CN103610467B - 并行近红外光电传感装置及动物器官组织检测系统与方法 - Google Patents
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Abstract
并行近红外光电传感装置及动物器官组织检测系统与方法，能够应用于皮肤、淋巴、外生殖器、前列腺、大脑、乳腺、膀胱和其他需要多深度层次或伴随生理移位的器官组织的感光物质的浓度及其变化量以及血氧饱和度的检测。其中，一种并行近红外光电传感装置，其特征在于，包括传感元件分布表面，在所述传感元件分布表面上设置有光源信号发射器阵列和光信号接收器阵列，所述光源信号发射器阵列中包括至少由两个光源信号发射器组成的发射器单元，所述光信号接收器阵列中包括至少由两个光信号接收器组成的接收器单元，所述发射器单元与所述接收器单元在所述传感元件分布表面内呈相互并列设置或呈相互交叉设置。
Description
技术领域
本发明涉及一种基于近红外光谱学(NearInfraredSpectroscopy,NIRS)的光电传感技术，特别是并行近红外光电传感装置及动物器官组织检测系统与方法。并行近红外光电传感装置能够应用于器官组织感光物质浓度或其变化量以及血氧饱和度检测。本发明的实例采用多个近红外光发射器和多个近红外光信号接收器，通过调整各光发射器和接收器之间不同的距离，检测不同深度或层次的器官组织；运用三个或三个以上不同波长的近红外光源照射目标器官组织，通过选取器官组织内感光物质对不同波长近红外光的光吸收度的差分计算出感光物质的浓度值或其变化量，继而提供目标器官组织内的血氧饱和度。本发明特别应用于皮肤、淋巴、外生殖器、前列腺、大脑、乳腺、膀胱或其他需要多深度层次或伴随生理移位的器官组织的感光物质的浓度及其变化量以及血氧饱和度的检测。
背景技术
近红外光谱学(或NIRS)可用于研究和检测动物体内感光物质的浓度。所发射的近红外光照射皮肤及皮下目标器官组织，其中一些光被对近红外光谱敏感的生物化学吸光组分吸收，没有被吸收的光被散射。每种生物化学组分具有不同的吸收光谱，通过测量穿过器官组织的近红外光学特征可以确定组织中感光的生物化学组分的浓度或变化量。
NIRS检测技术在化学和生物学研究、食品和药物的质量控制以及医疗器械与设备等领域中应用广泛。NIRS在医疗器械中的应用包括检测物器官组织内感光物质的浓度及其变化量(或趋势)和组织血氧饱和状况，为无创方法诊断生理和代谢性疾病提供临床依据。NIRS已成功用于大脑血氧饱和度检测和尿动力学的研究，也用于研究骨骼肌灌注氧饱和、乳腺组织肿瘤、皮肤癌、淋巴癌及等。
动物器官组织可以看作是一种光学浑浊介质，对于近红外光具有相对的透明性，利用器官组织对近红外波段光的良好通透性及不同组织成分在该波段的光学性质差异，可以实现对器官组织光学特性的精确测量。近红外光穿透动物器官组织的过程中不断地被组织中的水份(Water)、脱氧血红蛋白(Deoxygenated-Hemoglobin，Hb)、氧合血红蛋白(Oxygenated-Hemoglobin，HbO2)、细胞色素(Cytochreme,Cyt)、肌血球素(Myoglobin,Mb)等所吸收而衰减。动物器官组织对一定波长区域近的近红外(例如波长为700nm至900nm)光的吸收主要与Hb、HbO2有关，两者的相对变化反映了血氧含量的大小；HbO2与血红蛋白总量(HemoglobinSum,HbS＝Hb+HbO2)浓度的比值可计算出血氧饱和度(OxygenSaturation,O2St)。
当光源照射在目标感光物质上，透射吸收率遵循Beer-Lambert定律。Beer-Lambert定律给出，目标感光物质的光吸收度与其浓度成正比:
公式(1)是分光光度法定量分析的基本依据。其中，A是目标感光物质的光吸收度；Io和I分别为发射光强和经过目标感光物质后被光接收器所接收的光强，可用适合的光电技术测量得到；ε是与目标感光物质有关的摩尔吸光系数，可由图6或等效的查询表中根据选取的波长获取；c为目标感光物质的浓度；d是目标感光物质厚度或光发射器与接收器之间直接距离。
Beer-Lambert定律已经被广泛应用到工程和临床实践，如美国专利US3923403等所描述的近乎纯粹的透射模型。然而，光在目标器官组织的传播过程中，大约80％的光被散射，散射的传播路径远大于透射直接路径d，散射光传播路径为差分路径(DifferentialPath-length)。文献Delpyetal,"EstimationofOpticalPath-lengthThroughTissueFromDirectTimeofFlightMeasurement",Phys.Med.Biol.1988,vol.33,No.12,1433-1442中展示出修正的Beer-Lambert定律为：
其中，DPF(DifferentialPath-lengthFactor)为差分路径因数，与目标器官组织对光的散射和吸收性质有关。对已知波长的入射光，一般认为：其中μ为目标器官组织在入射波长下的光散射系数。文献D.A.Boas,M.A.Francheschini,A.K.DunnandG.Strangman,Non-invasiveimagingofcerebralactivationwithdiffuseopticaltomography.Intitle:In-vivoOpticalImagingofBrainFunction,R.Frostig(Ed),CRCpress,2002对此估算有详尽描述。
