Способ измерения скорости течения крови

Изобретение относится к измерительной технике и касается способа измерения скорости течения жидкости с рассеивающими свет частицами. Способ включает в себя освещение потока жидкости одновременно двумя пучками лазерного излучения и определение спектра мощности P₁₂(f) отраженного сигнала. Затем поток жидкости освещают каждым пучком лазерного излучения в отдельности и определяют спектр мощности P₁(f) и P₂(f) отраженных сигналов при освещении соответственно первым и вторым пучком излучения. Выделяют из спектра мощности частотные компоненты P'₁₂(f), соответствующие рассеянию света на частицах, освещенных одновременно двумя пучками лазерного излучения: P'₁₂(f)=P₁₂(f)-P₁(f)-P₂(f). Из выделенных частотных компонент определяют частоту f_d максимума спектра мощности. Скорость течения жидкости вычисляют по формуле u=λ₀/(2n sin(α/2)cosβ)f_d, где λ₀ – длина волны лазерного излучения, n – показатель преломления среды, в которой измерен угол α между лазерными пучками, β – угол между направлениями скорости крови u и разностного волнового вектора K, где K=k_i1-k_i2, где k_i1 и k_i2 – волновой вектор соответственно первого и второго пучков лазерного излучения. Технический результат заключается в обеспечении высокого соотношения сигнал/шум при измерении скорости течения сильно рассеивающих жидкостей и точности измерений. 1 з.п. ф-лы, 12 ил.

 

Изобретение относится к измерительной технике и может быть использовано для медицинской диагностики и физиологических исследований сильно рассеивающих жидкостей. В частности, метод может быть использован для измерения скорости течения крови и точной оценки объемного расхода крови через отдельные артериолы и венулы.

Известен способ измерения скорости течения физиологических жидкостей с помощью лазерного доплеровского анемометра (ЛДА) (Riva C.E. in Ocular Blood Flow, Springer-Verlag Berlin Heidelberg, 2012). Принцип действия ЛДА основан на измерении величины доплеровского сдвига частоты (ДСЧ) оптического излучения, однократно рассеянного движущимися клетками. Величина ДСЧ прямо пропорциональна проекции вектора скорости на направление вектора рассеяния света, который определяется как разность волновых векторов падающего и рассеянного излучения. Абсолютная величина скорости течения может быть определена, если известен угол между вектором скорости и вектором рассеяния. Известен метод измерения абсолютной скорости кровотока, а именно измерения скорости потока крови в кровеносных сосудах глазного дна при помощи офтальмологических ЛДА по патентам US 5900928 и US 6454722. В известном ЛДА, предназначенном для диагностики нарушений микроциркуляции в сосудах сетчатки глаза, используют следующий способ: один пучок фокусируют на кровеносном сосуде глазного дна, излучение рассеивается клетками крови в кровеносном сосуде, рассеяние производится по двум направлениям. Система детектирования обеспечивает обнаружение сигнала, представляющего собой рассеянные лучи. Скорость крови измеряют с помощью определения доплеровского сдвига частоты (ДСЧ) излучения, обратно рассеянного от клеток крови. Важным условием является детектирование рассеянного света по двум разным направлениям, а также должен быть известен угол между двумя направлениями обратно рассеянного излучения.

Основной недостаток этих методов заключен в том, что измерительный объем имеет значительную протяженность вдоль оптической оси, что приводит к формированию характерного спектра ступенчатой формы, абсолютная величина скорости течения может быть определена, если известен угол между вектором скорости и вектором рассеяния, в in vivo измерениях данный угол не может быть измерен непосредственно. Трудности для применения данных методов также представляют эффекты многократного рассеяния, обусловленные неоднородностью строения биотканей.

