JPH0515501A - 表面血流測定装置 - Google Patents
表面血流測定装置Info
- Publication number
- JPH0515501A JPH0515501A JP3218729A JP21872991A JPH0515501A JP H0515501 A JPH0515501 A JP H0515501A JP 3218729 A JP3218729 A JP 3218729A JP 21872991 A JP21872991 A JP 21872991A JP H0515501 A JPH0515501 A JP H0515501A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- blood flow
- measurement
- sensor
- signal
- surface blood
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Landscapes
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 無侵襲で表面血流を定量的に且つ正確に測定
することができる表面血流測定装置の提供。 【構成】 本発明の表面血流測定装置２は、被検体の表
面血流を検出して出力信号を発する複数のセンサ素子４
ａを備えた、被検体に当接するセンサ部６と、前記セン
サ素子４ａからの出力信号を所定の測定信号に変換する
信号変換部１０と、測定信号を測定値として表示する表
示部３０とを備えることを特徴とする。
することができる表面血流測定装置の提供。 【構成】 本発明の表面血流測定装置２は、被検体の表
面血流を検出して出力信号を発する複数のセンサ素子４
ａを備えた、被検体に当接するセンサ部６と、前記セン
サ素子４ａからの出力信号を所定の測定信号に変換する
信号変換部１０と、測定信号を測定値として表示する表
示部３０とを備えることを特徴とする。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、生体皮膚や臓器の一定
面積の表面血流動態を定量的に無侵襲で測定を可能にす
る血流測定装置に関する。
面積の表面血流動態を定量的に無侵襲で測定を可能にす
る血流測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】生体の血流速度や血流量を計測する方法
は、古くからは、メスシリンダーによる平均血流量の測
定法や、色素希釈法などが開発されてきた。また最近で
は、放射性同位体希釈法や電磁血流計、超音波ドップラ
ー法、熱電対、熱勾配血流計、レーザードップラー法な
どが開発されている。
は、古くからは、メスシリンダーによる平均血流量の測
定法や、色素希釈法などが開発されてきた。また最近で
は、放射性同位体希釈法や電磁血流計、超音波ドップラ
ー法、熱電対、熱勾配血流計、レーザードップラー法な
どが開発されている。
【０００３】メスシリンダー法は、血管を切断して流出
する血液量を測定する方法である。この方法は、例えば
皮膚であれば、メスなどを用いて一定の深度で切開を行
い出血量を測定するものである。しかし、この方法は被
験者に多大な苦痛を与えるので一般的ではなかった。色
素希釈法は、組織中に色素を注入し消失速度を測定する
方法であるが、用いる色素の生体への吸着等の影響で必
ずしも正確に測定が行われているとは限らない。この方
法も被験者に多大な苦痛を与えるので一般的には用いら
れなかった。
する血液量を測定する方法である。この方法は、例えば
皮膚であれば、メスなどを用いて一定の深度で切開を行
い出血量を測定するものである。しかし、この方法は被
験者に多大な苦痛を与えるので一般的ではなかった。色
素希釈法は、組織中に色素を注入し消失速度を測定する
方法であるが、用いる色素の生体への吸着等の影響で必
ずしも正確に測定が行われているとは限らない。この方
法も被験者に多大な苦痛を与えるので一般的には用いら
れなかった。
【０００４】最近開発された放射性同位体希釈法は、色
素希釈法に類似するが、極めて感度が高い方法の一つで
ある。しかし、トレーサーの消失時間内での連続した測
定は不可能である。また、実際の測定に関しても、研究
目的等の特殊例を除いて臨床ではあまり使用されていな
い。電磁血流計は、方形波駆動型の磁場を用いて流量の
定量化が飛躍的に改善されてきており、現在臨床的にも
よく用いられてきている。しかし外科手術的に測定肢体
血管を剥離し血流計のプローブの装着が必要であり、無
侵襲での測定は無理である。
素希釈法に類似するが、極めて感度が高い方法の一つで
ある。しかし、トレーサーの消失時間内での連続した測
定は不可能である。また、実際の測定に関しても、研究
目的等の特殊例を除いて臨床ではあまり使用されていな
い。電磁血流計は、方形波駆動型の磁場を用いて流量の
定量化が飛躍的に改善されてきており、現在臨床的にも
よく用いられてきている。しかし外科手術的に測定肢体
血管を剥離し血流計のプローブの装着が必要であり、無
侵襲での測定は無理である。
【０００５】以上の血流測定装置は、それぞれの測定原
理に違いがあり、機能的にも優れたものがあるが、最大
の問題点としては、生体侵襲を余儀無く強いられること
であった。そこで、これらの問題を解決するために超音
波ドップラー法、熱電対、熱勾配血流計、レーザードッ
プラー法等が開発されてきている。超音波ドップラー法
は、パルスドップラー法の開発により、幅広く用いられ
てきている。精度や分解能は、後述するレーザードップ
ラー法に劣るが、無侵襲性、簡便であることから臨床で
も多く用いられてきている。
理に違いがあり、機能的にも優れたものがあるが、最大
の問題点としては、生体侵襲を余儀無く強いられること
であった。そこで、これらの問題を解決するために超音
波ドップラー法、熱電対、熱勾配血流計、レーザードッ
プラー法等が開発されてきている。超音波ドップラー法
は、パルスドップラー法の開発により、幅広く用いられ
てきている。精度や分解能は、後述するレーザードップ
ラー法に劣るが、無侵襲性、簡便であることから臨床で
も多く用いられてきている。
【０００６】熱電対、熱勾配血流計は、熱の表面移動速
度を感知するシステムであり、レスポンスがやや悪く詳
細なデータが取れない問題は有しているものの時間変化
に対して良好に反応する。レーザードップラー血流計
は、レーザー光が到達する部位に限定される為、眼底血
流や皮膚血流にしか応用されないが、時間、空間分解能
