JP2008272083A - 血流測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】光学系が空間ビーム系である血流計は、装置が大掛かりであり口腔内のような狭所を測定することに課題があった。また、光ファイバを用いた血流計は、オペレータの操作による光ファイバの擾乱に基づくノイズ対策に課題があった。本発明は、小型で、ノイズの影響を低減できる血流測定装置を提供することを目的とする。
【解決手段】本発明に係る血流測定装置は、光ファイバを使用せず、被検体に近接する位置にレーザ光の発光素子及び受光素子を配置している。センサプローブ部は、発光素子と受光素子とを隣接して配置するため極めて小型化することができる。また、被検体へのレーザ光の照射及び被検体からの散乱光の受光に光ファイバを用いないため、光ファイバに起因する擾乱が生じることがない。
【選択図】図１

Description

本発明は生体組織からの散乱光を利用して対象生体組織における血流量、血液量、血流速度、脈拍を測定する血流測定装置に関するものである。

従来、血流をレーザドップラ技術で測定し、歯牙や歯肉内部の血流状態を画像観察する装置が提案されている（例えば特許文献１を参照。）。従来の装置は、レーザ光を歯牙などに照射して内部の血流からの反射光と参照光を干渉させて映像表示し、血流状態を観察するものである。上記従来の血流計は、血流の空間分布の観察をすることからその光学系は空間ビーム系が用いられる。また、空間ビーム系に換えてレーザ光を光ファイバで導いて測定部に照射するような構成も開示されている。光ファイバの場合には、光ファイバの可撓性により照射部位はある程度自由になる。
特開平０９−４７４３２号公報

しかし、光学系が空間ビーム系である血流計は、装置が大掛かりであり口腔内のような狭所を測定することに課題があった。また、光ファイバを用いた血流計は、オペレータの操作による光ファイバの擾乱に基づくノイズ対策に課題があった。

本発明は、上記課題を解決するためになされたもので、小型で、ノイズの影響を低減できる血流測定装置を提供することを目的とする。

前記目的を達成するために、本発明に係る血流測定装置は、光ファイバを使用せず、被検体に近接する位置にレーザ光の発光素子及び受光素子を配置している。

具体的には、本発明に係る血流測定装置は、握り部と、前記握り部に固定された棒状の支柱と、前記支柱の前記握り部と反対側の端部に取り付けられたセンサプローブ部と、を備える血流測定装置であって、前記センサプローブ部は、被検体へレーザ光を照射する発光素子と、前記発光素子からのレーザ光が前記被検体内で散乱した散乱光を受光して散乱光強度信号として出力する受光素子と、前記受光素子からの前記散乱光強度信号のうち特定の周波数成分を増幅したアナログ信号を前記支柱が持つアナログ信号線に出力する増幅器と、を収容し、前記握り部は、前記アナログ信号線を介して受信する前記アナログ信号から高周波成分を除去するローパスフィルタと、前記ローパスフィルタからの出力をアナログ−デジタル変換してデジタル信号として出力するアナログ−デジタル変換器と、前記アナログ−デジタル変換器からの前記デジタル信号から血流に関する値を算出する信号処理回路と、前記信号処理回路からの血流に関する値を出力するインターフェース回路と、前記支柱が持つ発光素子駆動線を介して前記発光素子を駆動する発光素子駆動回路と、前記アナログ−デジタル変換器、前記信号処理回路、前記インターフェース回路及び前記発光素子駆動回路に電力を供給し、並びに前記支柱が持つプローブ用電源線を介して前記センサプローブ部に電力を供給する電源回路と、を収容することを特徴とする。

センサプローブ部は、発光素子と受光素子とを隣接して配置するため極めて小型化することができる。また、被検体へのレーザ光の照射及び被検体からの散乱光の受光に光ファイバを用いないため、光ファイバに起因する擾乱が生じることがない。

また、本発明に係る血流測定装置は、握り部と、前記握り部に固定された棒状の支柱と、前記支柱の前記握り部と反対側の端部に取り付けられたセンサプローブ部と、を備える血流測定装置であって、前記センサプローブ部は、被検体へレーザ光を照射する発光素子と、前記発光素子からのレーザ光が前記被検体内で散乱した散乱光の光強度に応じた散乱光強度信号として出力する受光素子と、前記受光素子からの前記散乱光強度信号のうち特定の周波数成分を増幅したアナログ信号を出力する増幅器と、前記増幅器からの前記アナログ信号をアナログ−デジタル変換してデジタル信号として前記支柱が持つデジタル信号線に出力するアナログ−デジタル変換器と、を収容し、前記握り部は、前記デジタル信号線を介して受信する前記デジタル信号から血流に関する値を算出する信号処理回路と、前記信号処理回路からの血流に関する値を出力するインターフェース回路と、前記支柱が持つ発光素子駆動線を介して前記発光素子を駆動する発光素子駆動回路と、前記信号処理回路、前記インターフェース回路及び前記発光素子駆動回路に電力を供給し、並びに前記支柱が持つプローブ用電源線を介して前記センサプローブ部に電力を供給する電源回路と、を収容することを特徴とする。

