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Die
vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung für die Messung
und Bilderzeugung von Teilchenbewegung und Strömen in Fluiden, insbesondere
für die
Messung und Bilderzeugung von Blutstrom in den kleinen, oberflächlichen
Blutgefäßen von
Körpergewebe.
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Blutstrom
in den kleinen Blutgefäßen der
Haut spielt eine wesentliche Rolle bei der Regulation des metabolischen,
hämodynamischen
und thermischen Zustands eines Individuums, und der Zustand der
Mikrozirkulation über
sowohl lange als auch kurze Zeiträume kann den allgemeinen Gesundheitszustand
reflektieren. Der Grad der Blutperfusion in der kutanen, mikrovaskulären Struktur
liefert häufig
einen guten Indikator für
eine periphere vaskuläre
Krankheit und Verminderung des Blutstroms in den mikrozirkulatorischen
Blutgefäßen kann
häufig
kutanen vaskulären
Störungen
zugeordnet werden; so gibt es eine Vielzahl von Situationen in der routinemäßigen klinischen
Medizin, bei denen eine Messung des Blutstroms von Bedeutung ist.
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Die
Mikrozirkulation, ihre Reaktionen auf Stimuli, und ihre Reaktion
auf therapeutische Maßnahmen war
routinemäßiger, kontinuierlicher
Bewertung und Forschung, bis zur Einführung der Laser-Doppler-Technik in
den 70er-Jahren und anschließenden
Entwicklungen in den 80er-Jahren, nicht zugänglich.
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Die
Technik hängt
von dem Doppler-Prinzip ab, bei dem ein Laserlicht, welches auf
das Gewebe auftritt, typischerweise auf die Hautoberfläche, durch
die Bewegung der roten Blutzellen gestreut wird und Frequenzverbreiterung
unterliegt. Das in der Frequenz verbreiterte Laserlicht wird zusammen
mit dem vom ruhenden Gewebe gestreuten Laserlicht pho todetektiert
und der erhaltene Photostrom wird verarbeitet, unter Bereitstellung
eines Signals, das mit dem Blutstrom korreliert.
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Perfusionsmessungen
unter Verwendung von Einzel- und Mehrkanalfaseroptik-Laser-Dopplermonitoren
wurden an praktisch allen Geweben ausgeführt und in vielen Zweigen der
Medizin und Physiologie angewendet. Die Technik und ihre Anwendung
wurde in zahlreichen Publikationen beschrieben. Eine repräsentative Auswahl
davon findet man in „Laser – Doppler
Blood Flowmetry",
Hrsg. A.P. Shepherd und P.A. Oberg, Kluwer Academic Publishers 1990,
und auch „Laser
Doppler", Hrsg.
G.V. Belcaro, U. Hoffmann, A. Bollinger und A.N. Nicolaides, Med-Orion
Publishing Co. 1994.
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Die
Anwendung dieser Prinzipien zur Messung in der Mikrozirkulation
wurde von M.D. Stern in Nature Band 254, 56, März 1975, „In vivo evaluation of microcirculation
by coherent light scattering";
M.D. Stern et al. 1977 „Continuous
measurement of tissue blood flow by laser-Doppler spectroscopy" Am J. Physiol 232: H441-H448;
und fortführend
in
US 4 109 647 beschrieben.
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Für einige
klinische Anwendungen, wie plastische Chirurgie und Wundheilung,
sind Punktmessungen unter Verwendung von an der Haut angebrachten
optischen Sonden stark eingeschränkt
und dies hat eine weit verbreitete Anwendung auf diesen Gebieten
verhindert. Drei Gründe
dafür sind:
Punkt-zu-Punkt-Variation (räumliche
Variabilität),
die verschiedene Ablesungen erfordern, um verlässliche Messung zu ergeben,
Kontakt zwischen der Sonde und dem Gewebe an der Oberfläche, und
Störungen
von der Faserbewegung, die die Messung verschlechtert.
