採用光學技術在一個生物系統中監視一種或多種溶質的方法和系統的製作方法

2023-04-28 21:08:41

專利名稱：採用光學技術在一個生物系統中監視一種或多種溶質的方法和系統的製作方法
技術領域：
本發明涉及使用光學技術在一個生物系統中體內監視一種或多種溶質的方法和系統。
在一個生物系統中監視一種溶質的濃度(例如，低分子重量的碳水或聚羥化合物，象糖類(甘露醇，山梨糖醇，果糖，蔗糖或葡萄糖)、酒精(甲醇，乙醇或丙醇類)、電解質(鈉，鉀，鎂，鈣或氯化鐵))在醫學上有著重要應用。例如，對於虧損胰島素的糖尿病人來說，監視他們的葡萄糖水平是十分重要的，以便在出現傷害之前使其治癒。
近紅外(NIR)輻射已經被用於在人體組織(例如人腦、手指或耳垂)中的氧化新陳代謝作無創傷研究。採用可見光、NIR和紅外(IR)輻射進行醫學成象帶來一些長處。在腫瘤和人體組織之間，NIR或IR範圍內的對比係數要比在X射線範圍內的對比係數大得多。此外，IR輻射明顯優於X-射線輻射之處在於它的無創傷性；因而意味著更小的副作用。但是，由於是低能量輻射，這樣的可見光或紅外光輻射在生物組織內被強烈地散射和吸收，而且其遷移路徑不能用直線近似，使得在斷層成象技術中某些方面無法應用。
總的來說，本發明要實現一種在生物系統中監視一種(或多種)溶質的方法，包括有步驟把光傳送進入包括一種(或多種)溶質的一個生物系統中，該光具有實際上該一種(或多種)溶質所不吸收的一個範圍內的一個選定波長；對於該傳送的光的至少第一和第二部分進行檢測，該第一部分已經沿著以第一平均路徑長度為特徵的一條或多條路徑穿行通過該生物系統，而該第二部分已經沿著以大於該第一平均路徑長度的第二平均路徑長度為特徵的一條或多條路徑穿行通過該生物系統；以及，對於該傳送的光的該第一和第二部分進行比較，以便監視在該生物系統中的該一種(或多種)溶質的濃度。
本發明的實施例可以包括下列特徵的一個或多個。把所傳送的光的第一和第二部分進行比較，這種比較最好包括根據與該生物系統的一個光學特性和該第一和第二平均路徑長度相關的一個線性標本而獲得的該生物系統的品質特徵。如此獲得的品質特徵可以是通過將光的第一和第二部分的該線性標本的被測特性與第一和第二路徑長度的距離表示相配合而確定的一條線的斜率和/或截距。獲得一個品質特徵可以包括獲得根據被測光的第一和第二部分對於生物系統的第一和第二光的密度的測量，並將光的密度的測量與該通常的線性標本相配合。把所傳送的光的第一和第二部分所作的比較可以包括根據該生物系統的品質特徵對照一個預定的標度而對於該溶質的一種或多種的濃度的測量所進行的確定。
該監視方法可以進一步包括根據一個預定的濃度的標度對於在該生物系統中的一種或多種溶質的濃度的測量進行確定。對於所傳送的光的第一和第二部分進行的檢測最好包括對於分別對應著光的第一和第二部分的強度第一和第二強度(I1，I2)進行的測量。
該監視方法可以進一步包括在時間上的相對於第一和第二基準強度(I1，ref，I2，ref)的該第一和第二強度(I1，I2)的改變。對於該第一和第二強度的相對的改變進行的確定還進一步包括分別地確定第一和第二光的密度(OD1，OD2)OD1=log(I1I1,ref)]]>OD2=log(I2I2,ref).]]>對於所傳送的光的第一和第二部分進行的比較可以包括使用把第一和第二光的密度與表示該第一和第二平均路徑長度的距離(ρ1，ρ2)相關的一個線性標本，以便獲得表示在該生物系統中的溶質的一個或多個的濃度的該生物系統的品質特徵。如此獲得的品質特徵是由下式表示的斜率(m)m=OD2-OD12-1.]]>如此獲得的品質特徵是由下式表示的截距(b)。b=OD12-OD212-1.]]>該監視方法還進一步包括對於所傳送的光的一個第三部分的檢測，該第三部分已經沿著以大於該第一和第二平均路徑的第三平均路徑為特徵的一條或多條路徑穿行通過該生物系統。
另一方面，本發明要實現一種用於在生物系統中監視一種或多種溶質的系統，它包括有至少兩個光源，具有實際上該一種或多種溶質所不吸收的一個範圍內的一個選定波長；相對於至少兩個檢測器以不同的距離定位的一個檢測器，以便對於該傳送的光的至少第一和第二部分進行檢測，該第一部分已經沿著以第一平均路徑長度為特徵的一條或多條路徑穿行通過該生物系統，而該第二部分已經沿著著以大於該第一平均路徑長度的第二平均路徑長度為特徵的一條或多條路徑穿行通過該生物系統；以及一個比較器，用於對該傳送的光的該第一和第二部分進行比較，以便監視在該生物系統中的一種或多種溶質的濃度。
在本發明的一個實施例中，使用兩個或多個連續光源，並以分離的輸入一輸出距離測量光的反射。對於以大於2.5cm間距提供的空間解析的反射的確切求解的近似，提供了在間距和相對於基準取樣的吸收性變異之間的一個線性關係。這一條直線的斜率和截距是被測取樣的吸收和散射係數(μa，μs′)。採用這種技術，能夠實現對於在一個生物系統中的溶質的濃度的高的測量敏感性。例如，對於溶質的1毫克分子濃度的改變和每1％的脂類乳劑的改變將會獲得大致千分之0.2OD的吸收性的改變。
包括在生物系統中的溶質主要是通過對於所加的光進行散射而對於遷移的近紅外或紅外光作出響應。這種遷移光的信號的強度受到被測光的較大範圍和遷移的較長的平均路徑長度的影響。這使得我們獲得在生物系統的光參數和表示被測光穿過該生物系統(例如是以至少不同的兩個光源檢測器分布)的平均路徑長度的至少兩個距離之間的線性關係。
溶質包括低分子重量的碳水化合物，例如蔗糖、葡萄糖、甘露醇、山梨醇、肌醇、麥芽糖酶、乳糖、半乳糖、和葡萄糖醛酸；以及羥基化合物，例如酒精(甲醇、乙醇)苯酚、鄰苯二酚、和黃烷酮類(例如黃烷酮、黃烷醇)；以及代謝物和其原體。溶質還包括神經傳導物，例如胺基酸(γ氨基丁酸、甘油、穀氨酸)膽鹼、醋酸基膽鹼、去甲腎上腺素、腎上腺素、多巴胺、血清素和組胺；以及電解質(鈉、鉀、鎂、鈣)和在周期表的IA、IIA和VIIB組中的其它的可溶的離子。溶質出現在存在於細胞中的間隙空間中，或是出現在血液中(例如溶解在血清中)，或者是這兩種情況的組合。它們可以從細胞中提取或從其釋放而作為細胞內或細胞間的信使，作為代謝物(或者是其副產品)，或者作為代謝物的原體或營養素。
溶質可以附帶放射同位素H、C、O、S或P(例如，32P)或者具有可檢測的添加劑(例如對於在可見或紅外範圍內的選定波長敏感的反差劑)；或者是其衍生物(例如脫氧葡萄糖或磷酸肌醇)。因此，溶質可以被共價連繫到一種可測量的外加的反差劑。當被連繫到一種可檢測的反差劑時，就可以根據本發明所公開的方法，或是對該溶質或是對該反差劑進行監視。例如波長的選擇可以是使得一個反差劑實際上不吸收，或者是一個溶質實際上不吸收，或者是這兩者的組合。
從下面的描述和權利要求中將顯見到其它的特徵和優點。


圖1是附在病人的手臂上的一個監視器的側視圖，用於監視在該病人體內的一種或多種溶質的濃度。
圖1A是沿著圖1的直線A-A得到的示意截面圖。
圖1B是圖1A中示出的監視器的側視圖。
圖1C是圖1的監視器的框圖。
圖1D是對應於一個定序器的一部分的一個電路圖。
圖2是作為時間的函數的強度在該時間周期(T0，T1)中的曲線圖，在該期間，溶質的濃度從C0增加到C1。
圖2A和圖2B是對應於圖2的時間周期(T0，T1)的作為檢測器-光源的間距(ρ)的函數的光的密度的曲線圖。
圖3是作為光源-檢測器的間距(ρ)的函數的吸收係數的(μa)計算的變異的曲線。
圖3A是作為光源-檢測器的間距(ρ)的函數的吸收係數的(μs′)計算的變異的曲線。
圖4是用於監視溶質的濃度的方法的流程圖。
圖5和圖5A分別是校準標本和用於獲得一個校準標度的監視器的側視圖。
圖6是一個表，指示在160mM的濃度的範圍內關於葡萄糖的脂類乳劑的光學效應。
圖7是作為輸入-輸出的間隔(ρ)的函數的光的密度的曲線。
圖7A是從作為葡萄糖的濃度函數的圖7的曲線拓展而得的斜率和截距的曲線。
圖8是添加到老鼠的肝臟的灌注液的時間過程的圖示曲線。
圖8A是表示作為輸入-輸出間距(ρ)的函數的光的密度的曲線圖，示出了灌注過的肝臟的甘露醇的效果(37℃)。
