光ファイバー式レーザー血流計 OMEGAFLO

測定原理

測定原理

レーザー血流計は、生体組織からの散乱光強度揺らぎ情報を基に血流計測を行っています。ここで扱う血流は、1本の血管内の血流量ではなく、微小循環を含む組織内の血流、組織血流についてです。
微小循環では血流の方向は一方向ではなく、またレーザー光が赤血球に衝突する前に何回か静止組織で散乱されるので、血流方向-レーザー照射方向-受光方向が固定されないため、得られる血流速度は実効値に比例したものとなります。

Fig.1のように、微小な粒子が存在する静止物体内にレーザー光を照射してその散乱光を光検出器(Photo-detector)で検出した場合、得られる電場は各点からの散乱光の電場Eの重ね合わせとなります(Fig.1右上図)。粒子が静止している場合には、各点からの散乱光の位相の関係は時間に関係なく一定なので、光検出器で出力される光強度の信号Iは時間tで変化せずに一定値(直流成分のみ)となります。

Fig.1 Scattered light from non-moving particles and static material

Fig.1 Scattered light from non-moving particles and static material

次に粒子が時間t1からt2までにある距離を速度vで移動した場合の図をFig.2に示します。t1時の粒子からのレーザー光の散乱状態とt2時の粒子からの散乱状態は異なり、粒子が連続的に移動している場合にはこの位相のずれも時間的に変動します。したがって、各点からの散乱光が重ね合わされた状態では電場Eの強度が揺らぎ、光検出器の出力としての光強度Iも時間的に揺らぎを生じます。(Ki, Kfは波数ベクトル)
レーザー光の生体組織への照射と受光は光ファイバーによって行われるので、光強度は連続的に受光されます。光強度の揺らぎの速さ(周波数)と大きさ(振幅)が赤血球の流速とその量に対応しており、組織血流量、FLOW,は光検出器出力のパワースペクトルの1次モーメントで求められます。
FLOW = ∫ωP(ω)dω(1)
ここで、ωは角周波数、P(ω)はパワースペクトルです。
血液量(赤血球数密度)、VOLUME(MASS)、はパワースペクトルの積分値から(2)式で求められます。
VOLUME∝ [-ln{1-k∫P(ω)}](2)
また、血流速度, VELOCIRY, は平均周波数、<ω>、に比例しており、(3)式で示されます。
VELOCITY ∝<ω>≒ [2π2/(3αλ2)]1/2[1+0.27m](3)

Fig.2 Scattered light from moving particles and static material

Fig.2 Scattered light from moving particles and static material

ここで、Vは赤血球の流速、αは波長λでの散乱強度分布、mは光子が赤血球に衝突する平均回数である。780nm波長で実際の生体組織を測定したときには、赤血球の平均速度が約3mm/sのときのパワースペクトルの平均周波数は1KHzです。

レーザー光源は小型長寿命である半導体レーザーで、酸素化赤血球と脱酸素化赤血球での光吸収の差が少ない780nm波長を用いています。光ファイバーはグレーデッドインデックス型(GI)で、コア径が100μm、照射-受光感覚は0.5mm程度に設定されています。この場合、測定深度は約1mmです。

Fig3. Block diagram of Laser tblood flowmeter

Fig3. Block diagram of Laser tblood flowmeter

実際の測定例

レーザー血流計 FLO-C1を用いて指の皮膚の血流を測定した例をFig.4に示します。血流量に相当するFLOWでは脈波形が観測されています。上腕にカフを用いて200mmHgで締めると(Occlusion)、FLLOWとVELOCITYが急激に減少しますが、VOLUME(MASS)はカフの締めつけにより指先端に血液が押し流されるのでやや上昇してその後減少しますが、FLOWやMASSのような大きな減少は観測されません。この理由は、血流の流れが止まっても生体組織には血液が留まっているためです。

Fig.4

Fig.4

測定深度

測定深度はレーザー光の照射点ー受光点間距離の関数です。受光強度, Id, は、散乱が強い組織でベール-ランバートの法則が適用されるときには、

 Id = η・Io・ exp ( - γ・L)、

で表されます。
ここでηは光システムに関わる係数、Ioは照射光強度、γは生体組織の減衰係数、Lは光が通過する距離(光路長)です。照射点ー受光点間距離が長くなると全受光強度自体は弱くなりますが、測定深度は深くなります。この理由は、距離が長くなると相対的に浅い場所から散乱された光強度と深い場所から散乱された光強度の差が少なくなるからです。Fig. 5, 6にその状態を示します。Fig. 5は照射—受光間距離が短い場合、Fig. 6は長い場合です。それぞれ同じ深度から戻ってきた光の通貨距離を、L1とL3、L2とL4 とします。
Fig. 5ではL2 >> L1なので、全受光量に占めるL1からの成分がL2からの成分より非常に多くなります。しかし、Fig. 6ではL3とL4は大きい差がないために、L3を通ってきた受光強度とL4を通ってきた受光強度の差が小さくなり、相対的に全受光量に占めるL4からの成分が多くなります。

実際に皮膚と光学特性が同様の物質であるポリアセタール板1)を用いたモデル実験の結果をFig. 7に示します。照射—受光間距離、d、を0.3, 0.5, 0.7mmとして0.2mm厚のポリアセタール板を重ねて行ったときの受光量を測定して最大値で規格化したときの、板厚、t、と規格化した受光量、P(t)、の関係のグラフです2)。特性は照射光の広がりや受光素子の検出広がり角度等によっても多少異なります。




このグラフから、照射—受光間距離が長いほど深部からの信号が多く含まれるようになることが確認できます。グラフから分かることは、測定深度は単純に○○mmと決めることは困難です。例えば、照射—受光間距離が0.5mmの場合では深さが0.8mm程度までの信号成分が全信号成分の90%を占め、最大では1mm程度までの信号成分も含まれることが推測できます。各送受交換距離で全受光量の95%になるtの値で回帰すると、測定深度 = 1.55・d + 0.12, R2 = 0.999 の式が得られます。

 

Fig. 5

Fig. 5


Fig. 6

Fig. 6


Fig.7

Fig.7

 
 
 
   

血流量の単位とレーザー血流計の表示の特性

組織血流量の単位は一般的には、生体組織重量100gに単位時間に流れ込む血液量、[mL/min/100g]、として表示されます。この単位は液体としての単位ですが、レーザー血流計は赤血球からの散乱光を信号処理しており、液体を測定しているわけではありません。レーザー血流計によって得られる値の正しい単位は「赤血球数密度×赤血球流速」(例 : (N/mm3)×(mm/s))のようになりますが3)、この単位で表示すると血流量が多いのか少ないのかも判断できません。従って、当社レーザー血流計では「mL/min/100g」に相当する値として表示しています4)。赤血球数密度は血液量、赤血球流速は血流速度に相当します。
上記のようにレーザー血流計は赤血球数とその速度を検出しているので、単位組織重量に流入する血液量が同じでも生体組織内の血管容量が異なる場合には、異なる血流量(FLOW)の値を表示します。いまレーザー血流計の測定範囲内の生体組織において、血管径が同じで血管容量(血管長)が異なる場合、について考えます(Fig.8, Fig.9)。ここでFig.9はFig.8に比べて血管長がB倍であるとします。両生体組織に1分間にa[mL]の血液が流入し、生体組織100g換算では A [mL/min/100g]であるとすると、組織血流の概念では両図ともに組織血流量はA[mL/min/100g]です。しかし、レーザー血流計の測定対象は赤血球であるので、Fig.8の測定値(FLOW)が「A」の場合、Fig.9の測定値(FLOW)は「A・B」になります。
光ファイバー式レーザー血流計、FLO-N1 & FLO-C1、では血液量に相当するMASSと血流速度に相当するVELOCITY(VEL.)も同時に測定できます。Fig.9は血管容量がB倍なのでMASSはFig.8のB倍の値を示しますが、血流速度は同じなのでVEL.は同じ値を示します。従って、この3種類の測定値(FLOW, MASS, VEL.)を同時に観測することで、血管容量が多くて血流量が多い生体組織か、血流速度が速くて血流量が多い生体組織か、または虚血性低血流か鬱血性低血流かを判断することが可能になります。

 
 
 

Fig. 8

Fig. 8 直線的な血管


Fig. 9

Fig. 9 血管長が Fig. 8 のB倍


 
 
   
 

非接触測定

通常(プローブ接触型)のレーザー血流計用プローブを生体組織に接触させないで血流測定を行った場合の問題点は、生体組織表面からの反射光の影響です。プローブを生体組織に接触させて血流測定をした場合、受光した散乱光はすべて生体組織内部からの光で、表面からの反射光は受光しません。レーザー血流計の演算処理において、赤血球数密度が低い場合には、周波数シフトされていない光(光電変換後の直流成分)は静止組織からの散乱光として信号処理されます。周波数シフトされた光(光電変換後の交流成分)は赤血球からの散乱光として信号処理されます。レーザー血流計では、測定している生体組織の血液量(赤血球数密度)はそれぞれのパワーの比、交流成分パワー / 直流成分パワー、から得ています。
接触型レーザー血流計用プローブを生体組織に接触させないで測定すると表面からの反射光を受光してしまいます。この表面反射光は周波数シフトされていないので、静止組織として演算処理されます。この結果、実際の血液量よりも少ない値を表示してしまいます。また、表面反射光強度は生体組織の構造と状態やプローブとの位置関係によって異なるために、安定して測定ができなくなります。
表面反射光は照射光の偏光を保持していますが、生体組織に入ったレーザー光は何度も散乱するために照射光の偏光方向を保持せずにほぼランダムになります。したがって、照射光と垂直に偏光している散乱光のみを受光すれば、生体組織からの散乱光のみを受光することになり、表面反射光を受光ません。FLO-N1専用のプローブ先端には偏光板と光フィルターが付いています。偏光板は照射と受光の偏光面が互いに垂直になるように取り付けられています。光フィルターは照射レーザー光の波長を通過させ、蛍光灯の光を遮断します。さらに、FLO-N1はプローブと生体組織間隔の変化によるアーチファクトを軽減するように設計されています5)

 
 

Fig. 10

Fig. 10 偏光板取り付け関係図


 
 
   

参考文献 :
1) S. Kashima : Model for Measurement of Tissue Oxygenated Blood Volume by the Dynamic Light Scattering Method, Jpn. J. Appl. Phys., 31, 4097 (1992).
2) 鹿嶋 進 : 生理機能観測のためのレーザー組織血流計による血流測定法, 生理人類, 2,39(1997).
3) S. Kashima : Study of Measuring the Velocity of Erythrocytes in Tissue by the Dynamic Light Scattering Method, Jpn. J. Appl. Phys., 32, 2177 (1993).
4) S. Kashima : Measurement of Tissue Blood Volume in a Model System and in the Canine Intestine by Dynamic Light Scattering, Laser. Life Sci., 6, 79 (1994).
5) S. Kashima : Non-contact Laser Tissue Blood Flow Measurement using Polarization to Reduce the Specular Reflection Artifact, Opt.Laser Technol., 26, 169 (1993).

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