第一章　近紅外光譜技術的應用與發展歷史

第一節　基本原理

一、人體組織的血氧參數

近紅外光譜（near infrared spectroscopy，NIRS）技術是一項在20世紀后期興起并在21世紀迅速發展的生物醫學檢測技術，既是生物醫學光子學的重要分支，也是光電子學、信號處理等工程原理與生命醫學交叉的重要領域。進入21世紀以來，NIRS的醫學應用領域越來越廣泛，也日益受到臨床醫生和相關領域研究人員的關注。在生物醫學檢測中，近紅外光（near infrared，NIR）通常指波長在700～900nm的“光譜窗（spectral window）”，其對人體組織有良好的穿透性，穿透深度可達數厘米。在這一波段，人體組織對光的吸收主要源于血液中的脫氧血紅蛋白（deoxygenated hemoglobin，Hb）和氧合血紅蛋白（oxyhemoglobin，HbO₂），且兩者的吸收譜存在顯著差異（圖1-1-1）。如將不少于2個波長的近紅外光入射到人體組織并檢測出射光的信息，通過求解近紅外光與人體組織相互作用的物理模型，有望實時、連續測得人體組織氧合水平等重要生理參數。由于近紅外光對人體組織無電離輻射效應，且NIRS技術使用的近紅外光源功率一般在毫瓦（mW）量級，對人體無創傷，這是其顯著優點。

人體組織中密布著大量的微血管，包括微動脈、微靜脈和毛細血管（圖1-1-2），氧與微血管血液中脫氧血紅蛋白結合生成氧合血紅蛋白的程度，即可反映人體組織的氧合水平。人體組織的血氧參數即為各種微血管中血液血氧參數的加權平均效應，由于微靜脈血的流速比微動脈血慢，因此微靜脈血的血氧參數在組織血氧參數中占主要地位，例如人體腦組織中微靜脈血的權重約占60%～80%，微動脈血約占15%～20%。

人體組織的血氧參數主要包括：

1.人體組織中的血紅蛋白濃度

包括人體待測組織［也常稱作“局部組織”（regional tissue）］中 Hb、HbO₂的濃度及兩者的總濃度，分別記作 C_Hb、及C_tHb，，單位均為 μmol/L。其中C_Hb和主要反映人體組織的含氧狀況，C_tHb主要反映人體組織中血液充盈的情況，與單位體積人體組織中的全血容積（blood volume，BV）成正比：

BV也是單位體積人體組織中微血管的容積，其量級一般在2%～5%，且不同組織、不同個體間差異大，［HbT］是全血中的血紅蛋白濃度。因此人體組織中的血紅蛋白濃度通常遠小于血液中的血紅蛋白濃度。以人體腦組織（大腦皮層）為例，文獻給出16例早產兒的腦組織C_tHb約在60～150μmol/L，23例正常足月新生兒的腦組織C_tHb平均為39.7μmol/L，均遠小于人體血液中的［HbT］（150g/L左右，約合2 300μmol/L）。

在此基礎上可定義和C_tHb相對于各自測量初始值的變化量，記作 ΔC_Hb、和 ΔC_tHb。

2.人體組織的氧飽和度（regional tissue oxygen saturation, rSO₂）

為人體組織中占C_tHb的百分比，也即：

有些場合也將 rSO₂稱作組織氧合指數（tissue oxygenation index，TOI）。rSO₂是人體組織中微動脈血、微靜脈血和毛細血管血液各自血氧飽和度的加權平均效應，并且微靜脈血的血氧飽和度占主要地位。以腦組織（大腦皮層）為例，腦組織中靜脈血的氧飽和度可較好地反映腦組織的rSO₂，有文獻給出新生豬腦組織rSO₂與上矢狀竇中靜脈血氧飽和度一致性很好，新生豬缺氧和恢復供氧過程中腦組織rSO₂同頸靜脈血氧飽和度相關性好（R ≥ 0.9，P < 0.001）。

