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Die
Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren und eine Vorrichtung zum
Messen der Geschwindigkeit oder Schnelligkeit von Fluid in Röhren, insbesondere
von Blut im menschlichen oder tierischen Körper, und insbesondere auf
ein Verfahren und eine Vorrichtung, die ein sogenanntes „Doppler-Verschiebung"-Signal verwenden.
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Um
Blutfluss unter Verwendung einer Doppler-Technik zu messen, wird
Schall, im Allgemeinen Ultraschall, in den menschlichen oder tierischen
Körper übertragen
und durch rote Blutkörperchen,
die sich in den Blutgefäßen bewegen,
gestreut. Ein Schallempfänger
ist positioniert, um den gestreuten Schall zu empfangen. Falls die
roten Blutkörperchen, die
Schall zurück
zu dem Empfänger
streuen, sich zu dem Empfänger
hin bewegen, ist die Frequenz des empfangenen gestreuten Schalls
höher als
diejenige des gesendeten Schalls. Umgekehrt, falls die roten Blutkörperchen,
die Schall zurück
zu dem Empfänger streuen,
sich weg von dem Empfänger
bewegen, ist die Frequenz des empfangenen gestreuten Schalls geringer
als diejenige des übertragenen
Schalls. Durch Messen der Frequenz des empfangenen Schalls und Vergleichen
derselben mit der Frequenz des übertragenen
Schalls kann die Geschwindigkeit des Blutflusses gemessen werden.
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Ein
einfaches Doppler-System mit kontinuierlichem Fluss wird nun beschrieben.
Ein Bilderfassungskopf weist einen Übertragungsultraschallwandler
zum Emittieren von Ultraschall und einen Empfangsultraschallwandler 6 auf.
Der Bilderfassungskopf ist benachbart zu einem Blutgefäß 8 gezeigt, das
mit sich bewegenden roten Blutkörperchen 10 gefüllt ist.
Der Schallemitter überträgt einen
Schallstrahl zu dem Blutgefäß 8 und
die Blutgefäße 10 streuen
Schall zurück
zu dem Mikrophon 6.
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Die
Elektronik umfasst einen Oszillator, der einen Übertragungsverstärker treibt.
Der empfangene Schall wird durch den Verstärker verstärkt und mit dem ursprünglichen
Signal in dem Demodulator 22 verglichen. Ein Ausgang ist
vorgesehen, beispielsweise zu Audiokopfhörern 24.
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Eine
Signalverarbeitung zum Extrahieren des Doppler-Signals von anderen
reflektierten Wellen, Rauschen und dergleichen ist erforderlich.
Das Blutgefäß 8 ist
in menschlichem Gewebe 26 umschlossen und ein Großteil des
reflektierten Schallsignals, das in dem Ultraschallwandler 6 empfangen wird,
wird durch festes Gewebe und nicht die roten Blutkörperchen 10 gestreut.
Daher ist die Signalmenge in dem empfangenen Signal normalerweise
wesentlich geringer als das Rauschen. Ein Lösungsansatz für die Signalverarbeitung
ist das Ausführen
einer Echtzeitspektralanalyse.
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Weitere
Komplikationen ergeben sich von der Tatsache, dass die Blutgefäße 8 nicht
gerade sind und dass der menschliche Körper viele Blutgefäße 8 enthält. Das
kontinuierliche System ist im Wesentlichen nicht in der Lage, unterschiedliche
Tiefen aufzulösen,
was es sehr schwierig macht, Signale von unterschiedlichen Blutgefäßen 8 zu
separieren.
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Ein
alternatives Signalverarbeitungsschema implementiert einen gepulsten
Wellenflussdetektor, der in der Lage ist, Blutfluss bei unterschiedlichen Tiefen
aufzulösen.
Der Sensorkopf umfasst einen einzelnen Wandler. Ein Ultraschallpuls
wird durch den Ultraschallwandler emittiert und die Reflexion wird
etwas später
durch den gleichen Wandler aufgenommen. Der Demodulator 22 vergleicht
das Reflektionssignal, der in einem Zeitfenster empfangen wird, mit
dem emittierten Puls, um die Frequenzverschiebung zu bestimmen.