在应用于动物器官组织的检测中，DPF值大约为4.00～6.50，例如文献A.Duncan,J.H.Meek,M.Clemence,C.E.Elwell,P.Fallon,L.Tyszczuk,M.CopeandD.T.Delpy,Measurementofcranialopticalpathlengthasfunctionofageusingphaseresolvednearinfraredspectroscopy,PediatricResearch,39(1996),889-894通过实验得知大脑组织的DPF值为6.25，而肌肉组织的DPF值为4.16等。
G为散射因数，与目标物质感光性质无关，与发射器和接收器在目标器官组织上放置的几何(Geometry)参数有关。
为推导方便起见，在公式(2)中令光吸收综合系数为：
k＝εdDPF(3)
则有：
A＝kc+G(4)
根据吸光度的加和性质可以推出，如果目标感光物质中同时含有n中感光物质，只要各组分之间无相互作用(不因共存而改变本身的吸光特性)，则：
A＝k1c1+k2c2+…+kncn+G(5)
在m个波长的光源作用下，吸光度与目标感光物质浓度的线性关系可由公式(5)导出：
或
Aσ＝Kσcσ+Gσ(7)
其中，
是吸光度矢量；
是光吸收综合系数矩阵；
是目标感光物质浓度矢量；
是散射因数矢量。
在式(7)中，Aσ可通过光电设备测出，Kσ可以根据感光物质的特性和入射光的波长确定，那么目标感光物质浓度可被计算出：
其中，且m≠n时，为Kσ的广义逆；在m＝n时，为光吸收系数矩阵的逆矩阵。
Gσ是未知的，不易确定，目前还没有有效的界定方法。因此，在临床上，通常采用经验数据来实现计算。
在发射器和接收器的位置确定时，所有感光物质的散射因数相等，而且DPF和d在检测的周期内不改变，由公式(7)可得出目标感光物质浓度的相对时间的变化量Δc与光吸收强度的变化或差分ΔA之间的关系如下：
ΔAσ＝KσΔcσ(9)
同理可以推出，在不同入射光下，多种感光物质浓度的变化可描述为：
其中，
是吸光度差分矢量；
是目标感光物质浓度变化矢量。
由于未知变量Gσ在差分运算时被消除，因此，目标感光物质浓度的相对值或其变化趋势的测量在临床上被应用于器官组织的实时检测。
如上所述的计算是基于单个或多光源在相同位置发射且由一个光信号接收器构成的光电传感装置。这种传统的传感装置和数据计算方法是目前临床应用的主流技术。中国专利申请201220207114.X描述了两个波长的发光装置以及与之相关的开关控制方案。中国专利申请2004800030074.X、美国专利US8412294B2和US8260389B2给出了一种用于尿动力学分析的方法和设备，应用多光源和单光信号接收器检测排尿或排空过程中任意一个时间点与初始时刻的血红蛋白的相对变化趋势提供尿动力学的特征等。中国专利200780049068.7和200880022988.4是同一技术方案应用的延伸和拓展。然而，在检测过程中，把光电传感器放在耻骨上方，所获取的信息包含了腹部肌肉和膀胱肌肉混合的光学特性，从根本上无法把两者分离，因此，需要不同的光电传感器结构，能够检测并确定一定检测深度的目标器官的临床特征。
在人的一生中，膀胱在盆腔内的位置变化很大。婴儿时膀胱的位置较高，位于下腹部，其膀胱颈接近骨盆耻骨联合上缘；到20岁以后，由于骨盆的扩张以及倾斜，膀胱位置逐渐降至盆腔内。此外，膀胱的形态还因膀胱内尿液的多少及邻近脏器的状态不同而异：膀胱空虚时，整个膀胱均位于盆腔内，膀胱尖不超过耻骨联合上缘；膀胱充盈时，则可向前上膨胀至腹部膀胱尖即上升至耻骨联合以上，这时腹前壁折向膀胱的腹膜也随之上移，使膀胱的前下壁直接与腹前壁相贴。临床上，在充盈与空虚的转化过程中，膀胱尖随着尿液的增加或减少而逐渐在耻骨内侧上下移动，而这种生理移位现象在检测技术上带来问题是1)光电传感器对目标器官组织的移位比较敏感，检测所得到的信息可能有生理移位在内的伪信息；2)所检测的器官组织在移位过程中移出光电传感器的检测范围。因此，生理移位是在检测过程中不容忽视的因素。
中国专利申请201220137655.X用两个不同波长且不同位置的光发射器和与之不同距离的两个光信号接收器，以检测动物器官组织的血氧饱和度，但没有给出如何利用这种多几何位置的传感器设置和计算。中国专利200310113534.7描述了一种利用两个不同波长而同位置的光发射器和与之同一条直线而不同距离的三个光信号接收器，以不同检测距离下、同一波长光源照射下感光物质的吸光度的差分计算吸氧刺激下新生儿脑部组织氧饱和度。但因为不同的光发射器与接收器距离所指征的是不同检测深度之器官组织的光学特性，而且差分计算式非但不能消除与发射器和接收器间距离或它们的几何位置密切相关的散射因数，反而在氧饱和度的计算中需要确定4个经验参数，而且这些经验参数通常因受试者和受试器官组织的不同而改变或校正。因此，需要一种普遍适用的血氧饱和度计算方法。
美国专利US6594513B1研究一种测量大脑血氧饱和度的方法。提出了采用至少三个波长光源的等检测距离的光吸收度的差分，实现一种与Hb和HbO2浓度无关，而与Hb和HbO2分子个数相关的大脑血氧饱和度计算方法。但由于运用透射原理而没有考虑散射对差分传播路径对Hb和HbO2浓度计算的影响，没有提供Hb和HbO2浓度绝对值的计算。在大部分临床实践中，检测是通过运用同侧于目标器官的光发射器和接收器，以散射的原理检测Hb和HbO2的浓度及其衍生计算的，因此如何消除不能确定的散射因数，成为利用散射原理定量检测的关键。同时，由于使用三个以上波长的光源信号才能进行差分计算，需要对波长的选取进行针对性研究。