に優れ、電気的障害もなく、非常に優れたシステムであ
る。
度を感知するシステムであり、レスポンスがやや悪く詳
細なデータが取れない問題は有しているものの時間変化
に対して良好に反応する。レーザードップラー血流計
は、レーザー光が到達する部位に限定される為、眼底血
流や皮膚血流にしか応用されないが、時間、空間分解能
に優れ、電気的障害もなく、非常に優れたシステムであ
る。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】しかし、上述の超音波
ドップラー法、熱電対、熱勾配血流計、及びレーザード
ップラー法等の測定機器は、センサ部分が１個の素子の
みから構成されているため、それぞれのセンサ部分を同
一部に固定装着する限り、時間軸変化に対して良好に反
応するが、血流速度軸の変化に対してはゼロ補正が出来
ないので定量性が乏しく、絶対評価が出来ないという問
題点があった。従って、各患者間または同一被験者にお
いての部位の違いによる血流変化に関するデータを取る
ことは不可能であった。
ドップラー法、熱電対、熱勾配血流計、及びレーザード
ップラー法等の測定機器は、センサ部分が１個の素子の
みから構成されているため、それぞれのセンサ部分を同
一部に固定装着する限り、時間軸変化に対して良好に反
応するが、血流速度軸の変化に対してはゼロ補正が出来
ないので定量性が乏しく、絶対評価が出来ないという問
題点があった。従って、各患者間または同一被験者にお
いての部位の違いによる血流変化に関するデータを取る
ことは不可能であった。
【０００８】一部のレーザードップラー血流計には、セ
ンサ部分が複数になっているものがあるが、これはあく
までも測定部位の精度を上げる目的に使われており、上
記した問題点は依然存在する。また、従来の各血流測定
装置は、測定部位が点に近いこともあり、センサ先端の
設置圧の強さで出力に大きな変化を与える場合が多く、
これも定量性を欠く大きな原因の一つであった。
ンサ部分が複数になっているものがあるが、これはあく
までも測定部位の精度を上げる目的に使われており、上
記した問題点は依然存在する。また、従来の各血流測定
装置は、測定部位が点に近いこともあり、センサ先端の
設置圧の強さで出力に大きな変化を与える場合が多く、
これも定量性を欠く大きな原因の一つであった。
【０００９】従って、本発明の目的は、無侵襲で表面血
流を定量的に且つ正確に測定することができる表面血流
測定装置を提供することにある。
流を定量的に且つ正確に測定することができる表面血流
測定装置を提供することにある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】本発明は、被検体の表面
血流を検出して出力信号を発する複数のセンサ素子を備
えた、被検体に当接するセンサ部と、前記センサ素子か
らの出力信号を所定の測定信号に変換する信号変換部
と、測定信号を測定値として表示する表示部とを備える
ことを特徴とする表面血流測定装置を提供することによ
り、上記目的を達成したものである。
血流を検出して出力信号を発する複数のセンサ素子を備
えた、被検体に当接するセンサ部と、前記センサ素子か
らの出力信号を所定の測定信号に変換する信号変換部
と、測定信号を測定値として表示する表示部とを備える
ことを特徴とする表面血流測定装置を提供することによ
り、上記目的を達成したものである。
【００１１】また、本発明は、被検体の表面血流を検出
して出力信号を発するセンサ素子を備えた、被検体に当
接するセンサ部と、前記センサ素子からの出力信号を所
定の測定信号に変換する信号変換部と、測定信号を測定
値として表示する表示部とを有する表面血流測定装置で
あって、前記センサ部は被検体との接触面が０．１cm2
以上５００cm2 以下の接触面積を有することを特徴とす
る表面血流測定装置を提供することによっても上記目的
を達成したものである。
して出力信号を発するセンサ素子を備えた、被検体に当
接するセンサ部と、前記センサ素子からの出力信号を所
定の測定信号に変換する信号変換部と、測定信号を測定
値として表示する表示部とを有する表面血流測定装置で
あって、前記センサ部は被検体との接触面が０．１cm2
以上５００cm2 以下の接触面積を有することを特徴とす
る表面血流測定装置を提供することによっても上記目的
を達成したものである。
【００１２】
【作用】請求項１に記載の発明によれば、センサ部を被
検体に充てることにより、被検体の表面血流に応じて各
センサ素子から出力信号が発せられ、該出力信号変換部
にて所定の測定信号に変換される。このとき、センサ部
には、センサ素子が複数設けられているから、一つの測
定部位で、同時に又は選択的に複数の箇所を測定でき、
各測定値の変動を平均化することにより、キャリブレー
ションが可能となり定量的に且つ正確に測定することが
できる。また、センサ設置部位のずれが生じても複数個
のセンサ素子の出力の平均化により、そのエリアの正確
なデータが得られる。
検体に充てることにより、被検体の表面血流に応じて各
センサ素子から出力信号が発せられ、該出力信号変換部
にて所定の測定信号に変換される。このとき、センサ部
には、センサ素子が複数設けられているから、一つの測
定部位で、同時に又は選択的に複数の箇所を測定でき、
各測定値の変動を平均化することにより、キャリブレー
ションが可能となり定量的に且つ正確に測定することが
できる。また、センサ設置部位のずれが生じても複数個
のセンサ素子の出力の平均化により、そのエリアの正確
なデータが得られる。
【００１３】請求項５に記載の発明によれば、センサ部
における被検体の接触面を０．１cm 2 以上５００cm2 以
下としているから、センサ部の設置圧を緩和して測定部
位に与える影響を小さくすることができる。尚、センサ
部の接触面積を０．１cm2 以上５００cm2 以下に限定し
ている理由は、センサ部の面積が０．１cm2 未満では設
置圧を緩和するための充分な効果を得ることができず、
５００cm2 を越える場合には大きすぎて装置として簡易
に機能できないからである。
における被検体の接触面を０．１cm 2 以上５００cm2 以
下としているから、センサ部の設置圧を緩和して測定部
位に与える影響を小さくすることができる。尚、センサ
部の接触面積を０．１cm2 以上５００cm2 以下に限定し
ている理由は、センサ部の面積が０．１cm2 未満では設
置圧を緩和するための充分な効果を得ることができず、
５００cm2 を越える場合には大きすぎて装置として簡易
に機能できないからである。
【００１４】
