JPH0560527B2 - - Google Patents
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- JPH0560527B2 JPH0560527B2 JP60187625A JP18762585A JPH0560527B2 JP H0560527 B2 JPH0560527 B2 JP H0560527B2 JP 60187625 A JP60187625 A JP 60187625A JP 18762585 A JP18762585 A JP 18762585A JP H0560527 B2 JPH0560527 B2 JP H0560527B2
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- frequency
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- beam splitter
- photodetector
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- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 claims description 20
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 claims description 8
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- 238000005253 cladding Methods 0.000 claims description 4
- 239000000284 extract Substances 0.000 claims 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 9
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 7
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 4
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 4
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Classifications
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y02—TECHNOLOGIES OR APPLICATIONS FOR MITIGATION OR ADAPTATION AGAINST CLIMATE CHANGE
- Y02E—REDUCTION OF GREENHOUSE GAS [GHG] EMISSIONS, RELATED TO ENERGY GENERATION, TRANSMISSION OR DISTRIBUTION
- Y02E60/00—Enabling technologies; Technologies with a potential or indirect contribution to GHG emissions mitigation
- Y02E60/30—Hydrogen technology
- Y02E60/50—Fuel cells
Description
【発明の詳細な説明】
産業上の利用分野
本発明は、ドツプラー効果を利用した血流計に
関する。
関する。
背景技術
従来からドツプラー効果を利用したレーザ干渉
計は、光を使つた非接触計測システムとして提案
されてきた。このようなレーザ干渉計の代表的な
例としては、第７図に示される測長器１がある。
この測長器１のレーザ光を発生する手段としての
He−Neレーザ２には、磁石３が備えられる。こ
の磁石３による磁場によつてHe−Neレーザ２は
励起準位にゼーマン効果を起こして分裂し、本来
１つの周波数を有するレーザ光しか発振すること
ができないにも拘わらず、２つの周波数のω１，
ω２を有するレーザ光が発振される。このレーザ
光はビームエキスパンダ４によつて拡径されてビ
ームスプリツタ５に入射され、一方が90度反射さ
れて光検出器６に与えられるとともに、ビームス
プリツタ５を通過してもう１つのビームスプリツ
タ７に与えられる。光検出器６では、レーザ光の
周波数ω１と周波数ω２との差を求め、この求め