综上所述，目前NIRS技术在临床应用中存在的问题如下：1)针对动物器官组织的检测，由于目标器官组织和器官周围组织的或不同检测深度层次的感光物质具有相似的光学特性，所检测到得数据无法证明是指征纯粹目标器官组织的特性。2)在检测过程中，目标器官组织的生理移位影响其感光物质浓度的检测，这种生理移位往往被视为感光物质浓度变化的一部分，进而影响检测结果。3)典型的NIRS装置发射具有多个波长(通常两个或多个波长)的光并且在光穿过器官组织之后检测所述光，波长的选择有待于有针对性地和目的性地确定。4)Beer-Lambert定律在以散射为主的实际临床应用中受到挑战，而改进的定律中由于散射因数G是一个未知的常数，公式(8)中的目标感光物质浓度绝对值的直接计算在实际应用中是很困难的。5)在氧饱和度计算中，使用过多的人为指定系数和参数，在实际应用中，需要针对不同受试者或不同目标器官以及不同检测时间的同一器官来校正。
发明内容
针对以上NIRS技术在实际应用中存在的问题，本发明提供并行近红外光电传感装置及动物器官组织检测系统与方法。
本发明技术方案如下：
一种并行近红外光电传感装置，其特征在于，包括传感元件分布表面，在所述传感元件分布表面上设置有光源信号发射器阵列和光信号接收器阵列，所述光源信号发射器阵列中包括至少一个由两个光源信号发射器组成的发射器单元，所述光信号接收器阵列中包括至少一个由两个光信号接收器组成的接收器单元，所述发射器单元与所述接收器单元在所述传感元件分布表面内呈相互并列设置或呈相互交叉设置。
所述发射器循环单元中包括两个光源信号发射器，沿四边形中的一条对角线分布；所述接收器循环单元中包括两个光信号接收器，沿所述四边形中的另一条对角线分布。
所述发射器循环单元中包括两个光源信号发射器，其中第一光源信号发射器位于四边形的左上角，第二光源信号发射器位于所述四边形的右下角；所述接收器循环单元中包括四个光信号接收器，其中第一光信号接收器和第二光信号接收器与第一光源信号发射器形成所述四边形的上边，其中第四光信号接收器和第三光信号接收器与第二光源信号发射器形成所述四边形的下边；第一光源信号发射器与第四光信号接收器形成所述四边形的左边，第二光源信号发射器与第二光信号接收器形成所述四边形的右边。
第一光源信号发射器与第四光信号接收器之间的距离a1，第一光源信号发射器与第一光信号接收器之间的距离c1，第一光源信号发射器与第三光信号接收器之间的距离b1，第一光信号接收器与第二光信号接收器之间的距离d1，第二光源信号发射器与第二光信号接收器之间的距离a2，第二光源信号发射器与第三光信号接收器之间的距离c2，第二光源信号发射器与第一光信号接收器之间的距离b2，第三光信号接收器与第四光信号接收器之间的距离d2，具有以下关系式：a1＝a2＝c1+d1；b1＝b2；c1＝c2；d1＝d2。
所述光源信号发射器能够发射三个或三个以上不同波长的光源信号。
至少三个不同波长的光源信号分别为：760±15nm、800±15nm和880±15nm。
所述传感元件分布表面的下方设置有距离调整装置，用于调整光源信号发射器之间、光信号接收器之间和/或光源信号发射器与光信号接收器之间的距离。
所述光源信号发射器阵列中的每一个光源信号发射器均通过光源驱动器连接传感装置中心控制器，所述光信号接收器阵列中的每一个光信号接收器均通过信号处理器连接传感装置中心控制器。
一种动物器官组织检测系统，用于检测器官组织感光物质浓度或其变化量，或者用于检测器官组织血氧饱和度，其特征在于，包括上述并行近红外光电传感装置。
所述动物器官组织包括皮肤、淋巴、外生殖器、前列腺、大脑、乳腺或膀胱等。
一种尿动力学检测系统，其特征在于，包括上述并行近红外光电传感装置。
本发明有利于实现以下目的:1)为检测目标器官组织的光学特性，光电传感装置的设计必须实现对目标器官组织多深度层次检测，即能有效地分辨出目标器官组织及其周围组织的光学特性。2)为检测目标器官的生理移位对其感光物质浓度或其变化量的影响，光电传感装置的设计必须能够检测出目标器官的生理移位现象。3)为计算的需要，发射光波长必须最大可能地根据感光物质浓度最敏感的光谱区域选择，以提高检测的灵敏度。4)为解决感光物质浓度绝对值的直接计算的困难，在浓度计算中应消除不能确定的散射因数。5)为避免针对不同受试者或不同目标器官来校正算法，普遍适用的血氧饱和度计算方法必须消除与受试对象和目标器官有关的人为参数。
本发明利用不同发射光波长下目标感光物质吸光度的差分来确定感光物质浓度及其变化量和目标器官组织的血氧饱和度的测量。用多种不同波长的入射光照射器官组织，再根据接收到的主要感光物质吸光度的差分，可直接计算出组织中主要感光物质Hb、HbO2、Cyt、Mb等的浓度或其变化量，并提供一个普遍适用或通用的O2St血氧参数计算方法。
本发明提供了用于动物器官组织检测的多光源和多光检测器(或多光电传感器)的并行近红外光电传感装置。运用多个光电传感器可对目标器官组织进行分层检测，实现对目标组织不同深度层次或立体测量以获得所感兴趣的目标组织的近红外感光物质浓度及其变化趋势和器官组织血氧饱和度。
本发明还提供了并行近红外传感装置，针对某些器官组织的在临床上的生理移位现象，实现同平面不同位置对目标器官组织的测量，能够检测并识别出目标器官组织的生理移位所带来的影响。
本发明还进一步提供多光源的波长的选择方案，根据感光物质Hb、HbO2对光吸收最敏感的光谱区域选择相应的波长，并考虑骨质和水分的敏感光谱区域，所选择的波长使得计算结果更敏感地反映目标器官组织的光学特性。
本发明还进一步提供在利用特定差分路径下感光物质对不同波长的入射光的吸收度的差分，消除改进的Beer-Lambert定律在计算中不能确定的散射因数，使目标感光物质浓度绝对值可通过直接计算而得到。
