JP4506849B2 - 血流速度測定装置及び血流速度の測定方法 - Google Patents

Description

本発明は、血流速度測定装置及び血流速度の測定方法に関する。

生体組織内の血管を流れる血流速度を測定する血流速度センサには、大きく光学式と超音波式の２つがある。光学式でもとりわけ、レーザ・ドップラー効果を利用したレーザ式は分解能が高く、超音波式ではその測定が困難な抹消組織の毛細血管の血流も無侵襲で計測可能である。

特許文献１は、レーザ光源を用いた光学的ドップラー効果により血液の流速を測定する装置を開示している。図１０は、特許文献１のレーザ式血流速度センサの構成を示すブロック図である。これによれば、第1スキャナ１と第２スキャナ２により対象物を走査することで、Ｍ×Ｎのマトリックスの測定値を得、この測定された各走査点における反射光強度の時間的変化からドップラー効果による変化を計算し、各走査点の血流速度を求めるものである。

また、表面発光型半導体レーザ（Vertical-Cavity Surface-Emitting Laser diode:以下、ＶＣＳＥＬと称する）素子が、光情報処理装置や光通信素子、あるいは光を用いたデータ記憶装置の光源として知られている（特許文献２）。

特開平７−１４６３０５号公報 特開２００６−２３７６４８号公報

本発明は、単一モード発振のレーザを用いる場合と比べ、高精度な血流速度測定装置を提供することを目的とする。

請求項１に係る血流速度測定装置は、光のスペクトルが複数の峰を有するレーザ光を生体組織に放射する発光部と、前記放射されたレーザ光の反射、散乱、または吸収の少なくとも１つを検出する光検出部と、前記放射されたレーザ光のスペクトルと前記光検出部で検出された光のスペクトルとの差分に基づき血流速度を算出する演算部とを含み、前記発光部は、横マルチモードのレーザ発振する光を放射する面発光型半導体レーザ素子を含む。
請求項２において、前記面発光型半導体レーザ素子は、第1導電型の半導体反射鏡および第２導電型の半導体反射鏡との間に活性層および電流狭窄層を含み、電流狭窄層は、高抵抗領域と高抵抗領域によって包囲された導電領域とを含み、導電領域の外径は５ミクロンよりも大きい。
請求項３において、前記演算部は、各々の峰の波長のずれによる差分を算出し、算出された各差分に基づきドップラー効果による変化量を決定し、当該ドップラー効果による変化量から血流速度を算出する。
請求項４において、前記演算部は、各差分の算術平均からドップラー効果による変化量を決定する。
請求項５において、前記演算部は、各々の峰の周波数のずれによる差分を算出し、算出された差分から血流速度を算出する。
請求項６において、前記演算部は、反射光強度の時間的変化から得られるドップラー信号と、反射光のスペクトルの周波数のずれから得られるドップラー信号とを重ね合わせる加算処理により血流速度を算出する。
請求項７において、前記発光部は、２分割されたレーザ光を生体組織に照射するものであり、分割されたレーザ光の周波数をｆ_０、ドップラー効果による変化を生じた光の周波数をそれぞれｆ_１、ｆ_２、照射された光のなる交差角度をφ、レーザ波長をλ、差動周波数をｆ_ｄとしたとき、血流速度Ｖは、次の式（１）から算出される。

請求項１によれば、単一モード発振のレーザを用いる血流速度装置よりも精度良く血流速度を測定することができる。また、従来よりも小型化、低コスト化が可能な血流速度測定装置を提供することができる。
請求項２によれば、動作の安定した面発光型半導体レーザ素子を用いることで、信頼性の高い血流速度の測定を行うことができる。
請求項３によれば、より正確なドップラー効果による変化量から血流速度を算出することができる。
請求項４によれば、より正確なドップラー効果による変化量を決定することができる。
請求項５によれば、より正確なドップラー効果による変化量を決定することができる。
請求項６によれば、より高精度な血流速度を算出することができる。
請求項７によれば、従来と比べて高精度に血流速度を測定することができる。

以下、本発明に係る血流速度測定装置を実施するための最良の形態を図面を参照して詳細に説明する。ここでは、人体の生体組織にレーザ光を照射してその血流速度を測定する例を示す。

