非侵入地探测组织中氧代谢量的装置的制作方法

专利名称：非侵入地探测组织中氧代谢量的装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及根据权利要求1的前序部分用光传感器确定血液流过的组织中的局部氧代谢量、氧消耗量、氧含量和局部氧输送量。
氧对于生物组织中的几乎所有细胞都有根本的意义。在血液流过的组织中，氧绝大部分是以与藏在红血球中的血红蛋白结合的形式从肺向消耗氧的细胞输送的。体大循环中的动脉血红蛋白是在肺中饱和的，它几乎100％地氧饱和。然后在周围组织中沿毛细血管向细胞给出氧。相应地在在组织范围内毛细血管的静脉端和后面连接的小静脉和静脉中测量较低的血红蛋白氧饱和度。
相应于现有技术，氧含量的测量只能用很昂贵方法非侵入地在组织中进行，例如用NMR(核磁共振)。此外，迄今还不能用NMR法动态地测量氧消耗量或者监测细胞呼吸的氧摄取量。
与氧吸收量紧密相关的细胞能量代谢，只能用侵入的方法确定，即通过取出组织试样或者体液样，并接着对物质交换产物进行生物化学实验室分析。因此不能用这样的生化实验室方法进行氧消耗量的动态测量或者长时间的监测。
在动脉血流床(Strombett)中的动脉血红蛋白饱和度SO2(％)可以通过所谓的脉冲量氧计确定，但是，脉冲量氧计传统上不能确定毛细血管静脉的血红蛋白饱和度值、测量体积中或者血流中的血红蛋白浓度。在脉冲量氧计上使用的那些方法以从样品池光度测量中得到的知识为基础，并且只使用少数单波长，因此不能考虑测量体积的变化和光散射及吸收变化的记录。因此，该测量方法有很大的不可靠性。迄今这种装置的优点是价格便宜且使用方便。
现在公知一些分光计和光谱学方法用于确定毛细血管—静脉血流床中的血红蛋白饱和度SO2(％)和测量体积中的血红蛋白量(EMPHO、NIRO500、HemoSpec和新的AbTisSpec)。这些体系可以部分地定量确定血红蛋白氧饱和度SO2(％)。与此比较，用所述这些体系对毛细血管—静脉组织床中的血量或者血红蛋白浓度测量只能用相对的测量值确定。用所述这些方法不能定量地给出测量体积中的血红蛋白浓度及组织中的血量，因为这些方法缺少与探测范围以及与光路或深度选择性的关系。
两种方法提供了光路定量化及有效测量体积定量化的可能性；第一种是所谓的PMS(相位调制光谱学法)，第二种是TRS(时间解析光谱学法)。但这种时间分解方法却有决定性的缺点因为它必须使用激光光源，所以只能用少数波长工作。因此对于根据光的光谱吸收变化测出的血红蛋白氧饱和度的确定只能困难地实现并且只能用很昂贵的激光方法达到。
用激光多普勒方法、例如用光流量(OptoFloW)，可以作为相对值获得血流速度和血流量。这种类型的以分析多普勒信号为基础的光学方法不可能给出确定红细胞(红血球)或者当前测量体积中的氧载荷的结论。
为了全面地描述血液流过的组织中的供氧情况，除血流速度参数外，还必须通过测量技术附加地确定运动的血量(运动的红血球数)、组织中的总血量(也称血红蛋白浓度)和红血球氧载荷(也称血红蛋白氧合度或者饱和度SO2)。
由EP 771 546 A2公知一种用于无创地光学测量生物组织中的血流的装置。
在生物媒介、散射悬浮剂、组织切片和完好组织和细胞结构中的光传播通过其光学特性被确定。其中光传播通过光吸收和光散射两个基本现象被确定。光的吸收或者在光能转换为较大波长的光方面的减弱通过与大分子和单个分子的细胞结构及亚细胞结构的相互作用而发生。在可见光波长范围内的强吸收分子是例如血红蛋白分子中的血红素族。在经过组织的路径上，由于吸收，可见光失去其部分强度。本发明的吸收测量主要涉及血红蛋白，红色的血色素，它也是几乎所有组织中在可见光波长范围内的最强吸收体。
与此不同，光不通过弹性的散射损失能量。与散射中心相互作用的输入电磁波，在通过输入的光波激励之后，又沿不同的空间角度放射出能量。其中光的波长保持不变，只是光的传播方向通过散射中心被改变了。该分子水平上的物理过程被认为是散射的粒子受输入的光波的激励，然后以同样的波长重新向空间放出能量。这里发生光能放射的方向取决于分子电子层的几何参数、形状和电磁分布及其结构。
入射的、定向的射线在其经过组织的路径上转化为漫射的射线，并且迭加成受激励的散射中心的向前散射。在多重散射的情况下入射光的强度的较小一部分返回到表面。所有散射中心的反向射线积累成反向的散射。用器官表面上的光导体只能探测到反向散射回来并在其光路上没有被吸收掉的光。但是，所述光导体在器官表面上只得到在光导体孔径中反向散射的光。这种对光传播的理解正式地记载在射线传输理论中。
本发明的任务是用测量技术获得血红蛋氧合度和血红蛋白浓度以及由之导出的测量值，并且提出一种测出氧含量和其它的相关参数(见表1)的仪器。
本发明任务通过具有权利要求1特征的装置解决。从属权利要求的技术方案是本发明的实施方式。本发明仪器的合适的名称是AbTisSpec，这是吸收组织分光光度计(Absorptions-Tissue-Spectrophotometer)的缩略词。
也就是说，根据本发明提出一种装置，它用一种光传感器放置在组织上测量氧含量以及由之导出的数据。所述装置包括一个或多个通过光导纤维向传感器发送光的光源，一个或多个通过光导纤维接收从组织反向散射回来的光的探测器，和一个从反向散射回来的光得出氧量情况的分析单元。例如在EP 771 546 A2中描述了用于其它的目的的这样一种装置，其公开内容和仪器技术方案在这里全部作为本发明的主题。
优选地用白色光源和/或激光光源作为光源。当白色光源向组织中射入光时，其反向散射回来的部分在以后被进行光谱分解，而激光光源射进单色光，对于其反向散射回来的部分可以测量频率偏移，这样就可以进行多普勒测量，并且从而进行速度测量。
照明采用白色光源(或者不同的宽带发光二极管)。重要的是光源有高的照明场密度和尽可能白而平滑的光谱。从组织反向散射回来的光经过多色仪进行光谱分解、放大，然后被作为与波长相关的光强度样板进行分析。
500至650纳米的波长范围(VIS)特别适合于近表面的测量。反之，600至900纳米的波长范围(NIR)特别适合于深度选择性的测量，而且适于较大深度的测量，因为NIR波长区间内的光的有效入射深度大于前一种波长区间内的光的有效入射深度。测量体积除了通过传感器的几何形状还通过照明范围和探测范围的不同距离定出。因此可以明确地确定探测距离和相应的波长区间的选择组合，并且能够明确地划出各个测量体积彼此之间的界线。为了计算饱和度值，要分析光谱的光谱形状、例如通过形状辨识法和混合法或者扩散方程的逼近法。根据本发明，深度选择性地得到毛细血管—静脉组织床中的血红蛋白氧饱和度作为测量值。
测量体积通过一种新的方法确定，即通过测量表面上的强度梯度并结合用多普勒测量确定吸收和散射系数以及分光计测量进行确定。
血红蛋白量可以通过分析光谱测量数据得到。由血红蛋白造成的光减弱而引起的吸收通过一种方法确定，这种方法的原理在A.Krug1998年厄尔朗根—纽纶堡大学的博士论文中首次阐述。
