CN1529565A - 测量血管中的血细胞比容 - Google Patents

Abstract

提供了分析微循环系统的方法、系统和计算机程序产品，用于确定各种血液成分的量，譬如红血球的量。分析图像以识别血管结构，并且确定诸如血管直径或光密度等可测量参数中的偏差。在本发明的一个实施中，对沿血管的直径测量值确定偏差系数，并且计算红血球的分体积值。所述分体积值用于估算血细胞比容(Hct)。在另一个实施中，根据在沿血管多个点进行的光密度测量值确定偏差系数，并且从光密度测量值的偏差系数计算分体积值和Hct。在又一个实施例中，在单个点处对血管的时序图像测量光密度偏差，并且根据偏差系数计算分体积和血细胞比容。

Description

测量血管中的血细胞比容

技术领域

本发明总体上涉及反射光分析。具体地，本发明涉及使用反射光谱成像确定在管路系统中流动的液体内可视化成分的量。更具体地，本发明涉及使用反射光谱成像确定在哺乳动物特别是人的血管系统的血液内成分的量。

技术背景

普遍认可的正统医学认为包括白血球的全血细胞计数分类(CBC+Diff)是分析患者整体健康状况的最佳测试方法之一。用此测试方法，医生可以检查或者诊断贫血、感染、失血、急性和慢性疾病、过敏反应，以及其它状态。CBC+Diff分析提供血液构成的综合信息，包括红血球计数、血细胞比容、血红蛋白浓度，以及描述全部红血球(RBC)族的大小、形状和载氧特征的指数。CBC+Diff还包括白血球的类型和数量和血小板计数。CBC+Diff是最常开请的诊断性化验之一，在美国每年约进行二十亿次。

常规的CBC+Diff化验只以“有创”的方式进行，其中用针从患者抽取静脉血样，然后送交化验室分析。例如采血人(专门培训的抽血人员)把静脉血样采集进含抗凝剂以防止血液凝结的试管中。然后把样品送到血液学化验室处理，一般在自动多参数分析仪器上处理，譬如弗罗里达州密阿密的Beckman-Coulter Diagnostics制造的多参数分析仪器。CBC+Diff化验结果返回到开单的医生处，一般是在第二天。

有创技术，譬如常规的CBC+Diff化验，对新生儿造成特殊的问题，因为其循环系统还没有充分地发育。典型地使用“足跟刺血”法取血，其中在新生儿的足跟部一或多处做刺口，然后反复地向收集试管中挤出血液。该操作术对于健康状态良好的婴儿也是有损伤的。更重要的是，该操作术会造成不得不进行输血的风险，因为婴儿的总血容量低。新生儿的总血容量是60-70cc/kg体重。从而，在新生儿特护室中护理的低出生重量婴儿(2500克以下)的总血容量在45-175cc的范围。因为其低血容量和出生后红血球生成上的延迟，从早产儿及其它患病婴儿采血往往必须为这些婴儿输血。用于新生儿加强监护室中为婴儿输血用的血库仅次于用于心胸外科用的血库。除了新生儿外，有创技术对于儿童、老年患者、烧伤患者和特护间内的患者也是特别地有压力和/或难于进行。

在实验室发现和物理检查得到的发现之间存在有层次关系。对患者的物理诊断所见与实验室诊断所见之间的界定，一般地是技术限制的结果。例如在贫血的诊断中，常常需要对红血球浓度或者红细胞比容定量分析与望诊的脸色苍白相映证。苍白是皮肤缺乏粉红色，这往往是富含红色素的红血球缺失或者浓度下降的信号。然而也有一些病例中苍白可以由其它病因引起，譬如周围血管收缩，或者被皮肤色素掩盖。因为体被的某些部分受这些因素的影响较小，临床医生发现与贫血有关的苍白可以在嘴的粘膜、结膜、嘴唇，和甲床处较准确地检测。

能够直接地从上述区域之一或多处的检查快速且无创地定量诊断贫血的装置会消除抽静脉血样证实贫血的需要。这样的装置还会消除等待化验室的结果对患者分析造成的延迟。这样的装置还有使患者更加舒适的优点。