られた演算結果は周波数カウンタ１１に与えられ
る。
計は、光を使つた非接触計測システムとして提案
されてきた。このようなレーザ干渉計の代表的な
例としては、第７図に示される測長器１がある。
この測長器１のレーザ光を発生する手段としての
He−Neレーザ２には、磁石３が備えられる。こ
の磁石３による磁場によつてHe−Neレーザ２は
励起準位にゼーマン効果を起こして分裂し、本来
１つの周波数を有するレーザ光しか発振すること
ができないにも拘わらず、２つの周波数のω１，
ω２を有するレーザ光が発振される。このレーザ
光はビームエキスパンダ４によつて拡径されてビ
ームスプリツタ５に入射され、一方が90度反射さ
れて光検出器６に与えられるとともに、ビームス
プリツタ５を通過してもう１つのビームスプリツ
タ７に与えられる。光検出器６では、レーザ光の
周波数ω１と周波数ω２との差を求め、この求め
られた演算結果は周波数カウンタ１１に与えられ
る。
一方、ビームスプリツタ７では、周波数ω１と
周波数ω２とを有する光に分割され、周波数ω２
を有する光は光学フイルタ８ａを介して反射器９
に与えられて180度光経路が変換されて再びビー
ムスピリツタ７を通過し、光検出器１０に与えら
れる。これとともに周波数ω１を有する光はビー
ムスピリツタ７を通過し、光学フイルタ８ｂを介
して被計測物体に備えられる反射器１２に照射さ
れて、入射方向とは頂度逆方向に反射される。こ
の反射された光は、ビームスピリツタ７に与えら
れて90度反射して光検出器１０に与えられる。反
射器１２は、被計測手段の反射器１２に入射する
入射光の進行方向に沿つて移動するため、この反
射器１２からの光は、ドツプラー効果によつてそ
の周波数がたとえばω１±Δωに変化する。
周波数ω２とを有する光に分割され、周波数ω２
を有する光は光学フイルタ８ａを介して反射器９
に与えられて180度光経路が変換されて再びビー
ムスピリツタ７を通過し、光検出器１０に与えら
れる。これとともに周波数ω１を有する光はビー
ムスピリツタ７を通過し、光学フイルタ８ｂを介
して被計測物体に備えられる反射器１２に照射さ
れて、入射方向とは頂度逆方向に反射される。こ
の反射された光は、ビームスピリツタ７に与えら
れて90度反射して光検出器１０に与えられる。反
射器１２は、被計測手段の反射器１２に入射する
入射光の進行方向に沿つて移動するため、この反
射器１２からの光は、ドツプラー効果によつてそ
の周波数がたとえばω１±Δωに変化する。
光検出器１０では、周波数ω１±Δωと、周波
数ω２との差すなわちドツプラー効果によるビー
ト数ω１−ω２±Δωが求められて周波数カウン
タ１１に与えられる。周波数カウンタ１１では、
ω１−ω２をバイアス周波数として変化分の周波
数Δωを求める。これによつて被計測物体の矢符
Ａ方向の移動距離が求められる。
数ω２との差すなわちドツプラー効果によるビー
ト数ω１−ω２±Δωが求められて周波数カウン
タ１１に与えられる。周波数カウンタ１１では、
ω１−ω２をバイアス周波数として変化分の周波
数Δωを求める。これによつて被計測物体の矢符
Ａ方向の移動距離が求められる。
第８図は従来からのドツプラー干渉計の適用例
としての気体レーザを用いた血流計の系統図であ
る。この血流計２０のHe−Neレーザ２１から
は、周波数ω１を有する１本のレーザ光が発振さ
れる。このレーザ光はビームスピリツタ２２によ
つて分割され、一方の光は超音波回折格子２３に
与えられ、他方の光はビームスピリツタ２４に与
えられる。超音波回折格子２３は、周波数ω０を
有する交流電源１００が印加される。これによつ
て超音波回折格子２３ではω２＝ω１−ω０の周
波数を有する光が発振され、反射鏡２５によつて
90度反射されてビームスピリツタ２４に与えられ
る。
としての気体レーザを用いた血流計の系統図であ
る。この血流計２０のHe−Neレーザ２１から
は、周波数ω１を有する１本のレーザ光が発振さ
れる。このレーザ光はビームスピリツタ２２によ
つて分割され、一方の光は超音波回折格子２３に
与えられ、他方の光はビームスピリツタ２４に与
えられる。超音波回折格子２３は、周波数ω０を
有する交流電源１００が印加される。これによつ
て超音波回折格子２３ではω２＝ω１−ω０の周
波数を有する光が発振され、反射鏡２５によつて
90度反射されてビームスピリツタ２４に与えられ
る。
前記周波数ω１を有する光は、ビームスプリツ
タ２４を通過し、レンズ２６を介して光フアイバ
２７を通過し、血管２８内に侵入する。このとき
血管２８内の血流のためにその入射光はΔωのド
ツプラーシフトを受け、周波数ω１＋Δωを有す