Das Zeitfenster ist bei einer variablen Zeitverzögerung zentriert, nachdem der
emittierte Puls emittiert wurde, und diese Zeitverzögerung entspricht
dem Abstand von dem Wandler zu dem Blutgefäß 8. Folglich kann
durch Variieren der Zeitverzögerung
von der Emission des Pulses zu dem Zeit fenster die Flussgeschwindigkeit
von Blut an verschiedenen Tiefen innerhalb des Körpers bestimmt werden.
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Beide
diese Lösungsansätze leiden
jedoch an dem niedrigen Signal-/Rausch-Verhältnis, d.h. der kleinen Amplitude
des reflektierten Signals von Blutgefäßen im Vergleich mit allen
anderen reflektierten Signalen, die von anderem Gewebe emittiert
werden. Ein Grund für
den geringen Betrag des reflektierten Signals ist die geringe akustische
Fehlanpassung zwischen Blut und Gewebe. Dies bedeutet, dass nur ein
sehr kleiner Prozentsatz des Signals, das an dem Blutgefäß ankommt,
zurückreflektiert
wird.
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Es
wäre folglich äußerst vorteilhaft,
eine Technik zum Messen von Fluss zu schaffen, bei der dieses Problem
verringert ist.
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Darüber hinaus
ist der Bedarf zum Messen von Fluss nicht auf das Messen von Blutfluss
begrenzt, und es wäre
folglich auch vorteilhaft, Fluss in anderen Systemen zu messen.
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Gemäß der Erfindung
ist eine Flussmessvorrichtung gemäß Anspruch 1 geschaffen.
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Eine
viel bessere Signal-/Rausch-Leistung kann erreicht werden als durch
Verwenden herkömmlicher
Nur-Ultraschallsysteme.
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Die
Vorrichtung kann insbesondere zum Messen der Geschwindigkeit von
Blutfluss in Gewebe verwendet werden. Durch Erregen von Ultraschall direkt
in dem Blutgefäß durch
Absorption von Laserstrahlung mit Komponenten bei Ultraschallfrequenz, können viel
größere akustische
Signale empfangen werden als unter Verwendung des herkömmlichen Lösungsansatzes.
Ultraschall wird in den Blutgefäßen sehr
viel effizienter erregt als im Stand der Technik, da sich die Technik
nicht mehr auf Schall verlässt,
der in den Blutgefäßen reflektiert
wird, was angesichts der geringen akustischen Fehlanpassung zwischen
unterschiedlichem Gewebe nur ein kleiner Bruchteil des eingegebenen
Ultraschalls ist. Statt dessen wird Ultraschall durch die Erregung
von Laserlicht erzeugt, das bei sichtbaren und Nur-Infrarotwellenlängen in
Hämoglobin
stark absorbiert wird.
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Da
die optische Absorption von Hämoglobin stark
ist, misst die Technik selektiv die Geschwindigkeit in den Blutgefäßen, wo
es erforderlich ist, anstatt Signale von anderem Gewebe zu erfassen.
Bei bevorzugten Ausführungsbeispielen
der Erfindung sind sowohl die Absorptionsmenge als auch die Frequenzverschiebung
bestimmt. Dies ermöglicht
es, den Grad an Sauerstoffanreicherung in dem Blutgefäß zur gleichen
Zeit zu messen, wie sich dies auch auf die Absorption im Blut bezieht.
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Bei
einem Lösungsansatz
ist der Modulator angeordnet, um eine Reihe von Tonimpulsen von Licht
zu emittieren, das bei einer Ultraschallfrequenz moduliert ist,
und der Demodulator ist angeordnet, um die Änderung bei der Zeitverschiebung
in den empfangenen Ultraschallsignalen zu bestimmen, die durch unterschiedliche
Tonsignale erregt werden, um die Flussgeschwindigkeit zu bestimmen.
Die Tonimpulse können
jeweils eine Sequenz von kurzen Lichtimpulsen umfassen, mit einer
Zeittrennung von 0,02 Mikrosekunden bis 1 Mikrosekunde. Unter Verwendung
dieses Lösungsansatzes
kann eine relativ herkömmliche
sogenannte Doppler-Verarbeitung ausgeführt werden.
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Bei
einem alternativen Lösungsansatz
ist der Modulator angeordnet, um eine Reihe von Lichtbursts bzw.