譬如粘膜或者无色素的皮肤之类的软组织不吸收可见光谱内和近红外区域的光。尤其是，软组织不吸收血红蛋白吸收光的谱区中的光。这使之可以通过光谱吸收从周围的软组织背景中区分出血管。然而，软组织表面强反光并且软组织本身在光仅穿透100-500微米后就有效地散射光。因此，一般地，由于寻找适合区域，和/或补偿多重散射并补偿表面镜面反射都要涉及的复杂性，使得体内显现循环是不切实际的。因此，对微循环中的细胞显现的研究几乎无例外地都是有创的，并采用含有微循环的薄截面(小于多重散射距离)组织，譬如肠系膜，从而可以用透过组织截面的光通过显微镜观察。其它研究已经试验用时间选通从多重散射区域内产生组织图像(见，Yodh，A.AndB.Chance，Physics Today，March，1995，34-40)。然而，因为光的散射，这些图像的分辨率有限，而且散射系数的计算复杂。

已经进行了一些对雷诺氏病、糖尿病、和镰刀细胞病患者甲床微循环反射光的成像研究。进行这些研究是用于得到有关毛细血管密度、毛细血管形状和血流速度的实验数据，并且限于对毛细血管的简单物理测量。没有进行光谱测量也没有进行各个细胞测量，而且用多普勒技术确定速度。这些研究所用的无创操作术可以用于多数患者，并且以舒适的方式进行。

一种体内分析用的无创装置揭示于授予Winkelman的美国专利4,998,533中。Winkelman装置使用图像分析和反射式分光光度计测量细胞大小和数量之类的各种细胞参数。测量只在可以显现各个细胞的小血管中进行，譬如在毛细血管中进行。因为Winkelman装置只在毛细血管中进行测量，用Winkelman装置进行的测量将不会确切地反映对较大血管的测量。所述不准确性产生的原因是血液的非牛顿粘度特性造成在小毛细血管中细胞体积与血液体积之间的关系不断改变。因此，Winkelman装置不能够测量中心或者说真实血细胞比容，也不能够测量总血红蛋白浓度。

Winkelman装置通过在血球流过微毛细血管时计算各细胞计数来测量相对于红血球数的白血球数。Winkelman装置依赖于累计统计学上可靠的白血球数以估算其浓度。然而经过微毛细血管流动的血液每含有一个白血球就约含有1000个红血球，使此成为不实际的方法。Winkelman装置不提供任何可以显现和计数血小板的手段。而且Winkelman装置也不提供任何可以显现毛细血管血浆或者定量毛细血管血浆构成的手段。Winkelman装置也不提供可以检测血液的异常构成譬如肿瘤细胞的手段。

其它的无创性体内分析装置揭示于1999年11月9日授予WarrenGroner和Richard G.Nadeau的共同受让美国专利5,983,120，题为“Method and Apparatus for Reflected Imaging Analysis”(后文称“`120专利”)，和1999年9月22日以Christopher Cook和Mark M.Meyers名义申请的共同受让美国专利申请09/401,859，题为“Methodand Apparatus for Providing High Contrast Imaging”(后文称为`859申请)。`120专利和`859申请在此全部引入作为参考。`120专利和`859申请的装置提供完全的无创血管系统体内分析。这些装置提供高分辨率显现血球成分(红血球、白血球和血小板)、血液流变学、血管，和整个血管系统的管路。用`120专利和`859申请的装置能够对血球、血球的正常和异常含量，以及血浆的正常和异常构成进行定量测定。

`120专利和`859申请的装置摄取血样的原始反射图像，并且相对于背景对该图像进行标准化以形成校正的反射图像。从校正的反射图像分出分析图像以含有对分析有重要性的部分。`120专利和`859申请所揭示的方法和装置采用比尔定律测定单位体积血液的血红蛋白浓度等特性。用`120专利和`859申请的装置得到的反射图像还可以用于测定单位体积血液的白血球数、平均细胞体积、单位体积血液的血小板数，以及血液的血细胞体积与其总体积的比，这通常称为血细胞比容。

使用比尔定律定量地在光谱图像中测量血管的成分要求成分均匀地在整个血管中分布。例如，比尔定律可以用于根据血红蛋白吸收光谱的等消光率波长处的在体内光密度测量值来测定血红蛋白浓度。然而，这种技术以血管均匀地填充红血球为前提条件。由于测量从光谱图像取得，所以首要的是这种图像含有血液成分的代表性样品，也就是红血球。如果血管含有非均匀分布的红血球，光谱图像就很可能不含有血液成分的代表性样品。而且光密度测量值随时间波动较大，因而个别测量不会准确地反映受测者的真实血红蛋白浓度。

血管直径的大小直接地影响血液成分分布。已表明在血管直径是血球直径许多倍的大血管中红血球均匀地沿血管分布在血管内，从而其所含血红蛋白均匀地沿血管分布在血管内。因此大血管的光谱图像易于含有血液成分的代表性样品，即平均红血球计数。在此情况下可以使用比尔定律产生血红蛋白浓度的准确测量值。

