{{\lambda }_1}/\sqrt{f_1})-({{\theta }_{f_2}}^{{\lambda }_2}/\sqrt{f_2})}{({{\theta }_{f_1}}^{{\lambda }_2}/\sqrt{f_1})-({{\theta }_{f_2}}^{{\lambda }_2}/\sqrt{f_2})}=\frac{{\mu }_s^{{\lambda }_1}}{{\mu }_s^{{\lambda }_2}}---\left(6\right)$

此外，采用的时间分解的分光光度计(TRS-脉冲)将会在光输入端口 19引入在数量级小于皮秒(10-12秒)的光脉冲穿行通过迁移路径长度的 分布的光场25的光子在检测端口21被收集。在反射几何形状中的被测光 的强度R(ρ，t)(或透射性几何的T(ρ，d，t))是通过利用接近无限的边界 条件在一个有限的介质中求解作为Green函数的扩散公式而确定的。由 于在反射几何形中的半无限介质的条件，输入和输出端口的间距必须是 在几个厘米的数量级，以便使用下列的公式。

$\frac{d}{\mathrm{dt}}\log \mathrm{eR}(\rho ,t)=\frac{-5}{2t}-{\mu }_{a}C+\frac{{\rho }^2}{4\mathrm{DCt}}---\left(7\right)$

对于t→∞来说，吸收系数μa被确定为：

$\underset{t\to \infty }{\lim }\frac{d}{\mathrm{dt}}\mathrm{lo}{g}_{e}R(\rho ,t)=-{\mu }_{a}c---\left(8\right)$

其中的ρ是输入和检测端口之间的距离，而c是光在介质中的速度。有效 散射系数(1-g)μs被确定为：

$(1-g){\mu }_s=\frac{1}{{\rho }^2}(4{\mu }_s{c}^2{t}_{\max }^2+10c{t}_{\max })-{\mu }_a---\left(9\right)$

其中的tmax是在被测反射时间分布(R(ρ，t)≡I(t))达到最大值时的延 迟时间。公式7的右侧是修正脉冲到达时间的衰落斜率。如在公式7中的 描述，通过对于被测脉冲的衰落斜率的估计来量化吸收系数。有效散射 系数(1-g)μs是通过公式9确定的。对于已知的μa和μs以及输入和输 出端口的几何特性，系统具有唯一的时间分布I(t)。针对于所引入的组 织，将存储的时间分布和检测的时间分布进行比较，以便获得具有生物组 织14的散射和吸收系数的一个差值分布。此外通过改变光介质12的散射 和吸收特性，使得光介质12和生物组织14的μs和μa相匹配，以便使得被 测的时间分布不因生物组织14的引入而改变。

TRS系统可被用于校准一个CW血氧测定计，以便量化被测的数据。为 了考虑在输入端口和检测端口之间的距离(ρ)和路径长度()之间的 差异，某些血氧测定计使用具有微分路径长度因数(DPF)的一个修正的比 尔莱姆勃特公式：

            absorbance＝DPF.ε.[C]            (10)

但是该微分路径长度因数不能通过该CW血氧测定计精确地确定，因为它 以路径长度相关。该TRS将按照下列公式利用吸收系数(μa)和散射系数 (μs)确定DPF：

$\mathrm{DPF}=\frac{\sqrt{3}}{2}\sqrt{\frac{(1-g){\mu }_s}{{\mu }_a}}---\left(11\right)$

此外，采用在WO 93/25145中描述的相控阵列分光光度计来定位异常 的组织或成象一个选择的组织区域。

所描述的系统被用于执行单一的测量或一个连续的对于所选的生物 特性进行时间相关的监视。这可以包括对于被测值的连续监视的可视显 示，并可以包括一个告警器，当着被测值等于一个预选值时发出一个告警 信号。

光耦合器的另一个实施例是图3示出的一个光极保持器45。该光极 保持器45被用于新生儿46的头部的检测。光导20和22插入到一个固体的 散射材料47中，即一个逃逸防止光介质，例如泡沫聚苯乙烯中，该介质提 供了一个逃逸的光子48的返回路由。在生物组织中的迁移光子的路径长 度长得多，因为由于散射材料的作用使得光子返回到该生物组织中，如图 中折线箭头48所示。所以，香蕉形图案将穿透得更深，并表明能够以较小 的输入-输出光纤间距获得有价值的分光光度数据而没有光子的泄漏或 由于直接路由的实际″短路″的危险。此外，这种泡沫聚苯乙烯可以用一 种金属箔膜所取代，将可见或近红外波长的辐射反射回到该生物组织中。 这种箔膜围绕着该输入和检测端口和被测的生物组织。