【実施例】以下に、添付図面を参照して、本発明の実施
例について詳細に説明する。 （第１実施例）図１は、本発明の第１実施例の概略構成
図である。本発明の第１実施例による表面血流測定装置
２は、レーザードップラの原理を用いたもので、センサ
素子として光ファイバー４が用いられており、この光フ
ァイバー４は、入射レーザー光用ファイバーと反射レー
ザー光用ファイバーからなり、一端部４ａはセンサ部６
に、他端部４ｂは制御装置としてのマルチチャンネル８
を介して信号変換部１０に接続されている。
例について詳細に説明する。 （第１実施例）図１は、本発明の第１実施例の概略構成
図である。本発明の第１実施例による表面血流測定装置
２は、レーザードップラの原理を用いたもので、センサ
素子として光ファイバー４が用いられており、この光フ
ァイバー４は、入射レーザー光用ファイバーと反射レー
ザー光用ファイバーからなり、一端部４ａはセンサ部６
に、他端部４ｂは制御装置としてのマルチチャンネル８
を介して信号変換部１０に接続されている。
【００１５】センサ部６には、複数の光ファイバー４、
例えば５個、１０個、２０個等の光ファイバー４のセン
サ素子としての各一端４ａが適当な間隔に保持されてい
る。センサ部６の被検体への設置面は円又は楕円形状に
形成され、その面積は、０．１cm2 以上５００cm2 以下
として測定部位に生じる設置圧が緩和されている。尚、
この実施例では、かかるセンサ部６の設置面積は、実用
上、１．５cm2 以上１０cm2 以下の大きさに形成されて
いる。
例えば５個、１０個、２０個等の光ファイバー４のセン
サ素子としての各一端４ａが適当な間隔に保持されてい
る。センサ部６の被検体への設置面は円又は楕円形状に
形成され、その面積は、０．１cm2 以上５００cm2 以下
として測定部位に生じる設置圧が緩和されている。尚、
この実施例では、かかるセンサ部６の設置面積は、実用
上、１．５cm2 以上１０cm2 以下の大きさに形成されて
いる。
【００１６】センサ部の各センサ素子４ａにおいて、レ
ーザーの入射光と反射光の間隔は、０．０１〜１０mmが
好ましくこの間隔を微調節することにより測定部位の深
度を調節することができる。通常、皮膚血流を測定する
目的では、０．０５〜５mmが特に好ましい。また、上記
のマルチチャンネル８には、複数の光ファイバー４の他
端４ｂが接続されており、同時に、又は順次選択的に、
各光ファイバー４からの出力信号を取り出すようになっ
ている。
ーザーの入射光と反射光の間隔は、０．０１〜１０mmが
好ましくこの間隔を微調節することにより測定部位の深
度を調節することができる。通常、皮膚血流を測定する
目的では、０．０５〜５mmが特に好ましい。また、上記
のマルチチャンネル８には、複数の光ファイバー４の他
端４ｂが接続されており、同時に、又は順次選択的に、
各光ファイバー４からの出力信号を取り出すようになっ
ている。
【００１７】信号変換部１０は、マルチチャンネル８に
接続された光ファイバー４へレーザー光を主力するレー
ザー発信機構１２及び光ファイバー４からの出力を所定
の測定信号に変更する変換機構１４とを備えている。レ
ーザー発信機構１２は、レーザー１６から出力されたレ
ーザー光を、その一部を透過し、他部を反射する一対の
半透明鏡１８ａ、１８ｂと、この半透明鏡１８ａ、１８
ｂと共に方形を形成する一対の反射鏡２０ａ、２０ｂと
が設けられており、一対の反射鏡２０ａ、２０ｂの間に
は、超音波シフタ２２が配置されている。このような構
成によりレーザー１６から発信されたレーザー光の一部
は、一対の半透明鏡１８ａ、１８ｂを通過してマルチチ
ャンネル８へ送られる。一方、半透明鏡１８ａにて反射
されたレーザー光の他部は、超音波シフタ２２を介して
反射鏡２０ａ、２０ｂに反射された後、半透明鏡１８ｂ
を通過いて変換機構１４へ送られる。尚、反射鏡２０ｂ
と半透明鏡１８ｂとの間にあるのは、フォトディテクタ
２４ａである。
接続された光ファイバー４へレーザー光を主力するレー
ザー発信機構１２及び光ファイバー４からの出力を所定
の測定信号に変更する変換機構１４とを備えている。レ
ーザー発信機構１２は、レーザー１６から出力されたレ
ーザー光を、その一部を透過し、他部を反射する一対の
半透明鏡１８ａ、１８ｂと、この半透明鏡１８ａ、１８
ｂと共に方形を形成する一対の反射鏡２０ａ、２０ｂと
が設けられており、一対の反射鏡２０ａ、２０ｂの間に
は、超音波シフタ２２が配置されている。このような構
成によりレーザー１６から発信されたレーザー光の一部
は、一対の半透明鏡１８ａ、１８ｂを通過してマルチチ
ャンネル８へ送られる。一方、半透明鏡１８ａにて反射
されたレーザー光の他部は、超音波シフタ２２を介して
反射鏡２０ａ、２０ｂに反射された後、半透明鏡１８ｂ
を通過いて変換機構１４へ送られる。尚、反射鏡２０ｂ
と半透明鏡１８ｂとの間にあるのは、フォトディテクタ
２４ａである。
【００１８】変換機構１４は、半透明鏡１８ｂを透過し
てきたレーザー光を受ける光路上に配置されたフォトデ
ィテクタ２４ｂ、差動アンプ２６とを介してスペクトル
アナライザー２８に導入するようになっている。即ち、
直接導入されたレーザー光の一部と光ファイバー４から
の出力信号として帰ってきた光の光路差によって生じる
スペクトルの変化を測定するのである。
てきたレーザー光を受ける光路上に配置されたフォトデ
ィテクタ２４ｂ、差動アンプ２６とを介してスペクトル
アナライザー２８に導入するようになっている。即ち、
直接導入されたレーザー光の一部と光ファイバー４から
の出力信号として帰ってきた光の光路差によって生じる
スペクトルの変化を測定するのである。
【００１９】スペクトルアナライザー２８は、更に、測
定信号を測定値として表示する表示部としてのレコーダ
３０に接続され、測定結果を記録紙等に記録するように
なっている。この第１の実施例による表面血流測定装置
２によれば、レーザー１６から発信されたレーザー光の
一部はマルチチャンネル８に送られ、ここで、所定の光
ファイバー４に順次又は選択的に供給する。
定信号を測定値として表示する表示部としてのレコーダ
３０に接続され、測定結果を記録紙等に記録するように
なっている。この第１の実施例による表面血流測定装置
２によれば、レーザー１６から発信されたレーザー光の
一部はマルチチャンネル８に送られ、ここで、所定の光
ファイバー４に順次又は選択的に供給する。
【００２０】そして、センサ部６が当接された測定部位
における血流速度に対応して、レーザーを媒体として出
力された出力信号は、マルチチャンネル８を介し、半透