然而，在较小血管中，红血球数的变化较为显著。随着血管直径变小，越来越少的红血球能够并排地经过血管。在最小的血管中，只有单红血球流能够通过。在较小的血管中，光谱图像中的红血球数不论在时间上还是沿血管长度上都可能非常显著地变化。结果，难于得到受测者血管的代表图像。因此根据比尔定律获得的光密度和血红蛋白测量值存在不准确的局限。

在较小的血管中，可以测量红血球计数作为对计算血红蛋白浓度的替代。这可以通过计数血管中单位长度的红血球数达到。这种技术在只能够通过单红血球流的最小血管中有效。

在血管直径显著大于单个红血球的直径却不足以均匀充满红血球的中等大小的血管中，采用不论是细胞计数技术还是比尔定律方法都会在结果中出现显著偏差。然而正是此范围的血管直径是使用`120专利和`859申请的方法最易于通达进行显现和测量的。

因此，本领域内需要用无创体内技术定量分析具有非均匀分布的细胞成分浓度的液流选择图像的方法和系统。

发明内容

本发明针对微循环系统的反射光谱图像以测量血管的容量和浓度，血管包括动脉、静脉和毛细血管。本发明的方法和系统定量分析具有非均匀细胞成分分布的液流。本发明可以用于评估未充满血管中的细胞浓度。基本上，本发明的方法和系统沿血管的轴线不同位置测量直径和光密度。直径和/或光密度测量值的偏差系数用于估算血液特性，譬如血细胞比容。

所述方法用于根据光谱图像体内分析血管中的血液。本发明的方法还可以用于通过对例如窄管中或者流槽中的血液成像来进行体外分析。

本发明的方法还可以用于分析含有可视悬浮颗粒的其它类型液体。光谱成像系统还可以用于分析液体中的颗粒杂质。仅仅需要液体流道的壁充分透明足以让光透过以对液体和任何在此流道中流动的杂质成像。

本发明的特征是可以用其通过用反射光谱成像来测定诸如血球比容等特性。

本发明的另一个特征是可以用于测量血液成分非均匀分布的血管中的血液特性。

本发明的优点是提供了快速、无创地测量临床上重要的CBC+Diff化验参数。它有利地提供即时结果。因此可以用于进行护理点化验和诊断。

本发明的另一个优点是取消了抽血的有创技术。这消除了从新生儿、儿童、老年患者、烧伤患者，及特护室患者抽血的疼苦和困难。本发明的优势还在于减轻了暴露于爱滋病、肝炎以及其它经血液传播疾病的风险。

本发明的又一个优点是，通过取消与现有无创技术相关联的样品输送、处理和废品处理成本，从而节省了总体成本。

本发明再一个优点是提供不必单独计数红血球而获得血细胞比容的测量值。因此，即使不能够清楚地对单个红血球成像也能够准确地确定红血球计数。

附图说明

下面参照附图说明本发明。在附图中，相同的标号指示相同的元件或者功能上相似的元件。另外，标号的最高数位指出该标号于其中首次出现的图。

图1a示出含有红血球的中血管的截面图；

图1b示出含有红血球的小血管的截面图；

图1c示出含有红血球的中血管的截面图；

图2示出通过本发明的实施例进行的血管直径测量；

图3示出通过本发明的实施例进行的密度测量；

图4示出根据本发明的实施例由直径测量值偏差来测量血细胞比容的一般操作流程的流程图。

图5示出根据本发明的实施例由光密度测量值偏差来测量血细胞比容的一般操作流程的流程图。

图6用于比较根据本发明的血细胞比容测量值与体内血细胞比容测量值，而

图7示出实施本发明用的示例计算机的方框图。

优选实施例的详细说明

本发明针对进行定量分析，尤其是无创体内分析受测者的血管系统的方法和系统。本文中讨论的体内测量也可以通过对例如试管或者流槽中的血液成像在体外进行，如领域内普通技术人员所易于理解地那样。可以优选地使用，但是不必限于`120专利或`859申请中所述类型的光谱成像设备得到。而且，图像可以用任何类型的设计用于或以透射光或以反射光对血管系统中的悬浮颗粒产生反差图像的成像设备得到。如在`120专利和`859申请所揭示，光谱成像设备包括用于照明受测者要被成像的血管系统部分的光源。反射光由图像摄取装置获取。适用的图像摄取装置包括，但是不限于，照像机、胶片介质、光电池、光电二极管，或者电荷耦合器件摄像机。图像校正和分析装置譬如计算机被耦连到图像摄取装置上用于进行图像校正、镜头分选、以及血液性质分析。

