生物光學(xué)測量及醫(yī)學(xué)應(yīng)用范文
本站小編為你精心準備了生物光學(xué)測量及醫(yī)學(xué)應(yīng)用參考范文，愿這些范文能點燃您思維的火花，激發(fā)您的寫作靈感。歡迎深入閱讀并收藏。
激光在生物組織中的傳輸規(guī)律由其光學(xué)特性決定。描述組織光學(xué)特性的參數(shù)有吸收系數(shù)μa、散射系數(shù)μs、散射各向異性因子g和折射率noμa和μs(單位為mm-1分別表示組織中光子路徑長度增量dz內(nèi)吸收和散射所導(dǎo)致的輻射能量損失速率,表述為dΦ/dz。對于近紅外光,生物組織為典型的混沌介質(zhì)。組織中的吸收源于自然生色團如血紅蛋白、肌紅蛋白中的血紅素和膽紅素,線粒體呼吸鏈中的細胞色素、黑色素,以及光動力治療中所引入的外源性生色團如光敏染料等。組織對光子的散射源于折射率的不連續(xù)性。在600～1300nm波段,軟組織(如腦、肺、肝、皮膚)的典型光學(xué)參數(shù)為μa=0.01～1mm-1,μs=10～100mm-1。μt=μs+μa表示總作用系數(shù)。平均自由程(meanfreepath)mfp=1/μt,為每次散射或吸收事件發(fā)生前光子歷經(jīng)的平均距離,一般為10～100μm,盡管其平均自由程較小,但在組織中的注入還是比較深的,其原因一是所發(fā)生的相互作用大部分為散射事件而不是吸收,二是散射的高度前向特性,因此光子盡管經(jīng)歷了多次散射,仍能繼續(xù)在組織中深入。散射作用可以用散射角分布S(θ)來表征,其中θ為單次散射事件發(fā)生后光子的偏折角。在大多數(shù)情況下,對S(θ)的詳細描述并不重要,通常用各向異性因子g=<cosθ>來代替,它表示散射角的平均余弦值。在600～1300nm波段,大多數(shù)生物組織的典型g值為0.8～0.95[1～3]。除在光通量空間分布變化很大的、靠近邊界和源的區(qū)域外,一般來說散射各向異性的細節(jié)并不重要,因而μs和g可簡化成單一的傳輸散射系數(shù)μ′s=(μs(1-g)。激光在組織中的注入也可由有效衰減系數(shù)μeff(mm-1)或其倒數(shù)即有效注入深度(mm)來表述。基于傳輸理論有δ=1/μeff=1/3μs[μa+μs(1-g)](1)混沌介質(zhì)內(nèi)光的空間分布既依賴于介質(zhì)的光學(xué)特性和結(jié)構(gòu)[4],又與輻照光束的入射角度和光束直徑有關(guān)。大直徑光束垂直入射到半無限的介質(zhì)樣品時,在遠離邊界處,光通量沿中心軸向注入深度呈指數(shù)衰減。在入射表面下深度z(z>δ)處,Φ(z)=Φ0k•exp(-z/δ)(2)其中Φ0為輻照度(W/cm2),k是無量綱系數(shù),大小取決于后向散射,注入深度δ表示通量減小1/e時光子傳播的深度值。
2測量方法及理論依據(jù)
我們可將介質(zhì)光學(xué)特性參數(shù)的測量方法分為直接和間接兩類。非散射的透射測量[1]、有效衰減測量[5]以及單次散射相函數(shù)的角測量(Goniopho-tometric)[6]等為直接測量方法。在直接測量中,對總作用系數(shù)μt的測量依據(jù)LambertBeer定律,即μt=-1tlnTC(3)其中TC表示非散射透過率(unscatteredtrans-mission),t為樣品厚度。其測量結(jié)果與光束幾何形狀、樣品特性、探測方案和邊界的多次反射等因素有關(guān)。這種測量方法實現(xiàn)起來較困難。因為存在分離軸向散射光和非散射光的問題。利用填隙式探測器測量輻射通量的變化率可獲得有效散射系數(shù)(μeff)或有效注入深度(δeff=1/μeff)。這種方法較常見。但光纖探測器必須定位在被輻照樣品的光漫射區(qū)域內(nèi),并遠離光源和邊界。在間接測量方法中,其理論模型源于光散射理論。間接測量又可進一步分為迭代(IterativeIndirectMethods)和非迭代(NoniterativeIndi-rectMethods)兩類。