センサプローブ部は、発光素子と受光素子とを隣接して配置するため極めて小型化することができる。また、被検体へのレーザ光の照射及び被検体からの散乱光の受光に光ファイバを用いないため、光ファイバに起因する擾乱が生じることがない。

また、本発明に係る血流測定装置の前記センサプローブ部は、前記支柱に蝶番で取り付けられていることが好ましい。

センサプローブ部と握り部とは回転可能に連結されるので、レーザ光を被検体の任意の測定部位に自在に当てることができ操作性が良い。

本発明は、小型で、ノイズの影響を低減できる血流測定装置を提供することができる。

添付の図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。以下に説明する実施の形態は本発明の構成の例であり、本発明は、以下の実施の形態に制限されるものではない。なお、本明細書及び図面において符号が同じ構成要素は、相互に同一のものを示すものとする。

本実施形態の血流測定装置は、握り部と、前記握り部に固定された棒状の支柱と、前記支柱の前記握り部と反対側の端部に取り付けられたセンサプローブ部と、を備える血流測定装置であって、前記センサプローブ部は、被検体へレーザ光を照射する発光素子と、前記発光素子からのレーザ光が前記被検体内で散乱した散乱光を受光して散乱光強度信号として出力する受光素子と、前記受光素子からの前記散乱光強度信号のうち特定の周波数成分を増幅したアナログ信号を前記支柱が持つアナログ信号線に出力する増幅器と、を収容し、前記握り部は、前記アナログ信号線を介して受信する前記アナログ信号から高周波成分を除去するローパスフィルタと、前記ローパスフィルタからの出力をアナログ−デジタル変換してデジタル信号として出力するアナログ−デジタル変換器と、前記アナログ−デジタル変換器からの前記デジタル信号から血流に関する値を算出する信号処理回路と、前記信号処理回路からの血流に関する値を出力するインターフェース回路と、前記支柱が持つ発光素子駆動線を介して前記発光素子を駆動する発光素子駆動回路と、前記アナログ−デジタル変換器、前記信号処理回路、前記インターフェース回路及び前記発光素子駆動回路に電力を供給し、並びに前記支柱が持つプローブ用電源線を介して前記センサプローブ部に電力を供給する電源回路と、を収容することを特徴とする。

本実施形態の血流測定装置８０１の概略図を図１に示す。血流測定装置８０１は、センサプローブ部１１、握り部１２、支柱１３及び出力部１４を備える。支柱１３は、一端を握り部１２に固定されている。例えば、支柱１３は金属やプラスチックの筒状の棒である。センサプローブ部１１は、支柱１３の握り部１２と反対側の端部に取り付けられる。センサプローブ部１１は、レーザ光Ｐを照射する発光素子１１１及び散乱光Ｓを受光する受光素子１１２を有する。センサプローブ部１１は、発光素子１１１がレーザ光Ｐを被検体９００へ照射でき、受光素子１１２が被検体９００からの散乱光Ｓを受光できる方向で支柱１３に取り付けられる。

なお、センサプローブ部１１は、支柱１３に蝶番１７で取り付けられていることが好ましい。蝶番１７は一軸回転又は二軸回転とすることができる。蝶番１７によりセンサプローブ部１１は握り部１２に対して回転可能になり、被検体９００の任意の測定部位にレーザ光Ｐを照射することができる。

受光素子１１２が出力する散乱光強度信号は、支柱１３の内部を通る電気配線（図示せず）を通り、握り部１２で受信される。握り部１２は、内蔵された信号処理回路（図示せず）で散乱光強度信号から被検体９００の生体情報を解析し、結果を出力部１４へ出力する。

出力部１４は、握り部１２で解析した被検体９００の生体情報を表示する。例えば、出力部１４は、生体情報として血流量及び脈拍を表示する。また、出力部１４は、過去の生体情報を記憶し、その推移を合わせて表示してもよい。

図１では、被検体９００として歯を示している。センサプローブ部１１は前述のように小型であり、握り部１２に蝶番１７で回転可能に接続されているので、血流測定装置８０１は、歯の表面又は裏面あるいは歯肉など口腔内の任意の部位にレーザ光Ｐを照射することができる。図１では、血流測定装置８０１は、発光素子１１１のレーザ光Ｐを歯９１０の表面に照射し、歯髄９２０中の血管を流れる血液による散乱光Ｓを受光素子１１２で受光する。図１の血流測定装置８０１は、歯髄９２０の血流状態を測定することができる。

次に、センサプローブ部１１及び握り部１２の構成を図２のブロック図を用いて詳しく説明する。センサプローブ部１１は発光素子１１１、受光素子１１２及び増幅器１１３を有している。発光素子１１１は基板１１０に搭載され被検体９００ヘレーザ光Ｐを照射する。受光素子１１２は発光素子１１１に隣接して基板１１０に搭載される。受光素子１１２は被検体９００からの散乱光Ｓを受光し、散乱光Ｓの受光強度に応じた散乱光強度信号Ａ１を出力する。増幅器１１３は基板１１０に近接して配置される。このように増幅器１１３を配置することで散乱光強度信号Ａ１が微弱であってもノイズの混入を防ぐことができる。増幅器１１３は入力された信号の特定の周波数範囲を抽出し、所定の利得で増幅してアナログ信号Ａ２を出力する。