明鏡１８ｂで反射されて、変換機構１４に導入され、ス
ペクトルアナライザ２８にて、演算処理された後、測定
信号に変換されて、レコーダ３０によって記録紙等に記
録される。そして、必要に応じてマルチチャンネル８に
て各センサ素子４ａとしての光ファイバー４を選択する
ことにより異なる位置での測定値を得ることができる。
における血流速度に対応して、レーザーを媒体として出
力された出力信号は、マルチチャンネル８を介し、半透
明鏡１８ｂで反射されて、変換機構１４に導入され、ス
ペクトルアナライザ２８にて、演算処理された後、測定
信号に変換されて、レコーダ３０によって記録紙等に記
録される。そして、必要に応じてマルチチャンネル８に
て各センサ素子４ａとしての光ファイバー４を選択する
ことにより異なる位置での測定値を得ることができる。
【００２１】反射光レーザーの演算処理は、具体的に
は、フォットディテクター超音波シフター、差動アン
プ、スペクトルアナライザーなどを介し、演算処理され
る。この実施例によれば、複数点での血流速度を測定で
きるため、定量的な測定を確実に行うことができる。ま
た、測定点を複数設けることにより、測定部位を点から
面へと広げ、装着部位のずれによる測定誤差を少なくす
ることができる。
は、フォットディテクター超音波シフター、差動アン
プ、スペクトルアナライザーなどを介し、演算処理され
る。この実施例によれば、複数点での血流速度を測定で
きるため、定量的な測定を確実に行うことができる。ま
た、測定点を複数設けることにより、測定部位を点から
面へと広げ、装着部位のずれによる測定誤差を少なくす
ることができる。
【００２２】また、各センサ素子からの出力を独立して
解析することも可能で、簡易的には、各出力を平均化し
て血流量を示すことも可能である。また、応答センサを
選択し、局所的に出力させることも可能である。さら
に、各センサ素子からの出力は、それぞれマルチチャン
ネル化による血流速度プロフィル計測とともに測定面で
の流れの乱れ分析が可能であり、データを画像処理化す
ることも可能である。 〔第２実施例〕次に、図６及び図９を参照して、本発明
の第２実施例について説明するが、第１実施例と同一の
部分については同一の符号を付することによりその部分
の詳細な説明を省略する。
解析することも可能で、簡易的には、各出力を平均化し
て血流量を示すことも可能である。また、応答センサを
選択し、局所的に出力させることも可能である。さら
に、各センサ素子からの出力は、それぞれマルチチャン
ネル化による血流速度プロフィル計測とともに測定面で
の流れの乱れ分析が可能であり、データを画像処理化す
ることも可能である。 〔第２実施例〕次に、図６及び図９を参照して、本発明
の第２実施例について説明するが、第１実施例と同一の
部分については同一の符号を付することによりその部分
の詳細な説明を省略する。
【００２３】図６は本発明の第２実施例の概略構成図、
図９は第２実施例に用いられるセンサ部の平面図であ
る。第２実施例による表面血流測定装置３２は、一つの
レーザー光源３４と、該レーザー光源１６に接続されレ
ーザー光が導入される７本の導入用光ファイバー３６ａ
と、該導入用光ファイバー３６ａの先端部であるセンサ
素子４ａが保持され被検体に当接するセンサ部６と、上
記各記センサ素子４ａからの出力信号を導出する７本の
導出用光ファイバー３６ｂと、各導出用光ファイバー３
６ｂに接続されて導出された出力信号をまとめて受光器
３８に入力し、光加算平均して測定信号に変換する信号
変換機構１４とを備えている。
図９は第２実施例に用いられるセンサ部の平面図であ
る。第２実施例による表面血流測定装置３２は、一つの
レーザー光源３４と、該レーザー光源１６に接続されレ
ーザー光が導入される７本の導入用光ファイバー３６ａ
と、該導入用光ファイバー３６ａの先端部であるセンサ
素子４ａが保持され被検体に当接するセンサ部６と、上
記各記センサ素子４ａからの出力信号を導出する７本の
導出用光ファイバー３６ｂと、各導出用光ファイバー３
６ｂに接続されて導出された出力信号をまとめて受光器
３８に入力し、光加算平均して測定信号に変換する信号
変換機構１４とを備えている。
【００２４】センサ部６には、図１０に示すように、７
個のセンサ素子４ａが略等間隔に配置されており、各セ
ンサ素子４ａ間の間隔Ｌが本実施例では約５mm、センサ
部６の直径Ｒは約１６mmに設定されている。そして、レ
ーザー光源３４から発せられた約１５ｍＷのレーザー光
は、７本の導入用光ファイバー３６ａに同時に分配さ
れ、センサ部６に等間隔に配置された各センサ素子４ａ
に導かれ、被検体に照射される（約１．５ｍＷの出力と
なる）。被検体からの反射光はセンサ素子４ａの導出用
光ファイバー３６ｂを介して受光器３８、解析回路２８
からなる信号変換機構１４に導入される。信号変換機構
１４では、受光器３８と解析回路２８とが１つづ設けら
れており、解析回路２８では、７つの反射レーザー光の
光加算されたドップラー信号が「加算平均血流信号」と
して出力される。
個のセンサ素子４ａが略等間隔に配置されており、各セ
ンサ素子４ａ間の間隔Ｌが本実施例では約５mm、センサ
部６の直径Ｒは約１６mmに設定されている。そして、レ
ーザー光源３４から発せられた約１５ｍＷのレーザー光
は、７本の導入用光ファイバー３６ａに同時に分配さ
れ、センサ部６に等間隔に配置された各センサ素子４ａ
に導かれ、被検体に照射される（約１．５ｍＷの出力と
なる）。被検体からの反射光はセンサ素子４ａの導出用
光ファイバー３６ｂを介して受光器３８、解析回路２８
からなる信号変換機構１４に導入される。信号変換機構
１４では、受光器３８と解析回路２８とが１つづ設けら
れており、解析回路２８では、７つの反射レーザー光の
光加算されたドップラー信号が「加算平均血流信号」と
して出力される。
【００２５】この第２実施例によれば、受光器で各セン
サ素子からの出力が加算平均されることから、上述の第
１実施例に加えて、測定誤差が殆どなく再現性の高い値
を得ることができる。また、一つの光源を共有する本実
施例の場合には、光ファイバーの性質上、極めて細くす
ることや、分配することが可能で、センサ部６における
センサ素子４ａの数を増やすことが容易となる。 〔第３実施例〕図７及び図９を参照して、本発明の第３
実施例について説明するが、第１実施例と同一の部分に
ついては同一の符号を付することによりその部分の詳細
な説明を省略する。
サ素子からの出力が加算平均されることから、上述の第
１実施例に加えて、測定誤差が殆どなく再現性の高い値
を得ることができる。また、一つの光源を共有する本実
