CN103228201A - 光聚焦连续波光声光谱术及其对患者监视的应用 - Google Patents

Abstract

本发明描述使用空间调制将连续波光聚焦到例如个别血管的所关注局部化区域中的系统及方法。在某些实施例中，结合空间调制使用例如线性频率调制的强度调制技术以通过原本散射的介质实现较精确的测量。经聚焦的连续波光束能够穿透数厘米的组织以递送与个别血管及其它离散血管组成部分相关联的测量及图像。

Description

光聚焦连续波光声光谱术及其对患者监视的应用

技术领域

本发明大体来说涉及医学装置，且更特定来说，涉及在光声光谱术中使用光聚焦连续波发射来分析血管网络。

背景技术

本章节既定向读者介绍可与下文将描述及/或主张的本发明的各个方面相关的技术的各个方面。相信此论述将有助于给读者提供背景信息，以促进对本发明的各个方面的更好理解。因此，应理解，这些陈述应理解为就本发明而论且不应理解为对现有技术的承认。

在医学领域中，医生常常希望监视其患者的某些生理特征。因此，已开发用于监视患者的许多此类特征的各种各样的装置。此些装置向医生及其它健康护理人员提供为对其患者提供最好的可能健康护理而需要的信息。因此，此些监视装置已成为现代医学中不可或缺的部分。

某些监视装置(举例来说，光谱装置)能够测量不同的生理参数，包含氧饱和度、血红蛋白、血液灌注等等。光谱装置通常用光辐照患者的组织。经辐照区域通常包括例如小动脉及毛细血管的大片血管。接着可分析在辐照光的已知波长下的吸光度数据以提供表示所关注生理区域的医学信息。然而，光谱装置可能不能够评估精确的所关注区域，例如个别血管。因此，开发用于监视非常精确的所关注区域(包含个别血管及其它离散血管组成部分)的系统及方法将为有益的。

发明内容

附图说明

在阅读以下详细描述并参考图式之后，本发明的优点可即刻变得显而易见，图式中：

图1是根据一实施例的患者监视器及光声传感器的框图；

图2描绘根据一实施例的光声测量；

图3描绘根据一实施例的聚焦光声测量；且

图4描绘用于观测所关注局部化区域的方法的流程图。

具体实施方式

下文将描述本发明的一个或一个以上特定实施例。为力图提供对这些实施例的简洁描述，并不在说明书中描述实际实施方案的所有特征。应了解，在开发任何此种实际实施方案时，如在任何工程或设计项目中，必须做出众多实施方案特定决策以实现开发者的特定目标，例如，符合系统相关及商业相关的约束条件(约束条件在不同的实施方案之间可能不同)。此外，应理解，此类开发工作可能为复杂且耗时的，然而，其对于获益于本发明的所属领域的技术人员来说，则不过是一项常规的设计、制作及制造任务。

在某些医学背景中，可能期望探知各种局部化生理参数，例如与血管系统的个别血管或其它离散组成部分相关的参数。此些参数的实例可包含个别血管的氧饱和度、血红蛋白浓度、灌注等等。一种用以测量此些局部化参数的方法称为光声(PA)光谱术。

PA光谱术涉及光源，所述光源适合于向患者组织中发射光，使得所发射光由组织及/或血管系统的某些成分(例如，血液)吸收。所吸收的光能产生组织测量部位中的成分的动能的成比例增加，此又导致压力波动。可以声辐射的形式(例如，超声)检测压力波动，且可使用声辐射来确定所照射区域中的光吸收的量且因此确定所关注成分的数量。举例来说，所检测的超声能可与血液或组织成分的光学吸收系数及在正测量的局部化区域(例如，特定血管)处处于所关注波长的光的注量成比例。因此，通过以由组织及/或血液中的成分吸收的波长发射光束，可使用PA光谱术来估计微循环血容量以及特定测量部位处的其它参数，例如血红蛋白浓度及氧饱和度(即，血液中氧的百分比)。此外，有可能形成组织部位的2维(2D)以及3维(3D)图像，如下文更详细地描述。