本发明的体内方法通过对受测者的部分血管系统成像而进行。例如，图像可以从受测者组织或者器官的表面下区域产生。覆盖被成像部分的组织从而优选地是透光的，并且较薄，譬如人受测者唇内侧的粘膜或者眼球的巩膜。在本文中使用时，“光”一般地指任何波长的电磁波，包括光谱的红外线、可见光、和紫外线部分。光谱的特别优选的部分是由于没有失水而例如在可见光和近红外波长相对透明性的部分，。应当理解对于本发明，光可以是相干光或者非相干光，并且照明可以是稳定光束或者脉冲光束。

人血液由有形成分和血浆组成。有三种有形的血液细胞成分：红血球(红细胞)；白血球(白细胞)；和血小板。如前所述，红血球含从肺向身体组织携氧的血红蛋白。白血球大致与红血球大小相当，但是不含血红蛋白。正常健康个体每立方毫米血液有约5,000,000个红血球和约7,500个白血球。因此正常健康个体大约每670个在循环血管系统中循环的红血球中就有一个白血球。

不包括白血球分类的全血计数(CBC)报告包括八个参数：(1)血红蛋白(Hb)；(2)血细胞比容(Hct)；(3)红血球计数(RBC)；(4)平均细胞体积(MCV)；(5)平均细胞血红蛋白(MCH)；(6)平均细胞血红蛋白浓度(MCHC)；(7)白血球计数(WBC)；和(8)血小板计数(Plt)。前六个参数在本文中称为RBC参数。产生Hb、Hct、RBC、WBC和Plt的值需要浓度测量值(单位体积血液的测量值)。Hb是单位体积血液的血红蛋白浓度。Hct单位体积血液的细胞体积。Hct可以表达成百分数，即：

      (红血球体积÷血液体积)×100％    (公式1)

RBC是单位体积血液的红血球数。WBC是单位体积血液的白血球数。Plt是单位体积血液的血小板数。

红血球指数(MCV、MCH和MCHC)分别是指示平均红血球体积、血红蛋白含量和血红蛋白浓度的细胞参数。红血球指数可以通过对单个细胞进行测量并对各单个细胞测量值求均值来测定。红血球在经血管系统流动时不改变其体积也不损耗血红蛋白。因此，红血球指数在整个循环系统中是常数，并且可以可靠地在小血管中测量。三个红血球指数的关系由下式表达：

      MCHC＝MCH÷MCV                   (公式2)

因此只有两个红血球指数是独立的变量。

为了确定以上所列的六个RBC参数，必须满足以下两个标准。首先必须独立地测量或者确定其中三个参数。就是说必须不参照其它六个参数之任何一个来测量或确定这三个参数。其次，三个独立测量或者确定的参数至少一个必须是浓度参数(单位体积血液)。因此，可以通过进行三个独立测量来确定六个关键参数的值，这三个独立测量中至少一个是不能够在小血管中进行的浓度测量。

如`120专利和`859申请中所揭示，Hb和Hct可以通过大血管的反射光谱成像直接测量，而MCV和MCHC可以通过小血管的反射光谱成像直接测量。以此方式，三个参数独立地测量，而其中两个参数(Hb和Hct)是单位体积血液测量的浓度参数。因此，上列六个RBC参数可以用以下方式确定：

Hb       直接测量

Hct      直接测量

RBC      Hct/MCV

MCV      直接测量

MCH      MCVx(Hb/Hct)

MCHC     Hb/Hct

替代地，如`120专利和`859申请中所揭示，Hb可以通过大血管的反射光谱成像直接测量，而MCV和MCHC可以通过小血管的反射光谱成像直接测量。以此方式，三个参数独立地测量，而其中一个参数(Hb)是单位体积血液测量的浓度参数。因此，上列六个RBC参数可以用以下方式确定：

Hb       直接测量

Hct      Hb/MCHC

RBC      Hb/(MCVxMCHC)

