JPH1085195A - レーザー血流計 - Google Patents
レーザー血流計Info
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- JPH1085195A JPH1085195A JP8267735A JP26773596A JPH1085195A JP H1085195 A JPH1085195 A JP H1085195A JP 8267735 A JP8267735 A JP 8267735A JP 26773596 A JP26773596 A JP 26773596A JP H1085195 A JPH1085195 A JP H1085195A
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- blood flow
- laser
- flow meter
- flow velocity
- light
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 生体表皮下任意の深度にある組織の所望の部
位の血流速度のスカラー量と血流の三次元流速方向を、
生体表皮上から無侵襲かつリアルタイムで算出すること
により、所望の測定領域の血流量の絶対値および血流方
向ををリアルタイムで測定する。 【構成】 レーザー光源３１からは各二本で一組のレ
ーザー光線３４および３５が照射され、該当測定領域３
０に発生した干渉波を観測した光電センサー１１からの
電気信号を信号処理手段１９が演算処理終了すると、レ
ーザー光線３６および３７が照射されて上記と同様の演
算処理が終了し、さらにレーザー光線３８、３９が照射
されて上記と同様の演算処理が行われる。以上の動作が
繰り返し行われ、直交した各三方向の血流速度を逐次算
出することができるため、血流速度のスカラー量および
血流方向を逐次算出できることになる。
位の血流速度のスカラー量と血流の三次元流速方向を、
生体表皮上から無侵襲かつリアルタイムで算出すること
により、所望の測定領域の血流量の絶対値および血流方
向ををリアルタイムで測定する。 【構成】 レーザー光源３１からは各二本で一組のレ
ーザー光線３４および３５が照射され、該当測定領域３
０に発生した干渉波を観測した光電センサー１１からの
電気信号を信号処理手段１９が演算処理終了すると、レ
ーザー光線３６および３７が照射されて上記と同様の演
算処理が終了し、さらにレーザー光線３８、３９が照射
されて上記と同様の演算処理が行われる。以上の動作が
繰り返し行われ、直交した各三方向の血流速度を逐次算
出することができるため、血流速度のスカラー量および
血流方向を逐次算出できることになる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、生体深部組織の血
流量の絶対値および血流速度を生体表皮上から無侵襲か
つリアルタイムで測定するレーザー血流計に関する。
尚、ここでいう血流量とは、測定領域の血流速度に測定
領域体積をかけたものである。
流量の絶対値および血流速度を生体表皮上から無侵襲か
つリアルタイムで測定するレーザー血流計に関する。
尚、ここでいう血流量とは、測定領域の血流速度に測定
領域体積をかけたものである。
【０００２】
【従来の技術】図８に示されるように、従来のレーザー
血流計はレーザー光をグラスファイバーを通して生体組
織に表面から照射し、該生体組織内で散乱される光の一
部を光電センサーで受光し、受光量を電気信号に変換し
た後、後段の信号処理手段で組織血流量を算出してい
た。該信号処理手段においては、受光データにおいて変
調を受けた光の周波数変調分を血流速度とみなし、該変
調を受けた光の受光強度を、流れている血液量とみなし
ていた。
血流計はレーザー光をグラスファイバーを通して生体組
織に表面から照射し、該生体組織内で散乱される光の一
部を光電センサーで受光し、受光量を電気信号に変換し
た後、後段の信号処理手段で組織血流量を算出してい
た。該信号処理手段においては、受光データにおいて変
調を受けた光の周波数変調分を血流速度とみなし、該変
調を受けた光の受光強度を、流れている血液量とみなし
ていた。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】従来のレーザー血流計
においては、 無侵襲では生体表皮から浅部の血流量し
か測定することができないという問題があった。また、
従来のレーザー血流計においては、表皮下任意の深度の
血流量の測定が行えず、さらに測定されたデータが実際
どの部位のデータを測定しているかが明確でないという
問題があった。また、従来のレーザ血流計においては、
血管の拍動の影響を考慮することができないので、拍動
周期間の平均血流速度を求めることができないという問
題があった。また、従来のレーザー血流計においては、
ドップラーシフト量を測定する場合、所望の測定部位以
外からのレーザー光の高次散乱の影響を免れられないと
いう問題があった。また、従来のレーザー血流計におい
ては、測定領域体積の正確な推定ができなかったため、
血流量の絶対値が求められないという問題があった。ま
た、従来のレーザー血流計においては、表皮に平行な流
速成分しか測定できなかったため、測定される流速は、