在某些实施例中，可借助使用频域(例如，傅里叶变换)PA光谱系统来实现成分的增加深度分辨率测量。在频域(FD)PA光谱术中，可使用能够采用线性频率调制(例如，啁啾调制、扫描调制)技术的经强度调制的连续波光源。在线性频率调制(LFM)中，形成具有随时间增加或减小的频率的光学波形。啁啾调制(有时称为扫描调制)允许使用(举例来说)正弦LFM波形。可使用例如傅里叶变换的技术来高效地处理正弦LFM波形。因此，可采用LFM波形来辐照患者组织，且接着可分析由辐照产生的超声信号。可使用相关处理及/或外差信号处理来恢复声响应的时间延迟与成分的深度之间的关系。

在PA光谱术中可能出现的一个问题可归因于所发射光在患者的组织中漫射或散射的倾向。因此，朝向内部结构或区域(例如血管)发射的光可能在到达所述区域之前漫射，使得到达所述区域的光量比所要量少。因此，由于光的漫射，较少的光可用于由目标区域中的所关注成分吸收，因此减少了在所关注目标区域(例如血管)处产生的超声波。因此，光到超声转换效率可因皮肤表面与所关注内部结构或区域之间的介入组织的光漫射性质而减小。在本发明的某些实施例中，可通过对照射光进行空间调制以减少或消除光漫射的效应来使所发射光聚焦于所关注内部区域上。因此，空间调制FD PA光谱系统可能够更精确地测量针对许多应用可能期望的多种血管特定生理参数。

记住此，图1描绘根据本发明的实施例的光声光谱系统8的框图。系统8包含光声光谱传感器10及监视器12。传感器10可以某些波长向患者的组织中发射经空间调制的光且可检测响应于所发射光而产生的声波(例如，超声波)。监视器12可能够基于从传感器10接收的对应于所检测声波的信号而计算生理特征。监视器12可包含可用于向用户传达关于经计算生理特征的信息的显示器14及/或扬声器16。传感器10可经由电缆或在一些实施例中经由无线通信链路而通信地耦合到监视器12。

在一个实施例中，传感器10可包含光源18及声检测器20(例如超声换能器)。本发明论述大体描述连续波(CW)光源的使用以促进解释。然而，应了解，在其它实施例中，光声传感器10还可适于与其它类型的光源(例如脉冲光源)一起使用。在某些实施例中，光源18可与用于将光从一个或一个以上光产生组件传达到组织部位的一条或一条以上光纤相关联。

光声光谱传感器8可包含可为任何适合类型的光源18及声检测器20。举例来说，在一个实施例中，光源18可为适于以一种或一种以上指定波长发射光的一个、两个或两个以上发光组件(例如发光二极管)。在某些实施例中，光源18可包含激光二极管或垂直腔表面发射激光器(VCSEL)。所述激光二极管可为可调谐激光器，使得可将单个二极管调谐到对应于组织及血液中的若干种不同所关注吸收体的各种波长。也就是说，所述光可为由血液或组织中的所关注成分吸收的任何适合波长(例如在约500nm到约1100nm之间或在约600nm到约900nm之间的波长)。举例来说，在约500nm到约600nm之间的与绿色可见光对应的波长可由脱氧血红蛋白及氧合血红蛋白吸收。在其它实施例中，可使用红色波长(例如，约600nm到约700nm)及红外或近红外波长(例如，约800nm到约1100nm)。在一个实施例中，选定波长的光可向患者24的组织中穿透1mm到3cm之间。

声光调制器(AOM)25可(举例来说)通过使用LFM技术来调制所发射光的强度。所发射光可通过AOM 25或通过发射所述光的LED的驱动电流的改变来进行强度调制。所述强度调制可产生任何适合频率，例如从1MHz到10MHz或更大。因此，在一个实施例中，光源18可以约从1MHz到5MHz的频率扫描范围发射LFM啁啾。在另一实施例中，频率扫描范围可为约0.5MHz到10MHz。在啁啾的持续时间期间，所发射光的频率可随时间增加。在某些实施例中，所述啁啾可持续约1秒或更少且具有10mJ或更少(例如在1μJ到2mJ、1mJ到5mJ、1mJ到10mj之间)的相关联能量。在此实施例中，光的有限持续时间可防止对组织的加热，同时仍向所关注区域中发射充足能量的光以在由所关注成分吸收时产生所要的声冲击波。

