SE465151B - En metod och en anordning foer maetning av stroemningsroerelser i ett fluidum med laser-doppler-teknik - Google Patents

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

Laserljusstràlen bringas att avsöka kroppsdelen 5 efter ett förutbestämt avsökningsmönster 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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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).

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.

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.

Kompensationsfaktorn varierar på motsvarande sätt från det optimala värdet 1 till ca 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.

Claims (10)

10 15 20 25 30 35 465 151 ll Patentkrav

1. - Metod för mätning och presentation av strömningsrörelser i ett fluidum, i synnerhet för bestämning av blodgenomströmningen i de yttre blodkärlen i ett kroppsorgan, kännetecknad av att en laserljuskälla (l) riktar en laserljusstràle (2) mot ett mätobjekt (5) som sprider och reflekterar ljusstrálen, att en detektor (9) mottager och detekterar det reflekterade ljuset och känner av den av Dopplereffekten förorsakade frekvensbreddningen, varvid den detekterade frekvensbreddningens utsignal kompenseras med en kompenseringsfaktor (K) som beror av den rymdvinkel (12) under vilken laserljuskällan i den aktuella mätpunkten (M) på mätobjektet (5) är synlig från detektorn (9).

2. Metod enligt patentkravet 1, kännetecknad av att kompenseringsfaktorn (K) beror av avståndet mellan detektorn (9) och den aktuella mätpunkten samt den reflekterade strálens vinkel i förhållande till detektorplanet.

3. Metod enligt patentkravet l eller 2, kännetecknad av att kompenseringsfaktorn (K) bestäms genom uppmätning av dels det vinkelräta avståndet (D) mellan centrum i detektorplanet (9) och en punkt (C) på mätobjektet (5) och dels avståndet (Y) mellan nämnda punkt (C) och aktuell mätpunkt (M) pà mätobjektet (5).

4. Metod enligt patentkravet 3, kännetecknad av laserljusstràlen (2) förflyttas över mätobjektet (5) efter ett bestämt avsökningsmönster, varvid detektorn (9) mottager och detekterar det reflekterade ljuset för ett stort antal mätpunkter (M) längs avsökningsvägen, varvid kompenseringsfaktorn (K) bestäms för var och en av dessa mätpunkter (M). 465 151 10 15 20 25 30 35 12

5. Metod enligt patentkravet 4, kännetecknad av att laserljusstrålen (2) förflyttas med hjälp av vridbara optiska element (3) som vrids med hjälp av stegmotorer (6), varvid kompenseringsfaktorn (K) bestäms genom uppmätning av dels det vinkelräta avståndet (D) mellan centrum i detektorplanet (9) och en punkt (C) pà mätobjektet (5) och dels antalet steg som stegmotorerna (6) förflyttats från det läge där laserljusstràlen är riktad mot nämnda punkt (C) till aktuell mätpunkt (M).

6. Metod enligt något av föregående patentkrav, kännetecknad av att kompenseringsfaktorn (K) beräknas enligt formeln DZ x = (-__--)2,aär D2+Y2 D = vinkelräta avståndet (D) detektorplan (9) - mätobjekt (5), Y = avstånd mellan mätobjektpunkt (C) vid D och aktuell mätpunkt (M)

7. Metod enligt patentkravet 6, kännetecknad av att kompenseringsfaktorn (K) antar värdet l vid en aktuell mätpunkt (M) som motsvarar mätpunkten (C) på vinkelrätt avstånd från centrum i detektorplanet (9) och minskar successivt för aktuella mätpunkter (M) belägna längre ut mot mätobjektets (5) ytterkanter.

8. Metod enligt patentkravet 7, kännetecknad av att kompenseringsfaktorn (K) antar värden mellan 1 och ca 0,5.

9. Anordning för mätning och presentation av strömningsrörelser i ett fluidum, i synnerhet för bestämning av blodgenomströmningen i de yttre »nu 4!- 10 15 20 25 30 35 465 151 13 blodkärlen i ett kroppsorgan, kännetecknad av att den innefattar en laserljuskälla (1) för alstring av en laserljusstràle (2) som riktas mot ett mätobjekt (5) som skall undersökas, en detektor (9) för mottagning av från mätobjektet reflekterat ljus för detektering av den av Dopplereffekten förorsakade frekvensbreddningen samt medel för avkänning av avstànden (D;X) från centrum i detektorplanet till den i förhållande till detektorplanet vinkelrätt belägna mätpunkten (C) på mätobjektet respektive till aktuell mätpunkt (M).

10. Anordning enligt patentkravet 9, kännetecknad av att nämnda medel för avkänning av det vinkelräta avståndet detektorplan (9) - mätpunkt (C) innefattar en ultraljudskristall fast anordnad i relation till detektorn.