る反射光はレンズ２６を介して再びビームスプリ
ツタ２４に与えられ、90度反射されて光検出器２
９に与えられる。一方周波数ω２を有する光はビ
ームスピリツタ２４を通過して光検出器２９に与
えられる。これによつて光検出器２９では周波数
ω１＋Δωと周波数ω２との差を求めて、ω０＋
Δωの信号をスペクトラム分析器３０に導出す
る。スペクトラム分析器３０では周波数ω０が既
知のため変化分Δωが求められ血管２８中の血液
の流速を知ることができる。このようにドツプラ
ー干渉計は非接触の光計測の利点を生かし、利用
価値の高いものとして注目を集めている。
タ２４を通過し、レンズ２６を介して光フアイバ
２７を通過し、血管２８内に侵入する。このとき
血管２８内の血流のためにその入射光はΔωのド
ツプラーシフトを受け、周波数ω１＋Δωを有す
る反射光はレンズ２６を介して再びビームスプリ
ツタ２４に与えられ、90度反射されて光検出器２
９に与えられる。一方周波数ω２を有する光はビ
ームスピリツタ２４を通過して光検出器２９に与
えられる。これによつて光検出器２９では周波数
ω１＋Δωと周波数ω２との差を求めて、ω０＋
Δωの信号をスペクトラム分析器３０に導出す
る。スペクトラム分析器３０では周波数ω０が既
知のため変化分Δωが求められ血管２８中の血液
の流速を知ることができる。このようにドツプラ
ー干渉計は非接触の光計測の利点を生かし、利用
価値の高いものとして注目を集めている。
発明が解決しようとする問題点
上記先行技術では、He−Neレーザなどの気体
レーザを用いて２つの周波数ω１，ω２を発振さ
せるために磁石３や超音波回折格子２３などを併
用しなければならず、したがつて装置が大重量、
大容量化および高価格化する欠点を有する。また
高電圧のためにノイズの発生の原因ともなる。
レーザを用いて２つの周波数ω１，ω２を発振さ
せるために磁石３や超音波回折格子２３などを併
用しなければならず、したがつて装置が大重量、
大容量化および高価格化する欠点を有する。また
高電圧のためにノイズの発生の原因ともなる。
本発明の目的は、上述の技術的課題を解決し、
構成を簡略化し、低価格化を実現することができ
るようにした血流計を提供することである。
構成を簡略化し、低価格化を実現することができ
るようにした血流計を提供することである。
問題点を解決するための手段
本発明は、相互に間隔をあけて設けられた２つ
のクラツド層７１に備えられている回折格子１０
５のピツチ幅ａ１，ａ２を相互に異なるように構
成し、各クラツド層７１にそれぞれ対応する活性
層４５から、異なる第１および第２の周波数ω
１，ω２を有するレーザ光を発振して導出し、第
１および第２周波数ω１，ω２は、波長で数Å以
下の差を有する、そのような半導体レーザ素子７
０と、 半導体レーザ素子７０からの第１および第２周
波数ω１，ω２をそれぞれ有する各レーザ光を分
けて取り出す第１ビームスプリツタ２２と、 一端部が血管２８内に挿入されて、血管２８の
血流に光を照射する光フアイバ２７と、 光検出器２９と、 光フアイバ２７の他端部内に第１ビームスプリ
ツタ２２からの第１周波数ω１を有するレーザ光
を導き、第１周波数ω１との偏差Δωを有する第
３周波数（ω１＋Δω）を有する反射光を光検出
器２９に導き、第１ビームスプリツタ２２からの
第２周波数ω２を有するレーザ光を光検出器２９
に導く第２ビームスプリツタ２４とを含み、 光検出器２９は、前記反射光と、第１ビームス
プリツタ２２からの第２周波数ω２を有するレー
ザ光との周波数の差（ω０＋Δω）を求め、その
周波数の差（ω０＋Δω）を表す信号を導出し、 光検出器２９の出力に応答して、血流の速度に
対応した前記偏差Δωを求めるスペクトラムアナ
ライザ３０とを含むことを特徴とする血流計であ
る。
のクラツド層７１に備えられている回折格子１０
５のピツチ幅ａ１，ａ２を相互に異なるように構
成し、各クラツド層７１にそれぞれ対応する活性
層４５から、異なる第１および第２の周波数ω
１，ω２を有するレーザ光を発振して導出し、第
１および第２周波数ω１，ω２は、波長で数Å以
下の差を有する、そのような半導体レーザ素子７
０と、 半導体レーザ素子７０からの第１および第２周
波数ω１，ω２をそれぞれ有する各レーザ光を分
けて取り出す第１ビームスプリツタ２２と、 一端部が血管２８内に挿入されて、血管２８の
血流に光を照射する光フアイバ２７と、 光検出器２９と、 光フアイバ２７の他端部内に第１ビームスプリ
ツタ２２からの第１周波数ω１を有するレーザ光
を導き、第１周波数ω１との偏差Δωを有する第
３周波数（ω１＋Δω）を有する反射光を光検出