由光源18发射的光可(例如)经由调制器22进行空间调制。举例来说，在一个实施例中，调制器22可为空间光调制器，例如

LC-R 2500液晶空间光调制器。在一个此种实施例中，所述空间光调制器可具有1024×768像素的分辨率或任何其它适合像素分辨率。在操作期间，可将调制器22的像素划分成若干子群组(例如正方形或矩形像素子阵列或分组)，且一子群组内的像素通常可一起操作。举例来说，通常可将调制器22的像素划分成10×10、20×20、40×40或50×50像素的正方形阵列。在一个实施例中，可使调制器22的每一像素子群组独立于其它子群组地操作。可使一子群组内的像素共同地操作(即，同时接通或关断)，但可使子群组自身彼此独立地操作。以此方式，可使调制器22的每一像素子群组操作以便在所发射光的不同空间位置处引入相位差。也就是说，已穿过一个像素子群组的经调制光可处于一个相位，且所述相位可与已穿过其它像素子群组的经调制光相同或不同，即，经调制光波前的一些分段或部分可在所述波前的其它部分前面或后面。在一个实施例中，调制器22可与经空间调制的光在到达患者24的组织之前穿过的额外光学组件(例如，透镜、反射器、折射梯度、偏光器等等)相关联。

在一个实例中，声检测器20可为适合于检测响应于所发射光而从组织发出的超声波且适合于响应于所述超声波而产生相应光学信号或电信号的一个或一个以上超声换能器。举例来说，声检测器20可适合于测量超声波的频率及/或振幅、超声波的形状及/或与超声波相关联的相对于产生相应波的光发射的时间延迟。在一个实施例中，声检测器20可为采用压电或电容元件以响应于从患者24的组织发出的声能而产生电信号的超声换能器，即，所述换能器将声能转换成电信号。

在一个实施方案中，声检测器20可为安装于光纤上的低精度法布里-珀罗(Fabry-Perot)干涉仪。在此实施例中，从经探测组织发出的入射声波调制薄聚合物膜的厚度。此产生对从所述膜反射的光的对应强度调制。因此，将声波转换为通过光纤传输到上游光学检测器(其可为任何适合检测器)的光学信息。在一些实施例中，可经由适当干涉装置检测所检测光的相位改变，所述干涉装置产生可由监视器12处理的电信号。使用薄膜作为声检测表面允许甚至针对厚度为微米或数十微米的膜也会实现高敏感度。在一个实施例中，所述薄膜可为厚度为50微米、直径为0.25mm的聚对苯二甲酸乙二酯圆盘，其具有在一侧上的至少部分光学反射(例如，40％反射)铝涂层及在另一侧上的镜反射涂层(例如，100％反射)，所述涂层形成干涉仪的镜。所述光纤可为任何适合光纤，例如数值孔径0.1且外径0.25mm的50微米芯二氧化硅多模光纤。

光声传感器10可包含在图1中描绘为编码器26的存储器或其它数据编码组件。举例来说，编码器26可为固态存储器、电阻器或电阻器及/或存储器组件的组合，其可由监视器12例如经由读取器/解码器28读取或解码以给监视器12提供关于所附接传感器10的信息。举例来说，编码器26可编码关于传感器10或其组件的信息(例如，关于光源18及/或声检测器20的信息)。此经编码信息可包含关于光声传感器10的配置或位置的信息、关于存在于传感器10上的光源18的类型的信息、关于光源18能够发射的波长、光波频率、啁啾持续时间及/或光波能量的信息、关于声检测器20的性质的信息等等。在某些实施例中，所述信息还包含用于产生实际LFM所发射光的参考LFM啁啾。此信息可允许监视器12选择适当算法及/或校准系数来计算患者的生理特征，例如局部化区域(例如血管)中的所关注成分的量或浓度。

在一个实施方案中，可将来自声检测器20的信号(及来自编码器26的经解码数据，如果存在的话)传输到监视器12。监视器12可包含耦合到内部总线32的数据处理电路(例如一个或一个以上处理器30、专用集成电路(ASIC)等等)。连接到总线32的还可有RAM存储器34、扬声器16及/或显示器14。在一个实施例中，时间处理单元(TPU)40可将计时控制信号提供到光驱动电路42，光驱动电路42控制光源18的操作，以便控制何时、多长时间及/或多久一次激活光源18以及如果使用多个光源那么不同光源的多路复用计时。

TPU 40还可控制或促成声检测器20的操作使得可获得使用声检测器20获取的数据的计时信息。可使用此计时信息来解释冲击波数据及/或从此声数据产生所关注生理信息。举例来说，使用声检测器20获取的声数据的计时可与在数据获取期间光源18的光发射分布曲线相关联。同样地，在一个实施例中，可(例如)经由切换电路44选通声检测器20的数据获取以计及光发射的不同方面。举例来说，切换电路44的操作可允许对应于在不同时间发射的光的不同相应波长的数据的单独或离散获取。