図１は、血流速度測定装置（センサ）の測定方法を説明するための概略図である。同図に示すように、人体の皮膚は、表皮、真皮、皮下組織の３層を含んでいる。表皮は、皮膚の内側にある筋肉、神経、血管といった器官を外傷から保護する役割を担っている。表皮の下層にある真皮は、繊維組織と弾性組織でできた厚い層であり、真皮内には、神経終末、皮脂、汗の分泌腺、血管がある。真皮にある血管（毛細血管や抹消血管等）は、皮膚に栄養を与えるとともに、体温を調整する働きをし、その数は、体の部位によって異なっている。

特定の波長を有するレーザ光を皮膚に照射すると、レーザ光は、表皮を透過し、真皮内の血管または血管内を流れる血球によって反射され、散乱される。それらの反射光または散乱光のうち、血管内を移動する血球によって反射または散乱された光は、ドップラー効果により波長のずれまたは周波数のずれが生じ、このドップラー効果による変化量から血流速度を算出することができる。

次に、本発明に係る血流速度の測定原理を図２を参照して説明する。本発明では、光スペクトルが複数のピーク（峰）を有するレーザ光を測定の光源に用いる。図２には、一例として、５つのピーク波長（実線で示すλ_P1 、λ_P2 、λ_P3 、λ_P4 、λ_P5、）をもつレーザ光が示されている。これらの発振ピーク波長は、温度が一定に保たれている限り、揺らぎ程度の変化しかなく、波長間隔は変化しない。

このようなレーザ光を生体組織へ放射すると、レーザ光は、血流によって反射された際、レーザ・ドップラー効果により波長のずれを生ずる。波長のずれが生じたレーザ光は、図２の破線で示すように、λ_P1’ 、λ_P2’ 、λ_P3’ 、λ_P4’ 、λ_P5’となる。各ピークにおける波長のずれ量すなわち差分は、Δλ₁＝|λ_P1−λ_P1’|、Δλ₂＝|λ_P2−λ_P2’|、Δλ₃＝|λ_P3−λ_P3’|、Δλ₄＝|λ_P4−λ_P4’|、Δλ₅＝|λ_P5−λ_P5’|となる。これらの各ピークの波長のずれ量の算術平均をとることで、ドップラー効果による変化量を決定し、決定されたドップラー効果による変化量から血流速度を算出する。

このように、複数のピークをもつレーザ光を測定用光源に用い、各ピークにおける波長のずれ量からドップラー効果による変化量を決定するようにしたので、単一ピークの波長のずれからドップラー効果による変化量を決定するよりも、その精度が高くなり、血流速度をより正確に求めることができる。また、複数のピークをもつレーザ光を光源に用いることは、擬似的に、複数の波長をもつ複数のレーザ光を光源にすることと同義であり、本発明のような光源を用いる方が、測定装置の光源の小型化、および低コスト化を図ることができる。なお、レーザ光の各ピークの波長のずれ量からドップラー効果による変化量を決定するようにしたが、各ピークの周波数のずれ量からドップラー効果による変化量を決定するようにしてもよい。

次に、本実施例に係る血流速度測定装置の詳細について説明する。図３は、血流速度測定装置のブロック図である。本実施例の血流速度測定装置１００は、上記したように複数のピーク波長を有するレーザ光を光源にもつ発光部１１０と、発光部１１０を駆動する駆動回路１２０と、放射されたレーザ光の生体組織による反射光または散乱光をフォトダイオード等の受光素子により受光し、これを電気信号に変換する光検出部１３０と、光検出部１３０から出力された検出信号を受け取り、当該検出信号に基づき血流速度を算出する演算部１４０と、算出された血流速度をディスプレイ等に表示する出力部１５０とを備えている。

本実施例の発光部１１０は、好ましくは、横マルチモードのＶＣＳＥＬ素子を用いる。マルチモードのＶＣＳＥＬ素子により励振される横モードは、図２に示したように、それぞれに対応した異なるピーク波長を有する複数の縦モードを示す。横マルチモードのＶＣＳＥＬ素子の平面図を図６Ａに示し、そのＡ−Ａ線断面図を図６Ｂに示す。