MCV      直接测量

MCH      MCVxMCHC

MCHC     直接测量

血红蛋白是红血球中的主要成分。血红蛋白是用作在整个血管系统中输送氧和二氧化碳的载体作用的蛋白。血红蛋白吸收特定吸收波长的光，譬如550nm，而不吸收其它非吸收波长的光，譬如650nm。根据比尔定律，测量出的透射光强的负对数与浓度线性相关。如在`120专利和`859申请中所充分地阐述，可以把光谱成像设备配置得使反射光强遵从比尔定律。假定适用比尔定律，则特定血样中的血红蛋白与血红蛋白所吸收反射光的负对数线性相关。血样吸收的550nm光越多，在550nm处反射的光强越低，从而血样中的血红蛋白浓度越高。可以通过获取在吸收波长比如550nm测量的反射光强的负对数来计算血红蛋白浓度。因此如果测量特定血样的反射光强，就可以直接地测量血红蛋白等成分在血液中的浓度。

本发明的方法和系统可以用于直接测量血细胞比容并且可以用于定量分析血管系统，即使测量的成分不是均匀分布。例如，本发明可以用于测量不具有均匀红血球分布的血管的血细胞比容。

图1a示出典型的长L直径D的血管段100。血管100具有分散数量(N)的红血球。血管100的血细胞比容(Hct)可以表达成NV_B/(π/4)D²L，在此V_B是红血球的平均体积。因此，血管100任何区域的血细胞比容可以由以下的概率函数表达：

   F(N)＝NV_B÷(π/4)D²L               (公式3)

此处N是在任何给定的时间沿血管长度变化而且在沿血管长度上任何给定点处随时间变化的参数。变量N的分布可以由泊阿松分布良好地表明，其方差与该变量的平方根成正比。例如，在任何给定的时刻，一段血管100的平均红血球数量测得为：

   N＝(Hct)(π/4)D²L÷V_B               (公式4)

平均 N的标准差与 N的平方根成正比，而偏差系数(C.V.)可以作为对平均值的标准差来计算，或者：

$C.V.=\frac{1}{\sqrt{\stackrel{\‾}{N}}}$ (公式5)

合并公式4和5，红血球数的波动或偏差可以表示为：

$C.V.\left(N\right)=\frac{1}{D}\sqrt{\frac{4V_B}{\left(\mathrm{Hct}\right)\mathrm{\πL}}}$ (公式6)

因此，N的偏差系数是Hct和血管直径的函数。该偏差将表现为沿血管成像中光密度或者直径的偏差。替代地它既可以表现为直径的偏差也可以表现为血管中任何一点时序图像的光密度的偏差。

如上所述，用反射光谱成像测量Hb的基础是假定血管是均匀地充满的。沿血管长度测量的红血球数的较高偏差表明该血管不是均匀充满的。参照公式6，可以看到偏差系数与血管直径成倒数关系。直径超过50微米的大血管具有较低的偏差系数，这表明它们有均匀的Hb分布。

图1b示出直径为D的典型小血管。小血管是直径小于6微米的血管。这个范围的血管尺度与红血球尺度相当(示为直径d)。因此一般只能够让单红血球流流经血管。在此情况下，可以使用分光光度法(即比尔定律)计算MCHC但是不能够测量Hct和Hb。只能够通过沿血管计数红血球计数来确定红血球浓度。

对于6至60微米之间范围的中等尺寸的血管(譬如图1a所示的血管100)，高偏差(例如，10-20％)表示Hb的非均匀分布并且使应用比尔定律估算Hb或者MCHC复杂化。该血管尺寸足够大以允许多个红血球流通过，从而损害了使用分光光度计通过计数单个细胞来准确地测量RBC。事实上，这个范围的血管可以大到2至15个红血球直径。对于未充灌的血管，本发明的方法和系统可以用于根据血管直径和偏差系数估算Hct。

图1c示出直径为D的典型大血管。在大血管中，可以采用反射特性的分离测量值从而分光光度测量(即比尔定律)来估算Hb。对于较小的血管，红血球数的高偏差对作为由反射光谱图像测得光密度的函数的Hb估算有着深刻的影响。

图2示出正在测量的血管直径。如图所示，沿血管100的轴线进行“m”次直径测量。

图3示出正在测量的血管密度。如图所示，沿血管100的轴线进行“m”次密度测量。初始光束(302、304和308)由I_On表示，而衰减光束(312、314、316和318)由I_n表示。

参见图4，流程图400代表本发明一般操作流程。更具体地说，流程图400示出测量血管细胞比容的控制流程。

图4在步骤401开始。在步骤405，从存储源或者图像地址中调出图像。所述的图像可以从存储在硬盘驱动器或者比如软盘、磁带、光盘等可拆卸存储装置上的临时或者永久存储位置中的输入文件得到，这对本领域技术人员是显而易见的。输入文件还包括受测者号码或者用于识别受测者的其它数据。替代地，图像可以实时地从成像设备，优选但并非必须地从`120专利和`859申请所述类型的设备得到。