参考图4，另一个实施例是一个光的耦合系统，包括一个光耦合装置 114和用于把光耦合装置114的前端耦合到头部110的背后的一个隔离层- 耦合器116，以便监视其大脑的生物组织的区域(相似的系统能够监视其 它的生物组织区域，例如内部的器官和肌肉)。隔离层-耦合器116是一个 薄层的、柔性的、充有液体的袋子，由光的匹配液体充满到所需要的条 件。隔离层-耦合器116还用作一个垫子，在光耦合装置114的前端和头部 110之间提供一个柔软的界面。

该光耦合装置114包括以光纤束形式出现的光导120，构成一个激发 通道，用于将近红外辐射(NR)从该耦合装置的后部提供到头部110。光导 120的末端121靠近头部110，形成一个激发端口。一个检测光导124也包 括沿着该耦合装置的长度延伸的多条光纤。围绕着检测光导124的末端 125是一个不透光反射镜阻挡层122。该阻挡层封闭了实际上的所有直射 的和反射的辐射，除去来自组织表面的一个区域的迁移的辐射；即阻挡层 122起到了一个近表面射线的吸收器的作用。这使得所连接的分光光度 计能够确定例如在该组织的深部而不是在表面的血红蛋白的氧化状态。 为了把出自激发光导的长度的辐射的泄漏封锁回到检测光导中，最好是 将对于辐射实际是不透射材料的一个薄涂层130置于光导120和检测光导 124的光纤束的每一个周围。

图4的监视系统可以通过该隔离层-耦合器116而利用下列的已知氧 化特性的的酵母细胞和血液的混合物而被校准，以便确定系统对于血液 的氧化-脱氧血红蛋白溶液的初始灵敏度。该监视系统的精度可以通过 对于被测者的头发和皮肤的反射率的改变进行补偿而得到改进，以及对 于隔离层-耦合器116的厚度的改变进行补偿而得到改进。这种补偿可以 通过提供紧密围绕该激发光导120的光纤的一个套环来实现，但是它们之 间由一个不透光的涂层所分离。提供通过光导120的激发辐射和由在耦 合装置的前端光纤的套环所检测的辐射能够被用于监视被散射返回的辐 射及调节灯的强度，以便保持恒定的入射辐射。

相似的耦合系统示出在图4A中。耦合系统包括一个隔离层-耦合器 116和两套激发端口121A、121B、121C和检测端口125A和125B，每一个都 是以一行排列，还包括检测端口126A、126B和126C的中心行。激发端口 的输入区具有100μm-1mm的直径，而检测端口的检测区具有1mm-10mm的 直径。采用较大的检测区是为了增加对于迁移光子的收集。如上所述， 光介质的散射和吸收特性(μa，μs′)可以被选择以便和生物组织的μa、 该生物组织的μs′或二者都匹配。在几种应用情况中，最好是对于μs′ 进行匹配而保持μa在很低的值，以便实际地消除在光介质中的吸收。所 以，该吸收系数将主要地取决于被测组织的性质。

通过执行在此引作参考的PCT/US95/15666中描述的ρ扫描，该激发 端口和检测端口的每一行可以用于脑组织的单独检测。光导按顺序将辐 射传递到单独的激发端口121A、121B、121C，而所引入的光子在与激发 端口-检测端口间距相关的对应的″香蕉形″迁移路径上迁移经过病人的 大脑而达到检测端口125A、125B。根据被检测的和被规格化的强度，该 分光光度计计算μa和μs′的值，用于检测阿尔茨海默疾病的脑出血、脑 缺氧或脑组织的血小板特征。

检测端口126A、126B和126C的中心行被用于在此引作参考的文献 PCT/US95/15694中的分离相控阵列测量。来自两个光源的光顺序地在激 发端口121A和121A′被引入到被测的脑组织。选择两个光源的强度使得 被测端口126A处在在组织中的等强度的零平面检测器顺序地检测已经从 输入端口121A和121A′迁移到检测端口126A的辐射。被测信号存储在一 个取样-保持电路中，并在一个相减电路中相减，以便产生一个差信号。 再用该差信号检测该生物组织。这种补偿测量在三套激发和检测端口上 执行(即分别是121A、121A′和126A；121B、121B′和126B；121C、121C′和 126C)以便检测脑的前叶。