Lichtstößen zu emittieren,
und der Demodulator ist angeordnet, um die Zeitverschiebung zwischen
den empfangenen Ultraschallsignalen zu bestimmen, die durch aufeinanderfolgende
Stöße erregt
werden. Die Stöße können einzelne
Lichtpulse sein. Dieser letzte Lösungsansatz
erfordert, dass die Modulation nur kurze einzelne Pulse sind, die
herkömmlicherweise
bei höherer
Leistung erzeugt werden können,
beispielsweise unter Verwendung eines gütegeschalteten Lasers. Diese
höhere
Leistung kann es einfacher machen, ausreichend Ultraschall für die Erfassung
zu erzeugen. Es sollte angemerkt werden, dass ein einzelner kurzer
delta-artiger Puls eine wesentliche Frequenzkomponente in dem Ultraschallbereich
hat.
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Der
Ultraschalldetektor kann ein Richtungsdetektor zum Aufnehmen von
einfallendem Ultraschall von einer vorbestimmten Richtung sein.
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Bei
alternativen Anordnungen kann der Ultraschalldetektor ein Detektorarray
sein. Eine Verarbeitungseinrichtung kann vorgesehen sein, um von den
Signalen, die von dem Detektorarray empfangen werden, die Signale
zu synthetisieren, die von zumindest einer Stelle in der Probe empfangen
werden, und die Flussgeschwindigkeit von den synthetisierten Signalen
zu bestimmen. Die Verarbeitungseinrichtung kann in dem Demodulator
oder getrennt implementiert sein.
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Ausführungsbeispiele
der Erfindung verwenden einen transparenten Polymerfilm-Fabry-Perot-Interferometer,
eine Dauerstrichabfragelaserquelle zum Liefern eines kontinuierlichen
Lichtsignals an den transparenten Fabry-Perot-Interferometer, und einen optischen
Detektor zum Erfassen von Licht von der Abfragelaserquelle, die
in dem Interferometer reflektiert und interferiert wird. Diese Komponenten
bilden einen geeigneten Ultraschalldetektor für die Verwendung bei der Erfindung.
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Alternative
Ausführungsbeispiele
verwenden einen piezoelektrischen Ultraschalldetektor.
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Der
Detektor kann ein einzelner Detektor oder ein Array von Detektoren
sein.
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Ausführungsbeispiele
der Erfindung liefern einen optischen Kopf mit einem Gehäuse, optischen Eingängen für die Erre gungslasersignale
und das kontinuierliche Lichtsignal, und teilweise reflektierende
Spiegel zum Richten des kontinuierlichen Lichtsignals und des Erregungslasersignals.
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Der
Erregungslaser kann ein gütegeschalteter
Laser sein, und der Modulator kann eine Schaltung sein, die angeordnet
ist, um Pulse mit einer Zeittrennung von 0,02 Mikrosekunden bis
1 Mikrosekunde auszugeben, um den gütegeschalteten Laser zu treiben.
Das Inverse der Periode zwischen benachbarten elektronischen Pulsen,
die Dauer der Pulse und die PRR tragen alle zu den Ultraschallfrequenzkomponenten
bei, die erzeugt werden.
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Alternative
Ausführungsbeispiele
der Erfindung können
einen elektrooptischen Modulator verwenden zum Modulieren eines
Dauerstrichlasers zum Liefern ähnlicher
Ultraschallfrequenzkomponenten.
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Ein
weiterer Aspekt, der keinen Teil der Erfindung bildet, bezieht sich
auf einen photoakustischen Messkopf, der folgende Merkmale umfasst:
ein Gehäuse;
einen Transparenten-Fabry-Perot-Polymerfilm-Interferometer; einen
Eingang für
Erregungslaserlicht, das bei einer Ultraschallfrequenz moduliert ist;
einen Eingang für
einen Dauerstriehabfragelichtstrahl; und teilweise reflektierende
Spiegel zum Richten des kontinuierlichen Lichtsignals und des Erregungslasersignals
von den reflektierenden optischen Eingängen senkrecht auf den Fabry-Perot-Interferometer.
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Ein
Verfahren zum Messen von Fluidfluß in einer Probe, für einen
Flussweg definiert, umfasst folgende Schritte:
Modulieren eines
Erregungslasers bei einer Ultraschallfrequenz; Richten der Erregungslaserausgabe in
die Probe, um Ultraschall in dem Fluid in dem Flussweg zu erregen;
Empfangen von Ultraschall, der in der Probe erregt wurde, in einem
Detektor; und Vergleichen des empfangenen Ultraschalls mit der Ultraschallfrequenz,
die den Pulszug modu liert, um die Flussgeschwindigkeit in dem Flussweg
in der bestrahlten Probe zu bestimmen.