在步骤410，沿血管的轴线获取多个测量值以计算不同血管段的直径。返回参阅图2，沿血管100的轴线进行“m”次直径测量(202、204、206和208)。如本领域技术人员所了解，测量数或者说段数应当足以得到直径的准确测量值。在步骤415，分析直径测量值以确定偏差系数。

在步骤420，对血管确定细胞成分(例如红血球)的分体积。可以用两种方法确定分体积。用第一种方法，可以通过取偏差系数和各段直径测量值的乘积的倒数来确定各段细胞成分的分体积。用第二种方法，可以通过取偏差系数和直径测量值平均值的乘积的倒数来确定细胞成分的分体积。

在步骤425，根据平均分体积计算Hct。如果用第一种方法确定分体积，则计算所有分体积测量值的平均值并且用之估算Hct。但是，如果使用第二种方法，在步骤420计算的平均体积会用于估算Hct。在计算Hct后，流程图400的控制流程结束，如步骤495所示。

参见图5，流程图500代表本发明的另一个实施例的一般操作流程。更具体地说，流程图500示出用光密度测量血管血细胞比容的控制流程例子。

图5在步骤501开始。控制流程如以上参照图4所述进行至步骤405至步骤410。在步骤510，在沿其轴线的多个区段处对血管照明以测量其初始光强和衰减光强。返回参见图3，沿血管100的轴线进行“m”次强度测量。通过计算所测衰减光强与初始光强之比的负对数值产生光密度，以此产生光强分布。本领域普通技术人员会理解，测量数量或者说区段数量应当足以得到光密度的准确测量。

在步骤515，分析光密度测量值以确定偏差系数。在步骤520，各段细胞成分的分体积通过取偏差系数与各段直径测量值乘积的倒数来确定。如参照图4所讨论，各段细胞成分的分体积还可以通过取偏差系数与直径测量值平均值的乘积的倒数来确定。

在步骤525，计算所有分体积测量值的平均值以估算Hct。然而，如果用第二方法确定分体积，则采用在步骤520确定的平均分体积来估算Hct。流程图500的控制流程如步骤595所示结束。

因此，可以表明，受测者的血细胞比容可以根据光密度或者直径的偏差系数确定，既可以用沿血管形成的图像，也可以用血管中任何一点的时序图像来确定。图6示出实施本发明的方法和系统的比较研究结果。在此研究过程中，从九个受测者获取血样的体外测量值并且用于确定其血细胞比容。使用本发明的方法，通过正交偏振分光光度计从九个受测者的眼睛(巩膜)得到九个受测者的体内图像，如`120专利和`859申请所述。

对于每个受测者，选择一个血管段确定直径和光密度测量值。还测量了沿相应血管的光密度偏差。接着，计算偏差与各段直径的乘积的倒数。然后计算九个受测者的该量平均值以把体内测量得到的结果合并成单个血细胞比容估算值。

从体内和体外测量得到的结果示于图6中。纵坐标轴代表根据体外测量确定的血细胞比容，而横坐标代表体内测量得到的血细胞比容。血细胞计算的斜率是0.91，这表明体内测量与体外测量紧密近似。

从以上说明可见，本发明开发主要用于以无创方式分析血液成分。然而，对相关领域内技术人员很明显地，本发明的分析技术有超过上述医学应用的利用。本发明具有医学领域以外的应用，并且可以普遍地用于定量分析在其壁对透射光和反射光透明的任何管路系统比如管道中流动的液体中的可视化成分。本发明对分析直径在6至60微米直径的血管最有效，这样的血管代表了可用分光光度计检测的最可能尺寸血管。优选的范围是15至50微米，在此范围的偏差系统平均为10-20％。

本发明可以使用硬件、软件或其组合加以实施，并且可以用一个或多个计算机系统或者其它的处理系统实施。事实上，在一个实施中，本发明针对一个或多个能够执行本文所述功能的计算机系统。

参见图7，示出可用于实施本发明的示例计算机系统700。计算机系统700包括一个或多个处理器，譬如处理器704。处理器704连接到通信基础结构706(例如通信总线、跨线条或者网络)。就此示例性计算机系统方法说明了各种软件实施例。在阅读此说明后，相关领域内技术人员会了解怎样用其它计算机系统和/或计算机结构实施本发明。

计算机系统700可以包括显示接口702，所述的显示接口702从通信基础结构706(或者从未示出的帧缓存器)传输图形、文本和其它数据，用于在显示器单元730上显示。