本发明还进一步提供在氧饱和度计算中，利用改进的Beer-Lambert定律，消除不能确定的散射因数并抵消差分路径而得到的一种普遍适用的氧饱和度计算方法。
作为应用实例，本发明还提供了基于并行近红外光电传感装置的无创尿动力学检测系统和方法。该方法通过在合适的位置放置并行近红外光电传感装置，检测目标器官组织包括膀胱的近红外感光物质(Hb、HbO2、Cyt、Mb等)的浓度或其变化趋势及其血氧饱和度。所检测近红外感光物质浓度变化趋势数据与目标器官膀胱的逼尿肌的收缩与舒张活动相关联；与同步收集的尿流量/率数据结合使用，本发明可用于尿动力学的检测。
作为应用实例，本发明还提供了用于大脑、乳腺等器官组织的多深度层次的检测方法。该方法通过在合适的位置放置并行近红外光电传感装置，检测目标器官组织不同深度层次的近红外感光物质(Hb、HbO2、Cyt、Mb等)的浓度或其变化趋势及其血氧饱和度。
本发明用于其它器官组织的检测方法可由以上应用实例类推。
本发明还提供了适用于临床应用环境的无线数据传输方案。经由发射器发出的光源直接作用于目标器官组织，光传感装置也直接从目标器官上检测所感兴趣的组织的近红外感光物质浓度及变化趋势以及组织血氧饱和度。本发明由于没有使用光缆传递光源或被测光信号，从根本上去除了光缆使用所引起的人为干扰，保证了信号的真实性。
附图说明
图1是根据本发明实施实例的基于近红外光谱学的具有近红外多波长光发射器和光信号接收器的光电传感器。
图2是根据本发明实施实例的由发射和接收单元交叉设置的双单元并行近红外传感装置的示意图。
图3是根据本发明实施实例的由发射和接收单元交叉设置的多双单元并行近红外传感装置的示意图。
图4是根据本发明实施实例的由发射和接收单元并列设置的多双单元并行近红外传感装置的示意图。
图5是根据本发明实施实例的并行近红外光电传感装置的控制系统结构图。
图6是根据本发明实施实例的发射光信号波长分布图。
图7是根据本发明实施实例的用于大脑组织血氧饱和度检测示意图。
图8是根据本发明实施实例的用于膀胱组织检测示意图。
图9是根据本发明实施实例的尿动力学检测系统结构图。
图10是根据本发明实施实例的尿动力学检测方法的流程图。
具体实施方式
下面结合附图(图1–图10)对本发明进行说明。附图示出本发明的非限制性的实施实例。以下将详细描述本发明的细节及实施实例的特征。贯穿以下描述，阐述了本发明的具体实施细节，为本领域技术人员提供对本发明更全面的理解；但是，没有示出或详细描述常识性的或已知的实施元素，以避免造成不必要的赘述。因此，描述和附图可以认为是说明性的而不是限制性的。
图1示出组成本发明实施实例中的用于并行近红外光电传感装置的基于近红外光谱学的具有近红外多波长光源信号发射器和多光信号接收器的光电传感器100。光电传感器100由以下基本组件构成：
多近红外光源信号发射器123，发射多个近红外光谱内的近红外光。光源波长的选择与被检测感光物质有关，在图6的描述中给出。
多个近红外光信号接收器121A和121B。多个接收器用于揭示不同深度感光物质的浓度特征，所探测到的光子在感光介质中传播深度与发射器和接收器之间的距离大约成正比关系。本发明的实施实例中的近红外光源接收器121A与121B相比，121A距离近红外光源输出口123要远一些；与接收器121A和121B相对应的光子散射差分传播路径分别为125A和125B，所对应的光传播或检测深度分别为126A和126B。在本发明的一个实施实例中，接收器121A和121B与光源输出口123的距离分别为10mm～30mm和40mm～60mm，这些距离的确定与目标器官组织的性质及其所在的部位有关。
传感装置内表面122与受试者皮肤直接接触或通过一个厚度可以忽略不计的隔离或粘贴材料作用在受试者皮肤上。在近红外光信号接收器121A和121B以及发射器123处凸出于传感装置内表面122，具有光屏蔽功能。
图2示出基于近红外光谱学的并行近红外光电传感装置200。如图2所示，一种由发射和接收单元交叉设置的双单元并行近红外传感装置200，其特征在于，包括传感元件分布表面213，在所述传感元件分布表面213上设置有光源信号发射器阵列(例如包括光源信号发射器E1和E2)和光信号接收器阵列(例如包括光信号接收器R11、R12、R21和R22)，所述光源信号发射器阵列中包括至少由两个光源信号发射器组成的发射器单元216(例如包括光源信号发射器E1和E2)，所述光信号接收器阵列中包括至少由两个光信号接收器组成的接收器单元217(例如由光信号接收器R11、R12、R21和R22组成，或者仅仅由R12和R22组成，或者仅仅由R11和R21组成，或者R11和R12中的任意一个与R21和R22中的任意一个组成)，所述发射器单元与所述接收器单元在所述传感元件分布表面内呈相互并列设置(见图4)或呈相互交叉设置(见图2和图3)。
包括传感元件分布表面213，在所述传感元件分布表面213上设置有光源信号发射器阵列(例如包括光源信号发射器E1和E2)和光信号接收器阵列(例如包括光信号接收器R11、R12、R21和R22)，所述光源信号发射器阵列中的发射器循环单元216(例如由光源信号发射器E1和E2组成)与所述光信号接收器阵列中的接收器循环单元217(例如由光信号接收器R11、R12、R21和R22组成，或者仅仅由R12和R22组成)相互交叉于一个四边形中。装置200可由两个或多个在图1中描述的近红外光电传感器构成，并且所有光信号接收器可接收来自所有发射器所发射的光信号。详细的基本组件构成如下：