施例の場合には、光ファイバーの性質上、極めて細くす
ることや、分配することが可能で、センサ部６における
センサ素子４ａの数を増やすことが容易となる。 〔第３実施例〕図７及び図９を参照して、本発明の第３
実施例について説明するが、第１実施例と同一の部分に
ついては同一の符号を付することによりその部分の詳細
な説明を省略する。
【００２６】図７は本発明の第３実施例の概略構成図、
図９は第３実施例に用いられるセンサ部の平面図であ
る。第３実施例による表面血流装置４２は、上述した第
２実施例と同様に、一つのレーザー光源３４から導入さ
れたレーザー光は、７本の導入用光ファイバー３４ａに
分配される。センサ部６の各センサ素子４ａに接続され
た導出用光ファイバー３４ｂのそれぞれは独自に受光器
３８、解析回路２８に接続されており、各解析回路２８
は加算平均回路４４に接続されている。
図９は第３実施例に用いられるセンサ部の平面図であ
る。第３実施例による表面血流装置４２は、上述した第
２実施例と同様に、一つのレーザー光源３４から導入さ
れたレーザー光は、７本の導入用光ファイバー３４ａに
分配される。センサ部６の各センサ素子４ａに接続され
た導出用光ファイバー３４ｂのそれぞれは独自に受光器
３８、解析回路２８に接続されており、各解析回路２８
は加算平均回路４４に接続されている。
【００２７】即ち、各センサ素子４ａにて導出された出
力信号をそれぞれ独自の受光素子３８と解析回路２８と
がそれぞれ解析し、各解析回路２８から出力される測定
信号を加算平均回路４４が加算平均し、加算平均血流信
号として出力する。 〔第４実施例〕図８及び図９を参照して、本発明の第４
実施例について説明するが、第１実施例と同一の部分に
ついては同一の符号を付することによりその部分の詳細
な説明を省略する。
力信号をそれぞれ独自の受光素子３８と解析回路２８と
がそれぞれ解析し、各解析回路２８から出力される測定
信号を加算平均回路４４が加算平均し、加算平均血流信
号として出力する。 〔第４実施例〕図８及び図９を参照して、本発明の第４
実施例について説明するが、第１実施例と同一の部分に
ついては同一の符号を付することによりその部分の詳細
な説明を省略する。
【００２８】図８は本発明の第４実施例の概略構成図、
図９は第４実施例に用いられるセンサ部の平面図であ
る。第４実施例による表面血流装置５２は、７つのレー
ザー光源１６を設け、各レーザー光源３４に導入用光フ
ァイバー４ａを接続し、それぞれ独立にセンサー部６に
入射させ、各センサー素子４ａからの出力は、それぞれ
７本の導出用光ファイバー４ｂに接続されているが、各
導出用光ファイバー４ｂが一つの受光器３８に接続され
ている。
図９は第４実施例に用いられるセンサ部の平面図であ
る。第４実施例による表面血流装置５２は、７つのレー
ザー光源１６を設け、各レーザー光源３４に導入用光フ
ァイバー４ａを接続し、それぞれ独立にセンサー部６に
入射させ、各センサー素子４ａからの出力は、それぞれ
７本の導出用光ファイバー４ｂに接続されているが、各
導出用光ファイバー４ｂが一つの受光器３８に接続され
ている。
【００２９】即ち、第４実施例では、入射レーザー光源
は複数あるのに対して、受光器３８と解析回路２８とは
１つづ設けられており、解析回路２８からは７本の反射
レーザー光の光加算されたドップラー信号が「加算平均
血流信号」として出力されるようになっている。 〔測定例１及び２〕以下に、図２〜図５を参照して、第
１実施例による測定例１及び２について説明する。
は複数あるのに対して、受光器３８と解析回路２８とは
１つづ設けられており、解析回路２８からは７本の反射
レーザー光の光加算されたドップラー信号が「加算平均
血流信号」として出力されるようになっている。 〔測定例１及び２〕以下に、図２〜図５を参照して、第
１実施例による測定例１及び２について説明する。
【００３０】図２〜図５は第１実施例に基づく測定結果
を示したグラフ図である。 （測定条件）レーザードップラー本体（ペリメド社 ペ
リフラックスＰＦ３改造品） センサー部面積 ２平方センチメートル センサー素子数 １０個、略均等配置 測定時間 ３０秒 測定部位 測定例１：ヒト頬中心部 測定例２：ヒト前腕屈側部 測定温度 測定例１：２５度／６０％ 湿度 測定例２：３５度／６０％、 ２０度／６０％ （測定結果）測定例１の条件下における測定結果を第２
図及び第３図に示す。第２図は１日目、第３図は２日目
に測定したもので、ヒトの頬での略同部位における測定
結果を示したものである。
を示したグラフ図である。 （測定条件）レーザードップラー本体（ペリメド社 ペ
リフラックスＰＦ３改造品） センサー部面積 ２平方センチメートル センサー素子数 １０個、略均等配置 測定時間 ３０秒 測定部位 測定例１：ヒト頬中心部 測定例２：ヒト前腕屈側部 測定温度 測定例１：２５度／６０％ 湿度 測定例２：３５度／６０％、 ２０度／６０％ （測定結果）測定例１の条件下における測定結果を第２
図及び第３図に示す。第２図は１日目、第３図は２日目
に測定したもので、ヒトの頬での略同部位における測定
結果を示したものである。
【００３１】また、測定例２の条件下における測定結果
を第４図及び第５図に示す。第４図は３５度／６０％の
条件下で、第５図は２０度／６０％の条件下で、測定し
たもので、ヒトの腕での略同部位における測定結果を示
したものである。尚、第２図乃至第５図において、符号
１〜１０で示される線分は各センサ素子からの出力平均
±標準偏差（３０秒間）を示し、符号Ｎで示される線分
は全センサ素子の出力平均±標準偏差（３０秒間）を示
している。
を第４図及び第５図に示す。第４図は３５度／６０％の
条件下で、第５図は２０度／６０％の条件下で、測定し
たもので、ヒトの腕での略同部位における測定結果を示
したものである。尚、第２図乃至第５図において、符号
１〜１０で示される線分は各センサ素子からの出力平均
±標準偏差（３０秒間）を示し、符号Ｎで示される線分
は全センサ素子の出力平均±標準偏差（３０秒間）を示
している。
【００３２】測定例１の結果からも明らかなように、１
０箇所に備えつけたセンサ素子４ａの値はそれぞれ大き
く異なるが、１０個のデータを平均化することにより安
定したデータを得ることができた。また２日目に再び同
部位を同条件下で測定した結果においても、１０個のデ
ータを平均化することにより安定したデータを得ること
ができた。
０箇所に備えつけたセンサ素子４ａの値はそれぞれ大き
く異なるが、１０個のデータを平均化することにより安
定したデータを得ることができた。また２日目に再び同