器２９に導き、第１ビームスプリツタ２２からの
第２周波数ω２を有するレーザ光を光検出器２９
に導く第２ビームスプリツタ２４とを含み、 光検出器２９は、前記反射光と、第１ビームス
プリツタ２２からの第２周波数ω２を有するレー
ザ光との周波数の差（ω０＋Δω）を求め、その
周波数の差（ω０＋Δω）を表す信号を導出し、 光検出器２９の出力に応答して、血流の速度に
対応した前記偏差Δωを求めるスペクトラムアナ
ライザ３０とを含むことを特徴とする血流計であ
る。
作 用
本発明に従えば、半導体レーザ素子７０からの
第１および第２周波数ω１，ω２を有するレーザ
光の一方は、第１ビームスプリツタ２２から第２
ビームスプリツタ２４を経て光フアイバ２７の一
端部に導かれ、その血管２８内の血流によつて反
射された反射光は、第２ビームスプリツタ２４か
ら光検出器２９に導かれ、この光検出器２９には
また、第１ビームスプリツタ２２と第２ビームス
プリツタ２４を経て導かれるもう１つの周波数ω
２のレーザ光が与えられ、こうして光検出器２９
では、前記反射光と、第２周波数ω２を有するレ
ーザ光との周波数の差（ω０＋Δω）を表す信号
を導出し、スペクトラムアナライザ３０では、前
記偏差ΔWを求め、これによつて血流の速度を検
出することができる。
第１および第２周波数ω１，ω２を有するレーザ
光の一方は、第１ビームスプリツタ２２から第２
ビームスプリツタ２４を経て光フアイバ２７の一
端部に導かれ、その血管２８内の血流によつて反
射された反射光は、第２ビームスプリツタ２４か
ら光検出器２９に導かれ、この光検出器２９には
また、第１ビームスプリツタ２２と第２ビームス
プリツタ２４を経て導かれるもう１つの周波数ω
２のレーザ光が与えられ、こうして光検出器２９
では、前記反射光と、第２周波数ω２を有するレ
ーザ光との周波数の差（ω０＋Δω）を表す信号
を導出し、スペクトラムアナライザ３０では、前
記偏差ΔWを求め、これによつて血流の速度を検
出することができる。
実施例
第１図は本発明の基礎となる構成において用い
られる半導体レーザ素子４０の斜視図であり、第
２図は第１図の切断面線−から見た断面図で
あり、第３図は半導体レーザ素子４０を光源とし
て用いた側長器４１の系統図である。半導体レー
ザ４０の共振器の反射面を構成するへき開面４０
ａ，４０ｂには、マルチコート層１０１ａ，１０
１ｂが形成される。マルチコート層１０１ａの反
射率はたとえば96％であり、マルチコート層１０
１ｂの反射率はたとえば76％である。半導体レー
ザ素子４０の電流狭窄層４２には電流狭窄をする
ためのストライプ４３，４４が形成される。この
ストライプ４３，４４の間隔ΔWは活性導波路４
３ａ，４４ａから発振される２本のレーザ光の位
相同期が起こらないように数μｍ以上に選ばれ
る。このような構成によつて半導体レーザ素子４
０では光を発生する活性層４５の位置によつてバ
ンドギヤツプが微妙に違うため必ず少しだけたと
えば波長が数Å以下の差を有する相互に異なる周
波数を有する２つのレーザ光が発振される。この
特性がドツプラー計測用として有効となる。この
ような半導体レーザ素子４０を用いることによつ
て先行技術のように大容積である気体レーザや複
雑でかつ高価な磁石あるいは超音波回折格子など
を使わずに良質な２つの周波数をω１，ω２を有
するレーザ光を得ることができる。
られる半導体レーザ素子４０の斜視図であり、第
２図は第１図の切断面線−から見た断面図で
あり、第３図は半導体レーザ素子４０を光源とし
て用いた側長器４１の系統図である。半導体レー
ザ４０の共振器の反射面を構成するへき開面４０
ａ，４０ｂには、マルチコート層１０１ａ，１０
１ｂが形成される。マルチコート層１０１ａの反
射率はたとえば96％であり、マルチコート層１０
１ｂの反射率はたとえば76％である。半導体レー
ザ素子４０の電流狭窄層４２には電流狭窄をする
ためのストライプ４３，４４が形成される。この
ストライプ４３，４４の間隔ΔWは活性導波路４
３ａ，４４ａから発振される２本のレーザ光の位
相同期が起こらないように数μｍ以上に選ばれ
る。このような構成によつて半導体レーザ素子４
０では光を発生する活性層４５の位置によつてバ
ンドギヤツプが微妙に違うため必ず少しだけたと
えば波長が数Å以下の差を有する相互に異なる周
波数を有する２つのレーザ光が発振される。この
特性がドツプラー計測用として有効となる。この
ような半導体レーザ素子４０を用いることによつ
て先行技術のように大容積である気体レーザや複
雑でかつ高価な磁石あるいは超音波回折格子など
を使わずに良質な２つの周波数をω１，ω２を有