光电传感器211和212为两个并列的在图1中所描述的光电传感器，其中E1和E2为多光源信号发射器，R11、R12、R21和R22为光信号接收器。每个多光源信号发射器分别发射选择波长的近红外光，每个接收器按既定的顺序接收每个多光源信号发射器所发出的经由目标器官组织的散射光。可通过对发射器与接收器之间的距离a1、b1、c1、d1和a2、b2、c2、d2的调节，控制在目标器官组织中期望的光散射传播路径或传播深度，实现对目标器官组织的多层次立体检测和生理移位现象的揭示。在目标器官组织及其所在的部位确定的临床应用中可预先确定或经由训练的操作者自行确定。
图3示出基于近红外光谱学的并行近红外光电传感装置的又一实例230。所述的多双发射器单元与所述接收器单元在所述传感元件分布表面呈交叉设置，其特征在于，包括传感元件分布表面233，在所述传感元件分布表面233上设置有光源信号发射器阵列(例如包括光源信号发射器E1、E2和E3)和光信号接收器阵列(例如包括光信号接收器R11、R12、R21、R22、R31和R32)，所述光源信号发射器阵列中包括至少由两个光源信号发射器组成的发射器单元236a(例如包括光源信号发射器E1和E2)和发射器单元236b(例如包括光源信号发射器E2和E3)，所述光信号接收器阵列中包括至少由两个光信号接收器组成的接收器单元237a(例如由光信号接收器R11、R12、R21和R22组成，或者仅仅由R12和R22组成，或者仅仅由R11和R21组成，或者R11和R12中的任意一个与R21和R22中的任意一个组成)和接收器单元237b(例如由光信号接收器R21、R22、R31和R32组成，或者按类似接收器单元237a设置的接收器组合而成)，所述发射器单元236a和236b与所述接收器单元237a和237b在所述传感元件分布表面内呈相互交叉设置。可通过对发射器与接收器之间的距离a1、b1、c1、d1和a2、b2、c2、d2以及a3、b3、c3、d3、a4、b4的调节，控制在目标器官组织中期望的光散射传播路径或传播深度，实现对目标器官组织的多层次立体和生理移位现象的检测。
图4示出基于近红外光谱学的并行近红外光电传感装置的又一实例240。所述的多双发射器单元与接收器单元在所述传感元件分布表面呈并列设置，其特征在于，包括传感元件分布表面243，在所述传感元件分布表面243上设置有光源信号发射器阵列(例如包括光源信号发射器E1、E2和E3)和光信号接收器阵列(例如包括光信号接收器R11、R12、R21、R22、R31和R32)，所述光源信号发射器阵列中包括至少由两个光源信号发射器组成的发射器单元246a(例如包括光源信号发射器E1和E2)和发射器单元246b(例如包括光源信号发射器E2和E3)，所述光信号接收器阵列中包括至少由两个光信号接收器组成的接收器单元247a(例如由光信号接收器R11、R12、R21和R22组成，或者仅仅由R12和R22组成，或者仅仅由R11和R21组成，或者R11和R12中的任意一个与R21和R22中的任意一个组成)和接收器单元247b(例如由光信号接收器R21、R22、R31和R32组成，或者按类似接收器单元247a设置的接收器组合而成)，所述发射器单元246a和246b与所述接收器单元247a和247b在所述传感元件分布表面内呈相互平行或并行设置。可通过对发射器与接收器之间的距离w1、x1、y1、z1和w2、x2、y2、z2以及w3、x3、y3、z3、w4、x4的调节，控制在目标器官组织中期望的光散射传播路径或传播深度，实现对目标器官组织的多层次立体和生理移位现象的检测。
本发明实施实例中的并行近红外光电传感装置的应用使得本发明能够更好地适用于不同的受测对象，用于不同检测深度器官组织的检测以及器官组织生理移位现象的检测。在以下图7和图8的描述中将给出不同器官组织检测应用实例。
图5展示出本发明实施实例中的并行近红外光电传感装置的控制系统结构300。在具体实现中，控制系统结构300可由传感装置中心控制器310、光驱动器320和信号处理器330组成，块360为并行近红外光电传感装置的发射器和接收器的示意。具体描述如下：
传感装置中心控制器310，用于光驱动器320和微信号处理器330的实时控制和协调以及数据采集和模数转换。
传感装置中心控制器310将期望的发射光强转化为模拟信号321输出到光驱动器320，光驱动器320接收来自传感装置中心控制器310的模拟信号321，经转换后的电流驱动信号322用于光发射器E1、E2的驱动。
信号处理器330将近红外光信号接收器R11、R12、R21、R22接收到的散射光的电信号331滤波、放大，通过连接把模拟信号332传送到传感装置中心控制器310。
传感装置中心控制器310接收来自信号处理器330的模拟信号332，并将其转换为数字信息用于目标计算。
传感装置中心控制器310的电源390可由传感装置外部供给，或由传感装置内部电池供应。
传感装置中心控制器310的一个重要用途是发射光的光强初始化。所发射的光的强度是在发射光之前根据不同的受试对象调整或弱化的光，所述的调整用于补偿所述不同目标器官组织的差异。在确定初始发射光强时，把所述并行近红外光电传感装置定位且放置在被检测器官组织上，然后针对不同的波长的光源控制发射不同强度的近红外光，查验接收的近红外光信号在所能处理的电信号的中间值，此中间值可作为最佳初始光强控制参数。如果在检测过程中接收的近红外光信号达到其饱和值，可按上述方法在线重新确定发射光强。