参考图5，相似类型的光耦合系统被用于检测乳房组织11。桶状光耦 合器包括一个中空的填充有光介质12的圆桶42。圆桶42放置在靠近胸壁 11A的乳房组织11上。如上所述，该光介质12的光学性质压力和体积是受 控于由导管32和34与圆桶42相连接的系统30。光的匹配液体包括在柔性 的透光的阻挡层44中。圆桶42的内壁可以是涂以箔膜，把在可见或近红 外范围中的光反射回到匹配液体中。该光耦合器采用的是不同尺寸的圆 桶42，或是利用体积可调的一个圆桶，以便使得该耦合器具有在乳房表面 和圆桶42的内壁之间的可调节的距离。最佳的距离是大约1cm，但是对于 很小的体积的生物组织希望有较大的距离，以便实现半无限边界条件。 所以对于小体积的乳房或是在手术切除乳房之后的检测，本耦合器仍然 是有用的。在定位了圆桶42之后，调节光介质12的体积，使得阻挡层44紧 绕被测乳房而填充。此外，光介质是一种柔性的固体，例如是一种包括金 属或氧化硫颗粒的凝胶或是作为散射体的丝性玻璃珠。当着该圆桶被稳 固地放置在被测的乳房上时，包含在该柔性阻挡层中的过量的光介质将 被挤出到该圆桶之外。

如上所述，分光光度计18测量乳房组织11和光介质12的光特性。光 导20和20A接到与光源连接的检测端口21，光导22与检测器23相连接。在 光输入端口19和19A所引入的光子在光介质12中经过散射和吸收路径的 迁移而在检测端口21被检测。光介质实现光对于生物组织的具有耦合， 该介质通常是柔性的且能够实现预选的固定输入和检测端口的几何形状。 可以是连续波分光光度计、调相分光光度计或时间分解的分光光度计的 分光光度计18按照上述对于活体和手指的操作那样对于该乳房组织进行 相似的估价。

而且，当着带有光的耦合器的分光光度计18被以″正常″组织区域作 校准而随后被用于检测其余的组织区域时，且当着″正常″区域具有与第 一组织区域相同的光特性时，就能增加光的分辨率。例如，首先将光耦合 器放置在左侧乳房上并测量该乳房的光特性。随后，该光耦合器放置在 右侧被怀疑有异常组织区域的乳房上。该右侧乳房的光特性被测量并被 相对于左侧乳房的正常组织的光特性作估价。可以通过独立地测量两套 数据并将它们相减或作比较来执行这种相关测量。此外，可以利用横向 检测器同时使用两个分光光度计，每一个都具有放置在乳房上的光耦合 器。这一技术在1992年5月18日提交的PCT专利申请WO 92/20273中有总 体的描述，该申请在此引作参考。

此外，分光光度计18是一个在上述引证的PCT/US95/15694申请中的 相控阵列系统。图5A描述了一个采用发送几何图形进行测量的光耦合器， 而图5B描述了采用已经针对图4A中的耦合系统作过描述的利用反射几何 特性进行测量的光耦合器。图5C描述的是用于一个相控阵列系统的一个 光耦合器，从光输入端口19、19A、19B和19C同时地引入已知时间变化图 案的辐射，这样的图案将会形成在至少一个方向上导致所引入的辐射拥 有光子密度的实际的梯度。所引入的取向辐射受到生物组织的不均匀性 的干扰(例如肿瘤或出血)，并在检测端口21被检测到。圆桶42可以具有 一个狭长的开口，以便允许光导22移动，从而使得检测端口21能够在几个 不同的位置上定位。通过以二维或三维扫描所引入的取向场和在预定的 几个图形上移动检测端口来检测或成象该生物组织，如在文献WO 93/ 25145中所述。