するレーザ光を得ることができる。
第３図を参照して半導体レーザ素子４０にはペ
ルチエ素子５０が設けられる。このペルチエ素子
５０によつて半導体レーザ素子４０の温度制御が
行なわれ、これによつて半導体レーザ光の周波数
の安定化を図ることができる。
ルチエ素子５０が設けられる。このペルチエ素子
５０によつて半導体レーザ素子４０の温度制御が
行なわれ、これによつて半導体レーザ光の周波数
の安定化を図ることができる。
半導体レーザ素子４０からの２本のレーザ光は
レンズ５１によつて平行光に変換され、ビームエ
キスパンダ４で拡経され、ビームスプリツタ５に
与えられる。ビームスプリツタ５によつて90度反
射した光は光検出器５４に与えられ、その光の周
波数の差すなわちω１−ω２が求められ、このω
１−ω２は周波数カウンタ１１に与えられる。こ
れとともにビームスプリツタ５を通過する光はビ
ームスプリツタ７で分割され、周波数ω２を有す
る光は光学フイルタ８ａを介して反射器９に与え
られ、この反射器９で180度変換され、再びビー
ムスピリツタ７を通過し、光検出器１０に与えら
れる。ビームスピリツタ７を通過する周波数ω１
を有する光は光学フイルタ８ｂを介して被計測物
体に備えられる反射器１２に与えられ、入射方向
とは逆方向に反射され、この反射光はビームスピ
リツタ７に与えられる。このとき反射器１２は矢
符Ａ方向に移動するものとする。これによつて反
射器１２からの反射光はドツプラーシフトされ、
その周波数がω１±Δωとなる。この反射光はビ
ームスピリツタ７によつて90度反射され、光検出
器１０に与えられる。光検出器１０では周波数ω
２と周波数ω１±Δωとの差を求める。これによ
つて周波数ω２を有する光と周波数ω１±Δωを
有する光とのビート数が求められている。この求
められたビート数は周波数カウンタ１１に与えら
れる。これによつて周波数カウンタ１１ではω１
−ω２をバイアス周波数として、変化分Δωを求
める。こうして被検査物体の移動距離を求めるこ
とができる。
レンズ５１によつて平行光に変換され、ビームエ
キスパンダ４で拡経され、ビームスプリツタ５に
与えられる。ビームスプリツタ５によつて90度反
射した光は光検出器５４に与えられ、その光の周
波数の差すなわちω１−ω２が求められ、このω
１−ω２は周波数カウンタ１１に与えられる。こ
れとともにビームスプリツタ５を通過する光はビ
ームスプリツタ７で分割され、周波数ω２を有す
る光は光学フイルタ８ａを介して反射器９に与え
られ、この反射器９で180度変換され、再びビー
ムスピリツタ７を通過し、光検出器１０に与えら
れる。ビームスピリツタ７を通過する周波数ω１
を有する光は光学フイルタ８ｂを介して被計測物
体に備えられる反射器１２に与えられ、入射方向
とは逆方向に反射され、この反射光はビームスピ
リツタ７に与えられる。このとき反射器１２は矢
符Ａ方向に移動するものとする。これによつて反
射器１２からの反射光はドツプラーシフトされ、
その周波数がω１±Δωとなる。この反射光はビ
ームスピリツタ７によつて90度反射され、光検出
器１０に与えられる。光検出器１０では周波数ω
２と周波数ω１±Δωとの差を求める。これによ
つて周波数ω２を有する光と周波数ω１±Δωを
有する光とのビート数が求められている。この求
められたビート数は周波数カウンタ１１に与えら
れる。これによつて周波数カウンタ１１ではω１
−ω２をバイアス周波数として、変化分Δωを求
める。こうして被検査物体の移動距離を求めるこ
とができる。
第４図は本発明の一実施例の系統図であり、こ
の第４図における半導体レーザ素子４０として
は、本発明では、後述の第５図および第６図に示
される半導体レーザ素子７０が用いられ、以下の
説明では、前述の半導体レーザ素子４０を用いる
ものとして説明を行い、本発明の実施例において
用いられる半導体レーザ素子７０の具体的は構成
は、第５図および第６図を参照して、後に、説明
することにする。この実施例では前記半導体レー
ザ素子４０を光源として用いた血流計６０が示さ
れる。半導体レーザ４０にはペルチエ素子５０が
備えられ、半導体レーザ４０の温度制御が行なわ
れる。半導体レーザ素子４０からの２つの周波数
ω１，ω２を有するレーザ光はレンズ５１を介し
て平行光となつてビームスピリツタ２２に照射さ
れる。ビームスピリツタ２２でたとえば周波数ω
１を有するレーザ光は90度反射してミラー６２を
介して、ビームスプリツタ２４に与えらえ、この
ビームスプリツタ２４を通過してレンズ２６から
光フアイバ２７を通過し、血管２８の血流に照射
される。この光の反射光は光フアイバ２７を介し