为了说明整个供氧情况，需要许多测量参数(见表1)。必须确定动脉饱和度并与此独立地确定血红蛋白毛细血管—静脉饱和度。根据动脉饱和度与毛细血管、小静脉和静脉中血红蛋白饱和度的差，可以确定氧代谢或氧摄取量。用血流值对此差值进行折算，得到被检查的组织体积中的氧消耗量，这样就可以局部地确定该量。
总结起来，为了确定局部供氧量必须算出以下的确定参数1. 深度选择性的动脉血流床中血红蛋白饱和度SO2(％)。
2. 深度选择性的毛细血管—静脉血流床中血红蛋白饱和度SO2(％)。
3. 从吸收系数得出测量体积中深度选择性的血红蛋白量。
4. 由表面梯度测量、散射系数和各向异性因子，或者从扩散理论模型得出的测量体积的值。
5. 深度选择性的血流量和血流速度。
6. 局部组织温度。
这些测量参数的组合以及通过一个保证在相同的区域进行测量的集成传感器进行的探测，使得能够对血液流过的组织进行局部氧代谢量测量。
作为分析单元，可以设置一个分光计、一个分光镜、一个激光多普勒分光镜、一个组织分光计、一个组织分光镜、一个脉冲量氧计和/或一个温度测量计，它们分别单独地或任意组合地设置。
由此可以得出
a)局部的氧含量，b)动脉—静脉混合组织中的局部氧消耗量，c)动脉—静脉混合组织中的氧消耗率，d)总血量，e)局部的氧输送能力，f)局部的输送氧量，g)动脉—静脉混合组织中的氧代谢量，h)动脉—静脉混合组织中的氧代谢率和/或i)血液流过的组织中的局部组织氧分压。
在本发明的一个实施例中，通过选择波长范围和探测器—发射器分隔(Separation)从不同的深度得到信息。从而既可以得到组织表面的测量值也可以得到较深区域中的测量值。
本发明的装置不仅适合于探测血红蛋白和由此导出的测量值，还适合于探测组织色素的含量，如细胞色素、肌蛋白、黑色素、胆红素或者其它存在于组织中的色素，以及由它们导出的数据。为此可以用相同的光传感器放置在组织上。同样地在组织上可以放置一个或多个光源，它们把光经过光导纤维向传感器发送。此外，用一个或多个探测器，它们经过光导纤维接收从组织反向散射回来的光并且将其导入分析单元。分析单元相应地处理接收到的数据并且得出色素含量、其分布或者其输送。
在这种装置中也可以设置白色光源和/或激光光源作为光源。
作为分析单元，同样可以设置一个分光计、一个分光镜、一个激光多普勒分光镜、一个组织分光计、一个组织分光镜、一个脉冲量氧计和/或一个温度测量计，它们分别单独地或任意组合地设置。
通过选择波长范围和探测器—发射器分隔可以从不同的深度得到信息。
在本发明的另一个实施形式中，可以设置一束从传感器到探测器或到摄象机、如CCD摄象机的光导纤维，从而可以产生取得的测量值的二维图象。以此可以产生特别直观的平面血红蛋白分布图和/或氧饱和度图和/或相应于表1的氧参数图和/或组织边缘内或者边缘上的其它色素分布图。
通过采用一个附加的深度选择性传感器或者采用一个深度选择性的分析，可以产生获得的测量值的三维图象。这可以使人能够“观看”器官或者组织内部，并且使得可以分层描述相关数据。
对于与本发明相应的这种光学测量，十分重要的是传感器与器官表面直接接触。只有这样才有可能进行光的反向散射测量而不是光的反射测量。只有将传感器放置在上面才能进行深度选择性测量或者还进行与测量体积有关的测量。为了测量微循环，当然很重要的是设计相应的结构用具，它们对表面附近的毛细血管层中的微循环也不造成损害。
从下面借助附图描述的多个实施例中得出本发明的其它优点、特征和应用。其中，所示出的所有特征其本身或者它们的任意组合属于本发明，与说明书中的概述或权利要求书无关。
图示为

图1是一个集成的传感器，图2是所述传感器的应用形式，由激光多普勒和组织分光计集成，图3是所述传感器的应用形式，由激光多普勒和组织分光计集成，图4是所述传感器的应用形式，由组织分光计和/或激光多普勒集成，图5是所述传感器的应用形式，由组织分光计和/或激光多普勒集成，图6是所述传感器的应用形式，由激光多普勒和组织分光计集成，图7是一个组织分光计，图8是一个双层模型，图9是组织的原始光谱，图10是0至100％氧合的血红蛋白光谱，图11是一个耳部传感器，图12是一个安全传感器，图13消光度作为血红蛋白浓度和氧合度的函数，图14消光度作为分离灌注的组织中的血红蛋白浓度的函数，图15沿x方向和z方向的反向散射，图16一个散射样品池，图17探测深度，图18X梯度到Z梯度的传输函数，图19一个测量体积的模型，图20两个吸收光谱，图21接收二维测量值分布的装置，图22一种二维测量值分布，图23接收三维测量值分布的装置，图24细胞色素光谱，在线粒体悬浮剂中测得的氧化的细胞色素及还原的细胞色素。
图1示出了一个集成传感器S或测量头的只作为示例的实施形式从下面、也就是从组织向外看的示意图，如其在本发明装置中应用。这里，传感器包含用于照明的白色光源W、激光光源L和多个探测器，其中用DD表示多普勒信号探测器而用DR表示反向散射强度探测器。图示的线形结构仅为举例。可以有许多其它的结构，其中，离开光源W较远的探测器DR接收入射到组织中较深区域并且从那里反向散射回来的光，如在EP 771 546 A2中所述的一样。附加地示出一个温度传感器DT。
根据本发明，通过集成的传感器系统S，一个相干的单色光源L的光子和优选附加的一个/多个宽带白色光源W的光子入射到第一区域中的组织内。在与所述第一区域不同距离上，探测又散射出来的光子(DD，DR)。空间交替地探测用于激光多普勒分析和光谱学分析或分光计分析的光。集成传感器的结构示例地在图1中示出。
深度选择性的激光多普勒测量可以用如在EP 771 546 A2中所述的装置进行。
根据本发明，在图2中示出其应用的一种特殊形式，这种形式特别适用于胃肠区域内的窥镜测量。这种光纤结构的优点在于紧凑的结构形式和易于复制的几何形状。上方的W代表用白色光源照明的位置，而L代表用激光光源照明的位置。空间交替地探测用于激光多普勒分析DD和光谱学或分光计分析的DR的光。该传感器允许分别以两个探测深度测量。温度传感器DT可以优选安置在所述传感器的中央，或者安置一个另外的光纤。
图3示出对图2稍加改变的本发明结构，为了以分光计测量和/或光谱学测量的激光多普勒测量DD和分析DR的两个分隔应用于一个分隔中，但由于综合了三个探测光纤的强度而具有较大的总横截面积。图2示出一个白色光源W和一个激光光源L。
图4所示的光纤结构示出一种本发明装置，用于确定通过一个组织分光计得到的原始信号、动脉氧饱和度、血红蛋白局部氧饱和度以及局部血红蛋白浓度，还有如表3中的参数。由于中央区域通过此图中举例示出的六个白色光源W的均匀照明，该结构具有特别的优越性，即还可以被用作反射传感器。该装置的特征在于，这些照明用的光纤W处在围绕探测器光纤DR的一个圆上。在这些光纤W中通过一个或多个光源向传感器S传输光。
