SE465151B

SE465151B - A METHOD AND APPARATUS FOR Saturating Fluid Movements in a Fluid Dummy with LASER-Doppler Technique

Info

Publication number: SE465151B
Application number: SE9002467A
Authority: SE
Inventors: Gert Nilsson
Original assignee: Gert Nilsson
Priority date: 1989-10-31
Filing date: 1990-07-19
Publication date: 1991-08-05
Also published as: SE8903641D0; SE8903641L; SE9002467L; SE465061B; SE9002467D0

Abstract

An arrangement for visual presentation of the surface blood flow in a body part comprises a laser light source 1 for generating a laser beam 2 which is directed towards the body part 5 to be examined and is moved across this in a defined scanning pattern. The arrangement also includes members for receiving light reflected from the body part and for detecting the reflected light's frequency broadening, caused by the Doppler effect, and for recording this frequency broadening for a large number of points along the scanning trajectory as a measure of the surface blood circulation in the body part at the said points. Also included are members for visual presentation, on a colour monitor, of the surface blood circulation at the scanned points, different colours being used for different ranges of blood circulation.

Description

i 465 151 10 15 20 25 30 35 2 pà storleken av den ytliga blodcirkulationen i det belysta partiet av den undersökta vävnaden och kan bestämmas genom lämplig signalbehandling av utgángssignalen från den använda fotodetektorn. and 465 151 10 15 20 25 30 35 2 on the size of the superficial blood circulation in it illuminated the portion of the examined tissue and can determined by appropriate signal processing of the output signal from the photodetector used.

I den svenska patentansökningen 8903641-2 beskrivs hur denna teknik används i en anordning för mätning och visuell presentation av storleken av den ytliga blodcirkulationen över en större yta av en kroppsdel, t.ex. en hel eller en del av en hand eller fot eller en del av ett ben. Den ytliga blodcirkulationen kan uppvisa väsentliga variationer inom olika delar av en kroppsdel och genom den beskrivna anordningen är det således möjligt att pà ett effektivt sätt studera förloppet hos en sjukdoms- eller läkningsprocess.Swedish patent application 8903641-2 describes how this technique is used in a measuring device and visual presentation of the size of the superficial blood circulation over a larger area of a body part, for example a whole or part of a hand or foot or one part of a leg. The superficial blood circulation can show significant variations within different parts of a body part and through the described device it is thus possible to study effectively the course of a disease or healing process.

Anordningen innefattar en laserljuskälla för alstring av en laserljusstràle, vilken riktas mot den kroppsdel som skall undersökas och förflyttas över denna efter ett bestämt avsökningsmönster. Vidare finns organ för mottagning av från kroppsdelen reflekterat ljus och detektering av det reflekterade ljusets av _ 1 Dopplereffekt förorsakade frekvensbreddning och för registrering av denna frekvensbreddning för ett stort antal punkter utmed avsökningsvägen som mått på den ytliga blodcirkulationen i kroppsdelen vid nämnda punkter. Organ är vidare anordnade för visuell presentation pà en färgbildskärm av den ytliga blodcirkulationens storlek i de avsökta punkterna med användning av olika färger för olika storleksintervall för blodcirkulationen.The device comprises a laser light source for generation of a laser light beam, which is directed at the body part to be examined and moved over it after a specific scanning pattern. Furthermore, there are bodies for receiving light reflected from the body part and detection of the reflected light by _ 1 Doppler effect caused frequency broadening and for registration of this frequency broadening for a large number of points along the scanning path as a measure of it superficial blood circulation in the body part at said points. Bodies are further arranged for visual presentation on a color screen of the superficial the size of the blood circulation in the scanned points with use of different colors for different size ranges for blood circulation.