実際の流速のスカラー量ではないという問題があった。
さらに、従来のレーザー血流計においては、測定領域の
血流の三次元流速方向を推定することはできないという
問題があった。そこで本発明では、上記問題点に鑑み、
任意の深度にある組織の所望の部位の血流速度のスカラ
ー量と血流の三次元流速方向および測定領域体積を、生
体表皮上から無侵襲かつ測定部位以外からのレーザー光
の高次散乱の影響を受けることなくリアルタイムで算出
することにより、所望の測定領域の血流量の絶対値およ
び血流方向ををリアルタイムで測定しうるとともに、拍
動の影響を考慮した平均血流速度を測定しうるレーザー
血流計を提供することを目的とする。
においては、 無侵襲では生体表皮から浅部の血流量し
か測定することができないという問題があった。また、
従来のレーザー血流計においては、表皮下任意の深度の
血流量の測定が行えず、さらに測定されたデータが実際
どの部位のデータを測定しているかが明確でないという
問題があった。また、従来のレーザ血流計においては、
血管の拍動の影響を考慮することができないので、拍動
周期間の平均血流速度を求めることができないという問
題があった。また、従来のレーザー血流計においては、
ドップラーシフト量を測定する場合、所望の測定部位以
外からのレーザー光の高次散乱の影響を免れられないと
いう問題があった。また、従来のレーザー血流計におい
ては、測定領域体積の正確な推定ができなかったため、
血流量の絶対値が求められないという問題があった。ま
た、従来のレーザー血流計においては、表皮に平行な流
速成分しか測定できなかったため、測定される流速は、
実際の流速のスカラー量ではないという問題があった。
さらに、従来のレーザー血流計においては、測定領域の
血流の三次元流速方向を推定することはできないという
問題があった。そこで本発明では、上記問題点に鑑み、
任意の深度にある組織の所望の部位の血流速度のスカラ
ー量と血流の三次元流速方向および測定領域体積を、生
体表皮上から無侵襲かつ測定部位以外からのレーザー光
の高次散乱の影響を受けることなくリアルタイムで算出
することにより、所望の測定領域の血流量の絶対値およ
び血流方向ををリアルタイムで測定しうるとともに、拍
動の影響を考慮した平均血流速度を測定しうるレーザー
血流計を提供することを目的とする。
【０００４】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明に係るレーザー血流計では、生体組織深部の
所望の測定部位に予め幾何光学的に計算された領域だけ
干渉波を発生させ、血流によってドップラーシフトを受
けた該干渉波の後方散乱光を生体表皮上で受光する無侵
襲のプローブを複数使用することにより複数のデータを
収集し、該複数のデータの自己相関を計算して拍動周期
間の平均血流速度を算出するか、または、該複数のデー
タの相互相関を計算するかケプストラム解析を行うこと
によって測定部位以外からのレーザー光の高次散乱の影
響を除去し、該当領域の血流速度のスカラー量と三次元
流速方向をリアルタイムで算出する。そのため本発明に
係るレーザー血流計では、血流量の測定領域は既知であ
るため、測定部位以外からのレーザー光の高次散乱の影
響を受けることなく上記手段によって算出された生体表
皮下任意の深度にある所望の測定部位の血流速度のスカ
ラー量に該測定領域体積をかけあわせることにより、血
流量の絶対値および拍動周期間の平均血流量の絶対値が
生体表皮上から無侵襲かつリアルタイムに測定できる。
また、同時に血流の三次元流速方向も生体表皮上から高
次散乱の影響を受けることなく、無侵襲かつリアルタイ
ムに測定することができる。
め、本発明に係るレーザー血流計では、生体組織深部の
所望の測定部位に予め幾何光学的に計算された領域だけ
干渉波を発生させ、血流によってドップラーシフトを受
けた該干渉波の後方散乱光を生体表皮上で受光する無侵
襲のプローブを複数使用することにより複数のデータを
収集し、該複数のデータの自己相関を計算して拍動周期
間の平均血流速度を算出するか、または、該複数のデー
タの相互相関を計算するかケプストラム解析を行うこと
によって測定部位以外からのレーザー光の高次散乱の影
響を除去し、該当領域の血流速度のスカラー量と三次元
流速方向をリアルタイムで算出する。そのため本発明に
係るレーザー血流計では、血流量の測定領域は既知であ
るため、測定部位以外からのレーザー光の高次散乱の影
響を受けることなく上記手段によって算出された生体表
皮下任意の深度にある所望の測定部位の血流速度のスカ
ラー量に該測定領域体積をかけあわせることにより、血
流量の絶対値および拍動周期間の平均血流量の絶対値が
生体表皮上から無侵襲かつリアルタイムに測定できる。
また、同時に血流の三次元流速方向も生体表皮上から高
次散乱の影響を受けることなく、無侵襲かつリアルタイ
ムに測定することができる。
【０００５】
【発明の実施の形態】図１に本発明に係るレーザー血流
計において第一の発明の測定原理説明のための模式図を
示す。尚、本発明においては、所望の測定部位の血流の
三次元方向を算出することができるが、測定原理説明の
ため、図１、図２では簡略化した一次元モデルで説明を
行い、図３において本発明に実際に適用される三次元モ
デルを示すことにする。図１に示されるように、レーザ