基板１１０は、例えば半導体基板とすることができる。例えば、基板１１０には特開２００２‐３３０９３６に記載されるような集積化の公知技術を用いて発光素子１１１及び受光素子１１２を搭載することができる。図３は、発光素子１１１及び受光素子１１２を基板１１０へ搭載したセンサヘッド４０を示す図である。導波路４０１は、発光素子１１１からの光を発散又は集束させることで図１及び２で説明したレーザ光Ｐ（図示せず）とすることができ、レーザ光Ｐを被検体９００（図示せず）に向けて出射する。導波路４０１は基板１１０に搭載されている。また、遮蔽ブロック４０４は、発光素子１１１からの光が直接受光素子１１２に入射するのを防ぐため、発光素子１１１と受光素子１１２のそれぞれを囲い込む形のブロックである。遮蔽ブロック４０４は基板１１０に接合される。このような構造のセンサヘッド４０は小型にすることができる。また、センサヘッド４０は光ファイバの取り回しが不要であるため、光ファイバによる擾乱に起因するノイズが発生せず、正確な生体情報を取得することができる。

現在市販されている１．３μＤＦＢレーザ及びフォトダイオードのサイズから、遮蔽ブロック４０４を取り付けた場合でも、センサヘッド４０のサイズは横幅約２．５ｍｍ、縦幅約３．５ｍｍ、厚み約２ｍｍ程度である。センサヘッド４０が小型化できるため、図１で説明したセンサプローブ部１１も小型にすることができる。また、基板１１０の表面に発光素子１１１、受光素子１１２及び導波路４０１を２次元的に配置するため、光部品を３次元的に組み立てる従来のセンサヘッドより光軸合わせや調整の工程を不要とすることができ製造コストを安価にすることも可能となる。

図２を利用して握り部１２の説明をする。握り部１２は、ローパスフィルタ１２１、アナログ‐デジタル変換器１２２、信号処理回路１２３、インターフェース回路１２４、電源回路１２５及び発光素子駆動回路１２６を有する。ローパスフィルタ１２１は入力される信号から設定されるカットオフ周波数以上の周波数成分を除去して出力する電気回路であり、アナログ信号線１５１−１に重畳するノイズを除去する。アナログ‐デジタル変換器１２２は、アナログ信号Ａ３を所定の周波数でサンプリングを行い、量子化してデジタル信号Ｄ１を出力する。

信号処理回路１２３は、デジタル信号Ｄ１を所定の規則に従い処理を行なう電気回路である。信号処理回路１２３は大量のデジタル信号のデータを高速に処理できるため、デジタル信号Ｄ１を処理した結果をリアルタイムで出力することができる。例えば、信号処理回路１２３はデジタルシグナルプロセッサ（ＤＳＰ）である。インターフェース回路１２４は、外部の周辺機器とが通信できるように、信号処理回路１２３の出力Ｄ２を所定の規格の信号に変換する電気回路である。例えば、インターフェース回路１２４は入力された信号をＲＳ−２３２Ｃ規格の信号に変換する回路である。インターフェース回路１２４は信号Ｄ３を出力部１４へ出力する。

発光素子駆動回路１２６は、発光素子１１１への電力を供給すると共に発光素子１１１のオンオフ及び強度を制御する電気回路である。電源回路１２５は、アナログ‐デジタル変換器１２２、信号処理回路１２３、インターフェース回路１２４及び発光素子駆動回路１２６へ電力線２０５を介して電力を供給する電気回路である。また、電源回路１２５は、センサプローブ部１１へも電力を供給する。電源回路１２５は、交流を直流に変換する回路、電圧変換回路、電圧安定化回路を含む。また、電源回路１２５の電源は電池であってもよい。

センサプローブ部１１に接続される電気配線１５１は、増幅器１１３とアナログ‐デジタル変換器１２２とを接続するアナログ信号線１５１−１、発光素子駆動回路１２６と発光素子１１１とを接続する発光素子駆動線１５１−２及び電源回路１２５と基板１１０及び増幅器１１３とを接続する電源線１５１−３を有する。例えば、アナログ信号線１５１−１、発光素子駆動線１５１−２及び電源線１５１−３はまとめられ、図１に示した支柱１３の内部に収容される。従って、血流測定装置８０１は光ファイバを介さずにセンサプローブ部１１と握り部１２とを接続できるため、光ファイバの擾乱に起因するノイズは発生せず、正確な生体情報を取得することができる。