Наиболее близким к заявляемому решению является способ измерения скорости крови при помощи лазерного доплеровского измерителя по патенту US 4397550. Способ включает в себя разделение выходного пучка от когерентного источника излучения на два с помощью светоделителя. Один из пучков, выходящих из светоделителя, проходит через призму для сдвига частоты, после чего пучки фокусируют на кровеносном сосуде, так что измерительный объем, представляющий собой пересечение пучков, находится внутри сосуда. Рассеянное от клеток крови излучение попадает на детектор, включающий две круговые апертуры, конденсатор и фотоумножитель. Сигнал обрабатывают анализатором для получения спектра мощности с помощью быстрого преобразования Фурье. Одной из характерных особенностей этой системы является расположение стеклянной клиновидной призмы на пути одного из пучков между светоделителем и фокусирующей линзой. За счет перемещения призмы осуществляют модуляцию частоты пучка излучения, движение призмы вносит разность частот между двумя пучками, в результате сдвига призмы ДСЧ, связанный с движением исследуемого объекта, может быть отделен от низкочастотного пьедестала, и, таким образом, становится возможным определить абсолютную скорость кровотока.

Основной недостаток этого метода заключается в том, что при большой скорости кровотока из-за ограниченных размеров устройства нельзя увеличить скорость перемещения призмы и возникает необходимость обеспечения многократного прохождения лазерного пучка через призму, это увеличивает разность частот между пучками, однако данный метод технически труднореализуем.

Задача заявляемого решения заключается в разработке нового способа выделения компонентов спектра флуктуаций мощности лазерного излучения, обусловленных движением рассеивающих частиц в пределах измерительного объема и несущих информацию о скорости течения крови.

Технический результат заключается в обеспечении высокого соотношения сигнал/шум при измерении скорости течения сильно рассеивающих жидкостей, таких как цельная кровь в артериолах и венулах животных или человека. При этом результат измерения скорости практически не зависит от величины угла между оптической осью ЛДА, направлением лазерных пучков и осью сосуда. Таким образом, обеспечивается точное измерение скорости потока при помощи ЛДА при использовании одного канала регистрации доплеровского сдвига частоты ДСЧ.

Указанный технический результат достигается тем, что способ измерения скорости течения жидкости с рассеивающими свет частицами с помощью лазерного доплеровского анемометра включает освещение потока жидкости одновременно двумя пучками лазерного излучения b₁ и b₂, пересечение которых под углом α образует измерительный объем, определение спектра мощности P₁₂(f) отраженного сигнала при освещении измерительного объема одновременно двумя пучками лазерного излучения b₁ и b₂, согласно решению дополнительно освещают измерительный объем каждым пучком лазерного излучения в отдельности и определяют спектр мощности P₁(f) отраженного сигнала при освещении измерительного объема только пучком лазерного излучения b₁, а также спектр мощности P₂(f) отраженного сигнала при освещении измерительного объема только пучком лазерного излучения b₂, выделяют из спектра мощности частотные компоненты P'₁₂(f), соответствующие рассеянию света на частицах, освещенных одновременно двумя пучками лазерного излучения: P'₁₂(f)=P₁₂(f)-P₁(f)-P₂(f); из выделенных частотных компонент определяют частоту f_d максимума спектра мощности, скорость течения жидкости u вычисляют по формуле u=λ₀/(2n sin(α/2)cosβ)f_d, где λ₀ – длина волны лазерного излучения, n – показатель преломления среды, в которой измерен угол α между лазерными пучками, β – угол между направлениями скорости крови u и разностного волнового вектора K, где K=k_i1-k_i2, где k_i1 и k_i2 – волновой вектор пучка лазерного излучения b₁ и b₂ соответственно.