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Diese
Probleme wurden hauptsächlich
durch die Entwicklung von Laser-Doppler-Abtastvorrichtungen (Scannern) überwunden,
die die Perfusion über
einen Bereich des Gewebes, typischerweise 100 cm2 und
in einigen Fällen über 1000
cm2, unter Verwendung eines Raster-(Scanning)-Laserstrahls
und eines oder mehreren Photodetektoren, kartieren. EP-A-0282210 beschreibt
eine Vorrichtung zur Überwachung
von Blutstrom in der Hautoberfläche,
welche einen linearen Sensor verwendet, der eine Vielzahl von Licht
empfangenden Elementen umfasst, um Laserlicht, das von der Hautoberfläche reflektiert
wird, zu empfangen, Speichervorrichtungen zum Speichern der Ausgabesignale
aus den Licht empfangenden Elementen und eine Rechnervorrichtung
zur Verarbeitung dieser Signale, um die Information über den
Blutstrom herzuleiten. Die Blutstromgeschwindigkeit oder Verteilungsinformation
können
dadurch berechnet und angezeigt werden. WO90/11044 beschreibt ein
Verfahren zur Bestimmung des Blutstroms und eine Vorrichtung zur
Verwendung darin, umfassend Projizieren eines Laserlichtstrahls
zum Bewegen über
eine Fläche,
unterhalb der ein Blutstrom in einem Gefäß oder in einem vaskulären Bett
zu ermitteln ist, Sammeln des reflektierten und gestreuten Lichts,
Messen eines Spektrums von Frequenzen in dem gesammelten Licht und
Ermitteln aus den Differenzen in den Frequenzen des Blutstroms unterhalb
der Oberfläche,
die zu prüfen
ist. WO91/06244 beschreibt ein System, welches eine Vorrichtung
zum Richten eines Laserstrahls auf einen zu begutachtenden Körperteil
einschließt
und zum Leiten der Bewegung des Laserstrahls über eine Reihe von Messpunkten über den
Körperteil
gemäß einem
vorbestimmten Rastermuster. Der Laserstrahl wird bei jedem Messpunkt
für ein
bestimmtes Zeitintervall angehalten. Diese Vorrichtungen fanden
zahlreiche Forschungsanwendungen und haben beträchtliches klinisches Interesse
erzeugt.
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Ein
ernsthaftes Problem, das die Erzeugung von Bildern, unter Verwendung
dieser bekannten Laser-Doppler-Bilderzeuger beeinträchtigt,
entsteht, wenn die Oberfläche
der Zielfläche
stark reflektierend ist. Normalerweise wird die Beleuchtung der
Gewebeoberfläche
mit einem Laserlichtstrahl zu einem Licht führen, das von der Oberfläche und
von dem Gewebe unterhalb der Oberfläche gestreut wird.
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Im
Allgemeinen wird das Licht so diffus gestreut, dass nur ein sehr
kleiner Bruchteil des einfallenden Lichts durch einen Photodetektor
nachgewiesen werden würde,
welcher die Oberfläche,
typischerweise mit einem Abstand von der Oberfläche von einigen zehn Zentimetern „sieht". Wenn die Oberfläche des
Zielbereichs stark reflektierend ist, beispielsweise Haut, die nass, ölig oder
fettig ist oder die mit einem transparenten oder durchscheinenden
Verband bedeckt ist, oder die Oberfläche eines Organs, das während eines
offenen Eingriffs freigelegt ist, wird ein großer Bruchteil des einfallenden
Lichts spiegelnd reflektiert. Wenn dieses spiegelnd reflektierte
Licht photodetektiert wird, wird ein hoher Photostrom durch den
Photodetektor, beispielsweise eine Photodiode, erzeugt, was zu einer
Signalsättigung
des Strom-Spannungs-Wandlers
oder verwendeten Stromverstärkers
und folglich zum Verlust oder zur Verschlechterung der Bildinformation
führt.
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Bedingungen,
die zur Photodetektion von diesem spiegelnd reflektierten Licht
erforderlich sind, hängen
von der Orientierung der reflektierenden Oberfläche in Bezug auf den einfallenden
Strahl und der Stellung des Photodetektors ab, sodass, wenn der
Laserstrahl über
die Oberfläche
tastet, die Bedingung von hoher detektierter Lichtintensität und Verlust
an Bildinformation über
einen Bereich von Strahlwinkeln auftritt. Im Allgemeinen gilt, dass,
je größer der
wirksame Photodetektor ist, was beispielsweise durch Verwendung
einer Linse vergrößert werden
kann, desto größer ist
die betroffene Bildfläche.
Sowohl Flux- als auch Lichtintensität (Photobild) sind betroffen.
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Die
vorliegende Erfindung versucht die Effekte der spiegelnden Reflexion
deutlich zu vermindern oder auch zu beseitigen, wodurch auszuführende Messungen
der Intensität
und des Blutstroms (Flux) möglich
werden, selbst wenn ein Photodetektor gesättigt ist.
