JPS6054056B2 - 光散乱粒子を含む流体の流れ運動測定装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 この発明は、光散乱粒子を含む流体の流れ運動を検出ま
たは測定するための装置に関するものであり、特に、組
織の表面血管における血液の流れを調べ、測定するため
の装置に関するものである。

流体はレーザからの単色光により照らされ、流体の粒子
から散乱した光が照射光の周波数からずれた周波数を有
する光成分の内容に関して分析される。その光成分は流
体の移動している粒子に起因するものであり、そのよう
な成分が存在するため、流体の流れ運動の測定として用
いられる。この測定技術は、たとえば、Ｄ．Ｗａｔｋｉ
ｎｓおよびＧ．Ａ．ＨＯｌｌＯｗａｙの「レーザ光のド
ブラシフトを用いて皮膚の血液の流れを測定するための
装置（，ＡｒｌｉｎｓｔｒｕｍｌｅｎｔｔＯｍｅａｓｕ
ｒ″ＥｃｕｔａｎｅＯｕｓｂｌＯＯｄｆｌＯｗｕｓｉｎ
ｇｔｈｅＤＯｐｐｌｅｒｓｈｉｆｔＯｆｌａｓｅｒｌｌ
ｇｈｔ）」、ＩＥＥＥＴｒａｎｓ．ＢｉＯｍｅｄ．Ｆｎ
ｇＮＯｌ．ＢＭＥ一２＼ＮＯ．ｌ、１９７詳１月および
Ｍ．Ｄ．Ｓｔｅｍの「コヒーレントな光の散乱によつて
マイクロ循環の活発な評価（ＩｎｖｉｖＯｅｖａＩｕａ
ｔｉＯｎＯｆｍｉｃｒＯｃｉｒｃｕｌａｔｉＯｎｂｙｃ
Ｏｈｅｒｅｎｔｌｉｇｈｔｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ）１、
ＮａｔｕｒｅｌＶＯｌ．２５本Ｍａｒｃｈｌ９７５ｓお
よびＭ．Ｄ．ＳｔｅｍおよびＤ．Ｌ．Ｌｌｐｐｅの「レ
ーザドプラ光学による局部組織の血液の流れの測定（Ｍ
ｅａｓｕｒｅｍｅｎｔＯｆｌＯｃａｌ”Ｔｉｓｓｕｅｂ
ｌＯＯｄｆＩＯｗｂｙｌａｓｅｒＤＯｐｐｌｅｒＳｐｅ
ｃｔｒＯｓｃＯｐｙ）」Ｆｅｄ．ＰｒＯｃ．■０Ｉ．３
５、ＮＯ．３、１９７６から公知である。これらの前述
した測定方法は組織の血液循環を測定するために用いら
れる。この先行技術に関する１つの深刻な問題は、レー
ザ空洞におけるモード干渉に起因するものである。すな
わち、このモード干渉は、知られている周波数範囲内で
生じる断続的な、高振幅の、ノイズ状信号を発生する。
これらのノイズ状信号による妨害は、レーザ空洞におけ
る温度に関連する現象によるものであり、血液の流れの
連続的な測定を妨げるものである。このような深刻な欠
点を除去するために、温度を安定化させた信号モードの
レーザを用いる１つの試みがなされた。

この形式のレーザは、ある程度成功してテストされてい
るが、このレーザは低電力出力（４）．２７７７．Ｗ）
ゆえ、その感度および解像度に関してその方法の有用性
が極めて限られている。エタロン型の高出力レーザの使
用もまた意図されているが、これは、この形式のレーザ
の寸法が大きく高価格のため、敬遠されている。本件発
明は、温度を安定化させた信号モードのレーザを用いた
り、エタロン型の高出力レーザを用いたりして、上述し
た深刻な欠点を除去しようとするものではなく、前述し
たモード干渉が生じることを前提としてそれを改善して
いこうとするものである。

そのため、そのような従来のモード干渉が生じる現象を
、第１図および第２図を参照してまず説明しよう。第１
図は、生物組織、たとえば人間の指の先端の毛細血管層
の血液の流れを測定するための先行技術装置の概略的ブ
ロック図を示す。