図６Ａおよび図６Ｂに示すように、ＶＣＳＥＬ２００は、ｎ型のＧａＡｓ基板２０２の裏面にｎ側電極２５０を含み、さらに基板２０２上に、ｎ型のＧａＡｓバッファ層２０４、ｎ型のＡｌＧａＡｓの半導体多層膜からなる下部ＤＢＲ（Distributed Bragg Reflector:分布ブラッグ型反射鏡）２０６、活性領域２０８、ｐ型のＡｌＡｓからなる電流狭窄層２１０、ｐ型のＡｌＧａＡｓの半導体多層膜からなる上部ＤＢＲ２１２、ｐ型のＧａＡｓコンタクト層２１４を含む半導体層を積層している。

基板２０２には、半導体層をエッチングして形成されたリング状の溝２１６が形成され、溝２１６は、コンタクト層２１４から下部ＤＢＲ２０６の一部に到達する深さを有している。この溝２１６により、レーザ光の発光部である円筒状のポストＰが規定され、また、ポストＰと隔てられてパッド形成領域２１８が形成されている。ポストＰは、下部ＤＢＲ２０６と上部ＤＢＲ２１２により共振器構造を構成し、これらの間に、活性領域２０８および電流狭窄層２１０を介在させている。電流狭窄層２１０は、ポストＰの側面において露出されたＡｌＡｓの外縁を選択的に酸化させた酸化領域２１０ａと酸化領域によって包囲された導電領域を含み、導電領域内に電流および光の閉じ込めを行う。導電領域を平面的に見た形状は、ポストＰの外形を反映した円形である。

溝２１６を含む基板表面が層間絶縁膜２２０によって覆われている。ポストＰの頂部において、層間絶縁膜２２０には、環状のコンタクトホールが形成されている。円形状のｐ側上部電極２３０は、コンタクトホールを介してコンタクト層２１４に電気的に接続されている。上部電極２３０の中央には、レーザ光の出射領域を規定する円形状の開口２３２が形成されている。パッド形成領域２１８には、層間絶縁膜２２０を介して円形状の電極パッド２３４が形成されている。電極パッド２３４は、溝２１６を延在する引き出し電極配線２３６を介してｐ側の上部電極２３０に接続されている。

このような構成のＶＣＳＥＬにおいて、横マルチモードのレーザ光を放射させるためには、電流狭窄層２１０の導電領域の外径（直径）は少なくとも５μｍ以上であることが望ましく、より好ましくは８μｍ以上である。導電領域が５μｍより小さくなるとレーザ光は、シングルモードになる。また、ピーク波長の数は、導電領域の外径の大きさに比例するため、所望のピーク数に応じて導電領域の外径を選択することができる。

図３に示す駆動回路１２０は、ＶＣＳＥＬ２００のｎ側電極２５０とｐ側電極２３０に順方向バイアスの電流を印加する。これにより、ＶＣＳＥＬ２００は、開口２３２から基板とほぼ垂直方向に、８５０ｎｍ近傍に複数の発振ピークを有するレーザ光を出射する。

次に、光検出部１３０および演算部１４０の構成例を図４に示す。光検出部１３０は、生体組織からの反射光または散乱光のスペクトルを分析するスペクトル分析部１３１、スペクトル分析された光を電気信号に変換する光電変換部１３２を含む。

演算部１４０は、光電変換部１３２から出力されたアナログ検出信号をディジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換部１４１、変換されたディジタル信号から反射光または散乱光のドップラー効果による変化を生じたピーク波長を検出するピーク波長検出部１４２、発光部１１０が放射するレーザ光（ドップラー効果による変化のないレーザ光）のピーク波長を保持する初期ピーク波長保持部１４３、ピーク波長検出部１４２で検出された各ピークの波長と初期ピーク波長保持部１４３で保持された各ピークの波長との差分、すなわち波長のずれ量Δλを求める波長のずれ量算出部１４４、各ピークの波長のずれ量Δλの平均値等を算出しドップラー効果による変化量を決定するドップラー効果による変化量決定部１４５、ドップラー効果による変化量に基づき血流速度を算出する血流速度算出部１４６を有する。

次に、血流速度算出部における好ましい算出方法を図５を参照して説明する。発光部（ＶＣＳＥＬ）１１０より出射したレーザ光をビームスプリッタにより２分割し、交差角度φにて検体に照射する。このとき、被測定物の移動速度をＶ、レーザ波長をλとする。分割されたレーザ光の周波数をｆ_０、ドップラー効果による変化を生じた散乱光の周波数をそれぞれｆ_１、ｆ_２とすれば、差動周波数ｆ_ｄは、次の式（１）によって表される。