てレンズ２６を通過し、ビームスプリツタ２４に
よつて90度反射されて光検出器２９に与えられ
る。このとき血流は移動しているため、血流から
の反射光の周波数はドツプラー効果によつてその
周波数がω１＋Δωに変換される。したがつて光
検出器２９に与えられる反射光の周波数はω１＋
Δωとなる。
の第４図における半導体レーザ素子４０として
は、本発明では、後述の第５図および第６図に示
される半導体レーザ素子７０が用いられ、以下の
説明では、前述の半導体レーザ素子４０を用いる
ものとして説明を行い、本発明の実施例において
用いられる半導体レーザ素子７０の具体的は構成
は、第５図および第６図を参照して、後に、説明
することにする。この実施例では前記半導体レー
ザ素子４０を光源として用いた血流計６０が示さ
れる。半導体レーザ４０にはペルチエ素子５０が
備えられ、半導体レーザ４０の温度制御が行なわ
れる。半導体レーザ素子４０からの２つの周波数
ω１，ω２を有するレーザ光はレンズ５１を介し
て平行光となつてビームスピリツタ２２に照射さ
れる。ビームスピリツタ２２でたとえば周波数ω
１を有するレーザ光は90度反射してミラー６２を
介して、ビームスプリツタ２４に与えらえ、この
ビームスプリツタ２４を通過してレンズ２６から
光フアイバ２７を通過し、血管２８の血流に照射
される。この光の反射光は光フアイバ２７を介し
てレンズ２６を通過し、ビームスプリツタ２４に
よつて90度反射されて光検出器２９に与えられ
る。このとき血流は移動しているため、血流から
の反射光の周波数はドツプラー効果によつてその
周波数がω１＋Δωに変換される。したがつて光
検出器２９に与えられる反射光の周波数はω１＋
Δωとなる。
一方ビームスプリツタ２２を通過した周波数ω
２を有する光はミラー２５によつて90度反射さ
れ、ビームスプリツタ２６を通過し、光検出器２
９に与えられる。なおここでこの周波数ω２をω
２＝ω１−ω０と設定する。光検出器２９では２
つの信号の周波数の差を求める。この求められた
ω０＋Δωを示す電気信号はスペクトラムアナラ
イザ３０に導出され、Δωが求められる。この
Δωによつて血管２８の血流の速度が求められ
る。こうして血流計の光源として半導体レーザ素
子４０を用いることによつて従来用いられた超音
波回折格子を使用する必要がなく、したがつて装
置の小形化およびコストの低減を図ることができ
る。
２を有する光はミラー２５によつて90度反射さ
れ、ビームスプリツタ２６を通過し、光検出器２
９に与えられる。なおここでこの周波数ω２をω
２＝ω１−ω０と設定する。光検出器２９では２
つの信号の周波数の差を求める。この求められた
ω０＋Δωを示す電気信号はスペクトラムアナラ
イザ３０に導出され、Δωが求められる。この
Δωによつて血管２８の血流の速度が求められ
る。こうして血流計の光源として半導体レーザ素
子４０を用いることによつて従来用いられた超音
波回折格子を使用する必要がなく、したがつて装
置の小形化およびコストの低減を図ることができ
る。
第５図は第４図の実施例において半導体レーザ
素子４０の代りに本発明に従つて実施される半導
体レーザ素子７０の構成を示す斜視図であり、第
６図は第５図の切断面線−から見た断面図で
ある。この半導体レーザ素子７０は分布帰還型レ
ーザ素子と呼ばれるものである。注目すべきはこ
の半導体レーザ素子７０のクラツド層７１に備え
られる回折格子１０５のピツチ幅ａ１，ａ２を左
右異なるように構成したことである。これによつ
て活性層４５から異なる周波数を有する２本のレ
ーザ光が発振される。このような半導体レーザ素
子７０を前述の実施例における半導体４０に変え
て側長器４１や血流計６１に用いるようにする。
素子４０の代りに本発明に従つて実施される半導
体レーザ素子７０の構成を示す斜視図であり、第
６図は第５図の切断面線−から見た断面図で
ある。この半導体レーザ素子７０は分布帰還型レ
ーザ素子と呼ばれるものである。注目すべきはこ
の半導体レーザ素子７０のクラツド層７１に備え
られる回折格子１０５のピツチ幅ａ１，ａ２を左
右異なるように構成したことである。これによつ
て活性層４５から異なる周波数を有する２本のレ
ーザ光が発振される。このような半導体レーザ素
子７０を前述の実施例における半導体４０に変え
て側長器４１や血流計６１に用いるようにする。
効 果
以上のように本発明によれば、半導体レーザ素
子からは異なる２つの周波数を有するレーザ光が
発振される。そのため従来のように気体レーザを
用いる場合に必要となる磁石や超音波回折格子な
どの装置を設ける必要がなく、構成の簡略化を図