ー光源８から照射されたレーザー光は、コリメーターレ
ンズ７を通過することによって平行光となり、さらにビ
ームスプリッター６、５、１２とミラー１７、１６、４
によって二組の２本の平行光に分割された後、該二組の
２本の平行光は、ピンホール３、１５を通過することに
よって光径一定となり、偏光板２、１４を通過すること
によって偏光方向が同一にされ、角度を調節されたミラ
ー１、１３によって生体組織１８の所望の測定部位にそ
れぞれ照射される。
計において第一の発明の測定原理説明のための模式図を
示す。尚、本発明においては、所望の測定部位の血流の
三次元方向を算出することができるが、測定原理説明の
ため、図１、図２では簡略化した一次元モデルで説明を
行い、図３において本発明に実際に適用される三次元モ
デルを示すことにする。図１に示されるように、レーザ
ー光源８から照射されたレーザー光は、コリメーターレ
ンズ７を通過することによって平行光となり、さらにビ
ームスプリッター６、５、１２とミラー１７、１６、４
によって二組の２本の平行光に分割された後、該二組の
２本の平行光は、ピンホール３、１５を通過することに
よって光径一定となり、偏光板２、１４を通過すること
によって偏光方向が同一にされ、角度を調節されたミラ
ー１、１３によって生体組織１８の所望の測定部位にそ
れぞれ照射される。
【０００６】図２に図１における生体組織測定部位のレ
ーザー光照射部分２１および光電センサ１１の拡大図を
示す。図２に示されるように、予め幾何光学的に設定さ
れた領域２１に二組の干渉波が発生し、最終的には概二
組の干渉波によってさらに発生した干渉波を光電センサ
ー１１が受光することになる。そして該光電センサー１
１からの電気信号を信号処理手段１９が受信する。尚、
該当測定部位２１以外において高次の散乱を起こしたレ
ーザー光の受光を避けるために、該光電センサー１１の
前にはピンホール９および偏光板１０を置いている。ま
た、該信号処理手段は、以下の方法によって測定領域２
１の血流速度を測定する。該当測定部位２１に血流が存
在する場合、該当測定部位２１に照射されたレーザー光
により発生した干渉波はドップラーシフトを起こし、該
当測定部位２１の血流速に対応した周波数の干渉波にシ
フトする。尚、該当測定部位２１に照射されるレーザー
光による干渉波は一組でも同様に血流によるドップラー
シフトが観測されるため、後述の図７の第三の発明の実
施例に示されるように血流量の観測が可能である。しか
しながら上記のような二組の干渉波を利用すると、一組
の干渉波を用いる場合に比べて観測される干渉波の周波
数を大幅に低下させることができるため、後段の信号処
理手段１９において必要とされるサンプリング回数およ
び演算処理速度を大幅に低下させることができる。上記
光電センサー１１は、ドップラーシフトを受けた該干渉
波を電気信号に変換して該信号処理手段１９に送信し、
該信号処理手段１９は該電気信号を一定時間サンプリン
グして、該電気信号の自己相関を計算し、該サンプリン
グ信号の拍動周期を推定することができる。それによ
り、該推定周期間に高速フーリエ変換を行って逐次算出
された周波数スペクトルの平均周波数が導出できる。さ
らに該平均周波数より該当測定領域の拍動による流速変
動を考慮した平均血流速度を算出することができる。そ
して該当測定領域２１は上記のごとく幾何光学的に設定
できるため既知であり、該測定領域体積に上記平均血流
速度を掛け合わせることによって血流量を求めることが
できることになる。尚、高速フーリエ変換のみによって
も周波数を求めることはできるが、毛細血管においても
拍動現象が見られるため、サンプリングのタイミングに
よって異なったデータが観測され、拍動による流速変動
を考慮した平均流速が求められないという問題がある。
そのため、上記のような自己相関計算を行うことによっ
て、拍動周期を推定し、拍動周期間の平均血流速度を求
めることができる。また、流速変動の時系列データが必
要な場合は、単に上記のような平均演算を行わなければ
よい。
ーザー光照射部分２１および光電センサ１１の拡大図を
示す。図２に示されるように、予め幾何光学的に設定さ
れた領域２１に二組の干渉波が発生し、最終的には概二
組の干渉波によってさらに発生した干渉波を光電センサ
ー１１が受光することになる。そして該光電センサー１
１からの電気信号を信号処理手段１９が受信する。尚、
該当測定部位２１以外において高次の散乱を起こしたレ
ーザー光の受光を避けるために、該光電センサー１１の
前にはピンホール９および偏光板１０を置いている。ま
た、該信号処理手段は、以下の方法によって測定領域２
１の血流速度を測定する。該当測定部位２１に血流が存
在する場合、該当測定部位２１に照射されたレーザー光
により発生した干渉波はドップラーシフトを起こし、該
当測定部位２１の血流速に対応した周波数の干渉波にシ
フトする。尚、該当測定部位２１に照射されるレーザー
光による干渉波は一組でも同様に血流によるドップラー
シフトが観測されるため、後述の図７の第三の発明の実
施例に示されるように血流量の観測が可能である。しか
しながら上記のような二組の干渉波を利用すると、一組
の干渉波を用いる場合に比べて観測される干渉波の周波
数を大幅に低下させることができるため、後段の信号処
理手段１９において必要とされるサンプリング回数およ