图5示出根据图4中所示装置的本发明变化形式，用于与图4中所述同样的用途，只是用于入射深度较大的测量。较大的入射深度是由于较大的发射器—探测器分隔达到的。如果布置在圆上的照明光源选择性地按时间或者波长利用，也可以将两个装置(图5和图4)结合起来。
图6是图1所示基本传感器的一种改变了的形式，在这种形式中，取代每个分隔中的各个光纤，分别安置一个至少由两个光纤组成的整根线。该传感器允许在较大的区域内进行整体测量。图1中的传感器的深度选择性几乎保持不变。装置的特征在于，平行地分析一个分隔(Xi)的这些光纤。
图7再次给出组织光度计或组织分光计的原理结构。核心部件是宽带光源W、通向传感器S的用于照明组织的光导纤维和从传感器S导出的用于光谱解析地探测从组织反向散射回来的光的光导纤维。探测单元包含一个多色仪，该多色仪同时对光进行光谱解析并根据波长把探测到的强度定量化。从而组织光度计把色谱作为输出值以供使用，这些输出值用于特定的、相接着的光谱信息分析。在图7的结构中，平行于多色仪还接入一个光谱学的接收单元，该单元使得可以在有限的波长范围中或者在单一波长情况下，用较高的速度和较高的灵敏度获得探测到的反向散射强度。这种探测单元对于分析脉冲血液信号是重要的，例如在确定血红蛋白的动脉饱和度时。
为了照明，例如采用白色光源W(或者不同的宽带发光二极管)。十分重要的是光源具有较高的照明场密度的和尽可能白且平滑的光谱。从组织反向散射的光—通过多色仪进行光谱分解一被放大，然后作为与波长相关的光强度样板被用于分析。
为了探测表面附近的血红蛋白值，在可见光波长范围内有特别高的灵敏度的探测单元是必需的。这些血红蛋白的吸收值使得能够在500至650纳米的波长带中确定最大深度4毫米内的血红蛋白值。
相应于本发明，定义和区别两个波长范围。
500至650纳米的波长范围(VIS)特别适合于表面附近的测量，而580至900纳米的波长范围(NIR)特别适合于深度选择性的测量，并且适合于较大深度和较大体积的测量，因为NIR波长区间的光的有效入射深度大于前面所述的波长区间的有效入射深度。为了探测大体积中的血红蛋白值，在近红外线波长范围内具有特别高的灵敏度的探测单元上必需的。血红蛋白吸收值在600至900纳米波长范围内比可见光波长范围内低10至20个因子。通过减小光削弱，原理上可以达到较高的向组织中的有效入射深度。除了通过传感器几何形状，也可以通过照明范围与探测范围不同的距离定出不同的测量体积。因此，可以明确地确定探测距离和相应的波长区间选择的组合，并且使得能够将各个测量体积之间清楚地相互划界。
根据本发明，首先通过选择500至650纳米的波长范围和光导纤维分隔小于2毫米的组合，使得能够进行选择性的近表面测量。其次通过选择650至900纳米的波长范围和光导纤维分隔大于2毫米，使得能够进行大体积和大探测深度的测量。
具有多色仪的探测单元是本发明组织分光计的核心件。希望达到尽可能高的量化效率和由此得出的高探测频率。把该方法用于心脏病科时对探测速度的要求最高，因为这里希望最快的生理反应。在心肌上血红蛋白饱和度SO2以心动频率脉动。SO2的临界值应当在收缩期末，因为在收缩时心室中的高压很大地限制了心肌的血液流动。心动频率大约为1/秒，收缩期的收缩持续时间在100毫秒的范围内。由此得出最大的必需探测频率10毫秒，以使该间隔还能够被充分地分辨。人类器官中的所有其它生理过程进行得相应较慢，并且可以用较低的探测频率探测。较高探测频率的进一步优点是有较高的操作可靠性，它保证“无波动”的接收。
下面的表中描述了用于说明局部供氧情况的氧参数一览表，这能够用根据本发明的集成传感器方案实现。在表中一些位置上打一个叉号，在这些位置上必须有一个信号，或者来自组织分光计值、激光多普勒数据、脉冲量氧计值，或者来自温度值，以便能够由此确定相应的氧参数。所述局部供氧值的定义在后面详细解释。
表1方法一览表，在把传感器集成或者部分集成于一个共用的测量头中并采用积分的数据分析时，通过这些方法并使用组织分光计、激光多普勒分光镜、脉冲量氧计和/或一个温度测量计可以确定临床相关的供血或供氧参数。
下面导出各种不同的氧参数并且定义本发明方法的形式关系。
测量血液中的氧含量是确定被检查的组织体积中的血红蛋白量和确定当前血红蛋白的饱和度的前题条件。因此，能够定量地确定被照明的组织体积也是绝对必要的，因为血红蛋白量必定与体积值相关联。照明体积或测量体积通过传感器的几何形状和组织物理光学基本参数按比例地确定，传感器的几何形状和组织物理光学基本参数以光源W和L使用的光谱范围的吸收系数μa(λ)和散射系数μs(λ)的形式表达。下面以数学公式的形式分步导出所述关联的形式关系血液中的氧含量可以在形式上用下面的公式确定O2含量＝Hb量·SO2·H因此所述测量问题分成两个不同的任务。一方面是确定血红蛋白量Hb量，而另一方面是确定血红蛋白的氧饱和度SO2。胡符常数(Huefnersche Zahl)使血红蛋白含量与最高氧含量产生关联。在后面的段落中再说明血红蛋白量的分析。
组织中的氧代谢量或氧消耗量可以用下式形式说明O2消耗＝O2动脉含量－O2静脉含量假定动脉血量和静脉血量基于连续性方程而保持不变，该公式可以简化为O2消耗＝H·(Hb动脉饱和度－Hb静脉饱和度)·Hb量(测量体积中)由文献公知，组织中的动脉血体积典型地小于5％。因此只确定毛细血管—静脉血流床中的血红蛋白量就足够了，不会造成大的误差。
替代确定消耗掉的氧量，人们限于确定氧消耗率，它是动脉消耗量与静脉消耗量的比例数，从而得到下面的确定算式O2消耗率＝(SO2动脉－SO2静脉)·Hbconc式中Hbconc以如以下定义的相同方式确定。由下面的解释可知，Hbconc与关系到相应测量体积的消光率(或者也可以是光密度)成比例。
在组织中并不是总可以用从属的毛细血管—静脉血红蛋白饱和度计算出被测量的动脉饱和度。只有在相应的组织体积中满足连续性方程式时，才是严格如此。因此重要的是，在观测的测量体积中存在动脉和毛细血管—静脉血流通道，并且要探测动脉的脉搏。
然而可以局部地对每个组织体积确定一个数值，该数值应被标识为输送的氧量或局部氧输送能力。所述的数值可以用新的、集成的传感器构造获得。
局部氧输送能力可以根据局部现有的运动红血球数及其血红蛋白含量确定，局部氧输送能力用局部的运动血红蛋白浓度Hbconc乘以胡符常数H，再乘以被检查区域中的红血球流速V血表达。进行红血球速度光谱分析的激光多普勒仪还发出一个反映运动的红血球量的信号(量红血球，运动)。
因为激光多普勒仪计算一个与相对血流量(Blood-low)相应的值，在相对值的近似解法中也可以考虑下面的公式。其中血流量给出了运动的红血球数的数值，乘以其速度，从而描述了体积流的数值。由此得出 局部的输送氧量根据局部实有的红血球数量乘以红血球的流速确定。该乘积由激光多普勒仪计算成表示血流量的值。血流量乘以胡符常数和局部血红蛋白氧饱和度得出在被检查区域内的传输氧量。
