レーザー光のように位相がそろった光(コヒーレント光)を粗面に照射すると、図1のようなスペックルパターンと呼ばれる粒状の模様が生じます。
スペックルパターンは各場所からのレーザー散乱光の重ね合わせの結果であり、位相が異なる光が重なり合うために生じます。動いていない物体にレーザー光を照射した場合にはスペックルパターンは変化せず、光強度も変動しません。しかし、動いている物体の場合、このスペックルパターンが時間的に変動します。この変動の速さは物体の移動速度に依存します。したがって、スペックル強度(光強度)の時間変化の程度を調べることで、移動物体の速度が求められます。この原理を血流計測に応用した装置がレーザースペックル血流計です。照射したレーザー光は皮膚、または生体組織の内部まで到達するので、ここでは移動している物体は赤血球です。
測定原理
2次元レーザー血流計(レーザースペックル血流計)の原理
スペックルとその成因
図1.スペックルパターン
図2のように、静止している物体にレーザー光を照射してその散乱光を光検出器で検出した場合、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(図2右上図)。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となります。これは、光の周波数が高いので、光検出器の出力Iは電場の絶対値の2乗,I ∝┃E┃2,として得られるためです。
次に検出体積内で粒子等が移動している場合を考えます。
図2.静止している物体からの散乱光の重ね合わせ
図3のように、粒子が時間t1からt2までにある距離を速度vで移動した場合には、レーザー光がt1に在る粒子に照射されて光検出器で受光されるまでの光の散乱方向と通過距離と、レーザーがt2に在る粒子に照射されて光検出器で受光されるまでの光の散乱方向と通過距離は異なります。レーザー光の波長は780nmと非常に短いために、この光の違いが光検出器上では電場の位相のずれとなります。粒子が連続的に移動していると、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。この揺らぎの速さと大きさが粒子の移動速度とその量に対応しています。
以下に数式として簡単に示します。
移動している物体に照射されるレーザー光の波ベクトルをKf、散乱光の波ベクトルをKiとすると、Ki=(2πλ)・uとして表されます。ここでuは単位ベクトルです。移動している物体の散乱光(電場)はこれらの値から、
E = Eo exp[-i(Kf - Ki)・vt]
として表すことができます。ここでEoは照射光の電場、vは速度ベクトルです。この式は、物体が移動することで、速度に比例する位相成分(Kf - Ki)・vtが基の照射光に加わったことを意味しています。また、これによる周波数変調分Δωは
Δω = (Kf - Ki)・v
として求められます。
光ファイバー式のレーザー血流計は流れている赤血球からの散乱光がドップラーシフトされているとして取り扱っていますが、光検出器で検出した受光強度は、図3の右下図のように時間的に変化しています。そしてその信号を演算処理して血流量に相当する値を求めています。実際にドップラー周波数自体を測定しているわけではありません。
動的光散乱の原理に付いては、以下の書籍をご参照ください。
B. J. Berne and R. Pecora : Dynamic Light Scattering, Wiley, New York(1976).
図3. 静止している物体と移動している粒子からの散乱光の重ね合わせ
信号処理
光ファイバー式レーザー血流計は光ファイバーで受光できる範囲の光を光ファイバーを通じて1つの光検出器で検出しているため、連続的に受光して信号処理演算ができますが、2次元測定の場合には、多点の光強度変動を同時に連続的に測定することは現状では非常に困難です。従って、ある一定期間内(CMOSの蓄積時間)の光強度を測定して、その変動から血流に相当する信号を抽出します。光検出器としてCMOSカメラを用いた場合に全く動かない物を測定すると、ある点(ピクセル)の受光強度は常に一定です(図4)。
図4.静止物体を測定したときの受光強度
しかし、移動している粒子を測定した場合には原理で述べたように、強度が変化します(図5)。
CMOSでは蓄積時間内で電荷が積分されるので、実際には図のように出力は蓄積時間内で一定ではありませんが、わかりやすくするために受光強度の平均を示しています。
a. 赤血球の流速が速くなった場合 : 赤血球流速が速くなると、CMOS蓄積時間内に実時間の受光強度が素早く変動するので、CMOSの積分電荷が平均化されます(図6)。
図5ではCCDの積分電荷の平均値に対して、各蓄積時間の積分電荷は大きく変動しますが、図6では平均積分電荷に対する変動は小さくなります。
b. 赤血球数(数密度)が増加した場合 : この場合も、多くの赤血球からの散乱光が重ね合わされることによって、CCD蓄積時間内の受光強度の変動が小さくなります(図7)。
これらの現象を利用して、ある一定時間内(1/60 sec、または1/30 sec程度の蓄積時間)の受光強度を測定して、その変動(平均強度に対する変動, σ/<I>)を計算することにより血流量を求めています。
光ファイバー式レーザー(ドップラー)血流測定法では、アナログ受光強度の変動が速いほど、変動の大きさが大きいほど血流量が高いと演算されますが、本スペックル血流測定法ではCMOS (or CCD)の蓄積時間内の変動が小さいほど血流量が高いことになります。光ファイバー式レーザー(ドップラー)血流測定法と本スペックル血流測定法は、基本的には同じであることがBriersによって報告されています。
Briers, J. D. : Laser Doppler and Time-varying Speckle: A Reconciliation, Opt. Soc. Am. A, 13, 345-350 (1996).
OMEGAZONEの信号処理演算方法
OMEGAZONEOZ-EX1には、高解像度モード、高速モードと高速平均モードの3種類があります。
高解像度測定モード(HR)
高解像度血流分布カラー画像を1秒間に約2枚表示します(638×480)
20枚の画像から演算しますので、安定した測定ができます。
ピクセル上の点(x,y)の血流に相当する信号IBF(x,y)は、次式で与えられます。
ここでAcはC項の定数、Cは乗数。
ISDはCCDのピクセル毎の光強度(積分電荷)の平均値からの差で、平均受光強度で規格化してあります。
高速測定モード(HS)
血流分布をカラーで1秒間に約15枚表示します。高解像度測定モードに比べて解像度は落ちますが、さらに高速で測定が可能です。高解像度測定モード(HR)では20枚の画像の平均を表示しますが、この高速測定モードでは取り込んだ1枚の画像から血流演算を行います。この場合、平均受光強度は7×7のピクセルの平均値を利用しています。したがって、HRモードに比べて解像度は1/49になります。解像度は91×68です。
高速測定平均化モード(HS-AVG)
2)の高速測定モードで得られた画像を、指定数について平均値を求めて表示します。高速測定モードで得られる画像では平均化することで滑らかな画像が得られます。
原理式では、受光したレーザー光強度の平均値に対する分散が小さいほど血流量が高いと計算されます。高解像度測定モード(HR)では1つのピクセルの受光強度を20回測定してそのピクセルの平均受光強度を求め、各々の回の分散を合計した後にこの平均強度で規格化して血流量を算出しています。従って、高解像度測定モード(HR)に於いては、受光量が多く且つ個々の時点での分散が極端に小さい場合には高い血流量として計算されますのでご注意ください。例えば、白いプラスチック等を測定したときには高い血流値を示します。印としてテープ等を貼るときには、黒いテープをご使用ください。
生体が死んだ後でもわずかに動いているため、この場合には高い血流値を示しませんので、死後まで連続して測定ができます。
測定対象生体組織の周辺が白い固形物の場合に高血流値を示すことを避けるには、高速測定モード(HS)か高速測定平均化モード(HS AVG)で測定してください。これらのモードでは平均受光強度は1点ではなく、3×3点の受光強度を平均して1回で求めています。この平均受光強度と各点の受光強度には差があるので、高い血流値を示しません。
測定深度
光ファイバー式レーザー血流計では照射点と受光点が離れているため、光の強度分布はその距離の関数となり、距離が離れれば相対的な測定深度は深くなります。しかし、本方法では生体組織全面にレーザー光を照射して、照射点からの散乱光を各ピクセルで受光します。従って、レンズのピントが合っている状態では、光ファイバー式レーザー血流計の照射点と受光点が同じ場合に相当しますので、測定深度はやや浅くなります。皮膚では1mm以内と考えられます。以下の論文をご参照ください。
Kashima, S., Spectroscopic Measurement of Blood Volume and Its Oxygenation in a Small Volume of Tissue using Red Laser Lights and Differential Calculation between Two Point Detections, Opt.Laser Technol., 35, 485-489 (2003).
偏光と表面反射
OMEGAZONEでは偏光を利用しています。使用されているレーザーは直線偏光の光を放射しており、生体組織に照射すると生体組織表面で反射されます。生体組織表面の状態は一定ではないので、この表面反射光はノイズ成分になり、また血流値を低めに算出する原因にもなります。
表面反射光は照射光と同じ偏光成分を有しています。従って、照射光の偏光成分を受光しないようにすることで表面反射光を受光成分から取り除くことができます。カメラの受光部に光学フィルターと偏光版を設置することにより生体組織内部からの散乱光だけを受光できるので、安定して再現性のある測定が可能です。
表面反射と偏光については以下の論文をご参照下さい。
S. Kashima : Non-contact Laser Tissue Blood Flow Measurement using Polarization to Reduce the Specular Reflection Artifact, Optics & Laser technol., 26, 169 (1993).
血流量の単位とレーザーによる血流計測の特性
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1)、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2)。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(図8, 図9)。ここで図9は図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、図8の測定値(FLOW)が「A」の場合、図9の測定値(FLOW)は「A・B」になります。図9 は図8 に比べて赤血球数がB倍であるので、組織に供給できる酸素量もB倍と考えることもでき、組織への酸素供給機能としての血流測定に適していると考えられます。
1) S. Kashima : Study of Measuring the Velocity of Erythrocytes in Tissue by the Dynamic Light Scattering Method, Jpn. J. Appl. Phys., 32, 2177 (1993).
2) 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).
オメガウェーブ株式会社
〒183-0021東京都府中市片町2-20-3
FAX 042-333-0153
©1995- OMEGAWAVE,INC. All Rights Reserved.