JPS5861435A

JPS5861435A - レ−ザセンサ

Info

Publication number: JPS5861435A
Application number: JP56159522A
Authority: JP
Inventors: Toshimitsu Musha; 利光武者
Original assignee: Aloka Co Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 1981-10-08
Filing date: 1981-10-08
Publication date: 1983-04-12
Also published as: JPH025254B2

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】本発明はレーザセンサ、特に被測定流体内の圧力変化を
正確に検出することのできるレーザセンサに関する。

被測定流体すなわち気体あるいは液体内の圧力変化を正
確に検出することは極めて重要であシ、この種の圧力変
化は例えば化学的処理装置における処理液の圧力変化あ
るいは医学的な診断装置における血圧その細体液の圧力
変化として知られており、また気体の圧力変化は通常の
ピックアップあるいはマイクロホンとして種々の分野に
おいて実用化されている。通常の場合、この種の圧力変
化は電気的な信号に変換されているが、圧力変化を直接
電気信号に変換するためには、比較的大型の装置を必要
とし、また必ずしも良好な検出精度を得ることができな
いという問題があった。特に被検体の血圧変化等は従来
装置では正確な測定が難しく、カテーテルによりセンサ
を血管内に挿入する必要がある。

本発明は上記従来の課題に鑑みなされたもので、その目
的は被測定流体の圧力変化をいったんレーザ光の光路長
変化に変換し、これを電気的その他の信号処理に供する
ことにより、極めて小型のかつ高精度な圧力変化検出子
ンサを得ることにある。

本発明によれば、装置自体は極めて小型となり、例えば
血圧測定の際、注射針状の穿刺筒内に本装置を組み込む
ことにより、動脈内等の血圧、変化を測定するのに血管
を切り開く必要はなく、注射針状のセンサを簡単に経皮
的に血管内に挿入することが可能となり、従来得られな
かった種々の診断情報を極めて容易に得ることが可能と
なる。

また本発明は他の微弱圧力変化に広範囲に適応可能であ
り、音声その他の空気振動を検出するピックアップある
いはマイクロホンとしても経皮的に体内に挿入できる点
で極めて有用である。

上記目的を達成するために、本発明は被測定流体に伸張
する先端を有しレーザ光が導かれる光ファイバと、光フ
ァイノくの先端に対して所定の間隔で対向配置された薄
膜から成り内面が光反射層を形成し外面が被測定流体に
接する揺動膜と、光フアイバ先端と揺動膜との間に充填
された整合液と、を含み、圧力変化金レーザ光路長変化
に変換して被測定流体の圧力変化を検出すること全特徴
とする。

本発明によれば、前述したように、被測定流体の圧力変
化はレーザ光の光路長に変換されるが、この光路長変化
は更にレーザ光の光変調によって電気的その他の信号に
変換可能である。すなわち、レーザ装置から出力された
レーザ光を再びレーザ装置内に光帰還させると、レーザ
装置の基準発振光強度はレーザ装置を含む帰還系で二次
共振器の二次発振周波数によって変調され、この光変調
ヲ用いることによって前記二次発振周波数を圧力変化に
対応した検出値として取り扱うことが可能となる。

もちろん、本発明において、前述したレーザ光光路長゛
変化は前記光変調ばかりでなく、他の手段によっても電
気的に検出可能である。

本発明のレーザ装置は気体レーザあるい′は固体レーザ
等あらゆる種類のレーザ装置にて構成することができる
が、特−に小型の装置を必要とする場合には、半導体レ
ーザを用いることが好適である。

以下図面に基づいて本発明の好適な実施例を説明する。

第１図には、本発明に係るレーザセンサを被検体の血管
中に穿刺して血圧変化を測る血圧計として使用した実施
例を示す。

レーザセンサを収納する穿刺筒１０は０．２〜０．３關
の外径を有するステンレス等の金塊円筒から成り、第２
図に示されるように、通常の注射針と同じく、被検体１
２内に穿刺され、動脈等の血管１２ａ内に直接刺入され
る。

前記穿刺筒１０には、光ファイノく１４が導かれておシ
、実施例の光ファイバ１４はほぼ０．１關程度の直径を
有する単一モード光ファイバから成り、図示しないレー
ザ装置から所定の単一モードのレーザ光が供給されてい
る。そして、光ファイバ１４の先端に対して所定の間隔
を保持して揺動膜１６が対向配置されており、この揺動
膜１６の内面が光ファイバ１４の先端に対して対向配置
されている。揺動膜１６を支持するため、穿刺筒１０の
内壁にはステンレス等の金属から成るホルダ筒１８が固
定されており、ホルダ筒１８の先端に前記揺動膜１６が
密着固定されている。またホルダ筒１８の後端には固定
リング２０が接着固定されており、この固定リング２０
によってホルダ筒１８と光ファイバ１４とが所定の相対
位置で位置決めされている。揺動膜１６はそれ自体プラ
スチックあるいはマイカ等の薄膜から成り、本発明にお
いて、その内面が光反射層を形成し、光ファイバ１４に
より導かれたレー、ザ光が該揺動膜１６の内面にて反射
され、光フアイバ１４内に戻される。揺動膜１６の内面
に設けられる光反射面１６ａは全域たとえば金等をメッ
キあるいは蒸着し、また誘電絆の多層膜全蒸着すること
によっても得られ、このよう。

な誘電体の多層膜はその厚みを適当に制御して良好な光
反射特性が得られるように形成する。

本発明において、光ファイバ１４と揺動膜１６との間に
は、整合液２２が充填されており、この整合液２２の透
過率を光ファイバ１４に対して適当に選択することによ
り、光ファイバ１４の先端からの光反射をなくすことが
でき、また光反射面１６ａによって反射されたレーザ光
が再び光ファイバ１４の先端で反射されることを防止し
、効率良く光フアイバ１４内に戻されることとなる。実
施例における整合液２２は沃化メチルから成るが、他の
任意の整合液を用いることができ、通常の場合、この整
合液２２は光ファイバ１４と同一の屈折率をもつように
選択される。なお実施例における整合液２２はホルダ筒
１８、揺動膜１６および固定リング２０によって密封さ
れた室内に充填されるが、このとき、後述する圧力変化
検出時に揺動膜１６の揺動を容易とするため、この室後
端には空気層２４が設けられておシ、またこの空気層２
４を減圧することにより、血圧測定を行い易くすること
ができる。また整合液２２を用いる代わりに光ファイバ
１４の先端に整合用の誘電体多層膜を蒸着し、光フアイ
バ先端での光反射を防ぐこともできる。

第１図に示したレーザセンサを有する穿刺筒１０ぼ前述
したように、第２図のごとく血管１２ａ内に穿刺され、
この結果、揺動膜１６の外面１６ｂは直接血液と接触す
ることとなり、このとき、血液の表面張力によって血液
と揺動膜１６の外面１６ｂとの間に気泡が生じることを
防ぐため、実施例における穿刺筒１０は揺動膜１６の近
傍において透孔２６が設けられており、前記気泡はこの
透孔２６から容易に部外へ抜け、揺動膜１６の外面１６
Ｉ）がそのほぼ全面で血液と接触することが可能となる
。

本発明に係るレーザセンサの血圧測定に用いた実施例は
以上の構成から成り、以下にその作用を説明する。

穿刺筒１０が直接血管１２ａ内に穿刺された状態で光フ
ァイバ１４にはレーザ装置から単一モードのレーザ光が
供給され、このレーザ光は揺動膜１６の内面に設けられ
た光反射面１６ａにて反射されて光フアイバ１４内に戻
る。そして、血管１２ａ内の血圧変動が生じると、揺動
膜１６はこの血圧変動に対応して揺動し、この結果、光
ファイバ１４の先端と光反射面１６ａとの間には微少な
距離変化が生じ、これによってレーザ装置から出たレー
ザ光はその光路長が血圧変動に対応して変化することと
なる。従って、前記揺動膜１６の鼓膜のような動きはレ
ーザ光の光路長変化に変換され、これを検出することに
よって極めて容易に血圧変化を正確に検出することが可
能となる。

第３図には、前記したレーザ光の光路長変化を検出する
ための本発明に好適な検出部の構成が示されている。

レーザ装置２６は単一モードのヘリウム・ネオンレーザ
から成り、レーザ装置２６の光共振器はその両端に反射
鏡２８．３０１＆：有し、その一方の反射鏡３０すなわ
ち光出力端からはレーザ光１００が出力される。

前述したレーザ光１００は光分波器３６を通りレンズ３
２によって集束された後、光ファイバ１４に導かれる。

本発明においては、前記レーザ装置２６の出力端すなわ
ち実施例における反射鏡３０は比較的大きな光透過特性
に形成され、例えば、通爾の反射鏡の透過率が２チ程度
であるのに対し、本発明における反射鏡３０はその透過
率が１０〜１５チ程度に設定されており、この結果、揺
動膜１６からの反射光は容易に反射鏡３０を通ってレー
ザ装置２６内に帰還される。

従って、本発明においては、レーザ装置は反射鏡２８お
よび３０から構成される共振器と、反射鏡２８および揺
動膜１６から構成される二次共振器とのいわゆる二重複
合共振装置をもつことになる。その結果、レーザ活性媒
質の光学的非線形特性により、反射ｌ′鏡２８および３
０で発振する光学的周波数をもつレーザ光の強度は、反
射鏡２８および揺動膜１６で構成される二次共振器３４
の二次発振周波数で光強度変調されることになる。

レーザ光１００は光分波器３６によって分離され、光検
出器３８によって電気的に検出される。

光検出器３８はアバランシュフォトダイオード、あるい
は光電子増倍管等から形成することができる。光検出器
３８の出力はもはや光学的発振周波数を含まず、二次共
振器（２８−１６）の二次発振周波数およびその高調波
によって変調された信号のみを含む。そこで、バンドを
パスフィルタ４０によって二次発振周波数によって変調
された信号だけが分離され、周波数カウンタ４２によっ
てその周波数が測定される。この周波数変化が対象とす
る物理量（温度など）の変化に対応する。

以下第３図に基づいて本発明に係るレーザセンサの・光
路長変化の検出作用を説明する。

周知のように、レーザ装置２６の基準発振周波数ｆ。は
レーザ装置２６の光学長ｅＬ、（光共振器の光路長をｔ
としその屈折率ｆｎとし友ときのｎ×、ｔ）、真空中の
光速ｆｃとしたとき、ｆ０＝□ １となる。ここで、νは１．２．３・・・なる自然数であ
る。

、従って、レーザ装置２６からは前述した基準発振周波
数ｆ。なるレーザ光１００が出力されるが、前述したよ
うに、このレーザ光１００は光ファイバ１４から揺動膜
１６に導かれ、その光反射面１６ａによって反射され、
これが再び光ファイバ１４を通ってレーザ装置２６にそ
の反射鏡３Ｃ１−透過して帰還される。この帰還した光
は再びレーザ装置２６の一方の反射鏡２８と前記光反射
面１６ａとの間を繰り返し往復することとなり、ここに
二次共振器３４が形成されることとなる。

二次共振器３４も通常のレーザ装置２６と同様に所定の
発振周波数に有し、この二次発振周波数ｆ１は二次共振
器３４の光学長’ｋ　Ｌ２とするならば、ｆ　　＝２となる。ν′は自然数である。

従って、レーザ装置２６を含む二次共振器３４には周波
数ｆ＋にもつ定在波が発生する。レーザ活性媒質は光学
的非線形特性をもつので、レーザ装置２６の基準発振周
波数ｆ。に対する利得は周波数１１で変調される。５そ
の結果として、周波数ｆ。における発振光強度は周波数
ｆ、で変動することになる。

従って、発振スペクトルは第４図に示すように、基準発
振周波数ｆ。の両側方にｆ、なる間隔で複数の側帯波が
あられれたスペクトルとなることが理解される。

前記レーザ光１００は第３図から明らかなように、光分
波器３６によって外部へ導かれ、第４図の発振スペクト
ルを光検出器３８で受光すると、光検出器３８のスペク
トルは第５図に示すように、二次発振周波数成分のみを
含む出力となる。

そして、この電気的な検出信号はノ（ンドノ（スフイル
タ４０によってｆ、成分のみ取り出され、これが周波数
カウンタ４２によって計数される。

以上のようにして、周波数カウンタ４２の計数値は二次
共振器３４の二次発振周波数ｆ１に対応することとなり
、圧力変化が二次発振周波数ｆ、と対応するので、この
ような圧力変化を極めて正確に検出することが可能とな
る。

前述した実施例では、二次共振器３４がレーザ装置２６
、光ファイノ（１４および揺動膜１６を含むので、検出
結果には、二次発振周波数変化のみならず、レーザ装置
２６および光ファイバ１４での周波数変動誤差が混入す
ることとなり、センサの使用態様によっては無視できな
い誤差発生の原因となる。特にレーザ装置２６から揺動
膜１６までの距離が長い場合、光ファイバ１４の全長が
増加し、この結果、揺動膜１６での光伝達特性の変化が
長い光ファイバ１４に主って薄められ、感度が低下する
という問題がある。第６図には、このような問題を解決
できる本発明の他の実施例が示され、較正レーザ光を用
いることによって前述した誤差を除去することができる
。

第６図において、レーザ装置２６の出力レーザ光は分波
器４４によって分波され、一方は第３図実施例と同様に
、レーザ光１００として光ファイバ１４から揺動膜１６
へ供給される。そして、他方はレンズ４６から較正レー
ザ光２００として光ファイバ４８に供給される。光ファ
イバ４８はその先端に光反射面５０が設けられ、前述し
た光ファイバ１４とほぼ同様の長さおよび光学特性から
形成されている。

従って、この実施例では、レーザ装置２６と較正用光フ
ァイバ４８°とによって較正用共振器５２が形成される
こととなシ、この較正用共振器５２はｆ；なる較正発振
周波数を有する。この結果として、レーザ発振出力のス
ペクトルは第７図に示す構成になる。従って、ｆｌ　　
ｆｌの周波数を検出すれば、検出部の波長変化のみを検
知したことになる。

そのため、この実施例においては、光検出器３８の出力
はバンドパスフィルタ５６によってｆ、近辺の信号を分
離し、そのあと、検波器５８およびバンドパスフィルタ
６０を介してｒ、　−ｒ；近辺の周波数をもつ信号のみ
を分離し、その周波数をカウンタ４２で測定する。

以上の説明から明らかなように、第６図の実施例によれ
ば、レーザ装置２６の基準発振周波数ｆ。

をもつ光強度は揺動膜１６を含む二次共振器３４の二次
発振周波数ｆ、と較正用光ファイバ４８を含む較正用共
振器５２の較正発振周波数ｆ１′とによって同時に光強
度変調を受けるので、その発振スペクトルは第７図に示
されるようになる。そして、光検出器３８の出力は第８
図に示すように、二次発振周波数ｆ１と較正発振周波数
ｆ（およびそれらの高調波成分からバンドパスフィルタ
５６によって、そｊ＋らの基本成分のみが第９図のよう
に取り出される。

そして、検波・器５８によって、両者のビート周波数成
分のみが選別され、その周波数スペクトルは第１０図に
示されるように、ｆＩ　　’Ｉ　とその高調波成分とを
含むものとなる。従って、バンドパスフィルタ６０によ
シ高調波成分を除去し、この結果、第１１図に示される
ような二次発振周波数と較正発振周波数との差信号のみ
が出力される。周波数カウンタ４２はこの差信号を計数
し、二次発振周波数ｆ１から較正発振周波数ｆ＋に除去
した、すなわち二次共振器３４からレーザ装置２６およ
び光フナイバ１４での誤差成分を除去した出力を得るこ
とができ、極めて正確な検出作用を行うことが可能とな
る。

以上説明したように、本発明によれば、被測定流体例え
ば血液中の圧力変動を極めて簡単にかつ正確に検出する
ことが可能となり、種々の微弱圧力変動測定に用いるこ
とが可能となる。また前述した圧力変動はレーザ光の光
強度変調などにより容易に電気的な信号として検出する
ことができ、高精度の検出作用を行うことが可能となる
。

前述した実施例においては、レーザ装置２６をガスレー
ザとして示しているが、小型装置全形成するためには半
導体レーザが好適であり、半導体レーザの場合、その出
力端は比較的大きな光透過特性を有するので、本発明の
ような強制的な光帰還を行う場合に極めて好適である。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係るレーザセンサが血圧測定装置とし
て構成された好適な実施例を示す要部断面図、第２図は第１図実施例の使用状態を示す壁部断面図、第３図は本発明に係るレーザセンサの光検出部を示す概
略構成図、第４図および第５図は第３図の作用説明図、第６図は本
発明に好適な光検出部を示す他の実施例の概略構成図、第７図ないし第１１図は第６図の他の実施例の作用説明
図である。１０・・・穿刺筒、１４・・・・光ファイバ、２゛２・・・整合液、２６・・・レーザ装置、３４・・・二次共振器、４８・・・較正用光ファイバ、５２・・・較正用共振器、１００・・・レーザ光、ｆｏ　　・・・基準発振周波数、ｆ、・・・二次発振周波数、２００・・・較正レーザ光、ｆ；　・・・較正発振周波数。第１図一一二〇第３図第４図、７５図１６図１８図１９図才１０図オＩＩ図

Claims

【特許請求の範囲】（１）　　被測定流体に伸張する先端を有しレーザ光が
導かれる光ファイバと、光ファイバの先端に対して所定
の間隔で対向配置された薄膜か′ら成り内面が光反射層
を形成し外面が被測定流体に接する揺動膜と、光フアイ
バ先端と揺動膜との間に充填された整合液と、を含み、
圧力変化をレーザ光路長変化に変換して被測定流体の圧
力変化を検出することを特徴とするレーザセンサ。（２、特許請求の範囲（１）記載のレーザセンサにおい
て、光ファイバは穿刺筒内に収納され、被検体内の血圧
変化を検出、することを特徴゛とするレーザセンサ。（３）特許請求の範囲（２）記載のセンサにおいて、穿
刺筒内には光ファイバとほぼ同一長の較正用光ファイバ
が収納され、該較正用光７アイノ（の先端には光反射面
が設けられ、光ファイノ（内での誤差を較正可能なこと
を特徴とするレーザセンサ。