部位を同条件下で測定した結果においても、１０個のデ
ータを平均化することにより安定したデータを得ること
ができた。
【００３３】測定例２の結果からも明らかな様に、測定
条件を３５度から２０度に下げた時でも、個々のセンサ
素子からの出力を平均化することにより安定した血流に
関するデータを得ることができた。 〔測定例３〕以下に、添付図面の図１０〜図１１を参照
して、第３実施例による測定例３について説明する。
条件を３５度から２０度に下げた時でも、個々のセンサ
素子からの出力を平均化することにより安定した血流に
関するデータを得ることができた。 〔測定例３〕以下に、添付図面の図１０〜図１１を参照
して、第３実施例による測定例３について説明する。
【００３４】図１０及び図１１は、本発明の第３実施例
に基づく測定結果を示したグラフ図である。センサ部６
には、導入用光ファイバー３６ａと導出用光ファイバー
３６ｂとが接続されたセンサ素子４ａは、中央に１箇所
を置き、周囲に５mm間隔で６点配置し、合計７点のセン
サ素子４ａを配置している。
に基づく測定結果を示したグラフ図である。センサ部６
には、導入用光ファイバー３６ａと導出用光ファイバー
３６ｂとが接続されたセンサ素子４ａは、中央に１箇所
を置き、周囲に５mm間隔で６点配置し、合計７点のセン
サ素子４ａを配置している。
【００３５】測定部位はヒトの額の略中央と、そこを中
心として５mm上、５mm左、５mm右、５mm下の５箇所にて
測定した。該測定は、センサ部６を移動して行った。そ
の結果を図１０及び図１１に示した。図１０及び図１１
に示す各測定グラフは、それぞれのセンサ素子４ａにお
ける出力値を示したものである。即ち、縦列のから
は各センサ素子４ａを示し、横列は測定部位を示してい
る。従って、各グラフは、各測定部位におけるセンサ素
子４ａ毎の出力と時間的との関係を示したもので、縦軸
に出力横軸に時間を取ったものである。
心として５mm上、５mm左、５mm右、５mm下の５箇所にて
測定した。該測定は、センサ部６を移動して行った。そ
の結果を図１０及び図１１に示した。図１０及び図１１
に示す各測定グラフは、それぞれのセンサ素子４ａにお
ける出力値を示したものである。即ち、縦列のから
は各センサ素子４ａを示し、横列は測定部位を示してい
る。従って、各グラフは、各測定部位におけるセンサ素
子４ａ毎の出力と時間的との関係を示したもので、縦軸
に出力横軸に時間を取ったものである。
【００３６】図１０及び図１１の各最下段には７個のセ
ンサ素子４ａによる値の加算平均を演算したグラフ図を
示した。尚、各部位における測定時間は４分間である。
上記グラフから明かなように、個々のセンサ素子４ａか
ら出力される血流波形はそれぞれ異なっていることがわ
かる。典型的な例は、例えば、中央、５mm上、５mm
右、、、５mm下、等の血流波形である。これ
らの個別のデーターはとりも直さず従来の単一センサ素
子からの血流波形そのものを示しており、いかに従来の
測定機器が測定ポイントをずらすことによって、データ
ーの再現性が得られなかったかが理解できる。
ンサ素子４ａによる値の加算平均を演算したグラフ図を
示した。尚、各部位における測定時間は４分間である。
上記グラフから明かなように、個々のセンサ素子４ａか
ら出力される血流波形はそれぞれ異なっていることがわ
かる。典型的な例は、例えば、中央、５mm上、５mm
右、、、５mm下、等の血流波形である。これ
らの個別のデーターはとりも直さず従来の単一センサ素
子からの血流波形そのものを示しており、いかに従来の
測定機器が測定ポイントをずらすことによって、データ
ーの再現性が得られなかったかが理解できる。
【００３７】一方、これらの個別データーを電気的に加
算平均することにより、最下段に示した如く、安定した
出力を得ることができた。即ち、測定部位の額のほぼ中
央と、そこを中心として５mm上、５mm左、５mm右、５mm
下の皮膚血流の加算平均値は殆ど変化が無いということ
が分かった。尚、第２及び第４の実施例についても上述
した測定例３と同様な測定を行ったところ、上述した測
定例３の加算平均のグラフと同様な結果が得られた。
算平均することにより、最下段に示した如く、安定した
出力を得ることができた。即ち、測定部位の額のほぼ中
央と、そこを中心として５mm上、５mm左、５mm右、５mm
下の皮膚血流の加算平均値は殆ど変化が無いということ
が分かった。尚、第２及び第４の実施例についても上述
した測定例３と同様な測定を行ったところ、上述した測
定例３の加算平均のグラフと同様な結果が得られた。
【００３８】本発明は、上述した実施例及び測定例に限
定されることなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種
々変更可能である。例えば、各導出光ファイバーより導
出された反射光は、同時にスキャニングすることに限ら
ず、順にスキャンニングするものであってもよい。各セ
ンサ素子からの出力を平均化し、キャリブレーションし
た後、任意に選択されたセンサ素子からの出力のベース
ライン補正を行い、定量性の高い血流変化を経時的に追
求することも可能である。
定されることなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種
々変更可能である。例えば、各導出光ファイバーより導
出された反射光は、同時にスキャニングすることに限ら
ず、順にスキャンニングするものであってもよい。各セ
ンサ素子からの出力を平均化し、キャリブレーションし
た後、任意に選択されたセンサ素子からの出力のベース
ライン補正を行い、定量性の高い血流変化を経時的に追
求することも可能である。
【００３９】また、個々のセンサ素子からの出力を、経
時的に記録し、フーリエ変換等によって波形の周波数分
析を行い、パワースペクトルを得ることも可能である。
これによって表面血流の部分的な乱れを感知することも
できるし、血流量の変化を定量化することも可能になっ
た。更には、上述した実施例ではレーザードップラを測
定原理として用いた例について説明したが、これに限ら
ず、超音波ドップラー、熱電対、熱勾配血流計、レーザ
ードップラーまたは分光光学的測定装置のどれを用いて
も良いが、レーザードップラー方式によれば、光ファイ
バーを用いるためセンサ素子数を増やした時の構造を単
純にすることが可能であり、好ましい。
時的に記録し、フーリエ変換等によって波形の周波数分
析を行い、パワースペクトルを得ることも可能である。
これによって表面血流の部分的な乱れを感知することも