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Die
vorliegende Erfindung stellt eine Vorrichtung zur Abbildung von
Blutperfusion in Gewebe bereit, umfassend:
Abtastmittel, angeordnet
zum abtastenden Lenken von Licht aus einer monochromatischen Laserquelle
in vorbestimm ter Weise über
das Gewebe und Detektionsmittel, angeordnet zum Aufnehmen von aus
dem Gewebe gestreutem Licht;
Verarbeitungsmittel, angeordnet
zum Entnehmen von Blutperfusionsmessungen aus Doppler-verschobenen Informationen,
die in Signalen vorliegen, welche von dem Detektionsmittel empfangen
wurden; und
Mittel zum Aufzeichnen und Anzeigen der Blutperfusionsmessungen,
dadurch
gekennzeichnet, dass das Detektionsmittel mindestens zwei Photodetektoren,
die so zueinander positioniert sind, dass sie diffus gestreutes
Licht aufnehmen, umfasst und, für
alle Winkel der Gewebebeleuchtung während des Betriebs der Vorrichtung,
mindestens ein Detektor von spiegelndem, reflektiertem Licht unbeleuchtet
bleibt; und die Vorrichtung außerdem
Mittel zum Registrieren von Sättigung
eines beliebigen Photodetektors und zur Entfernung eines gesättigten
Photodetektorsignals aus den Signalen, die durch das Verarbeitungsmittel
verarbeitet werden, umfasst.
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Verglichen
mit dem bekannten Laser-Doppler-Bilderzeuger, ist die Vorrichtung
der vorliegenden Erfindung in der Lage, Bilder der Blutperfusion
in Gewebe zu liefern, wenn das Gewebe eine stark reflektierende Oberfläche besitzt.
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Die
erfindungsgemäße Vorrichtung
schließt
vorzugsweise ein Mittel zum Verfolgen und Aufzeichnen der Position
der Gewebebeleuchtung durch das Licht während des Abtastens ein.
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Das
Abtastmittel kann für
mindestens einen Teil der Dauer des Abtastvorgangs angeordnet werden, um
das Licht dabei im Wesentlichen bei konstanter Geschwindigkeit abzutasten.
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Die
Vorrichtung kann auch eine Einrichtung zum Anhalten des Abtastens
des Lichts bei einer vorbestimmten Position oder Positionen von
Gewebsbeleuchtung einschließen.
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Die
erfindungsgemäße Vorrichtung
schließt
eine monochromatische Laserlichtquelle zum Erzeugen von Laserstrahl,
der zum Bestrahlen eines Abschnitts der Gewebeoberfläche verwendet
wird, ein. Der verwendete Laser hat eine Wellenlänge im sichtbaren oder nahen
Infrarotteil des optischen Spektrums. Die Leistung des Lasers ist
typischerweise 1 bis 2 mW und das erzeugte Licht muss stark monochromatisch
und stabil sein. Der Strahldurchmesser ist im Allgemeinen 1 mm.
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Der
Laserstrahl wird auf die gewünschte
Position auf der Gewebeoberfläche
durch ein Reflexionsmittel aus entweder einem einzigen frontversilberten
Spiegel, der in einer kardanischen Aufhängung befestigt ist, welche
Rotation um die senkrechte Achse gestattet oder durch ein Paar frontversilberter
Spiegel, wobei einer davon um eine vertikale Achse rotiert und der
andere um eine horizontale Achse rotiert, gelenkt.
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Für ein Ein-Spiegel-System
liegen die orthogonalen Achsen in der versilberten Fläche des
Spiegels und verlaufen durch die Spiegelmitte. Der Laserstrahl wird
auf die Spiegelmitte gelenkt und trifft an diesem Punkt zur Änderung
der Winkel des Auftreffens auf, wenn sich der Spiegel dreht. Der
Spiegel wirkt sowohl als Reflektor für den eintreffenden Strahl,
als auch als Reflektor für
eine gewisse Menge gestreutem Licht von der Gewebestelle, wie in 4 erläutert. Ein
Linsenpaar erhöht
die wirksame Photodetektorfläche,
wodurch das Signalrauschverhältnis
erhöht
wird, und somit der Gewebsoberfläche/Photodetektor-Abstand,
für den
zufrieden stellende Messungen des Blutstroms gemacht werden können, erhöht wird.
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Für diese
optische Anordnung liegt das Bild des Laserpunkts auf der Gewebeoberfläche, erzeugt durch
Reflexion in dem Spiegel, entlang der geraden Linie, entlang der
der Laserstrahl wandert, wenn er zwischen Photodetektor und Linsen
hindurchgeht. Das Bild liegt auf dieser Linie, ungeachtet des Abstands
von Gewebsoberfläche/Spiegel,
wodurch es einfach wird, den Ort des Laserpunktbildes, der von der
Linse erzeugt wird, vorauszusagen. Diese Bilder oder ein Teil von
jedem davon treffen auf den Photodetektor für einen Bereich von Linsen/Gewebsabständen, im
Allgemeinen 0,2 bis 2 m, auf.
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Wenn
Linsen nicht verwendet werden, dann ist der Abstand von Gewebsoberfläche/Spiegel
für ein
annehmbares Signal-Rausch-Verhältnis
stärker
eingeschränkt,
obwohl die Optik vereinfacht ist. Ein Beispiel für ein solches System wird in 3 erläutert.