Vid den inledningsvis kända ljusfiberbaserade laser- Doppler-tekniken används endast en punktvis mätning och registrering av den ytliga blodcirkulationen. För att olika mätvärden skall kunna jämföras med varandra mäste de olika betingelserna vid mätningsprocedurerna vara lika vid de jämförande mätningarna. Så är ofta inte fallet vad avser detektorns läge i förhållande till mätpunkten pá mätobjektet, vilket leder till osäkerhet 10 15 20 25 30 35 465 151 3 vid en jämförande studie mellan värden uppmätta vid olika tillfällen. I det bildgivande systemet, där laserstrálen avsöker mätobjektet, kommer avståndet mellan mätobjektpunkt och detektoryta och därmed även den reflekterade strâlens vinkel i förhållande till detektorn att variera under avsökningen av kroppsdelen.In the initially known light fiber-based laser The Doppler technique uses only a point measurement and registration of the superficial blood circulation. In order to different measured values must be comparable with each other must the different conditions of the measurement procedures be equal to the comparative measurements. This is often not the case the case as regards the position of the detector in relation to the measuring point on the measuring object, which leads to uncertainty 10 15 20 25 30 35 465 151 3 in a comparative study between values measured at different occasions. In the imaging system, there the laser beam scans the measuring object, the distance will between measuring object point and detector surface and thus also the angle of the reflected beam relative to the detector to vary during the scan of the body part.

Systemets s.k. förstärkningsfaktor för den uppmätta signalen kommer därigenom att variera inom en och samma bild, vilket introducerar en distorsion eller förvrängning i återgivningen av blodflödesbilden.The system s.k. gain factor of the measured the signal will thereby vary within one and the same image, which introduces a distortion or distortion in the reproduction of the blood flow image.

Uppfinningens grundläggande idé Föreliggande uppfinning har till ändamål att lösa ovanstående problem genom en metod och en anordning, vilka är utformade för att kompensera för de variationer som uppstår i utsignalen pga mätpunktens relativa läge pà mätobjektet, så att en korrekt presentation av uppmätta flödesvärden erhålles. Genom denna metod och anordning är det möjligt att jämföra olika mätningar sinsemellan, exempelvis för att utvärdera en läkningsprocess. Det är även möjligt att korrekt presentera en bild av ett antal punktvisa mätningar gjorda på en systematiskt avsökt yta. Detta uppnås enligt föreliggande uppfinning medelst en metod och en anordning enligt bifogade patentkrav.The basic idea of the invention The present invention has for its object to solve the above problems by a method and a device, which are designed to compensate for those variations that occur in the output signal due to the measuring point relative position of the measuring object, so that a correct presentation of measured flow values is obtained. Through this method and device it is possible to compare different measurements among themselves, for example to evaluate a healing process. It is also possible to correctly present a picture of a number of bullet points measurements made on a systematically scanned surface. This achieved according to the present invention by a method and a device according to the appended claims.

Kort beskrivning av bifogade ritningar Uppfinningen beskrivs närmare i anslutning till bifogade ritningar, där - Figur 1 schematiskt och såsom exempel illustrerar en anordning för mätning och visuell presentation av blodgenomströmningen i en hand, - Figur 2 schematiskt visar hur ett mätobjekt är synligt från en detektor i en anordning, exempelvis enligt figur 1, - Figur 3 schematiskt visar speckle-mönstret avbildat på olika avstånd från mätobjektet, - Figur 4 schematiskt visar sambanden mellan olika komponenter i figur 2, 465 151 10 15 20 25 30 35 4 - Figur 5 visar ett diagram över uppmätta flödesvärden vid ett medium i likformig rörelse.Brief description of the accompanying drawings The invention is described in more detail in connection with attached drawings, there Figure 1 schematically and as an example illustrates a device for measuring and visual presentation of the blood flow in one hand, - Figure 2 schematically shows what a measuring object is like visible from a detector in a device, for example according to Figure 1, Figure 3 schematically shows the speckle pattern depicted at different distances from the measuring object, Figure 4 schematically shows the connections between different components in Figure 2, 465 151 10 15 20 25 30 35 4 Figure 5 shows a diagram of measured flow values at a medium in uniform motion.