输送的O2量，相对＝H·SO2·血流量氧代谢量与在一定的组织区域中消耗的氧量成比例。氧消耗量由向组织中输送的氧量(动脉的)相对于在静脉方又输送出的氧量的差得出。如所示，代谢的氧量由下式计算
前文所述的假定、近似和缩写在这里也适用。
因为激光多普勒仪计算一个与相对血流量相应的值，在相对值的近似解法中也可以考虑下面的公式。
O2代谢＝(SO2动脉－SO2静脉)·H·血流量下面描述原始信息的分析为了计算血红蛋白的饱和度值SO2，例如可以通过形状辨别方法和混合法分析光谱的光谱形状。人们作为测量值得到毛细血管—静脉组织床中的血红蛋白氧饱和度(W.Duemmler在厄尔郎根大学作的博士论文中有记载，1998年)。
在本文提出的通过组织测量确定Hb光谱的特定课题中，吸收率A被作为和，由基本吸收率A0与0％氧合和100％氧合的血红蛋白的混合吸收部分构成。光谱的吸收系数在下式中通过氧合的Hb的特有消光值εaxHb和Hb的还原消光系数εdoaxHb表示A(λ)＝A0＋C氧化·εaxHb(λ)＋C还原·εdoaxHb(λ)系数C氧化和C还原给出混合部分，每个被测光谱相应于其氧合程度可以由该混合部分组合而成。
在第一算式中散射度S被作为与波长相关的一次函数近似得出，由基本散射度S0和与波长相关的散射部分S1线性结合组成S(λ)＝S0＋λ·S1按照上述方法把测量出的光谱表达成A/S的形式，并且与该模型算式等量，见下式的右边。 借助牛顿和李斯特平方方法并接着求商，以迭代法确定系数A0/S0、C氧化/S0、C还原/S0、S1/S0，通过此确定血红蛋白的饱和度
因此血红蛋白饱和度只能在0％至100％的数值范围内。分析的精确性取决于组织模型的质量。以上表示的组织模型可以在随时扩展，从而可以把基本吸收率A0用组织特定基本准光谱A组织(λ)代替，该组织特定基本光谱可以从器官表中得出。
为了改善分光计的测量值，每次测量开始时应当取暗光谱，以便得到放大器的电子零值和进入探测单元中的干扰光的值。其次必需通过白色标准取一个光谱，以便能够得知灯、传感器、和整个探测器单元的仪器函数。根据分光计的质量，应当按一定的时间间隔通过光谱检验测量对光谱精确度进行检查，例如借助汞-氩气标定光源。所述的校准光谱应当优选地以比后面的组织光谱高至少10倍的平均比率被接收，因为暗光谱中和白色标准光谱中的误差通过光谱的预处理而转向所有的测量数据。
必须把测量到的原始光谱进行预处理，然后才能用于分析。反向散射光谱R(λ)的组成为 为此，在用分光计测量暗光谱和白色标准光谱时，分光计必须通过常规标定工作。通过预处理光谱，将仪器的光学系统颜色误差按照有技术而消除。
为了计算VIS和NIR范围内的血红蛋白氧合度，必须有完全的氧合血红蛋白光谱εaxHb(λ)完全的脱氧血红蛋白光谱εdoaxHb(λ)这些光谱应当用同样的波长分辨率测量，其中也把测量光谱数字化。
由W.Duemmler(1998年厄尔郎根大学博士论文)所描述的组织模型根据本发明可以扩展，从而把特定的器官光谱A组织(λ)直接引入到所述模型中 这些特定组织光谱对于每个器官是在无血红蛋白灌流情况下得到的典型的平均值光谱。
从许多的测量中得到这样的认识相对于在传输装置中被光源和探测器接收的光谱，被红血球反向散射的血红蛋白光谱失真并且特别是被压缩。单个分光计部件的特性在此不起作用。在亮度结构(Remissionsanordnung)中测得的血红蛋白光谱幅度应当与Hb/HbO2参照光谱相似。由此又出现了对各个适当的可比较Hb/HbO2参照光谱的要求。按照当今的知识水平，光谱压缩的主要原因在于不同血红蛋白吸收值的不同测量体积。波长540纳米到580纳米之间的光比相邻波长范围的光的减弱程度更强，因此射入组织较浅。相反，血红蛋白光谱吸收较弱的波长的光射入组织较深，并且因此，绝对地看，与直接从消光度值得出的结论相比，得到的减弱程度更高。这种关系可以直接从双层模型中的入射深度测量得到(见A.krug的厄尔郎根大学博士论文，1998年)图8描述一个双层模型，由一种散射悬浮剂(例如Intralipid(脂肪乳剂)、细胞或者组织分层)构成，安置在一个完全吸光体、例如墨上，由一个仅几微米厚的PVC薄膜间隔开。两个光导体朝向所述悬浮剂中，第一个光导体导入光，第二个光导体接收反向散射回来的光。所述装置用于确定90％的入射深度，这也称作探测深度。
例举的脂肪乳剂悬浮剂中的该探测深度的测量结果列于表2中。表中显示如果血红蛋白基于其对不同波长的不同吸收系数而调整测量体积，在542纳米时确定的探测深度比在629和760纳米时确定的探测深度小得多。
表2探测深度的分析，用200微米石英光纤在脂肪乳剂悬浮剂中接收。
原则上可以采用两种途径解决反向散射的Hb光谱失真问题。或者相应于其血红蛋白浓度修正测量光谱，其中消光度值与相应的有效测量体积相关，或者产生具有不同血红蛋白浓度和不同失真度的整族HbO2参照光谱并将其用于求值分析方法。先述的第一种解决方法是优选的，因为其中可以使用从样器池测量得到的标准血红蛋白光谱，还可以把确定测量体积用于血红蛋白浓度的定量分析。
根据文献按下式确定血红蛋白量Hb量＝CHb·V测量从上式可以清楚看出，为了确定血红蛋白量必须用测量技术得到并且计算出血红蛋白浓度CHb(特别是在VIS范围内)和测量体积V测量两个参数。
为了确定各个测量体积中的血红蛋白量可以应用不同的理论公式。最简单的情况下可以借助于拉姆伯特—比尔(Lambert-Beer)定律(见下式)确定Ext.=logI0I=CHb•ϵHb(λ)•d]]>消光度Ext.由射入物体内的光强度I0与从物体出来的光强度I的比的对数算出。相应于拉姆伯特一比尔定律，消光度与血红蛋白浓度CHb、与波长相关的吸收系数εHb和样品池厚度d有关。
Hbconc.用前述的相同方法确定。Hbconc.与相对于具体的测量体积的消光度值(或者也可以是光密度)成比例。 测量体积的确定在后文中说明。
确定血红蛋白浓度的另一个可能性由射线传输公式给出。在其一般形式中它不是完全可解的，因此不是特别好用。因此在组织光谱测量中常常用射线传输公式的扩散近似进行处理。
下面介绍根据扩散近似推导出的公式。借助扩散逼近，用公式把光导体中的亮度布局的X梯度描述为I(x)=3Po16π2exp(-x3μa+μs′))x(μa+μs′)]]>这里可以归结出两个系数C1和C2C1=3Po16π2(μa+μs′)]]>=3Po16π2(ρσa+ρσs(1-g))]]>和C2=3μa(μa+μs′)]]>=3ρσa(ρσa+ρσs(1-g))]]>=ρ·3σa(σa+σs(1-g))]]>把所述梯度的描述归结为I(x)=C1exp(-C2x)x]]>
由求得的系数C1和C2可以随后确定μa和μs。系数μa(λ)又给出组织的吸收系数，由它用相应的近似或者略去组织中的其它吸光体而确定出组织中的血红蛋白浓度。
通过分析反向散射光谱定量地确定微量体积中的血红蛋白浓度是一个复杂的任务。不同的工作小组研究了不同组织的光学特性。研究表明，散射系数μs至少比吸收系数μa大10倍。因此，通过被检查组织的散射特性基本确定反向散射的光量。