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Die
Winkelposition des Spiegels kann in Bezug auf den eintreffenden
Laserstrahl unter Verwendung von Gleichstromservomotoren oder Schrittmotoren
oder einer Kombination von beiden gesteuert werden. Hochauflösende Winkelkodierer,
direkt gekoppelt mit dem Spiegelantrieb zur Verminderung der Wirkung
von Hysterese in den Motoren, liefern sehr genaue und verlässliche
Verfolgung der Spiegelposition und folglich der Laserpunktposition
auf der Gewebeoberfläche.
Diese Daten von den Winkelkodierern, Impulszählern und Impulsraten ermöglichen,
dass die Position und die Abtastgeschwindigkeit vom Computer gesteuert
werden können.
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Zum
raschen Abtasten bzw. Rastern des Strahls wird ein Konstantgeschwindigkeitsmodus
des Abtastens verwendet. Dies erfordert Gleichstromservomotoren
mit Proportional-Integral-
und Differentialsteuerung (PID) der Geschwindigkeit und Position,
was mit einer Kombination von Hardware und Software, unter Verwendung
von üblichen
Steuersystemen bereitgestellt werden kann. Winkelgeschwindigkeiten
in der Größenordnung
von 5 U/min (30° pro
Sekunde) werden für
einen schnellen Abtastvorgangs verwendet. Wenn während eines einlinigen Abtastvorgang
250 Messungen erfolgen, ist das Zeitintervall zwischen den Messungen
4 ms. Langsamere Abtastgeschwindigkeiten können programmiert werden. Langsame
Abtastgeschwindigkeiten, im Allgemeinen etwa 2° pro Sekunde, mit 50 bis 60
ms zwischen den Messungen, haben den Vorteil, dass geringere Doppler-Verschiebungssignale
verarbeitet werden können
und dass längere
Integrationszeiten zur Verbesserung von Signal zu Rauschen verwendet
werden können.
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Eine
Abtastsequenz könnte
wie nachstehend sein:
Vom Ruhezustand nimmt für einen
kurzen Zeitraum der Winkelbeschleunigung der Spiegel eine zum Ziel
konstante Win kelgeschwindigkeit an; eine Linie wird bei konstanter
Geschwindigkeit abgetastet und ein letzter kurzer Zeitraum der Verzögerung bringt
die Spiegel zur Ruhe. Zur Drehung um eine vertikale Achse wird der
Laserpunkt eine geeignete horizontale Linie auf der Gewebsoberfläche abfahren,
etwa von rechts nach links. Der Spiegel wird dann um eine horizontale
Achse über
ein vorbestimmtes Winkelinkrement gedreht, beispielsweise 0,1°. Die Beschleunigung,
konstante Geschwindigkeit, Verzögerungsphasen
werden wiederholt, jedoch nun von links nach rechts.
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Durch
Abtasten des Strahls in dieser Rasterweise kann eine Messreihe erfolgen;
und durch Farbcodierung der Strommessungen kann ein Farbbild der
Blutstromverteilung über
die abgetastete Oberfläche
gezeigt werden, beispielsweise auf einem PC-Monitor-Schirm. Einzelne
Punktmessungen können
durch Anhalten des Strahls für
eine nicht festgelegte oder festgelegte Zeit erfolgen. Farbcodierte
Bilder können
aus einer Reihe von Einzelpunktmessungen aufgebaut werden, die an
verschiedenen Punkten auf der Gewebsoberfläche genommen werden. Auch Flux/Zeit-Kurven
können
aufgezeichnet und dargestellt werden.
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Einpunktmessungen
geben eine sehr hohe temporale Auflösung (40 Hz Datengeschwindigkeiten
sind typisch), was eine rasche Blutstromänderung aufzuzeichnen gestattet;
wohingegen ein Laser-Doppler-Bilderzeuger eine räumliche Information liefern
kann und die Fähigkeit
aufweist, Blutstrommessungen über
große Flächen zu
mitteln.
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Die
Vorrichtung erfordert die Verwendung von zwei oder mehreren Photodetektoren
mit ausreichender Trennung zwischen ihnen zur Gewährleistung,
dass zu jeder gegebenen Zeit während
eines Bildabtastvorgangs mindestens ein Detektor nicht gesättigt ist.
Es ist dieser Detektor (oder sind diese Detektoren, wenn mehr als
zwei Photodetektoren verwendet werden können), der/die zur Messung
von Flux und Intensität
verwendet wird/werden. Die durch beliebigen gesättigten Photodetektor erzeugten
Signale werden unterdrückt. Das
von dem Ge webe gestreute Licht kann direkt durch Photodetektoren
detektiert werden oder kann auf dem/den Photodetektor(en) durch
geeignete Linsen abgebildet werden.