Detaljerad beskrivning av uppfinningen Figur 1 visar schematiskt en anordning för mätning och visuell presentation av den ytliga blodgenomströmningen i en hand och innefattar en laserstràlkälla 1, vilken avger en laserljusstråle 2. Denna laserljusstrâle riktas med hjälp av lämpliga optiska element, varav två speglar 3 visas i figur 1, mot ett underlag 4 som uppbär den kroppsdel som skall undersökas. De båda speglarna är svängbara medelst stegmotorer 6, vilka styrs från en likaledes schematiskt visad dator 7.Detailed description of the invention Figure 1 schematically shows a device for measuring and visual presentation of the superficial blood flow in one hand and comprises a laser beam source 1, which emits a laser light beam 2. This laser light beam directed by means of suitable optical elements, two of which mirrors 3 are shown in figure 1, against a base 4 which carries the body part to be examined. Both the mirrors are pivotable by means of stepper motors 6, which controlled from a similarly schematically shown computer 7.

Laserljusstràlen bringas att avsöka kroppsdelen 5 efter ett förutbestämt avsökningsmönster 8.The laser light beam is caused to scan the body part 5 for a predetermined scan pattern 8.

Avsökningsrörelsen för laserljusstràlen 2 är lämpligen stegvis, så att ett antal efter varandra utmed avsökningsvägen 8 liggande avsöknings- eller mätpunkter erhålles. I Dà laserljusstràlen 2 träffar kroppsdelen 5, kommer strálen att spridas och reflekteras i den ytliga vävnaden och därvid till en del av blodkropparna i den ytliga blodcirkulationen i den aktuella mätpunkten pà kroppsdelen. En del av detta spridda och reflekterade ljus uppfàngas av exempelvis en fotodetektor 9 av lämpligt slag, vars utgàngssignal tillföres en signalbehandlande enhet 10. Det av fotodetektorn 9 mottagna ljuset uppvisar en frekvensbreddning relativt den ursprungliga laserljusstràlen 2, vilken frekvensbreddning med avseende pà sin storlek och med avseende på ljusintensiteten i olika delar av frekvensspektrat utgör ett mått pà storleken av den ytliga blodcirkulationen vid den aktuella mätpunkten.The scanning motion of the laser light beam 2 is suitable step by step, so that a number in a row along scanning path 8 lying scanning or measuring points obtained. IN When the laser light beam 2 hits the body part 5, it comes the beam to be scattered and reflected in the superficial the tissue and thereby to a part of the blood cells in it superficial blood circulation at the current measuring point of body part. Some of this spread and reflected light is captured by, for example, a photodetector 9 by appropriate type, the output of which is applied to a signal processing unit 10. That of the photodetector 9 the received light has a frequency broadening relative the original laser light beam 2, which frequency broadening with respect to its size and with with respect to the light intensity in different parts of the frequency spectrum is a measure of its size superficial blood circulation at the current measuring point.

Genom lämplig signalbehandling av fotodetektorns utgàngssignal i den signalbehandlande enheten 10 kan ett mått på den ytliga blodcirkulationens storlek bestämmas för varje mätpunkt på den undersökta kroppsdelen 5. Dessa mätvärden tillförs och lagras i 10 15 20 25 30 35 465 151 5 datorn 7 för samtliga mätpunkter utmed laserstràlens 2 avsökningsväg 8. Med en till datorn ansluten färgmonitor ll kan en visuell presentation eller bild av den undersökta kroppsdelen 5 framställas, i vilken bild varje mätpunkt ges en specifik färg svarande mot det storleksintervall inom vilket den ytliga blodcirkulationen i motsvarande mätpunkt på kroppsdelen ligger.By appropriate signal processing of the photodetector output signal in the signal processing unit 10 can a measure of the size of the superficial blood circulation determined for each measuring point on the examined body part 5. These measured values are added and stored in 10 15 20 25 30 35 465 151 5 the computer 7 for all measuring points along the laser beam 2 scan path 8. With one connected to the computer color monitor ll can a visual presentation or image of the examined body part 5 is produced, in which image each measuring point is given a specific color corresponding to the size range within which the superficial blood circulation at the corresponding measuring point on the body part is located.