び演算処理速度を大幅に低下させることができる。上記
光電センサー１１は、ドップラーシフトを受けた該干渉
波を電気信号に変換して該信号処理手段１９に送信し、
該信号処理手段１９は該電気信号を一定時間サンプリン
グして、該電気信号の自己相関を計算し、該サンプリン
グ信号の拍動周期を推定することができる。それによ
り、該推定周期間に高速フーリエ変換を行って逐次算出
された周波数スペクトルの平均周波数が導出できる。さ
らに該平均周波数より該当測定領域の拍動による流速変
動を考慮した平均血流速度を算出することができる。そ
して該当測定領域２１は上記のごとく幾何光学的に設定
できるため既知であり、該測定領域体積に上記平均血流
速度を掛け合わせることによって血流量を求めることが
できることになる。尚、高速フーリエ変換のみによって
も周波数を求めることはできるが、毛細血管においても
拍動現象が見られるため、サンプリングのタイミングに
よって異なったデータが観測され、拍動による流速変動
を考慮した平均流速が求められないという問題がある。
そのため、上記のような自己相関計算を行うことによっ
て、拍動周期を推定し、拍動周期間の平均血流速度を求
めることができる。また、流速変動の時系列データが必
要な場合は、単に上記のような平均演算を行わなければ
よい。
【０００７】図３に本発明に係るレーザー血流計におい
て第一の発明の実施例の構成図を示す。図３に示すよう
に、図１、図２において説明した一次元流速測定用のレ
ーザー光源をそれぞれ直交する一次独立な方向の流速を
測定するために三組用いることにより、該当測定部位３
０の血流速度のスカラー量および血流方向を測定するこ
とができる。レーザー光を照射するにあたっては、上記
の直交する三方向から同時に照射を行うと不必要な干渉
が発生してしまうので、該三方向の照射タイミングをず
らし、それぞれ対応する方向のデータサンプリングを行
い、光電センサー１１からの該三方向の電気信号を信号
処理手段１９が個別に上記と同様の演算処理を行うこと
により、それぞれ直交する一次独立な方向の平均流速成
分を算出することができる。そのため、血流速度のスカ
ラー量および血流方向を算出することができ、該当測定
領域３０の体積は上記の場合と同様に既知であるので該
当測定部位３０の血流量の絶対値を算出することができ
ることになる。レーザー光源３１からは各二本で一組の
レーザー光線３４および３５が照射され、該当測定領域
３０に発生した干渉波を光電センサー１１が観測し、該
光電センサー１１からの電気信号を信号処理手段１９が
演算処理終了すると、レーザー光線３６および３７が照
射され、上記と同様の演算処理が終了すると、さらにそ
の後レーザー光線３８、３９が照射されて上記と同様の
演算処理が行われる。以上の動作が繰り返し行われ、直
交した各三方向の血流速度を逐次算出することができる
ため、血流速度のスカラー量および血流方向を逐次算出
できることになる。
て第一の発明の実施例の構成図を示す。図３に示すよう
に、図１、図２において説明した一次元流速測定用のレ
ーザー光源をそれぞれ直交する一次独立な方向の流速を
測定するために三組用いることにより、該当測定部位３
０の血流速度のスカラー量および血流方向を測定するこ
とができる。レーザー光を照射するにあたっては、上記
の直交する三方向から同時に照射を行うと不必要な干渉
が発生してしまうので、該三方向の照射タイミングをず
らし、それぞれ対応する方向のデータサンプリングを行
い、光電センサー１１からの該三方向の電気信号を信号
処理手段１９が個別に上記と同様の演算処理を行うこと
により、それぞれ直交する一次独立な方向の平均流速成
分を算出することができる。そのため、血流速度のスカ
ラー量および血流方向を算出することができ、該当測定
領域３０の体積は上記の場合と同様に既知であるので該
当測定部位３０の血流量の絶対値を算出することができ
ることになる。レーザー光源３１からは各二本で一組の
レーザー光線３４および３５が照射され、該当測定領域
３０に発生した干渉波を光電センサー１１が観測し、該
光電センサー１１からの電気信号を信号処理手段１９が
演算処理終了すると、レーザー光線３６および３７が照
射され、上記と同様の演算処理が終了すると、さらにそ
の後レーザー光線３８、３９が照射されて上記と同様の
演算処理が行われる。以上の動作が繰り返し行われ、直
交した各三方向の血流速度を逐次算出することができる
ため、血流速度のスカラー量および血流方向を逐次算出
できることになる。
【０００８】図４に本発明に係るレーザー血流計におい
て第二の発明の測定原理説明のための模式図を示す。
尚、本発明においては、所望の測定部位の血流の三次元
方向を算出することができるが、測定原理説明のため、
図４では簡略化した一次元モデルで説明を行い、図６に
おいて本発明に実際に適用される三次元モデルを示すこ
とにする。基本的には、一組のレーザー光を該当測定部
位２０に照射して発生させた干渉光のドップラーシフト
を測定する手段を測定する流速方向にわずかにずらして
２つ並置し、該２つの測定手段による２つの測定データ
の相互相関を計算するかあるいは、該２つの測定データ
を重畳したデータのケプストラム解析を行うことによっ
て流速を算出するものである。図４に示されるように、
レーザー光源８から照射されたレーザー光は、コリメー
