Устройство для бесконтактного определения объемного кровотока

УСТРОЙСТВО ДЛЯ БЕСКОНТАКТНОГО ОПРЕДЕЛЕНИЯ ОБЪЕМНОГО КРОВОТОКА
Полезная модель относится к медицине, к медицинским приборам для измерения скорости кровотока и может быть использована для оценки кровотока в оториноларингологии (в слизистых ЛОР-органов), в коже, в хирургии для интраоперационного исследования кровотока в различных органах, для исследования микроциркуляторного кровотока в трансплантатах в пластической хирургии и косметологии.
Известен метод бесконтактной оценки кровотока в биологических тканях основанный на регистрации флуктуации интенсивности лазерного излучения рассеянного на участке перфузируемой ткани 1, 2. Перфузируемый объем ткани освещается когерентным лазерным излучением, которое рассеивается на форменных элементах крови, движущихся в ткани и на оптических неоднородностях самой ткани. Рассеянное излучение преобразуется в электрический сигнал, величина которого пропорциональна интенсивности этого излучения, при помощи фотоприемника. Далее вычисляется частотный спектр электрического сигнала Рф, где/- частота. Далее вычисляют значения нулевого MO и первого MI спектральных моментов по формулам
А/о  //(/)//,(1)
M,  j(/)4r.(2)
При этом нулевой спектральный момент MO будет пропорционален средней концентрации движущихся форменных элементов крови, первый спектральный момент MI характеризует среднюю перфузию и первый нормированный спектральный момент NI, определяемый по формуле:
прямо пропорционален средней скорости движения форменных элементов крови 1.
Описанный метод реализован в сравнительно большом количестве приборов и устройств, предназначенных для исследования кровотока контактным и бесконтактным методом в различных органах 3, 4, 5. В частности, известно устройство для бесконтактного исследования микроциркуляции крови в тканях глаза, описанное в 6. Схема устройства изображена на Фиг. 1. Излучение лазерного источника 1 проходя через
2003112846
lillllllllJliilillllHIli i
2003t  г s i «
Класс МКИ А61В 5/0295
,-Ј-.О)
поляризатор 9 приобретает линейную поляризацию и фокусируется конденсором 2 в плоскости промежуточного фокуса. Далее лазерное излучение проходит через апертурную диафрагму 3 и объектив 4, который фокусирует лазерное излучение в плоскости исследуемого объекта 5. Между объективом и объектом помещена четвертьволновая пластинка 11, пройдя через которую лазерное излучение приобретает круговую поляризацию. Лазерное излучение, рассеянное объектом 5, проходит через четвертьволновую пластинку 11 в противоположном направлении и приобретает поляризацию ортогональную первоначальной и при помощи объектива 4 и поляризационного делителя 8 направляется через поляризатор 10 на фотоприемник 6 для фотоэлектрической регистрации рассеянного излучения и затем сигнал с фотоприемника 6 поступает в устройство для регистрации и обработки сигнала фотоприемника 7. Дальнейшая обработка сигнала заключается в вычислении его спектра мощности и определении по формулам (1)-(3) значений параметров MO, MI и NI, характеризующих кровоток в исследуемом участке ткани, что и выполняется в устройстве для регистрации и обработки сигнала 7. В этой схеме поляризатор и четвертьволновая пластинка используется для того, чтобы направить на фотоприемник все рассеянное излучение при помощи поляризационного делителя пучка. Оптическая схема собрана таким образом, чтобы плоскости PO.PI и 2 являются оптически сопряженными 6.
Недостатком данного устройства является сложность оптической системы использование поляризационного делителя пучка, четвертьволновой пластинки и поляризаторов для разделения лазерного пучка, освещающего исследуемый участок ткани и рассеянного излучения, направляемого на фотоприемник. Это требует дополнительной юстировки, а также интенсивность излучения направляемого на фотоприемник значительно снижается в результате отражения на большом количестве стеклянных поверхностей, что приводит к необходимости повышения мощности зондирующего лазерного излучения для достижения приемлемого соотношения сигнал/шум. Следует также отметить, что в лазерных системах медицинского назначения максимальная мощность лазерного излучения в значительной мере ограничена требованиями безопасности 7, 8.
Нами впервые предложено устройство для бесконтактного определения объемного кровотока, которое состоит из лазерного излучателя, конденсора, объектива, фокусирующего лазерное излучение на исследуемый участок перфузируемой ткани, фотоприемника для фотоэлектрической регистрации рассеянного излучения, устройства для регистрации и обработки сигнала фотоприемника, отличающееся тем, что оно
дополнительно содержит плоское зеркало, обращенное отражающей поверхностью к объективу, установленное между конденсором и объективом в плоскости промежуточной фокусировки лазерного пучка наклонно к оси лазерного луча с отверстием расположенным по оси лазерного луча.
Полезная модель изображена на Фиг. 2 и состоит из:
1- источник лазерного излучения
2- конденсор
3- апертурная диафрагма
4- объектив
5- исследуемый объект
6- фотоприемник
7- устройство для регистрации и обработки сигнала фотоприемника
8- наклонное зеркало
9- отверстие в наклонном зеркале 8
Лазерное излучение испускаемое лазерным источником 1 фокусируется конденсором 2 в плоскость промежуточного фокуса. Проходя через отверстие 9 в наклонном зеркале 8, которое размещено в плоскости промежуточного фокуса лазерное излучение затем проходит через апертурную диафрагму 3 и фокусируется при помощи объектива 4 в плоскости исследуемого объекта 5. Рассеянное перфузируемыми тканями исследуемого объекта 5 излучение проходя через объектив 4 и отражаясь от наклонного зеркала 8, направляется на фотоприемник 6. При этом непосредственно отраженное с поверхности ткани излучение не попадает на фотоприемник 6, а уходит через отверстие 9 в наклонном зеркале 8. Фотоприемник 6 преобразует рассеянное излучение в электрический сигнал пропорциональный интенсивности излучения и этот сигнал подвергается обработке в устройстве регистрации и обработки сигнала 7, что заключается в вычислении его спектра мощности и определении по формулам (1)-(3) значений параметров MO, M и NI, характеризующих кровоток в исследуемом участке ткани.
Как видно из описанного выше предлагаемое нами устройство проще, используется меньшее количество деталей, что приводит к уменьшению отражения лазерного излучения от их поверхностей и следовательно к меньшей потере мощности сигнала - что проявляется повышением соотношения сигнал/шум, а также снижением необходимой мощности источника лазерного излучения, что немаловажно для соблюдения требований безопасности при использовании данного прибора в медицине.
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1.R. Bonner and R. Nossal, Model for laser Doppler measurements of blood flow in tissue, Appl. Opt. 20, pp. 2097-2107 (1981).
2.M.D. Stern, Laser Doppler Velocimetry in Blood and Multiply Scattering Fluids: Theory, Appl. Opt. 24, 1968 (1985).
3.Y. Aizu, T. Asakura Coherent Optical Techniques for Diagnostics of retinal Blood Flow, J. Biomed. Opt. Vol. 4, №1, pp. 61-75, Jan. 1999.
4.F.F.M. de Mul, J. Van Spijker, D. Van der Plas et al. Mini Laser Doppler (blood) Flow Monitor With Diode Laser Source And Detection Integrated In The Probe, Appl. Opt. 23, pp. 2970-2973, 1984.
5.A.P. Shepherd, P.A. Oberg Laser Doppler Blood Flowmetry, Boston, Kluwer, Academic Publishers, 1990.
6.M.H. Geiser, U. Diermann, C.E. Riva Compact Laser Doppler Choroidal Flowmeter, J. Biomed. Opt. Vol. 4, №4, pp. 459-464, oct. 1999.
7.Санитарные нормы и правила устройства и эксплуатации лазеров, №5804-91. М.: 1991.-94 с.
8.American National Standards Institute, 1993, ANSI Z-2.1, New York.