I figur 2 visas hur laserstrålen 2 riktas mot den hudyta 5 vars blodflöde skall mätas, varvid en Dopplerförskjutning av vissa fotoner i ljusstràlen sker, vilket ger upphov till frekvensbreddning och intensitetsvariationer i det reflekterade ljuset. Dessa intensitetsvariationer registreras med en fotodetektor 9, företrädesvis pà ca 20 cm avstånd, och omvandlas till en signal som är proportionell mot blodflödet.Figure 2 shows how the laser beam 2 is directed towards it skin surface 5 whose blood flow is to be measured, wherein a Doppler displacement of certain photons in the light beam occurs, giving rise to frequency broadening and intensity variations in the reflected light. These intensity variations are recorded with a photodetector 9, preferably at a distance of about 20 cm, and converted to a signal proportional to blood flow.

Då laserljus sprids i ett medium.utgörs det spridda ljuset av Dopplerbreddat ljus vars i intensitetsvariationer, avspeglade exempelvis pà en vit skärm, utgörs av ett s.k. laser speckle, såsom visas i figur 3. Då ljus från en ljuskälla med viss geometrisk utsträckning (såsom änden av en optisk fiber) faller på en yta (såsom ytan av en fotodetektor), bildas ett diffraktionsmönster (speckle) vars utseende beror av ljuskällans utsträckning, avståndet mellan ljuskällan och fotodetektorytan samt ljusets våglängd. Om mediet som träffas av ljuset är i rörelse, såsom röda blodkroppar som perfunderar en vävnad, kommer detta speckle hela tiden att skifta fasläge, d.v.s. befinna sig i rörelse ("kokar" på fackspråk). Det är detta rörelsemönster som detekteras av den på ett visst avstånd placerade fotodetektorn 9 och omvandlas till en signal proportionell mot blodflödet. Storleken (finstrukturen) pà specklets växlingar mellan mörka och ljusa fält på den detekterande fotokänsliga ytan benämns koherensarea. Koherensareans storlek beror, under vissa fasta_förutsättningar, av avståndet mellan 10 15 20 25 30 35 "465 151 6 mätobjekt 5 och detektor 9, se figur 2, enligt formeln: Aceh = Å: / Q (l) där Å» är ljusets våglängd och Q är den rymdvinkel 12 under vilken ljuskällan är synlig från detektorn 9. I figur 3 visas hur ett finkornigt speckle 13 avspeglas på en i förhållande till mätobjektet 5 närliggande skärm och hur ett grovkornigt speckle 14 avspeglas på en skärm på ett förhållandevis längre avstånd fràn mätobjektet 5.When laser light is scattered in a medium, it is scattered the light of Doppler-wide light whose in intensity variations, reflected, for example, on a white screen, consists of a so-called laser speckle, as shown in figure 3. Then light from a light source with some geometric extent (such as the end of an optical fiber) falls on a surface (such as the surface of a photodetector), a diffraction pattern (speckle) whose appearance depends on the extent of the light source, the distance between the light source and the photodetector surface and the wavelength of the light. About the medium which are struck by the light are in motion, such as red blood cells that perfuse a tissue, this will speckle all the time to change phase position, i.e. be moving ("boiling" in technical language). This is it movement patterns detected by it on a particular remotely placed the photodetector 9 and converted into a signal proportional to blood flow. The size (fine structure) on the speckles' alternations between dark and bright fields on the detecting photosensitive surface is called the coherence area. The size of the coherence area depends on under certain fixed_conditions, of the distance between 10 15 20 25 30 35 "465 151 6 measuring object 5 and detector 9, see figure 2, according to the formula: Aceh = Å: / Q (l) where Å »is the wavelength of light and Q is the space angle 12 below which the light source is visible from the detector 9. I Figure 3 shows how a fine-grained speckle 13 is reflected on one adjacent to the measuring object 5 screen and how a coarse-grained speckle 14 is reflected on a screen at a relatively longer distance from the measuring object 5.