図４に示すブロック図のような構成の血流測定装置８０２でも図２の血流測定装置８０１と同様に被検体９００の生体情報を取得できる。具体的には、本実施形態の血流測定装置は、握り部と、前記握り部に固定された棒状の支柱と、前記支柱の前記握り部と反対側の端部に取り付けられたセンサプローブ部と、を備える血流測定装置であって、前記センサプローブ部は、被検体へレーザ光を照射する発光素子と、前記発光素子からのレーザ光が前記被検体内で散乱した散乱光の光強度に応じた散乱光強度信号として出力する受光素子と、前記受光素子からの前記散乱光強度信号のうち特定の周波数成分を増幅したアナログ信号を出力する増幅器と、前記増幅器からの前記アナログ信号をアナログ−デジタル変換してデジタル信号として前記支柱が持つデジタル信号線に出力するアナログ−デジタル変換器と、を収容し、前記握り部は、前記デジタル信号線を介して受信する前記デジタル信号から血流に関する値を算出する信号処理回路と、前記信号処理回路からの血流に関する値を出力するインターフェース回路と、前記支柱が持つ発光素子駆動線を介して前記発光素子を駆動する発光素子駆動回路と、前記信号処理回路、前記インターフェース回路及び前記発光素子駆動回路に電力を供給し、並びに前記支柱が持つプローブ用電源線を介して前記センサプローブ部に電力を供給する電源回路と、を収容することを特徴とする。

図２の血流測定装置８０１と図４の血流測定装置８０２との違いは、図４のセンサプローブ部１１がアナログ‐デジタル変換器１１４をさらに備えていること及び図４の握り部１２にローパスフィルタ１２１及びアナログ‐デジタル変換器１２２が無いことである。また、電気配線１５１は、アナログ信号線１５１−１の代替としてデジタル信号線１５１−４を持つ。

アナログ‐デジタル変換器１１４は図２で説明したアナログ‐デジタル変換器１２２と同様の機能を持つ。血流測定装置８０２は、増幅器１１３から出力されたアナログ信号Ａ２をアナログ‐デジタル変換器１１４ですぐにデジタル信号Ｄ１に変換する。そのため、センサプローブ部１１と握り部１２との間の電気配線１５１で受けるノイズの影響を低減することができ、高精度な血流測定が可能となる。デジタル信号であるから、握り部１２にはローパスフィルタ１２１が不要である。

血流測定装置８０１及び血流測定装置８０２は、次のように被検体９００の生体情報を取得することができる。なお、本実施例では、生体情報は歯９１０内の歯髄９２０の血流として説明する。発光素子１１１からのレーザ光Ｐにより、歯髄９２０内で、静止した生体組織から散乱した光と生体組織の毛細血管中を移動している赤血球（散乱粒子）から散乱した光（血液速度に応じてドップラーシフトΔｆを受けた光）とが生ずる。受光素子１１２は、これらの光が干渉した散乱光Ｓを検出（ヘテロダイン検波）し、散乱光強度信号Ａ１を出力する。増幅器１１３は、散乱強度信号Ａ１のうち散乱光の干渉成分を増幅する。アナログ‐デジタル変換器１２２又はアナログ‐デジタル変換器１１４は、アナログ信号Ａ３又はアナログ信号Ａ２をデジタル信号Ｄ１に変換する。信号処理回路１２３は、デジタル信号Ｄ１の信号処理を行い散乱光Ｓの干渉成分の周波数解析を行う。散乱光Ｓの干渉成分の周波数は血流速度に相当し、散乱光の強度は移動している血液量に相当する。そのため、血流速度と血液量との積で血流量が求められる。さらに、散乱信号波形には、脈拍による変調成分もあり脈拍の検出も可能である。そして、信号処理回路１２３は周波数解析の結果を生体情報として信号Ｄ２をインターフェース回路１２４に出力する。インターフェース回路１２４は信号Ｄ３を出力部１４に出力する。

（センサヘッドの他の例）
図４で基板１１０に搭載するセンサヘッドの一例を示した。以下にセンサヘッドの他の例を示す。
［センサヘッド５０］
センサヘッド５０について図５を用いて説明する。図５は第一の実施形態のセンサヘッドの鳥瞰図である。絶縁性材料である絶縁基板１１０ａ上に電気配線１８２、１８３、１８４、１８５が形成され、電気配線１８２は受光素子用のアノード、電気配線１８３は受光素子用のカソードであり、微小信号検出のために増幅器（図示せず）へと接続されている。電気配線１８５は発光素子用のアノード、電気配線１８４は発光素子用のカソードであり、図２で説明した発光素子駆動回路１２６へと接続される。

電気配線１８４の上にはんだ膜（図示せず）を介して発光素子１１１（面発光ＬＤ）が形成されている。同様に電気配線１８３の上にはんだ膜（図示せず）を介して受光素子１１２（面入射ＰＤ）が形成される。

また、受光素子１１２の上面にも電極があり、ワイヤボンディングによって、電気配線１８２に接続される。ここはアノード（プラス極）に接続されている。

さらに発光素子１１１の上面にも電極があり、ワイヤボンディングによって、電気配線１８５に接続され、ここには発光素子駆動回路１２６からのアノード（プラス極）から電流が注入される。さらに基板上には、発光素子１１１から受光素子１１２へ直接くる光を避けるため受光素子１１２を囲むように遮光枠１８７が設けられる。発光素子１１１は絶縁基板１１０ａの上方の被検体９００（図示せず）に向けてレーザ光Ｐ（図示せず）を照射する。遮光枠１８７により、受光素子１１２は発光素子１１１からの直接光の影響を受けず、被検体９００（図示せず）からの散乱光Ｓ（図示せず）を受光できる。

すなわち、センサヘッドで受光する毛細血管内の赤血球からの散乱光（ドップラーシフトした光）により強度変調された散乱光成分は、数１００ｐＷ程度と非常に微弱なため、遮光枠１８７を設けないと信号のＳ／Ｎ比が悪くなる。この遮光枠１８７が無い状態では、微弱なドップラーシフトした散乱光成分の強度が埋もれてしまい、血流速度の検出ができない。

センサヘッドを上記のような絶縁基板１１０ａと、その上の電気配線１８２〜１８５と、遮光枠１８７とを用いる構成にしたことにより、安価な材料かつ少ない工程で形成でき、製造コストが安価となる。

［センサヘッド５１］
センサヘッド５１について図６を用いて説明する。図６はセンサヘッド５１の受光素子側の部分の鳥瞰図である。

センサヘッド５１は、発光素子側の部分はセンサヘッド５０と同様の構成とすることができる。センサヘッド５１の基本的な構成はセンサヘッド５０と同様であるが、受光素子に対して発光素子から直接入射する光を遮蔽するために、遮光枠の変わりに遮光キャップ２８７を用いている。遮光キャップ２８７は直方体のキャップの上面に孔２８９が開いたものであり、遮光枠に比較して受光できる光量が少ないという短所があるが、背景からの光を遮蔽するために信号のＳ／Ｎ比が良くなるという長所がある。基本的動作はセンサヘッド５０と同様である。

［センサヘッド５２］
センサヘッド５２について図７を用いて説明する。図７はセンサヘッド５２の発光素子１１１ａ側の部分の鳥瞰図である。

センサヘッド５２は、受光素子側の部分はセンサヘッド５０もしくはセンサヘッド５１と同様の構成とすることができる。センサヘッド５２は、基本的な構成はセンサヘッド５０、５１と同様であるが、端面出射型の発光素子１１１ａを用いている点が異なる。

また、端面出射されるレーザ光を垂直上方へと進行方向を変えるための９０度折り曲げ鏡２８５が設置されている。この９０度折り曲げ鏡２８５は直角二等辺三角形のプリズム柱の斜辺面に金属蒸着等で鏡面を形成したものである。面発光型の発光素子を用いた場合と比較して、９０度折り曲げ鏡２８５を必要とするため部品点数が多くなりコスト増要因となるという短所があるが、端面出射型の発光素子は選択可能な波長帯域が広く、また光通信用の高品質なレーザが使用でき、特に長寿命かつ安定な波長１．３μｍの分布帰還レーザを使用することができるという利点がある。また、プリズムの材料はガラスや溶融石英などが考えられるが、プラスチックで作製すれば射出成型の方法で大量生産が可能になるという利点がある。基本的動作はセンサヘッド５０と同様である。

［センサヘッド８０］
センサヘッド８０について図８を用いて説明する。図８（ａ）はセンサヘッド８０の上面図であり、図８（ｂ）はＡ−Ａ’線におけるセンサヘッド８０の断面図である。センサヘッド８０は絶縁基板１１０ａ、キャップ２１３、発光素子１１１及び受光素子１１２を備える。

キャップ２１３は出射窓１９ａ及び入射窓１９ｂを有する。出射窓１９ａの大きさは、３００μｍ−１０００μｍ程度であり、入射窓１９ｂの大きさは１００μｍ−５００μｍ程度であるが、本実施例では双方ともに５００μｍとして説明する。キャップ２１３は不透明なプラスチックや金属で形成される。キャップ２１３がプラスチックで形成される場合、表面を金属のような導電性膜で被覆してもよい。キャップ２１３をプラスチック射出成型の方法で形成し金属薄膜で表面を被覆すれば大量生産が可能になり、光学センサの製造コストを低減することができる。

図８に示すように、発光素子１１１のカソード（発光面と反対の側）は電気配線１８４上にはんだ膜を介して接続され、発光素子１１１は絶縁基板１１０ａ上に実装される。発光素子１１１のアノード（発光面側）はワイヤ１６９で電気配線１８５と接続される。受光素子１１２も発光素子１１１と同様に絶縁基板１１０ａ上に実装される。なお、受光素子１１２のアノードは電気配線１８２に接続され、カソードは電気配線１８３に接続される。なお、符号が同一の電気配線は絶縁基板１１０ａ上で繋がっている。

キャップ２１３は発光素子１１１及び受光素子１１２を覆うように絶縁基板１１０ａ上に実装される。キャップ２１３の絶縁基板１１０ａ上の位置は、発光素子１１１からの光が出射窓１９ａを通過して外部の被検体を照射でき、外部からの光が入射窓１９ｂを通過して受光素子１１２が受光できる位置とする。

キャップ２１３は導電性を有するため、キャップ２１３と絶縁基板１１０ａ上の電気配線と電気的に導通しないようにキャップ２１３と電気配線１８２から電気配線１８５との接触点はレジスト等の絶縁膜１７５で覆われている。キャップ２１３が導電性を有さない場合、絶縁膜１７５は不要である。

センサヘッド８０は、外部の駆動回路（図示せず）から電流が供給されて発光素子１１１が発光し、出射窓１９ａを通じて外部の被検体に光を照射することができる。なお、発光素子１１１からの光のうちキャップ２１３内で反射する光を低減するため、キャップ２１３の発光素子１１１を覆う側（キャップ２１３の内側）に反射防止膜を付してもよい。

一方、受光素子１１２は、外部からの光のうち生体情報測定に必要な光のみを入射窓１９ｂを通じて受光し、電気信号に変換して電気配線１８３に出力する。従って、センサヘッド８０は外部の被検体で散乱した散乱光に対応する電気信号を電気配線１８３から出力する。

発光素子１１１及び受光素子１１２を電気配線パタンを施しただけの安価な平面の絶縁基板１１０ａ上に実装し、さらに発光素子１１１及び受光素子１１２を覆うようにキャップ２１３を実装するだけであり、センサヘッド８０は低コストで製造できる。また、センサヘッド８０は、図６のセンサヘッド５１と同様に、背景からの光を遮蔽するために信号のＳ／Ｎ比が良くなるという長所がある。

［センサヘッド９０］
センサヘッド９０について図９を用いて説明する。図９（ａ）はセンサヘッド９０の上面図であり、図９（ｂ）はＡ−Ａ’線におけるセンサヘッド９０の断面図である。センサヘッド９０は絶縁基板１１０ａ、キャップ２１３、発光素子１１１及び受光素子１１２を備える。

絶縁基板１１０ａは図８の絶縁基板１１０ａと同様の電気配線パタンを有し、同様の位置に発光素子１１１及び受光素子１１２を搭載する。

キャップ２１３は、遮光性を有する部材にて形成され、絶縁基板１１０ａ上で受光素子１１２を覆う。キャップ２１３の絶縁基板１１０ａ上の位置は、発光素子１１１からの光が光偏向面１９ｃを経由して外部の被検体を照射でき、外部からの光が入射窓１９ｂを通過して受光素子１１２が受光できる位置とする。キャップ２１３は、発光素子１１１からの光を受光素子１１２が直接に受光することを防止する。さらに、発光素子１１１を単独に扱う発光素子用キャップ（不図示）を設置すれば、外力による発光素子１１１の破損を防ぐことができる。また、キャップ２１３と発光素子用キャップ（不図示）とを一体化して製造工程を低減することができる。

キャップ２１３には、散乱光を通過させる入射窓１９ｂが形成されている。入射窓１９ｂの開口径は、外光が入射しないことが好ましく、例えば、１００μｍ以上５００μｍ以下であることが好ましい。外光の受光素子１１２への入射を遮り、散乱光を取り込むことができる。また、入射窓１９ｂは、受光素子１１２に入射させる散乱光の光路と交差する部分に設けられている。本実施形態では、光偏向面１９ｃの上方で散乱光が発生するので、キャップ２１３の天井部分と発光素子１１１側の側面部分との境界部分に入射窓１９ｂが形成されている例を示した。入射窓１９ｂは、キャップ２１３の天井部分に形成されていてもよいし、キャップ２１３の発光素子１１１側の側面部分に形成されていてもよい。また、入射窓１９ｂは、空洞になっていてもよいが、散乱光に対して透明な部材がはめこまれていてもよい。透明な部材がはめ込まれていることで、キャップ２１３内の受光素子１１２の受光面を保護することができる。

発光素子１１１の配置されている側のキャップ２１３の側面に、発光素子１１１からの光を絶縁基板１１０ａの上方に偏向させる光偏向面１９ｃが形成されている。絶縁基板１１０ａの上方とは、発光素子１１１の搭載されている絶縁基板１１０ａの基板面に対して上方である。光偏向面１９ｃは、発光素子１１１からの光を絶縁基板１１０ａの上方に偏向させるために、絶縁基板１１０ａの基板面に対して傾斜している。光偏向面１９ｃの傾き角度は、例えば、１０°から８０°である。光偏向面１９ｃは、絶縁基板１１０ａのうちの発光素子１１１の搭載されている基板面の法線方向に発光素子１１１からの光を偏向させることが好ましい。例えば、図９に示すように、光偏向面１９ｃの傾き角度が４５°であることが好ましい。光偏向面１９ｃの傾き角度が４５°の場合は偏向された出射光が絶縁基板１１０ａから垂直に上方に進行する。このため、照射対象となる血液中の散乱体と絶縁基板１１０ａとの距離が変化しても照射位置が絶縁基板１１０ａからの距離によらないという利点がある。特に、血管の表皮からの深さは、皮下脂肪などの種々の要因によってかなりの個人差がある。この場合に、発光素子１１１からの出射光を表皮に対して垂直に入射させることができれば、生体情報を安定して測定することができる。