圖8B是作為圖8的甘露醇的濃度的函數的OD曲線的斜率的曲線。
圖9是指示被測量溶質的濃度的病人的一個方法的流程圖。
圖10是將麵包的酵母作為散射劑以及各種溶質的一個表格。
圖11是表示各種溶質的光學效果的的一個表格。
圖12是在一個散射體懸浮物(a)和生物組織或血液(b)之間的散射顆粒的體積部分的差別的示意圖。
圖13(a)-(b)是一個針對於一個0.5％的脂類乳劑-葡萄糖懸浮劑(a)和一個灌注的肝臟(b)的被降低的散射係數μs′。
圖14(a)-(c)是一個0.5％的脂類乳劑-甘露醇在830nm被測懸浮劑的時域實驗的結果的示意圖。
圖15(a)-(b)是一個0.5％的脂類乳劑-酵母-甘露醇懸浮劑的以連續波的方法測量的實驗結果的曲線。
圖16(a)-(b)是根據等式(12)而以更真實的條件針對灌注的肝臟的降低的散射吸收μs′的一個模擬。
圖16(a)是隨著該肝臟的細胞的尺寸的下降(頂部標度)或隨著在灌注液中的葡萄糖濃度(底部標度)的增加的μs′的增加。
圖16(b)是當著分子外的折射係數和細胞體積係數都被固定時細胞的半徑的曲線。
圖17(a)-(b)示出的是針對於一個冷卻過程(a)和加熱過程(b)的一個灌注的老鼠肝臟的與溫度相關的路徑長度的改變的曲線。數據是通過頻域的方法獲得的。
圖18(a)-(c)是在灌注的條件下，以200mM葡萄糖(a)、200mM甘露醇(b)和加熱的處理(c)的一個灌注的老鼠肝臟的路徑長度的改變的曲線。
圖19是一個以100mM灌注的老鼠的肝臟的吸收係數μa(a)、減低的散射係數μs′、和平均的光的路徑長度(c)的實驗結果的曲線。
圖20是在816nm的一個PMS散射改變的軌跡。
參考圖1，通過採用新穎的光學技術，把一個監視器10附在一個生物系統12(例如一個病人的手臂)的表面，以便無創傷地在該病人體內的一種或多種溶質(例如葡萄糖)的濃度。雖然可以通過其它的可用的手段(例如可伸拉的護臂)，但是，監視器10是通過一個粘附繃帶14附到病人的手臂上的。監視器10也可以附到病人的其它的部位，例如頭、乳房、手指或腹部，這要根據所要監視的溶質和病人感覺舒適的程度。最好是，監視器的位置被選擇在其血管之外的溶質與相當快速流動的血管附近的溶質的水平相當的位置。
監視器10使用連續的光的方法並包括一個單一的檢測器DC放大器系統。這種監視方案產生的結果是其能夠實現由時域和頻域的方法所實現的靈敏度。以連續的光觀測到的這種改變的信噪比的情況是，在以具有0.2Hz帶寬的850nm時，是千分之-0.01OD。
參考圖1A，在示出的最佳實施例中，監視器10包括三個分離定位的關光源(L1、L2和L3；例如8V的閃光燈)和一個檢測器(D1；例如一個矽光電二極體)。這些光源分別與該檢測器相距不同的距離(ρ1、ρ2和ρ3)。例如在本實施例中所示，ρ1、ρ2和ρ3分別等於7cm、5cm和3cm。
光源將光按順序送入到病人的手臂中，這是由時序器15所控制的，並且所送入的光沿著一條或多條分別是能夠以平均路徑長度16、18和20為特徵的路徑遷移通過病人手臂的一個區域而到達檢測器。光源和檢測器之間的距離(ρ1、ρ2和ρ3)分別地代表著這些平均路徑長度。例如根據被監視的區域的大小和固有噪聲電平的情況，燈與檢測器的間距可被改變。在一個確定的最佳實施例中，燈的放置應該是足夠遠，以便利用空間的效應並增強測量的精度。在某些應用中，最好是把燈相距檢測器至少是2cm，以便實現為了得出溶質的濃度而使用的數學的簡化。
如圖1B和1C所示，由檢測器D1、接收的光首先通過具有對應於850nm的波長的一個帶寬的幹擾濾波器22。在本最佳實施例中，幹擾濾波器是由Omega公司製造的，而矽光電二極體是可從Hamamatsu公司得到的F1227-66BR，對於良好的信噪比來說有大的敏感區和NIR波長的敏感性。該發光二極體的敏感區是大約6mm2。矽二極體檢測器被接到與一個記錄器26相接的一個放大器24，以便給出軌跡28，該軌跡是表示信號從三個光源穿過病人的手臂的一個區域的時間的函數。放大器24通過調節電位計25來驅動具有零點補償功能的該記錄器。
這三個光源之間是被時序控制的，每一個光源20秒。光的時序器15包括三個變阻器，，它們被調節以便均衡出自三個燈的信號，從而得到相等的信噪比。時序器還包括三個LED36、38、40，以便指示哪一個燈被序控。時序器不僅將時序加到三個燈，而且還以每半秒鐘將每一個光源閃爍一次，接通和關閉，以便使得一個取樣-保持電路能夠監視在亮暗信號之間的不同。以此方式，利用1-2秒的響應時間而獲得大致是1×10-5的光密度(OD)和0.1的噪聲電平。在一個實施例中，時序器15是一個用於確定燈的閃爍頻率的獨立的光源。燈的閃爍是以每秒1/2Hz或2Hz及更大的頻率進行。在操作中，一個燈閃爍，該信號由光電檢測器所提取，同時該燈的確定被測量並同時存儲在圖形記錄器或存儲在計算機的存儲器中。
獲得的所需要的時間與圖形存儲器比較，並利用光的關閉的條件確立零值。放大器24的輸出可以交替地送到電子顯示單元(例如一個LCD顯示器)。來自放大器24的模擬信號可以在顯示單元中數位化，並且作為一個數字數碼顯示。該信號還被送到一個比較器(例如一個計算機)，用於對應著一個校準標度將來自不同光源-檢測器位置的被測的光的強度進行比較，以便提供溶質濃度的一個測量。
如下所述，三個變阻器的調節保證來自三個光源的被測的信號強度在一個校準模式期間是相等的。所以，在此示出的曲線的坐標軸對應於針對於散射體唯一條件(即來自所有的3個光源的相等的信號)而獲得的基線。在校準模式期間獲得的信號被稱之為I0。例如通過因數2、5或10記錄器的增益可以被增加到一個所希望的電平，以便獲得所希望的敏感性的電平。被測的信號由一個因數相乘(例如200，500，1000)。由於在溶質中的濃度的改變而引起的三個信號的偏移被計算成為初始值(I0)的百分比，並由。0.00434相乘，以便轉換成用於小於10％的吸收性的改變(ΔOD)的log10的計數。否則就計算log10。
參考圖1D，時序器15實現對於黑電流/噪聲的校正，該黑電流/噪聲包括背景光、運算放大器的DC偏移、光電二極體的黑電流、關於個別的元件的輸出信號的溫度效應以及由於改變環境出現的變異。將結合電路40解釋對於黑電流/噪聲的校正。監視器10以由該時序器所同步的四個步驟執行時間的獲取。在在第一步驟中，燈被關閉。檢測器的輸出直接送到積分器42，且一個積分電容44被充電到該黑電平電壓。在第二個步驟中，把燈的之一接通。對應於被測光的強度的預放大器的輸出被直接送到積分器42，以其電流極性相反於步驟1的一個充電電流對於電容44充電。這一過程是通過開關S1和S2的接通/關閉的適當的組合實現的。在這一步驟的結束，電容44的電壓被充電到表示全部信號減去黑電平的噪聲信號的一個值。在第三步驟中，開關S1和S2都被斷開，以便將正的單元增益和負的單元增益的運算放大器(46和48)都斷開。隨後，經過開關S3將積分器42的輸出移動到也起到一個低通濾波器作用的一個保持電路50。該輸出是針對背景噪聲而被校正的被測信號。在第四步驟中，開關S1、S2和S3被斷開而開關S4被接通，以便經過一個47K的電阻對電容156放電。在此，積分器154的電路被復位成零並準備好在第一步被加到時序中的下一個燈。
在另一個實施例中，在此被引作參考的RUNMAN系統(見1992年5月18日提交的國際專利申請WO92/20273)可被用來檢測遷移經該生物系統的光信號。在這一實施例中，RUNMAN系統是按照上述的方式構型，並被修改用於單一的波長的測量(例如850nm)。
如圖2-2B所示，被測的結果作為光源的間隔(ρ1、ρ2和ρ3)的函數的光密度(OD)而製圖。OD被定義成OD=log(I0I)-----(1)]]>其中，I0是校正的初始強度，而I是被測強度，在圖2示出的本例中隨時間變化。對於達到1％的脂類乳劑的值的OD-ρ的曲線是線性的(下面將詳述))，而對於最大的檢測器和光源的間隔而言，高於該值則表現出非線性。在此情況中，使用較小的間隔。