二、近紅外光與人體組織的相互作用簡介

近紅外光與人體組織的相互作用主要包括吸收（absorption）和散射（scattering）兩方面，且散射遠大于吸收，即人體組織在近紅外波段是強散射介質。此時單個光子在組織中的傳播路徑是隨機的，但大量光子仍有概率意義上的平均遷移路徑（圖1-1-3），由于這一路徑是彎曲的，如使用反射式傳感器，即將近紅外光源與光電檢測器以一定距離r置于人體待測組織表面，就有望測得經人體組織吸收、散射后的近紅外光，此時大量光子的平均穿透深度約為檢測距離r的1/3～1/2。基于這一理論框架，可形成NIRS無創、實時、連續檢測人體組織血氧參數的四種具體方法。

1.穩態NIRS

又稱連續波（continuous wave，CW）NIRS。此時入射光是恒定強度的近紅外光，通過檢測出射光相對于入射光的幅度衰減，可解算人體組織中血紅蛋白濃度相對于各自測量初始值的變化量ΔC_Hb、、ΔC_tHb，也可解算人體組織的氧飽和度rSO₂。穩態NIRS原理簡單、信號穩定、儀器便攜性好且成本低，臨床醫學應用最為廣泛，其局限性在于難以準確得到人體組織中的 C_Hb、、C_tHb（絕對量）。

2.頻域（frequency domain, FD）NIRS

又稱高頻調制NIRS。此時入射光被調制為100～200MHz的高頻正弦波，在人體組織中既有幅度衰減又有相位延遲（后者即反映光在人體組織中的傳播時間）。通過檢測出射光相對于入射光的幅度衰減和相位延遲，可解算人體組織的光學吸收與散射特性，進而得到人體組織的氧飽和度rSO₂及人體組織中的血紅蛋白濃度C_Hb、C_tHb。該方法可比穩態NIRS得到更多的信息，現已有公司推出了基于這一技術的科研用儀器。但頻域NIRS需要大量的高頻器件，成本較高，抗干擾性能不如穩態NIRS。

3.時間分辨光譜（time-resolved spectroscopy, TRS）NIRS

此時入射光是脈寬皮秒（ps）量級的超短脈沖（1ps=10^-12s），由于近紅外光子在人體組織中傳播的隨機性，光電檢測器接收到大量光子在人體組織中的傳播路徑長度（也即傳播時間）就呈現一定的概率分布，從而在光源發光后的一段時間（通常數百ps）內可測得出射光強隨時間的分布，稱作時間點擴散函數（temporal point spread function，TPSF）。通過分析TPSF的形態，就可以得到組織的光學參數，進而得到組織的rSO₂及C_Hb、、C_tHb等血氧參數。該方法需要大量超高速光學器件，儀器實現較困難，成本高，目前主要用于實驗室研究。

4.全光譜（full-spectrum spectroscopy, FSS）NIRS

前述三種方法均使用少數幾個發光波長（通常2～4個），而FSS是在較寬的波段內（如650～1 000nm）每隔數納米（nm）連續采樣，此時發光波長可達幾十甚至上百個，對每一個波長則可列出一個光學參數方程，并基于矩陣分析和最優化等數值計算方法，得到組織的rSO₂及C_Hb、C_tHb等血氧參數。該方法需要使用光柵光譜儀等裝置，硬件實現相對復雜，目前主要用于實驗室研究。

綜上所述，上述四種方法中，穩態NIRS在臨床醫學中應用最為廣泛，本書的主要內容也圍繞穩態NIRS展開。

三、穩態NIRS無創檢測人體組織血氧參數的基本原理

（一）基于修正的Lambert-Beer定律，檢測人體組織的ΔC_Hb、、ΔC_tHb

Lambert-Beer定律即光學吸收定律。假設厚度為L的透明容器中均勻分布濃度為C的某種吸收體（圖1-1-4A），出射光強I是入射光強I₀的指數衰減，對準直入射的情形有：