Eftersom rymdvinkelns 12 storlek minskar med ökat avstånd mellan mätobjekt och detektor, beror koherensareans storlek pà detektorytan enligt formeln (1) av detta avstånd. Eftersom detektorytans area är konstant, är antalet koherensareor pá detektorytan beroende av avståndet mellan mätpunkten på mätobjektet 5 och detektorn 9. Ett större avstànd innebär ett mindre antal koherensareor pà detektorytan, medan följaktligen ett minskat avstånd istället ökar antalet koherensareor.As the size of the space angle 12 decreases with increasing distance between measuring object and detector, depends the size of the coherence area on the detector surface according to the formula (1) of this distance. Because the area of the detector surface is constant, is the number of coherence areas on the detector surface depending on the distance between the measuring point on the measuring object 5 and the detector 9. A greater distance means one smaller number of coherence areas on the detector surface, while consequently a reduced distance instead increases the number coherence area.

Vid flödesmätning med laser-Doppler-teknik är den s.k. förstärkningsfaktorn och därmed utsignalens storlek beroende av det antal koherensareor som träffar detektorytan. Detta samband kan förenklat beskrivas enligt formeln: Utsignal = Ko x BF/N i (2) där Ko är en instrumentkonstant, BF = blodflödet och N = antal koherensareor på detektorytan. I den vanliga ljusfiberbaserade laser-Doppler-tekniken, med punktvis avläsning av blodflödet med ett konstant avstånd mätobjekt-detektoryta och en konstant rymdvinkel 12, under vilken fiberändens ljuskälla syns från detektorytan, innebär sambandet enligt formel (1) att antalet koherensareor även är konstant. Under dessa 10 15 20 25 30 35 465 151 7 förhållanden varierar inte systemets förstärkningsfaktor och således är utsignalen enligt formeln (2) direkt proportionell mot blodflödet.In flow measurement with laser Doppler technology, the so-called the gain factor and thus the size of the output signal depending on the number of coherence areas that hit the detector surface. This connection can be simply described according to the formula: Output signal = Ko x BF / N i (2) where Ko is an instrument constant, BF = blood flow and N = number of coherence areas on the detector surface. In the ordinary light fiber-based laser Doppler technology, with point-by-point reading of the blood flow at a constant distance measuring object detector surface and a constant space angle 12, below which the light source of the fiber end is visible from the detector surface, the relationship according to formula (1) means that the number of coherence areas is also constant. Under these 10 15 20 25 30 35 465 151 7 conditions do not vary in the system gain and thus the output signal is according to formula (2) directly proportional to blood flow.

I andra system däremot kan avståndet mellan mätobjekt och detektoryta variera mellan olika mättillfällen, vilket medför att två bilder inte kan jämföras med avseende på de absoluta flödesvärdena. Vid en laser- Doppler-flödesmätning där en kroppsyta systematiskt och stegvis avsökes kommer rymdvinkeln och därmed antalet koherensareor och systemets förstärkningsfaktor att bli beroende av från vilken punkt på mätobjektet som strålen sprids tillbaka. Detta innebär att förstärkningsfaktorn varierar inom en och samma bild och introducerar därmed en distorsion i àtergivningen av flödesbilden så länge inte dessa variationer i förstärkningsfaktorn kan korrigeras.In other systems, on the other hand, the distance between measuring objects can and detector surface vary between different measurement occasions, which means that two images cannot be compared with with respect to the absolute flow values. At a laser Doppler flow measurement where a body surface systematically and step by step, the space angle and thus the number coherence areas and the gain of the system to become depending on from which point on the measuring object the beam is spread back. This means that the gain varies within one and the same image and thus introduces a distortion in the reproduction of the flow pattern as long as these variations in the gain can be corrected.

För att lösa distorsionssproblemet har enligt föreliggande uppfinningen en metod utarbetats som går ut på att mäta och beräkna variationer som uppstår i förstärkningsfaktorn i olika mätobjektpunkter i förhållande till den förstärkningsfaktor som uppstår i en optimal mätpunkt. Storleken av variationerna i förstärkningsfaktorn eller i antalet koherensareor på detektorytan utgör en funktion av avståndet och ljusstràlens vinkel till mätobjektpunkten.To solve the distortion problem has according to In the present invention, a method has been developed which runs out to measure and calculate variations that occur in the gain factor in different measuring object points in in relation to the gain that occurs in an optimal measuring point. The size of the variations in the gain factor or in the number of coherence areas on the detector surface is a function of the distance and the angle of the light beam to the object of measurement.