レーザ１からの単色光は光学ファイバ２を介して伝えら
れ、皮膚の表面３方向に向けられる。光は約１７７０７
！の深さまで皮膚および組織に入り込み、周囲の組織か
ら部分的にかつ毛細血管網における血球から部分的に散
乱された光が集められ、光学ファイバ４によつて光検出
器５へ伝えられる。移動している血球からの散乱光はド
プラ効果により周波数シフトを示し、光検出器の感光表
面上でこの周波数シフトされた光がシフトされない光と
干渉する。したがつて、光検出器からの出力信号は、主
として、周波数範囲０−２０Ｋ圧内に多数のうなり周波
数を含む。光検出器からの広帯域出力信号は直流成分が
除去されるように高域フィルタ６において高域ろ波され
る。信号の残りの交流成分は低ノイズ線形増幅器７で増
幅され、続いて、除算器８において正規化される。信号
の正規化は増幅器７からの出力信号を、光検出器からの
全出力信号で除算することによつて行なわれ、それによ
つて、除算器８からの出力信号はレーザ光の強度変動と
無関係になる（少なくともある範囲においては）。正規
化された信号が処理され、帯域ろ波および平均化の後、
第２図に示すような形状を有する信号が得られる。第２
図は、人間の指先の血液循環を測定するため、第１図に
よる先行技術装置を用いるときの時間の関数としての出
力電圧を示す。患者の腕の血液循環は、腕の上部のまわ
りで、膨張したカフによつて妨げられていた。カフは、
図に示される段階で収縮され、かつ第２図に示すように
、約６囲２の期間後、再膨張される。第２図から明らか
なように、この先行技術装置の出力信号は、非常に大き
なピーク妨害を含んでいる。このようなピーク妨害は信
号に周期的に現われ、有益な血液流れに関連の信号の振
幅よりも数倍大きな振幅を有する。この信号におけるこ
れらの高振幅摂動は、先に説明したレーザ空洞のモード
干渉に起因するものであり、このような摂動のため、こ
れらの摂動期間の間血液の流れの連続的な測定が妨げら
れる。この高振幅ノイズは、全体の測定期間の約５０％
の期間現われる。したがつて、この測定方法を医療的に
使用できるかどうかは、全くこれらの高振幅妨害を受入
れることができるレベルまで減少させることができるか
どうかに依存している。それゆえに、この発明の主たる
目的は、レーザ空洞におけるモード干渉等に起因する妨
害があつても、その妨害に影響されることなく、光散乱
粒子を含む流体の流れの連続的な測定を可能にする、光
散乱粒子を含む流体の流れ運動測定装置を提供すること
である。

この発明によれば、流体の粒子によつてかつ任意の隣接
する定常構造によつて散乱される光が、流体の照らされ
た部分において少なくとも部分的に分離されているが相
互に隣接した２つの領域から集められ、かつ、２個の別
々の光検出器へ伝えられ、それによつてこれらの２個の
光検出器が異なる粒子によつて少なくとも部分的に散乱
された光を受けるという点に特徴がある。

各光検出器の出力信号から信号が抽出され、この信号は
、光検出器が受けた異なる周波数の光成分間のうなり周
波数成分を表わしており、２個の光検出器の出力信号か
ら抽出された２個の信号は、続いて、互いに減算され、
その結果生じたこの信号の減算からの信号は、流体にお
ける流れ運動の測定として用いられる。この発明の好ま
しい実施例では、各光検出器の出力信号は、高域フィル
タ作用を受け、続いて、光検出器の全出力信号で除算さ
れることにより正規化される。

信号の減算の結果生じる信号は、好ましくは、帯域フィ
ルタ作用を受け、その後で平方される。フィルタされか
つ平方された信号は、続いて、流体における流れ運動が
ない場合の信号値に対応するように調整された信号によ
つて減算され、次いで平均化される。この発明によれば
、２個の光検出器が用いられ、それらはともに流体の照
射された部分および任意の隣接する実質的に定常な構造
から反射され″た光を受け、かつ、これらの２個の光検
出器からの出力信号が減算されるので、高帯域ビーム振
幅ノイズによつて生じるのみならずレーザビームにおけ
るモード干渉によつても生じる摂動が、信号の減算から
生じる差動信号から極めて効率的に取除かれる。

また、周囲の光の６０Ｈｚ強度の変動のような他の妨害
も抑制され、また、表面の曲管における血液循環を測定
しているときの運動の人工物によるある範囲内における
妨害が抑制される。この場合、同時に２個の光検出器か
らの出力信号のｊ減算は、有益な所望の信号成分、すね
わち、動いている粒子から散乱された周波数シフトした
光とシフトしない光との間のうなり周波数成分をも抑制
するのではないかと、考えられるかもしれない。しかし
ながら、決してそうではない、なぜならば、この発明に
よれば、２個の光検出器は、流体の異なる粒子から少な
くとも部分的に生じる散乱光を受けるからである。流体
における異なる粒子運動は、同じ推計処理の統計的に相
互に独立に実現され、それゆえに、移動可能な粒子が流
体の照射された部分を介して移動するランダムな態様が
、２個の光検出器からの出力信号におけるうなり周波数
成分のランダムに変動する位相シフトを生じる。換言す
ると、流体の２つの異なる粒子は、統計学的にいえば、
全く同じ速度で同一方向へかつ同時に移動することはあ
り得ず、したがつて、異なる２つの粒子からの散乱光は
、同じ周波数を有しかつ互いに同相であることは起こり
得ないといえる。他方、妨害となるノイズ状信号は、同
じ原因に基づき生じるため、同じ周波数および同相であ
る。したがつて、これらの２個の信号の減算によつて流
れに関連するうなり周波数成分の集合が得られ、それに
よつて所望の有益な信号のみが増減される。との方法で
、この発明は、レーザビームにおけるモード干渉の不利
な効果が無視し得るレベルまで抑制されるということの
ほかに、実質的に改良された信号一ノイズ比も得られる
。この発明は、次のように、組織の表面の血管における
血液の流れを決定または測定するための装置に関して説
明するが、光散乱粒子を含む流体の流れ運動を測定する
ための他の関係にも用いられることができるということ
を予め指摘しておく。

第３図はこの発明の装置のためのブロック図を示す。こ
の発明による装置では、レーザ１からの光（たとえば、
ＳｐｅｃｔｒａｌＰｈｙｓｊｃｓＭＯｄｅｌｌ２Ｏ型の
５ｒｒＬＶ（７）Ｈｅ−Ｎｅレーザ）が光学プラスチッ
クファイバ２を介して、調べるべき皮膚表面３へ伝えら
れる。照らされた組織領域の、少なくとも部分的に分離
されているが相互に隣接する領域、からの散乱されたス
ペクトル幅の広い光が集められ、かつ、それぞれ光学プ
ラスチックファイバ４および４″を介して、それぞれ２
個の別々の光検出器５および５″へ伝えられる。光検出
器は、ＵｎｉｔｅｄＤｅｔｅｃｔＯｒＴｅｃｈｎＯｌＯ
ｇｙのタイプＵＤＴ−４５０であつてもよい。各検出器
５および５″の出力信号は、それぞれに、第１図による
先行技術装置の１個の光検出器５からの出力信号と同様
にして、それぞれ関連の信号処理チャンネルＩおよび■
において処理される。高域フィルタ６および６″は７５
Ｈｚ（３ｄＢ）のカットオフ周波数を有する。チャネル
Ｉおよびチャネル■における除算器８および８″からの
血液の流れに関連の出力信号は、それぞれに、差動増幅
器１０へ接続される。チャネルＩおよび■における除算
器８および『からの出力信号において、それぞれに、レ
ーザビームにおけるモード干渉によつて生じた高振幅妨
害は互いに同相であるので、これらの妨害は差動増幅器
１０からの出力信号において効果的に抑制される。なぜ
ならば、そのような信号成分は同じ原因に基づき生じて
いるので、同じ周波数および同じ位相を有しており、し
たがつて、２つのチャネルＩおよび■からの出力信号が
互いに減算されるときは、これらの信号成分が除去また
は急激に減少されるからである。同じ理由で、レーザビ
ームにおける強度変動によつて、かつ、周囲の光におけ
る６０Ｈｚ強度の変動のような外部光学妨害信号によつ
て生じる妨害のみならず、広帯域ノイズもまた差動増幅
器１０からの出力信号において効果的に抑制される。こ
れに反して、２個のチャネルＩおよび■からの出力信号
の血液の流れに関連するうなり周波数成分は、差動増幅
器１０において増大されかつ増幅される。なぜならば、
これらの信号成分は血液の流れにおける異なる血球に起
因して生じるものであり、同じ推計処理を相互に統計学
的に独立的に実現されたからである。換言すれば、チャ
ネルＩからの出力信号におけるうなり周波数成分および
他のチャネル■からの出力信号におけるうなり周波数成
分は、全く同じ速度て全く同じ方向にかつ全く同時に移
動することは起こり得ない異なる血球により散乱される
光によつて生じるので、全く同じ周波数を有しかつ全く
互いに同相であることは起こり得ないからである。差動
増幅器１０の出力信号は第４図に図解した信号処理回路
において処理され、かつ、この信号処理回路からの出力
信号は、第１図の先行技術装置に関して前述したもの（
その結果は第２図に示される）と同様な実験に対して、
第５図に記録されている。

第５図かられかるように、この発明による装置は、血液
の流れに関連の出力信号を与え、レーザビームにおける
モード干渉による高振幅妨害が除去され、かつさらに、
広帯域ビーム振幅ノイズも除去され、そのため信号一ノ
イズ比が４倍も増大された。

第４図に示す信号処理回路において、差動増幅器１０か
らの出力信号は帯域フィルタ１１へ、供給され、それは
、たとえば、４ＫＨｚおよび７ＫＨｚ（３ｄＢ）てカッ
トオフ周波数を有する。

フィルタからの出力信号は、線形増幅器１２で増幅され
、かつ乗算器１３で２乗される。乗算器１３では、任意
の血液の流れがない場合の信号値に対応する、すなわち
、ノイズのＲｍｓ値（実効値）の平方に対応する、負の
オフセット信号が加えられる。この信号は、続いて、平
均化回路１４で平均化され、かつ、その平方根がアナロ
グ除算器１５で計算される。除算器１５からの出力信号
は、最終的に、平均化回路１６で平均化される。平均化
回路１６の出力は、血液の流れに関連する信号だけのＲ
ｍｓ値（実効値）に等しい直流電圧である。出力信号の
時定数は平均化回路１６によつて設定され、かつこの時
定数は、測定の所望の応答時間に従つて変えられること
ができる。第６図は、概略的に、かつ例によつて、測定
プローブの端部の光学ファイバの可能な構成を示す。

測定プローブは、検査すべき皮膚表面３に当てられる。
中央の光学ファイバ２は、レーザ１からの光を皮膚表面
方向へ伝える。４個の求芯性光学ファイバが中央光学フ
ァイバを囲む円に構成され、それらの端部面は中央光学
ファイバ２の光が入つてくる端部面と実質的に同じ面に
ある。

これらの包囲している光学ファイバ４のうち、２個のフ
ァイバの両端は、散乱光を光検出器５へ伝える．ように
チャネルＩの光検出器５へ光学的に結合され、それに対
して、残りの２個の求芯性ファイバ４の両端は、散乱光
を光検出器５″へ伝えるようにチャネル■の光検出器５
″へ光学的に結合される。他の形態の測定プローブの光
学ファイバを用，いることもできるということが理解さ
れよう。このように、散乱光を２個の光検出器へ伝える
多数の求芯性光学ファイバが用いられることができる。
これらの求芯性光学ファイバは中央照射ファイバ２より
も小さな直径を有してもよい。第７図は、測定プローブ
の末端部および表皮および真皮からなる皮膚の上部層を
概略的に、断面でかつ拡大図で示す。

約７ミクロンの平均直径を有する赤血球は、皮下血管か
ら皮膚の込入つた毛細血管網まで移動し、光学ファイバ
２を介して伝えられた光で照らされる。実効放射線浸透
深さは約１Ｔｍである。求芯性光学ファイバ４および４
″によつて集められた散乱光は、それぞれに、２個・の
同一の血球から出るものではなく、異なる血球のランダ
ムな動きは、同じ推計処理の相互に統計的に独立に実現
されるので、チャネルＩおよび■における信号は、共に
、毛細血管網における血液の流れを表わす。以上のよう
に、この発明によれば、モード干渉によつて、かつまた
、広帯域ビームの振幅ノイズによつて生じる不利な効果
を実質的に減少させ、そのため、光源として低価格の多
モードのレーザを利用して、光散乱粒子を含む流体の運
動の連続的な測定が可能になる。

【図面の簡単な説明】

第１図は生物組織の血液循環を測定するための先行技術
装置のブロック図である。 第２図は第１図による装置を用いてなされた人の指先の
血液の流れのグラフの記録図である。第３図および第４
図はこの発明による装置のためのブロック図である。第
５図は第２図のものと対応するグラフの記録図てあるが
、第３図および第４図による装置を用いてなされた記録
図である。第６図はこの発明による装置における光学フ
ァイバの可能な構成を概略的に示す。第７図は皮膚表面
上に測定プローブを当てた、概略的にかつ断面図で実質
的に拡大された態様で示す図である。図において、１は
レーザ、２は光学ファイバ、５および５″は光検出器、
６および６″は高域フィルタ、７および７″は増幅器、
８および８″は除算器、１０は差動増幅器、１１は帯域
フィルタ、１２は増幅器、１３は乗算器、１４および１
６は平均化回路、１５は除算器を示す。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 組織の表面血管の血液循環のような光散乱粒子を含
   む流体の流れ運動を測定するための装置であつて、単色
   光光源１と； 前記単色光光源からの光によつて前記流体を照らすため
   の手段と；２個の光検出器５，５′と； 前記流体の前記照らされた区域において少なくとも部分
   的に分離されているが相互に隣接した２つの領域から、
   前記流体中の粒子によつて散乱された光および隣接した
   すべての定常構造によつて散乱された光を前記２つの領
   域ごとに集め、前記２つの領域から前記２個の光検出器
   ５，５′へと別個に集められた光の情報を、前記２個の
   光検出器のそれぞれの出力に結合した、前記光検出器５
   ，５′のそれぞれのための別個の信号処理回路６−８，
   ６′−８′へと伝達し、前記それぞれ信号処理回路のそ
   れぞれの出力信号に応答して、それぞれの前記光検出器
   によつて受取られた異なつた周波数の光成分の間の干渉
   によつて生ずるうなり周波数成分を含んだ信号を前記光
   検出器の出力信号から引出す手段と：前記それぞれの信
   号処理回路に結合して、前記２つの信号処理回路の出力
   信号を互いに減算する信号減算回路１０とを備える、流
   体の流れ運動測定装置。 ２ 前記信号処理回路のそれぞれは、高域フィルタ６，
   ６′をそれぞれ含む、特許請求の範囲第１項記載の流体
   の流れ運動測定装置。 ３ 前記信号処理回路のそれぞれは、前記高域フィルタ
   のそれぞれからの高域ろ波を受けた信号を前記光検出器
   ５，５′のそれぞれの全出力信号によつて除算するそれ
   ぞれの信号除算回路８，８′をさらに含む、特許請求の
   範囲第２項記載の流体の流れ運動測定装置。 ４ 前記信号除算回路１０の出力に結合し、帯域フィル
   タ１１を備えた第２の信号処理回路を含む、特許請求の
   範囲第１項ないし第３項のいずれかに記載の流体の流れ
   運動測定装置。 ５ 前記流体を照らす前記手段は第１の光ファイバ２を
   備え、前記第１の光ファイバはその一端が前記光源１へ
   光学的に結合されるとともに、その他端は前記流体の所
   望の区域を照らすために前記所望の区域に対して方向付
   けできるように移動可能とされ、前記光を集める手段は
   少なくとも２つの第２の光ファイバ４，４′を備え、前
   記第２の光ファイバの一端は前記光検出器５，５′の１
   つずつに光学的に結合されるとともにその他端はそれら
   の光を集める端面が前記第１の光ファイバ２の前記発光
   端面に隣接して実質的に同じ平面上で配置された状態で
   前記第１の光ファイバ２の前記他端とともに移動可能と
   された、特許請求の範囲第１項ないし第４項のいずれか
   に記載の流体の流れ運動測定装置。 ６ 前記第２の光ファイバ４，４′は、その光を集める
   端面が、前記第１の光ファイバ２の前記発光端面のまわ
   りに円形に配置され、前記第２の光ファイバのうちの半
   数は共に前記光検出器の１つに光学的に結合され、前記
   第２の光ファイバのうちの残りは共に前記光検出器の他
   の１つに結合された、特許請求の範囲第５項記載の流体
   の流れ運動測定装置。