ターレンズ７を通過することによって平行光となり、さ
らにビームスプリッター５、６、１２とミラー１７、１
６、４によって２本の平行光に分割された後、該２本の
二平行光は、ピンホール３、１５を通過することによっ
て光径一定となり、さらに偏光板２、１４を通過するこ
とによって偏光方向が同一にされ、角度を調節されたミ
ラー１、１３によって生体組織の所望の測定部位と該測
定部位から流速方向にわずかに離れた測定部位にそれぞ
れ照射される。
て第二の発明の測定原理説明のための模式図を示す。
尚、本発明においては、所望の測定部位の血流の三次元
方向を算出することができるが、測定原理説明のため、
図４では簡略化した一次元モデルで説明を行い、図６に
おいて本発明に実際に適用される三次元モデルを示すこ
とにする。基本的には、一組のレーザー光を該当測定部
位２０に照射して発生させた干渉光のドップラーシフト
を測定する手段を測定する流速方向にわずかにずらして
２つ並置し、該２つの測定手段による２つの測定データ
の相互相関を計算するかあるいは、該２つの測定データ
を重畳したデータのケプストラム解析を行うことによっ
て流速を算出するものである。図４に示されるように、
レーザー光源８から照射されたレーザー光は、コリメー
ターレンズ７を通過することによって平行光となり、さ
らにビームスプリッター５、６、１２とミラー１７、１
６、４によって２本の平行光に分割された後、該２本の
二平行光は、ピンホール３、１５を通過することによっ
て光径一定となり、さらに偏光板２、１４を通過するこ
とによって偏光方向が同一にされ、角度を調節されたミ
ラー１、１３によって生体組織の所望の測定部位と該測
定部位から流速方向にわずかに離れた測定部位にそれぞ
れ照射される。
【０００９】図５に図４における生体組織測定部位２０
のレーザー光照射部分の拡大図を示す。図５に示される
ように、予め幾何光学的に設定された２つの領域２１
Ａ、２１Ｂに干渉波が発生し、それぞれの干渉波を光電
センサー１１Ａ、１１Ｂが受光することになる。そして
該光電センサー１１Ａ、１１Ｂからの電気信号を信号処
理手段１９が受信する。尚、該当測定部位２０以外にお
いて高次の散乱を起こしたレーザー光の受光を避けるた
めに、該光電センサー１１Ａ、１１Ｂの前にはピンホー
ル９および偏光板１０を置いている。また、該信号処理
手段１９は、以下２つの方法によって測定領域２０の血
流速度を測定する。第一の方法では、該信号処理手段１
９は、一方の光電センサー１１Ａからの測定データを一
定時間サンプリングして保持し、もう一方の光電センサ
ー１１Ｂからの測定データも逐次同時間だけサンプリン
グを行い、それら２つの測定データの相互相関を逐次計
算する。該相互相関の時系列データより周期を推定す
る。上記２つの測定部位間の距離は予め知れており、該
周期は血流の移動時間と考えられるので、測定方向の流
速を算出することができる。第二の方法では、該信号処
理手段１９は、該２つの光電センサーの測定データ１１
Ａ、１１Ｂを重畳して一定時間サンプリングするか、あ
るいは光電センサー１１を１つだけ用いてサンプリング
し、該サンプリングデータのケプストラム解析を行うこ
とによってピークが現れるケフレンシーを求める。この
方法で求められたケフレンシーは、第一の方法で求めら
れた周期と同一のものであるので、同様に流速が算出で
きることになる。以上２つの方法では、測定部位２０以
外からのレーザー光の高次の散乱の影響は、サンプリン
グ期間中に平滑化されて相殺されるため、高次の散乱を
受けずに血流速度を逐次算出することができる。
のレーザー光照射部分の拡大図を示す。図５に示される
ように、予め幾何光学的に設定された２つの領域２１
Ａ、２１Ｂに干渉波が発生し、それぞれの干渉波を光電
センサー１１Ａ、１１Ｂが受光することになる。そして
該光電センサー１１Ａ、１１Ｂからの電気信号を信号処
理手段１９が受信する。尚、該当測定部位２０以外にお
いて高次の散乱を起こしたレーザー光の受光を避けるた
めに、該光電センサー１１Ａ、１１Ｂの前にはピンホー
ル９および偏光板１０を置いている。また、該信号処理
手段１９は、以下２つの方法によって測定領域２０の血
流速度を測定する。第一の方法では、該信号処理手段１
９は、一方の光電センサー１１Ａからの測定データを一
定時間サンプリングして保持し、もう一方の光電センサ
ー１１Ｂからの測定データも逐次同時間だけサンプリン
グを行い、それら２つの測定データの相互相関を逐次計
算する。該相互相関の時系列データより周期を推定す
る。上記２つの測定部位間の距離は予め知れており、該
周期は血流の移動時間と考えられるので、測定方向の流
速を算出することができる。第二の方法では、該信号処
理手段１９は、該２つの光電センサーの測定データ１１
Ａ、１１Ｂを重畳して一定時間サンプリングするか、あ
るいは光電センサー１１を１つだけ用いてサンプリング
し、該サンプリングデータのケプストラム解析を行うこ
とによってピークが現れるケフレンシーを求める。この
方法で求められたケフレンシーは、第一の方法で求めら
れた周期と同一のものであるので、同様に流速が算出で
きることになる。以上２つの方法では、測定部位２０以
外からのレーザー光の高次の散乱の影響は、サンプリン
グ期間中に平滑化されて相殺されるため、高次の散乱を
受けずに血流速度を逐次算出することができる。