用于二维相控阵列系统的相似的光耦合器在图5D中示出。一个中空 的盒子42A中填充有光介质12，包含在柔性的透光阻挡层44中，带有若干 个光输入端口19、19A、19B、19C…，用于形成一个二维的阵列，并且一 个狭长口49用于接受检测光导22或一个光的窗口的检测端口21。此外， 光输入端口19能够用作在返回散射几何图形中的检测端口。该耦合器还 可以包括一个端口50，用于探针定位的过程。(如果需要另外的接触，光 输入端口19可以被用于同时容纳一条光纤和探针)。盒子42A的内壁附带 有反射材料，将光子反射回到流体阻挡层44中。当耦合器被用于探针定 位的过程时，肿瘤首先是有通过该盒子42A拍摄的X-光照片加以识别。当 拍摄X-光照片时，可以把在阻挡层44中的光场撤除，以避免X-射线的高度 饱和。随后，探针51被移动穿过端口50，以便利用一条金属线对肿瘤作标 记。随后再利用该二维的阵列对于肿瘤作检测或定位。定位器15或50也 可以被定位的肿瘤的活体。

用于和光的分光光度技术结合使用的超声波检测和磁谐振成象光耦 合器分别在图5E和图5F中示出。参考图5E，图5的光耦合器包括一个端口 52，用于接受一个超声波探头。参考图5F，用于磁谐振成象的光耦合器是 由非磁性材料构成，并包括围绕该组织放置的一套MBI线圈56。该生物组 织是利用MRI和光技术成象的，其中的成象的清晰度可以利用适用于MBI 和光的检测的反差剂而得到提高，如在专利申请WO 94/22361中所述。该 文献在此被用作参考。

参考图6，在另一个光耦合器的实施例中包括一套光窗口，而不是输 入和检测光纤。该耦合器包括一个中空的圆桶42A，填充有包含在一个柔 性阻挡层中的光介质12，加以三个光窗口63、64A和64B。从分光光度计 60的光源62辐射的光束由一套反射镜68A和68B以及其它的光学部件送到 输入端口的光窗口63的选定的位置。该光系统存储着该输入光束的相对 于被测组织的确切的位置。在乳房组织11中迁移之后，被改变的光束在 检测端口64A或64B中由检测器65检测。该检测器65包括例如半导体检测 器的一个阵列。光的检测端口64A或64B是从检测的子区域的一个阵列形 成的，而每一个子区域将已收的辐射传送到对应的半导体检测器。所以， 该系统能够记录被测辐射的强度和确切的坐标。根据已知的输入辐射和 它的坐标以及针对于分别的检测器位置的被测辐射，该系统对于该组织 定性，如在PCT专利申请WO 93/25145中所描述的那样。

参考图7，光的耦合系统的另一个实施例是一个毛刷光耦合器70。这 种光耦合器是用来提供对于毛发所覆盖的头颅区域中的脑组织的最佳的 光的耦合往复。光耦合器70包括至少一个光源探头72和至少一个检测探 头75。光源探头72是由大约20条直径是0.5mm至3mm的光纤组成，长度至 少是半个cm。光源探头72的光纤的输入端口73(即辐射抽头)被设计形成 一个所选的结构(例如一个矩阵、马赛克、园形或线性结构)，这将取决 于所希望的输入几何形和被测生物组织的类型。每一个光纤的辐射抽头 可以包括一个光的匹配材料(例如一种塑料、一种凝胶型材料、一种涂 层等)，置于光纤和生物组织之间并用于有效地将光引入到被测的生物组 织。在邻近的末端，光源探头72具有一个或多个光耦合端口74。探头具 有单一的光耦合端口，是由多个光纤成束在一起并用于实现从光源(例如 一个灯泡、一个发光二极管、一个激光器)到探头的光耦合。而且，探头 具有多个光的耦合端口(例如每一条光纤一个端口)，其中所产生的光顺 序地或同时地耦合进入到光纤中。

检测探头75包括一个或多个检测端口76和一个或多个光耦合端口77。 检测探头75在设计上和光源探头72相似，但是可以具有更多数目的单独 的光纤，以便更充分地收集已经在该生物组织中迁移的光。在邻近的末 端，检测光纤也被成束在一起，以便形成单一的光耦合端口77，这样将提 供对于一个宽区域的检测器(例如一个二极管、一个PTM检测器或一个 MCPD检测器)的良好的耦合。由于光源探头72和检测探头75具有相似的 结构，所以它们可以互换地使用。若干个光源探头和检测探头可以被耦 合到一个光的顺序器或多路器，用于以所希望的方式发送和接受光束。 这种探头是由金属镀膜的光纤构成，以便消除交扰。

