JP3142867B2 - 流体の流動、特に体の器官を通る血液の流れを測定しかつ表示するためのシステム - Google Patents

流体の流動、特に体の器官を通る血液の流れを測定しかつ表示するためのシステム

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JP3142867B2 JP02515218A JP51521890A JP3142867B2 JP 3142867 B2 JP3142867 B2 JP 3142867B2 JP 02515218 A JP02515218 A JP 02515218A JP 51521890 A JP51521890 A JP 51521890A JP 3142867 B2 JP3142867 B2 JP 3142867B2
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Description

【発明の詳細な説明】 発明の分野 本発明は流体の流動の測定および表示のための、特
に、体の器官の表在性の血管を通る血液の灌流の大きさ
を決定するためのシステムおよび方法に関する。このシ
ステムは、レーザ光線発生源と、検査されるべき体の部
分にレーザ光線を照射して、かつ所定の走査パターンに
従って前記体の部分におけるレーザ光線の動きを制御す
るための手段と、前記体の部分から反射されたレーザ光
線の一部を受けとるための手段とを含む。
発明の背景 本発明は、皮膚組織内の表在性の血液循環を測定する
ための公知のレーザドップラー技術の応用に基づいてい
る。この技術は、たとえば、特許出願US3511227、US410
9647ならびにSE419678に述べられており、かつネイチャ
ー（Nature）第254巻、1975年、第56頁ないし第58頁に
おけるスターンN.D.（Stern N.D.）による『干渉性光散
乱による微小循環の生体内評価』（“In Vivo Evaluati
on of Microcirculation by Coherent Light Scatterin
g"）と題された論文と、IEEトランザクションBME−27、
1980年、第12頁ないし第19頁におけるG.E.ニルソン（Ni
lsson,G.E.）、テンランド T.（Tenland T.）およびエ
ーベルグ P.Å．（berg P.Å．）による論文『光の
うなり分光学による組織血液流量を連続的に測定するた
めの新計器』（“A New Instrument for Continuous Me
asurement of Tissue Blood Flow hy Light Beating Sp
ectroscopy"）と、IEEトランザクションBME−27、1980
年、第597頁ないし第604頁におけるニルソン G.E.（Ni
lsson G.E.）、テンランド T.（Tenland T.）およびエ
ーベルグ P.Å．（berg P.Å．）による論文『組織
血液流量を測定するためのレーザドップラー血流量計の
評価』（“Evaluation of a Laser Dopper Flow Meter
for Measurement of Tissue Blood Flow"）とに記載さ
れている。原則として、この技術は、組織の一部分にレ
ーザ光線を照射し、適切な光検出器の補助により、レー
ザ光線によって照射された組織のその部分によって散乱
されかつ反射された光の一部分を受けとることを含んで
いる。ドップラー効果の結果、反射されかつ散乱された
光の周波数は拡げられ、そのためその光は元のレーザ光
線よりも広い周波数スペクトルを有し、そして、この光
の周波数の拡がりは、照射された組織の浅部内の血球の
運動の影響によるものである。周波数の拡がり具合と、
このより広い周波数スペクトルの異なった部分における
光の強度とが、被検組織の照射部分内の表在性血液循環
の大きさの測定を構成し、かつ光検出器出力信号の適切
な処理によって判別されまたは評価されることができ
る。
視覚的に血流を表示するための計器は特許出願US−Ａ
−4,862,894により公知である。この公知の計器では、
反射されたレーザ光が、変換されかつメモリに記憶され
る信号を順次出力する複数個の受光素子からなる線セン
サによって検出される。マイクロプロセッサはこれらの
記憶された信号に基づいて計算を行なう。
特許出願US−Ａ−4,862,894によれば、反射されたド
ップラー信号は、時間ｔにおける信号の振幅を測定し、
かつその結果を時間ｔ＋Δｔにおける信号の振幅と比較
することによって評価される。こうして、ドップラー信
号の振幅値はこの方法によって検出されるが、一方、信
号の周波数内容は完全に無視される。しかし、特許出願
US−Ａ−4,862,894に記載された信号処理技術およびア
ルゴリズムの使用により、本特許明細書に述べられた測
定領域を走査するための技術の使用が可能となる。
ある状況の下では、特許出願US−Ａ−4,862,894で述
べられた信号処理技術は、体の部分内の血流の誤った評
価をもたらすことになろう。なぜならば、ドップラー信
号の周波数内容は、血流を正確に表わすために必要な要
素であるからである。灌流は赤血球の速度と濃度との積
に比例し、かつ特許出願US−Ａ−4,862,894で提案され
たように、単に振幅の変化を研究することによっては、
明白に灌流または平均速度を評価することは不可能であ
る。
発明の基本的概念 本発明は、ドップラー信号の大きさおよび周波数の両
方が検出される信号処理方法に基づいており、この方法
は血液の灌流を正確に測定するために必要である。ドッ
プラー信号の評価を可能とするために、信号の中のすべ
ての周波数が検出され得るように、十分な期間、信号を
検出する必要がある。したがって、レーザ光線は所与の
時間間隔で各測定点で停止され、その信号は連続的に測
定される。
本発明は、体の部分の領域、たとえば、手または足先
全体、手または足先の一部あるいは足の一部の表在性血
液循環の大きさを測定しかつ視覚的に表現するためのシ
ステムに関する。表在性の血液循環は、ある体の部分の
異なった領域内で大きく変化することが可能であり、か
つしたがって、上記システムにより、病気の原因または
治癒方法が効果的に研究され得るであろう。本発明のシ
ステムは、レーザ光線発生源と、検査されるべき体の部
分に光線を当てて、定められた走査パターンに従って前
記体の部分上でその光線を移動させるように動作する手
段とを含む。このシステムはさらに、前記体の部分から
反射された光を受けとり、ドップラー効果によって生じ
た反射光の周波数の拡がりを検出し、走査経路に沿った
多数の点でこの周波数の拡がりを、前記測定点における
前記体の部分内の表在性の血液循環の測定として、記録
するための手段を含む。さらにこのシステムは、血液循
環の、互いに異なった大きさの間隔に対して、互いに異
なった色を使用することによって、走査点における表在
性の血液循環の大きさを色画面に視覚的に表現するため
の手段を含む。
血液が循環しないか、またはほんの僅かしか血液が循
環しない被検体の部分におけるこれらの測定または走査
点によって、受光された反射光の周波数が拡げられるこ
とはなく、またせいぜいほんの僅かな周波数の拡がりが
生じるだけであろう。こうして、体の被検部分の外に存
在する測定または走査点からこれらの測定または走査点
を区別することは不可能であるか、もしくは非常に困難
であろう。これによって、色画面上の被検体部分の様々
な領域における表在性の血液循環の像を正確に理解する
ことは困難になるかもしれない。
この欠点は、被検体部分が位置づけられた下敷きが実
質的に非反射性であるように、すなわち、透明または吸
光性のいずれかであるように形成される、本発明の１つ
の有利な実施例によって解消される。検出器から得られ
た信号は、信号の周波数の拡がりに関してだけでなく、
検出器によって受けとられた反射光の強度の絶対値にも
また関して、信号処理装置において分析される。下敷き
は実質的に非反射性であるので、被検体部分の外側に位
置づけられた測定または走査点で反射された光は、非常
に低い強度を有するであろう。その光の強度が所定の限
界値よりも低いすべての測定または走査点は、単一の背
景色で記されているので、容易に理解された像が色画面
上で得られる。
レーザ光線が測定対象を走査する像作成システムで
は、測定対象点と検出器表面間の距離は前記体の部分を
走査する間変化し、それとともに、検出器と関係した反
射光線の角度もまた変化するであろう。それとともに、
測定された信号のための、システムのいわゆる増幅率が
同一像内で変化し、血流像の再生に歪みをもたらすであ
ろう。
本発明の１つの好ましい実施例によれば、測定対象上
の測定点の相対的位置の結果、出力信号に生じるこれら
の変化に対して補償が行なわれ、そのため、測定された
血流値が正確に表現される。この補償により、異なった
測定間での比較が行なわれ得るようになり、たとえば、
治癒方法が評価され得るであろう。体系的に走査された
表面上で行なわれた多数回の点状測定の像を正確に表現
することも可能である。
図面の簡単な説明 本発明は添付の図面を参照してより詳細に説明され
る。図面では、 図１は手の血流を測定しかつ視覚的に表現するための
システムの例示の実施例の概略図である。
図2Aないし図2Dは、時間の関数として測定点から反射
された異なったドップラー信号を一例として示してい
る。
図３は本発明に従って、手の一部の表在性血液循環の
視覚的表現を一例として示している。
図４は、図１に従って装置内に含まれた検出器から測
定対象がどのように視覚可能であるかを概略的に示して
いる。
図５は、測定対象から互いに異なった距離で再生され
た斑点パターンを概略的に示している。
図６は、図４に図示された異なった成分間の関係を概
略的に示している。
図７は、均一な運動をしている媒体上で測定された血
流値を示した図である。
本発明の詳細な説明 図１は、手の表在性血流の測定および視覚的表現のた
めのシステムを概略的に示しており、かつレーザ光線２
を発生させるレーザ光線発生源１を含む。レーザ光線
は、図１に２つの鏡３が示された適切な光学素子の補助
により、検査されるべき体の部分を支持する下敷き４に
照射される。２つの鏡は、概略的に図示されたように、
コンピュータ７によって制御されたステッピングモータ
６により揺動されることができる。レーザ光線によっ
て、下敷き４と、その上に位置づけられた体の部分５が
所定の走査パターン８に従って走査される。走査経路８
に沿って順次位置づけられた複数個の走査または測定点
を得るために、レーザ光線２の走査運動は好ましくは段
階を追って行なわれる。
レーザ光２が1mmの直径を有し、かつその上に体の部
分５が置かれた状態の下敷き４と、走査装置、すなわ
ち、鏡３との距離がおよそ20cmであると仮定し、かつ測
定点または走査点が3600点であるならば、12×12cm2の
領域が単一の走査手順によって処理されることができ
る。レーザ光２が体の部分５に当たると、そのレーザ光
は、表在の組織内で散乱かつ反射され、かつそれととも
に、前記体の部分に関連した測定点において表在のまた
は皮膚の血液循環における血球によって、ある程度散乱
されかつ反射されるであろう。散乱しかつ反射した光の
うちのある光は、ある適当な種類の光検出器９によって
とらえられ、また光検出器出力信号は概略的に図示され
た信号処理装置10に伝達される。光検出器９によって受
けとられた光の周波数は元の光線２の周波数よりも広
く、そして、その大きさに関する。また、周波数スペク
トルの異なった部分における光の強度の変化に関する周
波数の拡がりによって、検査中の体の部分５上の関連し
た測定点における表在性の血液循環の測定が構成され
る。反射光の大きさの変化および周波数の拡がりの両方
を記録することができるようにするためには、信号の全
周波数が検出され得るのに十分な時間、各測定点でレー
ザ光は静止状態のままである必要がある。満足のいく信
号の検出を達成するためには、レーザ光は少なくとも20
ないし30ミリ秒間静止状態のままでなければならないこ
とがわかった。
図2AないしＤは、同一の灌流または血流に対して、赤
血球の速度と濃度との異なった組合せで生じたドップラ
ー信号を図示している。この灌流または血流は、測定領
域での赤血球の速度と濃度との積に比例する。図２は、
濃度は一定であるが、所与の速度の大きさが濃度と関連
しているとした場合、どのようにドップラー信号の周波
数が血球の平均速度と比例しているのかを示している。
さらに図２から、所与の濃度に対して速度が増加する
に従って大きさが減少することがわかるであろう（たと
えば、図ＡないしＢを参照せよ）。これは、ドップラー
信号のエネルギーが今やより広い周波数範囲にわたって
（各速度間隔ごとにより低い濃度）分配されるからであ
る。
こうして、大きな灌流は、増加するのが濃度ではなく
速度成分であるとき、小さな信号の大きさによって対応
づけられることができる。実際には、灌流が一定である
ならば、大きさと平均速度間の逆の条件が優勢である。
その結果、単に振幅の変化を研究することによっては、
灌流または平均速度を明白に決定づけることは不可能で
ある。図２（ＡおよびＤ）は、平均流速が低く（Ａ）、
かつ濃度もまた低い（Ｄ）状態を示しており、かつこれ
らの図を比較することによって、２つの互いに連続した
測定における信号の振幅の変化が平均速度と比例し得な
いことが明らかになるであろう（Ｄの高い平均速度と、
低い振幅と、振幅差、かつＡの低い平均速度と、高い振
幅と、振幅差）。
したがって、表在性の血液循環の大きさの測定は、信
号処理装置10における光検出器出力信号の適切な処理に
よって、検査されている体の部分５の各測定点ごとに決
定される。これらの測定値は、レーザ光２の走査経路８
に沿ったすべての測定点について、コンピュータ７に伝
達されかつ記憶される。コンピュータ７は、検査されて
いる体の部分５の画像が視覚的に表示される色モニタ11
に接続されている。この画像内の個々の各測定点は、前
記体の部分上の対応する測定点における表在性の血液循
環が存在する、大きさの範囲に対応する特定の色で示さ
れる。これによって、検査されている体の部分の表在性
血液循環の、多くの情報を与える図示の画像が形成され
る。検査されている体の部分上の各測定点における表在
性血液循環の絶対値はコンピュータ７に記憶されるの
で、個々の検査で、情報を提供する、可能な限り最良の
視覚表示を得るために、コンピュータ７の補助によっ
て、色モニタ11上の画像の様々な色コードに対して異な
ったサイズの間隔を選択することが可能となる。
上述の説明から、血液循環がないかまたは非常に低い
被検体５上のそれらの測定または走査点において、光検
出器９によって受けとられた反射光の周波数の拡がりは
全くないかまたは非常に僅かな拡がりになるであろうと
いうことが明らかになるであろう。またその結果、体の
部分５上のこれらの測定または走査点を、被検体部分５
の外に存在する測定または走査点と区別することは不可
能であるかまたは極めて困難であろう。これによって、
モニタ11に示された被検体部分の異なった部分における
表在性血液循環の画像を正確に理解することは難しくな
るかもしない。
この欠点は、本発明の１つの非常に有利な実施例に従
うと、被検体５が置かれている下敷き４を本質的に全く
光を反射しないように、すなわち、透明または吸光性の
いずれかにすることによって構成し、かつ信号処理装置
10の光検出器出力信号を、その絶対値を考慮することな
く前記信号の周波数の拡がりに関してのみ、すなわち、
光検出器９によって受けとられた反射光の強度に関して
のみ、分析し、かつ走査経路８全体に沿って各測定また
は走査点ごとに受けとられた反射光の強度値をコンピュ
ータ７のメモリ内に記憶させることによって、解消され
る。こうして、各走査プロセスに続いて、２つの「画
像」がコンピュータ７のメモリに記憶されているのがわ
かり、その「画像」の一方は、各走査または測定点にお
ける表在性血液循環の大きさを表わし、他方の「画像」
は各走査または測定点から反射された光の強度を表わ
す。下敷き４は本質的に非反射性であるので、この後者
の「画像」は被検体部分の外に位置する測定または走査
点から反射された光の非常に低い強度を表わしているこ
とが認識されるであろう。コンピュータ７に記憶された
これら２つの「画像」は、モニタ11上で画像または像の
視覚的表示をつくり出すのに使用されることができ、そ
の画像には、すべての測定または走査点、すなわち、所
定の限界値よりも低い反射光強度を有する画素が単一の
背景色で記されており、一方前記限界値よりも高い反射
光強度を有する測定または走査点、すなわち、画素のみ
が表在性血液循環のために所与のサイズの間隔を表わす
色で記されている。このようにモニタに示された画像
は、他の場合と比べて非常に多くの情報を提供し、かつ
より容易に理解される。当然のことながら、色モニタ上
に画像を形成するとき、背景色が使用される間の反射光
強度の前述の限界値の大きさは、優勢な条件に従って選
択され得る。
図３は、前述の方法で形成され、かつ手の一部の表在
性血液循環を示す画像（白黒で）の例示である。この画
像では、背景、すなわち、手の外形の外側の領域は藤色
または紫色で記されており、一方、手の表在性血液循環
の様々な寸法範囲は、漸次大きくなる表在性血液循環の
場合には順次黒色、青色、緑色、黄色および橙色で記さ
れている。図示された例における被検手は、１本の指に
指輪をはめており、その指輪は当の指上の黒帯として画
面上に現われており、一方、他の１つの指は、前記指の
最も外側の部分における表在性または皮膚の血液循環を
遮断する閉塞が与えられている。これは明白に画像に示
されており、当の指の前記最外部分は黒で表わされてい
る。
図４は、血液の流れが測定されるべきである皮膚の表
面５に照射されたレーザ光２を示しており、そこでは、
レーザ光内である光子のドップラーシフトが起こり、か
つ周波数の拡がりを起こし、また、反射光の強度の変化
も引き起こす。これらの強度の変化は、前記皮膚表面か
ら約20cmの距離を隔てた所に好ましくは位置づけられる
光検出器９の補助により、記録され、かつ血流に比例し
た信号に変換される。
レーザの光は媒体で散乱されると、その散乱光はドッ
プラー幅の光により構成され、たとえば、白い画面上で
反映されたその光の強度変化は、図５に示されるように
いわゆるレーザ斑点で表示される。（光ファイバの端部
のような）所与の幾何学的延長の光源によって放射され
た光が表面上に入射すると、回折パターン（斑点）が形
成され、その外観は、光源の物理的延長と、光源と光検
出器の表面との距離と、放射された光の波長とに依存す
る。組織を灌流する赤血球のように、光が当たる媒体が
動いているとき、この斑点には絶えず移相が施され、す
なわち、絶えず移動している状態になるであろう（技術
専門用語では「ボイル（boil）」が使われている）。検
査されている皮膚の表面から所与の距離はなれて位置づ
けられた光検出器９によって検出され、かつ血流に比例
した信号に変換されるのは、この運動のパターンであ
る。感光性の検出表面上の暗い領域と明るい領域との間
の斑点の移動の大きさ（微細構造）は、コヒーレンス領
域と指定される。ある一定の状況の下では、コヒーレン
ス領域の大きさは、次の式に従って、図６を参照して、
測定対象５と検出器９間の距離に依存する。
Acoh＝λ2/Ω （１） λは光の波長であり、Ωは光源が検出器９から可視で
ある状態の空間角度12である。図５は、測定対象５に相
対的に近く位置する画面への微粒子斑点13の反射を図示
しており、かつ測定対象５から相対的に長い距離のとこ
ろに位置づけられた画面で反射された粗粒子斑点14を示
している。
測定対象と検出器との距離が増加するにつれて空間角
度12の大きさが小さくなるので、式（１）に従った検出
器表面上のコヒーレンス領域の大きさはこの距離に依存
する。検出器表面の領域が一定であるので、検出器表面
上のコヒーレンス領域の数は、測定対象５上の測定点と
検出器９との距離に依存するであろう。距離が大きくな
ると、検出器表面上のコヒーレンス領域の数は減少し、
逆に、距離が小さくなると、コヒーレンス領域の数は増
加する。
レーザドップラー技術の補助により血流を測定すると
き、いわゆる増幅率と、それとともに出力信号の大きさ
は、検出器表面に当たるコヒーレンス領域の数に依存す
る。この関係は単純な態様で次の式によって表わされ得
る。
出力信号＝K0×BF/N （２） K0は計器定数であり、BFは血流量であり、Ｎは検出器
表面上のコヒーレンス領域の数である。血流が、ファイ
バの端部にある光源が検出器表面から視覚され得る一定
の空間角度12で、測定対象と検出器表面との一定の距離
で、点状に検出される、光ファイバに基づいた従来のレ
ーザドップラー技術では、式（１）の関係に従って、コ
ヒーレンス領域の数もまた一定になるであろう。システ
ムの増幅率はこのような状態で変化しないであろうし、
したがって、式（２）に従って、出力信号は血流に直接
比例するであろう。
他方、他のシステムでは、測定対象と検出器表面との
距離は、異なった測定状況間で変化することができ、か
つしたがって、２つの画像は絶対流量値に関して比較さ
れ得ない。体の表面が体系的にかつ段階を追って走査さ
れるレーザドップラー流量測定技術の場合、空間角度
と、それとともにコヒーレンス領域の数とシステム増幅
率とは、光の後方散乱が起こる測定対象上の点に依存す
るであろう。これによって、増幅率が同一画像内で変化
し、それとともに、これらの増幅率の変化が訂正され得
ない場合、血流画像の再生に歪みをもたらす。
この歪みの問題を解決するために、最適測定点で生じ
る増幅率に関連した異なった測定対象点で起こる増幅率
の変化により、測定および計算が構成される、発明の方
法が考案された。増幅率の変化の大きさ、または検出器
表面上のコヒーレンス領域の数の変化の大きさは、測定
対象点に入射する光線の距離と角度の関数である。
図６は、システム補償率が測定されかつ計算され得る
態様を示している。図６において、 RD＝検出器の半径 RS＝レーザ光の半径 Ｄ＝検出器面と測定対象間の垂直方向の距離 Ｃ＝Ｄにおける測定対象点 Ｘ＝関係する測定点からの検出器の距離 Ｍ＝関係する測定点 Ｙ＝距離Ｃ−Ｍ α＝角度Ｄ−Ｘ 空間角度Ω、すなわち、測定対象上の光源が検出器か
ら視覚され得る角度を計算するために、光源の光の伝搬
が半径Ｘの球面の全表面積と比較される。すなわち、 コヒーレンス領域の大きさはここでは式（１）の補助
により計算されることができる。
検出器表面にあたるコヒーレンス領域の数Ｎは、反射
光線に垂直である検出器半径の成分の補助により、計算
され得る。すなわち、RDcos αである。
ここで、補償率Ｋは、最適測定点Ｃに対するＮの値を
比較することによって計算され得る。
この補償率は以下のときに容易に計算され得ること
が、補償率が計算される方法によって式から明らかであ
ろう。
１） 検出器と測定対象との垂直方向の距離Ｄが公知で
あるとき、および ２） レーザ光が測定対象上を移動する際に、検出器と
測定対象との距離Ｘがどのように変化するのかが公知で
あるとき、または図６に従って、検出器に最も近い測定
対象点Ｃと、関係する測定点Ｍとの距離Ｙの値が公知で
あるときである。
垂直方向の距離Ｄは、好ましくは、検出器面と距離に
関して関連している超音波クリスタルから対象物５へ短
超音波パルスを送ることによって測定される。このパル
スがクリスタルに戻り、そこで検出されるのに要する時
間は、距離Ｄと直線的に関連している。この距離は空気
中の音の速度の知識により計算され得る。たとえば、レ
ーザ光２が測定対象５を走査するに従って、モータ６が
前方向にステップ回転するステップの数を観測し、かつ
この情報を記憶することによって、各測定対象点Ｍへの
距離を計算し、この計算を補償率の計算で適用すること
が可能となる。連続モータが鏡の回転運動を実行するの
に用いられるとき、鏡の回転位置と、それとともに、関
連する対象点の位置とを検出するように動作する帰還シ
ステムが代わりに適用され得る。最適測定点Ｃの場合、
増幅率は、画像の中心部で代表値が１とし、次いで、代
表値がおよそ２であるであろう画像の周辺端縁に向かっ
て連続的に増加するであろう。増幅率は対応する態様で
最適値１からおよそ0.5の値まで変化する。
この点に関して行なわれた実験の結果は、上記の理論
的な推論を例証するという意図で、かつ測定結果におけ
る増幅率の重要性を示すために、図７に示されている。
この実験では、レーザ光が均一の運動をしている媒体
（溶解しているマイクロスフェア）上を走らされ、そこ
では、対象上をレーザ光が走査する間、検出器と測定対
象点との距離が変化した。これらの距離の変化の結果、
光源が検出器９から視覚し得る空間角度12もまた変化
し、またしたがって、コヒーレンス領域と、それととも
に検出器表面上のコヒーレンス領域の数もまた変化し
た。その結果、増幅率の値の変化もまた走査の間に観測
された。Ｙ＝０の場合、測定対象点が検出器の直下に位
置づけられるとき、最も小さい出力信号が得られる。増
幅率が増加する、画像の周辺端縁に測定対象点が位置づ
けられるとき、コヒーレンス領域の数が減少する。この
測定は均一の運動に関連しているので、増幅率の変化に
関して出力信号に訂正がなされるならば、図７から、水
平な血流線が読まれるべきである。図７は、増幅率の変
化の補償が非常に重要であることを示しており、それ
は、非補償システムの場合、100％の誤って高い血流値
が、画像の周辺端縁において特に検出されるからであ
る。この図はまた、上記の説明に従って計算された補償
率の補助により、補償が行なわれるであろう、理論的に
計算された増幅曲線を含んでいる。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/02 - 5/0295 G01P 5/00

Claims (15)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】流体の流動の測定および表示のためのシス
    テムであって、 レーザ光（２）を発生するためのレーザ光源（１）と、 検査されるべき測定対象にレーザ光（２）を照射し、所
    定の走査パターン（８）に従って前記測定対象（５）上
    においてレーザ光の運動を誘導するための手段（３、
    ６）と、 測定対象から反射されたレーザ光の一部を受けとり検出
    するための手段（９）とを含み、 前記レーザ光を照射するための手段（３、６）は、レー
    ザ光を所与の時間間隔で測定点において前記走査パター
    ン（８）に沿って段階的な動きで前記測定対象上で停止
    し、 前記システムは、多数個の測定点にわたって、ドップラ
    ー効果により引き起こされた、受光された反射光線の周
    波数スペクトルの拡がりを検出するための手段（７、
    ９、10）をさらに含み、前記検出手段は流動の大きさを
    前記検査される対象（５）の前記点にて測定することを
    特徴とする、システム。
  2. 【請求項２】システムは、互いに異なった流動の大きさ
    の間隔に対する異なった色の補助により、測定点におけ
    る流動の大きさの視覚表示を、色画面上で作り出すため
    の手段（11）を含むことを特徴とする、請求項１に記載
    のシステム。
  3. 【請求項３】システムは、検査されるべき測定対象
    （５）が位置づけられる本質的に非反射性の下敷き
    （４）と、受光された反射光の強度を検出し、かつレー
    ザ光の走査経路（８）に沿って各点ごとにこの強度の値
    を記録するための手段（10、７）とを含み、かつ、前記
    視覚表示を作成するための手段が、受光された反射光の
    強度が所与の強度が限界値を超えない測定点を、色画面
    上に、流動の異なった大きさの間隔を記すのに用いられ
    た色と区別する色で記すように、構成されることを特徴
    とする、請求項２に記載のシステム。
  4. 【請求項４】下敷き（４）は透明であるかまたは吸光性
    であることを特徴とする、請求項３に記載のシステム。
  5. 【請求項５】測定対象（５）から反射されたレーザ光の
    一部を受けとるための手段（９）は、検出器面を規定す
    る検出器表面を有する検出器を含み、かつ、検出器面の
    中心部から検出器面に垂直に位置づけられた測定対象上
    の測定点（Ｃ）までの、または、関係する測定点（Ｍ）
    までの距離（Ｄ、Ｘ）を検出するための手段が設けられ
    ることを特徴とする、請求項１に記載のシステム。
  6. 【請求項６】検出器面（９）と測定点（Ｃ）間の垂直方
    向の距離を検出するための手段が、検出器と関連して静
    止した状態で設けられた超音波クリスタルを含むことを
    特徴とする、請求項５に記載のシステム。
  7. 【請求項７】流体の流動を測定しかつ表示するためのシ