這里OD是光密度（即光衰減，optical density，OD），ε稱作摩爾消光系數，是只與吸收體種類和波長有關的常數，由公示1-3可求出吸收體的濃度C。如果該透明容器中有Hb和HbO₂兩種吸收體（圖1-1-4B），使用兩個發光波長即可求出兩者在該容器中的濃度 C_Hb［Hb］和［HbO₂］，這里上標 λ₁、λ₂為兩個波長：

為將Lambert-Beer定律應用于人體組織血氧參數的檢測，必須充分考慮近紅外波段人體組織的光學特性，對上述基本原理進行如下三方面修正。

1.散射

人體組織是強散射介質，除Hb和HbO₂的光學吸收外，必須考慮散射導致的光衰減，與此同時，近紅外光在人體組織中的平均遷移路徑是彎曲的，其長度（pathlength，PL）顯著大于光源與光電檢測器的間距r。

2.背景吸收

除Hb和HbO₂外，人體組織中的水、黑色素、組織基質等其他物質也會吸收近紅外光，一般稱作背景吸收（background absorption）。

3.差分路徑因子

待測人體組織通常被外層組織覆蓋，例如檢測腦組織血氧參數時，頭皮、顱骨是外層組織；檢測骨骼肌血氧參數時，皮膚、脂肪是外層組織；此時光子在待測組織中的平均路徑長度（也稱作部分路徑長度，partial pathlength，PPL）小于 PL，此時一般有 PPL=r·DPF，DPF 稱作差分路徑因子（differential pathlength factor，DPF），它與待測組織的光學特性和外層組織的幾何結構有關，文獻通過仿真計算給出了成年人前臂和腿部肌肉，以及成年人、新生兒腦組織DPF的典型值。

考慮到以上三方面因素，強散射人體組織中修正的雙波長Lambert-Beer定律可表示為：

這里G表示散射和背景吸收引入的光衰減（且以散射引入的衰減為主），其數值未知且與波長有關，因此難以直接求解人體組織中的血紅蛋白濃度C_Hb、。但人體組織氧合狀態變化時G一般不變，將組織氧合狀態變化前后的（公式1-5）式相減，即可消去G。

通過測得兩個波長下光密度相對其測量初始值的變化量ΔOD，即可由公式1-6得到待測人體組織的ΔC_Hb、，以及。這種方法的檢測原理及儀器實現都較簡單，測得的ΔC_Hb、、ΔC_tHb可在一定程度上反映人體組織氧合狀況的變化，其應用廣泛且比較成熟。但ΔC_Hb、、ΔC_tHb作為變化量（相對量），無法由此直接得到人體組織氧合狀況的絕對水平，這是其明顯的局限性。

（二）基于穩態空間分辨光譜方法，檢測人體組織的rSO₂

人體組織的氧飽和度rSO₂作為絕對量，可反映人體組織氧合狀況的絕對水平，更受臨床醫生關注。由于rSO₂無法由ΔC_Hb、、ΔC_tHb直接得到，為解算rSO₂，需進一步探討近紅外光與人體組織相互作用的物理原理。鑒于近紅外波段人體組織中Hb和HbO₂是兩種主要的吸收體，待測組織的光學吸收系數μ_a可表示為：

ln10是根據消光系數ε的定義引入的常數因子，這樣人體組織的rSO₂可表示為：

可見解算人體組織的rSO₂歸結為求解兩個波長下待測組織的吸收系數之比。對均勻半無限大的待測組織（圖1-1-5），求解穩態入射光與人體組織相互作用的漫射方程可得：

這里是人體組織的約化散射系數，近紅外波段的通常與波長無關，進而可得到2個波長下待測組織吸收系數之比：

聯立（公式1-8）和（公式1-10）兩式可見，解算待測組織的氧飽和度rSO₂歸結為得到兩個波長下光密度隨檢測距離的微分，這需要引入“空間分辨”的概念，即檢測多個不同距離處的出射光強（圖1-1-5），這就是穩態空間分辨光譜（steadystate spatially-resolved spectroscopy，SSRS 或SRS）算法。