ることができる。また超音波回折格子などの高価
な装置を設ける必要がなく、コストの低減を図る
ことができる。特に本発明によれば、半導体レー
ザ素子７０の第１および第２周波数ω１，ω２の
差は、波長で数Å以下の波長の差を有しており、
したがつて血流の速度に対応した偏差Δωと、第
１および第２周波数ω１，ω２の差ω０とは近似
した値となり、したがつてスペクトラムアナライ
ザ３０では、偏差Δωの検出が容易となる。こう
して高精度で血流の速度の計測を行うことが可能
となる。
子からは異なる２つの周波数を有するレーザ光が
発振される。そのため従来のように気体レーザを
用いる場合に必要となる磁石や超音波回折格子な
どの装置を設ける必要がなく、構成の簡略化を図
ることができる。また超音波回折格子などの高価
な装置を設ける必要がなく、コストの低減を図る
ことができる。特に本発明によれば、半導体レー
ザ素子７０の第１および第２周波数ω１，ω２の
差は、波長で数Å以下の波長の差を有しており、
したがつて血流の速度に対応した偏差Δωと、第
１および第２周波数ω１，ω２の差ω０とは近似
した値となり、したがつてスペクトラムアナライ
ザ３０では、偏差Δωの検出が容易となる。こう
して高精度で血流の速度の計測を行うことが可能
となる。
さらにまた本発明では、半導体レーザ素子７０
によつて発生される第１および第２周波数ω１，
ω２のレーザ光の周波数の差ω０だけが既知であ
れば、スペクトラムアナライザ３０によつて、前
記偏差Δωを検出することができ、具体的な第１
および第２の周波数ω１，ω２の値を高精度で計
測して知る必要がないので、測定が容易になると
いう優れた効果が達成される。
によつて発生される第１および第２周波数ω１，
ω２のレーザ光の周波数の差ω０だけが既知であ
れば、スペクトラムアナライザ３０によつて、前
記偏差Δωを検出することができ、具体的な第１
および第２の周波数ω１，ω２の値を高精度で計
測して知る必要がないので、測定が容易になると
いう優れた効果が達成される。
第１図は半導体レーザ素子４０の斜視図、第２
図は第１図の切断面線−から見た断面図、第
３図は本発明の基礎となる構成を示す測長器４１
の系統図、第４図は本発明の一実施例の血流計６
１の系統図、第５図は第４図において参照符４０
で示される半導体レーザ素子に代えて用いられる
本発明の一実施例の半導体レーザ素子の構成を示
す斜視図、第６図は第５図の切断面線−から
見た断面図、第７図は従来からの測長器１の系統
図、第８図は従来からの血流計２０の系統図であ
る。 ５，７，２２，２４……ビームスプリツタ、
６，１０，２９……光検出器、９，１２……反射
器、１１……周波数カウンタ、２７……光フアイ
バ、２８……血管、４０，７０……半導体レー
ザ、４３ａ，４４ａ……導波路、１０５……回折
格子、ａ１，ａ２……ピツチ幅、ω１，ω２……
周波数。
図は第１図の切断面線−から見た断面図、第
３図は本発明の基礎となる構成を示す測長器４１
の系統図、第４図は本発明の一実施例の血流計６
１の系統図、第５図は第４図において参照符４０
で示される半導体レーザ素子に代えて用いられる
本発明の一実施例の半導体レーザ素子の構成を示
す斜視図、第６図は第５図の切断面線−から
見た断面図、第７図は従来からの測長器１の系統
図、第８図は従来からの血流計２０の系統図であ
る。 ５，７，２２，２４……ビームスプリツタ、
６，１０，２９……光検出器、９，１２……反射
器、１１……周波数カウンタ、２７……光フアイ
バ、２８……血管、４０，７０……半導体レー
ザ、４３ａ，４４ａ……導波路、１０５……回折
格子、ａ１，ａ２……ピツチ幅、ω１，ω２……
周波数。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 相互に間隔をあけて設けられた２つのクラツ
ド層７１に備えられている回折格子１０５のピツ
チ幅ａ１，ａ２を相互に異なるように構成し、各
クラツド層７１にそれぞれ対応する活性層４５か
ら、異なる第１および第２の周波数ω１，ω２を
有するレーザ光を発振して導出し、第１および第
２周波数ω１，ω２は、波長で数Å以下の差を有
する、そのような半導体レーザ素子７０と、 半導体レーザ素子７０からの第１および第２周
波数ω１，ω２をそれぞれ有する各レーザ光を分
けて取り出す第１ビームスプリツタ２２と、 一端部が血管２８内に挿入されて、血管２８の
血流に光を照射する光フアイバ２７と、 光検出器２９と、 光フアイバ２７の他端部内に第１ビームスプリ
ツタ２２からの第１周波数ω１を有するレーザ光
を導き、第１周波数ω１との偏差Δωを有する第