    ステムであって、 レーザ光源（１）によって発生されたレーザ光（２）
    を、レーザ光を散乱しかつ反射する測定対象（５）に照
    射する手段と、 測定対象（５）からの散乱反射光を受けとりかつ検出す
    る手段（９）と、 レーザ光（２）を測定対象（５）上において段階状の動
    きで所定の走査パターン（８）に従って移動させる手段
    と、 レーザ光（２）を所与の時間間隔で測定点にて前記走査
    パターン（８）に沿って停止させる手段と、 ドップラー効果により引き起こされる受けとられた反射
    光線の周波数スペクトルの拡がりを多数の測定点にわた
    って検出することにより、流動の大きさを、検査される
    対象（５）の前記点にて測定する手段とを備えることを
    特徴とする、システム。
  8. 【請求項８】各測定点における検出された周波数の拡が
    りの出力信号を、レーザ光源が測定対象（５）上の関連
    する測定点（Ｍ）で前記検出手段（９）から視覚可能で
    ある空間角（12）に依存する補償率（Ｋ）で、補償する
    ことによって特徴づけられる、請求項７に記載のシステ
    ム。
  9. 【請求項９】補償率（Ｋ）は、前記検出手段（９）と、
    関連した測定点との距離、および前記検出手段の面に関
    連した反射光の角度に依存することを特徴とした、請求
    項８に記載のシステム。
  10. 【請求項１０】補償率（Ｋ）は、前記検出手段（９）の
    中心部と測定対象（５）上の点（Ｃ）との垂直方向の距
    離（Ｄ）を測定することによって、かつ、前記点（Ｃ）
    と、測定対象（５）上の関連した測定点（Ｍ）との距離
    （Ｙ）を測定することによって決定されることを特徴と
    する、請求項８または９に記載のシステム。
  11. 【請求項１１】ステッピングモータ（６）の補助により
    回転される回転可能な光学素子（３）の補助によって、
    レーザ光（２）を移動させ、かつ、前記検出手段の面
    （９）の中心部と測定対象（５）上の点（Ｃ）間の垂直
    方向の距離（Ｄ）を測定し、かつレーザ光が前記点
    （Ｃ）に照射された位置から、関連した測定点（Ｍ）ま
    でステッピングモータ（６）によって移動されたステッ
    プの数を測定することによって特徴づけられた、請求項
    10に記載のシステム。
  12. 【請求項１２】Ｄは前記検出手段の面（９）と測定対象
    （５）間の垂直方向の距離（Ｄ）であり、かつ ＹはＤにおける測定対象点（Ｃ）と、関連の測定点
    （Ｍ）との間の距離である、式 に従って補償率（Ｋ）を計算することによって特徴づけ
    られた、請求項８ないし11のいずれか１つに記載のシス
    テム。
  13. 【請求項１３】補償率（Ｋ）は、前記検出手段の面
    （９）の中心部から離れた垂直方向の距離における測定
    点（Ｃ）に対応する優勢な測定点（Ｍ）で１の値をと
    り、かつ測定対象（５）の周辺端縁に向かってさらに離
    れた位置付けられた優勢な測定点（Ｍ）に対して連続的
    に減少することを特徴とする、請求項12に記載のシステ
    ム。
  14. 【請求項１４】補償率（Ｋ）が１とおよそ0.5との間の
    値をとることを特徴とする、請求項13に記載のシステ
    ム。
  15. 【請求項１５】前記システムは、体の器官の表在性血管
    内の血液の灌流を決定することを特徴とする、請求項１
    または７に記載のシステム。
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Families Citing this family (40)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB8907101D0 (en) * 1989-03-29 1989-05-10 Nat Res Dev Blood flow determination
US5845639A (en) * 1990-08-10 1998-12-08 Board Of Regents Of The University Of Washington Optical imaging methods
SE468925B (sv) * 1991-08-22 1993-04-19 Gert Nilsson En metod och en anordning foer att reducera den avstaandsberoende foerstaerkningsfaktorn vid maetning av stroemningsroerelser med en bildgivande laser-doppler teknik, i synnerhet vid maetning av blodperfusion genom en vaevnad
WO1993011704A1 (en) * 1991-12-17 1993-06-24 Eduard Emmanuilovich Godik Method and device for diagnosis of living organism
US6002958A (en) * 1992-12-24 1999-12-14 Dynamics Imaging, Inc. Method and apparatus for diagnostics of internal organs
US6192262B1 (en) 1994-02-23 2001-02-20 Dobi Medical Systems, Llc Method of living organism multimodal functional mapping
US5865743A (en) * 1994-02-23 1999-02-02 Dynamics Imaging, Inc. Method of living organism multimodal functional mapping
GB9610700D0 (en) * 1996-05-22 1996-07-31 Moor Instr Ltd Apparatus for imaging microvascular blood flow
GB2336733B (en) * 1996-11-09 2001-02-21 Moor Instr Ltd Apparatus for measuring microvascular blood flow
GB9623363D0 (en) 1996-11-09 1997-01-08 Moor Instr Ltd Apparatus for measuring microvascular blood flow
US5954658A (en) * 1997-03-21 1999-09-21 Gorti; Sridhar Method and apparatus for measuring blood flow at precise depths in tissue and skin
US6132380A (en) * 1998-09-16 2000-10-17 Massachusetts Institute Of Technology Method and apparatus for measuring perfusion of biological tissue by blood
US6996256B2 (en) * 2000-06-08 2006-02-07 Honeywell International Inc. Detection system and method using thermal image analysis
US6854879B2 (en) * 2001-04-19 2005-02-15 Honeywell International Inc. System and method using thermal image analysis for polygraph testing
US7111980B2 (en) 2001-04-19 2006-09-26 Honeywell International Inc. System and method using thermal image analysis and slope threshold classification for polygraph testing
US7113817B1 (en) * 2001-10-04 2006-09-26 Wintec, Llc Optical imaging of blood circulation velocities
US6888914B2 (en) * 2002-11-26 2005-05-03 General Electric Company Methods and apparatus for computing volumetric perfusion
CN101394783B (zh) * 2004-09-21 2014-03-19 数字信号公司 远程监视生理机能的***和方法
US7138905B2 (en) * 2004-11-18 2006-11-21 Honeywell International Inc. Controlled environment thermal image detection system and methods regarding same
US8478386B2 (en) 2006-01-10 2013-07-02 Accuvein Inc. Practitioner-mounted micro vein enhancer
US8489178B2 (en) 2006-06-29 2013-07-16 Accuvein Inc. Enhanced laser vein contrast enhancer with projection of analyzed vein data
US11278240B2 (en) 2006-01-10 2022-03-22 Accuvein, Inc. Trigger-actuated laser vein contrast enhancer
US11253198B2 (en) 2006-01-10 2022-02-22 Accuvein, Inc. Stand-mounted scanned laser vein contrast enhancer
US9492117B2 (en) 2006-01-10 2016-11-15 Accuvein, Inc. Practitioner-mounted micro vein enhancer
US8838210B2 (en) * 2006-06-29 2014-09-16 AccuView, Inc. Scanned laser vein contrast enhancer using a single laser
US10813588B2 (en) 2006-01-10 2020-10-27 Accuvein, Inc. Micro vein enhancer
US9854977B2 (en) 2006-01-10 2018-01-02 Accuvein, Inc. Scanned laser vein contrast enhancer using a single laser, and modulation circuitry
WO2007097129A1 (ja) * 2006-02-22 2007-08-30 Kyushu Institute Of Technology レーザー光による指先血流測定を利用した個人認証方法及び個人認証装置
US8594770B2 (en) 2006-06-29 2013-11-26 Accuvein, Inc. Multispectral detection and presentation of an object's characteristics
US8463364B2 (en) 2009-07-22 2013-06-11 Accuvein Inc. Vein scanner
US8730321B2 (en) 2007-06-28 2014-05-20 Accuvein, Inc. Automatic alignment of a contrast enhancement system
US10238294B2 (en) 2006-06-29 2019-03-26 Accuvein, Inc. Scanned laser vein contrast enhancer using one laser
US8249697B2 (en) * 2008-10-07 2012-08-21 Alfred E. Mann Institute For Biomedical Engineering At The University Of Southern California Cardiac output monitor with compensation for tissue perfusion
US9061109B2 (en) 2009-07-22 2015-06-23 Accuvein, Inc. Vein scanner with user interface
US9072426B2 (en) 2012-08-02 2015-07-07 AccuVein, Inc Device for detecting and illuminating vasculature using an FPGA
US10376148B2 (en) 2012-12-05 2019-08-13 Accuvein, Inc. System and method for laser imaging and ablation of cancer cells using fluorescence
RU2016108615A (ru) * 2013-08-14 2017-09-18 Наньян Текнолоджикал Юниверсити Системы и способы оценки реваскуляризации
JP2016150081A (ja) * 2015-02-17 2016-08-22 ソニー株式会社 光学ユニット、測定システムおよび測定方法
JP6033934B2 (ja) * 2015-09-03 2016-11-30 パイオニア株式会社 流体評価装置及び方法
CN109247910B (zh) * 2017-07-12 2020-12-15 京东方科技集团股份有限公司 血管显示设备以及血管显示方法

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3511227A (en) * 1967-02-27 1970-05-12 Univ Utah Measurement of blood flow using coherent radiation and doppler effect
US4495949A (en) * 1982-07-19 1985-01-29 Spectrascan, Inc. Transillumination method
FR2531854A1 (fr) * 1982-08-23 1984-02-24 Cird Appareil de mesure non invasive de la vitesse moyenne du courant sanguin dans des tissus vivants
DE3245939C2 (de) * 1982-12-11 1985-12-19 Fa. Carl Zeiss, 7920 Heidenheim Vorrichtung zur Erzeugung eines Bildes des Augenhintergrundes
SE8400289D0 (sv) * 1984-01-20 1984-01-20 Perimed Kb Sett och anordning for bestemning av blodflodet i de ytliga blodkerlen hos en vevnad
US4596254A (en) * 1984-12-18 1986-06-24 Tsi Research Associates Limited Partnership Laser Doppler flow monitor
US4743107A (en) * 1986-02-25 1988-05-10 Kowa Company Ltd. Ophthalmological diagnosis method and apparatus
AU608807B2 (en) * 1987-03-03 1991-04-18 Hitoshi Fujii Apparatus for monitoring bloodstream
JP2641220B2 (ja) * 1987-10-28 1997-08-13 興和株式会社 速度分布測定装置
EP0389120B1 (en) * 1989-03-06 1995-01-18 Kowa Company Ltd. Ophthalmological diagnosis method
GB8907101D0 (en) * 1989-03-29 1989-05-10 Nat Res Dev Blood flow determination
JP3021628B2 (ja) * 1990-11-27 2000-03-15 興和株式会社 血流測定装置

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