DE2942654A1 - Verfahren und vorrichtung zum messen von stroemungsbewegungen in einem fluid - Google Patents

Verfahren und vorrichtung zum messen von stroemungsbewegungen in einem fluid

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DE2942654A1 DE19792942654 DE2942654A DE2942654A1 DE 2942654 A1 DE2942654 A1 DE 2942654A1 DE 19792942654 DE19792942654 DE 19792942654 DE 2942654 A DE2942654 A DE 2942654A DE 2942654 A1 DE2942654 A1 DE 2942654A1
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Description

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D;?.ING. GbJiiT iiIL;,30lM, Linköping (Schweden) DiTL.IKG. JAN TOPFTEN TENL^ND, Linköping (Schweden) HiOF. PEH /IKE ÜBÄRG, Ljungsbro (Schweden)
Verfahren und Vorrichtung zum iVtessen von 3trömungsbewegungen in einem Fluid
Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Erfassen oder Mesuen von StromungsbewegunKen in einem lichtstreuende Teilchen enthaltenden Fluid, insbesondere zur Untersuchung und Messung der Blutströmung in den oberflächenn-jhen Blutgefäßen eines Gewebes. Das Fluid wird von einem Laser mit monochromatischem Licht beleuchtet, und von den in dem Fluid befindlichen Teilchen gestreutes Licht wird auf seinen Gehalt an Lichtkomponenten analysiert, die von sich in dem Fluid bewegenden Teilchen stammen und deren Frequenzen von der Frequenz des zur Beleuchtunr: verwendeten Lichts abweichen. Jas Vorhandensein derartiger Komponenten wird als Maß der Strömungsbewegung des Fluids verwendet.
Diese Meßtechnik ist u.a. von D. .,atkins und G.A. Holloway in "An Instrument to Measure Cutaneous Blood Flow Uuing the Doppler Shift of Laser Light", IEE Trans. Biomed. üng. Vol. ΒΐνϊΕ-25, ^r. 1, Januar 1978, und von Iw.D. Stern
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ORIGINAL INSPECTED
in "In Vivo Evaluation of Liicrocirculation by Coherent Light Scattering", Natui'e, Band 2^4, iviärz 1975, sowie von IVi.C. Stern und Ü.L«, Lappe in "Measurement of Local Tissue Blood Flow by Lauer Doppler Spectroscopy", Fed. I'roc, Band $5» Nr. 3» 1976, beschrieben v/orden. Diese bekannten 1,'Ießverfahreri v/erden zum Lessen der Bewegung des in einem Gewebe zirkulierenden Blutes herangezogen. Bei der bekannten Arbeitsweise tritt ein schwerwiegendes rroblem auf, d!js darin besteht, da-ss es in dem untersuchten Frequenzbereich infolge der in dem Hohlraum des Lasers auftretenden Iviodeninterferenzen zur Erzeugung von rauschartigen intermittierenden Signalen mit großer \mplitude kommt. Diese Störungen sind auf temperaturabhängige Erscheinungen im Hohlraum dec Lasers zurückzuführen und verhindern eine kontinuierliche Messung der Blutströmung.
Es isv schon versucht worden, diesen schwerwiegenden Nachteil durch die Verwendung eines temperaturstabilierten Signalmodenlasers zu beseitigen. Derartige Laser sind mit einem gewissen Erfolg geprüft worden, haben aber nur eine gerinne Ausgangsleistung (0,2 mW), wodurch die Empfindlichkeit und das Auflösungsvermögen, die bei der Anwendung des Verfahrens erzielt werden können, und damit auch sein Anwendungsbereich stark eingeschränkt v/erden. Es ist auch schon überlegt worden, ob man nicht einen Hochleistungs-Btalonlaser verwenden könnte, doch ist dieser zu groß und zu teuer.
Die Aufgabe der Erfindung besteht daher in der Schaffung eines verbesserten Verfahrens und einer entsprechenden verbesserten Vorrichtung der eingangs angegebenen Art,
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ORIGINAL INSPECTED
mit denen die nachteiligen Auswirkungen der Modeninterferenz und des in dem Breitbandstrahl auftretenden ampIitudenrauschens sehr weitgehend vermindert werden, so dess bei Verwendung eines wenig aufwendigen tfiehrmodenlasers als Lichtquelle eine kontinuierliche Messung möglich wird,
Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung dadurch gelöst, d: ss von in dem Fluid enthaltenen Teilchen und gegebenenfalls von benachbarten ortsfesten Gebilden gestreutes Licht aus zwei mindestens teilweise voneinander getrennten, aber einander benachbarten Teilen des beleuchteten Bereichs des Fluids aufgefangen unί zwei getrennten ihotowandlern zugeführt wird, so dass diese Licht empfangen, das mindestens zum Teil von verschiedenen Teilchen gestreut worden ist, dass von dem Ausgangssignal jedes ihotowandlers ein Signal abgeleitet wird, das die Schwebungsfrequenzkomponenten zwischen von den Photowandlern empfangenen Lichtkomponenten mit verschiedenen Frequenzen darstellt, und dass diese beiden von den lusgangssignalen der Photowandler abgeleiteten Signale dann voneinauer subtrahiert werden und das durch diese Signalsubtraktion erhaltene Signal als Maß der StrömungsbEwegung des Fluids verwendet wird.
In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird das Ausgangssignal jedes Photowandlers einer Hochpaßfilterung unterworfen und dann zu seiner Normierung durch das Gesamtausgan ,ssignal des Photowandlers dividiert. Das durch die Signalaubtrdfcion erhaltene Signal wird vorzugswa.se einer Bandfilterung unterworfen und danach in ein Rechteckwellensignal umgewandelt. Von diesem Rechteckwellensignal wird dann ein Signal subtrahiert, das auf den Wert eingestellt ist, der dem
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Nidatvorhandensein von Strömungsbewegungen in dem Fluid entspricht; das durch diese Subtraktion erhaltene Signal wird gemittelt.
Da gemäß der Erfindung zwei '-hotowandler verwendet werden, die Licht empfangen, das in dem beleuchteten Bereich des Fluids und gegebenenfalls von benachbarten, im wesentlichen ortsfesten Gebilden reflektiert worden ist, und da die Ausgangssignale dieser "beiden rhotowandler voneinander subtrahiert werden, wird ein Auftreten von Störungen, die auf die Modeninterferenz in dem Laserstrahl und auf das Amplitudenrauschen in dem Breitbandstrahl zurückzuführen sind, in dem durch die Signalsubtraktion erhaltenen -Differenzsignal sehr wirksam verhindert. Es v/erden auch andere Störungen unterdrückt, beispielsweise mit der Netzfrequenz auftretende Intensitätsschwankungen des Umgebungslichts und bis zu einem gewissen Ausmaß auch Störungen, die bei der Messung der Bewegung des in oberflächennahen ^lutgefäßen zirkulierenden blutes durch künstlich hervorgerufene Bewegungen verursacht werden. Man könnte nun vermuten, dass die Subtraktion der Ausgangssignale der beiden Photowandler voneinander auch zu einer Unterdrückung der brauchbaren, erwünschten Signalkomponenten führt, d.h. der Schwebungsfrequenzkomponenten zwischen dem frequenzverschobenen Licht, das von den sich bewegenden Teilchen gestreut worden ist, und dem nicht frequenzverschobenen Licht. Dies ist jedoch nicht der Fall, weil gemäß der Erfindung das von den beiden Photowandlern empfangene gestreute Licht mindestens zum Teil von verschiedenen Teilchen in dem Fluid kommt. Es kann nachgewiesen werden, dass die Bewegungen verschiedener Teilchen in dem Fluid statistisch voneinander unabhängige Realisierungen desselben stochastischen Prozesses sind, so dass die zufälligen Bewegungen der beweglichen
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Teilchen in dem beleuchteten Bereich des fluids zu zufällig schwankenden Phasenverschiebungen der Schwebungsfrequenzkomponenten in den Ausgangssinalen de^ beiden Photowandler führen. Infolgedessen ergibt die Subtraktion dieser beiden Üignale voneinander· eine Aggregation der strömungsabhängigen ächwebungsfrequenzkomponenten und wird daher das erwünschte, brauchbare oignal verstärkt. Auf diese .,eise erhält man gemäß der Erfindung einen beträchtlich höheren *iauschabstand und werden außerdem die nachteiligen Auswirkungen der Modeninterferenz in dem Laserstrahl bis auf einen vernachllässigbar kleinen liest unterdrückt.
Die Erfindung wurde im Zusammenhang mit einem Verfahren und einer Vorrichtung zur Bestimmung der Blutströmung in den oberflächennahen Blutgefäßen in einem Gewebe entwickelt und wird nachsbehend anhand dieser Anwendung erläutert, üie Erfindung kann aber auch für andere Bestimmungen oder Messungen der Strömungsbewegungen in einen lichtstreuende Teilchen enthaltenfen Fluid angewendet werden.
Gemäß der Erfindung wird somit zum Bestimmen von 3trömungsbewegungen in einem üchtstreuende Teilchen enthaltenden Fluid, insbesondere zur Bestimmung der Bewegung des in den oberflächennahen Blutgefäßen eines Gewebes zirkulierenden blutes, ein Bereich des Fluids von einem Laf.er mit monochromatischem Licht bestrahlt. Von in dem 11IuId enthaltenen Teilchen und gegebenenfalls von das Fluid umgebenden, ortsfesten Gebilden gestreutes Licht aus zwei mindestens teilweise voneinander getrennten, aber einander benachbarten Teilen des beleuchteten Be-
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reiches wird aufgefangen und getrennt zwei voneinander getrennten Photowandlern zugeführt. Von dem Ausgangssignal jedes Photowandlers wird ein Signal abgeleitet, das die Sch.rebuncsfrequenzkomponenten enthält, die auf die Interferenz zwischen von dem ihotowandler empfangenen Lichtkomponenten zurückzuführen skid,die infolge der durch den Doppeleffekt bedingten ii'requenzverschiebung des von den sich bewegenden Teilchen gestreuten Lichts verschiedene Frequenzen haben, Diese beiden von den Ausgangssignalen der beiden Photowandler abgeleiteten Signale werden voneinander subtrahiert. Das durch diese Signalsubtraktion erhaltene Signal wird als Maß von Strömungsbewegungen in dem Fluid verwendet.
Nachsbehend wird die Erfindung anhand der beigefügten Zeichnungen ausführlicher erläutert. In diesen zeigt
Fig. 1 in einem Blockschema eine bekannte Vorrichtung zum Messen der Bewegung des durch ein biologisches Gewebe zirkulierenden Blutes und
Fig. 2 ein mit Hilfe der Vorrichtung gemäß der Fig.l erhaltenes Kurvenbild der Blutströmung in der Fingerspitze ehes Menschen.
Fig.3 und 4·
zeigen ein Blockschema einer Vorrichtung gemäß der Erfindung.
Fig. 5 zeigt eine der Fig. 2 entsprechendes, aber mit Hilfe der Vorrichtung gemäß den Figuren 3 und 4-erhaltenes Kurvenbild,
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Fig. 6 eine schematische Darstellung einer möglichen Anordnung der optischen Fasern in einer Vorrichtung; gemäß der Erfindung und
Fig. 7 schematinch und stark vergrößert im Schnitt das Anlegen der Meßsonde an die ^autoberflache ο
In der *'igo 1 ist in einem Blockschema eine bekannte Vorrichtung dargestellt, die zum Messen der Blutströmung in der Kapillarenschicht eines biologischen Gewebes, beispielsweise der Fingerspitze eines Menschen,dient. Von einem Laser 1 ausgesendetes, monochromstinches Licht wird in einer optischen Faser 2 übertragen und auf die Oberflache 3 der Haut gerichtet, durch die es etwa 1 mm tief in das Gewebe eindringt» Gestreutes Licht, das teilweise von den Blutkörperchen in dem Kapillarennetzwerk und teilweise von dem dieses umgebenden Gewebe kommt, wird von einer optischen Faser 4 aufgefangen und einem Photowandler 5 zugeführt. Das gestreute Licht, das von den sich bewegenden Blutkörperchen kommt, ist infolge des Dopplereffekts frequenzverschoben und wird auf der lichtempfindlichen Fläche des Photowandlers einer Interferenz mit nicht frequenzverschobenem Licht unterworfen. Infolgedessen enthält das Ausgangssignal des Photowandlers zahlreiche Schwebungsfrequenzen vor allem ::-m Frequenzbereich von 0 bis 20 kHz. Das Breitband-Ausgangssignal des Photowandlers wird zum Entfernen der Gleichstromkomponente in einem Hochpaß 6 gefiltert. Die verbleibende Wechselstromkomponente des Signals wird in einem rauscharmen, linearen Verstärker 7 verstärkt und danach in einer Divisionseinrichtung 8 normiert, indem das Ausgangssignal des Verstärkers 7 durch das Gesamtausgangssignal des Photowandlers dividiert wird. Das Ausgangssinai der Divisionseinrichtung 8 ist daher min-
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destens in einem gewissen /-.usmaß von den Intensitätsschwankungen des Läse-'lichts unabhängig. Durch die Verarbeitung des normierten Cign-ils wird nach einer Bandfilterung und Mittelung ein Signal in der in Fig. 2 dargestellten Form erhalten. Dort iüt der Verlauf der •usgyngsspannung dargestellt, die erhalten wird, wenn man die bekannte Vorrichtung gemäß Fig. 1 zum Eestimrnen der Bewegung des durch die Fingerspitze eines Menschen zirkulierenden Blutes verv/ondet. Dabei war der Blutkreislauf in dem Arm des Patienten mit einer um den Obe .-arm herumgelegten, aufgepumpten Manschet te unterbrochen. In dem in dem Kurvenbild angegebenen Zeitpunkt wurde die Luft aus der Manschette herausgelassen. Li?;ch einem in dem Kurvenbild angegebenen Zeitraum von etwa 60 sek wurde die Manschette wieder aufgepumpt, kan erkennt aus dem Kurveiibild, dass in dem Ausgangssignnl dieser bekannten Vorrichtung periodisch zahlreiche große Störungsspitzen auftreten, deren Amplitude ein Mehrfaches der Amplitude des brauchbaren, durch die Blutströmung bedingten Signals beträgt. Diese in dem oignal auftretenden Störungen mit großer Amplitude s.ind auf die taoderinterferenz in dem Hohlraum des Lasers zurückzuführen und bedingen entsprechende Unterbrechungen in der Messung der Blutströmung. Dieses Rauschen mit großer Amplitude ist während etwa ^Ojo der Gesamtdauer der Messung vorhanden. Das bekannte Meßverfahren ist für die klinische Anwendung nur geeignet, wenn es gelingt, diese mit großer Amplitude auftretenden Störungen auf ein erträgliches Maß herabzusetzen.
In dem in Fig. 5 schematisch dargestellten Ausführungsbeispiel der Erfindung besteht der Laser 1 beispielsweise aus einem He-Ne-Laser von 5 mV vom Typ Spectral Physics Model 120. Von diesem Laser ausgesendetes Licht
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ORIGINAL INSPECTED
wird durch eine optische Kunststoffaser 2 auf die zu untersuchende Hautobe rflache 3 geworfen. Von mindestens teilweise voneinander Getrennten, aber einander benachbarten Bereichen den beleuchteten Gewoben kommendes, gestreutes lacht mit verbreitertem ,Jpektrum wird von entsprechenden ortischen Kuns tstof f ancrn 4 und 4·1 aufgefangen an 1 je einem von zwei getrennten Ihotowandlern 5 und >' zugeführt ο Jie^e Photowandler können vom Typ UüT-450 der iirma United Detector Technology sein. Das Aus :3.ngssignal jede. 1hotowandlers -j bzw. >' v/ird in einem zugeordneten oignnlvürarbeitungskanal I bzw. II ähnlich verarbeitet wie las Ausg ngssignal des einzigen Fhotow.-'ndlers lj in der bekannten Vorrichtung gemäß Fig. 1. Die uochpäs;,e 6 und 6' können eine Grenzfrequenz O dB) von 75 Hz haben. Die von der Blutströmung abhängigen Ausg^ngssignale der Divinionseinrichtun ,en 8 und 81 de ^ Kanäle I und II wer den einem J-iif i'erentialverstärker 10 zu eführt. in den iUsgangssignalen der Divisionceinrichtungen 8 und 8' der Kanäle I un'i II sind die durch die iviodenintex'ferenz in dem -Laserst -'ahl bedingten Strömungen mit großer Amplitude gleichphasig, so dass sie im /lusg-.ngssignal des Differenzialverstärker::; IC im wesentlichen nicht mehr vorhanden sind. Aus demselben Grund treten in dem Ausgangnsignal des DifJerentia1vastärkers 10 auch im wesentlichen kein breitbandrauschen und keine störungen auf, die auf die Intensitütsschwankungen des Laserstrahls und durch externe onti.-;che Störsign;-Ie, z.3. durch mit der Netzfrequenz auftretende Schwankungen des Umgebungslichts, bedingt sind. Dagegen werden in dem Differentinlverstärker 10 die von der Blutströmung abhängigen ochv.ebungsfrequenakomponenten in den Ausgan^ssignalen der beiden Kanäle I und II vergrößert und verstärkt, weil diese oignalkomponenten durch verschiedene Blutkörperchen des strömenden Ülutes bedingt und daher statistisch voneinander unabhängige Realisierungen desselben stochastischen Prozesses sindo
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Das Ausg-n Rsignal des Lifferentialverstärkers 10 wird in der Signalvera boitungsschaltung gemäß Fig. 4- verarbeitet. Das Ausgangssi»:nal dieser Schaltung ist in Fig<>5> in einem Kurvenbild für einen Versuch dargestellt, der
ähnlich durchgeführt wurde, wie der Versuch, der vorstehend im Zusammenhang mit der bekannten Vorrichtung gemäß Fig. 1 boschrieben wurde und dessen Ergebnis in der Fig. 2 dargestellt ist.
Aus dem in Fig» ί? gezeigten Kurvenbild geht hervor, dass in dem von der Vo richtung gemäß der Erfindung erzeugten, von der Blutströmung abhängigen Ausgangssignal keine durch die Modeninterferenz in dem Laserstrahl und durch das Amplitudenrauschen in dem Breitbandstrahl bedingten Störungen mit großen Amplituden auftreten und daher ein um den Faktor 4- vergrößerter Rauschabstand erhalten wird.
In der Signalverarbeitungsschaltung gemäß Fig. 4 wird das Ausgangssignal des Differentialverstärkers 10 einem Bandfilter 11 zugeführt, dessen Grenzfrequenzen (5 dB) bei 4- kHz und 7 kHz liegen können. Das Ausgangssignal des Filters wird in einem linearen Verstärker 12 verstärkt, dessen Ausgang in einer Multiplikationseinrichtung 13 in ein Rechteckwellensignal umgewandelt wird. In der iWultiplikationseinrichtung 15 wird ferner der Negativwert eines Signals hinzugefügt, das der bleibenden Regelabweichung bzw. dem Vert des Rechteckwellensignals bei Nichtvorhandensein einer Blutströmung, d.h«, dem Quadrat des Effektivwerts des Rauschpegels entspricht. Das Ausgangssignal der Multiplikationseinrichtung IJ wird dann in einer Mittelwertbildeinrichtung 14- gemittelt. In einer Analog-Divisionseinrichtung 15 wird die Quadratwurzel des gemitbelten Signals berechnet. Das Ausgangssignal der Divisionseinrichtung IJp wird schließlich in einer Mittel-
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wertbildsinrichtung 16 gemittelt, deren Ausgang eine Gleichspannung ist, die gleich dem Efvektivwert des von der Blutströmung abhängigen Signals ist. Lit der Mittelwertbildeeinrichtung 16 wird die Zeitkonstante des Ausgangssignals bestimmt, die entpsrechend der für die Messung gewünschten Ansprechzeit verändert werden kanu.
Fig. 6 zeigt schematiüch ein Ausführungsbeispiel einer mö'gil ichen Anordnung der optischen Fasern an der an die zu untersuchende Ünutoberfläche 3 angelegten Stirnfläche der Sonde. In der zentralen optischen Faser 2 wird Licht von dem Laser 1 der Hautoberfläche 3 zugeführt. Die zentrale optische Faser 2 ist von vier im Kreis angeordneten, afferenten optischen Fasern umgeben, deren Stirnflächen im wesentlichen in derselben Ebene liegen wie die lichtaussendende Stirnfläche de" zentraldn optischen Faser. Zwei dieser äußeren optischen Fasern 4- sind an ihrem anderen Ende/mit dem Photowandler 5 gestreutes Licht zuführen. Die beiden r.nd;ii-en afferenten Pai.'^rn 4-' uind an ihrem ·;η'^eingesetzten Ende mit dem Photowandler 5' des Kanals TI optisch derart gekoppelt, dass sie dem Photowandler 51 gestreutes Licht zuführen. Man kann für die Zuführung von gestreutem Licht zu jedem der beiden Photowandler auch mehr als zwei afferente optische Fasern verwenden, und diese afferenten optischen Fasern können im Durchmesser kleiner sein als die lichtaussendende zentrale Faser 2.
In der Fige 7 sind in größerem Maßstab schematisch im Schnitt das distale Ende der Meßsonde und die oberen Schichten der Haut mit der Oberhaut und der Lederhaut gezeigt. Rote blutkörperchen mit einem mittleren Durch-
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messer von etwa 7 um bewegen sich aus den subdermalen Blutgefäßen aufwärts in das komplizierte Kapillarennetzwerk, das sich in der -^aut befindet, die mit dem durch die optische Faser 2 übertragenen Licht beleuchtet wird. Die wirksame eindringtiefe der Strahlung beträgt etwa 1 mm. Das von den afferenten optischen Fasei'n 4 und 4-· aufgefangene, gestreute Licht kommt zwar nicht von zwei identischen Blutkörperchen, doch sind die zufälligen Bewegungen verschiedener blutkörperchen statistisch voneinander unabhängige Keaüsationen desselben stochastischen Prozesses, sodass die Signole in beiden Kanälen die Blutströmung in dem Kapillarennetzwerk darstellen·
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Claims (1)

  1. Patentansprüche:
    /erfah -en zuia ^estidmen von otrömungsbowegunge.n in einem licht.-,treuende Teilchen enthaltenden Fluid, insbeondere zur ries timmung de:· :5e<.vegung '.!es in uon ooerflächennahen Blutgefäßen eines Gewebes zirkulierenden blutes, wobei d.js Fluid mit monochromatischem Licht oeleuchtet, von den in den in dem Fluid enthaltenen ..'eilchen gestreutes Licht auf reinen Gehalt an Licnukoitiponenten Mnalysiert v/ird, J.ie von sich bewegenden Teilchen . omnen und der-":·η Frequenzen von der frequenz den zur Beleuchtung verwendeten, monochromatischen Lichtes -bwoichen, und uas Vorhandensein derartiger i.ichtkoaponenten hIs Maß von r>trömun^3be :egL,no'en in dem iluid ve^ endet wird, dadurch gekennzeichnet, dass von den in dem b'luid enthaltenen 'i'eilchen und von oenuchbai-te:., im ;vesentlichen ortsfesten Gebilden gestreutes, -Hus zwei voneinander mindestens teilweise getrennten, aber einander benachbarte . Teilen ies beleuchteten Bereichs ie/. Fluids kommendes Licht -aufgefangen und zwei verschiedenen rhotowandlern zugeführt wird, die daher Licht empf-.ngen, das mindestens teilweise von verschiedenen Teilchen gestreut worden ist, dass von dem Ausgangssignal jedes Photowandlers ein Signal abgeleitet wird, das die ochvebungsfrequenzkomponenten zwischen von uem ! hotowandler- empfangenen ijichtkomponenten mit verschiedenen Frequenzen darstellt, das- diese beiden von den Ausgangssignalen der beiden Fhotowandler abgeleiteten Signale voneinander subtrahiert werden und dass das durch diese .oignalsubtraktion erhaltene bignal als iviaß der Strömungsbewegungen in dem Fluid verwendet wird«
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    ?.. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, cl-iSö las Ä.usgant;ssignal jedes Photowandlers einer iiochpaßfilterung unterworfen und danach normiert wird, indem es durch das Gesamtaus^an.ssignal des Photowand— le rs dividiert wird0
    3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dasη das durch die Signalsubtraktion erhaltene ■ Signal einer Bandfilterung unterworfen und danach in ein iiechteckwellensignal umgewandelt wird.
    4. Verfahren nach Anspruch 3» dadurch gekennzeichnet,
    das?; von dem [iechteckwellensignal ein Signal r/ubt^ahiert wird, das so eingestellt ist, dass es dem Vert entspricht, den das Rechteckwellensignal beim Nichtvor— handensein von otröinungsbewegungen in dem Fluid besitzt, und dass das durch diese Subtraktion erhaltene Signal gemittelt wird .
    5. Vorrichtung zum ate stimmen von Strümungsbewegungen
    in einem lichtstreuende Teilchen enthaltenden Fluid, insbesondere zum Bestimmen der Bewegung des in den oberflächennahen Blutgefäßen eines Gewebes zirkulierenden Blutes, mit einer Lichtquelle zur Abgabe monochromatischem Licht, einer Einrichtung zum Beleuchten dos Fluids mit von der Lichtquelle abgegebenem, monochromatischem Licht und einer Einrichtung zum Auffangen von gestreutem Licht von den lichtstreuenden Teilchen und zum Analysieren dieses Lichts auf seinen Gehalt an Frequenzen, die von der Frequenz der Lichtquelle abweichen, dadurch gekennzeichnet, dass die Einrichtung zum Auffangen und Analysieren von gestreutem Licht zwei Photowandler (5, 5') umfaßt, ferner eine Einrichtung (4, 4') zum Auffangen von Licht, das von in dem
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    rluid enthaltenen Teilchen und gegebenenfalls von benachbarten ortsfesten Gebilden gestreut worden ist und von zwei mindestens teilweise voneinander getrennten, aber einander benachbarten Teilen des beleuchteten Bereichs des fluids kommt, und zum getrennten Zuführen dieser beiden Lichtsignale zu den genannten zwei Photowandlern, zwei je einen der ihotowandler (S, 5') zugeordnete Signalverarbeitungsschaltungen (6-8), von denen jede mit dem Ausgang des zugeordneten Photowandlers verbunden ist und von dessen ^usgangssignal ein Signal ableitet, das die Schwebungsfrequenzkomponenten enthält, die auf die Interferenz zwischen von dem Photo.vandler empfangenen Lichtkomponenten mit verschiedenen Frequenzen bedingt sind, und eine Signalsubtraktionsschaltung (10), der die mittels der beiden Signalverarbeitungsschaltungen abgeleiteten Signale zugeführt werden.
    6. Vorrichtung nach Anspruch 5» dadurch gekennzei hnet, dys^ jede einem Photowandler zugeordnete Signalverarbeitungsschaltung einen Hochpaß (6, 6') enthält.
    7. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet,
    diss jede einem Photowandler zugeordnete Signalveraibeitungsschaltung außerdem eine Signaldivisionsschaltung (8, 81) enthält, die dazu dient, das Signal nach der Hochpaßfilterung durch das Gesamtausgangssignal des Photov-andlers (5> 5') zu dividieren.
    8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 5 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass sie eine weitere Signalverarbeittngsschaltung besitzt, die mit dem Ausgang der Signalsubtraktionsschaltung (10) verbunden ist und ein Bandfilter (11)
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    enthält,
    9. Vorrichtung nach einem der- Ansprüche 5 bis 8, dadurch gekennzeichnet, d.:s;j die Einrichtung zum Beleuchten des fluids eine erste optische Paser (2) umfaßt, die an ihrem einen Ende nit der Lichtquelle (1) optisch gekoppelt und deren entgegengesetztes Ende bewegbar ist und zum Beleuchten eines gewünschten Bereichs des Fluids gegen diesen Bereich gerichtet werden kann, und dass die Einrichtung zum Auffangen von gestreutem Licht mindestens zwei weitere optische fasern (4-, 4-1) umfaßt, von denen jede an ihrem einen Ende mit einem ihr zugeordneten Photowandler (5, V) optisch gekoppelt ist und an ihrem entgegengesetzten Ende gemeinsam mit dem genannten, entgegengesetzten Ende der ersten optischen Faser derart bewegbar ist, dass die lichtauffangenden Stirnflächen der mindestens zwei weiteren optischen Fasern der lichtaussendenden Stirnfläche der ersten optischen Faser benachbart und mit dieser Stirnfläche im wesentlichen in derselben Ebene angeordnet sind.
    10. Vorrichtung nach Anspruch 9» dadurch gekennzeichnet, dass sie mehrere der weiteren optischen Fasern (4, 4-1) umfaßt, dass deren lichtauffangende Stirnflüchen im Kreis um die lichtaussendende Stirnfläche der ersten optischen Faser (2) angeordnet sind, daso die eine Hälfte der weiteren optischen Fasern gemeinsam mit dem einen Photowandler optisch gekoppelt sind und dass die andere Hälfte der weiteren optischen Fasern gemeinsam mit dem anderen Fhotowandler optisch gekoppelt sind»
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DE19792942654 1978-10-31 1979-10-22 Verfahren und vorrichtung zum messen von stroemungsbewegungen in einem fluid Withdrawn DE2942654A1 (de)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
SE7811288A SE419678B (sv) 1978-10-31 1978-10-31 Sett och anordning for metning av stromningsrorelser i ett fluidum

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DE2942654A1 true DE2942654A1 (de) 1980-05-14

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