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Typische
Photodetektoren, die für
Laser-Doppler-Messungen
geeignet sind, haben Flächen
von wenigen mm2. Es ist üblich,
die wirksame Photodetektorfläche
unter Verwendung einer konvexen Linse zu vergrößern, da dies das Signal/Rausch-Verhältnis erhöht, was
Blutstrommessungen mit Abständen
von einem Meter oder mehr zwischen der Abtastvorrichtung und der
Gewebeoberfläche
ermöglicht.
Unter Verwendung eines 2 mW Lasers mit einem Strahldurchmesser von
1 mm können
Messungen mit einer Abtastvorrichtung/Gewebsoberfläche/Trennung
von 2 m unter Verwendung eines Paars von konvexen Glaslinsen mit
50 mm Durchmesser zur Lichtsammlung ausgeführt werden.
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Die
Erfindung wird nun nur mit Hilfe eines Beispiels beschrieben, unter
Bezugnahme auf die beigefügten
Zeichnungen:
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1 zeigt
Bilder, aufgezeichnet aus einem Abtastvorgang einer Schicht Milch,
unter Verwendung eines bekannten Laser-Doppler-Bilderzeugers;
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2 zeigt
Bilder, aufgezeichnet aus einem Abtastvorgang eines Handrückens, auf
den stark reflektierendes, klares Gel auf einen Teil davon geschmiert
wurde, unter Verwendung eines bekannten Laser-Doppler-Bilderzeugers;
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3 ist
ein Schema eines optischen Systems mit zwei Photodetektoren, das
Sättigung
veranschaulicht;
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4 ist
ein Schema eines anderen optischen Systems, das erfindungsgemäß verwendet
werden kann;
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5 zeigt
Bilder, aufgezeichnet aus einem Abtastvorgang einer Schicht Milch,
unter Verwendung eines wie in 4 dargestellten,
optischen Systems;
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6 ist
ein Schema eines Schaltkreises zur Verwendung in der vorliegenden
Erfindung, der ein photodetektiertes Signal hoher Intensität, das Sättigung
hervorruft, unterdrückt;
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7 zeigt
Bilder, aufgezeichnet von einem Abtastvorgang einer Schicht Milch,
unter Verwendung einer Vorrichtung der vorliegenden Erfindung durch
Anwendung eines Signalunterdrückungsschaltkreises,
der in 6 dargestellt ist;
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8 ist
ein Schema eines optischen Systems mit zwei Paaren Photodetektoren,
die in der erfindungsgemäßen Vorrichtung
verwendet werden können;
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9 ist
ein Systemschema der Verarbeitungselektronik zum Verarbeiten der
Photodiodenströme
von zwei Photodioden, unter Verwendung von (a) analoger Verarbeitung
oder (b) digitaler Verarbeitung;
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10 ist
ein Systemschema der Verarbeitungselektronik zum Verarbeiten der
Photodiodenströme von
vier Photodioden, unter Verwendung (a) analoger Verarbeitung oder
(b) digitaler Verarbeitung.
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Wie
in 1 dargestellt, erzeugte ein Abtastvorgang einer
Schicht von Milch, unter Verwendung einer bekannten Laser-Doppler-Bilderzeugungsvorrichtung,
ein Photobild mit weißen
Flächen,
welche Verstärkersättigungs-
und/oder Intensitätswerte
außerhalb
des normalen Bereichs anzeigt, für
den der Bilderzeuger ausgelegt ist. Es gibt entsprechende Bereiche
auf dem Fluxbild. Tatsächlich
kann ein stärkerer
Bereich beeinträchtigt
werden, da es eine Zeitverzögerung
gibt, während
der der Fluxsignalprozessor sich von der Sättigung erholt. Die zwei großen weißen Bereiche
in dem Photobild resultieren von der ebenen spiegelähnlichen
Oberfläche
der Milch und deren Form ist das Ergebnis der Verwendung von einem
Linsenpaar zum Lichtsammeln. Wenn ein Blutstrom in einem nassen
Gewebe abgebildet wird, können
die Sättigungsbereiche
kleiner und in der Zahl höher
als in dem Fall der Milchschicht sein, da die Oberfläche des
nassen Gewebes weniger spiegelähnlich
ist. Die Flux- und Photobilder in 2 von dem
Handrücken,
der mit klarem Gel beschmiert ist, veranschaulichen dies.