传感装置中心控制器310还用于与外界的数据通信380，其中，指令和数据传输可以通过蓝牙等标准或自定义的无线通信协议进行，也可以通过有线方式进行。在技术实现实例中，传感装置中心控制器310也可直接计算出被测器官组织的生理参数，如Hb、HbO2的浓度或其变化量及O2St值等。
图6展示本发明实施实例的发射光信号波长选择的分布400。从图中各主要感光物质对不同波长发射光的光吸收系数曲线可以看出，水分子的光吸收系数460在波长大于900nm的红外光谱区域很大，在波长小于700nm的光谱区域很小，而在700nm至900nm的区域的光吸收系数远小于Hb的吸收系数470和HbO2的吸收系数480。
考虑体内骨质对可见光的吸收率较高，对目标器官组织的检测应最大限度地应用近红外光。所以，利用700nm至900nm区域波长的光源，使得检测器官组织中的其它成分成为可能。在700nm至800nm波长区域中，Hb的光吸收系数470大于HbO2光吸收系数480，在此区域选择合适的波长的光照射器官组织，光被吸收的程度将依赖于组织的血氧饱和度，最合适的波长大约为760nm或在指示410附近的波长。在800nm至900nm区域中，Hb和HbO2的光吸收系数接近，且在使用等吸收光点800nm或以指示420附近的波长的光照射器官组织时，光被吸收的程度将反映组织内血红蛋白的总量HbS；在选用880nm或在指示430附近的波长时，HbO2光吸收系数达到局部最高。在本发明实施实例中，考虑工程实现的实际情况，三个光源波长的选取应分别为760±15nm、800±15nm和880±15nm，而且两个波长的间隔应至少为30nm。
基于以上波长选择的目标器官组织中主要感光物质的浓度及其变化量和血氧饱和度的计算如下：
如前所述，选取三个光源波长分别为760nm、800nm和880nm，考虑被测器官组织中的主要感光物质为Hb、HbO2以及其他物质Q，例如Mb、Cyt和水分等，可根据被测组织的性质决定，例如，大脑组织中Q主要为Cyt，而在肌肉组织中Q主要为Mb等。由公式(4)得知：
Gi(i＝760,800,880)与被测光敏物质无关，只与发射器和接收器在被测器官组织上放置的几何参数有关，所以在相同散射差分路径下有：
G760＝G800＝G880(14)
那么，如果相同散射差分路径下感光物质的光吸收度在不同波长下的差分为：
A760vs800＝A760-A800(15)
A760vs880＝A760-A880(16)
A880vs800＝A880-A800(17)
感光物质的光吸收综合差分系数为：
其中，λi，λj＝760nm，800nm，880nm，λi≠λj。由公式(11)-(20)可得出：
亦即：
或简化为：
Aτ＝Kτcτ(25)
其中，
Aτ＝[A760vs800A760vs880A880vs800]T，为吸光度差分矢量，由3个波长的发射和接收的光强按公式(1)和(15)～(17)计算确定；
为吸光系数综合差分矩阵，由被测物质对3个波长入射光的光吸收系数、光发射器与接收器之间直接距离及光散射差分路径因数确定。
cτ＝[cHbcHbO2cQ]T，为被测物质浓度矢量。
由此可得：
那么，器官组织血氧饱和度O2St为:
如果3个波长的光发射器和接收器处于相同的几何位置即发射器和接收器的距离在检测过程中不变，且假设散射差分路径因数对近红外750nm～900nm区间光近似相同，那么由公式(2)可进一步得知:
其中，光吸收系数差分矩阵为：
其中，λi，λj＝760nm，800nm，880nm，λi≠λj。
由公式(25)可得：
Aτ＝EτdDPFcτ(33)
由此可求得被测器官组织中感光物质的浓度为：
由此可见，器官组织血氧饱和度O2St计算公式(27)中，光发射器与接收器之间的直接距离d和光散射差分路径因数DPF在血液氧饱和度O2St的计算中被抵消，亦即，O2St只与血液中感光物质Hb、HbO及Cyt或Mb等对不同波长的摩尔吸光系数的差分以及光吸收度在不同波长下的差分有关，λi，λj＝760nm，800nm，880nm，λi≠λj。
图7示出基于近红外光谱学的并行近红外光电传感装置用于大脑血氧饱和度检测的实例500。实例500基本检测原理如下：
对于大脑血氧饱和度检测的应用着于重深层次大脑组织的检测，检测到的深层次大脑组织的信息中包含有浅层次的感光物质的信息，所以多层次的立体检测能够提供更准确的目标器官组织的特性。如图7所示为本发明的一个实施实例，其中，放置并行近红外光电传感器510于目标检测区域，调整或预先确定发射器511与接收器512、513之间的距离，可实现浅层次检测520，且主要被测组织为大脑皮层530及头骨、脑膜等混合层531；也可实现深层次检测521，大脑组织532为主要被测组织。
检测深度层次的数量由并行近红外光电传感装置的发射器与接收器之间的距离决定。为方便分层次计算，可设定并行近红外传感装置200中的距离a1＝a2＝c1+d1、b1＝b2、c1＝c2、d1＝d2。这样，并行近红外传感装置200所检测器官组织的层次按直接分路径的长短大致可分为三层，例如LB1层发射器与接收器的距离为c1＝c2＝20mm、LB2层为a1＝a2＝c1+d1＝c2+d2＝40mm和LB3层为b1＝b2＝45mm。在应用中，LB1层通常为头骨等组织，LB2和LB3层则为大脑组织。
作为本发明的另一实施实例，对于乳腺等应用则着重于多层次组织的检测，为方便分层次计算，可设定并行近红外传感装置200中的距离a1＝a2、b1＝b2、c1＝c2、d1＝d2。这样，装置200所检测器官组织的层次按散射差分路径的长短大致可分为4层，例如LR1层发射器与接收器的距离为c1＝c2＝20mm、LR2层为a1＝a2＝30mm、LR3层为c1+d1＝c2+d2＝50mm，得LR4层为b1＝b2＝42mm。在应用中，可检测4个不同深度层次的乳腺组织。如果需要，可调整相对距离a1、b1、c1、d1和a2、b2、c2、d2以实现更多深度层次的检测。