可放大(例如经由放大器46)、可滤波(例如经由滤波器48)及/或在最初为模拟的情况下可数字化(例如经由模/数转换器50)来自声检测器20的所接收信号。数字数据可直接提供到处理器30、可存储于RAM 34中及/或可存储于排队串行模块(QSM)52中之后在QSM 52填满时下载到RAM 34。在一个实施例中，可存在用于针对用于产生声数据的不同相应光波长或光谱提供的单独放大器、滤波器及/或A/D转换器的单独并行路径。

数据处理电路(例如处理器30)可基于由光声传感器12产生的数据而导出一个或一个以上生理特征。举例来说，至少部分地基于从声检测器20接收的数据，处理器30可使用各种算法计算组织或血液的局部化区域中的所关注成分的量或浓度。在某些实施例中，这些算法可使用可能凭经验确定的系数，所述系数使响应于处于特定波长的所发射光波而产生的所检测声冲击波与局部化区域内的所关注成分的给定浓度或数量相关。此外，可通过分析超声信号来形成2D及3D图像。此分析可并入有可基于(举例来说)超声信号的量值与由所发射光沉积的能量成比例的观测以及不同类型的成分吸收处于不同波长的光的进一步观测而提取图像的技术。另外，在一个实施例中，数据处理电路(例如处理器30)可与TPU 40及/或光驱动器42通信以基于一个或一个以上算法而对由光源18发射的光的波前进行空间调制，如本文中所论述。

在一个实施例中，处理器30可从监视器12的一个或一个以上存储组件(例如RAM34、ROM 60及/或大容量存储装置62)存取并执行例如用于实施本文中所论述的算法的译码指令。另外，RAM 34、ROM 60及/或大容量存储装置62可充当用于例如LFM参考啁啾的模板、系数曲线等等的信息的数据存储库。举例来说，编码可执行算法的代码可存储于ROM 60或大容量存储装置62(例如磁性或固态硬驱动器或存储器或者光盘或光学存储器)中且使用所存储数据根据处理器30指令进行存取及操作。当被执行且被提供来自传感器10的数据时，此些算法可计算如本文中所论述的生理特征(例如所关注成分的类型、浓度及/或量)。一旦经计算，便可在显示器14上显示生理特征以供护理者监视或查看。

记住前述系统论述，由光声传感器10的光源18发射的光可用于与目标局部化区域中的吸收体(例如，所关注成分)的量成比例地产生声信号。然而，如上文所述，所发射光可在进入组织之后即刻被散射，其中散射或分散量随着光更深地穿透到组织中而增加。因此，对于所关注局部化区域或结构(例如血管)，此些血管在组织表面下方的深度越大，所发射光在到达局部化区域或结构之前的分散就越大。举例来说，参考图2，可通过使用例如线性频率调制(LFM)的强度调制技术来产生CW光70。在LFM中，CW光70可使用LFM译码，例如随时间增加其频率的参考LFM信号。因此，CW光70可并入所述LFM信号以产生具有线性增加的频率的对应光波。可接着将CW光70发射到组织72中，此产生声波。如下文关于图3更详细地描述，可对声波响应应用例如相关处理及/或外差信号处理的LFM处理技术以确定所关注测量。然而，CW光70可在进入组织72之后即刻开始分散。因此，入射于所关注局部化区域74(例如血管)上的所发射光的强度及/或注量可减小，从而导致由局部化区域74内的所关注成分进行的更少吸收且产生成比例更少能量的声波76。此可在声检测器20处相对于与测量相关联的噪声产生相对低强度的信号(即，低信噪比)。

转到图3，在一个实施例中，可通过将CW光70(例如经LFM编码CW光)聚焦于所关注区域74上(如聚焦束80所表示)来增加所测量信号的强度。此聚焦可导致光在到达所关注区域74之前的分散或散射更少且光在所关注区域74处的强度及/或注量对应地更大。因此，在所关注区域74中可发生所关注成分对光的更多吸收，从而在声检测器20处产生具有对应更高信噪比的成比例更大能量的声波76。