光源探头72和检测探头75安装在一个支撑件上，该支撑件用于实现 光纤的选定位置和输入端口与输出端口之间的所希望的间距。该支撑件 能够把压力传送到光纤的抽头，以便改进对于组织的光耦合。连接的分 光光度计(例如一个TRS-脉冲、PMS、CW或相控阵列分光光度计)用大的 端口之间的间距(ρ＝5cm-10cm)探测深层的组织，而以小的端口之间的间 距(ρ＝0.5cm-2cm)探测表皮层。

毛刷型的光耦合器能够用于检测对称型的生物组织区域，例如脑、 乳房、手臂、腿等，如在WO 92/20273中描述。这种毛刷型的光耦合器也 能够用于检测光对称人体区域的非对称的生物组织特性。图7A示出了附 在人的头部的一个毛刷型光耦合器，具体是附在以开放为特征的称之为 颅孔的新生儿的颅前骨。光源探头72A和72B的端口73A和73B分别地定位 在对应的颅前骨(或颞骨和枕骨)上的对称位置。检测端口75A和75B相距 对应的输入端口73A和73B相同的距离(ρ通常是3cm-8cm)。分光光度计 在每一个输入端口将一个选定波长的辐射引入。该分光光度计分别地存 储所检测的数据并将这些数据关联在一起，或是利用对应于分别的脑区 的存储的数据来识别在生物组织中的不对称特性。正常的组织提供的是 实际上对称的信号。被检测的不对称性可以是由组织的疾病所致，例如 局部的出血不对称的冲击或其它的病理状态(例如见1993年S.P. Gopinath等人的文章)。

在另一个实施例中，一个多光纤的毛刷型探头被用于人脑的成象。 为此目的，一系列的半刚性的1mm长的光纤被植入到一个泡沫聚苯乙烯或 塑料的头盔中。当把该头盔戴在人的头上时，光纤的输入端口将穿过头 发触及到头盖骨的表面。该病人的头是由从前额区到枕骨延伸的4行8光 纤的头盔所覆盖。当需要更高的图象分辨率时就采用更多数目的光纤。 每一个光纤都在它的耦合端口耦合到一个光的顺序器或多路器。这种方 式的任何一条光纤都可以被耦合到在专利文献PCT/US93/05868或PCT/ US93/15694中描述的一个光学成象器的一个光源或一个光的检测器。

参考图8，在另一个实施例中，同时利用磁谐振成象(MOI)和医学光成 象，这种毛刷型光耦合器被用于生物组织的体内检测。该耦合器包括一 个泡沫聚苯乙烯帽85，具有从病人的头88的前额到枕骨延伸的4个8光纤 行，定位在MRI磁体90之内。该光纤延伸经过头发而到达头骨，并包括多 个铁氧体帽。每一条光纤都以它的光耦合端口耦合到一个光纤连接盒92。 光纤连接盒92放置在磁体90的外部，具有适用的机电或光电开关，以便把 一个光纤导体91时序切换到耦合到病人头颅88的32条光纤的任何之一。 该系统采用任意一条或多条光纤进行发送和任意的其它的光纤用于检测。 MRI/MOI控制中心94包括一个成象中心95和一个计算机系统96，用于产生 并重叠光或磁成象。光的和MRI成象的坐标定位是通过MRI/光标记器实 现的。三维的标记是通过用展示磁衰减的水状信号对于光纤进行涂覆而 形成，以便使得每一条光纤都出现在一个NMR成象上。这种方式是由对应 的光源产生一个光学成象，并且检测器光纤与该MRI成象相关。重要的是， 这种作了″标记″的光纤不干扰该NMR的检测。

成象中心采用的是在美国专利US 5119815或US 5386827中描述的 一个TRS系统。该TRS系统包括一个Ti兰宝石可调谐激光器，产生对于内 生或外加色素敏感的在NIR区域之内的一系列不同波长的光脉冲。按时 图8A示出的定时图产生的光脉冲经过光纤导体91传送到光纤接盒92。在 该光纤接盒92，信号被多路到对脑组织中的适当的区域作光的收发的32 条光纤中。也可以将一个单一的光纤连接到光纤支路，接到头的各个位 置。该TRS系统还包括两套8个多极微频道极板检测器。该检测器的输出 被送到一个并行计算机中，该计算机产生与MRI扫描相一致的图象，并在 几乎是与MRI数据同时完成。