對於每一個測量周期(T0，T1)的三個數據點的最佳的直線或計算機配合(例如通過減小最小均方差)給出了在每一種溶質的濃度(通常是1毫克分子)的OD中斜率，而且該直線對於原點的拓展給出了截距。在某些情況中，計算兩點間的斜率(例如當著使用兩個光源時，或者當著對應於最大的光源-檢測器間距的數據點呈現嚴重的非線性時)。
以溶質和散射體的濃度作出斜率和截距的變異的相似曲線，從該曲線計算出最終的測量，稱之為每百分之一脂類乳劑的即每一度C的每一毫克分子的OD(象在下詳述的那樣)。這將給出採用在本研究中的敏感性參數。理論根據擴散的理論，發射經過半無限散射介質，例如生物組織，的連續光的強度取決於該生物組織的吸收和散射特性(μa、μs′)。相距光源有距離P的被測的信號I(ρ)可以由下式給出r1=(1t)2+2.r2=(43A+1t)2+2.t=a+s.eff=3a(a+s)---(2)]]>A是取決於該生物組織的折射係數和初始光源強度的一個參數。當著光源-檢測器的距離大於2cm時，該公式被簡化成I=1at(eff+1)e-eff2----(3)]]>ln[2I]=-eff-ln[at]+ln[eff+1]----(4)]]>通過以μa(cal)和μs′(cal)的已知值作為校正的標本，根據下式將一個未知的取樣與之比較ln[2I0]-ln[2I]=[eff-eff(cal)]+ln[tt(cal)]+ln[eff(cal)+l/eff+l/]----(5)]]>如果未知的和校正的取樣在光學性質中具有一個小的差異，則等式(5)中的最後的一項就可被忽略。因此，可以確定光強是OD=log(I0I)=m+b----(6)]]>其中m是斜率，b是OD比比ρ線的截距，由下式決定m=3(as-a(cal)s(cal))]]>b=log(a+sa(cal)+s(cal))-----(7)]]>其中μa(cal)和μs′(cal)是校正的取樣的吸收係數和減低的散射係數，而μa和μs′是所要監視的取樣的吸收係數和降低的散射係數。通過測量OD和光源-檢測器的間距的比值，而獲得斜率(m)和截距(b)。利用測量的斜率和截距求解等式(7)，獲得μa和μs′a=12(y-y2-4x)-----(8)]]>s=12(y+y2-4x)]]>其中，x=as=[m3+a(cal)+s(cal)]2]]>y ＝μa+μs′＝[μa(cal)+μs′(cal)]10b(9)等式(6)示出了OD和光源_檢測器間距(ρ)之間的線性關係。該等式的斜率和截距是通過測量OD和ρ的比值而研究的。
圖3示出了OD和光源-檢測器的間距的比值的計算結果，它是被測取樣的吸收性的改變的函數。在此使用的校正取樣具有的μa(cal)和μs′(cal)值分別是0.1cm-1和10cm-1在圖中由標準的水平行表示。
對於相同的校準，取決於被測取樣的散射特性的斜率和截距的曲線在圖3A中示出。高於μs′＝10cm-1，斜率和截距是有相同的敏感性，而低於μs′＝10cm-1，截距則更為敏感。在圖3A中示出，如果是μs(sample)＜μs′(cal)，該斜率和截距是負值，而如果μs(sample)＞μa(cal)，該斜率和截距是正值。因此，通過確定OD與光源-檢測器的間距的比值，就能夠定性吸收和散射特性，或者確定一種未知的取樣相對於校準取樣的改變，即與頻域或時域相對照確定相對的μa和μs′。
參考圖4，在一個生物系統，例如一個病人，中的一種或多種溶質的濃度可以通過下面的過程進行監視。針對一個病人，獲得對應於固有的吸收係數和減低的散射係數的校準值μa(cal)和μs′(cal)(步驟60)。這些校準值可以使用公知的光學技術(例如TRS或PMS)獲得，並且對於指定的病人只需要確定一次。由於皮膚的色素、不同的皮膚層的厚度的變化等原因，這些校準值隨著病人而異。在被認為是基準條件(例如當病人的生理系統工作正常)的一些條件下，測量所謂病人的初始強度I0。(步驟62)。這一初始的強度被用作基準強度，用於決定確定的光電密度(OD；等式1)。通過利用上述的系統用至少兩個不同的光源-檢測器的間距(ρ)來測量被測的強度，從而監視病人體內的一種或多種溶質的濃度(步驟64)。該強度(I)可以被用於確定以至少兩個(OD，ρ)的數據點的最佳的線性配合。從測量的(OD，ρ)的數據點拓展斜率(m)和截距(b)(步驟66)。將拓展的斜率(m)和截距(b)值與預定的校準值對照比較(例如象下面將要描述的那樣)以便獲得溶質濃度的測量(步驟68)。
這一監視過程最好是用硬體實現(例如用ASIC)或作為一個軟體程序在一個計算機或其它的處理器上運行。校準標度把使用上述的技術所監視的斜率和截距數據相關，以便獲得一個或多個溶質濃度的一個校準標度可以通過從一個模擬的生理環境或實際的生物組織的測量而得出。
根據最近由Graff等人所作的研究(見R.Graff等人在1992年10月31日出版的″應用光學″第1370-1376頁)，Mie的理論可以通過下式很好地近似，以便降低散射截面積，δs′，s=s(1-g)=3.28a2(2a)0.37(ninnex-1)2.09---(10)]]>其中的δs′是散射的截面積，g是散射角的平均餘弦值，a是散射離子的半徑，λ是被散射的波長，nin和nex分別是在細胞內和細胞外射流的折射係數，在標本或細胞的懸浮物中，nin和nex分別表示的是散射離子和懸浮物的折射係數。對於公式(10)，有三個條件限制a)因數g必須大於0.9(g＞0.9)；b)散射的光的離子半徑和波長統計在5＜(2πa/λ)＜50；c)相關的周邊介質的折射係數限制在1＜nin/nex＜1.1的範圍內。利用近紅外光，對於在活體生物組織或血液中這三個條件都滿足(見Graff在1992年的文章)。
在高倍的散射介質中，被降低的散射係數μs′是通過μs′＝λδs′與δs′相關的，其中的λ是每一個單位體積中的散射離子的總數(見1978年A.Ishimaru的文章″在隨機介質中的光的傳播和散射″)。數值密度λ可以由φ/νpar給出，其中的φ是相對於整個體積的粒子的體積係數，而νpar是一個單一散射的粒子的體積(見1994年B.Bwauvoit等人在生物物理學第67卷的2501-2510頁上的文章)可以表示成43a3]]>用於一個球面的散射體。利用等式(10)代替δs′得到s=pars=2.46a(2a)0.37(ninnex-1)2.90---(11)]]>該公式對於足夠小的φ(φ＜0.2)有效，例如在細胞或散射體懸浮物中。對於φ＜0.5來說，在生物組織和血液中十分常見的是，散射粒子是密度堆積的，整個溶液可以被視為均勻的介質，以散射粒子充滿的內部的粒子空間。這兩種情況在圖12(a)和12(b)中分別作了圖示。在φ-＜1的限制中，粒子之間的間隙消失，而μs′將會接近於0。根據這樣的考慮，可以採用由Ishimaru(1978年A.Ishimaru)和其它人(見L.Reynolds在1967年″應用光學″第15卷的2059-2967頁，和J.M.Steinke在1988年″應用光學″第27卷的4027-4033頁)提出的策略應用於紅色血液細胞，並且得出用於生物組織的μs′的下列的修正的表達式s=(1-)pars=2.46a(1-)(2a)0.37(ninnex-1)2.09---(12)]]>等式(11)和等式(12)都表示出μs′具有折射性係數相關的因數，(ninnex-1)2.09]]>和尺寸相關的因數，或者是針對於懸浮物的a(2a)0.37]]>或者是針對生物組織的(1-)a(2a)0.37]]>傳送理論的擴散近似已經被廣泛地用作描述光在一個給定的幾何狀[18](見1991由E。M。Sevick等人″在生物化學年鑑″第195卷330-351頁)和[19](見由S.R.Arridge等人在1992年在″物理醫學生物學″第37卷1531-1560頁)的高度散射介質中的傳播的理論基礎。時域擴散公式的結論使得能夠計算在光通過L＝ct而被檢測之前就計算出平均光的路徑長度L，其中的c是光在該散射介質中以平均時間穿行的速度。在一個半無限介質反射幾何結構中，t可由下式給出t>=R(,t)tdtR(,t)dt----(13)]]>其中的R(ρ，t)是在遠距光源時在距離ρ和在時間t，在在介質的表面上檢測到的脈衝光的反射性。當在t中替代S(ρ，t)並對於t進行簡化時，得到表示平均光的路徑長度L和吸收係數(μa)和降低的散射係數(μs′)的相互關係L>=32ts[11+13st].----(14)]]>所以，L能夠在被研究中的介質中作為一個標記來監視在吸收和散射係數中的變化。而且，等式(5)的第一級近似是L>=32sa-12a---(15)]]>它表示出在散射中的增加將導致光的路徑長度的增加。
根據實物和生物組織的類型，歸咎於暴露在非均勻介質中而出現的細胞的體積的改變將遵從一定的規則。比如說，如果把肝臟細胞突然地暴露於低滲性的介質，則它們將會初始地膨脹，但是在幾分鐘之內就幾乎重新回復到原有的體積。這種現象被稱之為″規則的細胞體積的減小″，並且是由K+和Cl活動的外溢所引起。另一方面，如果該細胞被突然暴露於過度低滲性的介質，則它們將會初始地收縮，但是在幾分鐘之內就幾乎重新回復到原有的體積。這種現象被稱之為″規則的細胞體積的增加″，並且受到Na+和Cl活動的內灌所引起。但是，不論是增加還是降低，都將會完全回復到原有的體積。而且肝臟的細胞會稍有停留在膨脹和收縮的狀態。此外，以細胞的等級(離子特徵)和以分子等級(負責離子的流入和流出的載體)的這種細胞體積的調節機制是隨著生物組織的類型的改變而異的。(見1991年Haussinger等人在″生物化學和生物物理″第1071卷的331-350頁)。
在肝臟中，當著由於將碳水化合物添加到細胞外的介質中時而使得肝細胞受到高滲性的壓力，根據碳水化合物的性質，將會使得出現不再從其收縮狀態恢復或者只是部分地恢復。流入吸收性引入的收縮將不表現出任何規則體積的增加(見Bakker-Grunwald在1983年″生物化學和生物物理″的第731卷的239-242頁的文章)。相對應，收縮的隨後是初始體積的局部的恢復。這些過程已經用肝細胞的不同的滲透性作了解釋，在研究中使用了三種非電解質。較高的是對於糖的細胞的滲透性，較快的是在兩個對稱物之間的重量克分子滲透壓的均衡，而且較快的是從收縮狀態的恢復。(見P.Haddad等人在1989年的生理學周刊的256期的G563-G569和G.Alpini等人在1986年的生理學周刊的251期的C872-882的文章)。實例1一個設計的組成在圖5和5A中示出，其中將生物組織表示成為填充有1升的散射體(流入脂類乳劑)的一個直徑是10cm的圓桶70。斜率和截距的計算是在25℃時每1％的散射體、每毫克分子(mM)的溶質、每cm的輸入/輸出的條件下進行的。
為了模擬對於人體的乳房、腦或其它的部位的溶質的檢測，採用的是直徑是10cm和高度是10cm的一個桶狀的容器，其上加有光的檢測器。容器中加有其中摻入適量的濃度的散射體，例如佔體積的0.1-2％的脂類乳劑的蒸溜水。填充有不包括溶質的散射體的容器可以被用作為針對μa和μs′的校準的標準。然後在將固體的或液體的溶質加入，而增加其濃度，通過迅速地攪動攪棒而達到適當的溶解和混合。散射體的稀釋是通過測定法測量的，因此，起因於溶質和散射體的濃度之間的吸收性的改變的關係。
圖7示出了一個典型的實驗的結果，是以1％的脂類乳劑作為散射體，將10、50、100等克數的葡萄糖溶質加入到1升的1％的脂類乳劑中。OD的減小是作為ρ的函數，從20mM遞增葡萄糖，斜率和截距都受到影響。與在此示出的千分之120的OD的標度相比，起因於儀器的噪聲的誤差大概是1×10-5OD。在此情況中，根據公式6和7，得到OD和的近似的線性的關係。
溶質濃度斜率和截距(從圖7中重新繪製)之間的關係在圖7A中給出，並且該值在表1中給出；斜率和截距的值示出是每一個mM的葡萄糖的1.5×10-4OD和對於斜率的輸入/輸出的1cm的間距的0.9×10-4OD。
這些獲得的斜率和間距的值被單獨地使用或結合地使用，以便提供一個校準的標度，對照著這一標度，對於隨後的測量作比較，以便獲得溶質濃度的測量。
如圖7和圖7A所示，斜率的值是負值，並且對應於1％的脂類乳劑給出-1.65±0.037(圖6)。單位是10-4OD/1mM葡萄糖/1cm的間距。斜率的誤差是0.037，因此根據這些數據，以1cm的間距1mM的葡萄糖確定的信號-誤差的比率是近似於50，並且在ρ＝7cm出對應於小值。注意到，公式6和7的適當的係數包括濃度的方根。
但是敏感性隨著散射體的濃度改變，因此將實驗從0.1％-1.5％的脂類乳劑反覆地進行，減低到1％的散射體的濃度的一個新的敏感性常數在圖6中得出(表I)是1.56×10-4OD/1mM葡萄糖/1cm間距/1％脂類乳劑。從20到100mM葡萄糖都遵從公式6和公式7的方根的關係。截距的值遵從一個對數的關係，具有的值是90×10-4OD/1cm/1mM葡萄糖。隨著增加脂類乳劑，截距的值增加為1.4+0.3×10-4OD/cm/每百分之一的脂類乳劑1mM葡萄糖。
為了監視溫度的變化，容器包括有冷卻到20℃的溶質(例如葡萄糖)和散射體(例如脂類乳劑)，並通過電子加熱板(在快速攪拌的基礎上)緩慢地提升到35℃，並記錄光的效應。散射體由一個磁棒攪動，由加入器/凝熱器調節溫度，以便實現使用的在20至30℃之間的溫度。系統的溫度是由水銀溫度計測量的。實例2使用的是雄性的重量是250-300g的SD血統的老鼠。在通過在腹膜內注射戊巴比妥(50mg/kg)對老鼠麻醉之後，取出肝臟用包含2mM葡萄糖的Krebs-Ringer緩衝劑浸泡。該緩衝劑是用95％的氧氣和和5％的二氧化碳的混合氣體所氧化的。肝臟放置在一個光源陣列之上，並與一個檢測器相距1-3.3cm。在肝臟的灌注變得穩定之後(20-30分鐘)，該灌注液就變成了包括葡萄糖或甘露醇的不同濃度的其它成分。同時還測量反應過程的氧氣的濃度。
為了保證肝臟本身的光的性質的改變不引起光的失真，有必要採取防範措施。因此，浸泡過程在先而控制過程在後。老鼠的肝臟葉放置在光源和檢測器的陣列上，與圖1-1D所示相似，但是具有間距1、2和3cm(也可以是1.2、1.5和2.2cm)以便兼顧肝臟的高的吸收性和較小的尺寸。而且，該肝臟葉的厚度是2cm，而生物組織的邊界條件不同於圖5和5A的標本。從甘露醇的可以忽略的代謝反應的角度來看，選擇該甘露醇作為適當的溶質進行與葡萄糖的對照。
具有60mM的甘露醇灌注的典型的軌跡在圖8中示出。初始階段的吸收性的增加是歸咎於該甘露醇進入到產生滲透梯度的肝臟的正弦波，在開始的5分鐘內，滲透的梯度作均衡。隨後，吸收性的改變被認為是由於甘露醇與肝細胞的均衡。為了保證不在肝臟中出現殘留效應，沒有溶質的灌注被使用；在沒有添加甘露醇之處的肝臟被充滿擬晶體。在這種情況中，吸收性的下降的出現是由於甘露醇從生物組織的外溢造成的。相對於兩個控制等級，在早期階段和晚期階段測量甘露醇的效應。
如圖8所示，給出了OD與ρ之比的曲線。存在有比脂類乳劑和酵母細胞標本更多的″雜質″，這可能是由於外溢和灌注的壓力的結果。首先，早和晚階段的符號是相似的。早期階段的斜率對應於+18×10-4OD/1mM的甘露醇/輸入-輸出的1cm的間距。晚期階段的斜率對應於+1.7×10-4OD/1mM的甘露醇/cm。實例3在懸浮物或老鼠的肝臟中由於溶質的引入所引起的吸收係數、散射係數和光的路徑長度中的改變被利用時域、頻域和連續波的方法示出。這三種方法分別用於測量高度散射介質的光學特性平均路徑長的改變時的過渡響應和對於光的性質和散射改變的快速響應。所使用的光的波長範圍是從780到850nm 。
在脂類或細胞懸浮測量中，一個桶狀的容器(17cm直徑，10cm高度)填充有蒸餾水和不同的散射介質的濃度。濃度是20％的脂類乳劑(包括卡比費太卡，克萊頓，ND)被稀釋到0.5-2.5％((vol/vol)。在細胞懸浮的情況中，佔在pH值是7的20mM磷酸鹽脂中的酵母重量的1.4％或2.8％的粘合劑被加到脂類溶液。在測量中，通過使用溶質，例如葡萄糖和甘露醇，的50mM的滴定改變其光學性質。接到象上述NIR檢測系統的光源和檢測器放置在懸浮表面之上或容器的側面3cm的距離。
雄性的SD種類的老鼠(300-500g)被禁食24小時以便規範肝臟的生理條件。在以體重的50mg/kg的腹膜內注射戊巴比妥麻醉之後，取出該老鼠的肝臟並用克雷布斯-瑞爾緩衝劑(2mM葡萄糖，由95％的氧和5％的二氧化碳的混合氣體所氧化)所灌注，直到灌注到達均勻的程度為止(20-30分鐘)。這種灌注是在緩衝劑和包括不同的碳水化合物的濃度的緩衝劑溶液中切換。連接到該肝臟的主葉的光源和檢測器之間的距離是1.5cm 。
在一個模擬實驗中，公式(12)和(13)是分別地用於懸浮物和生物組織的情況，以便計算在各種條件下的在減低的散射係數中的改變。實例4本實例示出了在一個活體動物標本中的腦中的鉀的流失的無創傷的確定。從低含氧的老鼠的腦的鉀的流失被以816nm的波長的散射測量，該波長對於血紅蛋白的氧化性和脫氧性的差異相當小。圖9中的示意圖示出了採用裝入到腦中的光源進行校準的實例，其中增加了在間隙即分子外空間的鉀離子的濃度(因此增加了光的散射性。麻醉性的酮亞胺的注入引起輕微的散射的改變。當老鼠被暴露在氮氣中時(呼吸)，初始的散射改變是與光源的浸入的方向相同，但是這是由於來自神經元的鉀離子的缺乏所致。在代謝的活動恢復之後，出現大的突增，在幾分鐘之後下降到基線的水平。所示出的光的散射用於表示動物的大腦的功能狀態。因為光子在人的腦中的遷移已經被證實是非常易於觀察，所以，這裡公開的技術可以被用於具有象中風、麻木、頭部的外傷、昏迷以及其它的一些在本專業中為了探明受傷的通常位置(例如中風)和其中因為氧氣缺乏而引起能量缺乏的生物組織的病人。生物組織的光學特性和生物組織的折射係數之間的關係如下。a)模擬實驗的結果根據公式(11)，懸浮標本的減低的散射係數μs′對於散射粒子(nin)的折射係數和懸浮流體(nex)的依賴的程度可以假設散射粒子的大小和體積量都不改變的條件下來計算。
圖13(a)中示出了作添加的葡萄糖濃度的函數的0.5％的脂類乳劑-葡萄糖懸浮體的μs′和該液體懸浮物的對應的折射係數nex。該情況中使用的參數的情況是，a＝0.25μm，φ＝0.005，λ＝800nm，nin＝1.465和nex＝1.325+2.37×10-5X[C]；其中的[C]是在MM中的葡萄糖的濃度。(見1994年Maier等人在″光學雜誌″19(24)期的2062-2064頁上的文章)。另一方面，使用公式(12)模擬浸泡的老鼠的肝臟的μs′的改變作為相加的葡萄糖的濃度的一個函數；該結果示於圖13(b)。計算值只是將分子外的流體的折射係數改變成nex＝1.33+2.37×10-5X[C]；而保持其它的參數不變(a＝10.68μm，φ＝0.8，λ＝800nm，nin＝1.465)。(見1994年Beauvoit等人在″生物物理學期刊″第67卷2501-2510頁)。在0mM的葡萄糖濃度的條件下的μs′的初始值15.9cm-1是根據在1994年出版的實驗數據測量得到的。老鼠的肝臟的μs′對於葡萄糖的濃度的依賴，假設該肝臟的細胞是穩定的。公式13(a)和公式13(b)都表明，如果葡萄糖/碳水化合物在懸浮標本或在生物組織中的添加，象在一個灌注的老鼠的肝臟中的添加，並不改變散射體和或生物組織的體積，對應系統的減低的散射係數μs′隨著所添加的葡萄糖的濃度而降低。b)在脂類和細胞懸浮標本中的實驗的結果圖14給出了一套0.5％的脂類乳劑懸浮物的時域實驗的結果，作為在830nm的條件下添加到懸浮物的甘露醇的函數。通過對於時間分解的分光光度計的數據的配合，能夠得到平均光的路徑長度，μa和μs′，如在圖14(a)、14(b)和14(c)中分別所示。在圖14(a)中的實線的數據部分是由將被測的反射性替代進入到公式(13)中所確定的，而空的園圈示出的虛線是由替換所調配的在公式(14)中的μa和μs′值而計算的。這兩個路徑長度之間的一致性證實了μa和μs′值的正確性。圖14(a)和14(b)清除地示出了路徑長度和減少的散射係數，μs′，都隨著添加在懸浮物中的甘露醇的增加而減小。圖14(b)示出了示出了與圖13(a)的模擬實驗的結果一個很好的一致性。圖14(c)示出了在當甘露醇的濃度變得較大的同時μa中的一個小量的下降。從滴定的實驗(沒示出)中獲得的結果是相似的。
我們已經用連續波的方法來測量在脂類/細胞懸浮物中的光學特性的歸咎於引入的溶質的改變。已經研究了多種溶質(電解質，非電解質，糖和酒精)，並對於某些結果作了報告(Chance等人在1995年的″分析生物化學″的227卷的351-362頁)。針對於懸浮標本使用連續波方法所獲得的結果非常相似於時域的方法的結果，而且近似於理論上的計算。在圖15中示出了實例，表示採用滴定的方法針對一個脂類乳劑-酵母劑所獲得的一個μsμa和甘露醇濃度之比。
生物組織的光學特性和生物組織的細胞體積的相關性在下面給出。a)模擬實驗的結果由於細胞的體積係數φ對於生物組織來說通常是大於0.5的，因此，公式(12)被用於本部分。考慮模擬實驗的三種情況1)只是改變細胞的尺寸；2)改變細胞的尺寸和分子外流體的折射係數；和3)改變細胞的尺寸，細胞的體積係數和分子外流體的折射係數。把將碳水化合物灌注到老鼠的肝臟而引起細胞的收縮被認為是這樣一種模擬實驗。
圖16(a)中示出了被灌注的老鼠的肝臟的μs′對於細胞半徑(頂部的標度)的依賴性，所具有的固定的參數是細胞體積參數(φ＝0.8)，分子內的折射係數(nin＝1.465)，和分子外的折射係數(nexo＝1.33)。nin的選擇值是根據基準5和基準26，而nexo的選擇值是從基準14拓展而得的。計算表明，只出現在生物組織細胞尺寸中的減小導致了減小的散射係數μs′的增加，並使得路徑長度增加，反之亦然。在細胞尺寸中的減小可以是由生物組織的溫度的增加所引起，或者是由在生物組織中添加碳水化合物所引起。圖16(a)還示出μs′對於引入到肝臟的葡萄糖濃度(底部標度)的依賴性。具有的關係是a＝a0-K[C]，其中的a是細胞的半徑，a0＝10.678μm是在沒有添加然後葡萄糖時的初始的細胞半徑，K＝0.002是一個常數，而[C]是葡萄糖的濃度。K值對應於將每100mM的葡萄糖添加到肝臟時能夠給出5％的細胞的體積的增加的一個係數。
在細胞尺寸中的一個減小將能夠導致在細胞體積中的減小，並因此使得細胞體積的係數φ的減小，因為φ＝V細胞/V總所以，將碳水化合物添加到生物組織將會導致φ的增加。當生物組織的細胞收縮但是整個生物組織的體積並不顯著地改變時出現這種情況。但是，當著碳水化合物添加到生物組織中而導致在生物組織中的水分的丟失的時候，φ值也能夠保持恆定，結果是使得生物組織的總的體積V總的減小，為了更多地模擬當著暴露於一個碳水化合物時的μs′真實的改變，將考慮在所有的下列情況中的改變1)細胞的尺寸。2)分子外的折射係數，和3)細胞的體積係數。在圖16(b)中的實線圈是利用可變的細胞半徑a和可變的分子外折射係數nex和一個固定的體積係數φ(＝0.8)計算的在μs′和加入的葡萄糖的濃度之間的關係。另一方面，在圖16(b)中的打開的園圈對應於用於可變的a、nex和φ的μs′，所具有的關係是
其中的V總保持不變。除去φ之外，用於這兩個軌跡的參數是相同的，λ＝800nm，nin＝1.465，nex＝1.33+2.73×10-5[C]，和a＝10.678-2×10-5[C]nm。這兩個園圈的軌跡展示出當著碳水化合物的濃度增加時的μs′的矛盾的現象。在考慮到細胞的大小分子外的折射係數和細胞的體積係數的影響之後，從模擬實驗的數據看到，在生物組織中的溶質/碳水化合物的添加中，生物組織的總體的散射係數可以根據φ的情況是否減小還是不變的情況分別地增加或減小。b)在浸泡的老鼠的肝臟中的實驗的結果為了區別由於碳水化合物的添加所引起的細胞尺寸和分子外的折射係數對於μs的影響，執行頻域方法的(相位調製分光光度計)對於老鼠的灌注過的肝臟的溫度相關的路徑長度的測量。在原則上，如果生物組織的溫度被減低，在生物組織的細胞內部的K+就會跑到該細胞的外面，並且分子外的水可以進入到細胞內，導致細胞的膨脹。還知道，溫度對於散射性的流體的折射係數的影響是十分小的，所以，由溫度所引起的在分子外的折射係數的改變可以被忽略。則總體上的μs′值或冷卻的生物組織的膨脹的細胞的光學路徑長度將是應該軌跡上述的圖16(a)的給出的模擬實驗而降低。另一方面，如果冷卻的生物組織是被加熱，則細胞將會收縮，且路徑長度會相應地增加。在此實驗中，肝臟的溫度是通過改變包括在熱控制的槽中灌注液的溫度而進行調節的。圖17(a)對應於一個肝臟從37℃開始的冷卻過程，在冷卻槽內測量的溫度在10分鐘內降到了25℃。在灌注液開始幾分鐘(-2.5)的冷卻之後，肝臟開始對此響應，並且隨著肝臟的溫度的降低該路徑長度保持下降，直到灌注液的溫度穩定在設定的25℃的穩定為止。相反，圖17(b)示出了當灌注的肝臟的灌注液從25℃加熱到37℃時路徑長度的增加的過程。對於冷卻(圖17(a))和加熱(圖17(b))的時間過程沒有必要是相同的，即取決於冷卻源(冰)和加熱電源的使用。圖17證實了模擬實驗(圖16(a))的結果，即生物組織的散射係數、並由此是對應的光的被測的路徑長度將隨著細胞的尺寸的減小/增加而增加/減小。
為了對起因於細胞的尺寸和分子外的流體的折射係數中的改變對於μs′的組合的影響，將若干的碳水化合物添加到灌注液中用於肝臟的浸泡實驗。利用頻域的方法在肝臟由三種碳水化合物進行浸泡期間對於路徑長度的測量的一組時間決定的曲線在圖18中示出。曲線(a)、(b)和(c)分別對應於包括200mM的葡萄糖200mM的甘露醇和200mM的蔗糖的灌注液。在曲線(b)中示出了對於兩個單獨的肝臟的兩次測量，表明不同的肝臟在不同的生理條件下對於甘露醇所作的不同的響應。圖18清楚地表示出，路徑長度或散射性質在這三種情況中是不同的。在葡萄糖和甘露醇的浸泡之間的相似性在於，路徑長度的增加是隨著碳水化合物的浸泡開始的。但是在葡萄糖的浸泡中返回到其基線要比甘露醇的浸泡快得多。與這兩種浸泡相對照，當蔗糖灌注到該肝臟中時，路徑長度將會下降，並且直到蔗糖被緩衝劑衝洗掉之前不會返回到它的基線。為了定量μa和μs′的值，對於另一種蔗糖的浸泡採用了時域的方法，並將結果示於圖19中。其中示出的μs′的值以及用100mM蔗糖浸泡的肝臟光的路徑長度在其浸泡期間隨著μa的小的變異而下降。這使得利用時域和頻域的方法證實數據的正確性而得到的結果之間實現一致。
圖13、15和19示出了可以忽略的μa的改變和由於在該懸浮物或生物組織中的一個碳水化合物的添加所引起的一個持續的在μs′和路徑長度之間的增加/減小。這些結果與公式(15)有著很好的吻合。所以，可以得出這樣的結論，即在生物組織中的起因於碳水化合物的添加的路徑長度的被測值的增加/減小反映著總體上的散射特性的增加/減小。
模擬和實驗的結果表明，生物組織降低的散射係數能夠在很大的程度上受到歸咎於碳水化合物對於生物組織的添加而出現的滲透張力所引起的在分子外流體和在細胞體積中的折射係數的改變的影響。但是，在脂類乳劑-酵母懸浮物的情況中(圖15)，似乎酵母細胞的作用並不十分明顯，因為在這種情況中的結果十分類似於純脂類的懸浮物的情況。這可以由下列的兩個原因進行解釋1)細胞的體積係數相對於整個懸浮物的體積是非常小的；2)酵母的細胞具有聚糖核壁，它要比一般的生物組織的細胞膜堅硬的多。因此，酵母細胞的細胞尺寸和細胞的體積係數將不會由於碳水化合物添加到懸浮物所引起的滲透張力而明顯地改變。
把溶質或碳水化合物添加到生物組織能夠引起細胞體積係數的下降和分子外流體的折射係數的增加。在生物組織總體的散射行為中，這兩種改變是彼此矛盾的。如此的光的路徑長度改變的測量能夠顯示出細胞的體積的改變和折射係數的改變的哪一個比另一個起到更重要的角色。在圖18中的曲線(a)所表示的肝臟葡萄糖的灌注中，灌注後的肝臟的路徑長度迅速地增加，並隨後在2-3分鐘之內返回到它的原始值。該路徑長度的變異表明，在細胞尺寸和在細胞體積係數φ中的降低一定是出現在該灌注的開始，但是收縮的細胞將在一定的程度上重新回到其原有的體積。當衝洗緩衝劑被接通時，該路徑長度開始減小，因為此時的細胞是在低滲壓的條件下，因此它們開始膨脹。而且，當細胞恢復到它的初始的體積時，路徑長度在3分鐘之內返回到它的基線。在圖18中的曲線(b)示出的是針對甘露醇的數據，除去對於該甘露醇的返回到基線的速率要低於葡萄糖的速率之外，其它的方面與在使用葡萄糖進行灌注的情況相似。對於這種差異的解釋是，肝臟細胞對於甘露醇的滲透性要比葡萄糖小，所以甘露醇的回升的速率要比葡萄糖慢。
在原則上，生物組織的細胞的規則的體積增加和減小都不能夠重新完全獲得它的初始的細胞體積。這將意味著在圖18中的曲線(a)和(b)中的路徑長度將不能完全回復到它原來的值。但是，在分子外的流體中的折射係數中的改變也將出現，並補償了細胞體積的改變的效應。因此，路徑長度的軌跡能夠停留在基線的附近，就象在曲線(b)中的兩條軌跡所示出的那樣，在初始的突起響應之後，主要地依賴生物組織的類型和條件。針對蔗糖的灌注的路徑長度的數據在圖18中的曲線(c)中給出，它在兩個方面與其它的兩種情況很不相同1)當灌注開始時，路徑長度下降，和2)直到開始進行緩衝劑的衝洗之前，路徑長度沒有返回到其基線的趨勢。已經知道的情況是1)當老鼠的規則被灌注蔗糖時，出現細胞的收縮(見1989年Haddad等人在Physiol周刊的第256卷上G563-G569的文章)，2)蔗糖的折射係數是1.34783，很類似於葡萄糖的折射係數(1.3479)(見windholz等人1983年在由MerckCo公司出版的百科全書化學卷中的″藥物，和生物″一章)，3)肝臟細胞的壁膜對於蔗糖來說是不能夠滲透的(見Haddad等人的1989年的文章)。前面兩點指出的是，由在蔗糖和葡萄糖灌注的肝臟中的細胞的尺寸和分子外的折射係數的改變所引起的效應將是十分相似的。對於在蔗糖灌注中的相反的路徑長度的特徵的解釋在於，在這種情況中的細胞體積係數φ保持著不變，因此表現出不同於葡萄糖灌注的情況。已經有報告說，以蔗糖灌注的肝臟容易出現大量的水分的丟失(Haddad等人在1989年的文章)，因此，由於細胞的收縮性，V細胞和V總體由於生物組織中的水分的丟失都下降，從而使得φ＝V細胞/V總體保持不變。肝臟細胞的核壁對於蔗糖的不可滲透性可以被解釋成由於在這種情況中的非迴轉的特性，只是包括水分從分子內向分子外的移動，從而防止了規則的體積的增加。
歸功於葡萄糖對於人體的被測物的注入的散射特性的改變的體內檢測已有報導(見1994年Maier等人的文章)。測量是對於被測人的大腿進行的，並且是不同於在肝臟的葡萄糖的灌注的情況所獲得的結果，在葡萄糖的注入之後的幾分鐘之內，散射係數開始減小。這種不一致可能是由於這樣的是實，即在人的大腿上進行的葡萄糖的體內測量可能要包括大部分的肌肉和血液，而肝臟的灌注測量只包括純粹的肝臟細胞。由於肌肉的細胞是進行絕對非球面的吸收且非常不同於肝臟細胞的形狀和構成，所以，肌肉細胞對於葡萄糖的反應可以是相當地不同於肝臟的細胞。另一方面，如果細胞體積係數並不因為葡萄糖的引入而改變多少的話，則散射係數將主要是因為在分子外的折射係數的改變而減小。而且，當著有血液包括在測量中時，由紅色血細胞和肌肉對於葡萄糖的提取過程的結合將使得在散射性質中的變化的機制變得複雜化。
這些結果成功地顯示出利用NIR技術進行無創傷的生理監視，例如通過檢測路徑長度(即散射特性)的改變來監視生物組織的膨脹。例如，如果路徑長度增加，則細胞正在收縮。如果包括有溶質/碳水化合物的添加，則將會遇到起因於在細胞尺寸和在分子外折射係數的中的變化的多種效果。通過使用適當的碳水化合物，例如葡萄糖或甘露醇，在生物組織的細胞中的變化的效應就能夠預見，因而仍然能夠通過監視路徑長度的改變來檢測生物組織的膨脹。
總之，理論和實驗的結果表明，在生物組織中添加溶質/碳水化合物將影響到生物組織的細胞的大小，細胞體積系敏和分子外流體的折射係數；並且因此影響到總體上生物組織的散射特性。理論的近似方案被用於計算滲透和折射係數對於生物組織的減低的散射係數的作用，並將光子的擴散理論用於把降低的散射係數和光的路徑長度相結合。在實驗上，所有的三種NIR技術都能夠測量由於添加了溶質到生物組織中以及在經過灌注的老鼠的肝臟中的光學性質的改變。經過灌注的肝臟的溫度相關的路徑長度的測量證實，生物組織的散射性對於生物組織細胞的尺寸的依賴。利用三種碳水化合物灌注而獲得的肝臟的結果顯示出不同的散射方面，這些方面由在細胞尺寸和體積係數作出了解釋。
圖12是一個示意圖，示出了在一個散射體懸浮物(a)和生物組織或血液(b)之間的散射粒子的體積係數之間的差異。在情況(a)中，散射體的體積係數φ＝0.026，而在情況(b)中，體積係數是φ＝0.73。
圖13示出了針對於一個0.5％的脂類乳劑-葡萄糖懸浮物(a)和一個經過灌注的肝臟(b)的降低的散射係數μs′的模擬實驗的結果。對於(a)的計算是根據公式(2)，而對於(b)的計算是根據公式(3)。葡萄糖和用於在懸浮物中的散射粒子的折射係數或用於生物組織的分子外流體的散射係數時之間的關係在下面給出。在情況(b)中，肝臟的細胞被認為是剛性的，只有分子外流體的折射係數改變。
圖14示出了以830nm測量的0.5％脂類乳劑-甘露醇懸浮物的時域的實驗結果。該圖示出了平均光路徑長度(a)、降低的散射係數μs′(b)和作為添加到懸浮物中的甘露醇的濃度的函數的該懸浮物的吸收係數μa(c)。
圖15示出了以連續波方法測量的0.5％脂類乳劑-酵母甘露醇懸浮物的實驗的結果。它示出被減低的散射係數μs′的一個降低(a)和具有在懸浮物中的甘露醇增加的懸浮物的一個相對恆定的吸收係數μa(b)。
圖16示出了以更為實際的條件，根據公式(12)針對經過灌注的肝臟的降低的散射係數μs′的模擬實驗的結果。圖16(a)示出了隨著肝臟細胞的尺寸的減小(頂部標度)或隨著灌注液中的葡萄糖的濃度(底部標度)的增加的μs′的增加。在圖16(a)中，可變的只是細胞的半徑；分子外的折射係數和細胞的體積係數都是固定的。在圖16(b)中的實體的圓是通過改變細胞的半徑和分子外的折射係數而獲得的。圖16(b)的空心的圓是通過改變細胞的半徑、分子外的折射係數和細胞體積係數而計算的。
圖17示出了針對冷卻處理(a)和加熱處理(b)的一個被灌注的老鼠的肝臟的溫度相關的路徑長度的改變。
圖18示出了用200mM的葡萄糖(a)、200mM的甘露醇(b)和200mM的蔗糖分別灌注的老鼠肝臟的路徑長度的實驗的結果。在情況(b)中的兩條軌跡是從兩隻不同的老鼠肝臟獲得的。
圖19是吸收係數μa(a)、降低的散射係數μs′和灌注了100mM的蔗糖光的平均路徑長度(c)的實驗結果。這些數據是通過實時間分解的分光光度計確定的。實體的和空心的圓分別地對應於以780nm和830nm的測量。應用利用本發明的監視方法，能夠對各種濃度的溶質進行監視。實例I本發明提供了一種簡單、高效和便攜的方案來對於病人體內的糖(甘露醇、果糖、蔗糖和葡萄糖)進行監視。已經觀測到的靈敏度是在25℃時1×10-4▲OD/mmol/百分比脂類乳劑。與通常的10-5▲OD的噪聲電平相比較，將預示在8-12的mM能夠有滿意的檢測。
根據把圖1-1D的監視器附到病人的乳房、腹部、手指或頭來監視病人體內的葡萄糖的濃度。對於這種確定的最佳的生物組織是其腹壁葡萄糖的水平能夠迅速地與血管中的水平均衡的部位。
參考圖9，在一個葡萄糖的監視用途的一個最佳實施例中用於監視一個糖尿病人的血液的葡萄糖的濃度，其檢測是利用了與圖4(100)相關的描述過程。在一個實施例中，病人直接從一個計算器(例如一個計算機或其它的處理器)的輸出中讀到繪出的斜率和截距值，並將這些值與一個預定的校準標度相比較(如上所述)。
在另一個實施例中，處理器接收一個被拓展的斜率和截距值，並將這些值和一個預定存儲的校準標度相比較。處理器還實現下列的步驟，以便將被測的溶質的濃度指示給病人。如果測量的濃度(C溶質)小於一個第一預定的閾值濃度(Cth，1)，例如1-100mmol，而且最好是50mmol(步驟2)，就輸出一個綠信號(104)，例如通過閃亮一個綠燈，表示病人的血液中的葡萄糖是在正常的水平。如果被測的濃度是大於Cth，1，該被測的濃度就再次和一個第二閾值濃度(Cth，2)相比較，例如50-100mmol，而且最好是120mmol(步驟106)。如果C溶質小於該第二閾值的濃度，就輸出一個黃信號(步驟108)，指示病人的血液葡萄糖水平已經升到了正常值以上，並且應該仔細監視。如果C溶質是大於Cth，2，就輸出應該紅信號(步驟110)，指示病人應該醫治他的病情。實例II採用根據本發明的方案，可以檢測病人的酒精濃度。乙醇迅速地以生物組織的空間均衡並給出應該很小但是十分重要的信號。因此，一個病人(在此處的″病人″是指廣義上的接受醫療問題而被診治的人)將圖1-1D的監視器附在乳房、腹部、手指或頭。象例一中的一個處理器接收來自監視器的作為輸入信號的光強度信號，象在參考圖1-1D中描述的那樣，並且實施圖4和9的算法，以便提供在病人體內的酒精濃度的度量。
例如象結合例一描述的那樣將校準標度分界地確定。閾值電平(Cth，1，Cth，2)被選擇對應於所希望的判據(例如法定的飲酒限制)。實例III採用根據本發明的方案，可以檢測病人體內的鹽(例如NaCl，KCl和MOPS)的濃度。因此，一個病人將圖1-1D的監視器附在乳房、腹部、手指或頭。象例一中的一個處理器接收來自監視器的作為輸入信號的光強度信號，象在參考圖1-1D中描述的那樣，並且實施圖4和9的算法，以便提供在病人體內的酒精濃度的度量。圖10的表II包括關於NaCl，KCl和MOPS的數據。這些電解質的作用相當小，但是十分重要。
例如象結合例一描述的那樣將校準標度分界地確定。閾值電平(Cth，1，Cth，2)被選擇對應於所希望的判據，例如根據病人的健康狀況。例如，具有高血壓的病人應該建議在低的閾值濃度。實例III
如果除去所要測量的溶質的濃度之外的其它的因素可以被忽略，就將會有增強的效果。根據這樣的實例，病人的歷史是具有特徵，能夠假設在所監視的濃度水平中的變異是由於在所希望測量的溶質濃度中的變異所造成。
例如，當病人還沒有自身感覺到提高了其它的散射溶質的濃度時，使用圖1-1D的監視器獲得應該病人的一個增強的葡萄糖濃度的測量，該監視器耦合到一個處理器來實施圖4的步驟。
從在溶質識別中的低特殊性的角度來看，尤其是象葡萄糖、乙醇、甘露醇和程度較輕的NaCl和KCl的生理重要性的角度來看，使用不經腸胃的流體的附加信息的體內研究正在進行。此外，滲透的過渡以及生物組織的確切的滲透狀態都將是重要的，尤其是在病人經歷了透析法處理之後。最終，也可能是最重要的一點是人體的生物組織的溫度，它應該在特定的生物組織的體積的光學的研究中加以監視，尤其是通過水分的吸收進行監視。
圖11中(表III)示出了在表中示出的克分子數範圍內的甘露醇、果糖和丙二醇的各種溶質的效應。按照上述的相同的方式對於斜率進行規一化，但是不進行脂類乳劑的百分比的劃分。斜率值是在等於甘露醇和葡萄糖的實驗的誤差之內。酒精和丙二醇給出在稀釋之後(見下述)的明顯小的斜率和小的多的截距。甲醇對於作為散射體的酵母的小的影響在表IV中示出。
與此同時，可以施行對於水的吸收的適度的校正。
而且，由於強度的測量尤其是對於皮膚和探頭及測量儀之間的接觸的改變敏感，或者是對於探頭和人體的生物組織敏感，使得不取決於強度的測量廣受歡迎，而且這種方法之一是應該相位調製系統，對於多數的可靠的測量來說，它確實是最終的系統。但是，強度信號和相位信號之間的關係使得要求相當高的相位靈敏度的要求。可能必須要測量10-5的吸收極限，這也要求相位檢測的相似的精度。其它實例通過獲取提取確切的線性參數(斜率和截距)的更多數目的數據點，可以採用多於三個的光源來獲得增強的測量。
不是採用多個光源而是採用一個光源把光線在相距檢測器的不同的位置的不同的距離加到生物系統。另外，單一的光源可以保持穩定，而且可將檢測器順序地移動，以便檢測相距光源不同距離的定位的檢測位置。
在此描述的監視方案對于波長加以很小的依賴性。因此，雙重波長的方法可以使用來實現減小血紅蛋白的交擾。在這種技術中，血紅蛋白的濃度是由一個適當的相位調製的分光光度計所量化的，以便用所包括的波長提供精確的路徑長度信息。因此，在850nm處的吸收性的測量和血紅蛋白的不一致就可以被預測隨著對於溶質的測量的適應而被克服。
光線進入到生物組織和到達包括矽二極體或光纖耦合器的過程中出現的變化(例如由於可變的生物組織的接觸)可以通過頻域的方法加以補償，這種方法對於生物組織的接觸有著顯著的優點。為了進行這種確定，需要使用若干輸入-輸出間距的測定。不同的間距的測定取樣不同深度的不同生物組織體積短間距-淺的和長間距-深的生物組織的體積。所以，在包括異常的生物組織的情況中，以不同的輸入-輸出間距取樣到不同的溶質的可能性將得到補償。
可以交替地採用時域的方法。這些方法取樣不同的生物組織的體積而計算μs′和μa(分別在先和在後)。使用從時域到頻域的付立葉(Fourier)變換可以克服這些問題。在這些頻域裝置中，高頻波是淺穿透的，而低頻波是深穿透的。因此，以一對吸收被消除的波長為特徵的雙重測量對於計算散射因數來說是一個有用的手段。
在本發明的範圍內還有其它的實施例。利用時間分解的分光光度計(TRS)或調相的分光光度計(PMS)可以對於上述的溶質進行監視和對於其濃度進行測量。適用的TRS系統在美國專利5119815或5386827中進行了描述，在此引作參考。TRS系統採用的是對於被測溶質直接或間接地敏感的可見或紅外波長(即由於在吸收性或散射性中的變異)。該TRS系統在體內測量有效的散射係數(μs′)或吸收係數(μa)並且將這些值與溶質的濃度相關。
此外，利用PMS的測量的系統在美國專利4972331，5122974和5187672中，和國際專利申請PCT/US94/02764(在1993年3月15日提交)或PCT/US92/00463(1992年1月21日提交)中有所描述，在此都作為參考。PMS系統是採用一個或多個對於被測溶質直接或間接敏感的可見光或紅外光進行測量的(即由於吸收性或散射性中的變異)。該PMS系統在體內測量有效的散射係數(μs′)或吸收係數(μa)並且將這些值與溶質的濃度相關。此外，由TRS系統和PMS系統所測量的分光光度信號的量化造Sevick等人在1991年出版的″分析生物化學″卷195中的330-351頁的文章中進行了進一步的解釋，在此引作參考。
TRS和PMS分光光度計採用的波長對於被測的溶質是直接敏感的，這些溶質已經在上面作了定義(例如新陳代謝的媒體、新陳代謝物、電解質、糖、結合到可檢測的溶劑(例如反差劑)的溶質的組合、或提供該溶質的直接測量的其它的成分)。
權利要求
1.一種在生物系統中監視一種溶質的方法，包括有步驟把光傳送進入包括所說的溶質的一個生物系統中，所說的光具有實際上所說的溶質不吸收的一個範圍內的一個選定波長；對於所說的傳送的光的至少第一和第二部分進行檢測，所說的第一部分已經沿著以第一平均路徑長度為特徵的一條或多條路徑穿行通過所說的生物系統，而所說的第二部分已經沿著以大於所說的第一平均路徑長度的第二平均路徑長度為特徵的一條或多條路徑穿行通過所說的生物系統；以及，對於所說的傳送的光的所說的第一和第二部分進行比較，以便監視在所說的生物系統中的所說的溶質的濃度。
2.根據權利要求1的方法，其中對於傳遞的光的所說的第一和第二部分進行比較的步驟包括根據與所說的生物系統的一個光學特性和所說的第一和第二平均路徑長度相關的一個線性標本而獲得的所說的生物系統的品質特徵。
3.根據權利要求2的方法，其中所說的品質特徵可以是通過將光的第一和第二部分的所說的線性標本的被測特性與第一和第二路徑長度的距離表示相配合而確定的一條線的斜率。
4.根據權利要求2的方法，其中所說的品質特徵可以是通過將光的第一和第二部分的所說的線性標本的被測特性與第一和第二路徑長度的距離表示相配合而確定的一條線的截距。
5.根據權利要求2的方法，其中所說的品質特徵可以是通過將光的第一和第二部分的所說的線性標本的被測特性與第一和第二路徑長度的距離表示相配合而確定的一條線的斜率和截距。
6.根據權利要求2的方法，其中獲得一個品質特徵可以包括獲得根據被測光的第一和第二部分對於生物系統的第一和第二光的密度的測量，並將光的密度的測量與所說的通常的線性標本相配合。
7.根據權利要求2的方法，其中的把所傳送的光的第一和第二部分所作的比較可以包括根據所說的生物系統的品質特徵對照一個預定的標度而對於所說的溶質的一種或多種的濃度的測量所進行的確定。
8.根據權利要求1的方法，進一步包括根據一個預定的濃度的標度對於在所說的生物系統中的一種或多種溶質的濃度的測量進行確定。
9.根據權利要求1的方法，其中所說的對於所傳送的光的第一和第二部分進行檢測檢測的步驟包括對於分別對應著光的第一和第二部分的強度第一和第二強度(I1，I2)進行測量。
10.根據權利要求9的方法，進一步包括在時間上的確定相對於第一和第二基準強度(I1，ref，I2，ref)在所說的第一和第二強度(I1，I2)中的改變的步驟。
11.根據權利要求10的方法，其中所說的對於所說的第一和第二強度的相對的改變進行的確定的步驟還進一步包括分別地確定第一和第二光的密度(OD1，OD2)OD1=log(I1I1,ref)]]>OD2=log(I2I2,ref)]]>
12.根據權利要求11的方法，其中所說的對於所傳送的光的第一和第二部分進行的比較的步驟可以包括使用把第一和第二光的密度與表示所說的第一和第二平均路徑長度的距離(ρ1，ρ2)相關的一個線性標本，以便獲得表示在所說的生物系統中的溶質的一個或多個的濃度的所說的生物系統的品質特徵。
13.根據權利要求12的方法，其中所獲得的品質特徵是由下式表示的斜率(m)m=OD2-OD12-1.]]>
14.根據權利要求12的方法，其中所獲得的品質特徵是由下式表示的截距(b)b=OD12-OD212-1]]>
15.根據權利要求1的方法，還進一步包括對於所傳送的光的一個第三部分的檢測的步驟，所說的第三部分已經沿著以大於所說的第一和第二平均路徑的第三平均路徑為特徵的一條或多條路徑穿行通過所說的生物系統。
16.一種用於在生物系統中監視一種溶質的系統，它包括有至少兩個光源，具有實際上所說的一種或多種溶質所不吸收的一個範圍內的一個選定波長；相對於至少兩個檢測器以不同的距離定位的一個檢測器，以便對於所說的傳送的光的至少第一和第二部分進行檢測，所說的第一部分已經沿著以第一平均路徑長度為特徵的一條或多條路徑穿行通過所說的生物系統，而所說的第二部分已經沿著著以大於所說的第一平均路徑長度的第二平均路徑長度為特徵的一條或多條路徑穿行通過所說的生物系統；以及，一個比較器，用於對所說的傳送的光的所說的第一和第二部分進行比較，以便監視在所說的生物系統中的所說的溶質的濃度。
17.根據權利要求17的方法，其中所說的溶質是一種低分子重量的碳水化合物、一種酒精或一種電解質。
18.根據權利要求17的方法，其中所說的溶質是甘露醇、果糖、葡萄糖、丙烷醇、甲醇、乙醇、鈉離子、鉀離子和氯離子。
19.根據權利要求17的方法，其中所說的溶質是山梨糖醇、鎂離子或鈣離子。
20.根據權利要求18的方法，其中所說的溶質是葡萄糖。
21.根據權利要求18的方法，其中所說的溶質是鉀離子。
22.根據權利要求1的方法，其中所說的溶質被附著到一種反差劑。
全文摘要
本發明要實現一種在生物系統中監視一種溶質的方法,包括有步驟:把光傳送進入包括一種溶質的一個生物系統(12)中,該光具有實際上該溶質所不吸收的一個範圍內的一個選定波長;對於該傳送的光的至少第一和第二部分進行檢測(16,18,20),該第一部分已經沿著以第一平均路徑長度為特徵的一條或多條路徑穿行通過該生物系統,而該第二部分已經沿著以大於該第一平均路徑長度的第二平均路徑長度為特徵的一條或多條路徑穿行通過該生物系統;以及,對於該傳送的光的該第一和第二部分進行比較,以便監視在該生物系統中的該種溶質的濃度。該方法描述了對於低分子重量的多羥溶質、普通的糖(甘露醇、果糖、蔗糖、葡萄糖和山梨糖醇)、酒精(甲醇、乙醇、丙烷醇)和電解質(鈉、鉀、鎂鈣和氯離子)的監視。
文檔編號A61B5/145GK1172419SQ95196574
公開日1998年2月4日 申請日期1995年12月4日 優先權日1994年12月2日
發明者布萊頓·詹斯, 劉漢利 申請人:無創傷診斷技術公司