I Figur 4 visas hur en kompensationsfaktor för systemet kan uppmätas och beräknas. I figur 4 anger: = detektorns radie, U laserstrålens radie, m I = vinkelräta avståndet detektorplan - mätobjekt - mätobjektpunkt vid D = avstånd detektor - aktuell mätpunkt = aktuell mätpunkt = avstånd C - M = vinkel D - X Q* I '465 151 10 15 20 25 30 35 8 För att beräkna rymdvinkeln Q, dvs den vinkel under vilken ljuskällan på mätobjektet är synlig från detektorn, jämförs ljuskällans ljusutbredning med va totala ytan av sfären med radien X, dvs n Rs* Rs ) 2 4n X2 2X Koherensareans storlek kan nu beräknas med hjälp av formeln (1).Figure 4 shows how a compensation factor for the system can be measured and calculated. Figure 4 indicates: = radius of the detector, U the radius of the laser beam, m IN = perpendicular to the distance detector plane - measuring object - measuring object point at D distance detector - current measuring point = current measuring point = distance C - M = angle D - X Q * IN '465 151 10 15 20 25 30 35 8 To calculate the space angle Q, ie the angle below which light source on the measuring object is visible from detector, the light distribution of the light source is compared with va total area of the sphere with radius X, ie n Rs * Rs ) 2 4n X2 2X The size of the coherence area can now be calculated using formula (1).

A2 zx 2Åx AcoH = '___ = Ål ( ___ )2 = ( ___ )2 n Rs Rs Antalet koherensareor N som träffar detektorytan kan beräknas med den mot den reflekterade strålen vinkelräta komponenten av detektorradien, dvs RD cos a. n( RDcosa ) 2 ACOH MR, cos a)2 RS* RD RS cos a = = n; ( )2 = ( 2 Å x )2 2Åx RD RsXcosa RD RSD = TI( )2 = II ( ---_-_- )2 = 2 Å x* 2Å(D2+YZ) RDZRS* Da = rr ( )2 _ 4Å2 D2+Y2 Kompensationsfaktorn K kan nu beräknas genom jämförelse med värdet på N för den optimala mätpunkten C. 10 15 20 25 30 35 465 151 K = -"- = ( -_--- )2 NC D2+Y2 Som framgår av beräkningsformeln för denna kompensationsfaktor kan denna enkelt beräknas om 1) det vinkelräta avståndet D mellan detektor och mätobjekt är känt samt 2) det är känt hur avståndet X mellan detektor och mätobjekt ändras under förflyttningen av laserstrålen över mätobjektet, eller, enligt figur 4, hur stort avståndet Y är mellan mätobjektpunkten C närmast detektorn och den aktuella mätpunkten M.A2 zx 2Åx AcoH = '___ = Eel (___) 2 = (___) 2 n Rs Rs The number of coherence areas N that hit the detector surface can calculated with it against the reflected beam perpendicular component of the detector radius, ie RD cos a. n (RDcosa) 2 ACOH MR, cos a) 2 RS * RD RS cos a = = n; () 2 = (2 Åx) 2 2Åx RD RsXcosa RD RSD = TI () 2 = II (---_-_-) 2 = 2 Å x * 2Å (D2 + YZ) RDZRS * Da = rr () 2 _ 4Å2 D2 + Y2 The compensation factor K can now be calculated by comparison with the value of N for the optimal measuring point C. 10 15 20 25 30 35 465 151 K = - "- = (-_---) 2 NC D2 + Y2 As can be seen from the calculation formula for this compensation factor, this can be easily recalculated 1) the perpendicular distance D between detector and measuring object is known as well 2) it is known how the distance X between detector and measuring objects change during the movement of the laser beam over the measuring object, or, according to Figure 4, how large the distance Y is closest to the measuring object point C the detector and the current measuring point M.