【００１０】図６に本発明に係るレーザー血流計におい
て第二の発明の実施例の構成図を示す。図６に示すよう
に、図４、図５において説明した一次元流速測定用レー
ザー光源をそれぞれ直交する一次独立な方向の流速を測
定するために三組用いることにより、該当測定部位６０
の血流速度のスカラー量および血流方向を測定すること
ができる。レーザー光を照射するにあたっては、上記の
直交する三方向から同時に照射を行うと不必要な干渉が
発生してしまうので、三方向の照射タイミングをずら
し、それぞれ対応する方向のデータサンプリングを行
い、光電センサー１１からの各方向に対応する電気信号
を信号処理手段１９が個別に演算処理を行うことによ
り、それぞれ直交する一次独立な方向の流速成分を算出
することができる。そのため、血流速度のスカラー量お
よび血流方向を算出することができ、該当測定領域６０
の体積は上記の場合と同様に既知であるので該当測定部
位の血流量を算出することができることになる。レーザ
ー光源６１からは各二本で一組のレーザー光線６４およ
び６５が照射され、該当測定領域６０に発生した干渉波
を光電センサー１１が観測し、該光電センサー１１から
の電気信号を信号処理手段１９が演算処理終了すると、
レーザー光線６６および６７が照射され、上記と同様の
演算処理が終了すると、さらにその後レーザー光線６
８、６９が照射されて上記と同様の演算処理が行われ
る。以上の動作が繰り返し行われ、直交した各三方向の
血流速度を逐次算出することができるため、血流速度の
スカラー量および血流方向を逐次算出できることにな
る。
て第二の発明の実施例の構成図を示す。図６に示すよう
に、図４、図５において説明した一次元流速測定用レー
ザー光源をそれぞれ直交する一次独立な方向の流速を測
定するために三組用いることにより、該当測定部位６０
の血流速度のスカラー量および血流方向を測定すること
ができる。レーザー光を照射するにあたっては、上記の
直交する三方向から同時に照射を行うと不必要な干渉が
発生してしまうので、三方向の照射タイミングをずら
し、それぞれ対応する方向のデータサンプリングを行
い、光電センサー１１からの各方向に対応する電気信号
を信号処理手段１９が個別に演算処理を行うことによ
り、それぞれ直交する一次独立な方向の流速成分を算出
することができる。そのため、血流速度のスカラー量お
よび血流方向を算出することができ、該当測定領域６０
の体積は上記の場合と同様に既知であるので該当測定部
位の血流量を算出することができることになる。レーザ
ー光源６１からは各二本で一組のレーザー光線６４およ
び６５が照射され、該当測定領域６０に発生した干渉波
を光電センサー１１が観測し、該光電センサー１１から
の電気信号を信号処理手段１９が演算処理終了すると、
レーザー光線６６および６７が照射され、上記と同様の
演算処理が終了すると、さらにその後レーザー光線６
８、６９が照射されて上記と同様の演算処理が行われ
る。以上の動作が繰り返し行われ、直交した各三方向の
血流速度を逐次算出することができるため、血流速度の
スカラー量および血流方向を逐次算出できることにな
る。
【００１１】図７に本発明に係るレーザー血流計におい
て第三の発明の実施例の構成図を示す。レーザー光源７
１からは二本で一組のレーザー光線７４が照射され、該
当測定領域７０に発生した干渉波を光電センサー１１が
観測し、該光電センサー１１からの電気信号を信号処理
手段１９が演算処理終了すると、レーザー光源７２から
レーザー光線７５が照射され、上記と同様の演算処理が
終了すると、さらにその後レーザー光源７３からレーザ
ー光線７６が照射されて上記と同様の演算処理が行われ
る。以上の動作が繰り返し行われ、直交した各三方向の
血流速度を逐次算出することができるため、血流速度の
スカラー量および血流方向を逐次算出できることにな
る。
て第三の発明の実施例の構成図を示す。レーザー光源７
１からは二本で一組のレーザー光線７４が照射され、該
当測定領域７０に発生した干渉波を光電センサー１１が
観測し、該光電センサー１１からの電気信号を信号処理
手段１９が演算処理終了すると、レーザー光源７２から
レーザー光線７５が照射され、上記と同様の演算処理が
終了すると、さらにその後レーザー光源７３からレーザ
ー光線７６が照射されて上記と同様の演算処理が行われ
る。以上の動作が繰り返し行われ、直交した各三方向の
血流速度を逐次算出することができるため、血流速度の
スカラー量および血流方向を逐次算出できることにな
る。
【００１２】
【発明の効果】本発明は、上記のように構成されるの
で、以下に記載されるような効果を奏する。本発明に係
るレーザー血流計は、生体表皮下任意の深度にある組織
の所望の測定部位の血流量の絶対値および血流方向を、
生体表皮上から無侵襲かつリアルタイムで測定すること
ができる。また、本発明に係るレーザー血流計は、干渉
波のドップラーシフト量の測定データから、所望の測定
部位以外からのレーザー光の高次散乱の影響を除去する
ことができる。また、本発明に係るレーザー血流計は、
拍動周期間の平均血流速度を算出することができる。ま
た、本発明に係るレーザー血流計は、測定領域体積を予
め幾何光学的に設定できるため、該測定領域体積に上記
算出された血流速度の絶対値を掛け合わせることによっ
て血流量の絶対値を求めることができる。また、本発明