可由AOM 22(举例来说)通过使用LFM技术对CW光70进行强度调制。接着可通过对CW光70进行空间调制以在进入散射介质(即，患者组织)之后即刻产生逆波漫射效应而将CW光70聚焦于一个或一个以上并行焦点上。实际上，可采用多路径干涉使得散射过程自身将所发射光聚焦到所要的焦点上。特定来说，只要在任何给定时间介质中的紊乱为固定或可确定的，所述介质中的光散射就为确定性的，且可利用此知识来调制所发射光使得介质中的所得散射导致光被集中或聚焦于所要的所关注区域上。

可使用液晶相位调制器或其它适合调制器22来进一步对CW光70进行空间调制。举例来说，只要连续光波可具有平坦波前，如本文中所论述，经空间调制的光波就可具有不平坦的波前，而是可通过将所述波前分解成众多子平面(例如，正方形或矩形分段)来进行塑形，所述子平面并不全部处于相同相位，使得波前的不同部分在不同时间到达组织表面。可基于来自声检测器20的反馈而更新或反复调制器22的操作。举例来说，在一个实施例中，由声检测器20产生的信号可由处理器30处理，处理器30又可根据一个或一个以上算法或阈值(例如信噪比阈值)来评估经处理信号且相应地调整调制器22的操作。在一个实施例中，可采用自适应学习算法或其它适合分析算法(例如，神经网络、基因算法等等)来评估经处理信号并对调制做出调整。

在一个实例中，算法可存储于存储器34中且由处理器30执行以产生逆漫射波前。一个此种算法可利用组织中的散射过程的线性度来产生漫射波前。举例来说，在一个实施例中，可根据以下方程式来产生逆漫射波前：

$\left(1\right)---E_m=\underset{n=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{t}_{\mathrm{mn}}{A}_n{e}^{i{\mathrm{\φ}}_n}$

其中E_m是来自由调制器22产生的N个不同波前分段的场的线性组合，A_n是从分段n反射的光的振幅，φ_n是从分段n反射的光的相位，且t_mn是样本中的散射及穿过光学系统的传播。根据此方程式，可在所有项同相时最大化E_m的量值。光波前的分段n在给定时间的最优相位可通过使其相位从0到2π循环同时使其它分段的相位保持恒定来确定。接着可针对每一分段重复此过程。接着可存储每一分段的针对其目标强度最高的最优相位。一旦已知波前的每一分段的经优化相位，便可基于所存储值而编程调制器22使得针对调制器22(例如针对液晶相位调制器)界定的像素或像素子群组的差分激活对入射于调制器22上的光进行空间调制。也就是说，对由调制器22界定的元件(例如液晶元件的正方形或矩形像素分组)的不透明度的差分调整可产生具有一波前的光，其中所述波前的不同分段或部分异相，即，相对于彼此交错。当使所得经空间调制的光传输穿过组织时，可归因于光的波前的每一经调制部分的贡献可彼此相长性地干涉以在所关注局部化区域处产生所要的光强度，如图3中所描绘。

尽管前文描述用于产生经空间调制的波前的一个实施方案，但此波前也可通过存储于存储器34中且由处理器30执行的算法来产生，所述算法根据下式对介质内的点r_b处的光学场E进行建模：

其中g是描述从

到点r_b的传播的格林函数。在一实施例中，将相位调制器的每一分段视为具有振幅A及相位

的平坦源。如果假定均匀地照射相位调制器，那么可假定每一分段处的振幅A相等。通过对N个分段中的每一者的表面积S进行积分，可将方程式(2)表示为：

$\left(3\right)---E\left(r_b\right)=\underset{a}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{\∫}_{S_a}(r_b,r_a)d^2{r}_a{\mathrm{Ae}}^{\mathrm{i\φa}}$

其又产生

$\left(4\right)---E\left(r_b\right)=A\underset{a}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{g}_{\mathrm{ba}}{e}^{\mathrm{i\φa}}$

改变相位调制器22的分段a的相位同时使其它分段的相位保持不变致使点r_b处的强度I根据下式做出响应：

$\left(5\right)---I\left(r_b\right)\≡{\left|E\left(r_b\right)\right|}^2=I_{0b}+2\mathrm{ARe}\left(E_{b\stackrel{\‾}{a}}^{*}{g}_{\mathrm{ba}}{e}^{\mathrm{i\φa}}\right)$

其中：

$\left(6\right)---I_{0b}\≡{\left|E_{b\stackrel{\‾}{a}}\right|}^2+A^2{\left|g_{\mathrm{ba}}\right|}^2$