图9示出三个光谱，即仪器函数的光谱I仪器(λi)，理想散射的光谱I′0(λi)和测量出的血红蛋白光谱Im(λi)。
为了发展下面的确定方法以计算血红蛋白浓度，下面的两个结论是重要的1. 在组织表面上只能测量通过在组织中的散射而返回的光强度。
2. 在组织中如果有吸光体、如血红蛋白，它在光进入组织的途中在散射现象之间和在返回到探测器光导体的途中削弱光。
由这两个结论可以推断，对于吸收小得可以忽略的波长，测量到的光强度仅由反向散射确定。对于吸收不可忽略的所有其它波长，光被吸光体削弱，因此光强度小于未受干扰的反向散射强度。
从而根据本发明发展了确定组织光谱的Hb幅度的新的分析方法。其第一部分已经在A.Krug的博士论文(1998年厄尔郎根大学)中公开了。所述方法新的是，其中，通过由反向散射光谱得到的血红蛋白幅度的消光度来确定Hb的中间结果，与在相同测量位置上通过第二方法描述的测量体积值相关联。由此根据本发明总是出现与实际测量体积相关的血红蛋白浓度值。相对的血红蛋白浓度的中间值也可以由解扩散方程求出。
图9示出未修正的光谱。曲线I仪器(λi)表示仪器函数或组织分光计的误差函数。所有测量的光谱都必须对照此光谱进行修正，以消除测量光谱的仪器特征性误差。曲线I′0(λi)对应于发生白色散射时得到的光谱。曲线I′m(λi)对应于在生理血红蛋白浓度下在散射媒介中得到的实际测量光谱。
如果知道纯反向散射强度I′0(λi)，就可以从纯反向散射强度与测量到的强度I′m(λi)的差求出因为吸光体的造成的光削弱部分。所述形式关系可以表达为I＇0(λi)＝Im(λi)+ΔI吸收(λi)如果组织中的吸收浓度等于零，则在反向散射光测量中就得到未被削弱的反向散射强度I′0。这时在组织中只有散射。
图10示出氧合度值从0至100％的血红蛋白光谱Im(λi)，这是通过用于确定血红蛋白幅度的表面值的颜色混合方法分析出的。假定存在一个波长，血红蛋白对它的吸收小至可以忽略不计，则波长大于640纳米时这个假定成立。血红蛋白消光值的绝对最小值还特有更适宜的波长，这对于氧合的血红蛋白是690纳米，对于脱氧的血红蛋白是850纳米。
从图10可以看出，I′0(λi)和Im(λi)之间的差相应于在这个波长时的光吸收度。从而商log[I′0(λi)/Im(λi)]也与吸收率相应。如果得出了这个商，它就代表在此理想散射媒介中的消光或光吸收的定量数值。
为了计算血红蛋白浓度，对得出的血红蛋白幅度的面积进行积分然后由此计算每个光谱的吸收值。然而，氧合的光谱和脱氧的光谱的所述积分值不同。因此在第二发展阶段引入对求出的血红蛋白幅度或者表面吸收值的与氧合度相关的修正。所述修正的基本思想在于，获得不同氧合度光谱的面积含量并且进行对于不同氧合值的修正。已经知道，完全氧合的Hb光谱、例如在波长范围500—630纳米中，其面积含量比完全脱氧的光谱的面积含量大16％(见图10)。为了得出所述的修正值可以追溯到1970年Assendelft的文献光谱。
通过用颜色混合方法计算还可以得到0％至100％HbO2值之间的所有Hb氧合度中间值的面积含量。在一个标准化步骤中与血红蛋白氧合度值无关地确定了组织光谱后，就得到这些组织光谱的面积值。
图11示出本发明光学氧传感器的应用，和一个作为耳部传感器的温度传感器一起用。图11示出耳道，连同鼓膜，在耳道中引入所述特殊的传感器头。出于卫生的考虑所述传感器头可以设有一个透明的保护膜。这个卫生罩和该传感器具有特殊的、适应耳道的形状并且有防止穿透鼓膜的一种止挡结构。从传感器到所述止挡结构的长度约为25毫米。在传感器头中有一个与图1至图6或图21或图23相应的光学氧传感器。此处十分重要的是鼓膜中氧饱和度的测量，鼓膜是一个平坦的结构。与温度传感器结合，医生获得他所需要的信息。
此处，作为温度测量方法可以优选地考虑不接触的方法，例如红外线温度测量法、或者在封闭的耳道或者内耳的空间内通过NTC(负温度系数)或类似温度测量法测量的温度方法。
因为在此应用形式中光学氧传感器只在被作为二维结构考虑的鼓膜皮肤中测量，在此特定情况下可以用反射测量代替反向散射的测量，如直接在器官表面进行的测量那样。因此相对NTC传感器优先考虑无接触的红外线温度测量。
为了在微体积中也能光学测量血液流动参数，重要的是发展相应的施用装置，它在一方面保证传感器放置在组织上从而与之直接接触，另一方面又要确定什么时候对组织的压紧力过高。该压紧力不允许超过一定的值，因为不然的话传感器的压力会影响表面附近的毛细血管灌流，从而可能导致测量误差。
作为温度传感器可以考虑不接触的方法，例如红外线温度测量法、或者在封闭的外耳空间内通过NTC(负温度系数)或类似温度测量法测量的温度方法。
图11所示的施用装置的实施形式只能用于反射测量，因为所述的施用装置不放置在鼓膜上。对于反射测量，用组织分光计、用脉冲组织分光计、用脉冲量氧计、用激光多普勒和/或温度试探器进行的单通道测量就足够了。为了反映鼓膜上的组织温度，相应于图21或者图23，必须把耳塞子加长并且必须直接放在鼓膜上。为了二维和主要是三维地反映，必须重新进行反向散射测量代替反射测量。
图12示出一种新的传感器头的实施。为此把一个相应于图1至图6、图21或图23的传感器头附加地集成在一个单元中，所述单元使得可以同时探测传感器是否可靠地与组织接触和所述传感器的压紧力是否不过高，因此也作为一种压力指示器。
所述单元可称为“可靠传感器施用装置”。它包含一个1至2毫米宽的槽，在该槽中的每侧面上有两个光导体对子相对安置。在一侧上是两个发射光纤，在另一侧上是两个探测光纤。每根发射光纤的发射光优选地分别用另外一个频率进行幅度调制。这种幅度调制使“可靠传感器施用装置”对外来光源可靠地抗干扰，除此之外还可以分开出自两根光纤的光强度。
如果用正确的压力使用传感器，只在通道1中测量出光削弱，而在通道2中探测不到削弱。如果过高的压紧力使组织过强地变形，这就会导致皮肤或者说组织表面过强地突起到传感器的槽中，由此使得通道2中的光传输也被削弱。从而它发出使用压力过高的信号并且起到确认不允许的测量条件的作用，该条件导致毛细血管灌流减少。
图13示出5种不同的Hb浓度下计算出的相对消光度值(O.D.)。
图14示出一种悬浮剂中的血红蛋白浓度与计算出的相对消光度值(O.D)平均值之间的函数关系。
两个图，图13和图14总结一个研究的结果并且表明提出的方法的有效性。这些结果表示悬浮剂中的滴管吸移Hb浓度和根据氧合度修正的Hb消光度值之间的关联。在图13中可以读出对所有的血红蛋白浓度等级的与氧合度相关的修正的精度，氧合度变化从0％到100％HbO2。可以看出最大的偏差是1.0克/分升(g/dl)。
计算NIR范围内的相对血红蛋白浓度Hbconc的方法是与为计算可见光波长范围内的相对血红蛋白浓度Hbconc而发展的方法类似地建立的。然而必须考虑在NIR范围内的光谱特殊性。对于用费特(Fitt)计算法计算，十分重要的是选择观察的波长范围，因为费特计算法只能根据血红蛋白的氧合度用于相应的特异性的光谱区分。事实表明600—900纳米的波长范围特别适合于在NIR波长范围内的测量。
图15示出反向散射强度一方面与发射器—探测器分隔(x轴梯度)和与入射深度(z轴梯度)的相关性。反向散射强度的x轴梯度与发射器—探测器分隔有关而z轴梯度可以在根据图16的散射样器池中不用墨地确定。
有效入射深度，在本文中也称为探测深度，可以通过在图16中所示的装置确定(见A.Krug博士论文，厄尔郎根大学，1998)。
图16示出一个注有散射悬浮剂和墨的散射样品池，为了说明标注了扫描方向。借助一个螺旋测微器分别调节一个新的光导体分隔z，然后对该分隔沿x轴方向进行扫描。扫描再给出从光导体到墨—“黑洞”—的不同距离的光强度。
图17示出借助在不同脂肪乳悬浮剂中的90％阈值并且在不同的分隔下计算探测深度的一览图，在760纳米波长时分析。
现在说明在VIS和NIR范围内实际测量体积的根据本发明的新计算方法测量体积V测量可以根据测量一个表面强度梯度确定。另外还必须用一个由实验确定的、用于相应的组织的传输函数。
由图18可见，传输函数表示用测量技术可得出的表面强度梯度与不可测量的组织深部强度梯度之间的关系。在其中反向散射梯度减弱到90％的体积被作为有效体积考虑，如图15所示。传输函数可以形式地描述为Iz-梯度(z)＝传输函数-1*Ix-梯度(x)图19示出用于表示测量体积的确定半椭圆的参数a、b和c的定义，所述测量体积是在照明一个散射的组织时由光波导体构成的。
根据x轴方向和z轴方向探测深度的确定(见图15)，可以根据本发明近似地确定测量体积。
假定测量体积是半椭圆的，相应于图19得出有效测量体积为 椭圆的特征参数a、b和c可以通过计算有效入射深度从强度梯度得出。由于照明的旋转对称性可以有a＝b＝x有效有效入射深度x有效是沿侧向的。深度c可以由横向有效入射深度确定，并且通过z方向的有效入射深度确定，该方向应当垂直地指向组织内c＝z有效这样就确定了半椭圆的体积积分的三个参数并从而确定了相关测量体积。
在A.Krug的论文[Krug，厄尔朗根大学博士论文，1998年]中介绍，随着吸收度升高测量体积减小。如果把测量到的反向散强度值针对相应的减少的测量体积进行修正，就可以表明，在强散射媒介中测量时，也能够得到散射悬浮剂的吸收量和与实际测量体积相关的消光度值之间的线性关系。
根据本发明提出一种借助宽带组织分光计把全部光谱信息计算在内的确定动脉氧饱和度的方法。
在第一算式中通过常用的脉动氧探测方法结合分析至少两个波长来确定血红蛋白动脉饱和度值，其中构成心搏的脉冲同步差动信号。优选地这样选择波长，使得所述的动脉值也能够深度选择性地确定，并且使得在这样的波长下除了单色光源的功效之外宽带光源也起作用。在第一算式中把常用的脉冲量氧计探测方法包括在集成的传感器头中。
本发明的一个新算式是，通过组织光度计的宽带反向散射光谱确定动脉饱和度。组织光度计允许通过前述方法计算测量体积中的实际血红蛋白饱和度以用于确定血红蛋白饱和度。通过一个每个数值扫描时间在1—10毫秒范围内的特别的快速光度计，使得可能获得饱和度的脉冲同步变化。该组织光度计总是获得一个与动脉和毛细血管-静脉饱和度值的体积混合比相应的平均值。
根据本发明，通过在激光多普勒中的信号分析获得动脉脉动，并且用于触发组织分光计。
由于收缩期血液压力，组织中的血流和血液体积增加。相应于脉冲量氧计的理论，由于这个收缩期血液体积的增加，推进“新鲜的”完全饱和的动脉血液向组织中。由此造成在总体上组织光度计中测量体积的血饱和度较高。为了确定收缩期血体积的增加，现在确定舒张期的血体积和收缩期及舒张期的饱和度，从而可以用调换了的混合方程式确定动脉饱和度SO2混合收缩期·Hb量混合收缩期＝SO2动脉·ΔHb量动脉＋SO2舒张期·Hb量舒张期
在图20中示出两个举例的光谱。80％饱和的光谱对应于收缩期末的情况，此时新鲜的富氧血的含量大于缓慢的舒张期血流间隔时间内的含量，在该间隔时间内饱和度基本相当于毛细血管一静脉的饱和度。所述的血体积ΔHb量，动脉由收缩期末和舒张期末时刻的血量或血红蛋白量的差构成。如前面所述的血红蛋白确定方法在这里也适用。
同样如前所述，用组织光谱的曲线分析确定饱和度SO2收缩期和SO2舒张期。
脉冲量氧计探测方法也应当作为脉冲同步差动信号根据光谱测量数据组确定，以便能够通过强烈扩展的光谱数据库得到确实有效的结论。特别有兴趣的是分析光谱测量数据的差动信号，因为该差动信号可以与毛细血管一静脉基本值发生关联，并且从而首次能够确定定量的动脉氧饱和度值(见图20)。
图20示出假定测量体积中的血红蛋白浓度恒定情况下，在光谱同步变化时的两个吸收光谱及其差动信号。
在本发明的另一个实施形式中通过一种成象方法提出局部氧参数(相应于表1)的二维和三维图象。
本发明到目前的说明都关系到在光源周围场中的逐点测量，该光源或由激光光源、由照明二极管或由白色光源组成。
然而在医学中却有许多图象构成方法，从x光摄象、超声波成象开始，到核自旋断层摄影，它们在受过训练的医生的眼睛中是很容易识别的。而且以图象的形式汇集的信息还给出了极好的可能性，即得到丰富的具有高的有序度的信息。下面介绍一种方法，首先用于氧参数局部分布的二维成象，然后用于三维成象，所述氧参数可以用前述传感器测量。
用于取得如表1所列的各种局部氧参数的传感器技术已经在前面各段中解释了，在此应当以其作为基础。与前述的逐点测量氧参数的传感器技术不同，下面说明一种新的、原始二维图象方法。
图21示出根据本发明的用于氧参数二维图象的摄取装置的原理构造。在这个变形中传感器的核心件由一种成象的光导体(也称为图象束)构成，如其已在内窥镜或者导管中的应用那样，它用于把图象信息从身体内部导至体外。所述成象的光导体由一束单个光纤构成，它们被安置得保持图象信息不变。所述成象光导体被安置在仪器和对象上的测量位置之间。在测量仪器中用如前述的放置在对象上逐点测量的探头对所述光导体扫描。这种安排的巨大优点在于这样的事实所有的运动件可以放在测量仪器中，并且传感器，在此种情况下是成象光导体的末端，可以直接固定在受测量的表面上。这种新的成象传感器只需要一次固定。通过在仪器中扫描，使对象本身不因为扫描运动而移动，只需要扫描成象光导体的平的仪器侧表面。所述表面可以用较高的速度扫描，为此应该更好地确定仪器中的机械条件。
十分重要的是，成象光导体中单个光纤的直径小于等于逐点测量探头的横截面。由此可以总是保证通过成象光导体可以产生与前面也直接通过点传感器定义的同样的传感器几何形状。所述光纤的包装越密，成象光导体的单个光纤越细，逐点传感器构成得越精确。有第二个变通，也可以把点传感器的单个光纤与相应的成象光导体单个光纤准确地1∶1地耦合，但是这样成本大得多。
根据本发明也可以同时采用多个点传感器。这时需要一个多通道的照明源和一个多通道的探测单元。由此可以减少产生整幅图象的时间，因为通过将点传感器彼此相邻地安置、例如沿y方向，只需要沿x方向进行半数的扫描就行。
代替成象光导体，或者说作为扫描器和整个探测单元的替代，也可以采用其它摄象机，如带有附加单元的CCD摄象机，所述附加单元可以直接对探测到的信息进行光谱解析。迄今这种摄象机上的附件还没有足够的光谱分辨率，但随着技术的发展很快就可以实现这一点。
图22中示出扫描出的血液流过的肝表面图象，表示了血红蛋白饱和度的局部分布。在这种尚很昂贵的方法中，点传感器还是直接在肝表面上移动。点传感器的运动与器官表面的退耦通过夹在它们之间的PVC膜达到。所述图象描绘了分离灌流的肝表面的血红蛋白饱和度的分布。相应于按表1列出的光学方法，还可以得到相应于图3的其它组织色素和其它所述氧参数的图象。
通过这些研究表明，传感器几何形状对于空间分辨率是十分重要的，利用该分辨率可以描绘氧参数的分布。因此，应当相应于要研究的组织的形态结构，通过光纤直径、孔径和光纤材料选择相应的传感器分辨率。
局部氧参数图象的三维成象方法建立在二维成象方法之上。如图23所示，利用了一种与图21所示类似的成象光导体(也称图象束)。与之相反的是，根据本发明，在带有图1所示深度选择性传感器的仪器中用一个x-y扫描器扫描所述成象光导体。把该二维图象通过带有不同分隔的多个通道的传感器与深度选择性测取的氧参数相结合，既用于多普勒测量，也用于探测反向散射强度。
本发明的一种构型还使得能够用前述分光计测量方法确定其它的组织参数除了生色团血红蛋白之外，用光谱测量法确定组织中存在的其它色素(总结在表3中)、例如细胞色素、肌红蛋白、黑色素和胆红素，也是令人感兴趣的。
在组织生理连接情况下，与血红蛋白同时测量其它的色素是非常困难的，因为由血红蛋白引起的吸收完全覆盖了其它所述色素的光谱。
然而在生理学和临床上都对除血红蛋白之外的所述组织色素的确定感兴趣。在无血红蛋白的深层器官或者在病理改变的情况下可以确定所述组织色素。在无血红蛋白灌流的情况下，例如在器官移植时，可以根据本发明测量细胞色素的还原状态。还可以研究骨髂肌和心肌中的肌红蛋白氧饱和度和肌红蛋白浓度。
产生与表1相应的氧参数和/或与表3相应的导出参数的二维和三维图象的方法，这些参数是由组织数值得到的，由于结合了从组织分光计和/或激光多普勒和/或脉冲量氧计和/或温度传感器产生的信号，因而是新颖的，特别是在其方法的结合方面是新颖的。
监测这些组织物质的意义在于本文公开的可能性能够直接研究细胞内的供氧条件。通过准备好完全还原的和完全氧化的细胞色素参考光谱(见图24)，可以把前述的费特计算法转换到计算被研究细胞色素的还原状态上。图24示出细胞色素光谱，氧化细胞色素和还原细胞色素，在线粒体悬浮剂中测量。
用同样的方式和方法，通过准备好完全氧合和完全脱氧的肌红蛋白光谱，还可以通过前述费特计算法计算出肌红蛋白的氧饱和度。
根据本发明的从反向散射光谱确定血红蛋白浓度的光谱方法，可以按类似的方式用于所述的组织色素，以确定细胞内的细胞色素浓度、肌红蛋白浓度、黑色素浓度和胆红素浓度。
500—650纳米的波长范围对于用上述方法测量细胞色素值和肌红蛋白值特别适合，因为这些细胞吸收体的天然地低的吸收系数在此波长范围内具有比较而言最高的值。因此在此波长范围内可以得到有最佳信号-噪音比的最清楚的吸收光谱。
黑色素、即皮肤的色素和血红蛋白的分解产物胆红素比细胞色素具有更少的特性光谱曲线形状。因此肌红蛋白和血红蛋白只能较不特异性地和较不明确地定量获得。
用于确定组织中存在的吸光体浓度的方法当然也能够扩展到分析人工注入的色素(颜料)。以此能够无创地直接得出在组织局部中的颜色清洗和褪去曲线。
表3色素和/或色素浓度，是在组织内天然存在的和/或引入组织内的，可以用本发明方法用组织分光计确定。
也就是说，用本发明装置可以优选地进行下面的测量和计算为了确定氧含量只分析宽带的组织反向散射分光计的输出信号。由组织光谱通过颜色信息得出氧饱和度(SO2)，并且由光削弱得出血红蛋白浓度(Hbconc)。通过不同分隔的、多通道的、测量组织光谱信号，可以浓度选择地获得组织数值，并且关联到在线获得的附属测量体积。十分重要的是多通道的分光计测量，因为这种测量安置使得能够把SO2值和/或Hbconc值与测量体积关联。所述的测量体积可以通过梯度测量和后面的吸收和散射确定而确定。十分重要的是通过同一传感器(见图1)同地点同时间地测量，以便能够保证信号与各个相应的测量体积的关联。
为了确定动脉—静脉混合组织中的氧消耗量，把组织分光计的输出信号与或脉动氧探测仪或快速组织分光计的脉动式信号一起进行分析。在脉动式组织光谱测量的情况下，可以微分计算出一个心动周期中的最高饱和度值，以便能够只鉴别动脉血部分。为了能够获得动脉血流脉冲，十分重要的是高的数据获取速率。不鉴别脉冲就不能确定动脉的氧饱和度。根据激光多普勒信号和/或确定Hbconc的时间分辨信号确定动脉确定的测量时间点的触发。用于确定动脉饱和度的这种新颖的计算方法关系到快速宽带组织分光计(每节拍长度＜20毫秒)信号的分析和/或通过激光多普勒单元的信号进行触发。十分重要的是通过同一传感器(见图1)同地点同时间地测量，以便能够保证信号与各个相应的测量体积的关联。
通过分析多通道的、在不同分隔同时进行的组织分光计信号来确定总血量，也称总组织血红蛋白量。根据宽带的组织反向散射光谱得出与测量体积相关的血红蛋白浓度。通过考虑实验室参数血细胞比容和颜色系数，由此得出测量体积中的总血量。
根据多通道组织分光计测量的输出信号和血红蛋白浓度信号，结合激光多普勒方法的血流量输出信号，得出氧输送能力。十分重要的是通过同一传感器(见图1)同地点同时间地测量，以便能够保证信号与各个相应的测量体积的关联。为了能够确定氧输送能力，重要的是共同使用两个方法。单独凭血流量不能得出关于红血球的血红蛋白含量的结论以及关于氧结合能力和输送能力的结论。单独凭血红蛋白浓度也不能给出关于红血球运动或速度的信息。
为了确定局部输送的氧量，还要把组织分光计的多通道输出信号、氧饱和度信号、血红蛋白浓度、激光多普勒输出信号和血流速度或血流量一起结算，以达到最高的精确度。对于取得这些信号，十分重要的是通过同一个探头在可比较的测量体积中同地点同时间地获取组织分光计信号和激光多普勒信号。十分重要的是通过同一传感器(见图1)同地点同时间地测量，以便能够保证信号与各个相应的测量体积的关联。
动脉—静脉混合组织中的氧消耗率是一个相对数值，其中放弃了Hbconc和SO2与测量体积的绝对关联。因此，在此也可以进行单通道的分光计测量和脉冲量氧计测量。组织分光计输出信号(Hbconc和SO2)与脉动测氧仪的信号或组织分光计的脉冲微分输出信号(动脉SO2)被汇集在一起并且被时间同步地进行分析。十分重要的是通过同一传感器(见图1)同地点同时间地测量，以便能够保证信号与各个相应的测量体积的关联。
为了确定氧代谢量，把宽带组织分光计的原始信号(SO2和Hb量)、脉动式组织分光计的原始信号、脉冲量氧计的原始信号(SO2动脉)和/或激光多普勒原始信号(V血，量红血球运动)进行多通道分析，以能够得到测量体积关系和/或所述数值的深度选择性。氧代谢量指出动脉输送和静脉输出的氧体积流量的差。十分重要的是通过同一传感器(见图1)同地点同时间地测量，以便能够保证信号与各个相应的测量体积的关联。此外，通过光谱强度梯度得知测量体积对于量值与共同的测量体积的关系是十分重要的。
为了确定动脉—静脉混合组织中的氧代谢率，放弃与测量体积的定量关联。因此为了计算氧代谢率，单/或多通道组织分光计信号(SO2)和单/或多通道脉动式组织分光计信号和或脉冲量氧计信号(SO2动脉)以及单/或多通道激光多普勒信号(血流量)也是必要的。
为了确定局部组织氧分压(PO2)，同地点同时间地获得组织分光计原始信号(SO2)和温度(T)以及实验室参数(pCO2和2.3BPG)是必要的。通过鉴别毛细血管—静脉的SO2和动脉的SO2动脉，可以近似地确定毛细血管—静脉供血和/或动脉供血的组织的局部pO2。
根据本发明还是一种根据组织光谱确定局部血红蛋白浓度的方法。该方法被标准化在近似的组织基础光谱上，相应于图9考虑了根据取得的Hb幅度计算出的Hb量与所属的传感器测量体积在此同时的关系。测量体积的确定是从光强度梯度得到的，所述光强度梯度是分析光谱得出的，为了由此确定相应于图24的传递函数和/或把所有参与的波长的吸收系数和散射系数根据扩散理论，Hb量值与此关联。
根据本发明，还是借助于快速宽带组织分光计，通过微分分析相应于图20的时间分辨光谱的反向散射信号确定动脉氧饱和度的方法。还可以与激光多普勒系统结合以触发动脉血流脉动时间点，用于确定具有最高的、也就是动脉的饱和部分的氧饱和度值。这种结合的优点在于组织分光计的光谱摄取率较小、只是仍然必需的。
权利要求
1. 用于求出局部的氧代谢量和/或氧消耗量和/或氧含量和/或总血量和/或氧输送能力和/或输送的氧量和/或氧消耗率和/或氧代谢率的装置，根据局部的血红蛋白浓度和/或局部氧饱和度和/或动脉氧饱和度和/或血流速度和/或输送的血量和/或组织温度的原始信号以及根据它们导出的数据借助一个放置在组织上的光学传感器(S)求出，具有一个或多个通过光导纤维向传感器(S)输送光的光源(W，L)，一个或多个通过光导纤维接收从组织反向散射回来的光的探测器(DD，DR)和一个分析单元。
2. 如权利要求1所述的装置，其特征在于，作为光源设置一个白色光源(W)和/或一个激光光源(L)并另外设置一个温度探头(DT)。
3. 如权利要求1或2所述的装置，其特征在于，作为分析单元设置一个分光计，一个分光镜，一个激光多普勒分光镜，一个组织分光计，一个组织分光镜和/或一个脉冲量氧计和/或一个温度测量计(DT)。
4. 如前述权利要求之一所述的装置，其特征在于，通过分析不同波长范围和探测器—发射器分隔可以确定每个时间点在每个位置上的光学传感器的测量体积并且可以从不同深度获得信息。
5. 如权利要求1所述的装置，其特征在于，传感器(S)的光纤安置在围绕一个中央光纤或一个温度探头(DT)的一个圆周上。
6. 如权利要求5所述的装置，其特征在于，用于白色光源(W)和用于激光(L)的各一个光纤以及分别对应的至少两个探测光纤(DR，DD)与照明源有确定距离地位于一个圆弧上，它们分别被送到一个单独的分析机构。
7. 如权利要求6所述的装置，其特征在于，对这些探测光纤(DR)一起进行分析。
8. 如权利要求1所述的装置，其特征在于，用于白色光源和/或激光光源的这些被照明的光纤位于一个敞开的或封闭的圆弧上直接围绕中央光纤，并且被一个或多个光源照明，其中通过中央光纤实现对反向散射的和/或激光多普勒的信号的探测。
9. 如权利要求8所述的装置，其特征在于，这些被照明的光纤(W)和/或(L)位于一个较大的半径上和/或位于不同的圆半径上，它们被同时地或交替地照明。
10. 用于求出组织色素如细胞色素、肌红蛋白、黑色素、胆红素或其它存在于组织中的色素的含量以及由之导出的与表3相应的数据的装置，借助一个放置在组织上的光学传感器(S)求出，具有一个或多个通过光导纤维向传感器(S)输送光的光源(W，L)，和一个或多个通过光导纤维接收从组织反向散射回来的光的探测器(DD，DR，DT)和一个分析单元。
11. 如权利要求10所述的装置，其特征在于，作为光源设置一个白色光源(W)和/或一个激光光源(L)。
12. 如权利要求10或11所述的装置，其特征在于，作为分析单元设置一个分光计，一个分光镜，一个激光多普勒分光镜，一个组织分光计，一个组织分光镜和/或一个脉冲量氧计。
13. 如前述权利要求之一所述的装置，其特征在于，通过选择波长范围和探测器—发射器分隔从不同深度获得信息。
14. 如前述权利要求之一所述的装置，其特征在于，设有一束光导纤维，其从传感器(S)达到探测器或达到一个摄象机、如彩色CCD摄象机，从而可以产生相应于表1的分析的信号和/或相应于表3的色素参数的一个二维图象。
15. 如权利要求14所述的装置，其特征在于，具有一个附加的深度选择性传感器(S)或一个深度选择性分析机构，从而可以产生取得的测量值的一个三维图象。
16. 如前述权利要求之一所述的氧传感器，用于在鼓膜上测量，其中，组织分光计的原始信号(SO2，HB量)、脉动组织分光计的原始信号、脉冲量氧计的原始信号(SO2动脉)和/或激光多普勒的原始信号(血流量)在反射测量中被接收并相互折算，以便能够通过该耳部传感器确定与表1相应的氧参数和/或与表3相应的色素参数。
17. 用于求出局部的氧代谢量和/或氧消耗量和/或氧含量和/或总血量和/或氧输送能力和/或输送的氧量和/或氧消耗率和/或氧代谢率的方法，通过根据局部的血红蛋白浓度和/或局部的氧饱和度和/或动脉氧饱和度和/或血流速度和/或输送的血量和/或组织温度的原始信号以及由它们导出的数据求出，其特征在于，一个光学传感器(S)被放置在组织上，一个或多个光源(W，L)的光被导入身体内，并且从组织反向散射回来的光被接收和分析。
18. 如权利要求12所述的方法，其特征在于，附加地测量和分析所述组织的温度。
19. 如权利要求1所述的装置，其特征在于，一个分隔Xi的这些光纤被共同地照明和/或分析。
20. 如前述权利要求之一所述的装置，其特征在于，通过相对放置的光导纤维和/或出光区域和进光区域(相应于图12)产生一个压力指示信号，该信号指示由于传感器使用而产生的该组织或者一个膜片的变形。
全文摘要
本发明涉及一种用于求出氧代谢量以及由其导出的数据的装置,借助一个放置在组织上的光学传感器(S),具有一个或多个通过光导纤维向传感器(S)输送光的光源(W,L),一个或多个通过光导纤维接收从组织反向散射回来的光的探测器(DD,DR)和一个分析单元。
文档编号A61B5/145GK1326328SQ99813424
公开日2001年12月12日 申请日期1999年11月18日 优先权日1998年11月18日
发明者阿尔芬斯·克鲁格 申请人:阿尔芬斯·克鲁格