に係るレーザー血流計は、測定領域の血流の三次元流速
方向を算出することができる。
で、以下に記載されるような効果を奏する。本発明に係
るレーザー血流計は、生体表皮下任意の深度にある組織
の所望の測定部位の血流量の絶対値および血流方向を、
生体表皮上から無侵襲かつリアルタイムで測定すること
ができる。また、本発明に係るレーザー血流計は、干渉
波のドップラーシフト量の測定データから、所望の測定
部位以外からのレーザー光の高次散乱の影響を除去する
ことができる。また、本発明に係るレーザー血流計は、
拍動周期間の平均血流速度を算出することができる。ま
た、本発明に係るレーザー血流計は、測定領域体積を予
め幾何光学的に設定できるため、該測定領域体積に上記
算出された血流速度の絶対値を掛け合わせることによっ
て血流量の絶対値を求めることができる。また、本発明
に係るレーザー血流計は、測定領域の血流の三次元流速
方向を算出することができる。
【図１】第一の発明の測定原理説明のための模式図。
【図２】図１における生体組織測定部位のレーザー光照
射部分の拡大図。
射部分の拡大図。
【図３】第一の発明の実施例の構成図。
【図４】第二の発明の測定原理説明のための模式図。
【図５】図４における生体組織測定部位のレーザー光照
射部分の拡大図。
射部分の拡大図。
【図６】第二の発明の実施例の構成図。
【図７】第三の発明の実施例の構成図。
【図８】従来のレーザー血流計による血流測定方法の説
明図。
明図。
１、４、１３、１６、１７ ミラー ２、９、１４ 偏光板 ３、１０、１５ ピンホール ５、６、１２ ビームスプリッター ７ コリメータレンズ ８、３１、３２、３３、６１、６２、６３ 、７１、７
２、７３ レーザー光源 １１ 光電センサー １８ 生体組織 １９ 信号処理手段 ２１ 測定部位 ３４、３５、３６、３７、３８、６４、６５、６６、７
４、７５、７６ レーザー光線
２、７３ レーザー光源 １１ 光電センサー １８ 生体組織 １９ 信号処理手段 ２１ 測定部位 ３４、３５、３６、３７、３８、６４、６５、６６、７
４、７５、７６ レーザー光線
Claims (14)
- 【請求項１】生体組織下任意の深度の部位の血流量の絶
対値および血流方向を生体表皮上から無侵襲で逐次測定
しうる測定手段を有することを特徴とするレーザー血流
計。 - 【請求項２】生体組織下任意の深度の部位の血流速度の
拍動周期間の平均値を生体表皮上から無侵襲で逐次測定
しうる測定手段を有することを特徴とする請求項１記載
のレーザー血流計。 - 【請求項３】生体組織測定部位の血流量の測定領域体積
が既知であることを特徴とする請求項１記載のレーザー
血流計。 - 【請求項４】生体組織の所望の測定部位に請求項３記載
の測定領域体積だけ干渉波を発生させるレーザー光照射
手段を有し、血流によってドップラーシフトを受けた該
干渉波の後方散乱光を受光する複数のデータ収集手段を
有することを特徴とする請求項１記載のレーザー血流
計。 - 【請求項５】生体組織の所望の測定部位に請求項３記載
の測定領域体積だけ異なったタイミングで干渉波を発生
させるレーザー光照射手段を有し、血流によってドップ
ラーシフトを受けた該干渉波の後方散乱光を受光する複
数のデータ収集手段を有することを特徴とする請求項１
記載のレーザー血流計。 - 【請求項６】生体組織の所望の測定部位に２つの干渉波
を干渉させることによってさらに低周波の干渉波を請求
項３記載の領域体積だけ発生させるレーザー光照射手段
を有し、血流によってドップラーシフトを受けた該干渉
波の後方散乱光を受光する複数のデータ収集手段を有す
ることを特徴とする請求項１記載のレーザー血流計。 - 【請求項７】請求項４、請求項５または請求項６記載の
複数のデータ収集手段によって収集された複数のデータ
の演算処理を行うことにより、上記の所望の測定部位の
血流速度のスカラー量および三次元流速方向を逐次算出
する演算処理手段を有することを特徴とする請求項１記
載のレーザー血流計。 - 【請求項８】上記演算処理手段は、上記複数のデータ収
集手段からの複数のデータの相互相関を計算するかある
いは、ケプストラム解析を行うことによって測定部位以
外からのレーザー光の高次散乱の影響を除去し、上記の
所望の測定部位の血流速度のスカラー量と三次元流速方
向を逐次測定しうることを特徴とする請求項７記載のレ
ーザー血流計。 - 【請求項９】少なくとも生体内で干渉波光を形成する為
の出力手段を有するレーザー血流計。 - 【請求項１０】少なくとも生体内で複数の干渉波光を形
成し、且つ前記複数の干渉波光をさらに干渉させた干渉
波光を形成する為の出力手段を有する請求項９記載のレ
ーザー血流計。 - 【請求項１１】少なくとも生体内で複数の干渉波光をそ
れぞれ異なるタイミングで形成する為の出力手段を有す
る請求項９記載のレーザー血流計。 - 【請求項１２】該干渉波光に基づく戻り光を受光する複
数の受光部を有する請求項９、１０、１１記載の血流
計。 - 【請求項１３】前記複数の受光部で得られた複数のデー
タに基づき、所望の測定部位の血流速度のスカラー量お
よび三次元流速方向を算出する演算処理手段を有する請
求項９記載のレーザー血流計。 - 【請求項１４】前記演算処理手段は、前記複数の受光部
から得られた複数のデータの相互相関を計算するかある
いは、ケプストラム解析を行うことによって測定部位以
外からのレーザー光の高次の散乱の影響を除去した血流
速度のスカラー量と三次元流速方向を逐次算出しうるこ
とを特徴とする請求項１２記載のレーザー血流計。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8267735A JPH1085195A (ja) | 1996-09-19 | 1996-09-19 | レーザー血流計 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8267735A JPH1085195A (ja) | 1996-09-19 | 1996-09-19 | レーザー血流計 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH1085195A true JPH1085195A (ja) | 1998-04-07 |
Family
ID=17448854
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8267735A Pending JPH1085195A (ja) | 1996-09-19 | 1996-09-19 | レーザー血流計 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH1085195A (ja) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2002085204A1 (fr) * | 2001-04-20 | 2002-10-31 | Combi Corporation | Outil de mesure de l'arteriosclerose |
| WO2009081883A1 (ja) * | 2007-12-21 | 2009-07-02 | Institute Of National Colleges Of Technology, Japan | レーザドップラー血流測定方法及び装置 |
| JP2017113320A (ja) * | 2015-12-24 | 2017-06-29 | パイオニア株式会社 | 流体評価装置及び方法、コンピュータプログラム並びに記録媒体 |
| JP2017176265A (ja) * | 2016-03-28 | 2017-10-05 | 富士ゼロックス株式会社 | 生体情報測定装置、及び生体情報測定プログラム |
| WO2020157926A1 (ja) | 2019-01-31 | 2020-08-06 | パイオニア株式会社 | 流速特定装置 |
| US10856751B2 (en) | 2015-03-25 | 2020-12-08 | Olympus Corporation | Blood-vessel recognition blood-flow measurement method |
-
1996
- 1996-09-19 JP JP8267735A patent/JPH1085195A/ja active Pending
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2002085204A1 (fr) * | 2001-04-20 | 2002-10-31 | Combi Corporation | Outil de mesure de l'arteriosclerose |
| WO2009081883A1 (ja) * | 2007-12-21 | 2009-07-02 | Institute Of National Colleges Of Technology, Japan | レーザドップラー血流測定方法及び装置 |
| JP5234470B2 (ja) * | 2007-12-21 | 2013-07-10 | 独立行政法人国立高等専門学校機構 | レーザドップラー血流測定方法及び装置 |
| US9031640B2 (en) | 2007-12-21 | 2015-05-12 | Institute Of National Colleges Of Technology, Japan | Laser doppler blood flow measuring method and device |
| US10856751B2 (en) | 2015-03-25 | 2020-12-08 | Olympus Corporation | Blood-vessel recognition blood-flow measurement method |
| JP2017113320A (ja) * | 2015-12-24 | 2017-06-29 | パイオニア株式会社 | 流体評価装置及び方法、コンピュータプログラム並びに記録媒体 |
| JP2017176265A (ja) * | 2016-03-28 | 2017-10-05 | 富士ゼロックス株式会社 | 生体情報測定装置、及び生体情報測定プログラム |
| WO2020157926A1 (ja) | 2019-01-31 | 2020-08-06 | パイオニア株式会社 | 流速特定装置 |
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