图8示出并行近红外光电传感装置的膀胱血氧饱和度及感光物质浓度或其变化值检测的实例600。实例600基本检测原理如下：
对于膀胱等伴随生理移位现象的体内器官，并行近红外光电传感装置的应用既要着重于深层次器官组织的检测，又要考虑器官生理移位的检测。膀胱尖部于其灌注或排空过程中在耻骨后方上下移动，使得实时监测到的信息不是同一组织部分或区域的信息。考虑到膀胱组织的一致性，设置并行传感装置610，放置在受试者的耻骨632外上方，让膀胱636尖部的生理移动方向638正交切割并行近红外光电传感装置的光电传感器611和612的发射器和接收器所构成的直线。图中示出充盈状态的膀胱636与排空过程中某一状态的膀胱637，膀胱尖的生理移动方向638标志为膀胱尖在灌注或排空过程中的相对移动。为标示膀胱的位置，图中633为脊椎。
腹部肌肉等组织631对膀胱636在检测中的影响可通过并行传感装置610的浅层次检测来获得，膀胱636尖部在灌注或排空过程中的生理移位将由并行传感装置610的两组并行的深层次检测而得到。例如，在排空开始时，并行近红外光电传感装置的光电传感器611和612都能测得膀胱630的光学信息；膀胱在排空过程达到某一状态637时，虽然光电传感器612任然能够测得膀胱630的光学信息，光电传感器611却无法测得膀胱637的光学信息；此时，由于膀胱尖生理移位的发生，光电传感器611在其接收器输出数据信息中的异变会反映出膀胱从状态630到637的这种由膀胱尖生理移位所带来的改变。膀胱的灌注过程为排空的逆过程。
在应用实例中，为方便分层检测，可设定并行近红外传感装置200中的距离a1＝a2＝c1＝c2、c1+d1＝c2+d2、b1＝b2。这样，装置610所检测器官组织的层次按散射差分路径的长短大致可分为3层，例如：LA1层发射器与接收器的距离为a1＝a2＝c1＝c2＝20mm、LA2层和LA3层为c1+d1＝60mm和c2+d2＝60mm、LA4层为b1＝b2＝45mm。在应用中LA1通常为腹部肌肉组织，LA2和LA3或两个光电传感器在相隔20mm的不同的位置上检测同一深层次膀胱组织，LA4层的信息可用于参考。这种多深度层次的检测结果为熟知本领域的业界使用者提供全方位的有关膀胱及腹部组织的在膀胱充盈或排空过程中的尿动力学特性。同时，LA2和LA3可用于检测出膀胱尖的生理移位，为操作人员提供有效的信息。
图9示出基于并行近红外传感装置的尿动力学检测系统700。检测系统700由以下基本组件构成：
近红外光学并行传感装置701。在本发明的一个实施实例中，该传感装置置于耻骨上方优选的合适部位，目标器官组织为灌注或排空过程中的膀胱组织。通过对被测对象实施近红外光谱学检测，以检测膀胱组织中对近红外光敏感的生化物质或成份对近红外光的吸收状况，进而确定在膀胱灌注或排空过程中这些感光物质的浓度或其变化值及器官组织的血氧饱和度。传感装置701的电源或能量可通过电源702供给，电源线703用于连接传感装置701和电源702。传感装置701获取的数据可通过蓝牙等无线数据通信方法704传送到数据分析单元705。传感装置701、电源702及电源线703可以集成到一起，以简便临床操作。
尿流计706用于在排空的检测过程中与并行近红外光学传感装置701同步、实时采集尿流量和尿流率等数据。尿流计706获取的数据可通过蓝牙等无线或有线数据通信方法707传送到数据分析单元705。
在本发明的一个实施实例中，可以用超声波等能探测到膀胱的位置及膀胱内尿液体积的器官组织探测器708，为光学传感装置701在耻骨上方确定优选的合适的位置，并测量排空前和排空完成后尿液的体积。超声探测装置708获取的数据可通过蓝牙等无线或有线数据通信方法709传送到数据分析单元705。
数据分析单元705用于收集从传感装置701、尿流计706和超声探测装置708获取的数据，给出被测者尿动力学的特征，为受过行业训练的医务人员提供对被测者进行尿动力学诊断的依据。
图10显示出基于近红外光谱学的尿动力学检测装置700的临床操作步骤800：
首先进行步骤811，让受试者喝进水或软饮料，直至灌注膀胱至充盈并有尿急感；
与此同时，医务人员按步骤812准备检测设备，运行程序，确认数据分析单元与各单元之间的数据通信处于正常工作状态。
然后，当受试者报告有尿急感时，医务人员按步骤813用超声设备探测膀胱在耻骨上方的准确位置，同时测量尿液的体积，并将数据传送给数据分析单元705。
此时，进入步骤814，医务人员按步骤813获得的膀胱位置在受试者耻骨上方放置并行近红外光电传感装置701，并根据受试者的体位放置尿流计706。
完成以上步骤后，在步骤815中，医务人员指示受试者开始排空(排尿)，并将该指示输入数据分析单元705。
在排空过程中，步骤816要求系统同步收集光传感装置701和尿流计706的数据信息。
受试者报告排空结束后，按步骤817，用超声装置确定膀胱内剩余尿液体积，并将数据传送给数据分析单元。
最后，在步骤818中，数据分析单元705给出数据分析结果。
目前，尿动力学的检测和诊断主要借助于微创尿动力学检测系统，以判断膀胱及尿路的功能是否正常。这种方法通常需要用两个带有压力传感器的导管插进膀胱和肛门以测量膀胱壁在排空过程中的压力及其变化。导管的使用会给病人带来感染等及其它并发症，尤其是对就诊的多数男性前列腺病人，由于尿路狭窄而无法接受导管插入。同时，插入膀胱的导管必将会对本来就狭窄的尿路产生一定的阻塞作用，使得系统无法检测到真实的排空过程，继而影响诊断结果。因此，无创尿动力学检测系统可提供真实的膀胱动力学信息。