光偏向面１９ｃは、発光素子１１１からの光を偏向させる鏡面又は回折格子であることが好ましい。キャップ２１３が金属の場合、鏡面は表面を鏡面研磨することで形成することができる。また、キャップ２１３がプラスチックの場合は、鏡面は、反射性の高い金属である金を蒸着して形成することができる。光偏向面１９ｃは、キャップ２１３の外表面なので、光偏向面１９ｃの形成は容易である。また、キャップ２１３に予め光偏向面１９ｃを形成しておくことができるので、センサヘッド９０の製造工程を簡略化することができる。

［センサヘッド９１］
センサヘッド９１について図１０を用いて説明する。図１０（ａ）はセンサヘッド９１の上面図であり、図１０（ｂ）はＡ−Ａ’線におけるセンサヘッド９１の断面図である。以下に、センサヘッド９０との違いを説明する。

図１０に示すセンサヘッド９１は、図９に示すセンサヘッド９０に加え、遮光性を有する部材にて形成され、絶縁基板１１０ａ上で発光素子１１１を覆う発光素子用キャップ２１３−１をさらに備える。発光素子用キャップ２１３−１は不透明であり、キャップ２１３と同じ素材を用いることができる。発光素子用キャップ２１３−１の側面のうち、光偏向面１９ｃ側に配置されている側面には、発光素子１１１からの出射光を通過させるための開口部が形成されている。発光素子１１１の上に１つの側面が開いている発光素子用キャップ２１３−１があるため、発光素子１１１からの光は支障なく外部に出射される。従って、図９のセンサヘッド９０と同様の効果が得られる。さらに、発光素子１１１に対する外界からの不慮の衝撃、例えば皮膚が触れて電気的や構造的に破損するなどの事故から発光素子１１１を守る効果が得られる。

［センサヘッド９２］
センサヘッド９２について図１１を用いて説明する。図１１（ａ）はセンサヘッド９２の上面図であり、図１１（ｂ）はＡ−Ａ’線におけるセンサヘッド９２の断面図である。以下に、センサヘッド９１との違いを説明する。

センサヘッド９２は、図１０に示すキャップ２１３と図１０に示す発光素子用キャップ２１３−１を一体化した一体化キャップ２１３−２を備える。一体化キャップ２１３−２は不透明であり、キャップ２１３と同じ素材を用いることができる。一体化キャップ２１３−２と絶縁基板１１０ａとで囲まれる空間は、光偏向面１９ｃにより発光素子１１１が収まる小室と受光素子１１２が収まる小室に分けられる。キャップ２１３と発光素子用キャップ２１３−１に分離されていたものを一体化したことで、実装の手間が１つ減るという利点がある。

［センサヘッド９３ａ及びセンサヘッド９３ｃ］
センサヘッド９３ａ及びセンサヘッド９３ｃについて図１２を用いて説明する。図１２（ａ）はセンサヘッド９３ａの上面図であり、図１２（ｂ）はＡ−Ａ’線におけるセンサヘッド９３ａの断面図である。図１２（ｃ）はセンサヘッド９３ｃの上面図であり、図１２（ｄ）はＡ−Ａ’線におけるセンサヘッド９３ｃの断面図である。以下に、センサヘッド９３ａとセンサヘッド９３ｃとの違いを説明する。なお、センサヘッド９３ｃと図１２のセンサヘッド９０とは絶縁基板１１０ａ上の電気配線パタンが異なる以外は同様である。また、符号１８６ｃは電気配線である。

センサヘッド９３ａは、センサヘッド９３ｃの構成に発光素子１１１と絶縁基板１１０ａとの間に、発光素子１１１を搭載する台１１１ｂをさらに備える。発光素子１１１の光源位置の高さを上げることにより、光偏向面１９ｃの反射位置が入射窓１９ｂに近くなる。発光素子１１１からの出射光の光偏向面１９ｃにおける反射点と入射窓１９ｂとの距離Ｌａが、台１１１ｂがない場合の距離Ｌｃに比べて近くなる。上面から見ると、出射光の光偏向面１９ｃにおける反射点は事実上の発光位置となるため、上面から見ると、発光位置と受光素子１１２の受光位置との絶縁基板１１０ａと平行な投影面上での距離はより近くなったことと等価である。発光位置と受光位置との間の距離が遠いほど深い位置の生体情報を取得することができる。もし、表面から浅い部位の生体情報を得たいときは、この実施形態を用いることによって、所望の深さの生体情報を得ることができる。

本発明の血流測定装置は、動物や植物の体液を測定することもできる。さらに、フッ素樹脂チューブ、シリコンチューブ等、レーザ光が透過できる管であれば、内部を流れる液体の流量を測定することができるため、本発明の血流測定装置は半導体製造装置や冷却装置の流量計に使用することができる。