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Ein
Beispiel eines geeigneten optischen Systems mit zwei Photodetektoren
wird in 3 gezeigt. Darin wird ein einfaches
Laserstrahl-Rastersystem veranschaulicht, wodurch ein kollimatierter
Laserstrahl zu der Gewebeoberfläche
durch Rotieren des frontversilberten ebenen Spiegels (M) gelenkt
werden kann. Wenn die Gewebsoberfläche durch einen weiteren ebenen
Spiegel ersetzt wird, kann beobachtet werden, dass, wenn der Strahl
am Punkt S1 auftrifft, spiegelndes, reflektiertes Licht auf den
Detektor PD1 fällt,
und, wenn der Strahl an Punkt S2 auftrifft, reflektiertes Licht
auf den Detektor PD2 auftreffen wird. Im Allgemeinen ist während eines Abtastvorgangs
kein Detektor gesättigt,
und wenn Sättigung
stattfindet, ist nur einer der zwei Detektoren betroffen. Wenn jeder
Detektor mit einer Lichtsammellinse ausgestattet ist, um den wirksamen
Bereich zu erhöhen,
wird Sättigung über einen
Bereich von Einfallswinkeln wiederkehren, wobei wiederum nur ein
Detektor zu einem gegebenen Zeitpunkt gesättigt sein wird.
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Photodetektoren,
die für
Laser-Doppler-Messungen geeignet sind, haben im Allgemeinen Sammelflächen von
wenigen mm2. Die effektive Photodetektorfläche kann
unter Verwendung einer konvexen Linse erhöht werden, da dies das Signal/Rausch-Verhältnis erhöht, wodurch
Blutstrommessungen mit Abständen
von einem Meter oder mehr zwischen der Abtastvorrichtung und der
Gewebsoberfläche
ermöglicht
werden. Unter Verwendung eines 2 mW Lasers mit einem Strahldurchmesser
von 1 mm können
Messungen mit einer Abtastvorrichtung/Gewebsoberfläche/Trennung
von 2 m unter Verwendung eines Paars von konvexen Glaslinsen mit 50
mm Durchmesser zur Lichtsammlung ausgeführt werden.
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Ein
optisches System, das einen großflächigen Spiegel
zum Lenken des Laserstrahls auf die Gewebsoberfläche verwendet und welches auch
einen geringen Bruchteil von dem diffusen Licht, das von dem Gewebe
gestreut wird, über
Sammellinsen auf ein Paar Photodioden reflektiert, ist in 4 dargestellt.
Diese optische Anordnung gewährleistet,
dass das Bild oder ein Teil des Bildes von dem Laserpunkt sich auf
beiden Photodetektoroberflächen
für einen
breiten Bereich von Abständen
zwischen Abtastvorrichtung und Gewebe (typischerweise 0,2 bis 2
m) befindet. Für
diffus gestreutes Licht werden die Photodetektoren etwa gleich beleuchtet.
Wenn allerdings spiegelnde Reflexion auftritt, wird zu einem gegebenen
Zeitpunkt nur ein Photodetektor durch intensives Licht beleuchtet.
Bilder, aufgezeichnet mit einem Photodetektor PD1,
bedeckt mit einem undurchsichtigen Schirm, sodass nur der andere
Photodetektor PD2 als Detektor wirksam ist,
sind in 5a dargestellt. 5b zeigt Bilder eines Abtastvorgangs einer
Schicht von Milch, aufgezeichnet mit PD1 aktiv
und PD2 bedeckt.
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Ein
Schaltkreis, der ein photodetektiertes Signal hoher Intensität unterdrückt, welches
Sättigung
verursacht und die Ausführung
von Messungen für
sowohl Sättigungs-
als auch Nicht-Sättigungs-Bedingungen ermöglicht,
wird in 6 gezeigt. Dies ist eine Zwei-Kanal-Photodetektor/Verstärker-Schaltung, die (1)
ein Wechselstromsignal, proportional der Quadratwurzel der Summe
der Quadrate der Wechselstromkomponenten der zwei Photostromsignale
erzeugt, und (2) ein Gleichstromsignal, proportional der Summe der
Wechselstromkomponenten der Photodetektorsignale erzeugt.
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U1
und U2 sind Strom/Spannungs-Wandler, U3, U4 und U5 wirken als Hochpassverstärker, der
die zwei Photostrom-Wechselstrom-Signale kombiniert, U6 addiert
und der Niederpass filtert die zwei Photostrom-Gleichstrom-Signale
und U7 ist ein Diskriminator, der eine Sättigungsbedingung in einem
oder dem anderen der Photostrom/Spannungs-Wandler registriert. U8
und U9 sind analoge Schalter, gesteuert durch die Ausgänge IN1
und IN2 des Diskriminators.
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Die
Schalter sind so konfiguriert, dass, wenn U1 gesättigt ist (hohe V1),
die Signalwege von U3 und U5 geerdet sind und nur das Photosignal
von PD2 verarbeitet wird, und umgekehrt,
wenn U2 gesättigt
ist. Um konstante Ausgangssignale für konstante Flux- und Wechsel-
und Gleichstromsignale beizubehalten, werden Wechselstrom- und Gleichstromverstärkung automatisch
geschaltet, wenn Sättigung
auftritt.