ここで、φは、照射光のなす交差角度、λは、レーザ波長である。ただし、被測定物の直角からのズレを考慮すれば次式（２）のようになる。

Δθは、被測定物の直角からのズレである。これより、被測定物の移動速度Ｖが求められる。ここでは、マルチモード発振に基づく各ピーク波長について個々の移動速度Ｖ_ｎを求め、算術平均あるいは調和平均より、最終的な被測定物の移動速度Ｖ_ｍが求められる。

次に、血流速度測定装置の測定動作を図７のフローチャートを参照して説明する。先ず、発光部１１０が駆動回路１２０により駆動され、発光部１１０は、複数のピーク波長を有するマルチモードのレーザ光を生体組織に放射する（ステップＳ１０１）。この放射に伴い、計測が実行される（ステップＳ１０２）。

放射されたレーザ光のうち、血管内を移動する血球によって反射、散乱または吸収された光はドップラー効果により波長のずれ、あるいは強度変化を生じ、これが光検出部１３０により検出され（ステップＳ１０３）、検出信号は演算部１４０に入力される（ステップＳ１０４）。検出信号には、スペクトルに基づく波長情報、線幅情報、強度情報等が含まれる。

ピーク波長検出部１４２は、入力された検出信号からシフトしたピーク波長を検出し、これを波長のずれ量算出部１４４へ提供する。波長のずれ量算出部１４４は、検出されたピーク波長と、放射されたレーザ光のピーク波長との差分を算出し（ステップＳ１０５）、これをドップラー効果による変化量決定部１４５へ提供する。ドップラー効果による変化量決定部１４５は、各ピークの差分の平均値等の演算からドップラー効果による変化量を決定し、これにより血流速度が求められる（ステップＳ１０６）。

ここで、図２に示したピーク波長を有するレーザ光を例に演算処理を説明する。初期ピーク波長保持部１４３は、放射されるレーザ光のピーク波長λ_P1 、λ_P2 、λ_P3 、λ_P4、 λ_P5、を保持する。これらの波長は、ＶＣＳＥＬ２００を常温で発振させたときの波長としてメモリに記憶しておくことができる。あるいは、完全に停止した対象物にレーザ光を放射したときの反射光から、これらの波長を取得するようにしてもよい。

生体組織からの反射光をスペクトル分析することで、ピーク波長検出部１４２は、波長のずれされたピーク波長λ_P1’ 、 λ_P2’ 、λ_P3’ 、λ_P4’ 、λ_P5’を検出する。次に、波長のずれ量算出部１４４は、各ピークについて、Δλ₁＝|λ_P1−λ_P1’|、Δλ₂＝|λ_P2−λ_P2’|、Δλ₃＝|λ_P3−λ_P3’|、Δλ₄＝|λ_P4−λ_P4’|、Δλ₅＝|λ_P5−λ_P5’|の差分を算出する。ドップラー効果による変化量決定部１４５は、各ピークのΔλ₁、Δλ₂、Δλ₃、Δλ₄、Δλ₅の平均値を算出し、これをドップラー効果による変化量と決定する。

血流速度算出部１４６は、ドップラー効果による変化量に基づき血流速度を算出する。また、生体組織からの反射光のうち、波長のずれ（または周波数のずれ）が生じた光の割合は、移動に伴う血球の数に比例し、そのずれ量は、血流の速度に比例する。つまり、血流量＝血球の数×血流速度の関係で表される、この関係式から、血流速度算出部１４６は、血流量や血球の数を算出することも可能である。

また、ドップラー効果による変化量の決定方法は、各ピークの波長のずれ量の算術平均を用いる他、調和平均を用いても良い。さらに、ずれ量のバラツキを抑えるため、ずれ量の最大値と最小値を、算術平均や調和平均から除外するようにしてもよい。さらに、波長のずれ量からドップラー効果による変化量を決定したが、各ピークの周波数のずれ量からドップラー効果による変化量を決定するようにしてもよい。