できるし、血流量の変化を定量化することも可能になっ
た。更には、上述した実施例ではレーザードップラを測
定原理として用いた例について説明したが、これに限ら
ず、超音波ドップラー、熱電対、熱勾配血流計、レーザ
ードップラーまたは分光光学的測定装置のどれを用いて
も良いが、レーザードップラー方式によれば、光ファイ
バーを用いるためセンサ素子数を増やした時の構造を単
純にすることが可能であり、好ましい。
【００４０】
【発明の効果】請求項１に記載の発明によれば、センサ
部には複数のセンサ素子が設けられているから、表面血
流を定量的に且つ正確に測定することができる。請求項
５に記載の発明によれば、センサ部における被検体との
接触面積を０．１cm2 以上５００cm2 以下としているか
ら、センサ部の設置圧を緩和して、設置圧により生じる
測定誤差を抑制し、表面血流を定量的に且つ正確に行う
ことができる。
部には複数のセンサ素子が設けられているから、表面血
流を定量的に且つ正確に測定することができる。請求項
５に記載の発明によれば、センサ部における被検体との
接触面積を０．１cm2 以上５００cm2 以下としているか
ら、センサ部の設置圧を緩和して、設置圧により生じる
測定誤差を抑制し、表面血流を定量的に且つ正確に行う
ことができる。
【図１】 本発明の第１実施例の概略構成図である。
【図２】 本発明の第１実施例に基づく測定結果を示し
たグラフ図である。
たグラフ図である。
【図３】 本発明の第１実施例に基づく測定結果を示し
たグラフ図である。
たグラフ図である。
【図４】 本発明の第１実施例に基づく測定結果を示し
たグラフ図である。
たグラフ図である。
【図５】 本発明の第１実施例に基づく測定結果を示し
たグラフ図である。
たグラフ図である。
【図６】 本発明の第２実施例の概略構成図である。
【図７】 本発明の第３実施例の概略構成図である。
【図８】 本発明の第４実施例の概略構成図である。
【図９】 第２〜第４の実施例に用いられるセンサ部の
平面図である。
平面図である。
【図１０】本発明の第３実施例に基づく測定結果を示し
たグラフ図である。
たグラフ図である。
【図１１】本発明の第３実施例に基づく測定結果を示し
たグラフ図である。
たグラフ図である。
２、３２、４２、５２ 本発明の表面血流測定装置
４ 光ファイバー（センサ素子）
６ センサ部
８ 制御装置
１０ 信号変換部
３０ レコーダ（表示部）
Claims (5)
- 【請求項１】 被検体の表面血流を検出して出力信号を
発する複数のセンサ素子を備えた、被検体に当接するセ
ンサ部と、 前記センサ素子からの出力信号を所定の測定信号に変換
する信号変換部と、 測定信号を測定値として表示する表示部とを備えること
を特徴とする表面血流測定装置。 - 【請求項２】 前記センサ部と前記信号変換部との間に
は、前記複数のセンサ素子が接続され、且つ各センサ素
子への入力信号及び出力信号の取り出しを選択的に制御
する制御装置を備えることを特徴とする請求項１に記載
の表面血流測定装置。 - 【請求項３】 レーザードップラー式血流測定形態であ
ることを特徴とする請求項１に記載の表面血流測定装
置。 - 【請求項４】 前記信号変換部は、測定信号を演算処理
し、画像解析する解析装置を備えていることを特徴とす
る請求項１に記載の表面血流測定装置。 - 【請求項５】 被検体の表面血流を検出して出力信号を
発するセンサ素子を備えた、被検体に当接するセンサ部
と、前記センサ素子からの出力信号を所定の測定信号に
変換する信号変換部と、測定信号を測定値として表示す
る表示部とを有する表面血流測定装置であって、 前記センサ部は被検体との接触面が０．１cm2 以上５０
０cm2 以下の接触面積を有することを特徴とする表面血
流測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP03218729A JP3091269B2 (ja) | 1990-08-31 | 1991-08-29 | 表面血流測定装置 |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2-230250 | 1990-08-31 | ||
| JP23025090 | 1990-08-31 | ||
| JP03218729A JP3091269B2 (ja) | 1990-08-31 | 1991-08-29 | 表面血流測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0515501A true JPH0515501A (ja) | 1993-01-26 |
| JP3091269B2 JP3091269B2 (ja) | 2000-09-25 |
Family
ID=26522718
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP03218729A Expired - Fee Related JP3091269B2 (ja) | 1990-08-31 | 1991-08-29 | 表面血流測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3091269B2 (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2004174126A (ja) * | 2002-11-29 | 2004-06-24 | Hitachi Ltd | 生体情報計測装置 |
| US9031640B2 (en) | 2007-12-21 | 2015-05-12 | Institute Of National Colleges Of Technology, Japan | Laser doppler blood flow measuring method and device |
| WO2019039147A1 (ja) * | 2017-08-23 | 2019-02-28 | ソニー株式会社 | 生体光計測装置 |
| WO2019082688A1 (ja) * | 2017-10-27 | 2019-05-02 | ソニー株式会社 | 計測装置、及び計測方法 |
| WO2021060364A1 (ja) * | 2019-09-27 | 2021-04-01 | 富士フイルム株式会社 | 流量測定装置 |
-
1991