對光子在人體組織中的傳輸模型及漫射方程等物理原理感興趣的讀者，可查閱相關參考文獻。

（三）穩態NIRS傳感器設計

穩態NIRS檢測人體組織的血氧參數時，需使用至少2個發光波長。圖1-1-1指出，Hb和HbO₂在800nm附近的摩爾消光系數相同（稱作“等吸收點”），此時2個發光波長應位于800nm的兩側，其中一個波長通常選在760nm附近，對應Hb的吸收峰，另一個波長通常選在850nm附近。如使用3個或更多個波長，可將其中一個波長選在800nm附近。

傳感器上的近紅外光源和光電檢測器一般共線排列。根據檢測原理公式1-6和公式1-10兩式，檢測人體組織的ΔC_Hb、、ΔC_tHb時使用1個光電檢測器即可，而檢測人體組織的rSO₂時，為得到需使用多個光電檢測器（通常位于光源的同一側，圖1-1-5）。文獻通過仿真計算指出，如果光源與各檢測器的距離均不小于20mm，并且兩個檢測器間距在5～20mm時，可用OD對r的差分代替微分，也即使用兩個檢測器即可，這里σOD是兩個檢測器測得的光密度OD之差。

需要強調的是，由于待測人體組織通常被外層組織覆蓋，必須合理選擇光源與光電檢測器的距離r，實現傳感器與待測組織的最佳耦合（圖1-1-6）。如果r太小，則近紅外光的平均穿透深度較小，大量光子只在外層組織中遷移，難以攜帶待測組織的氧合信息；如果r太大，則光子的遷移路徑較長，組織對光的衰減較大，出射光信號較弱、信噪比低。文獻針對存在外層組織的情形，采用仿真計算研究了最佳的檢測距離，結果表明，檢測新生兒腦組織血氧參數時，光源與2個檢測器的最佳距離為20mm和30mm；檢測成年人腦組織血氧參數或前臂、大腿、小腿等部位骨骼肌的血氧參數時，最佳距離為30mm和40mm。此外，SRS算法（公式1-10）理論上要求均勻半無限的邊界條件，盡管外層組織的存在導致待測人體組織并不完全滿足這一條件，但只要實現傳感器與待測人體組織的最佳耦合，SRS算法仍可較準確地得到rSO₂。

（騰軼超）

參考文獻

［1］石丸, 黃潤恒, 周詩健, 等. 隨機介質中波的傳播與散射. 北京: 科學出版社, 1986.

［2］徐可欣, 高峰, 趙會娟. 生物醫學光子學. 北京: 科學出版社, 2007.

［3］汪立宏, 吳新一. 生物醫學光學: 原理和成像. 合肥: 中國科學技術大學出版社, 2017.

［4］騰軼超, 葉大田, 李岳, 等. 無損檢測組織氧飽和度的近紅外光學傳感器的優化設計研究. 光譜學與光譜分析, 2008, 28 (4): 953-957.

［5］DELPY DT, COPE M, DER ZEE P, et al. Estimation of optical pathlength through tissue from direct time of flight measurements. Phys Med Biol, 1988, 33: 1433-1442.

［6］MATCHER SJ, ELWELL CE, COOPER CE, et al. Performance comparison of several published tissue near-infrared spectroscopy algorithms. Anal Biochem, 1995, 227: 54-68.

［7］MCHEDLISHVILI G. Arterial behavior and blood circulation in the brain. New York:Plenue Press, 1986.