本発明に係る血流測定装置の概略図である。 本発明に係る血流測定装置のブロック図である。 本発明に係る血流測定装置のセンサヘッドの概略図である。 本発明に係る血流測定装置のブロック図である。 本発明に係る血流測定装置のセンサヘッドの概略図である。 本発明に係る血流測定装置のセンサヘッドの概略図である。 本発明に係る血流測定装置のセンサヘッドの概略図である。 本発明に係る血流測定装置のセンサヘッドの概略図である。 本発明に係る血流測定装置のセンサヘッドの概略図である。 本発明に係る血流測定装置のセンサヘッドの概略図である。 本発明に係る血流測定装置のセンサヘッドの概略図である。 本発明に係る血流測定装置のセンサヘッドの概略図である。

符号の説明

８０１、８０２ 血流測定装置
１１ センサプローブ部
１９ａ 出射窓
１９ｂ 入射窓
１９ｃ 光偏向面
１１０ 基板
１１０ａ 絶縁基板
１１１、１１１ａ 発光素子
１１１ｂ 台
１１２ 受光素子
１１３ 増幅器
１１４ アナログ‐デジタル変換器
１２ 握り部
１２１ ローパスフィルタ
１２２ アナログ‐デジタル変換器
１２３ 信号処理回路
１２４ インターフェース回路
１２５ 電源回路
１２６ 発光素子駆動回路
１３ 支柱
１４ 出力部
１５１ 電気配線
１５１−１ アナログ信号線
１５１−２ 発光素子駆動線
１５１−３ 電源線
１５１−４ デジタル信号線
１７ 蝶番
２０５ 電力線
４０、５０、５１、５２、８０、９０、９１、９２、９３ａ、９３ｃ センサヘッド
１６９ ワイヤ
１７５ 絶縁膜
１８２〜１８６ 電気配線
１８７ 遮蔽枠
２１３ キャップ
２１３−１ 発光素子用キャップ
２１３−２ 一体化キャップ
２８５ ９０°折り曲げ鏡
２８７ 遮光キャップ
２８９ 孔
４０１ 導波路
４０４ 遮蔽ブロック
９００ 被検体
９１０ 歯
９２０ 歯髄
Ａ１ 散乱強度信号
Ａ２、Ａ３ アナログ信号
Ｄ１ デジタル信号
Ｄ２、Ｄ３ 出力
Ｐ レーザ光
Ｓ 散乱光

Claims (3)

1. 握り部と、
   前記握り部に固定された棒状の支柱と、
   前記支柱の前記握り部と反対側の端部に取り付けられたセンサプローブ部と、
   を備える血流測定装置であって、
   前記センサプローブ部は、
   被検体へレーザ光を照射する発光素子と、
   前記発光素子からのレーザ光が前記被検体内で散乱した散乱光を受光して散乱光強度信号として出力する受光素子と、
   前記受光素子からの前記散乱光強度信号のうち特定の周波数成分を増幅したアナログ信号を前記支柱が持つアナログ信号線に出力する増幅器と、を収容し、
   前記握り部は、
   前記アナログ信号線を介して受信する前記アナログ信号から高周波成分を除去するローパスフィルタと、
   前記ローパスフィルタからの出力をアナログ−デジタル変換してデジタル信号として出力するアナログ−デジタル変換器と、
   前記アナログ−デジタル変換器からの前記デジタル信号から血流に関する値を算出する信号処理回路と、
   前記信号処理回路からの血流に関する値を出力するインターフェース回路と、
   前記支柱が持つ発光素子駆動線を介して前記発光素子を駆動する発光素子駆動回路と、
   前記アナログ−デジタル変換器、前記信号処理回路、前記インターフェース回路及び前記発光素子駆動回路に電力を供給し、並びに前記支柱が持つプローブ用電源線を介して前記センサプローブ部に電力を供給する電源回路と、を収容することを特徴とする血流測定装置。
2. 握り部と、
   前記握り部に固定された棒状の支柱と、
   前記支柱の前記握り部と反対側の端部に取り付けられたセンサプローブ部と、
   を備える血流測定装置であって、
   前記センサプローブ部は、
   被検体へレーザ光を照射する発光素子と、
   前記発光素子からのレーザ光が前記被検体内で散乱した散乱光の光強度に応じた散乱光強度信号として出力する受光素子と、
   前記受光素子からの前記散乱光強度信号のうち特定の周波数成分を増幅したアナログ信号を出力する増幅器と、
   前記増幅器からの前記アナログ信号をアナログ−デジタル変換してデジタル信号として前記支柱が持つデジタル信号線に出力するアナログ−デジタル変換器と、を収容し、
   前記握り部は、
   前記デジタル信号線を介して受信する前記デジタル信号から血流に関する値を算出する信号処理回路と、
   前記信号処理回路からの血流に関する値を出力するインターフェース回路と、
   前記支柱が持つ発光素子駆動線を介して前記発光素子を駆動する発光素子駆動回路と、
   前記信号処理回路、前記インターフェース回路及び前記発光素子駆動回路に電力を供給し、並びに前記支柱が持つプローブ用電源線を介して前記センサプローブ部に電力を供給する電源回路と、を収容することを特徴とする血流測定装置。
3. 前記センサプローブ部は、前記支柱に蝶番で取り付けられていることを特徴とする請求項１又は２に記載の血流測定装置。

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