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Vorzugsweise
emittiert der Erregungslaser einen Pulszug von bestimmter Länge, und
die Frequenz, Phase oder Zeitverzögerung des empfangenen Ultraschalls
wird mit der Modulationsfrequenz für Schallwellen verglichen,
die in einem bestimmten Zeitfenster empfangen werden, nachdem der
Pulszug emittiert wurde. Das Zeitfenster kann variiert werden, um
die Tiefe in der Probe zu variieren, an der der Fluss gemessen wird.
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Das
Verfahren kann vorteilhafterweise verwendet werden zum Messen von
Blutfluss in menschlichem oder tierischem Gewebe.
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Für ein besseres
Verständnis
der Erfindung werden nun Ausführungsbeispiele
lediglich beispielhaft, mit Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen
beschrieben.
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1 zeigt
eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels einer Blutflussmessvorrichtung
gemäß der Erfindung;
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2 zeigt
eine Variation des Ausführungsbeispiels
von 1;
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3 stellt
ein Lasermodulationssignal dar, das bei der Erfindung verwendet
wird;
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4 stellt
ein weiteres Ausführungsbeispiel einer
Blutflussmessvorrichtung gemäß der Erfindung dar;
und
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5 zeigt
einen Sensorkopf gemäß der Erfindung
in näheren
Einzelheiten.
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Mit
Bezugnahme auf 1 umfasst eine Blutflussmessvorrichtung
einen Laser 30, die durch den Modulator 32 und
Sensor 6 getrieben wird. Der Modulator 32 ist
verbunden, um den Laser 30 zu steuern, und ein Demodulator 22 ist
mit Eingängen von
dem Sensor 6 und dem Modulator 32, und mit einem
Ausgang, der mit einem Ausgabegerät verbunden ist, verbunden.
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Der
Demodulator 22 kann einen Prozessor 90 und einen
Speicher 92 umfassen, wobei der Letztere Code 94 enthält zum Bewirken,
dass der Prozessor 90 die erforderlichen Verarbeitungsschritte
ausführt,
um die Daten zu demodulieren und eine geeignete Ausgabe zu liefern.
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Das
Ausgabegerät
kann ein Computer, ein Datenspeicher, Lautsprecher, eine graphische
Ausgabe oder eine Kombination aller dieser oder anderer geeigneter
Datenausgabegeräte
sein.
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Der
Laser kann ein gütegeschalteter
Laser mit hoher Wiederholungsrate (z.B. 5 MHz) oder sogar eine herkömmliche
Laserdiode sein.
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Der
Sensor 6 ist gerichtet, d.h. von einem Typ, der nur empfindlich
ist gegenüber
Ultraschallsignalen, die im Wesentlichen in einer Richtung kommen,
dargestellt durch den Pfeil in 1. Der Sensor 6 kann
jeder geeignete Ultraschallsensor sein, beispielsweise ein piezoelektrischer
Detektor oder ein Fabry-Perot-Polymerfilmsensor des Typs, der nachfolgend
beschrieben wird. Die Größe des Sensors 6 bei
diesem Ausführungsbeispiel,
das einen gerichteten Sensor verwendet, ist größer als die Wellenlänge von
Ultraschall.
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Bei
der Verwendung erzeugt der Laser 30 Laserlicht 34,
das durch menschliches Gewebe 26 gerichtet wird, um eine
Region 38 des Blutgefäßes 8 zu
beleuchten. Das Licht in der beleuchteten Region 38 erregt
Ultraschall in den roten Blut körperchen 10. Das
Laserlicht 34 wird moduliert, um Komponenten bei einer
Ultraschallfrequenz zu haben. Es ist klar, dass dies auf eine Vielzahl
von Weisen durchgeführt werden
kann. Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel
der Erfindung ist der Laser 30 ein gütegeschalteter Laser, der durch
den Modulator 32 moduliert wird, um Pulszüge mit einer
Periode zwischen Pulsen von 0,02 μs
bis 1 μs
zu erzeugen, vorzugsweise 0,1 bis 0,4 μs. Jeder einzelne Puls kann
beispielsweise 10 ns lang sein.