さらに別の手法として、生体組織に照射されたレーザ光からの反射光強度の時間的変化から得られるドップラー信号と、反射光のスペクトルの周波数のずれから得られるドップラー信号の二つのドップラー信号を重ね合わせ、加算処理することによって血流速度を算出することも可能である。ここでは生体組織による光の吸収作用を利用している。

また、測定時にＶＣＳＥＬ周囲の温度が変化したとしても、変化量に応じて複数ピークのスペクトルが短波長側、若しくは長波長側へ一定量変化するのみであり、各発振ピーク間の波長間隔は変化しない。つまり波長のずれ量の算術平均を元にドップラー効果による変化量を確定することにはなんら問題を生じない。ただし発振ピーク波長の絶対値は一定の係数に基づいて変化しているから、予めデータ校正用の調整用に温度係数を求めておき、補正することが望ましい。

従来のような単一縦モード特性を有するレーザを用いた場合、唯一つの発振ピークのデータに基づいて演算処理を行うためその誤差が結果に影響し、精度が低くなりがちであった。また、モードホッピングが生じた場合は正しいドップラー効果による変化量を求めることが困難であるから、別途温度調整機能を設け、ケース温度、あるいは環境温度を精密に制御する必要があった。さらに、マルチモードＶＣＳＥＬを光源にすることで被測定部の面積を広げることなく、精度、信頼性とも高い血流速度測定装置を容易に得ることができる。しかも、安価なマルチモードＶＣＳＥＬを利用することで、大幅な製造コスト削減に繋がる。

上記実施例では、ＧａＡｓ系のＶＣＳＥＬを例示したが、これ以外のＩＩＩ−Ｖ族の化合物半導体レーザを用いることも可能である。また、上記実施例では、電流狭窄層を選択酸化する選択酸化型のＶＣＳＥＬを例示したが、これに限らず、電流狭窄層は、イオン注入などにより電流狭窄層に高抵抗領域を形成するものであってもよい。さらに、ＶＣＳＥＬの発振波長は、生体組織や血管等の測定対象に応じて適宜選択することができる。

次に、血流速度測定装置の具体的な構成例を図８に示す。血流速度測定装置３００は、横マルチモードのＶＣＳＥＬを内部に収納するキャンタイプの光モジュール３１０と、互いに直交するα方向およびβ方向に回転可能であり光モジュール３１０から放射されたレーザ光Ｌを反射することで生体組織上に走査線Ｓ１からなる走査エリアＳを形成する走査ミラー３２０と、走査エリアＳを撮像する撮像カメラ３３０と、走査エリアＳからの反射光または散乱光を受光する光検出部３４０と、ＶＣＳＥＬの駆動信号の生成および光検出部３４０からの検出信号の演算処理を行うドップラー信号処理装置３５０と、撮像カメラ３３０によって撮像された画像と血流速度の画像情報とを合成して表示する表示部３６０と、各部と信号の送受を行う信号線３７０とを含んでいる。

図９は、図８に示す光モジュールの構成例である。図９Ａに示す光モジュール４００は、ＶＣＳＥＬが形成されたチップ４１０を、導電性接着剤４２０を介して円盤状の金属ステム４３０上に固定する。導電性のリード４４０、４４２は、ステム４３０に形成された貫通孔（図示省略）内に挿入され、リード４４０は、ＶＣＳＥＬのｎ側電極に電気的に接続され、他方のリード４４２は、ｐ側電極に電気的に接続される。ステム４３０上に矩形状の中空のキャップ４５０が固定され、キャップ４５０の中央の開口４５２内にボールレンズ４６０が固定されている。また、ステム４３０上には、ＶＣＳＥＬの発光状態をモニターするための受光素子４７０が固定され、その出力信号はリード４４４から取り出される。図９Ｂに示す光モジュール４０２は、図９Ａに示す光モジュールと異なり、ボールレンズを用いる代わりに、平板ガラス４６２をキャップ４５０の中央の開口４５２内に固定している。

光モジュール３１０から発せられたレーザ光Ｌは、走査ミラー３２０によって生体組織上に走査エリアＳ内を走査線Ｓ１のように走査される。走査によって生体組織から反射された光は、光検出部３４０によって受光され、その検出信号がが信号線３７０を介してドップラー信号処理装置３５０へ供給される。走査線Ｓ１または走査線Ｓ１を構成する走査点の血流速度が算出される。表示部３６０は、走査エリアＳ内の血流速度の分布が分かるような２次元画像を生成し、生成された２次元画像と、撮像カメラ３３０から得られた走査エリアＳの撮像データとを合成してディスプレイに表示する。これにより、血流の悪い（速度が鈍い）ところ、または良い（速度が速い）ところを一瞥で認識させることも可能である。