Det vinkelräta avståndet D mäts företrädesvis genom att skicka ut en kort ultraljudspuls mot objektet 5 från en ultraljudskristall som är avtåndsrelaterad till detektorplanet. Den tid som åtgår för att denna puls skall återvända till kristallen och detekteras är linjärt relaterad till avståndet D. Med kännedom om ljudhastigheten i luft kan avståndet beräknas. Genom att exempelvis hålla reda på och lagra antalet steg som stegmotorerna 6 förflyttas vid laserljusstrålens 2 avsökning av mätobjektet 5, kan avståndet till varje mätobjektpunkt M beräknas och användas för beräkning av kompensationsfaktorn. Vid användning av steglösa motorer för drivning av speglarnas vridningsrörelser används istället ett återkopplat system för avkänning av speglarnas vridläge och därmed den aktuella mätpunktens läge. Förstärkningsfaktorn antar ett typiskt värde = 1 1 mitten av bilden vid den optimala mätpunkten C och ökar sedan successivt ut mot bildens 10 15 20 25 30 35 465 151 10 ytterkanter där ett typiskt värde kan uppgå till ca 2.The perpendicular distance D is preferably measured by send out a short ultrasonic pulse towards the object 5 from one ultrasonic crystal that is remote related to the detector plane. The time required for this pulse shall return to the crystal and be detected is linearly related to the distance D. With knowledge of the speed of sound in air, the distance can be calculated. Through for example, to keep track of and store the number of steps that the stepper motors 6 are moved at the laser light beam 2 scanning of the measuring object 5, the distance to each measuring object point M is calculated and used for calculation of the compensation factor. When using stepless motors for driving the rotational movements of the mirrors instead, a feedback system is used for sensing of the rotational position of the mirrors and thus the current one position of the measuring point. The gain factor assumes one typical value = 1 1 the center of the image at the optimal measuring point C and then gradually increases towards the image 10 15 20 25 30 35 465 151 10 outer edges where a typical value can amount to about 2.

Kompensationsfaktorn varierar på motsvarande sätt från det optimala värdet 1 till ca 0,5.The compensation factor varies correspondingly from the optimum value 1 to about 0.5.

För att belysa ovanstående teoretiska resonemang samt 0A för att illustrera förstärkningsfaktorns betydelse för mätresultatet, visas i figur 5 resultatet av ett utfört experiment. Laserstrålen har här fått svepa över ett medium i likformig rörelse (mikrosfärer i lösning), varvid olika avstånd mellan detektor och mätobjektpunkt uppstår under stràlens avsökning av objektet. Som en följd av avståndsförändringen, ändras rymdvinkeln 12 under vilken ljuskällan är synlig från detektorn 9, varvid koherensareans storlek ändras och därvid antalet _ koherensareor på detektorytan. Av detta följer slutligen att förstärkningsfaktorns värde ändras under avsökningen. Då mätobjektpunkten befinner sig rakt under detektorn, d.v.s. när Y=O, uppmätes minsta utsignal. Då mätobjektpunkten befinner sig i utkanten av bilden, minskar antalet koherensareor, varvid förstärkningsfaktorn ökar. Eftersom mätningen avser en likformig rörelse skulle, om korrektion utfördes på utsignalen för variationerna i förstärkningsfaktorn, en horisontell flödeslinje kunna avläsas i diagrammet enligt figur 5. Av figur 5 framgår att kompensering för variationer i förstärkningsfaktor är av stor betydelse, då speciellt i utkanten av bilden falskt för höga flödesvärden pá upp emot 100 % detekteras av det okompenserade systemet. I figuren är även inlagd den teoretiskt beräknade förstärkningskurvan för vilken kompensation skall ske med hjälp av enligt ovan beräknade kompensationsfaktor.To illustrate the above theoretical reasoning as well 0A to illustrate the significance of the amplification factor for the measurement result, Figure 5 shows the result of a performed experiment. The laser beam has here been swept over one medium in uniform motion (microspheres in solution), wherein different distances between detector and measuring object point occurs during the beam scanning of the object. As a due to the change in distance, the angle of space 12 changes during which the light source is visible from the detector 9, changing the size of the coherence area and thereby the number of _ coherence areas on the detector surface. From this it follows finally that the value of the gain changes below the scan. Then the measuring object point is straight under the detector, i.e. when Y = 0, the smallest is measured output signal. Then the measuring object point is on the edge of the image, reduces the number of coherence areas, whereby the gain increases. Because the measurement refers to a uniform motion would, if correction were performed on the output signal for the variations in the gain factor, a horizontal flow line can be read in the diagram according to figure 5. Figure 5 shows that compensation for variations in gain are of great importance, then especially at the edge of the image falsely too high flow values of up to 100% are detected by it uncompensated system. The figure also includes it theoretically calculated the gain curve for which compensation shall be made using as above calculated compensation factor.