本发明提供基于近红外光谱学的无创尿动力学检测系统和方法。该方法通过在合适的位置放置并行近红外传感装置，检测目标器官组织包括膀胱的近红外感光物质(Hb、HbO2、Cyt及Mb等)的浓度或其变化趋势以及膀胱组织的血氧饱和度等。所检测数据与膀胱的尿动力学变化相关联，因此，对近红外感光物质浓度变化和趋势的分析可用于判别膀胱逼尿肌的收缩与舒张活动；与同步收集的尿流量/率数据结合使用，本发明的检测结果可为尿动力学诊断提供依据。
本发明还提供多光源信号发射器和多接收器用以膀胱组织的近红外感光物质浓度及变化趋势的尿动力学检测系统和方法。运用并行近红外传感装置检测多个近红外感光物质；运用并行近红外传感装置可对其下的器官组织进行分层检测，以获得所感兴趣的组织的近红外感光物质浓度及变化趋势。
本发明还提供适用于临床应用环境的无线数据传输方案。光源直接作用于被测的目标组织，光电传感装置也直接从被测器官组织上检测所感兴趣的组织的近红外感光物质浓度及变化趋势。本发明所述系统和方法由于没有使用光缆传递光源或被测光信号，从根本上去除了光缆的使用所引起的人为干扰等不稳定因素，保证了信号的真实性。
Claims (10)
1.一种并行近红外光电传感装置，其特征在于，包括传感元件分布表面，在所述传感元件分布表面上设置有光源信号发射器阵列和光信号接收器阵列，所述光源信号发射器阵列中包括至少由两个光源信号发射器组成的发射器单元，所述光信号接收器阵列中包括至少由两个光信号接收器组成的接收器单元，所述发射器单元与所述接收器单元在所述传感元件分布表面内呈相互并列设置或呈相互交叉设置；
所述发射器单元中的一个光源信号发射器与所述接收器单元中对应于该一个光源信号发射器的光信号接收器组成一个光电传感器，所述发射器单元中的另一个光源信号发射器与所述接收器单元中对应于该另一个光源信号发射器的光信号接收器组成另一个光电传感器；所述一个光电传感器和所述另一个光电传感器呈并列设置；
所述光源信号发射器能够发射三个或三个以上不同波长的光源信号；所述并行近红外光电传感装置用如下公式确定被测器官组织中感光物质的浓度：其中,cτ＝[cHbcHbO2cQ]T为感光物质的浓度矢量，cHb为脱氧血红蛋白浓度，cHbO2为氧合血红蛋白浓度，cQ为其他感光物质浓度,d为光发射器与接收器之间的直接距离，DPF为光散射差分路径因数，Aτ为吸光度差分矢量，Eτ为吸光系数差分矩阵；进而，用以下公式计算被测器官组织的血氧饱和度O2St，即代入所述感光物质浓度的公式，光发射器与接收器之间的直接距离d和光散射差分路径因数DPF在计算中被抵消，亦即，O2St只与血液中感光物质对不同波长的摩尔吸光系数的差分以及吸光度在不同波长下的差分有关。
2.根据权利要求1所述的并行近红外光电传感装置，其特征在于，所述发射器单元中包括两个光源信号发射器，沿四边形中的一条对角线分布；所述接收器单元中包括两个光信号接收器，沿所述四边形中的另一条对角线分布。
3.根据权利要求1所述的并行近红外光电传感装置，其特征在于，所述发射器单元中包括两个光源信号发射器，其中第一光源信号发射器位于四边形的左上角，第二光源信号发射器位于所述四边形的右下角；所述接收器单元中包括四个光信号接收器，其中第一光信号接收器和第二光信号接收器与第一光源信号发射器形成所述四边形的上边，其中第四光信号接收器和第三光信号接收器与第二光源信号发射器形成所述四边形的下边；第一光源信号发射器与第四光信号接收器形成所述四边形的左边，第二光源信号发射器与第二光信号接收器形成所述四边形的右边。
4.根据权利要求3所述的并行近红外光电传感装置，其特征在于，第一光源信号发射器与第四光信号接收器之间的距离a1，第一光源信号发射器与第一光信号接收器之间的距离c1，第一光源信号发射器与第三光信号接收器之间的距离b1，第一光信号接收器与第二光信号接收器之间的距离d1，第二光源信号发射器与第二光信号接收器之间的距离a2，第二光源信号发射器与第三光信号接收器之间的距离c2，第二光源信号发射器与第一光信号接收器之间的距离b2，第三光信号接收器与第四光信号接收器之间的距离d2，具有以下关系式：a1＝a2＝c1+d1；b1＝b2；c1＝c2；d1＝d2。
5.根据权利要求1所述的并行近红外光电传感装置，其特征在于，至少三个不同波长的光源信号波长分别为：760±15nm、800±15nm和880±15nm。
6.根据权利要求1所述的并行近红外光电传感装置，其特征在于，所述传感元件分布表面的下方设置有距离调整装置，用于调整光源信号发射器之间、光信号接收器之间和/或光源信号发射器与光信号接收器之间的距离。
7.根据权利要求1所述的并行近红外光电传感装置，其特征在于，所述光源信号发射器阵列中的每一个光源信号发射器均通过光源驱动器连接传感装置中心控制器，所述光信号接收器阵列中的每一个光信号接收器均通过信号处理器连接传感装置中心控制器。
8.一种动物器官组织检测系统，用于检测器官组织感光物质浓度或其变化量，或者用于检测器官组织血氧饱和度，其特征在于，包括上述权利要求1-7中任一项所述的并行近红外光电传感装置。
9.根据权利要求8所述的动物器官组织检测系统，其特征在于，所述动物器官组织包括皮肤、淋巴、外生殖器、前列腺、大脑、乳腺或膀胱。
10.一种尿动力学检测系统，其特征在于，包括上述权利要求1-7中任一项所述的并行近红外光电传感装置。
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