在非迭代方法中,要求光學(xué)參數(shù)與被測量量間簡單的對應(yīng)關(guān)系,即光學(xué)參數(shù)與被測量量之間的函數(shù)關(guān)系是顯含的。KubelkaMunk模型就是一種非迭代的間接測量方法[7]。根據(jù)KubelkaMunk理論有,Skm=2Rdt•x•ln[2-[(1+R2d-T2d)-x]2Td]Akm=[(Rd-1)2-T2d]2RdSkm(4)X=[(Rd+1)2-T2d][(Rd-1)2-T2d]由漫反射率Rd、漫透射率Td和樣品厚度t的測量結(jié)果可計算KubelkaMunk吸收系數(shù)Akm和散射系數(shù)Skm。再結(jié)合LambertBeer定律,可進一步求取傳輸系數(shù)μa、μs和g。介質(zhì)光學(xué)參數(shù)的非迭代間接測量方法還有諸如脈沖光熱輻射測量(PPTR)、光聲測量等。間接迭代法中光學(xué)參數(shù)與被測量量間的函數(shù)關(guān)系是隱含的[8]。只有在計算的反射和透射值與被測量值匹配時,才能迭代求出光學(xué)參數(shù)。這類方法使用起來很麻煩,但所依據(jù)的理論模型比非迭代法完善,而且是非破壞性的。與非迭代法不同,迭代間接測量法中可使用傳輸方程的復(fù)雜解。如漫射理論、MonteCarlo模擬等。一般來說,只要測量到總反射率Rt和透射率Tt,就能求出μa和μs(1-g)[13]。進而由測量到的非散射透射率或相函數(shù)確定μa、μs和g的值。綜上所述,介質(zhì)光學(xué)特性測量方法與入射光、樣品和模型的關(guān)系可概括如表1所示。
3測量誤差的來源
雖然介質(zhì)內(nèi)光通量的空間分布主要由吸收和散射決定,但介質(zhì)折射率n在非匹配邊界如空氣—介質(zhì)界面附近起著很重要的作用。在反射測量中存在如下兩種表面效應(yīng):①表面折射率的不匹配使得外部入射光束的鏡面反射率Rsp增加。非偏振光入射到平滑表面時,Rsp=(1-n)2/(1+n)2,當n=1.38時,Rsp為0.025。鏡面反射的這部分光子沒有被介質(zhì)內(nèi)部“調(diào)制”。因此這部分光子可提供關(guān)于表面粗糙度和介質(zhì)折射率的信息,但不能反映介質(zhì)內(nèi)部吸收和散射的信息。②介質(zhì)內(nèi)存在很重要的光子內(nèi)反射傳輸,并以某一傾角逸出介質(zhì)—空氣邊界。內(nèi)反射通常要反射大約50%的光子,并逸出介質(zhì)表面,因而減少了介質(zhì)中可測量漫反射光子的逸出[9],傾斜反射的光子更易停留在介質(zhì)表面附近,故對次表面的通量變化有很大貢獻。文獻[10]討論了生物組織折射率對內(nèi)反射的影響。表面粗糙度對內(nèi)反射的影響可參見[11]。在650nm波長處測量到的軟組織折射率范圍為1.38～1.41(水的折射率為1.33),脂肪的折射率為1.45。從上一節(jié)有關(guān)測量方法的討論中可看出,影響光學(xué)特性參數(shù)測量誤差的因素包括:1)被測介質(zhì)樣品所處的環(huán)境條件,對生物組織即為其生理條件;如水合程度,一致性,外形的易變性,冰凍—非冰凍狀態(tài),在體—離體,固定—不固定,樣品切片的表面光滑程度等;2)輻照光束的幾何形狀;3)邊界折射率匹配—不匹配;4)填隙式探測光纖相對于光源光纖的方位;5)傳感光纖的數(shù)值孔徑;6)光探測器的角度分辨率;7)前向散射光與非散射光的分離;8)理論模型。在比較不同報道所測量的光學(xué)參數(shù)時需要重點考察這些因子。目前,不同介質(zhì)光學(xué)特性的研究已有大量報道,但其結(jié)果大都是依據(jù)輻射傳輸理論并進行各種近似后獲得的。由于在①模型假設(shè)(例如散射的各向同性或異性、邊界的匹配與否),②測量技術(shù),③實驗裝置,④定標方法和⑤介質(zhì)不均勻性等方面存在很大差別,我們在選用光學(xué)特性參數(shù)時,必須先對其實驗方法和模型的準確性進行考察。