Изобретение объясняется чертежами, где на фиг.1 представлена подробная схема лазерного доплеровского анемометра, фиг.2 - рассеяние лазерного излучения частицей в измерительном объеме ЛДА, на фиг. 3 представлена схема лазерного доплеровского анемометра, включающая оптический модулятор, фиг. 4 - схема оптического модулятора, фиг. 5 - сигнал датчика положения и исходные данные, фиг.6 - спектры мощности сигнала ЛДА, при освещении канала обоими пучками, пучком 1 и пучком 2 в отдельности и разностный спектр, фиг. 7 - зависимость частот от угла поворота канала, фиг.8 - нормированные спектры и положительные значения, полученные при измерении скорости потока крови, разбавленной 1:50, фиг. 9 - нормированные спектры и положительные значения, полученные при измерении скорости потока крови, разбавленной 1:10, фиг. 10 - нормированные спектры и положительные значения, полученные при измерении скорости потока крови, разбавленной 1:3, фиг. 11 - нормированные спектры и положительные значения, полученные при измерении скорости потока цельной крови, фиг.12 - поток цельной крови на оси канала толщиной 250 мкм.

Позициями на чертежах обозначены:

1. Источник излучения полупроводниковый лазерный модуль,

2. Призма-ромб,

3. Поляризационный светофильтр,

4. Четвертьволновая пластинка,

5. Исследуемый объект,

6. Зеркало,

7. Полевая диафрагма,

8. Фотодетектор,

9. Усилитель,

10. Персональный компьютер,

11. Микроскоп,

12. Белый светодиод,

13. Оптический модулятор,

b₁, b₂ – два пучка лазерного излучения,

ω₀ – частота пучков лазерного излучения,

α – угол между зондирующими лазерными пучками,

k_s – рассеянного пучка,

u – скорость движения рассеивающей частицы,

k_i1 – волновой вектор пучка 1,

k_i2 – волновой вектор пучка 2,

ω₁ – частота рассеянного пучка 1,

ω₂ – частота рассеянного пучка 2,

ω₀ – частота излучения падающих пучков 1, 2,

L₁ – объектив 1,

L₂ – объектив 2,

I₁ – интенсивность лазерного излучения пучка 1,

I₂ – интенсивность лазерного излучения пучка 2,

I_d – интенсивность излучения в каждой точке детектора,

δ – постоянная разность фаз,

K – разностный волновой вектор,

K₁ – вектор рассеяния пучка 1 на движущихся частицах,

K₂ – вектор рассеяния пучка 2 на движущихся частицах,

λ – длина волны излучения лазера,

ω_d – частота модуляции интенсивности,

λ₀ – длина волны излучения в пустом пространстве,

n – показатель преломления среды, в которой измерен угол между пучками,

β – угол между направлениями скорости частицы и разностного волнового вектора,

Δz – положение точки пересечения продолжение лазерных пучков в первой среде относительно границы раздела сред,

n, n' – показатели преломления первой и второй среды,

B – модулирующий диск с одной лопастью,

M – двигатель постоянного тока,

S – датчик положения,

е – светодиод,

F – фотодетектор,

γ – угол сегмента диска представляющий собой вращающуюся лопасть,

ch 1 – канал 1 исходный сигнал,

ch 2 – канал 2 сигнал от датчика положения оптического модулятора,

X₁, X₂, X₃ – точки для определения положения лопасти оптического модулятора,

P₁₂(f) – спектр сигнала, полученного при освещении потока двумя пучками,

P₁(f) и P₂(f) – спектры полученные при освещении канала левым и правым пучками в отдельности,

P'₁₂(f) – разностный спектр,

f₁ – доплеровский сдвиг частоты для пучка 1,

f₂ – доплеровский сдвиг частоты для пучка 2,

f_d – доплеровский сдвиг частоты.

Заявляемый способ основан на модуляции интенсивности лазерных пучков и не требует применения каких-либо устройств для предварительного сдвига частоты лазерного излучения. Способ реализовали на ЛДА с оптическим модулятором, осуществляющим переключение режимов освещения измерительного объема. Схема ЛДА представлена на фиг.1. В качестве источника излучения использован полупроводниковый лазерный модуль 1. Пучок лазерного излучения с помощью призмы-ромба 2 разделялся на два параллельных пучка, которые фокусируются в исследуемой области потока жидкости объективом 1 L₁. Между лазером 1 и призмой-ромбом 2 установлен поляризационный светофильтр 3 и четвертьволновая пластинка 4, которые исключают попадание в резонатор полупроводникового лазера излучения, зеркально отраженного исследуемым объектом 5 в сторону объектива ЛДА.

Измерительный объем ЛДА образован пересечением взаимно когерентных пучков b₁ и b₂ лазерного излучения, при этом в измерительном объеме формируется система интерференционных полос, ориентированных поперек направления потока. Излучение, рассеянное на взвешенных в жидкости частицах в канале, что представляют объект исследования 5, проходит через объектив 1 L₁ в обратном направлении и отражается зеркалом 6 в сторону объектива 2 L₂. Объектив 2 L₂, идентичный объективу 1 L₁, формирует изображение измерительного объема в плоскости круглой полевой диафрагмы 7, установленной перед фотодетектором 8. Электрический сигнал фотодетектора 8 поступает на усилитель 9 и регистрируется при помощи звуковой карты персонального компьютера 10.

Оптическая система ЛДА смонтирована на горизонтальном основании таким образом, что лазерные пучки, формирующие измерительный объем, расположены в горизонтальной плоскости xz (фиг.1), а ось y направлена вертикально вверх.

Юстировка ЛДА и оценка фактической формы и размера измерительного объема осуществлялась при помощи микроскопа 11. Микроскоп 11 установлен соосно с объективом 1 L₁ ЛДА, фиг.1, на магнитном основании, взаимозаменяемым с основанием держателя исследуемого объекта 5. Перемещение микроскопа 11 вдоль оптической оси ЛДА осуществляется при помощи устройства с микрометрическим винтом. Масштаб изображения в предметной плоскости микроскопа 11 определялся при помощи объект-микрометра. Для юстировки положения полевой диафрагмы 7 фотодетектор 8 заменялся на белый светодиод 12 . При этом с помощью микроскопа 11 одновременно наблюдался измерительный объем и изображение круглой полевой диафрагмы 7. С помощью юстировочных приспособлений полевая диафрагма 7 перемещалась по трем координатным осям таким образом, чтобы ее изображение совместилось с наименьшим сечением измерительного объема.

Измерительный объем ЛДА образован двумя пучками b₁, b₂ лазерного излучения с одинаковой частотой ω₀, пересекающимися под углом α (фиг. 2). Когда частица, движущаяся в потоке, пересекает участки измерительного объема, в которых интенсивность отлична от нуля, она рассеивает свет в направлении детектора. Таким образом, при прохождении частицы через измерительный объем, детектор регистрирует модулированный импульс, причем частота модуляции пропорциональна скорости движения частицы. Вследствие эффекта Доплера, излучение пучка b₁ (фиг.2), рассеянное движущейся частицей p в направлении детектора имеет частоту [ REF handbook \h \* MERGEFORMAT Zhang Z. LDA Application Methods (Springer-Verlag Berlin Heidelberg, 2010, 274)]:

, (1)

где k_i1, k_s, – волновые вектора падающего и рассеянного пучков, u – скорость движения рассеивающей частицы. Аналогично, излучение второго пучка, рассеянного в направлении детектора, имеет частоту

, (2)

где k_i2 – волновой вектор пучка 2 b₂ (фиг.2). В результате интерференции полей с частотами ω₁ и ω₂ интенсивность излучения в каждой точке детектора изменяется по закону:

, (3)

где I₁, I₂ – интенсивность излучения с частотой ω₁ и ω₂ соответственно, δ – некоторая постоянная разность фаз, обусловленная геометрией эксперимента. Частота модуляции интенсивности сигнала фотодетектора, связанная со скоростью частицы, пересекающей измерительный объем, определяется из (1) и (2)

