JPH04193158A - 血流測定装置 - Google Patents
血流測定装置Info
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- JPH04193158A JPH04193158A JP2320640A JP32064090A JPH04193158A JP H04193158 A JPH04193158 A JP H04193158A JP 2320640 A JP2320640 A JP 2320640A JP 32064090 A JP32064090 A JP 32064090A JP H04193158 A JPH04193158 A JP H04193158A
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Classifications
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
- A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
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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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
本発明は血流測定装置、特に生体の血流情報を無侵襲に
測定する装置に関するものである。
測定する装置に関するものである。
［従来の技術］
従来、血流情報を無侵襲に測定する装置としてレーザー
ドツプラー血流計やレーザースペックル血流計が市販さ
れている。これらの装置はレーザー光を照射して移動す
る赤血球からの散乱光を受光シ、これを周波数スペクト
ル解析して周波数勾配から血流情報を得ている（例えば
特開昭６Ｏ−２０３２３５）。
ドツプラー血流計やレーザースペックル血流計が市販さ
れている。これらの装置はレーザー光を照射して移動す
る赤血球からの散乱光を受光シ、これを周波数スペクト
ル解析して周波数勾配から血流情報を得ている（例えば
特開昭６Ｏ−２０３２３５）。
これらの装置は、光ファイバにより照射プローブと受光
プローブを構成しているが、この場合にプローブの間隔
を調整することで生体組織への深遠度の調整を行なって
いる（参考文献：藤居他「レーザー現象を用いた皮膚血
流測定（■）１、日本レーザー医学会誌、第６巻第３号
（１９８６年１月））。
プローブを構成しているが、この場合にプローブの間隔
を調整することで生体組織への深遠度の調整を行なって
いる（参考文献：藤居他「レーザー現象を用いた皮膚血
流測定（■）１、日本レーザー医学会誌、第６巻第３号
（１９８６年１月））。
第４図はこの構成例で、生体組織Ｐに対して光ファイバ
Ｆｌによりレーザー光を照射し、光ファイバＦ２により
散乱光を受光する。受光ファイバＦ２に受光される光強
度は照射光ファイバＦｌとの間隔で規定される。
Ｆｌによりレーザー光を照射し、光ファイバＦ２により
散乱光を受光する。受光ファイバＦ２に受光される光強
度は照射光ファイバＦｌとの間隔で規定される。
このような構成において、藤居らは、生体組織を完全拡
散体と仮定して受光ファイバＦ２に受光される光強度を
近似的に次のように表した。（藤居ばか［レーザースペ
ックル現象を用いた皮膚血流測定（■）１、日本レーザ
ー医学会誌、第７巻第３号（１９８７年１月）２゜ Ｉ ｍ＝ Ｉ ＯＥＸＰ （７（ｒｌ＋ｒ２））
＝ｌｌｌここでＩｍ：受光光強度 工０：照射光８強度 γ：吸収と散乱による減衰係数 ｒｌ：照射光ファイバの端面Ｐ１から散乱粒子（赤血球
）までの距離 Ｆ２：受光ファイバの端面Ｐ２から散乱粒子（赤血球）
までの距離 この式は、組織への入射点ＰＩとＦ２を焦点とする楕円
の式であるから、ＰＩと２２間の距離を広げるほど長い
光路の散乱光を受光できることがわかる。即ち、光ファ
イバＦ１、Ｆ２の間隔を広げることで深部の散乱光の受
光が可能となる。
散体と仮定して受光ファイバＦ２に受光される光強度を