计算机系统700还包括主存储器708，优选地是随机存取存储器(RAM)，并且还可以包括辅存储器710。第二存储器710可以包括，例如硬盘驱动器712和/或可拆卸存储驱动器714，代表的有软盘驱动器、磁带驱动器，光盘驱动器等。可拆卸存储驱动器714对可拆卸存储单元718以公知的方式读出和/或写入。可拆卸存储单元718，代表性的有可以用可拆卸存储驱动器714读和写的软盘、磁带、光盘等。应当理解，可拆卸存储单元包括计算机可用的存储介质，其中存储有计算机软件和/或数据。

在替代的实施例中，第二存储器710可以包括其它类似装置用于让计算机程序或者其它的指令可以装入计算机系统700中。这样的装置可以包括，例如，可拆卸的存储单元722和接口720。这样的例子可以包括程序卡盒和卡盒接口(诸如在视像游戏装置中的那些种)、可拆卸的存储芯片(诸如，EPROM，或者PROM)及相关插座，以及其它让软件和数据能够从可拆卸存储单元722传输到计算机700系统上的可拆卸存储单元722和接口720。

计算机系统700还可以包括通信接口724。通信接口724让软件和数据能够在计算机系统700与外部设备之间传输。通信接口724的例子可以包括调制解调器、网络接口(譬如以太网卡)、通信端口、PCMCIA插槽和插卡，等等。经通信接口724传输的软件和数据为信号728的形式，可以是电子的、电磁的、光学的或者其它能够由通信接口724接收的信号。这些信号728经通信通道(即信道)726提供给通信接口724。信道726承载信号728并且可以用电线或者电缆、光纤、电话线、蜂窝移动电话链路、RF链路和其它通信信道实施。

在此文中，术语“计算机程序介质”和“计算机可用介质”用于泛指诸如可拆卸存储驱动器714、安装在硬盘驱动器712中的硬盘，以及信号728。这些计算机程序产品是向计算机系统700提供软件的装置。本发明针对这样的计算机程序产品。

计算机程序(也称为计算机控制逻辑)存储在主存储器708和辅存储器710中。计算机程序也可以经通信接口724接收。这样的计算机程序在执行时使计算机系统700能够完成本发明所述的特征。尤其是，计算机程序在执行时使处理器704能够完成本发明的特征。因此，这样的计算机程序代表计算机系统700的控制器。

在用软件实施本发明的实施例中，软件可以存储在计算机程序产品中并且使用可拆卸存储驱动器714、硬盘驱动器712或者通信接口724装入计算机系统700中。控制逻辑(软件)在由处理器704执行时使处理器704完成本发明所述的功能。

在另一个实施例中，本发明主要地用硬件例如硬件部件比如专用集成电路(ASIC)加以实施。用以完成本文所述功能的硬件状态机器的实施对于相关领域技术人员是显而易见的。

在又一个实施中，本发明用软件和硬件的结合加以实施。

尽管以上说明了本发明和各种实施例，但应当理解它们是以举例的方式而不是以限制的方式给出的。对于相关领域内技术人员来说，显然在形式上和细节上可以进行各种改变而不偏离本发明的精神和范围。因此，本发明不应当受任何上述实施例的限制。

Claims (14)

1.一种用于光学分析悬浮在液体管路系统中的多种可视化细胞成分的至少一种的方法，所述液体管路系统的壁对于透射光和反射光基本上透明，使用可以从液体管路系统摄取图像的图像摄取装置，以及与图像摄取装置通信的处理单元，包括如下步骤：