上記実施例は例示的なものであり、これによって本発明の範囲が限定的に解釈されるべきものではなく、本発明の構成要件を満足する範囲内で他の方法によっても実現可能であることは言うまでもない。

本発明に係る血流速度測定装置は、生体中の血流速度の計測等を行うことができる。

図１は、血流速度測定装置の測定方法を説明するための概略図である。 本発明の血流速度測定装置の原理を説明する図である。 本発明の実施例に係る血流速度測定装置の構成を示すブロック図である。 演算部の構成を示すブロック図である。 血流速度の算出方法を説明するための図である。 図６Ａは、本実施例の発光部に用いられる横マルチモードのＶＣＳＥＬ素子の構成を示す平面図、図６Ｂは、そのＡ−Ａ線断面図である。 本実施例に係る血流速度測定装置の計測方法を説明するための流れ図である。 血流速度測定装置の具体的な構成を示す図である。 光モジュールの構成例を示す図である。 従来の血流速度センサの概略構成を示すブロック図である。

符号の説明

１００、３００：血流速度測定装置
１１０：発光部
１２０：駆動回路
１３０：光検出部
１３１：スペクトル分析部
１３２：光電変換部
１４０：演算部
１４１：Ａ／Ｄ変換部
１４２：ピーク波長検出部
１４３：初期ピーク波長保持部
１４４：波長のずれ量算出部
１４５：ドップラー効果による変化決定部
１４６：血流速度算出部
１５０：出力部
２００：ＶＣＳＥＬ
３１０：光モジュール
３２０：走査ミラー
３３０：撮像カメラ
３４０：光検出部
３５０：ドップラー信号処理装置
３６０：表示部
３７０：信号線
４００、４０２：光モジュール

Claims (7)

1. 光のスペクトルが複数の峰を有するレーザ光を生体組織に放射する発光部と、
   前記放射されたレーザ光の反射、散乱、または吸収の少なくとも１つを検出する光検出部と、
   前記放射されたレーザ光のスペクトルと前記光検出部で検出された光のスペクトルとの差分に基づき血流速度を算出する演算部とを含み、
   前記発光部は、横マルチモードのレーザ発振する光を放射する面発光型半導体レーザ素子を含む、血流速度測定装置。
2. 前記面発光型半導体レーザ素子は、第1導電型の半導体反射鏡および第２導電型の半導体反射鏡との間に活性層および電流狭窄層を含み、電流狭窄層は、高抵抗領域と高抵抗領域によって包囲された導電領域とを含み、導電領域の外径は５ミクロンよりも大きい、請求項１に記載の血流速度測定装置。
3. 前記演算部は、各々の峰の波長のずれによる差分を算出し、算出された各差分に基づきドップラー効果による変化量を決定し、当該ドップラー効果による変化量から血流速度を算出する、請求項１または２に記載の血流速度測定装置。
4. 前記演算部は、各差分の算術平均からドップラー効果による変化量を決定する、請求項３に記載の血流速度測定装置。
5. 前記演算部は、各々の峰の周波数のずれによる差分を算出し、算出された差分から血流速度を算出する、請求項１ないし４いずれか１つに記載の血流速度測定装置。
6. 前記演算部は、反射光強度の時間的変化から得られるドップラー信号と、反射光のスペクトルの周波数のずれから得られるドップラー信号とを重ね合わせる加算処理により血流速度を算出する、請求項１ないし４いずれか１つに記載の血流速度測定装置。
7. 前記発光部は、２分割されたレーザ光を生体組織に照射するものであり、分割されたレーザ光の周波数をｆ_０、ドップラー効果による変化を生じた光の周波数をそれぞれｆ_１、ｆ_２、照射された光のなる交差角度をφ、レーザ波長をλ、差動周波数をｆ_ｄとしたとき、血流速度Ｖは、次の式（１）から算出される、請求項１ないし６いずれか１つに記載の血流速度測定装置。