近似的に次のように表した。（藤居ばか［レーザースペ
ックル現象を用いた皮膚血流測定（■）１、日本レーザ
ー医学会誌、第７巻第３号（１９８７年１月）２゜ Ｉ ｍ＝ Ｉ ＯＥＸＰ （７（ｒｌ＋ｒ２））
＝ｌｌｌここでＩｍ：受光光強度 工０：照射光８強度 γ：吸収と散乱による減衰係数 ｒｌ：照射光ファイバの端面Ｐ１から散乱粒子（赤血球
）までの距離 Ｆ２：受光ファイバの端面Ｐ２から散乱粒子（赤血球）
までの距離 この式は、組織への入射点ＰＩとＦ２を焦点とする楕円
の式であるから、ＰＩと２２間の距離を広げるほど長い
光路の散乱光を受光できることがわかる。即ち、光ファ
イバＦ１、Ｆ２の間隔を広げることで深部の散乱光の受
光が可能となる。
［発明が解決しようとする課題］
上記のような従来構成では、光ファイバからなる測定プ
ローブを測定対象に接触させる必要があり、この接触に
より対象となる生体にたとえば。
ローブを測定対象に接触させる必要があり、この接触に
より対象となる生体にたとえば。
不安感、不快感などの不要な影響を与えることが考えら
れる。
れる。
また、上記のような従来構成では、広範囲の測定領域を
走査するような必要がある場合に、測定プローブの位置
決めを繰り返す煩雑さがあり、位置決めを行なったとし
ても、位置情報はその都度、記録しなければならず、測
定作業が困難であるという問題がある。
走査するような必要がある場合に、測定プローブの位置
決めを繰り返す煩雑さがあり、位置決めを行なったとし
ても、位置情報はその都度、記録しなければならず、測
定作業が困難であるという問題がある。
そこで本発明は、光ファイバなどを使用せずに生体深部
の血流情報を完全に非接触で、測定領域を画像表示し、
また、広範囲の測定領域を簡便かつ高速に位置情報を得
ながら測定可能な装置を提供することを課題とする。
の血流情報を完全に非接触で、測定領域を画像表示し、
また、広範囲の測定領域を簡便かつ高速に位置情報を得
ながら測定可能な装置を提供することを課題とする。
［課題を解決するための手段］
以上の課題を解決するために、本発明においては、可干
渉光ビームを生体の測定部の任意点に照射する走査光学
系と、この走査光学系による照射点に共役な像点の近傍
の像を受光面に結像するよう構成され、しかも少なくと
も前記走査光学系の一部の光学素子を共用する受光光学
系を有し、前記受光面の所定位置に配置された受光素子
により照射点に共役な像点の近傍の所定位置において散
乱光強度を測定することにより生体深部の血液に関する
情報を測定する装置を構成する。更に、走査系と測定部
の間にダイクロイックミラー又はハーフミラ−を設置し
、測定部でのレーザー光照射位置をＴＶカメラでモニタ
しながら、測定部の照射点を設定する構成を採用した。
渉光ビームを生体の測定部の任意点に照射する走査光学
系と、この走査光学系による照射点に共役な像点の近傍
の像を受光面に結像するよう構成され、しかも少なくと
も前記走査光学系の一部の光学素子を共用する受光光学
系を有し、前記受光面の所定位置に配置された受光素子
により照射点に共役な像点の近傍の所定位置において散
乱光強度を測定することにより生体深部の血液に関する
情報を測定する装置を構成する。更に、走査系と測定部
の間にダイクロイックミラー又はハーフミラ−を設置し
、測定部でのレーザー光照射位置をＴＶカメラでモニタ
しながら、測定部の照射点を設定する構成を採用した。
［作 用］
以上の構成によれば、測定プローブを使用せず、血液の
流れを完全に非接触で測定でき、また、広範囲の測定領
域を機械的な位置決め処理を行なうことなく視覚的に測
定部を観察しながら測定走査することが可能となる。
流れを完全に非接触で測定でき、また、広範囲の測定領
域を機械的な位置決め処理を行なうことなく視覚的に測
定部を観察しながら測定走査することが可能となる。
［実施例］
以下、図面に示す実施例に基づき、本発明の詳細な説明
する。
する。
第１図に本発明を採用した血流測定装置の光学系の基本
構造を示す。第１図において符号３はレーザー光源で、
レーザー光源３の照射光は、穴あきミラー４中央の穴、
およびレンズ１の中心を通過して２次元走査を行なえる
ように配置された２つのガルバノスキャナー５のミラー