, (4)

где K – разностный волновой вектор, направленный перпендикулярно оптической оси ЛДА. Модуль вектора K определяется соотношением:

, (5)

где λ - длина волны излучения лазера, α - угол между зондирующими лазерными пучками. Основным методом определения частоты ω_d является спектральный анализ сигнала фотодетектора. Спектральный анализ осуществлялся при помощи программного обеспечения, разработанного в среде LabVIEW (National Instruments, США). Сигнал фотодетектора регистрировался АЦП звукового адаптера персонального компьютера. Оценка спектра сигнала строилась как среднее по неперекрывающимся модифицированным периодограммам с окном данных Ханнинга [Welch P.D., IEEE Trans. on Audio and Electro acoustics, AU-15(2), 70(1967)].

В случае, когда концентрация рассеивателей в потоке невелика, спектр сигнала ЛДА состоит из двух компонентов, один из которых сосредоточен в области низких частот, а другой – вблизи высоких частот

. (6)

Знак модуля показывает, что изменения интенсивности света в каждой точке детектора не зависят от знака ω_d в случае, если δ не зависит от времени (см. формулу (3)). Используя выражения (3) и (4), можно получить формулу для модуля скорости движения частицы:

, (7)

где λ₀ – длина волны излучения в пустом пространстве, α – угол между лазерными пучками, n – показатель преломления среды, в которой измерен угол между пучками, β – угол между направлениями скорости частицы и разностного волнового вектора K (фиг.2). Коэффициент пропорциональности между u и f_d остается постоянным при переносе измерительного объема через плоскую границу двух сред c различными показателями преломления в случае, если граница перпендикулярна оптической оси ЛДА. При этом фактическое положение измерительного объема смещается относительно точки пересечения продолжений лазерных лучей в первой среде. Положение измерительного объема относительно границы раздела сред определяется соотношением:

, (8)

где Δz – положение точки пересечения продолжения лазерных пучков в первой среде относительно границы раздела сред, n, n' – показатели преломления первой и второй среды. Следует также отметить, что в рассеивающей среде контраст интерференционных полос снижается, из-за флуктуаций фазы лазерного излучения, возникающих вследствие рассеяния.

В схему ЛДА добавлен оптический модулятор (фиг.3), расположенный после призмы делителя 2. Излучение, рассеянное на взвешенных в жидкости частицах, проходит через объектив 1 L₁ в обратном направлении и отражается зеркалом в сторону объектива 2 L₂. Объектив 2, идентичный объективу 1 L₁, формирует изображение измерительного объема в плоскости круглой полевой диафрагмы 7 диаметром 50 мкм, установленной перед фотодетектором 8. Электрический сигнал фотодетектора поступает на усилитель 9 и регистрируется при помощи звуковой карты персонального компьютера10.

Оптическая схема модулятора показана на фиг. 4, она включает в себя модулирующий диск с одной лопастью B, прикрепленной к двигателю постоянного тока M, датчик положения S, который состоит из светодиода e и фотодетектора p с отверстием между ними. Угол сегмента диска, представляющего собой вращающуюся лопасть, составляет 120°. Имеется возможность настройки частоты вращения оптического модулятора. Чтобы различать частотные компоненты, измерения проводятся в 3-х положениях (фиг. 2). Положение А соответствует условию, когда оба пучка открыты, потому что лопасть перекрывает отверстие между светодиодом и фотодетектором 2, Положение B - пучок b2 закрыт, Положение C - пучок b₁ закрыт. Сигнал записывается одновременно с двух каналов (см фиг.5), по каналу 1 ch1 передается сигнал пучка, от потока по каналу 2 ch 2 сигнал от датчика положения S, с помощью которого можно определить позицию оптического модулятора 13, то есть информацию о том, от какого именно пучка пришел сигнал по каналу ch1. Интервал между точками X₁ и X₂ на фиг.5 соответствует положению A, X₂-X₃ положению В, X₃-X₁ - положению C. Таким образом, мы можем легко различать компоненты сигнала от канала 1 ch 1.

В экспериментах использовались каналы прямоугольного сечения, состоящие из двух предметных стекол размером 26´76 мм, толщиной 1,0 мм (AG00000102E, Menzel Glaser, Германия), между которыми вклеены вставки заданной толщины, изготовленные из текстолита или стекла, были использованы каналы сечением 3×6 мм (вставки толщиной 3 мм). В торцы каналов вклеены металлические трубки соответствующего диаметра, которые при помощи гибких шлангов внутренним диаметром 3 мм соединялись с системой, обеспечивающей протекание рассеивающей жидкости с постоянной скоростью.

В качестве рассеивающей жидкости использовалась суспензия частиц каолина в воде. В экспериментах использовались растворы с коэффициентом экстинкции до 2,7мм^-1.

Для исследования структуры сигнала ЛДА при измерении скорости потока сильно рассеивающих суспензий был использован канал сечением 1×2 мм. Измерительный объем ЛДА располагался на оси потока в канале, на расстоянии 0,5 мм от его переднего окна. Спектры получены по записи сигнала продолжительностью 10 с как среднее по 861 периодограмме с окном данных 512 точек. На фиг. 6 показан спектр P₁₂(f), полученный при коэффициенте экстинкции суспензии, равном 1,5 мм^-1. По мере увеличения коэффициента экстинкции суспензии высокочастотная составляющая спектра мощности, соответствующая модуляции рассеянного излучения, уменьшается на фоне низкочастотной составляющей спектра.

Присутствие в спектре сигнала ЛДА максимума на частоте f_d (3) обусловлено интерференцией на детекторе излучения первого и второго пучка, рассеянного частицами, движущимися в области пересечения этих пучков. Однако при высокой концентрации рассеивателей, излучение, рассеянное частицами, находящимися в других частях потока, и освещенных только одним из двух зондирующих пучков также достигает детектора. Частота излучения, рассеянного отдельной частицей, определяется выражениями (1) и (2). В различных точках канала с частицы движутся с различными скоростями. В результате интерференции волн, рассеянных различными частицами, в спектре сигнала ЛДА появляются компоненты с частотами, распределенными в интервале от 0 до некоторой максимальной частоты, так называемой частоты отсечки [Riva C.E. in Ocular Blood Flow (Springer-Verlag Berlin Heidelberg,2012)]. Частота отсечки равна разности частоты излучения, рассеянного частицей с минимально возможной скоростью (неподвижной) и частоты излучения, рассеянного частицей, движущейся с максимально возможной скоростью на оси потока. Эти компоненты можно наблюдать в случае, если канал освещается только одним из двух пучков. На фиг. 6 показан спектр P₁₂(f) сигнала, полученного при освещении потока двумя пучками, и спектры P₁(f) и P₂(f) , полученные при освещении канала левым и правым пучками в отдельности.

Спектры P₁(f) и P₂(f) составляют, по-видимому, низкочастотный пьедестал, который скрывает пик на частоте f_d в спектре P₁₂(f). Пренебрегая интерференцией полей, рассеянных разными частицами, можно выделить частотные компоненты, соответствующие рассеянию света на частицах, освещенных одновременно двумя пучками:

. (9)

P'₁₂(f) имеет выраженный максимум на частоте f_d, который совпадает с максимумом P₁₂(f) (фиг. 6). Разностный спектр имеет выраженный максимум, соответствующий частоте f_d. Таким образом, вычисление P'₁₂(f) позволяет определить частоту f_d при измерении скорости потока сильно рассеивающей жидкости, даже в том случае, когда выраженный максимум в спектре мощности сигнала ЛДА отсутствует.

Спектры P₁(f) и P₂(f) получены при освещении потока в канале при помощи одного пучка как в схемах ЛДА, применяемых в офтальмологии. Для измерения скорости потока в такой схеме используют значение частоты отсечки спектра сигнала фотодетектора, определяемой путем подгонки к спектру модели, заданной прямоугольной функцией. Частота отсечки при использовании первого и второго пучков может приблизительно соответствовать максимально возможной величине доплеровского сдвига частоты из выражений (1) и (2):

; , (10)

где K₁ и K₂ – вектора рассеяния первого и второго пучков на движущихся частицах (см. фиг.2). f_d, f₁ и f₂ зависят от величины угла, образованного оптической осью прибора и вектором скорости потока β. Для исследования этой зависимости канал сечением 1×2 мм был установлен на поворотном столике, вращающемся в горизонтальной плоскости. За начало отсчета угла поворота столика β было принято направление, при котором ось канала перпендикулярна оптической оси ЛДА, а вектор скорости потока u параллелен разностному волновому вектору K (см. фиг. 2 и формулу (7)). Область пересечения лазерных пучков ЛДА располагалась на оси потока суспензии с коэффициентом экстинкции 1,5 мм^-1. В каждом положении столика регистрировался сигнал ЛДА при освещении исследуемого потока двумя лазерными пучками и каждым из пучков по отдельности. Спектры, показанные на фиг.6, соответствуют β = 0°. Частота f_d определялась как положение максимума на спектре P₁₂(f) (точка на фиг.6). Частоты f₁, f₂ определялись на половине высоты ступеньки на спектрах P₁(f) и P₂(f) (фиг.6).

Зависимость f_d от β показана на фиг.7. Точками отмечены измеренные значения, сплошная линия соответствует зависимости, вычисленной по формуле (7) при постоянной скорости потока u = 1,4 мм/с. Смещение экспериментальных точек относительно расчетной линии может быть объяснено несовпадением положения оси канала и оси вращения столика, а также смещением области пересечения лазерных пучков в результате преломления на поверхностях окна канала. Представлена зависимость от угла β частот отсечки пучка 1 f₁ ( фиг.7) и пучка 2 f₂ (фиг.7) и при освещении канала обоими пучками f_d (фиг.7). Точками показаны измеренные значения, пунктирные линии соответствуют зависимостям, рассчитанным по формулам (10) при u = 1,4 мм/с.

Вектора рассеяния K₁ и K₂ составляют с вектором скорости потока углы, близкие к 90°, поэтому f₁ и f₂ сильно зависят от β и обращаются в 0 в случае, когда вектор скорости u перпендикулярен соответствующему вектору рассеяния k_s. Измеренные значения частоты отсечки значительно больше расчетных. Это может быть объяснено тем, что формулы (10) дают значение максимально возможной частоты доплеровского сдвига, а частота отсечки соответствует высокочастотной границе спектра, которая смещается в сторону высоких частот в результате уширения спектра, связанного с рассеянием света в потоке и использованием детектора с широкой апертурой.

На фиг. 8, фиг. 9, фиг. 10, фиг. 11 показаны спектры P₁₂(f), полученные при измерении скорости потока на оси прямоугольного канала толщиной 250 мкм, через который пропускалась кровь, разбавленная физиологическим раствором, фиг.8, разведение 1:50, фиг.9, разведение 1:10, фиг. 10, разведение 1:3 и цельная кровь, фиг.11. Спектры вычислены по записям продолжительностью 2 с, окно данных 512 точек. Максимум, соответствующий частоте f_d на этих спектрах, различим только при разведении крови в 50 раз. При меньших разведениях выраженные максимумы на спектрах не наблюдаются. Амплитуда сигнала ЛДА уменьшается по мере увеличения коэффициента экстинкции, поэтому спектры на фиг.8 нормированы на полную мощность в полосе частот 0,4 – 20 кГц для удобства сравнения. На каждом графике на фиг.8 показан спектр мощности P₁₂(f) и соответствующие ему положительные значения P'₁₂(f). Наибольшие значения P'₁₂(f) сгруппированы вокруг частоты f_d, соответствующей средней скорости движения клеток крови через измерительный объем ЛДА. Максимумы P'₁₂(f) имеют значительную ширину, так как длина измерительного объема ЛДА в данном эксперименте сравнима с толщиной канала.

Можно заметить, что увеличение коэффициента экстинкции практически не влияет на ширину максимумов. Результаты, соответствующие потоку цельной крови представлены отдельно на фиг.12. Несмотря на высокий коэффициент экстинкции крови и значительную толщину канала, значения P'₁₂(f) вблизи f_d составляют почти 20% от соответствующих значений P₁₂(f). График |P'₁₂(f)|, аналогичный графику на фиг.6, позволяет оценить величину отрицательных значений P'₁₂(f) в области низких частот. На фиг. 12 приведен увеличенный в 10 раз график положительных значений P'₁₂(f), который демонстрирует высокое отношение сигнал/шум при измерении скорости течения цельной крови.

Полученные результаты демонстрируют возможность использования ЛДА дифференциальной схемы для in vivo измерения скорости течения крови в кровеносных сосудах диаметром до 250 мкм. Для этого может быть использован ЛДА наиболее простой схемы, без предварительного относительного сдвига частот лазерных пучков, используемого для определения знака f_d и для разделения высокочастотной и низкочастотной компонентов спектра сигнала ЛДА. Показано, что наибольший вклад в низкочастотную составляющую спектра ЛДА при измерении скорости потока сильно рассеивающей жидкости вносит рассеяние лазерных пучков вне области измерительного объема. Эти составляющие могут быть исключены из спектра сигнала вычитанием спектров, полученных при освещении измерительного объема каждым из пучков по отдельности.

Эти составляющие могут быть исключены из спектра сигнала вычитанием спектров, полученных при освещении измерительного объема каждым из пучков по отдельности. Важнейшим преимуществом ЛДА дифференциальной схемы перед существующими ЛДА является слабая зависимость сигнала ЛДА от угла между осью оптического прибора и направлением скорости потока в наиболее распространенном случае, когда этот угол близок к 90°.

1. Способ измерения скорости течения жидкости с рассеивающими свет частицами с помощью лазерного доплеровского анемометра, включающий освещение потока жидкости одновременно двумя пучками лазерного излучения b₁ и b₂, пересечение которых под углом α образует измерительный объем, определение спектра мощности P₁₂(f) отраженного сигнала при освещении измерительного объема одновременно двумя пучками лазерного излучения b₁ и b₂, отличающийся тем, что дополнительно освещают измерительный объем каждым пучком лазерного излучения в отдельности и определяют спектр мощности P₁(f) отраженного сигнала при освещении измерительного объема только пучком лазерного излучения b₁, а также спектр мощности P₂(f) отраженного сигнала при освещении измерительного объема только пучком лазерного излучения b₂, выделяют из спектра мощности частотные компоненты Р'₁₂(f), соответствующие рассеянию света на частицах, освещенных одновременно двумя пучками лазерного излучения: P'₁₂(f)=P₁₂(f)-P₁(f)-P₂(f); из выделенных частотных компонент определяют частоту f_d максимума спектра мощности, скорость течения жидкости u вычисляют по формуле u=λ₀/(2n sin(α/2)cosβ)f_d, где λ₀ - длина волны лазерного излучения, n - показатель преломления среды, в которой измерен угол α между лазерными пучками, β - угол между направлениями скорости жидкости u и разностного волнового вектора K, где K=k_i1-k_i2, где k_i1 и k_i2 - волновой вектор пучка лазерного излучения b₁ и b₂ соответственно.

2. Способ по п. 1, отличающийся тем, что указанная жидкость является кровью.