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7 zeigt
Abbildungen vom Abtastvorgang einer Schicht von Milch, aufgezeichnet
mit einem Schaltkreis zur Unterdrückung von Signalen hoher Intensität im Betrieb.
Die Bereiche hoher Intensität,
aufgezeichnet in 1 und in 5a und 5b, wurden eliminiert.
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Schalten
der Gleichstrom- und Wechselstromverstärkung ist nicht notwendig,
wenn in einer späteren Stufe
der Signalverarbeitung eine geeignete Signalskalierung, beispielsweise
mit einer qualitativ hochwertigen Software auf einem PC oder mit
dem dedizierten Digitalprozessor des Geräts, ausgeführt wird.
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Gewisse
zusätzliche
Vorteile können
durch die Verwendung von zwei Paaren von Photodioden erzielt werden.
Signal/Rauschen wird um den Faktor von ⇆2 verbessert und ein Großteil der
Schaltanlage von 6 ist nicht notwendig. Ein Beispiel
einer solchen Zwei-Kanal-Anordnung ist in 8 dargestellt.
In 8 sind die Photodioden paarweise, um im Wesentlichen
ein System mit zwei unabhängigen
Kanälen
bereitzustellen. Wie bei dem Zwei-Photodioden-System wird zu einem
beliebigen Zeitpunkt während
eines Abtastvorgangs nur ein Detektor gesättigt sein und folglich wird
nur ein Paar betroffen sein.
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Eine
Variation des Systems wäre
es, beide der Fluxbilder, die durch die zwei Kanäle erzeugt werden, zu speichern
und anzuzeigen. Die Sättigungsbereiche,
die leicht identifizierbar sind, können dann durch Nach-Detektion-Verarbeitung eliminiert
und die Bilder zur Erzeugung eines sättigungsfreien Blutstrombilds kombiniert
werden.
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Unter
normalen Bedingungen werden Nichtsättigung der Ausgangssignale
der zwei Kanäle
summiert und gemittelt. Wenn Sättigung
nur bei dem unbetroffenen Kanal auftritt, wird dies verwendet, um
ein Ausgangssignal zu erzeugen. Dieses System wird durch Software
gesteuert und wird folglich nicht den Signalschaltkreis von 6 erfordern.
Weil die Signalintegration verwendet wird, um das Signal/Rausch-Verhältnis in
den letzten Stufen des analogen Prozessors des Systems zu verbessern,
ist es allerdings erforderlich, die Zeitkonstante von diesem Integrator
auf einen niedrigen Wert zu schalten (beispielsweise 1 ms). Dies
ermöglicht,
dass der Integrator innerhalb weniger ms nach Sättigung zu seinem normalen
Zustand zurückkehrt.
Die Schaltsignale können
durch einen Diskriminator des in 6 dargestellten
Typs erzeugt werden.
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Die
erfindungsgemäße Vorrichtung
ist mit Mitteln zum Verarbeiten der Photostromsignale ausgestattet,
zur Erzeugung von Blutstrom- (Flux-) und Intensitätssignalen
an jedem Punkt in einem Abtastbild und Mitteln zum Anzeigen der
Blut-Perfusionsmessungen,
beispielsweise Erzeugen einer Bildanzeige eines Blutstroms in der
Gewebeoberfläche
und eines Photobildes, abgeleitet von den gemessenen Intensitätsschwankungen.
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Der
erste Moment der Spektralleistungsdichte des Photostroms, erzeugt
durch Heterodyne-Mischen von Doppler-verschobenem und -nichtverschobenem
Laserlicht, gestreut aus Mikrogefäßen, wird im Allgemeinen als
Maß der
Perfusion genommen. Dieser Parameter wird gewöhnlich als „Flux" bezeichnet. Theoretische und experimentelle
Modelle der Laserstreuung von roten Blutzellen (rbc) und biologischem
Gewebe formulierten von R. Bonner und R. Nossal, Juni 1981, Band
20, Nr. 12, Applied Optics „Model
for laser Doppler measurements of blood flow in tissue": Sie zeigten, dass
für
Flux =(rbc mittlere Geschwindigkeit) × (rbc Zahl
Konzentration) worin ω die Winkelfrequenz einer Dopplerverschiebung
ist (f ist die Frequenz in Hz).
P (ω) ist die Spektralleistungsdichte
des Photostroms und ω
1 und ω
2 sind die unteren und oberen Frequenzen des
Bandes der verarbeiteten Doppler-verbreiterten Signale.
f
1 ist im Allgemeinen 20 Hz und f
2 zwischen
10 kHz und 20 kHz.
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Dieser
Flux hat eine Rauschbasiskomponente aufgrund dunklen und Schrot-Rauschens
und seine Höhe
ist proportional dem Quadrat der Laserstrahlenergie.