且

$\left(7\right)---E_{b\stackrel{\‾}{a}}\≡A\underset{a^{\′}\≠a}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{g}_{{\mathrm{ba}}^{\′}}{e}^{i{\mathrm{\φ}}_a^{\′}}\≈E\left(r_b\right)$

在分段的数目N最大的情况下，

且因此跨越所有分段基本上相同。通过以此方式分析每一分段a，可使系数g_ba符合未知的共同前因子E(r_b)。通过确定系数g_ba，可通过针对分段中的每一者将

设定为等于-arg(g_ba)来最大化点r_b处的光学场(例如，E(r_b))。因此，分段相位的此组合可在所关注区域处产生集合光强度最大值：

$\left(8\right)---E_{\max }\left(r_b\right)=A\underset{a}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}\left|g_{\mathrm{ba}}\right|$

其中与每一通道相关联的不同光通道将经历相长干涉以到达所关注区域。

在局部化区域74处观测到的强度增强量可与CW光70的波前被分解成的分段或区域的数目相关。只要常数t_mn在统计上为独立的且服从圆形高斯分布，就可将预期增强η表示为：

$\left(9\right)---\mathrm{\η}=\frac{\mathrm{\π}}{4}(N-1)+1$

其中η为所关注区域处的经增强光强度与在增强之前所关注区域处的平均光强度之间的比。

在一个实例中，可使用相关处理(例如，匹配滤波器压缩)来处理由声检测器20接收的LFM响应。匹配滤波器检测允许使参考信号(例如，LFM参考啁啾)与对应所检测声信号的峰值与谷值匹配以便减少或消除噪声。信号s(t)的匹配滤波器检测是基于以下观测：如果滤波器频率响应H(w)等于信号频谱的复抑制，那么在时间t＝t₀处实现最高信噪比：

$\left(10\right)---H\left(w\right)=S^{*}\left(w\right)e^{-\mathrm{iw}{t}_0}$

其中具有频谱响应(10)的滤波器的信号输出由下式给出：

$\left(11\right)---s_{\mathrm{out}}\left(t\right)=\frac{1}{2\mathrm{\π}}{\∫}_{-\∞}^{\∞}S\left(w\right)H\left(w\right)e^{\mathrm{iwt}}\mathrm{dw}=B_s(t-t_0)$

其中B_s(t-t₀)是信号s(t)的相关函数。因此，可使所接收声响应与参考LFM信号(例如，啁啾参考)相关以计算B_s(t-t₀)。在某些实施例中，可使用快速傅里叶变换(FFT)技术在频域中计算相关函数并使用逆FFT变换回到时域。可基于传播速度及对所发射光的所观测声响应的时间而确定各种光声源(例如，离散血管组成部分)的深度。通过使用于观测的波长变化，可基于不同类型的成分吸收处于不同波长的光的观测而导出各种不同类型的成分。因此，可通过使用所导出深度、在每一深度处存在的成分类型、成分量及或成分浓度来建构所观测区的2D图像。可通过对一组2D图像进行分层来建构3D图像，每一层对应于不同组织深度。

在另一实施例中，可使用与相干检测的外差混合来解码由声检测器20接收的LFM响应。此技术是基于LFM波形的外差混合及处于由内部产生的LFM参考信号规定的单一频率的经下移信号的相干检测。由声检测器20检测的信号含有延迟了时间t₀＝z/c_a的啁啾f(t)＝f₀+β(t-t₀)，其中β是频率f扫描速率，z是组织深度，且c_a是组织中的声速。经延迟响应信号s(t)由下式给出：

$\left(12\right)---s\left(t\right)=A_s\exp \left\{i2\mathrm{\π}\right[(f_0-\mathrm{\β}{t}_0)t+\mathrm{\β}\frac{t^2}{2}\left]\right\}$

其中A_s为复振幅且假定在啁啾带宽内为常数。计算乘积s(t)·r(t)(其中r(t)为啁啾参考信号)并使用(举例来说)低通滤波器移除和频率分量给出经下移信号V(t)：

$\left(13\right)---V\left(t\right)=<s\left(t\right)\&CenterDot;r\left(t\right)>\&Proportional;A_s\exp \left(i2\mathrm{\&pi;\&beta;}\frac{z}{c_a}t\right)$