５ａ、５ｂにより反射され、測定領域Ｐを走査できる。
構造を示す。第１図において符号３はレーザー光源で、
レーザー光源３の照射光は、穴あきミラー４中央の穴、
およびレンズ１の中心を通過して２次元走査を行なえる
ように配置された２つのガルバノスキャナー５のミラー
５ａ、５ｂにより反射され、測定領域Ｐを走査できる。
レーザ光源３としては、生体での吸収の少ない近赤外光
を発生するものを使用する。また、測定領域Ｐの照明用
として、不図示の光源から白色光も照射する。
を発生するものを使用する。また、測定領域Ｐの照明用
として、不図示の光源から白色光も照射する。
一方、ガルバノスキャナー５と測定領域Ｐの間に、ダイ
クロイックミラー７を配置し、測定領域Ｐの画像を撮影
できるようにしである。ダイクロイックミラー７は、近
赤外光を通過させ、他の波長の光をＴＶカメラ８側に反
射させる。
クロイックミラー７を配置し、測定領域Ｐの画像を撮影
できるようにしである。ダイクロイックミラー７は、近
赤外光を通過させ、他の波長の光をＴＶカメラ８側に反
射させる。
このようにして、ＴＶ左カメラは、測定領域Ｐの画像（
ダイクロイックミラー７で反射される近赤外光以外の画
像）を撮影し、その画像を画像メモリ１４に出力する。
ダイクロイックミラー７で反射される近赤外光以外の画
像）を撮影し、その画像を画像メモリ１４に出力する。
画像メモリ１４は後述のように、受光部６から入力した
画像と、ＴＶ左カメラの画像を合成するためのものであ
る。
画像と、ＴＶ左カメラの画像を合成するためのものであ
る。
測定領域Ｐの生体は拡散体であるので散乱光を発し、血
管内の血球からの散乱光は生体組織で散乱や吸収を受け
る。
管内の血球からの散乱光は生体組織で散乱や吸収を受け
る。
生体からの散乱光はダイクロイックミラー７を通過し、
レンズ１、穴あきミラー４およびレンズ２により受光部
６の設置しである面に結像される。穴あきミラー４をレ
ンズ１と２の間に設置するのは、光源からのレーザー人
射光が受光部６に至らないようにするためである。
レンズ１、穴あきミラー４およびレンズ２により受光部
６の設置しである面に結像される。穴あきミラー４をレ
ンズ１と２の間に設置するのは、光源からのレーザー人
射光が受光部６に至らないようにするためである。
ここで、レンズｌと２、そして穴あきミラーで構成する
結像系はミラーの振れ角により像がぼけないのに十分な
焦点距離の長いものを使用する。
結像系はミラーの振れ角により像がぼけないのに十分な
焦点距離の長いものを使用する。
したがって、像面での受光系の配置と物体面における配
置は第３図に示すように結像の関係にある（第３図では
ガルバノスキャナー５は簡略化して図示しである）。
置は第３図に示すように結像の関係にある（第３図では
ガルバノスキャナー５は簡略化して図示しである）。
受光部の構成例を第２図に示す。
第２図のように、受光センサａ −ｄは昭射位置からず
らした距離に設置される。本装置では従来のレーザース
ペックル血流計やレーザードツプラー血流計のように光
フアイバプローブを使用しないので、測定部位の深さは
受光面（像面）でのレーザー光照射声、と受光センサａ
＝ ｄ間の距離とレンズ１の開口ナンバー、およびセ
ンサの面積で規定される。
らした距離に設置される。本装置では従来のレーザース
ペックル血流計やレーザードツプラー血流計のように光
フアイバプローブを使用しないので、測定部位の深さは
受光面（像面）でのレーザー光照射声、と受光センサａ
＝ ｄ間の距離とレンズ１の開口ナンバー、およびセ
ンサの面積で規定される。
第２図のように、受光センサを４か所設置しておけば、
一つの照射点に対して４つの情報を受光でき、測定時間
を短縮できる。また、照射点と受光点の間隔を変えるこ
とで、違う深さの血流分布を求め、出力（たとえば後述
のデイスプレィ１５により表示する）することが可能に
なる。
一つの照射点に対して４つの情報を受光でき、測定時間
を短縮できる。また、照射点と受光点の間隔を変えるこ
とで、違う深さの血流分布を求め、出力（たとえば後述
のデイスプレィ１５により表示する）することが可能に
なる。
一方、画像メモリ１４においては、第５図に示ような手
順により、ＴＶ左カメラの出力画像とガルバノスキャナ
５によるレーザ走査位置情報を合成し、デイスプレィ１
５で出力する。
順により、ＴＶ左カメラの出力画像とガルバノスキャナ
５によるレーザ走査位置情報を合成し、デイスプレィ１
５で出力する。
第５図の手順は、装置全体の動作を制御する制御部（コ
ンピュータなどにより構成する）１６により実行される
。
ンピュータなどにより構成する）１６により実行される
。
第５図のステップＳ１では、画像メモリ１４にＴＶ左カ
メラの出力画像を取り込む。ステップＳ２では、ガルバ
ノスキャナ５の位置制御情報から、現在のレーザ走査位
置を認識し、ステップＳ３でその走査位置が、ＴＶ左カ
メラの出力画像のどの位置に相当するのかを計算する。
メラの出力画像を取り込む。ステップＳ２では、ガルバ
ノスキャナ５の位置制御情報から、現在のレーザ走査位
置を認識し、ステップＳ３でその走査位置が、ＴＶ左カ
メラの出力画像のどの位置に相当するのかを計算する。
ステップＳ４では、ステップｓ３での計算に基づき、画
像メモリ１４中のＴＶ左カメラの出力画像に、現在の走
査位置を示すドツト情報などを重畳し、デイスプレィ１
５で表示させる。このとき、受光部６に受光素子が上記
のように複数配置されている場合には、その対応位置な
ども表示する。
像メモリ１４中のＴＶ左カメラの出力画像に、現在の走
査位置を示すドツト情報などを重畳し、デイスプレィ１
５で表示させる。このとき、受光部６に受光素子が上記
のように複数配置されている場合には、その対応位置な
ども表示する。
ステップＳ５では、後述の方法により血流情報を測定し
、その情報を必要に応じてさらにデイスプレィ１５で重
畳表示する。
、その情報を必要に応じてさらにデイスプレィ１５で重
畳表示する。
ステップ８６〜Ｓ８では、走査位置の決定制御を行ない
、位置変更があればステップｓ１がら３５の制御を繰り
返す。
、位置変更があればステップｓ１がら３５の制御を繰り
返す。
以上の構成によれば、測定領域Ｐの生体にレーザー光源
３が発生するスポット状の光を照射してガルバノスキャ
ナー５により走査し、一方、照射光学系中に配置された
レンズ１．２を介して受光部６に照射スポット近傍面の
像を結像する。受光部６には、照射スポットから所定距
離ずれた位置に４つの受光センサａ −ｄを配置しであ
るから、この位置での散乱光だけを受光センサａ ＝
ｄにより受光して、その散乱光の変動から一定深さの血
流情報を主情報として解析して血液の流れを測定するこ
とができる。
３が発生するスポット状の光を照射してガルバノスキャ
ナー５により走査し、一方、照射光学系中に配置された
レンズ１．２を介して受光部６に照射スポット近傍面の
像を結像する。受光部６には、照射スポットから所定距
離ずれた位置に４つの受光センサａ −ｄを配置しであ
るから、この位置での散乱光だけを受光センサａ ＝
ｄにより受光して、その散乱光の変動から一定深さの血
流情報を主情報として解析して血液の流れを測定するこ
とができる。
たとえば、複数の波長の異なる光を光源として、各々の
波長の散乱光量の差異を分光情報として解析することで
平面内の任意の部位の酸素飽和度を求めることができる
。
波長の散乱光量の差異を分光情報として解析することで
平面内の任意の部位の酸素飽和度を求めることができる
。
また、レーザーを光源として走査を任意に行ない、各点
からの動的スペックル信号を解析することで、生体の一
定深部からの血流速度分布を求めることができる。
からの動的スペックル信号を解析することで、生体の一
定深部からの血流速度分布を求めることができる。
酸素飽和度あるいは血流速度の解析手法に関しては公知
であるので、解析の基本を簡単に述べる。
であるので、解析の基本を簡単に述べる。
酸素飽和度は血液からの吸光量から求める。溶液に対し
て入射光Ｉｉｎと透過光Ｉ ｏｕｔの関係は、「ランバ
ート ベールの法則」として知られており、吸光度Ａは
、 Ｃ・物質濃度 Ｉｉｎ：入射光量 Ｌ：光路長 Ｉｏｕｔ：出射光量 血液の吸光は、そのほとんどがヘモグロビンによるもの
で、Ｃはヘモグロビン濃度とみなすことができる。
て入射光Ｉｉｎと透過光Ｉ ｏｕｔの関係は、「ランバ
ート ベールの法則」として知られており、吸光度Ａは
、 Ｃ・物質濃度 Ｉｉｎ：入射光量 Ｌ：光路長 Ｉｏｕｔ：出射光量 血液の吸光は、そのほとんどがヘモグロビンによるもの
で、Ｃはヘモグロビン濃度とみなすことができる。
ヘモグロビンの吸光係数Ｅは酸素飽和度Ｓと波長によっ
て異なり、次の関係がある。
て異なり、次の関係がある。
Ｅ＝Ｅｒ−３（Ｅｒ−Ｅｏ）
ＥｒはＳ＝Ｏでの吸光係数
ＥｏはＳ＝１での吸光係数
波長え１、え２ての吸光度Ａ１．Ａ２はＡＩ ／ＣＬＩ
＝Ｅ１ ＝Ｅｒｌ −３（Ｅｒｌ−Ｅｏｌ） Ａ２ ／ＣＬ２ ＝Ｅ２ ＝Ｅｒ２−３ （Ｅｒ２−Ｅ
ｏ２） えｌ、λ２ての吸光度の比をＲとし、各波長の光路長が
同しとすれば Ｌ＝Ｌｌ＝Ｌ２となって よって酸素飽和度Ｓは と表され、吸光度の比から酸素飽和度を求めることがで
きる。
＝Ｅ１ ＝Ｅｒｌ −３（Ｅｒｌ−Ｅｏｌ） Ａ２ ／ＣＬ２ ＝Ｅ２ ＝Ｅｒ２−３ （Ｅｒ２−Ｅ
ｏ２） えｌ、λ２ての吸光度の比をＲとし、各波長の光路長が
同しとすれば Ｌ＝Ｌｌ＝Ｌ２となって よって酸素飽和度Ｓは と表され、吸光度の比から酸素飽和度を求めることがで
きる。
以上のようにして、２つの波長を照射してその光量の比
を測定すると酸素飽和度が求まる。
を測定すると酸素飽和度が求まる。
血流速度は、赤血球にレーザー光を照射すると散乱光強
度の変動周波数が赤血球の移動に対応することを基本と
している。生体の血管内の移動する赤血球からの散乱光
はボイリングスペックルと呼ばれている。生体表面であ
る受光範囲内で、このスペックル強度変動の周波数解析
を行なうと、第６図（ａ）、（ｂ）に示すように赤血球
の移動速度がパワースペクトルの分布に関係することが
知られている。赤血球速度が速くなると、スペクトル分
布は高周波まで延びる。このことに着目して、パワース
ペクトルの傾きから流速が求められている。野手、新富
、大洲、藤居、朝食らは、４０Ｈｚと６４０Ｈｚの信号
の絶対値の比を求め、血流速度を求めている。（例えば
、日本レーザー医学会誌第５巻第３号「レーザースペッ
クル現象を用いた皮膚血流測定１）。
度の変動周波数が赤血球の移動に対応することを基本と
している。生体の血管内の移動する赤血球からの散乱光
はボイリングスペックルと呼ばれている。生体表面であ
る受光範囲内で、このスペックル強度変動の周波数解析
を行なうと、第６図（ａ）、（ｂ）に示すように赤血球
の移動速度がパワースペクトルの分布に関係することが
知られている。赤血球速度が速くなると、スペクトル分
布は高周波まで延びる。このことに着目して、パワース
ペクトルの傾きから流速が求められている。野手、新富
、大洲、藤居、朝食らは、４０Ｈｚと６４０Ｈｚの信号
の絶対値の比を求め、血流速度を求めている。（例えば
、日本レーザー医学会誌第５巻第３号「レーザースペッ
クル現象を用いた皮膚血流測定１）。
なお１本発明の構成によれば、ガルバノスキャナー５に
よる走査時、受光系もガルバノスキャナー５を共用して
いるから、受光視野も照射スポットと同時に走査される
。すなわち、上記実施例においては、照射スポット光と
受光視野の組みあわさったペアを一定間隔に配置したま
ま任意の位置に非接触に走査でき、デイスプレィ１５に
より測定部の可視像を見ながら測定点を設定できる点に
特徴がある。従来例に示した血流計における投光ファイ
バと受光ファイバのベアでは、多数の測定点を測っても
、測定点の位置情報を組み合わせることができないが、
本発明では位置情報をもった血流または酸素飽和度の情
報を提供することができる。
よる走査時、受光系もガルバノスキャナー５を共用して
いるから、受光視野も照射スポットと同時に走査される
。すなわち、上記実施例においては、照射スポット光と
受光視野の組みあわさったペアを一定間隔に配置したま
ま任意の位置に非接触に走査でき、デイスプレィ１５に
より測定部の可視像を見ながら測定点を設定できる点に
特徴がある。従来例に示した血流計における投光ファイ
バと受光ファイバのベアでは、多数の測定点を測っても
、測定点の位置情報を組み合わせることができないが、
本発明では位置情報をもった血流または酸素飽和度の情
報を提供することができる。
したがって、従来装置と異なり、完全に非接触な位置走
査をしながらの測定が可能となる。
査をしながらの測定が可能となる。
また、いったん測定対象と受光装置の位置決めを行なえ
ば、レーザー光の走査により、広範囲の測定領域を観察
しながら簡便かつ高速に測定できる。しかも、上記実施
例では、照射スポット１点につき４．屯（受光センサを
増設すればそれ以上）の受光点において、同時に散乱光
の情報を測定できるから、測定の高速性に優れている。
ば、レーザー光の走査により、広範囲の測定領域を観察
しながら簡便かつ高速に測定できる。しかも、上記実施
例では、照射スポット１点につき４．屯（受光センサを
増設すればそれ以上）の受光点において、同時に散乱光
の情報を測定できるから、測定の高速性に優れている。
さらに、走査光学系と、受光光学系の素子の一部共用に
より、装置の構成が簡単、安価で済むという利点もある
。
より、装置の構成が簡単、安価で済むという利点もある
。
なお、受光部の受光センサは、照射点を中心に４個（第
２図参照）９置する例を示したが、その配置位置、数は
測定深度などに応して種々変更することができるのはい
うまでもない。さらに、受光部の受光センサは、光電子
増倍管の前方に複数の受光位置を規制するマスクを配置
して構成することも考えられ、その場合、マスクの交換
により容易に受光センサの配置、数などを変更できる。
２図参照）９置する例を示したが、その配置位置、数は
測定深度などに応して種々変更することができるのはい
うまでもない。さらに、受光部の受光センサは、光電子
増倍管の前方に複数の受光位置を規制するマスクを配置
して構成することも考えられ、その場合、マスクの交換
により容易に受光センサの配置、数などを変更できる。
［発明の効果］
以上から明らかなように１本発明によれば、可干渉光ビ
ームを生体の測定部位に任意に照射できる、位置決め用
の走査光学系と、この走査光学系による照射点に共役な
像点の近傍の像を受光面に結像するよう構成され、しか
も少なくとも前記走査光学系の一部の光学素子を共用す
る受光光学系を有し、前記受光面の所定位置に配置され
た受光素子により照射点に共役な像点の近傍の所定位置
光束の照射点から返ってくる信号を、上記走査系の一部
の光学系を共有した、可視像取得光学系からの可視像重
畳させて表示する構成を採用しているので、生体深部の
血液に関する種々の情報を完全に非接触で、また、可視
像上の位置をモニタしながら広範囲の測定領域を簡便か
つ高速に機械的な位置決め処理を行なうことなく測定す
ることができ、また、装置の構成も簡単安価で済むとい
う優れた利点がある。
ームを生体の測定部位に任意に照射できる、位置決め用
の走査光学系と、この走査光学系による照射点に共役な
像点の近傍の像を受光面に結像するよう構成され、しか
も少なくとも前記走査光学系の一部の光学素子を共用す
る受光光学系を有し、前記受光面の所定位置に配置され
た受光素子により照射点に共役な像点の近傍の所定位置
光束の照射点から返ってくる信号を、上記走査系の一部
の光学系を共有した、可視像取得光学系からの可視像重
畳させて表示する構成を採用しているので、生体深部の
血液に関する種々の情報を完全に非接触で、また、可視
像上の位置をモニタしながら広範囲の測定領域を簡便か
つ高速に機械的な位置決め処理を行なうことなく測定す
ることができ、また、装置の構成も簡単安価で済むとい
う優れた利点がある。
第１図は本発明の血流測定装置の構成を示した説明図、
第２図は受光面（像面）における照射点と受光センサ位
置の関係を示した説明図、第３図は物体面と受光面（像
面）の平面的な関係を示した説明図、第４図は従来の測
定方式の説明図、第５図は画像重ね合わせの処理手順を
示したフローチャート図、第６図（ａ）、（ｂ）は血流
速度とスペックル強度、パワースペクトラムの関係を示
した線図である。 １・・−レンズ ２・・・レンズ ３・−・レーザー光源 ４−・−穴あきミラー５−・
−ガルバノスキャナー ６・・・受光部ａ
ｄ 第２図 ／ＩＬ東のｌｌ１４礼９ヤのム的岨謡 第４図 栃イ坪とＱ青１わの閏イホｇ、しＶ−該ａｆ１１つ第３
図
第２図は受光面（像面）における照射点と受光センサ位
置の関係を示した説明図、第３図は物体面と受光面（像
面）の平面的な関係を示した説明図、第４図は従来の測
定方式の説明図、第５図は画像重ね合わせの処理手順を
示したフローチャート図、第６図（ａ）、（ｂ）は血流
速度とスペックル強度、パワースペクトラムの関係を示
した線図である。 １・・−レンズ ２・・・レンズ ３・−・レーザー光源 ４−・−穴あきミラー５−・
−ガルバノスキャナー ６・・・受光部ａ
ｄ 第２図 ／ＩＬ東のｌｌ１４礼９ヤのム的岨謡 第４図 栃イ坪とＱ青１わの閏イホｇ、しＶ−該ａｆ１１つ第３
図
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １）可干渉光ビームを生体の測定平面上に所定の走査パ
ターンで走査する走査光学系と、この走査光学系による
照射点に共役な像点の近傍の像が受光面に結像するよう
構成され、しかも少なくとも前記走査光学系の一部の光
学素子を共用する受光光学系を有し、 前記受光面の所定位置に配置された受光素子により照射
点に共役な像点の近傍の所定位置において散乱光強度を
測定することにより生体深部の血液に関する情報を測定
するとともに、走査光学系と測定対象の間にハーフミラ
ーまたはダイクロイックミラーで可視画像をＴＶカメラ
で撮影し、可視像との重ね合わせによりレーザー照射点
の位置即ち測定点の位置情報を取り込む血流測定装置。 ２）前記光学系により、光ビームを測定２次元平面内で
走査し、照射点に共役な像点の近傍の所定位置における
散乱光強度を測定し、赤血球の吸光量に基づき深部の血
液の酸素飽和度を測定することを特徴とする請求項第１
項に記載の血流測定装置。 ３）前記走査光学系により光ビームを測定２次元平面内
で任意に走査し、前記受光光学系により照射点に共役な
像点の近傍の所定位置における散乱光強度の変動を測定
解析し、同一の深さの赤血球の流速の２次元分布を測定
することを特徴とする請求項第１項に記載の血流測定装
置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2320640A JP3035336B2 (ja) | 1990-11-27 | 1990-11-27 | 血流測定装置 |
| US07/795,814 US5291885A (en) | 1990-11-27 | 1991-11-21 | Apparatus for measuring blood flow |
| DE69116528T DE69116528T2 (de) | 1990-11-27 | 1991-11-25 | Vorrichtung zur Messung der Blutströmung |
| EP91310810A EP0488615B1 (en) | 1990-11-27 | 1991-11-25 | Apparatus for measuring blood flow |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2320640A JP3035336B2 (ja) | 1990-11-27 | 1990-11-27 | 血流測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04193158A true JPH04193158A (ja) | 1992-07-13 |
| JP3035336B2 JP3035336B2 (ja) | 2000-04-24 |
Family
ID=18123668
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2320640A Expired - Fee Related JP3035336B2 (ja) | 1990-11-27 | 1990-11-27 | 血流測定装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5291885A (ja) |
| EP (1) | EP0488615B1 (ja) |
| JP (1) | JP3035336B2 (ja) |
| DE (1) | DE69116528T2 (ja) |
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