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Für einen
gegebenen Punkt auf der Gewebsoberfläche, der mit einem Laserstrahl
bestrahlt wird, ist die Intensität
des gestreuten Lichts, wie durch die Photodetektoren gemessen, direkt
proportional dem mittleren Photostrom I
dc (wobei
dc der direkte Photostrom ist). Normalisierung wird durch Dividieren
des Fluxsignals durch die Menge, proportional Idc
2,
nachdem das Rauschen abgezogen wurde, ausgeführt.
Rauschen
= dunkel + Schrot, Dunkel = Konstante1
Schrot
= Konstante2 × Idc -
Das
Verarbeiten der Photoströme
kann unter Verwendung von Analogschaltkreisen ausgeführt werden.
Dies erfordert einen geeigneten Photodetektor, im Allgemeinen einen
Photodetektor vom Pin-Silikon-Typ, einen Strom/Spannungs-Wandler
mit hoher Verstärkung,
ein Hochpassfilter, gefolgt von einem Niederpass, um das Spektrum
der Stromfrequenzen in dem Band ω2 – ω1 durchzulassen (beispielsweise ein Band
von 15 kHz). Diese Signale werden dann durch ein ω1/2 Filter gefiltert, dann quadriert und
integriert mit einer Zeitkonstante, geeignet für die verwendete Abtastgeschwindigkeit.
Wenn beispielsweise Messungen bei 10 ms-Intervallen folgten, wird
eine Zeitkonstante von wenigen ms verwendet. 9 ist ein
Systemdiagramm für
ein analoges System unter Verwendung von zwei Photodetektoren, und 10a ist für ein System unter Verwendung von
vier Photodetektoren. Die Systeme 9b und 10b sind DSP-Systeme, wie nachstehend
beschrieben.
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Rausch-Subtraktion
und -Normalisierung kann durch analoge Schaltkreise oder in einem
digitalen Prozessor ausge führt
werden, nachdem die Analogsignale des Flux in ein Digitalsignal
mit Hilfe eines Analog/Digital/Wandlers umgewandelt wurden.
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Ein
alternatives Verfahren zur Verarbeitung wäre die Verwendung von hauptsächlich digitaler
Verarbeitung. Dies würde
vorzugsweise die Technik der Fast Fourier Transformation (FFT),
implementiert mit einem schnellen digitalen Signalprozessor (DSP),
IC's zum Berechnen
des Flux verwenden. Dieses alternative Verfahren erfordert Filtern
zum Trennen der Wechselstrom- und Gleichstromkomponenten des Photostroms
nach Strom/Spannung/Wandlung, Analog/Digital/Wandlung und Verarbeitung
durch ein DSP IC. Wenn A/D und DSP ausreichend schnell sind, können Photostromsignale
von mehreren Photodetektoren zur Erzeugung von Flux- und Idc-Werten bei hohen Datenraten verarbeitet
werden (beispielsweise 40 Hz). Wenn höhere Datenraten oder mehr Kanäle erforderlich
sind, können
DSP IC's parallel
arbeiten.
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Der
Grundalgorithmus, der implementiert ist, ist
worin
n, α, ω und F(n)
die Amplitude der Fourier-Komponente
bei der „Frequenz" n ist. Ein schneller
FFT-Algorithmus
unter Verwendung einer Dezimierung in der Frequenz wird bei der
vorstehend genannten DSP-Berechnung genutzt. Die Rausch-Subtraktion
und -Normalisierung werden in dem DSP ausgeführt.
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Gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform
wird die Vorrichtung Mittel zur Erzeugung eines Bildes der Blutperfusion
in dem Gewebe aus den verarbeiteten Ausgangssignalen und Mittel
zur Erzeugung eines Photobildes aus Schwankungen in der Intensität des nachgewiesenen,
gestreuten Lichts einschließen.
Dies gestattet, dass das Fluxbild oder ein Teil des Bildes auf dem
photographischen Bild übereinander
gelegt sein kann. Bevorzugter ist es, dass die Vorrichtung zusätzlich ein Mittel
zur Erzeugung eines Videobildes des bestrahlten Gewebsabschnitts
einschließt.
In Kombination mit Mitteln für
die Übereinanderlegung
des Bildes der Blutperfusion auf das Videobild wird es möglich, den
Ort und das Erscheinungsbild der Gewebsoberfläche zu zeigen und aufzuzeichnen.
Das Videobild wird aus sichtbarem Licht erzeugt, das von dem Gewebsabschnitt reflektiert
wird, der auf einer CCD-Kamera abgebildet wird oder unter Verwendung
eines Camcorders mit einem Videoimageframegrabber (Videoteilbilddatenausleser)
und sowohl das Blutperfusionsbild als auch das Live-Videobild können dann
gleichzeitig auf einem Monitor angezeigt werden.
