特開 2024-91767 流路内の流動解析装置

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】公開特許公報(A)

(11)【公開番号】P2024091767

(43)【公開日】2024-07-05

(54)【発明の名称】流路内の流動解析装置

(51)【国際特許分類】

   G01P 5/26 20060101AFI20240628BHJP

   A61B 5/026 20060101ALI20240628BHJP

【ＦＩ】

G01P5/26 A

A61B5/026 120

【審査請求】有

【請求項の数】1

【出願形態】ＯＬ

(21)【出願番号】P 2024066067

(22)【出願日】2024-04-16

(62)【分割の表示】P 2019142239の分割

【原出願日】2019-08-01

(71)【出願人】

【識別番号】000153030

【氏名又は名称】株式会社ジェイ・エム・エス

(71)【出願人】

【識別番号】599035627

【氏名又は名称】学校法人加計学園

(74)【代理人】

【識別番号】110001427

【氏名又は名称】弁理士法人前田特許事務所

(72)【発明者】

【氏名】中川 宜明

(72)【発明者】

【氏名】岩本 純香

(72)【発明者】

【氏名】冨士野 秀之

(72)【発明者】

【氏名】石田 弘樹

(57)【要約】

【課題】流路内の流動解析を行う場合に、ＬＤＶを用いても短時間で流動解析が行えるようにする。
【解決手段】第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の血液チャンバー１００への照射方向をＸ方向とする。流動解析装置１は、第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の血液チャンバー１００内での交差位置がＸ方向に移動するように、第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２を走査するＸ方向走査部３０を備えている。
【選択図】図１

【特許請求の範囲】

【請求項1】

流路内を流動する流体の流動状態を解析する流路内の流動解析装置において、
近赤外領域のレーザー光を出射するレーザー光源と、
前記レーザー光源から出射したレーザー光を第１レーザー光及び第２レーザー光に分岐するレーザー光分岐部と、
前記レーザー光分岐部により分岐された第１レーザー光及び第２レーザー光を前記流路内の所定位置で互いに交差するように屈折させる第１光学系と、
前記レーザー光分岐部により分岐された前記第１レーザー光及び前記第２レーザー光をそれぞれ流体の流れ方向に延びるシート状にする第２光学系と、
前記第１レーザー光及び前記第２レーザー光が互いに交差した線状照射部位を移動する流体中の粒子による前記第１レーザー光及び前記第２レーザー光の散乱光を直線状に集光させる集光光学系と、
前記集光光学系の集光位置に配置された受光素子と、
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、
前記線状照射部位での散乱光に含まれる光ビートの周波数を前記電気信号に基づいて得て、得られた周波数から前記線状照射部位での流体の流速を演算する流速演算部と、
前記第１レーザー光及び前記第２レーザー光の前記流路への照射方向をＸ方向としたとき、前記第１レーザー光及び前記第２レーザー光の前記流路内での交差位置が前記Ｘ方向に移動するように、前記第１レーザー光及び前記第２レーザー光を走査するＸ方向走査部とを備えていることを特徴とする流路内の流動解析装置。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明は、例えば血液浄化療法等で使用される血液回路の血液チャンバー内を流動する血液の流動状態を解析する等、流路内の流動解析装置に関し、特にレーザー光の可干渉性を利用し流速を測定する構造の技術分野に属する。

【背景技術】

【0002】

血液浄化療法で使用される血液回路は血液チャンバーやチューブ等で構成されており、これらのうち、特に、血液チャンバー内の血液の流動解析は、血液チャンバー内での血液凝固を抑制する手段を検討するために重要視されている。血液チャンバー内での血液凝固の要因として考えられているのは、例えば部分的な血液滞留や速度変化等であり、これらを具体的に把握して血液凝固のメカニズムを解析できれば、血液凝固を起こしにくい血液チャンバーの設計が可能になる。しかし、血液チャンバー内での血液の挙動は血液が不透明液体であることから、外観による判断が難しく、またシミュレーション解析では、そのパラメータ設定が複雑化し、十分な解析が困難である。

【0003】

また、一般に、円管内の流体の流速は、例えば２次元流速計によって計測できることが知られている。高空間分解能を有する２次元流速計としては、粒子画像流速測定法（Particle Image Velocimetry：ＰＩＶ）が広く使われている。粒子画像流速測定法を用いて例えば円管内の流れを可視化する場合は、シート状のレーザー光を円管の中心軸を通過するように入射させ、シート光の面上を移動するトレーサー粒子をハイスピードカメラで撮影する方法が用いられる。