［8］LEUNG TS, TACHTSIDIS I, SMITH M, et al. Measurement of the absolute optical properties and cerebral blood volume of the adult human head with hybrid differential and spatially resolved spectroscopy. Phys Med Biol, 2006, 51: 703-717.

［9］WOLF M, VON SIEBENTHAL K, KEEL M, et al. Comparison of three methods to measure absolute cerebral hemoglobin concentration in neonates by near-infrared spectrophotometry. J Biomed Opt, 2002, 7: 221-227.

［10］ZHAO J, DING H, HOU X, et al. In vivo determination of the optical properties of infant brain using frequency-domain near-infrared spectroscopy. J Biomed Opt, 2005, 10:024028.

［11］HUEBER DM, FRANCESCHINI MA, MA HY, et al. Non-invasive and quantitative near-infrared haemoglobin spectroscopy in the piglet brain during hypoxic stress, using a frequency-domain multi-distance instrument. Phys Med Biol, 2001, 46: 41-62.

［12］DING H, HUANG L, JEN C, et al. Physiological meaning of cerebral oxygen saturation for piglet with hypoxia-ischemia. Proc SPIE, 2004, 5630: 244-252.

［13］SHIGA T, TANABE K, NAKASE Y, et al. Development of a portable tissue oximeter using near infrared spectroscopy. Med&Biol Eng & Comp, 1995, 33: 622-626.

［14］FANTINI S, FRANCESCHINI MA, MAIER JS, et al. Frequency-domain multichannel optical detector for noninvasive tissue spectroscopy and oximeter. Opt Eng, 1995, 34:32-42.

［15］FANTINI S, HUEBER D, FRANCESCHINI MA. Non-invasive optical monitoring of the newborn piglet brain using continuous-wave and frequency-domain spectroscopy. Phys Med Biol, 1999, 44: 1543-1563.

［16］FERRARI M, MOTTOLA L, QUARESIMA V. Principles, techniques and limitations of near infrared spectroscopy. Can J Appl Physiol, 2004, 29: 463-487.

［17］CERUSSI A, WOERKOM R, WAFFARN F, et al. Noninvasive monitoring of red blood cell transfusion in very low birthweight infants using diffuse optical spectroscopy. J Biomed Opt, 2005, 10: 051401.

［18］PATTERSON MS, CHANCE B, WILSON BC. Time resolved reflectance and transmittance for the non-invasive measurement of tissue optical properties. Appl Opt, 1989, 28:2331-2336.

［19］SCHMIDT FEW, FRY ME, HILLMAN EMC, et al. A 32-channel time-resolved instrument for medical optical tomography. Rev Sci Instru, 2000, 71: 256-265.

［20］KLASSEN LM, MACINTOSH BJ, MENON RS, et al. Influence of hypoxia on wavelength dependence of differential path-length and near-infrared quantification. Phys Med Biol, 2002, 47: 1573-1589.

［21］YANG Y, SOYEMI OO, SCOTT PJ, et al. Quantitative measurement of muscle oxygen saturation without influence from skin and fat using continuous-wave near infrared spectroscopy. Optics Express, 2007, 15 (21): 13715-13730.

［22］DUNCAN A, MEEK JH, CLEMENCE M, et al. Optical pathlength measurements on adult head, calf and forearm and head of newborn infant using resolved optical spectroscopy. Phys Med Biol, 1995, 40: 295-304.

［23］MATCHER SJ, KIRKPATRICK P, NAHID K, et al. Absolute quantification methods in tissue near infrared spectroscopy. Proc SPIE, 1995, 2389: 486-495.

［24］WANG F, DING H, TIAN F, et al. Influence of overlying tissue and probe geometry on the sensitivity of a near-infrared tissue oximeter. Physiol. Meas, 2001, 22: 201-208.

［25］TENG YC, DING HS, HUANG L, et al. Non-invasive measurement and validation of tissue oxygen saturation covered with overlying tissues. Prog Natl Sci, 2008, 18: 1083-1088.