为了实现正确的耦合，这些光纤按照间距索引并利用一个模仿生物 组织的位置的索引垫套作编码。这就表示出该光纤在阵列1-32中相对于 一个主同步脉冲的位置。成象的顺序包括一系列以所选的时间间隔(例 如5n8)经过主光纤发送到一个所标识位置的脉冲。每一个脉冲产生一个 光子的迁移图案，经过一个标识的光耦合的光纤而被接收并由一个中心 计算机识别为是通过时间编码从一个确定的接收光纤或一套接收光纤产 生的。发送光纤按照顺序激发所有的发送光纤。相似地，接收的图案包 括所有的接收器的位置。控制台(console)不仅″知道″光纤的位置，而且 还通过其相对于同步脉冲的时序标识出从光纤导体接收的信号。该发送 /接收算法包括一个激发脉冲的顺序，随后是在针对所研究的器官而具体 选定的特定位置所检测的光子的扩散图案。

系统可以使用针对一个通常的器官而指定的普通的发送/接收算法， 或针对具体病人的算法。而且，可以针对单侧的、双侧的、新开始的或 重新出现的脑出血而采用不同的算法。在一种具体的药物作用期间或之 后，可以将这种光的耦合器接到病人的头(或身体的任何部分)，以更长期 地监视对于生物组织状态的演变(例如脑出、血综合症或中风引入值中 的改变)。例如，系统可以用于在渗透剂(例如甘露醇，甘油)、特克司埃 么松(texamethasone，采用时实现几个小时的延迟)或其它的暂时降低人 脑的浮肿的药物服药之后来监视所引入中风程度的形成或在颅内压中的 改变。该系统还可以当一种溶质(例如葡萄糖)在血流中处于均衡时，监 视其的形成过程。

利用归咎于血管分布/血管构成、血脉的渗透性、细胞内的细胞器 官的繁衍/退化或其它的生物组织的特性的对比度，计算机系统96提供一 个两个图象的重叠。为了正确地将光的成象和NMR的图象相关联，光的成 象需要有足够的对比度。所希望的对比度的梯度是通过适当地选择一种 反差剂(例如一种外加色素)和引入光的波长来实现的。分光光度计可以 根据散射系数和吸收系数构成分别的图象。而且，成象中心95可以采用 一种调幅系统或一个CW系统而不是TRS系统，以便增加某些类型图象的分 辨率。

参考图9和图9A，示出了另一个光耦合系统实施例的一个扫描耦合器 160。用于成象一个乳房组织的扫描耦合器160采用一个在专利申请WO93 /25145或PCT/US95/15694中的分光镜成象系统。扫描系统160包括一个 光耦合器162，具有矩形或圆桶形的耦合器，并填充有光介质164。光耦合 器定位在靠近胸壁的乳房上。如上所述，介质164的光学性质、压力和体 积可以由经过一套导管和耦合器连接的一个外部系统所控制。光的匹配 流体(例如二次稀释的J&J儿童浴液)被包含在一个柔性的且透光的阻挡 层中。耦合器162的内壁可以涂覆有箔膜，将可见或近红外范围内的光反 射回到该匹配液体中，以便防止光子从组织表面的逃逸。该光的耦合器 可以具有不同的尺寸或具有可调节的体积以便使得该耦合器能够具有在 乳房表面和内壁之间的可选择的距离(最佳的距离是大约1cm，但是对于 很小的组织来说，最好是有较大的距离，以便实现半无限的边界条件)。 所以，该耦合器对于一个小的乳房组织或在乳房组织的手术切除之后的 检查也是有用的。在放置了耦合器162之后，调节介质164的体积，以便使 得该阻挡层紧靠在被测乳房的周围。另外，光介质是一个柔性的固体，例 如是包括金属或氧化硫颗粒的吸收性凝胶、作为散射体的丝性玻璃珠或 合适的塑料材料。

图9A中示出了一套耦合器162A和162B，用于同时扫描两个乳房。加 到每一个耦合器的是光源-检测器探头(168A、168B、168C、168D、169A、 169B、169C、169D)，它们包括上述的一个或多个光源和检测器。该探头 可在轨道170上移动。在一个自动定位系统中，每一个探头都被接到一个 由一个控制器操作的伺服电机(步进电机)。根据这样的一个分光光度系 统，一条光纤(图9)可被用于在检测端口174收集已经在被测组织中迁移 的辐射，并将该辐射耦合到一个检测器。此外，光纤172还可以用于在端 口174耦合一个辐射到该被测组织。

在一个光-电扫描中，一个计算机控制器保持着对于发射器和接收器 的选定组合的探头的定标位置。这种扫描是在单个乳房上执行或是在双 侧乳房上同时执行。通过对于一个差分信号的测量，使得同时扫描的灵 敏度增加。计算机在一个三维坐标系统中显示被测的信号或该差分信号。 为了增加分辨率，可以横向地把易于在肿瘤中累积的一种反差剂(例如心 绿素或引哚花青绿制剂)注射到被测组织中。为了观测衰变的时间相关 性并识别所怀疑的异常组织的位置，要执行几次扫描。系统还能够计算 所怀疑的异常组织和周边组织的散射和吸收系数。

参考图10和图10A，在另一个实施例中，一个光耦合器181放置在一个 导管180的末端。导管180包括至少两个光导184和190，处在与一个光纤 接盒182(例如一个多路器或一个时序器)的邻近端。该光耦合器包括以 选定距离分开的至少一个输入端口186和一个检测端口192，以及一个在 这两个端口之间的用于防止辐射的直接迁移的光导阻挡层189。输入端 口186和检测端口192可以分别包括选择的光介质。在进行分光光度的检 测之前，光导184和190可被用于内部组织的照明和观测。在末端，导管 180可以包括一个充气的气囊183。当被充满时，气囊183把光端口186和 192或柔性的光介质188和194压在被测组织上。

此外，导管180可以在其末端带有如图10B所示的一个光耦合器200， 用于对处在子宫中的胎儿的脑组织(或其它的组织)作检测或进行长期的 监视。光耦合器200包括一个吸环202(或一个吸杯)，用于将光端口204和 206保持在一个选择的位置，还包括有光介质194。导管180是通过脐带或 通过母体的腹壁而被引入到胎儿的。

此外，光的耦合器200被用于选择的内部组织的可视和分光光度检测， 例如颈、子宫、呼吸道、尿道、支气管或其它的组织。导管180是经过 身体的通道或切道引入到选择的组织的。光导184和190首先是由一个临 床医生用于定位、观测和检查该内部的组织。如果该临床医生发现了需 要进一步检查的组织区域，他/她将对光的输入和检测端口定位，以便利 用与该导管180的邻近末端光耦合的分光光度计进行分光光度检测。这 种分光光度的检测是通过对于已经从输入端口迁移到检测端口返回散射 的光的检测执行的，或是通过对于在被测组织中激发的荧光的检测执行 的。根据检测的类型，该分光光度计是上述的CWS、TRS或相控阵列的分 光光度计，或者是在美国专利4930516、5042494、5106387、5131398和 5261410中描述的分光光度计。

该导管180还可以包括一个活体挟持器，用于从先前由分光光度计检 测的一个组织区域提取一个活体取样。只是在如果分光光度检测指示出 一个潜在的异常的组织时，才执行这种活体检测。所以初始的分光光度 检测消除实际的活体检测的组件并节省了相关的开支。

参考图11和图11A，在另一个实施例中，一个分光光度计放置在一个 导管210上(例如一个内窥镜导管)，它包括一个充气气囊212和内窥镜片 214。该分光光度计(例如一个TRS脉冲、PMS、CW或相控阵列分光光度计) 包括分别在轨道217和219上移动的光源216和218，并中心地定位检测器 220和222。光介质224至少是部分地围绕光源和检测器。在操作中，利用 充满气的气囊把导管210压过一个身体的腔隙(lumen)，达到由例如荧光 计或内窥镜观测所到引的所感兴趣的位置。该气囊再被充满到把光介质 224紧压到所感兴趣的组织的程度。采用一个脉搏扫描仪导管用于闭合 的分析和处理，这种技术和设备可以用于例如象GI域(比如说GI域壁的测 量)或血管的身体腔隙。

一个完善的系统可以用于许多医院的功能，包括从床边、从0R、从 ICU或从ER将生命的信号传送到一个指定的计算机。系统还可以包括大 量的光极传感器，可以测量所有的生命信号(血压、脉搏、体温、呼吸) 心电图、脑电图、血浆的电解程度和所有的医学光成象的特征(例如最 简单的出血的检测、血红蛋白的氧饱和度、象中风、动脉出血破裂、和 脑出血的再次出现的潜在的危险。这种信息能够被单一的光纤利用任何 适当的方法传送到包括高度完善的PCM的优选的设备。