３周波数（ω１＋Δω）を有する反射光を光検出
器２９に導き、第１ビームスプリツタ２２からの
第２周波数ω２を有するレーザ光を光検出器２９
に導く第２ビームスプリツタ２４とを含み、 光検出器２９は、前記反射光と、第１ビームス
プリツタ２２からの第２周波数ω２を有するレー
ザ光との周波数の差（ω０＋Δω）を求め、その
周波数の差（ω０＋Δω）を表す信号を導出し、 光検出器２９の出力に応答して、血流の速度に
対応した前記偏差Δωを求めるスペクトラムアナ
ライザ３０とを含むことを特徴とする血流計。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60187625A JPS6247502A (ja) | 1985-08-27 | 1985-08-27 | 血流計 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60187625A JPS6247502A (ja) | 1985-08-27 | 1985-08-27 | 血流計 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6247502A JPS6247502A (ja) | 1987-03-02 |
| JPH0560527B2 true JPH0560527B2 (ja) | 1993-09-02 |
Family
ID=16209379
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60187625A Granted JPS6247502A (ja) | 1985-08-27 | 1985-08-27 | 血流計 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6247502A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002228509A (ja) * | 2000-10-10 | 2002-08-14 | General Electric Co <Ge> | 補正した空気流量の直接的非貫入型測定のためのシステム及び方法 |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5660306A (en) * | 1979-10-23 | 1981-05-25 | Mitsutoyo Mfg Co Ltd | Laser interferometer and its measuring method |
| JPS6072288A (ja) * | 1983-09-28 | 1985-04-24 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 半導体レ−ザアレイ装置 |
-
1985
- 1985-08-27 JP JP60187625A patent/JPS6247502A/ja active Granted
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5660306A (en) * | 1979-10-23 | 1981-05-25 | Mitsutoyo Mfg Co Ltd | Laser interferometer and its measuring method |
| JPS6072288A (ja) * | 1983-09-28 | 1985-04-24 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 半導体レ−ザアレイ装置 |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002228509A (ja) * | 2000-10-10 | 2002-08-14 | General Electric Co <Ge> | 補正した空気流量の直接的非貫入型測定のためのシステム及び方法 |
| JP2010117360A (ja) * | 2000-10-10 | 2010-05-27 | General Electric Co <Ge> | 補正した空気流量の直接的非貫入型測定のためのシステム及び方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6247502A (ja) | 1987-03-02 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |