WO2009081883A1

WO2009081883A1 - レーザドップラー血流測定方法及び装置

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Publication number: WO2009081883A1
Application number: PCT/JP2008/073245
Authority: WO
Inventors: Tadashi Hachiga; Hiroki Ishida; Shunsuke Akiguchi; Hiroki Shirakawa; Tsugunobu Andoh; Yasushi Kuraishi
Original assignee: Institute of National Colleges of Technologies Japan; University of Toyama NUC
Current assignee: Institute of National Colleges of Technologies Japan; University of Toyama NUC
Priority date: 2007-12-21
Filing date: 2008-12-19
Publication date: 2009-07-02
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Abstract

半導体レーザ１２からのレーザ光を分岐してシリンドリカルレンズ２２によりシート光Ｌｓを形成し、所定位置で互いに交差させる。シート光Ｌｓが交差した線状照射部位Ｌｘでの散乱光を直線状に結像させるレンズ系３０を有する。レンズ系３０の結像位置に、複数の光ファイバ３４の光ファイバアレイ３２を備える。血流によるドップラー周波数シフトした散乱光を、光ファイバ３４毎に電気信号に変換するアバランシェフォトダイオード４２を備える。レーザ光がドップラー周波数シフトした散乱光より、線状照射部位Ｌｘでの生体組織内の血流速を、各光ファイバ３４毎に演算するとともに走査して、生体内の所定領域での血管の血流速を算出する、測定精度が高く、広い範囲を効率的に多次元計測が可能なレーザドップラー血流測定方法及び装置。

Description

レーザドップラー血流測定方法及び装置

　この発明は、生体の血流状態をレーザドップラー方式によって測定する血流測定方法及びその測定に使用する血流測定装置に関する。

　ヒトの皮膚の血流に関するデータは、皮膚組織の代謝活性の状態、新陳代謝の状態、老化度、皮膚ガン、その他種々の皮膚の状態に関係するものであり、皮膚の血流の測定は、皮膚の状態を判断する上で重要である。

　また、日本人の死亡原因第１位は悪性新生物、第２位は心疾患、第３位は脳血管疾患であり、血管系病変による死亡は悪性新生物とほぼ同じ割合である。しかも悪性新生物の発生や進行を認識するには、周囲の新生血管の３次元マッピング情報や、新生血管内の血流情報が重要である。さらに、血管病変には好発部位があり、血管内の血流速分布などの時空間情報が不可欠である。

　近年の血流測定方法には、レーザドップラー流速測定法、粒子画像流速測定法（ＰＩＶ），マイクロＰＩＶ法、超音波血流計法、ＭＲＩやＣＴ法、及び数値シミュレーションとの融合による方法などがある。生体に関する実験は体内（Ｉｎ　ｖｉｖｏ）での実験、あるいは体外（Ｉｎ　ｖｉｔｒｏ）での実験がある。一般に二次元流れの情報が得られるＰＩＶ計測はインビトロ計測である。また、現在のＭＲＩやＣＴの性能では空間および時間分解能が十分でないため、インビボ計測により詳細な血行動態の情報を得るのは困難である。

　そこで、レーザドップラー方式による測定方法は、血流測定方法として皮膚に侵襲を与えず、血流速及び／または血流量の瞬間値を連続的に測定できることから広く利用されている。レーザドップラー方式による血流測定方法は、レーザ光の単色性、可干渉性を利用したもので、レーザ光が皮膚組織内の血管に照射されると、血管内で動いている血球で散乱した光がドップラー効果により周波数シフトを生じるので、この周波数シフト量を基にして血流速を求めるものである。

　レーザドップラー方式の血流測定装置としては、光源から皮膚表面にレーザ光を入射させる送光用光ファイバと、皮膚からの散乱光を受光する受光用光ファイバとが一対になったセンサ素子を設け、これらを皮膚に対面するプローブ支持部材に埋め込んだものがある。このレーザドップラー法のレーザ照射方式としては、１本のビームを被検体内に入射する１光束方式と、１本のビームを２本の平行光に分け、レンズ等で交差させて、交差点（測定点）を被検体内に入射させる２光束式とがある。

　さらに、２光束式の測定方法には差動型法と参照光法がある。参照光法は、１本のレーザビームを強弱の２本のビームに分割し、ドップラー効果により周波数シフトした光と、静止した組織により散乱した光との干渉を利用している。この両者の散乱光には数百Ｈｚ～数十Ｈｚ程度の周波数の差が生じているので、両者の光の干渉をフォトダイオード等の受光素子により電気的なビート信号として検出し、検出した周波数と強度が、血球の速度及び個数に対応した値の信号となる。さらに、これらの信号の値を積分して、その血管の血流の流速と流量に関する信号に変換し、血管の血流量を求めるものである。

　また、差動型法では、１本のレーザビームを２本のビームに分割し、この２本のビームを集光して交差させ、その交差位置でレーザ光照射方向により散乱光の干渉が生じる。この干渉縞の間隔は、観測粒子である血球による散乱光のドップラー周波数シフト量により差が生じるので、これを観測して血流速を求めるものである。差動型法は、広い受光開口で散乱光を集光することができ、比較的強い信号強度が得られる利点がある。

　また、特許文献１に開示されているように、被検体の表面血流を検出して出力信号を発する複数のセンサ素子を備え被検体に当接するセンサ部と、センサ素子からの出力信号を所定の測定信号に変換する信号変換部と、測定信号を測定値として表示する表示部とを備えた表面血流測定装置も提案されている。この表面血流測定装置は、センサ部を被検体に当てると、被検体の表面血流に応じて各センサ素子から出力信号が発せられ、出力信号変換部にて所定の測定信号に変換される。センサ部には、センサ素子が複数設けられているので、一つの測定部位で、同時に又は選択的に複数の箇所を測定できる。さらに、各測定値の変動を平均化することにより、キャリブレーションが可能となり、定量的に測定することができるものである。

　また、特許文献２に開示されているように、レーザドップラー方式の血流測定方法において、被検体にレーザ光を入射させる少なくとも一つの送光部に対し、該送光部からの距離が異なる複数の位置を受光部とし、各受光部で被検体からの散乱光を受光してそれぞれの受光部における血流量を測定し、それにより測定深度の異なる血流量を同時に記録する方法も提案されている。この場合、受光部は、送光部からの距離ごとにそれぞれ複数設けることが好ましい。また、被検体に入射させるレーザ光のパワーを変化させることが好ましい。これにより、皮膚組織における血流量の変化を解析でき、皮膚表層の浅い部位から深い部位に至る広い深度範囲の血流量をそれぞれの深度ごとに同時に記録することができる。

　さらに、特許文献３に開示されているように、レーザ光をシリンドリカルレンズによりシート光に変換し、レンズを介してレンズの焦点位置に配置されたミラーに入射され、ミラーの偏向方向に反射させて照射し、血流量を２次元測定する血流分布測定装置もある。

　その他、非特許文献１～５に開示されているように、生体ではない管路等において、流体の流速を測定する装置として、レーザ光のシート光を用いた多点同時測定が可能なレーザドップラー流速計が提案されていた。
特開平５－１５５０１号公報特開平８－１８２６５８号公報特開平７－１００１１９号公報計測自動制御学会論文集Voi.39,No.3(2003)218-224 日本機械学会論文集（Ｂ編），69巻677号（2003-1）25-30 Experiments in Fluids24(1998)70-76 Experiments in Fluids 36(2004)274-281 SICE 2002 Aug. 5-7, 2002, Osaka, 2199-2204

　従来の１光束方式の血流計は、入射レーザ光に1本のビーム（直径１ｍｍ程度）を用い、散乱光を１組のセンサで検出している。また、一部の血流計は、散乱光を複数の光ファイバ等で検出するものや、入射レーザ光用と光信号検出用の光ファイバをそれぞれ複数備えたものもあるが、これらは１点計測の組み合わせによる多点計測と言える。従って、広い領域の血流量を効率的に求めることができず、しかも分解能が低く、限られた部位の血流量しか得られないものである。

　一方、２光束式の場合は２本のレーザビームの交差点が測定点になるので、１光束式の場合より、測定体積が小さく取れ、空間分解能（数百μｍ程度）が高くなる。また、血流画像化装置は、レーザビームをスキャンすることにより、血流分布を測定する。２光束式の血流計による血流画像化装置は、２光束で１点の計測を行い、そのレーザ光をスキャンすることにより血流分布を得ている。しかし、２光束方式での装置は、高時空間分解能で点計測を行うことができるが、多点を同時に計測することは困難であり、血管の位置ずれが生じると、計測される平均血流速度の誤差は大きくなるものであり、この場合も広い範囲の血流量を測定できるものではない。

　また、２光束方式の場合、光ファイバを分岐させて複数のセンサ素子を設けると、個々のセンサ素子におけるレーザパワーが低くなるので、皮膚表面の比較的浅い部分の血流量しか測定できない。さらに、多点を同時に計測することは困難であり、血管の位置ずれが生じると、計測される平均血流速度の誤差は大きくなる。また、レーザ光の出力や、センサ素子の皮膚接触面における送光用光ファイバと受光用光ファイバとの間隔、即ち送光部と受光部の間隔を変えることにより、測定深度を個別的に調整することはできても、種々の測定深度の血流量を同時に測定することはしていない。そのため、深さ方向の血流量分布を知ることができず、皮膚組織の状態分析を正確に行うことができないという問題がある。

　また、特許文献１，２に開示された血流測定装置も光ファイバを用いたもので、１点計測を基にした測定法であり、上記と同様の問題がある。特許文献３に開示された血流測定装置も、立体的な血管の配置を検知することが出来るものではない。

　その他、非特許文献１～５は、予め管路の位置や流体の流れの方向が分かっているものであり、目に見えない箇所の毛細血管の配置を検知することが出来るものではない。

　この発明は、上記従来の背景技術に鑑みて成されたもので、簡単な光学系及び装置により、測定精度が高く、広い範囲を効率的に多次元計測が可能なレーザドップラー血流測定方法及び装置を提供することを目的とする。

　この発明は、レーザ光源からのレーザ光を分岐して、分岐された各レーザ光を面状の薄いシート光にして生体内の所定位置で互いに交差させ、前記シート光が交差した線状照射部位での散乱光を線状に結像させて、その結像位置で線状に配置された複数の受光素子に入射した前記各散乱光のうちの、前記生体内の血管の血流によりドップラー周波数シフトした散乱光を、前記光電変換素子毎に電気信号に変換し、前記複数の受光素子のうちの前記レーザ光がドップラー周波数シフトして入射した前記受光素子の位置により、前記生体内の血管の位置情報を検知するとともに、前記血流による前記レーザ光のドップラー周波数シフトにより、前記血管内の血流速を前記光電変換素子毎に演算するレーザドップラー血流測定方法である。

　さらに、前記シート状のレーザ光の交差位置を、前記線状の散乱光の長手方向と交差する方向に走査して、走査された前記線状の散乱光から、前記光電変換素子毎に前記血管内の血流を求め、前記生体内の所定領域での血管の太さと配置を算出するものである。

　さらに、前記シート状のレーザ光の交差位置を前記線状の散乱光の長手方向と交差する方向に走査して、走査された前記線状の散乱光から、前記光電変換素子毎に前記血管内の血流速を求め、求めた個々の前記線状照射部位での前記血流速を基にして、前記生体内の所定領域での各血管内の血流速または血流量を算出するものである。

　前記走査は、前記線状照射部位の長手方向と直交する２方向に行い、前記線状照射部位を順次前記長手方向と平行な方向にずらして、前記生体内の所定領域での３次元的血管配置を求め、表示可能にするものである。また、前記走査により、前記生体組織の３次元的血流状態を演算し、表示可能にするものである。

　またこの発明は、レーザ光源と、前記レーザ光源からのレーザ光を分岐するビーム分割装置と、前記ビーム分割装置により分岐されたレーザ光を面状の薄いシート光にする円筒光学系と、分岐した前記各シート光を生体内の所定位置で互いに交差させる集光光学系と、前記シート光が交差した線状照射部位での散乱光を直線状に結像させる結像光学系と、前記結像光学系の結像位置に配置された複数の受光素子と、前記受光素子に入射した前記散乱光を前記光電変換素子毎に電気信号に変換する光電変換素子と、前記生体組織内の血流により前記レーザ光がドップラー周波数シフトした前記線状照射部位での血流速を、前記電気信号を基にして前記光電変換素子毎に演算する血流演算手段と、前記シート状のレーザ光の交差位置を前記線状照射部位の長手方向と交差する方向に走査するレーザ光走査手段とを備え、前記レーザ光走査手段により走査された領域の前記生体内の血管配置を、前記血流演算手段による演算を基に算出するレーザドップラー血流測定装置である。

　さらに、前記レーザ光走査手段により走査された所定の各位置での散乱光について、前記血流演算手段により求めた前記光電変換素子毎の各血流速と前記血管配置から、前記生体内の各血管の血流量を算出する血流量演算手段を設けたものである。

　また、前記結像光学系は、測定対象の生体組織に対して前記集光光学系と同じ側に位置し、分岐した前記各シート光の間に前記集光光学系が位置したものである。または、前記結像光学系は、測定対象の生体組織を挟んで前記集光光学系とは反対側に位置したものでも良い。

　また、前記受光素子は、平面上に受光素子が一体的に配置された固体撮像素子から成るものである。

　この発明のレーザドップラー血流測定方法及び装置によれば、ヒト体内での血流速の高次空間分解能での直接測定が可能となる。さらに、比較的太い血管では血流速分布とその時間変動の計測及び毛細血管の血流速の測定が可能である。そして、レーザ光を走査することにより、所定の測定範囲での、太い血管での有効内径、血流速分布とその時間変動、及び毛細血管の平均血流速の測定が可能であり、それらの測定結果を所定の測定範囲で３次元マッピングすることが可能となる。また、接触による血流への影響がなく、炎症部位、耳の毛細血管、皮膚に近い大動脈、静脈の血流と血管内の血流分布の測定に適しており、再現性の高い測定結果が得られる。

　また、予防医療にも効果があり、皮膚ガンなどの新生血管の血流速分布計測とその時空間情報、脳血管疾患と密接に関係する頸動脈血流速分布の時空間情報の計測、その他、基礎的な応用としてアレルギー性皮膚炎症の発生機序の解明にも極めて有効である。

この発明の第一実施形態のレーザドップラー血流測定装置の送光部の光学系を示す概略図である。この発明の第一実施形態のレーザドップラー血流測定装置の受光部の結像光学系を示す概略図である。この発明の第一実施形態のレーザドップラー血流測定装置のファイバアレイと光ファイバの配置等を示す概略図である。この発明の第一実施形態のレーザドップラー血流測定装置の光電変換素子からコンピュータまでの機能を示すブロック図である。この発明の第一実施形態のレーザドップラー血流測定方法を示す概念図である。この発明の第一実施形態のレーザドップラー血流測定方法の光学系の配置等を示す概略図である。この発明の第一実施形態のレーザドップラー血流測定方法によるレーザ光の干渉を示す写真である。この発明の第一実施形態のレーザドップラー血流測定方法の処理を示すフローチャートである。この発明の第一実施形態のレーザドップラー血流測定方法によるレーザ光の交差部の走査を示す概念図である。この発明の第二実施形態のレーザドップラー血流測定装置の光学系の配置を示す概略図である。この発明の第三実施形態のレーザドップラー血流測定装置の光学系の配置を示す概略図である。この発明の第四実施形態のレーザドップラー血流測定装置の光学系の配置を示す概略図である。この発明の実施例のレーザドップラー血流測定方法による血流を測定したマウスの耳を表側から見た部位の写真（ａ）と、レーザ光を所定深さで走査して、その測定結果のマッピングを行った図（ｂ）である。この発明の実施例のレーザドップラー血流測定方法による血流を測定したマウスの耳を裏側から見た部位の写真（ａ）と、レーザ光を所定深さで走査して、その測定結果のマッピングを行った図（ｂ）である。この発明の実施例のレーザドップラー血流測定方法による血流を測定したマウスの耳の血管配置を示すマッピング図である。この発明の実施例のレーザドップラー血流測定方法による血流を測定したマウスの耳の３次元マッピング図である。この発明の実施例のレーザドップラー血流測定方法による反射型の装置で血流を測定した写真（ａ）マッピングを行った図（ｂ）（ｃ）である。

符号の説明

１０　レーザドップラー血流測定装置
１２　半導体レーザ
１４，１５　音響光学素子
１６　反射プリズム
１８，１９　反射鏡
２０，２１　ロッドレンズ
２２，２４　シリンドリカルレンズ
３０　レンズ系
３２　ファイバアレイ
３４　光ファイバ
４２　アバランシェフォトダイオード
Ｌｓ　シート光
Ｌｘ　線状照射部位

　以下、この発明の実施形態について図面に基づいて説明する。図１～図９は、この発明の第一実施形態のレーザドップラー血流測定装置を示すもので、この実施形態のレーザドップラー血流測定装置１０は、図１に示すように、レーザ光源であるレーザダイオード等の半導体レーザ１２と、この半導体レーザ１２からの連続発振レーザ光を周波数の若干異なる２本のビームに分岐させる音響光学素子１４，１５を備えている。レーザ光の波長は、波長７５０～１５００ｎｍ程度が好ましく、例えば近赤外の波長７８５ｎｍのレーザを用いる。これは、近赤外光は生体組織内への透過率が高いからである。

　さらに、音響光学素子１５の光出射側には、分岐されたレーザ光を２方向に反射する反射プリズム１６と、反射プリズム１６により反射されたレーザ光を直角に反射する反射鏡１８，１９を備えている。さらに、反射鏡１８，１９により反射した２本のレーザ光が入射する互いに平行な位置に設けられたロッドレンズ２０，２１が配置されている。各ロッドレンズ２０，２１は、入射したレーザ光を広げて第一のシリンドリカルレンズ２２の平面部２２ａに入射させる。

　第一のシリンドリカルレンズ２２は、平面部２２ａがロッドレンズ２０，２１側に面して位置し、入射した２本のレーザ光は、第一のシリンドリカルレンズ２２の円筒面状の曲面部２２ｂから出射し、第一のシリンドリカルレンズ２２の円筒の中心軸と平行であって平面部２２ａと直交するシート状の２本のシート光Ｌｓに形成される。このシート光Ｌｓは、さらに、集光光学系を形成した第二のシリンドリカルレンズ２４の平面部２４ａに入射する。

　第二のシリンドリカルレンズ２４の平面部２４ａは第一のシリンドリカルレンズ２２の平面部２２ａと同じ側を向いて平行に位置し、第二のシリンドリカルレンズ２４の他方の面である円筒面状の曲面部２４ｂは、第一のシリンドリカルレンズ２２に対して、円筒の中心軸が互いにねじれの位置関係で直交するように配置されている。なお、シリンドリカルレンズ２２，２４は、平面部２２ａ，２４ａと曲面部２２ｂ，２４ｂのいずれの面が入射面となっても、出射光は同様の光路へ進む。

　この実施形態に用いた光学系部品の表面には、用いたレーザ光の波長の減衰を抑えるために、この波長に対する反射防止膜がコーティングされている。

　第二のシリンドリカルレンズ２４に入射した２本のシート光Ｌｓは、曲面部２４ｂで屈折して互いに交差するように偏向する。シート光Ｌｓの交差部は、１本の線状に光強度の高い部分として形成され、生体組織の線状照射部位Ｌｘとなる。

　線状照射部位Ｌｘでの散乱光は、図２に示すような結像光学系を形成したレンズ系３０により収束される。レンズ系３０は、線状照射部位Ｌｘの散乱光を、受光素子である光ファイバアレイ３２の端面部３２ａに線状照射部位Ｌｘに沿って線状に結像させるものである。

　光ファイバレイ３２は、図３に示すように、ライトガイド束３６に束ねられた光ファイバ３４を経て、他方の端部に導かれ、光ファイバ３４毎に光プラグ３８に繋がっている。光プラグ３８は、各々光レセプタクル４０に接続可能に設けられている。各光レセプタクル４０には、図４に示すように、光電変換素子であるアバランシェフォトダイオード４２が光ファイバ３４の数だけ設けられ、光ファイバ３４により導かれた光を各々電気信号に変換する。各アバランシェフォトダイオード４２の出力は、光ファイバ３４の本数だけ設けられた各アンプ４４を介して各々周波数フィルタ４６に入力し、所定の周波数の信号がＡ／Ｄ変換されて、光ファイバ３４の数だけ設けられたデータレコーダ４８に各々記録される。各データレコーダ４８に記録されたデジタル信号は、ＵＳＢコネクタを介してコンピュータ５０に入力され、所定の演算解析処理が行われる。

　次に、この実施形態のレーザドップラー血流測定方法について以下に説明する。このレーザドップラー血流測定方法は、半導体レーザ１２から出射されたレーザ光を、音響光学素子１４，１５により変調して分岐させ、図５、図６に示すように、シリンドリカルレンズ２２により面状の薄いシート光Ｌｓにするとともに、シリンドリカルレンズ２４により互いに交差させ、血管５２のある生体Ｂ内の所定位置に線状照射部位Ｌｘを形成する。この状態で、血管５２内の血流速及びその血流速から必要に応じて血流量を、光ファイバ３４を単位として結像光学系であるレンズ系３０の倍率により決まる空間分解能で求めることができる。ここでは、２５０μｍの径の光ファイバ３４を用いて光学系の倍率を１とすると、空間分解能は２５０μｍとなる。

　シート光Ｌｓの交差部は、１本の線状に光強度の高い部分として形成され、生体組織の線状照射部位Ｌｘとなる。この線状部位Ｌｘは、レーザ光の入射波面の位相差によって干渉縞ができており、図７に示すような干渉縞となって現れる。この線状の領域を赤血球がある速度で通過すると、散乱光のドップラー周波数が変化する。この線状照射部位Ｌｘでは、シート光Ｌｓが照射された血流中の血球により散乱したレーザ光が、血流の流速によるドップラー効果により、散乱光のドップラー周波数が変化する。なお、静止した組織では散乱光のドップラー周波数の変化はない。線状照射部位Ｌｘでの各散乱光は、それぞれレンズ系３０により光ファイバレイ３２上のそれぞれに対応する点に結像される。

　この周波数変化した散乱光を、光ファイバ３４を介してアバランシェフォトダイオード４２に入力し、電気的なビート信号として検出し、検出した周波数変化と強度が、血球の速度及び個数に対応した値である。これを各受光部である光ファイバ３４毎に求めて、対応する部位の血流の流速を算出し、その算出結果を線状照射部位Ｌｘ上で積分し、その線上の血流量を求める。ここでの処理は、図８に示すように、アバランシェフォトダイオード４２により得られた入力信号は、例えば図８のグラフ（ａ）のようなデータであり、このデータがＡ／Ｄ変換されてコンピュータ入力され、そのデジタル信号を高速フーリエ変換し、さらにノイズ除去処理等を施して、ドップラー周波数を算出する。ドップラー周波数は、図８（ｂ）に示すように、検出した信号の周波数スペクトルにおいて、ドップラー周波数でのピークが表れることにより求まる。ドップラー周波数が求まると、その周波数から血球の速度が算出され、血球の速度は血流の流速であることから血流速が算出される。

　また、この実施形態では、音響光学素子１４により変調をかけているので、血液の流れの方向も識別することができる。ただし、流れの方向を識別する必要がない場合は、音響光学素子１４による周波数変調をしなくても計測が可能である。

　さらに、この線状照射部位Ｌｘをその長手方向に対して直交する方向に走査して、所定のサンプリング周期で各光ファイバ３４毎に流量を求め、所定面内での血流量のマッピングが形成される。またこれを、線状照射部位Ｌｘの長手方向に対して直交する他の方向に走査して、３次元的な血流速または血流量のマッピングが可能となる。

　ここで、線状照射部位Ｌｘの走査は、測定対象の生体が小さい場合は、生体自体を互いに直交するＸＹＺ軸方向に移動可能な台に載せて、この３軸方向に移動させることにより走査可能である。また、ヒト等の大きな生体の場合は、シリンドリカルレンズ２２，２４等の光学系を駆動して走査することができる。この時のシート光Ｌｓの交差位置とその走査方向は、直線の交点を求める演算により容易に求めることができる。

　この走査は、Ｘ軸方向の流速を求める場合、図９（ａ）に示す通り、生体Ｂの組織内に線状照射部位Ｌｘを形成し、その線状照射部位Ｌｘを、その長手方向と直交するＸ軸方向に相対的に所定距離移動させる。この後、さらにＹ軸方向に線状照射部位Ｌｘを、その照射長さ分だけ平行移動させ、同様に走査を繰り返す。次に、図９（ｂ）に示す通り、直交するＺ軸方向に微小距離移動してさらに上記と同様に走査し、所定範囲でこの移動と走査を繰り返す。これにより、生体Ｂの所定範囲の３次元的血管配置とその血管の血流速または血流量を求めることが出来る。また、Ｙ軸方向の流速を求める場合は、線状照射部位ＬｘをＸ軸方向と平行にして、図９（ｃ）に示す通り、Ｙ軸方向に走査するとともにＸ軸方向にシフトして走査し、さらにＺ軸方向に移動し、走査を繰り返す。

　この実施形態のレーザドップラー血流測定方法及び装置によれば、血管５２の内径や毛細血管の血流状態を計測し、三次元マッピングすることができる。この場合の空間分解能は、数百ミクロン程度にすることができる。即ち、シート光Ｌｓの交差線の線状照射部位Ｌｘでの散乱光を受光する光ファイバレイ３２の光ファイバ３４の内径が、空間分解能になるので、光ファイバ３４の径を０．１ｍｍに選べば、分解能は０．１ｍｍ、光ファイバ３４の径を０．２５ｍｍに選べば、分解能は０．２５ｍｍになる。さらに、光学系の倍率に比例して、より高い分解能とすることができる。

　以上の走査を繰り返すことにより、毛細血管の血流の３次元マッピングの立体像が得られる。これにより、任意の血管内（例えば頸動脈）の血流速分布及びその時間変化を測定することができる。また、血流速分布の時空間情報が得られる。さらに、立体的に配置している毛細血管、新生血管のマッピング情報と血流速度情報が得られ、ガンの進行状態や抗ガン剤の効き目に関する情報を得ることも可能となる。また、太い血管での有効内径を見積もることも出来る。

　次に、この発明のレーザドップラー血流測定方法及び装置の第二実施形態について、図１０を基にして説明する。ここで、上述の実施形態と同様の構成は、同一の符号を付して説明を省略する。この実施形態のレーザドップラー血流測定方装置は、ビームスプリッタ５４によりレーザ光を分岐してシート光Ｌｓを形成したものである。

　この実施形態のレーザドップラー血流測定装置は、シート光Ｌｓを薄い生体Ｂに透過させて、その線状照射部位Ｌｘで透過した散乱光の像を、レンズ系３０を介して光ファイバレイ３２に入射させたものである。この場合、光学系の配置の自由度が高く、像を得やすい。

　次に、この発明のレーザドップラー血流測定方法及び装置の第三実施形態について、図１１を基にして説明する。ここで、上述の実施形態と同様の構成は、同一の符号を付して説明を省略する。この実施形態のレーザドップラー血流測定装置は、シート光を形成するシリンドリカルレンズ２２を、ビームスプリッタ５４に対して半導体レーザ１２側に配置したものである。さらに、結像光学系にシリンドリカルレンズ５６を配置するとともに、光ファイバレイ３２をシート光Ｌｓの間に配置したものである。

　この場合、線状照射部位Ｌｘで反射した散乱光を、光ファイバレイ３２に導くもので、結像光学系がシート光Ｌｓの間に位置して、光学系の配置がコンパクトになり、装置を小型化することができる。

　次に、この発明のレーザドップラー血流測定方法及び装置の第四実施形態について、図１２を基にして説明する。ここで、上述の実施形態と同様の構成は、同一の符号を付して説明を省略する。この実施形態のレーザドップラー血流測定方装置は、図１１に示すものと同様の光学系であって、シート光を形成するシリンドリカルレンズ２２を、ビームスプリッタ５４に対して測定対象の生体Ｂ側に配置したものである。さらに、レーザ光を拡張する凹レンズ５８をシリンドリカルレンズ２２の前に配置し、結増光学系のレンズ系３０を凸レンズの枚数を増やして収差を抑えたものである。

　この実施形態の場合、上述の実施形態と同様の効果に加えて、シート光Ｌｓの幅が数ｍｍの場合に有効であり、収差が少ないものである。

　尚、この発明のレーザドップラー血流測定方法及び装置は、上記実施形態に限定されるものではなく、受光素子及び光電変換素子は、ＣＣＤ等の固体撮像素子でも良く、固体撮像素子はラインセンサ又はイメージセンサを用いることができる。また、光ファイバは、ガラスファイバやプラスチックファイバ等、適宜選択可能である。

　次に、この発明のレーザドップラー血流測定方法と装置を用いた血流測定の実施例を示す。この実施例では、図９に示すように、レーザ光によるシート光Ｌｓを走査し、シート光Ｌｓの線状照射部位Ｌｘを、薄い生体Ｂを透過させて、その像を検出し、生体内組織の血流速を算出してマッピングした。生体Ｂの深さ方向であるＺ軸方向について、表面側からＺ＝０．２５ｍｍとＺ＝０．５０ｍｍの異なる深さでＸＹ軸方向の走査を行った。そのマッピング結果を図１３（ｂ），図１４（ｂ）に示す。図１３、図１４の各写真（ａ）に表れた血管の血流について、各々マッピング領域の血管の位置と、血流速を各図（ｂ）に示す。

　この実施例によれば、シート光Ｌｓにより、薄い生体組織を透過して血流の速度を測定することができ、血管の配置も確認することができた。

　図１５、図１６は、上記実施例により、さらに深さ方向にシート光Ｌｓによる走査を行い、Ｚ＝０．７５ｍｍ、Ｚ＝１．００ｍｍの深さでの血管の配置を計測し、それを立体的に表示したものである。

　この発明のレーザドップラー血流測定方法と装置によれば、図１６に示すように、血管の配置を立体的に視認することが出来、ガン細胞組織の血管成長等を確実に把握することが出来る。

　また、図１７に示す実施例は、反射型の血流測定装置による測定例を示すもので、図１７（ａ）に示す写真の破線で囲んだ領域について、表面側からＺ＝０．２５ｍｍとＺ＝０．７５ｍｍの異なる深さで、ＸＹ軸方向の走査を行った。各々マッピング領域の血管の位置と、血流速を図（ｂ）（ｃ）に示す。反射型によっても、確実に立体的な血管配置を把握することが出来たことを示す。

Claims

　レーザ光源からのレーザ光を分岐して、分岐された各レーザ光を面状の薄いシート光にして生体内の所定位置で互いに交差させ、
　前記シート光が交差した線状照射部位での散乱光を線状に結像させて、
　その結像位置で線状に配置された複数の受光素子に入射した前記各散乱光のうちの、前記生体内の血管の血流によりドップラー周波数シフトした散乱光を、複数の光電変素子により電気信号に変換し、
　前記複数の受光素子のうちの、前記レーザ光がドップラー周波数シフトして入射した前記受光素子の位置により、前記生体内の血管の位置情報を検知するとともに、
　前記血流による前記レーザ光のドップラー周波数シフトにより、前記血管内の血流速を前記光電変換素子毎に演算することを特徴とするレーザドップラー血流測定方法。
　前記シート状のレーザ光の交差位置を、前記線状の散乱光の長手方向と交差する方向に走査して、走査された前記線状の散乱光から、前記光電変換素子毎に前記血管内の血流を求め、前記生体内の所定領域での血管の太さと配置を算出することを特徴とする請求項1記載のレーザドップラー血流測定方法。
　前記シート状のレーザ光の交差位置を前記線状の散乱光の長手方向と交差する方向に走査して、走査された前記線状の散乱光から、前記光電変換素子毎に前記血管内の血流速を求め、求めた個々の前記線状照射部位での前記血流速を基にして、前記生体内の所定領域での血管毎の血流速または血流量を算出することを特徴とする請求項２記載のレーザドップラー血流測定方法。
　前記走査は、前記線状照射部位の長手方向と直交する２方向に行い、前記線状照射部位を順次前記長手方向と平行な方向にずらして、前記生体内の所定領域での３次元的血管配置を求め、前記血管配置を表示可能にすることを特徴とする請求項３記載のレーザドップラー血流測定方法。
　前記走査により、前記生体組織内の血管の３次元的血流状態を演算し、表示可能にすることを特徴とする請求項４記載のレーザドップラー血流測定方法。
　レーザ光源と、前記レーザ光源からのレーザ光を分岐するビーム分割装置と、前記ビーム分割装置により分岐されたレーザ光を面状の薄いシート光にする円筒光学系と、分岐した前記各シート光を生体内の所定位置で互いに交差させる集光光学系と、前記シート光が交差した線状照射部位での散乱光を直線状に結像させる結像光学系と、前記結像光学系の結像位置に配置された複数の受光素子と、前記受光素子に入射した前記散乱光を電気信号に変換する光電変換素子と、前記生体組織内の血流により前記レーザ光がドップラー周波数シフトした前記線状照射部位での血流速を、前記電気信号を基にして前記光電変換素子毎に演算する血流演算手段と、前記シート状のレーザ光の交差位置を前記線状照射部位の長手方向と交差する方向に走査するレーザ光走査手段とを備え、前記レーザ光走査手段により走査された領域の前記生体内の血管配置を、前記血流演算手段による演算を基に算出することを特徴とするレーザドップラー血流測定装置。
　前記レーザ光走査手段により走査された所定の各位置での散乱光について、前記血流演算手段により求めた前記光電変換素子毎の各血流速と前記血管配置から、前記生体内の各血管の血流量を算出する血流量演算手段を設けたことを特徴とする請求項６記載のレーザドップラー血流測定装置。
　前記結像光学系は、測定対象の生体組織に対して前記集光光学系と同じ側に位置し、分岐した前記各シート光の間に前記集光光学系が位置したことを特徴とする請求項６記載のレーザドップラー血流測定装置。
　前記結像光学系は、測定対象の生体組織を挟んで前記集光光学系とは反対側に位置したことを特徴とする請求項６記載のレーザドップラー血流測定装置。
　前記受光素子は、平面上に光電変換素子が一体的に配置された固体撮像素子から成ることを特徴とする請求項６記載のレーザドップラー血流測定装置。