方程式13展示，对于特定深度z，信号V(t)含有频率分量f_z＝βz/c_a。因此，外差混合提供经下移信号的频谱与光声源的深度之间的直接关系。可使用任何适合相干锁入算法来抑制处于频率f≠f_r的所有信号。设定参考频率f_r等效于选择用于观测的特定深度。如上文所提及，可通过选择用于观测的特定深度并导出在每一深度处存在的成分类型来建构所观测区的2D图像。类似地，可通过对一组2D图像进行分层来建构3D图像，其中每一层对应于不同组织深度。

因此，根据本发明，所发射光可经强度及空间调制以便会聚在原本散射的介质(例如，组织)内的所关注区域上。在光声光谱术的背景中，可使用此会聚来增加所关注内部区域(例如，光吸收体)处的光注量且借此改进所产生声信号的信噪比。也就是说，将所发射光聚焦于内部区域上(例如通过对相应CW光波前的空间调制)产生较强声信号，借此改进测量过程。此些技术允许个别血管循环结构中的精确测量。举例来说，现在可导出所关注局部化区域中的血红蛋白浓度及氧饱和度(即，血液中氧的百分比)测量。可使用氧合血红蛋白(HbO₂)及脱氧血红蛋白(Hb)的光学吸收光谱来确定正观测的区(通过用接近例如660nm及900nm的某些波长的光辐照所述区)中这两种发色团的精确量。所述发色团优先吸收处于某些波长的光，从而基于当前使用哪一波长来辐照组织而导致经增强或减少的超声响应。可分析所得超声响应以测量动脉及静脉导管中的血红蛋白浓度以及氧饱和度。此些测量允许确定例如贫血、缺铁、低或高血液氧合等等状况。

还可采用允许受观测的组织部位的经增强细节及图像分辨率的成像模态。的确，可通过基于由光声光谱系统8观测的各种组织成分的类型、量浓度及/或位置导出图像来形成详细的活体2D及3D成像。可通过上文所揭示的技术(例如算法技术)来处理由此些观测产生的信号以导出对应于受观测的区的图像的图像。此成像对于毛细血管绘制、皮肤黑素瘤检测等等可为有用的。因此，可在个别小动脉及小静脉当中观测血液微循环，因此使得能够在毛细血管层级上表征血流量及组织灌注(例如，液体静压测量、渗透压测量)。另外，可通过本文中所揭示的技术来观测具有不同光学吸收性质的软脑组织。举例来说，病变区与健康区之间的吸收对比及所得超声响应可显著不同。因此，可在使用光声光谱系统8对脑组织的活体检查期间识别病变区并对其进行成像。

转到图4，所述图是可用于测量组织中的非常精确的所关注区域的逻辑82的流程图。可(举例来说)通过检索存储于ROM 60中的模板啁啾或通过使用函数产生器来形成LFM参考啁啾(即，参考信号)(框84)。在某些实施例中，AOM 25可使用所述LFM参考啁啾来驱动激光器以便发射具有对应于LFM参考啁啾的频率的频率的经强度调制的连续波光(框86)。在这些实施例中，所述调制可包含强度调制，也就是说，可根据LFM信号的变化来使激光器的光学功率变化。接着可将所发射光重新引导到空间光调制器中以通过空间调制进一步聚焦(框88)。空间光调制器能够如上文关于图3所描述更改入射光的波前，使得所述波前可被分解成并不全部处于相同相位的众多子平面。接着可将经空间调制的光发射到组织样本上(框90)。

入射于组织样本上的光可能遇到光吸收体且经历产生超声冲击波的动能活动。所得超声冲击波将产生声波92，可(举例来说)通过声检测器20检测所述声波(框94)。声检测器20能够将所检测声波转换成电信号(框96)。在某些实施例中，通过如上文所描述的多种算法处理电子信号以便确定组织的局部化区域内的光吸收体的浓度或数量测量(框98)。如先前所提及，所述算法能够使用多种空间调制强度增强技术来观测局部化区域。类似地，可采用LFM处理技术来处理信号的LFM分量。可使用经处理信号来确定例如血红蛋白浓度及氧饱和度的某些生理参数的局部化测量。可基于例如液体静压测量及渗透压测量的微循环观测而获得其它测量。此外，可采用成像模态以基于(举例来说)组织区域当中的不同吸收对比而产生活体图像，例如毛细血管图、组织图、脑病变图像等等。的确，本文中所揭示的技术允许对组织进行非常精确的成像以及获得所关注高度局部化区域的测量。逻辑82可接着反复地调制所发射光并处理所得信号以便连续地观测所关注区域，如所图解说明。