- 1991-08-29 JP JP03218729A patent/JP3091269B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2004174126A (ja) * | 2002-11-29 | 2004-06-24 | Hitachi Ltd | 生体情報計測装置 |
| US9031640B2 (en) | 2007-12-21 | 2015-05-12 | Institute Of National Colleges Of Technology, Japan | Laser doppler blood flow measuring method and device |
| WO2019039147A1 (ja) * | 2017-08-23 | 2019-02-28 | ソニー株式会社 | 生体光計測装置 |
| US11771335B2 (en) | 2017-08-23 | 2023-10-03 | Sony Corporation | Bio-optical measuring apparatus |
| WO2019082688A1 (ja) * | 2017-10-27 | 2019-05-02 | ソニー株式会社 | 計測装置、及び計測方法 |
| US11666237B2 (en) | 2017-10-27 | 2023-06-06 | Sony Corporation | Measurement apparatus and measurement method |
| WO2021060364A1 (ja) * | 2019-09-27 | 2021-04-01 | 富士フイルム株式会社 | 流量測定装置 |
| JPWO2021060364A1 (ja) * | 2019-09-27 | 2021-04-01 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3091269B2 (ja) | 2000-09-25 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3303056B2 (ja) | 圧力波形監視装置 | |
| Holloway Jr et al. | Laser Doppler measurement of cutaneous blood flow | |
| Tew et al. | Comparison of laser speckle contrast imaging with laser Doppler for assessing microvascular function | |
| US5112124A (en) | Method and apparatus for measuring the concentration of absorbing substances | |
| EP0904011B1 (en) | Apparatus for imaging microvascular blood flow | |
| Leahy et al. | Principles and practice of the laser-Doppler perfusion technique | |
| US7771361B2 (en) | Blood pressure measuring apparatus and method of measuring blood pressure | |
| US4114604A (en) | Catheter oximeter apparatus and method | |
| JP2798450B2 (ja) | 生体計測装置 | |
| JP4643273B2 (ja) | 血中測定のための装置 | |
| US7128714B1 (en) | Non-contact waveform monitor | |
| JP2013523362A (ja) | 生体組織における生物学的、化学的、及び／又は生理学的パラメータを決定するための装置及び方法 | |
| US20150327779A1 (en) | System and method for monitoring blood flow condition in region of interest in patient's body | |
| Ruth | Measuring the steady-state value and the dynamics of the skin blood flow using the non-contact laser speckle method | |
| Newson et al. | Laser Doppler velocimetry: the problem of fibre movement artefact | |
| EP0629123B1 (en) | Method and apparatus for determining a best positioned stress sensor portion | |
| US5774223A (en) | Optical measuring method and an optical measuring apparatus for determining the internal structure of an object | |
| Pi et al. | External factors that affect the photoplethysmography waveforms | |
| JP3091269B2 (ja) | 表面血流測定装置 | |
| US6259936B1 (en) | Apparatus for imaging blood flow in the microcirculation | |
| CN103908239B (zh) | 非接触式成像系统及其成像方法 | |
| JPH0528134B2 (ja) | ||
| US5144951A (en) | Apparatus for measuring biopermeability | |
| Kilpatrick et al. | Measurement of coronary sinus blood flow by fiber-optic laser Doppler anemometry | |
| Munch et al. | Photoelectric caliper for noncontact measurement of vascular dynamic strain in vitro |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |