ES2257575T3 - Medicion de velocidad de flujo de la sangre. - Google Patents
Medicion de velocidad de flujo de la sangre.Info
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Abstract
Un aparato medidor de flujo, que incluye: un láser (30) de excitación para irradiar con luz láser de excitación una muestra que define un tubo que permite el flujo de fluido, un detector ultrasónico (6) para recibir el ultrasonido excitado en la muestra por la luz láser de excitación, un demodulador (22) para determinar la velocidad del flujo de fluido, en la muestra irradiada, comparando la frecuencia, fase y/o sincronización del ultrasonido recibido con los de modulación de la luz láser de excitación, y un modulador (32) para modular la luz láser de excitación para que tenga un componente de modulación a una frecuencia ultrasónica, caracterizado porque el modulador (32) está dispuesto para controlar el láser de excitación para que emita una serie de ráfagas de tono, teniendo cada ráfaga de tono una pluralidad de pulsos de luz emitidos a una frecuencia ultrasónica y porque el demodulador (22) está dispuesto para determinar la variación del desplazamiento de tiempo de las señales ultrasónicas recibidas, excitadas por diferentes ráfagas de tono, para determinar la velocidad del flujo.
Description
Medición de velocidad de flujo de la sangre.
La invención está relacionada con un
procedimiento y un aparato para medir la rapidez o velocidad del
fluido en tubos, especialmente de la sangre en el cuerpo humano o
animal, y en particular con un procedimiento y un aparato que
utilizan una señal denominada "desplazamiento Doppler".
Para medir el flujo de sangre usando una técnica
Doppler, un sonido, generalmente un ultrasonido, es transmitido al
interior del cuerpo humano o animal y es dispersado por los glóbulos
rojos de la sangre que se mueven por los vasos sanguíneos. Un
receptor de sonido está situado para recibir el sonido dispersado.
Si los glóbulos rojos de la sangre que devuelven hacia el receptor
el sonido dispersado están acercándose hacia el receptor, la
frecuencia del sonido dispersado es más alta que la del sonido
transmitido. Por el contrario, si los glóbulos rojos de la sangre
que devuelven hacia el receptor el sonido dispersado están
alejándose del receptor, la frecuencia del sonido dispersado que se
recibe es más baja que la del sonido transmitido. Midiendo la
frecuencia del sonido recibido y comparándola con la frecuencia del
sonido transmitido, puede medirse la velocidad del flujo
sanguíneo.
A continuación se describirá un sistema Doppler
sencillo de flujo continuo. Un cabezal de imagen tiene un
transductor ultrasónico de transmisión para emitir ultrasonidos y un
transductor ultrasónico 6 de recepción. El cabezal de imagen se
encuentra junto a un vaso sanguíneo 8 lleno de glóbulos rojos 10 de
sangre en movimiento. El emisor de sonido transmite un haz de sonido
hacia el vaso sanguíneo 8, y los glóbulos 10 de la sangre dispersan
el sonido de vuelta hacia el micrófono 6.
La electrónica incluye un oscilador que activa un
amplificador de transmisión. El sonido recibido es amplificado por
el amplificador y comparado con la señal original en el demodulador
22. Se provee una salida, por ejemplo a unos auriculares de audio
24.
Se requiere un tratamiento de señales para
separar la señal Doppler de las otras ondas reflejadas, del ruido y
similares. El vaso sanguíneo 8 está encerrado en el tejido humano
26, y gran parte de la señal sonora reflejada que se recibe en el
transductor ultrasónico 6 es la dispersada por el tejido
estacionario y no por los glóbulos rojos 10 de la sangre. Por lo
tanto, la magnitud de señal en la señal recibida es mucho menor que
el ruido. Una aproximación al tratamiento de la señal consiste en
efectuar un análisis espectral en tiempo real.
Surgen otras complicaciones por el hecho de que
los vasos sanguíneos 8 no son rectos, y de que el cuerpo humano
contiene muchos vasos sanguíneos 8. El sistema continuo es
esencialmente incapaz de resolver a diferentes profundidades, lo
cual hace muy difícil separar las señales procedentes de diferentes
vasos sanguíneos 8.
Un esquema alternativo de tratamiento de señales
implementa un detector de flujo de onda pulsante, capaz de resolver
el flujo de sangre a diferentes profundidades. El cabezal sensor 2
incluye un transductor único. El transductor ultrasónico emite un
pulso de ultrasonido, y el reflejo es recogido un poco después por
el mismo transductor. El demodulador 22 compara la señal reflejada,
recibida en una ventana de tiempo, con el pulso emitido, para
determinar el desplazamiento de frecuencia. La ventana de tiempo
está centrada en un retardo variable de tiempo tras la emisión del
pulso emitido, y este retardo de tiempo corresponde a la distancia
desde el transductor hasta el vaso sanguíneo 8. En consecuencia,
variando el retardo de tiempo entre la emisión del pulso y la
ventana de tiempo, puede determinarse la velocidad del flujo de
sangre a varias profundidades del cuerpo.
Sin embargo, ambas aproximaciones sufren de una
baja relación entre señal y ruido, es decir, la pequeña amplitud de
la señal reflejada por los glóbulos sanguíneos en comparación con
todas las demás señales reflejadas procedentes de otros tejidos. Un
motivo para la pequeña magnitud de la señal reflejada es el bajo
desequilibrio acústico entre la sangre y el tejido. Esto significa
que sólo se refleja un porcentaje muy pequeño de la señal que llega
al vaso sanguíneo.
Sería por lo tanto muy ventajoso proporcionar una
técnica para medir flujo en la cual se redujera este problema.
Además, la necesidad de medir flujo no se limita
a la medición del flujo sanguíneo, y por tanto también sería
ventajoso medir flujo en otros sistemas.
Según la invención se proporciona un aparato
medidor de flujo según la reivindicación 1.
Pueden obtenerse unas prestaciones entre señal y
ruido mucho mejores que utilizando únicamente los anteriores
sistemas de ultrasonidos.
El aparato puede usarse en particular para medir
la velocidad del flujo de sangre en el tejido. Excitando un
ultrasonido directamente en el vaso sanguíneo por absorción de una
radiación láser que tiene componentes a la frecuencia del
ultrasonido, pueden recibirse unas señales acústicas mucho mayores
que cuando se usa la aproximación de la técnica anterior. El
ultrasonido es excitado en los vasos sanguíneos mucho más
eficientemente que en la técnica anterior, puesto que la técnica ya
no depende del sonido reflejado en los vasos sanguíneos que, en
vista del bajo desequilibrio acústico entre los diferentes tejidos,
es sólo una pequeña fracción del ultrasonido entrante. Por el
contrario, el ultrasonido es generado por la luz láser de excitación
que es fuertemente absorbida por la hemoglobina a unas longitudes de
onda visibles y cercanas al infrarrojo.
Debido a la fuerte absorción de la hemoglobina,
la técnica mide selectivamente la velocidad en los vasos sanguíneos,
allí donde es necesario, en lugar de detectar señales procedentes de
otros tejidos. En las realizaciones preferidas de la invención, se
determina la cantidad de absorción así como el desplazamiento de
frecuencia. Esto permite medir al mismo tiempo el grado de
oxigenación en el vaso sanguíneo, ya que este está relacionado con
la absorción en sangre.
En un enfoque, el modulador está dispuesto para
emitir una serie de ráfagas de tono de luz modulada a una frecuencia
ultrasónica, y el demodulador está dispuesto para determinar la
variación del desplazamiento de tiempo de las señales de
ultrasonidos recibidas, que fueron excitadas por las diferentes
ráfagas de tono, para determinar la velocidad del flujo. Cada una de
las ráfagas de tono puede incluir una secuencia de pulsos de luz
cortos con una separación en el tiempo de 0,02 microsegundos a 1
microsegundo. Mediante esta aproximación, puede llevarse a cabo el
así llamado tratamiento Doppler relativamente convencional.
En un enfoque alternativo, el modulador está
dispuesto para emitir una serie de ráfagas de luz y el demodulador
está dispuesto para determinar el desplazamiento de tiempo entre las
señales de ultrasonidos recibidas que fueron excitadas por las
sucesivas ráfagas. Este último enfoque exige que la modulación sólo
consista en pulsos cortos que puedan ser generados a una potencia
más elevada, por ejemplo mediante un láser de
Q-conmutado. Esta mayor potencia puede facilitar la
generación de un ultrasonido suficiente para su detección. Deberá
observarse que un solo pulso corto tipo delta tiene un componente
significativo de frecuencia en el margen ultrasónico.
El detector ultrasónico puede ser un detector
direccional para recoger el ultrasonido incidente desde una
dirección predeterminada.
En disposiciones alternativas, el detector
ultrasónico puede ser un conjunto de detectores. Pueden
proporcionarse medios de tratamiento para sintetizar, a partir de
las señales recibidas desde el conjunto de detectores, las señales
recibidas desde al menos una localización dentro de la muestra y
determinar la velocidad de flujo a partir de las señales
sintetizadas. El medio de tratamiento puede estar implementado en el
demodulador, o por separado.
Unas realizaciones de la invención usan un
interferómetro transparente Fabry-Perot de lámina de
polímero, una fuente láser de interrogación de onda continua para
suministrar una señal luminosa continua al interferómetro
transparente Fabry-Perot, y un detector óptico para
detectar la luz de la fuente láser de interrogación reflejada e
interferida en el interferómetro. Estos componentes constituyen un
adecuado detector ultrasónico para usar en la invención.
Unas realizaciones alternativas usan un detector
ultrasónico piezoeléctrico.
El detector puede ser un detector único o un
conjunto de detectores.
Unas realizaciones de la invención proporcionan
un cabezal óptico que tiene una carcasa, unas entradas ópticas para
las señales láser de excitación y la señal luminosa continua, y unos
espejos parcialmente reflectantes para orientar la señal luminosa
continua y la señal láser de excitación.
El láser de excitación puede ser un láser de
Q-conmutado y el modulador puede ser un circuito
dispuesto para emitir pulsos con una separación en el tiempo de 0,02
microsegundos a 1 microsegundo para activar el láser de
Q-conmutado. La inversa del periodo entre pulsos
electrónicos adyacentes, la duración de los pulsos y el PRR influyen
todos ellos en los componentes de la frecuencia ultrasónica que se
genera.
Unas realizaciones alternativas de la invención
pueden usar un modulador electroóptico para modular un láser de onda
continua para proporcionar unos componentes similares de frecuencia
ultrasónica.
Otro aspecto, que no constituye una parte de la
invención, está relacionado con un cabezal medidor fotoacústico que
comprende: una carcasa; un interferómetro transparente
Fabry-Perot de lámina de polímero, una entrada para
luz láser de excitación modulada a una frecuencia ultrasónica; una
entrada para un rayo luminoso de interrogación de onda continua; y
unos espejos parcialmente reflectantes para dirigir la señal
luminosa continua y la señal láser de excitación, procedentes de sus
entradas ópticas reflectantes, perpendicularmente hacia el
interferómetro Fabry-Perot.
Un procedimiento para medir flujo de fluido en
una muestra que define una ruta de flujo incluye: modular un láser
de excitación a una frecuencia ultrasónica; dirigir la salida del
láser de excitación sobre la muestra para excitar un ultrasonido en
el fluido de la ruta de flujo; recibir en un detector el ultrasonido
excitado en la muestra; y comparar el ultrasonido recibido con la
frecuencia ultrasónica que modula el tren de pulsos para determinar
la velocidad de flujo en la ruta de flujo de la muestra
irradiada.
Preferiblemente, el láser de excitación emite un
tren de pulsos de una longitud predeterminada, y se compara la
frecuencia, fase o retardo de tiempo del ultrasonido recibido con la
frecuencia de modulación de las ondas sonoras recibidas en una
determinada ventana de tiempo después de haber sido emitido el tren
de pulsos. Puede variarse la ventana de tiempo con objeto de variar
la profundidad de la muestra a la cual se mide el flujo.
El procedimiento puede ser utilizado
ventajosamente para medir el flujo de sangre en tejido humano o
animal.
Para que se comprenda mejor la invención, se
describirán a continuación unas realizaciones, puramente a título de
ejemplo, con referencia a los dibujos adjuntos, en los cuales:
La Figura 1 muestra un esquema de una realización
de un aparato medidor de flujo sanguíneo según la invención;
La Figura 2 muestra una variación de la
realización de la Figura 1;
La Figura 3 ilustra una señal de modulación de
láser usada en la invención;
La Figura 4 ilustra otra realización de un
aparato medidor de flujo sanguíneo según la invención y
La Figura 5 muestra con mayor detalle un cabezal
sensor según la invención.
Refiriéndose a la Figura 1, el aparato medidor de
flujo sanguíneo incluye un láser 30 activado por un modulador 32 y
un sensor 6. El modulador 32 está conectado para controlar el láser
30, y un demodulador 22 tiene unas entradas conectadas al sensor 6 y
al modulador 32 y una salida conectada a un dispositivo de salida.
El demodulador 22 puede incluir un procesador 90 y una memoria 92,
conteniendo esta última un código 94 para hacer que el procesador 90
lleve a cabo las necesarias etapas de tratamiento para remodular los
datos y proporcionar una salida adecuada.
El dispositivo de salida puede ser un ordenador,
un almacén de datos, unos auriculares, un lector gráfico o una
combinación de varios o de todos ellos, u otros dispositivos
adecuados de salida de datos.
El láser puede ser un láser de
Q-conmutado, de alta velocidad de repetición (por
ejemplo, 5 MHz), o incluso un diodo láser convencional.
El sensor 6 es direccional, es decir, de un tipo
que sólo es sensible a las señales ultrasónicas que llegan
sustancialmente en una dirección, ilustrada por la flecha de la
Figura 1. El sensor 6 puede ser cualquier sensor ultrasónico
adecuado, por ejemplo un detector piezoeléctrico o un sensor
Fabry-Perot de película de polímero del tipo que se
describirá más adelante. El tamaño del sensor 6 de esta realización,
que usa un sensor direccional, es mayor que la longitud de onda del
ultrasonido.
En uso, el láser 30 produce una luz láser 34 que
se dirige a través del tejido humano 26 para iluminar una región 38
del vaso sanguíneo 8. En la región 38 iluminada, la luz excita un
ultrasonido en los glóbulos rojos 10 de la sangre. La luz láser está
modulada para que tenga componentes a frecuencia ultrasónica. Como
podrá apreciarse, esto puede hacerse de diversas maneras. En una
realización preferida de la invención, el láser 30 es un láser de
Q-conmutado modulado por el modulador 32 para
producir trenes de pulsos con un periodo entre pulsos de 0,02 \mus
a 1 \mus, preferiblemente de 0,1 a 0,4 \mus. Cada pulso
individual puede durar, por ejemplo, 10 ns.
En una realización alternativa ilustrada en la
Figura 2, enfrente del láser 30 puede colocarse un modulador
electroóptico 36 para modular el rayo láser 34 a una frecuencia
ultrasónica.
La Figura 3 muestra un ejemplo de modulación
aplicada a la señal láser. Una ráfaga 60 de tono incluye un tren de
pulsos con varios pulsos individuales 62, teniendo cada uno de ellos
una longitud de pulso, y estando separados los pulsos individuales
por un retardo de tiempo de los pulsos. La frecuencia ultrasónica de
modulación es la inversa del retardo de tiempo de los pulsos. La
inversa del tiempo entre las sucesivas ráfagas de tono es el grado
de repetición de los trenes de pulsos.
La frecuencia de modulación afecta a la
resolución de la velocidad, puesto que una mayor frecuencia de
modulación resulta en un mayor desplazamiento Doppler inducido por
la velocidad, es decir, una mayor diferencia de frecuencia entre la
frecuencia de modulación y la frecuencia recibida. Sin embargo, la
atenuación acústica en el tejido, que depende de la frecuencia,
limita la frecuencia máxima de modulación utilizable. Para medir a
escala milimétrica en un tejido sería aceptable una frecuencia de
hasta 20 MHz, pero para una profundidad de centímetros la frecuencia
debería ser del orden de pocos MHz. Para una frecuencia en el
margen de 1 a 10 MHz, y puesto que el componente de velocidad que se
mide varía entre 0 y 1 metros por segundo, el cambio Doppler de la
frecuencia varía típicamente en el margen de 0 a 6 kHz.
La longitud de cada ráfaga de tono, es decir, el
tiempo durante el cual es emitido el pulso láser, tiene que ser
larga para mejorar la resolución de la frecuencia, pero corta para
mejorar la resolución espacial. Al reducirse el número de ciclos de
la frecuencia de modulación dentro del tren de pulsos, se ensancha
el espectro asociado a la fuga espectral sinusoidal. Para una
resolución de milímetros en un margen de centímetros es apropiada
una longitud de 0,1 a 1 microsegundos de la ráfaga de tono. Para
márgenes de milímetros, es decir, menos de 1 cm, puede aumentarse la
frecuencia de modulación permitiendo que se reduzca el ancho de la
ráfaga de tono sin incurrir en fuga espectral.
Aunque la ráfaga de tono puede ser un "tren de
pulsos", la invención no está limitada a los pulsos simples, sino
que puede proporcionarse una ráfaga de tono corta que tenga un tono
sinusoidal o de otra forma con una frecuencia de modulación y una
longitud predeterminadas, por ejemplo usando un modulador
electroóptico 36 (Figura 4) para generar una onda arbitraria junto
con un láser de onda continua de alta potencia.
No obstante, la disposición de la Figura 1, que
usa un láser de Q-conmutado, de alto grado de
repetición (por ejemplo, 5 MHz), o la modulación directa de un diodo
láser, utiliza menos componentes caros. El tren de ondas es emitido
como anteriormente, pero la ráfaga de señal comprende pulsos del
orden de 10 nanosegundos separados por 0,2 microsegundos, en lugar
de una sinusoide como anteriormente.
En ambas disposiciones ilustradas en las Figuras
1 y 2 los glóbulos 10 de la sangre absorben la luz láser con
preferencia sobre el tejido circundante. Por lo tanto se provoca que
los glóbulos 10 de la sangre emitan ultrasonido. La duración del
pulso individual, el grado de repetición y el número de pulsos de la
señal de modulación 34 influyen todos ellos en los componentes del
ultrasonido generado.
Esta técnica de generar ultrasonido mediante luz
puede denominarse generación fotoacústica. A diferencia de las
técnicas Doppler convencionales, la generación fotoacústica requiere
que la energía láser sea depositada en un tiempo corto en
comparación con el tiempo de la transmisión acústica a través de la
región iluminada, es decir, antes de que puedan propagarse los
esfuerzos inducidos por el láser. Este efecto significa que la
frecuencia de modulación puede ser preferiblemente mayor que en los
otros casos, por ejemplo 10 MHz más o menos 5 MHz.
Este ultrasonido 14 es recogido por el
transductor ultrasónico 6 que está colocado sobre el tejido 26. El
transductor 6 se ha ilustrado decalado con respecto a la región
iluminada, aunque ello no es esencial. El transductor está situado
de manera que el ultrasonido que va desde el vaso sanguíneo hasta el
transductor 6 forme un ángulo \theta con la perpendicular al vaso
sanguíneo; en general, el ángulo \theta puede ser estimado.
El ultrasonido recibido en una determinada
ventana de tiempo, después de que el láser haya emitido el tren de
pulsos, es procesado. La ventana de tiempo está centrada en un
tiempo que, con respecto al tiempo en que se emitió el tren de
pulsos, tiene un retardo de tiempo que se calcula dividiendo la
distancia entre el transductor 6 y la región irradiada 38 del vaso
sanguíneo 8 por la velocidad del ultrasonido en el tejido. Variando
el retardo de tiempo entre la emisión del tren de pulsos y la
determinada ventana de tiempo, puede variarse la profundidad del
tejido humano a la cual se mide el flujo sanguíneo.
Luego se calcula la velocidad del flujo sanguíneo
a partir de la frecuencia, la fase y/o el retardo de tiempo del
ultrasonido recibido en la ventana de tiempo. El dispositivo de
salida 24 proporciona después la información relativa a la velocidad
de la sangre. Esta puede procesarse, mediante procedimientos de
detección de cuadratura de fase (entre otros), para obtener una
estimación de la diferencia de fase entre la señal detectada y la
excitación óptica. Como resultado de un tren de ráfagas de tono se
obtendrá una serie de valores de fase muestreados. Estos valores de
fase oscilarán en el tiempo a una frecuencia que resulta ser la dada
por la ecuación regular de Doppler. Por lo tanto, aunque no se esté
midiendo directamente el desplazamiento Doppler convencional de la
frecuencia, se acaba obteniendo su valor numérico como consecuencia
del tipo de tratamiento empleado, concretamente la extracción del
desfase.
Esta aproximación requiere una modulación
apropiada del láser, tal como una ráfaga de tono repetitiva como la
que se emplearía en un ultrasonido Doppler pulsante convencional
utilizando una excitación ultrasónica. Una modulación adecuada es
una ráfaga de tono de 5 ciclos a 5 Mhz, con un grado de repetición
de 10 KHz.
Idealmente, el procedimiento para el tratamiento
de la señal de desfase utiliza un procedimiento para generar una
onda arbitraria, por ejemplo modulando directamente la corriente de
inyección de un diodo láser o modulando externamente un láser CW. La
capacidad de producir ondas de excitación arbitrarias permite
emplear otros esquemas de medición del desfase, tales como
excitación aleatoria, pseudoaleatoria y por codificación de
frecuencia.
A continuación se describirá una aproximación
alternativa a la realización del tratamiento de la señal, la cual
puede denominarse procedimiento de correlación del desplazamiento de
tiempo.
En esta aproximación se obtiene directamente el
desplazamiento de tiempo entre las sucesivas señales detectadas y se
utiliza para determinar la velocidad. Podría usarse una ráfaga de
tono de excitación repetitiva según se describió anteriormente,
aunque sería preferible una excitación óptica que comprendiera un
tren de pulsos o ráfagas de luz, individuales y cortos, tipo función
delta.
Para obtener la velocidad, se obtiene
directamente el desplazamiento de tiempo entre dos señales
fotoacústicas, características y sucesivas, originadas por el mismo
grupo de glóbulos sanguíneos en movimiento, calculando la
correlación cruzada entre las dos. Usando la velocidad del sonido,
se obtiene la distancia recorrida por el emisor entre dos eventos de
excitación sucesivos, y luego, utilizando el intervalo de
repetición, puede obtenerse la velocidad del flujo. Con esta
aproximación pueden evitarse los problemas de aparición de alias y
de ambigüedad direccional asociados a las técnicas de medición del
desfase. Además tiene intrínsecamente una banda ancha que requiere
señales fotoacústicas de corta duración. Por lo tanto se presta de
un modo natural al tipo de excitación proporcionado por los láseres
de Q-conmutado con alto grado de repetición. Estos
pueden proporcionar un tren de n pulsos con grados de repetición de
kHz y una energía del pulso suficientemente elevada.
Obsérvese que debido a la elevada densidad y al
pequeño tamaño de los glóbulos rojos de la sangre, no es la señal
fotoacústica generada dentro de un glóbulo rojo sanguíneo en
movimiento la que se detecta. Por el contrario es la señal colectiva
producida por un grupo particular de glóbulos en movimiento la que,
mediante el suministro de una única firma fotoacústica, puede ser
detectada y traceada a medida que se desplaza a lo largo del vaso.
Así pues, como con el ultrasonido pulsante Doppler convencional, la
técnica está sujeta a una distribución no uniforme de la densidad
de glóbulos rojos.
El procedimiento de medición del desplazamiento
de tiempo puede aliviar cualquier dificultad para proporcionar a las
ráfagas de tono una potencia de señal suficiente para generar
señales fotoacústicas detectables.
Los expertos conocerán muchas aproximaciones
adecuadas para el tratamiento de las señales procedentes de las
mediciones de ultrasonidos Doppler convencionales. Por ejemplo,
puede usarse modulación de frecuencia utilizando un pulso de
chirrido sin frecuencia duradera para obtener la información del
margen. Tal aproximación también puede utilizarse en el dispositivo
de la presente invención.
A continuación se describirá, haciendo referencia
a la Figura 4, una realización alternativa del aparato según la
invención que usa un conjunto de detectores que indican la dirección
del flujo. \theta_{i} es el ángulo entre este vector y la línea
entre P y un elemento detector i específico.
Para calcular el desplazamiento doppler se aplica
una ventana temporal al registro de tiempo de cada elemento detector
i, correspondiendo la posición de la ventana a la distancia entre P
y el elemento dividida por la velocidad del sonido. En cada una de
las señales se extrae el desplazamiento Doppler dfi, se pondera con
el cos \thetai (que será diferente para cada elemento, por
ejemplo, cero para \theta = 90º aumentando hasta un máximo para
\theta = 0º), y se suman los de todos los i para obtener un
desplazamiento Doppler promedio.
El proceso de promediación ponderada es
importante porque en principio podría existir otra fuente (un
glóbulo rojo adyacente o un grupo de glóbulos o quizás otro vaso)
situada de tal modo que también produjera una señal que penetrase en
la ventana de tiempo de uno de los elementos detectores y
corrompiese la señal Doppler extraída de ese elemento. Sin embargo,
un sencillo cálculo geométrico dictamina que sólo coincidiría con la
ventana de tiempo de ese elemento detector específico - las señales
extraídas de los elementos restantes no se verían afectadas. Por lo
tanto, suponiendo un número razonable de detectores, la influencia
sobre el desplazamiento Doppler promedio ponderado sería
pequeña.
La descripción anterior supone que el
desplazamiento Doppler se extrae de las mismas señales que fueron
adquiridas para formar la imagen anatómica. Esto supondría que los
parámetros de los pulsos láser de excitación fueran adecuados para
ello, es decir, un tren de pulsos a un PRR adecuado. En la práctica,
sin embargo, puede ser beneficioso formar la imagen anatómica
mediante un juego de parámetros de excitación (por ejemplo, pulsos
discretos) para tener una resolución espacial óptima, y después
aplicar la excitación láser Doppler (por ejemplo, pulsos múltiples,
pseudo-ráfagas de tono, etc.) una vez que haya sido
identificado el punto en el vaso de interés.
La anterior descripción se ha hecho en términos
de un único punto P. En la práctica, podrían identificarse
similarmente muchos puntos de un área para mapear el flujo a lo
largo o a través de los vasos.
Obsérvese que la Figura 4 es muy esquemática. La
geometría de la irradiación láser puede elegirse según sea necesario
- la iluminación podría aplicarse sobre el lado opuesto al conjunto
de detectores (modo hacia delante) o sobre el mismo lado (modo hacia
atrás). Este último podría llevarse a cabo insertando un reflector
óptico, acústicamente transparente, entre el conjunto y la
superficie del tejido.
Alternativamente, podría emplearse el sistema
sensor Fabry Perot según se describe a continuación. El cabezal
sensor es transparente, por lo cual los pulsos de excitación podrán
transmitirse a través del mismo. En general, sin embargo, el
conjunto de detectores no es específico - podría ser el sensor Fabry
Perot, un conjunto de elementos piezoeléctricos o algún otro
conjunto de transductores.
Refiriéndose a la Figura 5, se muestra un cabezal
sensor adecuado. El cabezal incluye un interferómetro
Fabry-Perot transparente 40, montado en una montura
42 de sensor. El espejo 44 con selección de la longitud de onda
dirige los pulsos láser de excitación desde el láser 30 hacia el
volumen radiado, y el espejo 46 con selección de longitud de onda
dirige la luz procedente de una fuente láser de interrogación 48, de
onda continua, hacia el interferómetro Fabry-Perot
40. Mediante la utilización de los espejos 46,44 con selección de la
longitud de onda pueden dirigirse correctamente los caminos
luminosos de los pulsos láser de excitación y de la luz de
interrogación de onda continua, hacia y desde el interferómetro
transparente 40, sin que interfieran significativamente entre si. La
luz reflejada desde el láser 48 de interrogación de onda continua
hacia el interferómetro Fabry-Perot 40 es reflejada
sobre el conjunto 50 de detectores, en este caso un conjunto de
fotodiodos, para su tratamiento en el demodulador 22.
La implementación no se limita a las
realizaciones anteriormente descritas. Los expertos en la técnica
conocerán los numerosos moduladores, demoduladores y fuentes de luz
adecuados que pueden usarse en relación con la invención.
Claims (8)
1. Un aparato medidor de flujo, que incluye:
un láser (30) de excitación para irradiar con luz
láser de excitación una muestra que define un tubo que permite el
flujo de fluido,
un detector ultrasónico (6) para recibir el
ultrasonido excitado en la muestra por la luz láser de
excitación,
un demodulador (22) para determinar la velocidad
del flujo de fluido, en la muestra irradiada, comparando la
frecuencia, fase y/o sincronización del ultrasonido recibido con los
de modulación de la luz láser de excitación, y
un modulador (32) para modular la luz láser de
excitación para que tenga un componente de modulación a una
frecuencia ultrasónica,
caracterizado porque el modulador (32)
está dispuesto para controlar el láser de excitación para que emita
una serie de ráfagas de tono, teniendo cada ráfaga de tono una
pluralidad de pulsos de luz emitidos a una frecuencia ultrasónica
y
porque el demodulador (22) está dispuesto para
determinar la variación del desplazamiento de tiempo de las señales
ultrasónicas recibidas, excitadas por diferentes ráfagas de tono,
para determinar la velocidad del flujo.
2. Un aparato medidor de flujo según la
reivindicación 1 en el cual el modulador está dispuesto para
controlar el láser de excitación para que emita unas ráfagas de
tono, cada una de las cuales incluye una secuencia de pulsos de luz
cortos con una separación en el tiempo de 0,02 microsegundos a
1
microsegundo.
microsegundo.
3. Un aparato medidor de flujo según cualquier
reivindicación precedente en el cual el modulador es un circuito
dispuesto para emitir pulsos electrónicos y el modulador está
conectado al láser para activar el láser.
4. Un aparato medidor de flujo según cualquier
reivindicación precedente en el cual el detector ultrasónico (6) es
un detector direccional para recoger el ultrasonido incidente desde
una dirección predeterminada.
5. Un aparato medidor de flujo según cualquiera
de las reivindicaciones 1 a 4 en el cual el detector ultrasónico (6)
es un conjunto de detectores.
6. Un aparato medidor de flujo según la
reivindicación 5 que incluye además un medio procesador (22) para
sintetizar, a partir de las señales recibidas desde el conjunto de
detectores, las señales recibidas desde al menos una localización en
el interior de la muestra, y determinar la velocidad del flujo de
sangre a partir de las señales sintetizadas.
7. Un aparato medidor de flujo según la
reivindicación 6 en el cual el medio procesador (22) está
implementado en el demodulador.
8. Un aparato medidor de flujo según cualquier
reivindicación precedente en el cual el demodulador (22) es un
ordenador que tiene un procesador y una memoria que incluye un
código para llevar a cabo la etapa de determinar la velocidad del
flujo de sangre, en la muestra irradiada, comparando la frecuencia,
la fase y/o la sincronización del ultrasonido recibido con los de la
modulación de la luz láser de excitación.
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