混沌介質(zhì)的再發(fā)射光譜(漫透射與漫反射光譜)不僅與介質(zhì)吸收特性有關(guān),而且與介質(zhì)的光散射因子有密切關(guān)系,不同介質(zhì)具有不同的光學(xué)特性。因此,介質(zhì)光學(xué)特性的測量方法可用于確定介質(zhì)的特征和結(jié)構(gòu),這實際上就是生物組織光譜診斷測量技術(shù)的基礎(chǔ)。例如,在“治療窗口”600—1300nm波段,隨生物組織類型不同,(2)式中的k值為2—4,δ為1—5mm。光通量降到Φ0/e時的深度為δ[1+ln(k)][4]。實驗研究表明[3],g與波長無關(guān),μs隨波長的增加略有減小,吸收系數(shù)μa呈現(xiàn)很強的光譜特征。在可見光區(qū),吸收與血液容量及含氧狀態(tài)、其它色素的含量等有關(guān)。在600～700nm,注入深度增加很快,因為血紅蛋白的吸收減小,而在更長的光譜區(qū),其注入深度增加緩慢,幾乎是常數(shù)[12],不過由于水的吸收,在960nm附近有一小的凹陷。我們用MonteCarlo方法,對激光作用下生物組織的再發(fā)射光譜及其與組織光學(xué)特性之間的關(guān)系進行了深入研究[13],結(jié)果表明:在穩(wěn)態(tài)情況下,總漫反射率Rd與N′=μs(1-g)/μa具有對應(yīng)關(guān)系,有效注入深度δ(見(1)式)是漫射光的徑向分布Rd(ρ)的函數(shù)。因而從Rd和Rd(ρ)的測量結(jié)果可以推知μa和μ′s。組織的光學(xué)特性參數(shù)μa、μs、g和n對再發(fā)射光譜的分布都有影響。由于不同生理病理狀態(tài)的生物組織具有不同的光學(xué)特性,如正常肌肉組織,μs=395cm-1,μa=0.1cm-1,g=0.7,而腫瘤組織的典型參數(shù)μs=271cm-1,μa=1.0cm-1,g=0.98。因此所測量的再發(fā)射光可反映被輻照組織的代謝生理特征乃至其結(jié)構(gòu)特征。對激光作用下,組織再發(fā)射光的測量原理及其醫(yī)學(xué)診斷上的應(yīng)用研究就是組織診斷光譜學(xué)的內(nèi)容。前面已經(jīng)提到,迭代間接測量法是非破壞性的,若已知組織的光學(xué)特性參數(shù),利用迭代間接測量法就可實現(xiàn)對組織的診斷,它具有如下優(yōu)點:(1)測量結(jié)果與組織的熱學(xué)和機械特性無關(guān),(2)能反映組織的吸收和散射特性,甚至折射率,(3)非破壞性,(4)可以按多種方式(表面、內(nèi)腔)應(yīng)用于臨床,(5)含有深度信息和空間定位的能力。組織診斷光譜學(xué)在臨床上的應(yīng)用有如下幾個方面:觀察腦、肌肉和其它組織器官中存在的內(nèi)源性生色團,如血紅蛋白、細胞色素等;利用光纖監(jiān)測血液中氧含量及其相對變化;對組織中癌塊的空間定位;根據(jù)視網(wǎng)膜或大腦皮層的漫反射光譜監(jiān)測其代謝過程或活性的變化等。實際上,組織的光學(xué)特性不僅決定了激光在被輻照組織中的空間分布,而且也反映了激光醫(yī)療作用(如激光外科、光動力治療等)中的生物效果。我們對影響激光生物作用的因子進行了全面研究[14],結(jié)果表明:組織的吸收和散射對光能沉積區(qū)有決定性影響,而激光生物作用(熱作用、光化學(xué)作用、光機械作用和激光生物刺激作用等)都是在光能沉積區(qū)內(nèi)完成的。高能激光作用下,光學(xué)特性參數(shù)隨時間的變化使得激光生物作用效果也是動態(tài)的。
5結(jié)論
依據(jù)不同的理論模型,光學(xué)特性參數(shù)的測量方法可分直接和間接兩大類。測量誤差來源于被測介質(zhì)樣品所處的環(huán)境條件;入射激光束的幾何尺寸;邊界折射率的匹配程度;測量方法和手段;探測器的角分辨率以及定標方法等。在使用前人的測量結(jié)果時,必須對其實驗方法和模型的準確性進行考察。此外,由于不同組織具有不同的光學(xué)特性,因而在組織光學(xué)特性已知的情況下,測量方法可用于生物組織的診斷,即可用于測量生物組織的生理病理狀態(tài)和組織結(jié)構(gòu),這實際上就是組織診斷光譜學(xué)的基本思想。