(a)在处理单元中接收由图像摄取装置摄取的液体管路系统的图像；

(b)分析所述图像以识别至少一个管；

(c)从所述管产生多个直径测量值；

(d)从所述管产生的所述多个直径测量值和多个光密度测量值至少之一计算偏差系数；

(e)从所述偏差系数和所述的直径测量值得出乘积；和

(f)根据所述乘积确定液体管路系统中多个可视化细胞成分之一的分体积。

2.如权利要求1所述的方法，其中液体管路系统包含在哺乳动物血管系统的血管中流动的血液，并且可视化细胞成分包含包括红血球在内的血液成分，并且其中：

步骤(a)包括在处理单元中接收液体管路系统一个区域中的血液成分的图像；

步骤(e)包括将所述偏差系数乘以所述多个直径测量值的每个以计算血液成分的一系列分体积值；和

步骤(f)包括根据所述系列分体积值确定血细胞比容估算值。

3.如权利要求1所述的方法，其中液体管路系统包含在哺乳动物血管系统的血管中流动的血液，并且可视化细胞成分包含包括红血球在内的血液成分，并且其中：

步骤(a)包括在处理单元中接收液体管路系统一个区域中的血液成分的图像；

步骤(e)包括将所述的偏差系数与所述多个直径测量值的平均值相乘以计算所述乘积；和

步骤(f)包括根据所述分体积值确定血细胞比容估算值。

4.如权利要求1所述的方法，还含有如下步骤：

沿所述管的长度产生所述多个直径测量值或所述多个光密度测量值。

5.如权利要求1所述的方法，还含有如下步骤：

接收所述管的一个时间序列图像；和

在所述的时间序列图像中从所述管上的一个公共点处产生所述多个直径测量值或所述多个光密度测量值。

6.如权利要求1所述的方法，其中，所述多个直径测量值每个的范围在从6至60微米，优选地在15至50微米。

7.一种处理单元，用于与将光束透过液体管路系统的光透射装置和用于从液体管路系统摄取图像的图像摄取装置一起使用，了使用光透射装置以液体管路系统和图像摄取装置以从液体管路系统摄取图像，所述单元用以与图像摄取装置通信以分析该液体管路系统中的多种可视化细胞成分的至少一种，所述液体管路系统的壁对透射光和反射光基本上透明，所述单元包括：

接收装置，用于接收由图像摄取装置摄取的液体管路系统的图像；

分析装置，用于分析所述的图像以识别至少一个管；

产生装置，用于产生所述管的多个直径测量值；

第一计算装置，用于根据所述管产生的所述多个直径测量值和多个光密度测量值至少之一计算偏差系数；

乘法装置，用于从所述偏差系数和所述的直径测量值得出乘积；和

第二计算装置，用于根据所述乘积确定液体管路系统中多个可视化细胞成分之一的分体积。

8.如权利要求7所述的装置，其中液体管路系统包含在哺乳动物血管系统的血管中流动的血液，并且可视化细胞成分包含包括红血球在内的血液成分，并且其中：

所述接收装置包含用于在处理单元中接收液体管路系统中的血液成分图像的装置；

所述乘法装置包含用所述偏差系数乘以所述多个直径测量值的每个以计算血液成分的一系列分体积值的装置；和

所述第二计算装置包含根据所述系列分体积值确定血细胞比容估算值的装置。

9.如权利要求7所述的装置，还包含用于沿所述管的长度产生所述多个直径测量值或所述多个光密度测量值的装置。

10.如权利要求7所述的方法，还含有从所述管上的一个点处产生所述多个直径测量值或所述多个光密度测量值的装置，其中所述点对于所述管的时间序列图像是共同的。

11.计算机程序产品，含有计算机可用介质，所述的计算机可读介质具有装载在所述介质中的计算机可读程序代码装置，用于使应用程序在计算机上执行，所述计算机用于分析液体管路系统中的多种可视化细胞成分的至少一种，所述计算机可读程序代码装置包括：

第一计算机可读程序代码装置，用于使计算机分析图像摄取装置摄取的液体管路系统的图像，以识别至少一个管；

第二计算机可读程序代码装置，用于使计算机产生所述管的多个直径测量值；

第三计算机可读程序代码装置，用于使计算机从所述管的所述多个直径测量值和多个光密度测量值至少之一导出偏差系数；

第四计算机可读程序代码装置，用于使计算机由所述偏差系数和所述多个直径测量值得出乘积；和

第五计算机可读程序代码装置，用于使计算机根据所述乘积确定液体管路系统中多个可视化细胞成分之一的分体积。

12.如权利要求11所述的计算机程序产品，其中，其中液体管路系统包括在哺乳动物血管系统的血管中流动的血液，并且可视化细胞成分包含包括红血球在内的血液成分，并且其中：

所述第四计算机可读程序代码装置包括如下的计算机可读程序代码装置，其用于使计算机将所述偏差系数乘以所述多个直径测量值的每个以计算血液成分的一系列分体积值；和

所述第五计算机可读程序代码装置包括如下的计算机可读程序代码装置，其用于使计算机根据所述系列分体积值确定血细胞比容估算值。

13.如权利要求11所述的计算机程序产品，还包括：

第六计算机可读程序代码装置，用于使计算机沿所述管的长度产生所述多个直径测量值或所述多个光密度测量值。

14.如权利要求11所述的计算机程序产品，还包括：

第六计算机可读程序代码装置，用于使计算机从所述管上的一个点处产生所述多个直径测量值或所述多个光密度测量值，其中所述点对于所述管的时间序列图像是共同的。

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