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Bei
einem in 2 dargestellten alternativen Ausführungsbeispiel
kann ein elektrooptischer Modulator 36 vor den Laser 30 platziert
werden, um den Laserstrahl 34 bei Ultraschallfrequenz zu
modulieren.
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3 zeigt
ein Beispiel einer Modulation, die an das Lasersignal angelegt wird.
Ein Tonimpuls 60 umfasst einen Pulszug mit einer Anzahl
von einzelnen Pulsen 62, die jeweils eine Pulslänge haben,
wobei die einzelnen Pulse durch eine Pulszeitverzögerung getrennt
sind. Die Ultraschallmodulationsfrequenz ist das Inverse der Pulszeitverzögerung.
Das Inverse der Zeit zwischen aufeinanderfolgenden Tonimpulsen ist
die Pulszugwiederholungsrate.
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Die
Modulationsfrequenz beeinträchtigt
die Geschwindigkeitsauflösung,
da eine höhere
Modulationsfrequenz zu einer mit höherer Geschwindigkeit induzierten
Doppler-Verschiebung
führt,
d.h. einem größeren Frequenzunterschied
zwischen Modulationsfrequenz und empfangener Frequenz. Die frequenzabhängige akustische
Dämpfung
in Gewebe begrenzt jedoch die maximale Modulationsfrequenz, die
verwendet werden kann. Für
Messungen bis zur Millimeterskala in Gewebe kann eine Frequenz von bis
zu 20 MHz annehmbar sein, aber für
die Zentimeterdurchdringungstiefe sollte die Frequenz in der Größenordnung
von einigen MHz sein. Für
eine Frequenz in dem Bereich von 1 bis 10 MHz, und während die
gemessene Geschwindigkeitskomponente von 0 bis 1 Meter pro Sekunde
variiert, variiert die Doppler-Änderung
bei der Frequenz typischerweise in dem Bereich von 0 bis 6 kHz.
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Die
Länge jedes
Tonimpulses, d.h. die Zeit, während
der der modulierte Laserpuls emittiert wird, muss lang sein, um
die Frequenzauflösung
zu verbessern, aber kurz sein, um die räumliche Auflösung zu
verbessern. Das Reduzieren der Anzahl von Zyklen der Modulationsfrequenz
innerhalb des Pulszugs verbreitet das Spektrum, das dem sinusförmigen spektralen
Austritt zugeordnet ist. Für
eine Millimeterauflösung
bei Zentimeterbereichen ist eine Tonimpulslänge von 0,1 bis 1 Mikrosekunde
angemessen. Für
Millimeterbereiche, d.h. weniger als 1 Zentimeter, kann die Modulationsfrequenz
erhöht
werden, was es ermöglicht,
dass die Tonimpulsbreite reduziert wird, ohne spektralen Austritt
zu bewirken.
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Obwohl
der Tonimpuls ein „Pulszug" sein kann, ist die
Erfindung nicht auf einfache Pulse begrenzt, und ein kurzer Tonimpuls
mit einem sinusförmigen
oder anderweitig geformten Ton einer vorbestimmten Modulationsfrequenz
und Länge
kann geliefert werden, beispielsweise unter Verwendung eines elektrooptischen
Modulators 36 (4) zum Erzeugen einer beliebigen
Wellenform zusammen mit einem Hochleistungs-Dauerstrichlaser.
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Die
Anordnung von 1, die entweder einen gütegeschalteten
Laser mit hoher Wiederholungsrate (z.B. 5 MHz) oder eine Direktmodulation
einer Laserdiode verwendet, verwendet weniger aufwändige Komponenten.
Der Wellenzug wird wie oben emittiert, aber der Signalburst umfasst
Pulse der Größenordnung
von 10 Nanosekunden getrennt durch 0,2 Mikrosekunden, anstatt einer
Sinusform wie oben.
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In
beiden Anordnungen, die in 1 und 2 dargestellt
sind, absorbieren die Blutkörperchen 10 das
Laserlicht bevorzugter als das umgebende Gewebe. Es wird dadurch
bewirkt, dass die Blutkörperchen 10 Ultraschall
emittieren.
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Die
einzelne Pulsdauer, Wiederholungsrate und Anzahl von Pulsen in dem
Modulationssignal 34 tragen alle dazu bei, dass die Komponenten
des Ultraschalls erzeugt werden.
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Diese
Technik des Erzeugens von Ultraschall durch Licht kann auch als
photoakustische Erzeugung bezeichnet werden. Anders als herkömmliche
Doppler-Techniken erfordert die photoakustische Erzeugung, dass
die Laserenergie in einer Zeit, die im Vergleich zu der akustischen Übertragungszeit kurz
ist, über
die beleuchtete Region aufgebracht wird, d.h. bevor die Belastung,
die durch den Laser induziert wird, eine Chance hat, sich weiter
auszubreiten. Dieser Effekt bedeutet, dass die Modulationsfrequenz
vorzugsweise höher
sein kann als sonst, beispielsweise 10 MHz plus oder minus 5 MHz.
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Dieser
Ultraschall 14 wird durch den Ultraschallwandler 6 aufgenommen,
der an dem Gewebe 26 platziert wird. Der Wandler 6 ist
versetzt von der beleuchteten Region dargestellt, obwohl dies nicht wesentlich
ist. Der Wandler ist so angeordnet, dass Ultraschall von dem Blutgefäß zu dem
Wandler 6 in einem Winkel θ zu der Senkrechten zu dem
Blutgefäß ist; allgemein
kann der Winkel θ geschätzt werden.
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Der
Ultraschall, der in einem gegebenen Zeitfenster, nachdem der Pulszug
durch den Laser 6 emittiert wird, wird verarbeitet. Das
Zeitfenster ist auf einer Zeit zentriert, die von der Zeit, zu der
der Pulszug emittiert wird, um eine Zeit verzögert ist, die von dem Abstand
des Wandlers 6 von der bestrahlten Region 38 des
Blutgefäßes 8 geteilt
durch die Geschwindigkeit von Ultraschall in Gewebe berechnet. Durch
Variieren der Zeitverzögerung
vom Emittieren des Pulszugs zu dem gegebenen Zeitfenster kann die
Tiefe in dem menschlichen Gewebe, an der der Blutfluss gemessen
wird, variiert werden.
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Die
Blutflussgeschwindigkeit wird dann von der Ultraschallfrequenz,
Phase und/oder Zeitverzögerung
berechnet, die in dem Zeitfenster empfangen wird. Das Ausgabegerät 24 liefert
dann Informationen bezüglich
der Blutgeschwindigkeit. Diese können
unter Verwendung von Quadraturphasenerfassungsverfahren (unter anderem)
verarbeitet werden, zum Liefern einer Schätzung der Phasendifferenz zwischen
dem erfassten Signal und der optischen Erregung. Eine Reihe von
abgetasteten Phasenwerten wird als Ergebnis eines Zugs von Tonimpulsen
erhalten. Diese Phasenwerte werden zeitlich bei einer Frequenz oszillieren,
die zufällig
diejenige ist, die durch die reguläre Doppler-Gleichung gegeben
ist. Obwohl nicht direkt die herkömmliche Doppler-Frequenzverschiebung
gemessen wird, wird letztendlich deren numerischer Wert erhalten,
als Folge des verwendeten Verarbeitungstyps, nämlich der Phasenverschiebungsextraktion.
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Dieser
Lösungsansatz
erfordert eine geeignete Lasermodulation, wie z.B. einen sich wiederholenden
Tonimpuls, wie er bei herkömmlichem
gepulsten Doppler-Ultraschall verwendet wird, der eine Ultraschallerregung
verwendet. Eine geeignete Modulation ist ein 5-Zyklus-, 5-MHz-Tonimpuls
bei einer Wiederholungsrate von 10 kHz.
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Idealerweise
verwendet das Phasenverschiebungssignalverarbeitungsverfahren ein
Verfahren zum Erzeugen eines beliebigen optischen Signalverlaufs,
beispielsweise durch direktes Modulieren des Injektionsstroms einer
Laserdiode oder das externe Modulieren eines Dauerstrichlasers.
Die Fähigkeit
zum Erzeugen beliebiger Erregungssignalverläufe ermöglicht es, dass andere Phasenverschiebungsmessschemata
verwendet werden, wie z.B. zufällig, pseudozufällig und
frequenzcodierte Erregung.
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Ein
alternativer Lösungsansatz
zum Ausführen
der Signalverarbeitung wird nun beschrieben, der als Zeitverschiebungs-/Korrelationsverfahren
bezeichnet werden kann.
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Bei
diesem Lösungsansatz
wird die Zeitverschiebung zwischen aufeinanderfolgenden erfassten Signalen
direkt erhalten und verwendet, um die Geschwindigkeit zu bestimmen.
Ein sich wiederholender Erregungstonimpuls, wie er oben beschrieben
ist, könnte
verwendet werden, obwohl eine optische Erregung, die einen Zug von
einzelnen kurzen deltafunktionsartigen Pulsen oder Lichtstöße umfasst, vorzuziehen
wäre.
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Um
Geschwindigkeit zu erhalten, wird die Zeitverschiebung zwischen
zwei aufeinanderfolgenden charakteristischen photoakustischen Signalen, die
von dem gleichen beweglichen Blutkörperchencluster stammen, direkt
durch Berechnen der Kreuzkorrelation zwischen den beiden erhalten.
Unter Verwendung der Schallgeschwindigkeit wird der Abstand erhalten,
um den sich der Emitter zwischen zwei aufeinanderfolgenden Erregungsereignissen bewegt
hat, und daraufhin kann unter Verwendung des Wiederholungsabstands
die Flussgeschwindigkeit erhalten werden. Mit diesem Lösungsansatz könnten die
Aliasing- und Richtungszweideutigkeitsprobleme im Zusammenhang mit
den Phasenverschiebungsmesstechniken vermieden werden. Derselbe
ist auch intrinsisch breitbandig, was photoakustische Signale von
kurzer Dauer erfordert. Er eignet sich daher natürlich für den Erregungstyp, der durch gütegeschaltete
Laser mit hoher Widerholungsrate geliefert wird. Diese können einen
Zug von ns Pulsen bei kHz-Wiederholungsraten liefern, mit ausreichend hoher
Pulsenergie.
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Es
ist anzumerken, dass aufgrund der hohen Dichte und kleinen Größe der roten
Blutkörperchen nicht
das photoakustische Signal, das in einem einzelnen beweglichen roten
Blutkörperchen
erzeugt wird, erfasst wird. Statt dessen ist es das gemeinsame Signal,
das durch eine bestimmte bewegliche Gruppe von Körperchen erzeugt wird, die
durch Liefern einer einmaligen photoakustischen Signatur erfasst
und verfolgt werden kann, während
sich dieselbe entlang dem Gefäß bewegt.
Somit hängt
die Technik wie bei herkömmlichem gepulsten
Doppler-Ultraschall von einer uneinheitlichen Dichteverteilung von roten
Blutkörperchen
ab.
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Das
Zeitverschiebungsmessverfahren kann alle Schwierigkeiten beim Liefern
ausreichender Signalleistung in Tonimpulsen verringern, um erfassbare photoakustische
Signale zu erzeugen.
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Ein
Fachmann auf diesem Gebiet wird sich vieler geeigneter Signalverarbeitungslösungsansätze von
herkömmlichen
Doppler-Ultraschall-Messungen bewusst sein. Beispielsweise kann
Frequenzmodulation verwendet werden, die einen nicht-dauerhaften Frequenz-Chirppuls
zum Erhalten von Bereichsinformationen verwendet. Ein solcher Lösungsansatz kann
auch bei der Anordnung der vorliegenden Erfindung verwendet werden.
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Ein
alternatives Ausführungsbeispiel
der Vorrichtung gemäß der Erfindung
wird nun mit Bezugnahme auf 4 beschrieben,
die ein Detektorarray verwendet, das die Flussrichtung anzeigt. θi ist der Winkel zwischen diesem Vektor und
der Linie zwischen P und einem spezifischen Detektorelement i.
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Um
die Doppler-Verschiebung zu berechnen, wird ein Zeitfenster an die
Zeitaufzeichnung jedes Detektorelements i angelegt, wobei die Position des
Fensters dem Abstand von P zu dem Element entspricht, geteilt durch
die Schallgeschwindigkeit. Von jedem der gefensterten Signale wird
die Doppler-Verschiebung dfi extrahiert,
gewichtet mit Kosinus θi (was sich für jedes Element, z.B. Null
für θ = 90° unterscheidet,
was sich erhöht
auf ein Maximum für θ = 0°), und über alle
i summiert, um eine durchschnittliche Doppler-Verschiebung zu erzeugen.
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Der
gewichtete Mittelwertbildungsprozess ist wichtig, weil im Prinzip
eine andere Quelle (ein benachbartes rotes Blutkörperchen oder ein Cluster von
Blutkörperchen
oder vielleicht ein anderes Gefäß) angeordnet
sein könnte,
so dass dieselbe ebenfalls ein Signal liefert, das in einem der
Detektorelementzeitfenster ankommt und das Doppler-Signal verfälscht, das
von diesem Element extrahiert wird. Die einfache Geometrie gibt
jedoch vor, dass es nur mit diesem spezifischen Detektorelementzeitfenster
zusammenfallen würde – die Signale,
die von dem verbleibenden Elementen extrahiert würden, würden nicht beeinträchtigt.
Daher wäre
der Einfluss auf die gewichtete durchschnittliche Doppler-Verschiebung klein,
wenn eine vernünftige
Anzahl von Detektoren angenommen wird.
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Die
obige Beschreibung nimmt an, dass die Doppler-Verschiebung von den gleichen Signalen
extrahiert wird, die erfasst wurden, um das anatomische Bild zu
bilden. Dies würde
annehmen, dass die Lasererregungspulsparameter dafür geeignet
sind – d.h. ein
Pulszug bei einer geeigneten PRR. In der Praxis kann es jedoch vorteilhaft
sein, wenn das anatomische Bild mit einem Satz von Erregungsparametern (z.B.
einzelnen Pulsen) gebildet wird, für eine optimale räumliche
Auflösung,
und dann die Doppler-Lasererregung (z.B. mehrere Pulse, Pseudo-Tonimpuls usw.)
einmal angelegt werden, sobald der Punkt in dem Gefäß von Interesse
identifiziert wurde.
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Die
obige Erörterung
bezieht sich auf einen einzigen Punkt P. In der Praxis könnten viele
Punkte oder ein Bereich auf ähnliche
Weise identifiziert werden, um Fluss entlang oder über Gefäße abzubilden.
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Es
ist anzumerken, dass 4 äußerst schematisch ist. Die
Laserbestrahlungsgeometrie kann nach Bedarf ausgewählt werden – die Beleuchtung
könnte
auf der gegenüberliegenden
Seite (Vorwärtsmodus)
oder auf der gleichen Seite (Rückwärtsmodus)
zu dem Detektorarray geliefert werden. Das Letztere könnte implementiert
werden durch Einfügen
eines akustisch transparenten optischen Reflektors zwischen dem
Array und der Gewebeoberfläche.
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Alternativ
könnte
das Fabry-Perot-Erfassungssystem, wie es nachfolgend erörtert wird,
verwendet werden. Der Sensorkopf ist transparent, damit die Erregungspulse
durch denselben übertragen werden
könnten.
Allgemein ist das Detektorarray jedoch unspezifisch – es könnte der
Fabry-Perot-Sensor, ein Array von piezoelektrischen Elementen oder ein
anderes Wandlerarray sein.
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Mit
Bezugnahme auf 5 ist ein geeigneter Sensorkopf
gezeigt. Der Kopf umfasst einen transparenten Fabry-Perot-Interferometer 40,
der auf einer Sensorbefestigung 42 befestigt ist. Der wellenlängenselektive
Spiegel 44 richtet die Erregungslaserpulse von dem Laser 30 auf
das bestrahlte Volumen, und der Wellenlängenselektionsspiegel 46 richtet Licht
von einer Dauerstrichabfragelaserquelle 48 auf den Fabry-Perot-Interferometer 40.
Durch Verwenden von wellenlängenselektiven
Spiegeln 46, 44 können die Lichtwege der Erregungslaserpulse
und das Dauerstrichabfragelicht korrekt zu und von dem transparenten
Interferometer 40 gerichtet werden, ohne einander wesentlich
zu stören.
Das reflektierte Licht von dem Dauerstrichabfragelaser 48 auf
dem Fabry-Perot-Interferometer 40 wird
auf das Detektorarray 50 reflektiert, hier ein Array von
Photodioden, zum Verarbeiten in dem Demodulator 22.
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Die
Implementierung ist nicht auf die oben beschriebenen Ausführungsbeispiele
beschränkt. Ein
Fachmann auf diesem Gebiet wird viele geeignete Lichtquellen, Modulatoren
und Detektoren erkennen, die in Verbindung mit der Erfindung verwendet werden
können.