Claims

10 15 20 25 30 35 465 151 ll Patent claim

Method for measuring and presenting flow movements in a fluid, in particular for determining the blood flow in the external blood vessels of a body organ, characterized in that a laser light source (1) directs a laser light beam (2) towards a measuring object (5) which diffuses and reflecting the light beam, that a detector (9) receives and detects the reflected light and senses the frequency propagation caused by the Doppler effect, the output signal of the detected frequency propagation being compensated by a compensating factor (K) which depends on the space angle (12) at which the laser the current measuring point (M) on the measuring object (5) is visible from the detector (9).

Method according to Claim 1, characterized in that the compensation factor (K) depends on the distance between the detector (9) and the measuring point in question and the angle of the reflected beam relative to the detector plane.

Method according to Claim 1 or 2, characterized in that the compensation factor (K) is determined by measuring the perpendicular distance (D) between the center of the detector plane (9) and a point (C) on the measuring object (5) and the distance (Y). ) between said point (C) and the current measuring point (M) on the measuring object (5).

Method according to claim 3, characterized by the laser light beam (2) being moved over the measuring object (5) according to a certain scanning pattern, the detector (9) receiving and detecting the reflected light for a large number of measuring points (M) along the scanning path, the compensation factor (K ) is determined for each of these measuring points (M). 465 151 10 15 20 25 30 35 12

Method according to Claim 4, characterized in that the laser light beam (2) is displaced by means of rotatable optical elements (3) which are rotated by means of stepper motors (6), the compensation factor (K) being determined by measuring the perpendicular distance (D). between the center of the detector plane (9) and a point (C) on the measuring object (5) and the number of steps the step motors (6) have moved from the position where the laser light beam is directed towards said point (C) to the current measuring point (M).

Method according to one of the preceding claims, characterized in that the compensation factor (K) is calculated according to the formula DZ x = (-__--) 2, if D2 + Y2 D = perpendicular to the distance (D) detector plane (9) - measuring object (5) , Y = distance between measuring object point (C) at D and current measuring point (M)

Method according to claim 6, characterized in that the compensation factor (K) assumes the value 1 at a current measuring point (M) which corresponds to the measuring point (C) at a perpendicular distance from the center of the detector plane (9) and decreases successively for current measuring points (M) located further out towards the outer edges of the measuring object (5).

Method according to claim 7, characterized in that the compensation factor (K) assumes values between 1 and about 0.5.

Device for measuring and presenting flow motions in a fluid, in particular for determining the blood flow in the outer blood vessels of a body organ, characterized in that it comprises a laser light source (1). ) for generating a laser light beam (2) directed at a measuring object (5) to be examined, a detector (9) for receiving light reflected from the measuring object for detecting the frequency range caused by the Doppler effect and means for sensing the distance (D; X) from the center of the detector plane to the measuring point (C) perpendicular to the detector plane on the measuring object and to the current measuring point (M), respectively.

Device according to claim 9, characterized in that said means for sensing the perpendicular distance detector plane (9) - measuring point (C) comprises an ultrasonic crystal fixedly arranged in relation to the detector.