ES2257575T3 - Medicion de velocidad de flujo de la sangre. - Google Patents

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.

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.