尽管本发明可易于做出各种修改及替代形式，但已在图式中以实例方式展示且在本文详细描述了特定实施例。然而，应理解，本文中所提供的实施例并不既定限制于所揭示的特定形式。的确，所揭示的实施例可应用于各种类型的医学装置及监视器且一般来说应用于电子装置。而是，各种实施例可涵盖归属于由所附权利要求书界定的本发明的精神及范围内的所有修改、等效形式及替代方案。

Claims (20)

1.一种光声系统，其包括：

发光组件，其能够连续地发射一种或一种以上波长的光；

第一光调制组件，其能够对由所述发光组件发射的所述光进行强度调制；

第二光调制组件，其能够对由所述发光组件或由所述第一光调制组件发射的光进行空间调制；

声检测器，其能够检测响应于所述经调制光而产生的声能；及

处理器，其能够基于由所述声检测器检测的所述声能而导出生理测量或形成图像。

2.根据权利要求1所述的光声系统，其中所述发光组件、所述第一光调制组件、所述第二光调制组件、所述声检测器或所述处理器中的一者或一者以上提供于传感器主体中。

3.根据权利要求1所述的光声系统，其包括与所述发光组件、所述第一光调制组件、所述第二光调制组件或所述声检测器中的一者或一者以上通信地耦合的监视器，其中所述处理器提供于所述监视器中，且所述监视器能够控制所述发光组件、所述第一光调制组件、所述第二光调制组件或所述声检测器。

4.根据权利要求1所述的光声系统，其中所述光的所述强度调制包括线性频率调制LFM。

5.根据权利要求4所述的光声系统，其中所述第二光调制组件对由所述第一光调制组件发射的光进行空间调制。

6.根据权利要求4所述的光声系统，其中所述生理测量包括血红蛋白浓度或氧饱和度。

7.根据权利要求1所述的光声系统，其中所述发光组件包括一个或一个以上发光二极管、一个或一个以上激光二极管或者一垂直腔表面发射激光器。

8.根据权利要求1所述的光声系统，其中所述声检测器包括超声换能器或干涉仪中的一者或一者以上。

9.根据权利要求1所述的光声系统，其中所述第一光调制组件包括声光调制器。

10.根据权利要求1所述的光声系统，其中所述第二光调制组件包括液晶空间光调制器。

11.一种光声系统，其包括：

连续波光源，其能够以一种或一种以上光波长发射连续波光；

第一调制器，其能够对所述连续波光进行强度调制；

第二调制器，其能够调制与由所述第一调制器调制的所述连续波光相关联的波前，使得每一波前在不同位置处展现不同相位；

声检测器，其能够响应于声波而产生信号，所述声波是响应于所述所发射连续波光而产生的；及

处理器，其能够基于由所述声检测器检测的声能而导出生理测量或形成图像。

12.根据权利要求10所述的光声系统，其中所述一种或一种以上相应波长在约500nm到约1,100nm之间。

13.根据权利要求10所述的光声系统，其中所述信号对应于所发射光脉冲的吸收体的浓度、数量或类型。

14.根据权利要求10所述的光声系统，其中所述光的所述强度调制包括线性频率调制LFM。

15.根据权利要求14所述的光声系统，其中所述第一调制器包括能够改变所述光源的驱动电流的声光调制器或电路。

16.根据权利要求10所述的光声系统，其中所述第二调制器包括多个像素子群组。

17.根据权利要求16所述的光声系统，其中每一像素子群组独立于其它子群组地操作。

18.一种用于处理声信号的方法，其包括：

形成经强度调制的连续波光啁啾；

对所述连续波光啁啾进行空间调制；

朝向介质发射所述经空间调制的光啁啾；

检测响应于所述经空间调制的光啁啾而在所述介质内产生的一个或一个以上声波；

产生对应于所述一个或一个以上声波的信号；及

处理所述信号以产生与所述介质内的光吸收体的存在相关的一个或一个以上测量。

19.根据权利要求17所述的方法，其中对所述连续波光啁啾进行空间调制包括更改与所述光啁啾相关联的相应波前，使得每一相应波前包括处于不同相位的不同区域。

20.根据权利要求17所述的方法，其包括处理所述信号以产生与所述介质内的所述光吸收体的所述存在相关的一个或一个以上图像。

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