【0004】

また、高空間分解能を有する他の流速計測としては、Laser Doppler velocimetry（ＬＤＶ）が知られており、この技術はレーザードップラー血流計として使われている（例えば、特許文献１、２参照）。特許文献１、２のレーザードップラー血流計は、レーザー光源から出射されたレーザー光を２つに分岐してロッドレンズやシリンドリカルレンズに入射させてシート光を形成するとともに、シート光を測定対象物に入射させるように屈折させる光学系を備えている。２つのシート光が交差した交差領域での流体内のトレーサー粒子からの散乱光を２次元的に集光して光電変換素子によって電気信号に変換する。ドップラーバースト信号と呼ばれるこの電気信号には、流体内のトレーサー粒子の速度に比例した周波数の成分が含まれているため、ドップラーバースト信号に対して高速フーリエ変換等を実施することで得られるパワースペクトラムより前記交差領域での流体の流速を演算処理するように構成されている。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0005】

【特許文献1】国際公開第２００９／０８１８８３号パンフレット

【特許文献2】特開２０１５－５９８５６号公報

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0006】

ところで、粒子画像流速測定法の場合、シート状のレーザー光を円管の中心軸を通過するように入射させることで、２軸の速度成分を得ることができるが、残る１軸（すなわちシート光の面に対して鉛直方向）の速度成分を得ることはできない。３軸方向の全ての流速を可視化する場合には、２台のハイスピードカメラと厚みのあるシート光を用いたステレオＰＩＶを利用する必要がある。よって、円管の内壁に沿って渦が発生しているような測定対象では、ステレオＰＩＶが選択されると考えられる。血液の場合、赤血球がトレーサー粒子としての役割を果たすため都合が良いのであるが、ステレオＰＩＶの適応範囲は限定的であり、抹消血管や薄い人工流路などに限られてきた。これは、ＰＩＶが不透明な流体には適応できないという本質的な仕様に起因している。

【0007】

そこで、ＬＤＶの手法を適用したレーザードップラー血流計を使用し、血液中のヘモグロビンおよび水分子での光の吸収率を小さく抑えることが可能な近赤外レーザー光をその光源として用いれば、ＰＩＶでは測定が難しいような太い人工流路にも適応できる可能性がある。ただし、ＬＤＶを使って流速イメージングを取得する技術は未熟であり、円管内の流速を可視化するための計測技術は無い。勿論、既存のＬＤＶシステムでも人工流路の任意の１点の流速を計測することができるから、長い時間を費やせば広範囲の速度分布を得ることは不可能ではないと考えられるが、実際のところ計測時間には制限があるので、血液チャンバー内の血液の流動解析には無理があった。

【0008】

本発明は、かかる点に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、血液チャンバー内の血液の流動解析を行う場合に、ＬＤＶを用いても短時間で流動解析を行うことができるようにすることにある。

【課題を解決するための手段】

【0009】

上記目的を達成するために、本発明では、シート状の第１レーザー光及び第２レーザー光を流路内の所定位置で互いに交差するように入射させ、レーザー光の交差領域での散乱光に含まれるビート（うなり）周波数から血液の流速を演算するようにし、第１レーザー光及び第２レーザー光の流路内での交差位置を当該レーザー光の照射方向の照射方向に走査するようにした。

【0010】

第１の発明は、流路内を流動する流体の流動状態を解析する流路内の流動解析装置において、近赤外領域のレーザー光を出射するレーザー光源と、前記レーザー光源から出射したレーザー光を第１レーザー光及び第２レーザー光に分岐するレーザー光分岐部と、前記レーザー光分岐部により分岐された第１レーザー光及び第２レーザー光を前記流路内の所定位置で互いに交差するように屈折させる第１光学系と、前記レーザー光分岐部により分岐された前記第１レーザー光及び前記第２レーザー光をそれぞれシート状にする第２光学系と、前記第１レーザー光及び前記第２レーザー光が互いに交差した線状照射部位を移動する流体中の粒子による前記第１レーザー光及び前記第２レーザー光の散乱光を直線状に集光させる集光光学系と、前記集光光学系の集光位置に配置された受光素子と、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、前記線状照射部位での散乱光に含まれる光ビートの周波数を前記電気信号に基づいて得て、得られた周波数から前記線状照射部位での流体の流速を演算する流速演算部と、前記第１レーザー光及び前記第２レーザー光の前記流路への照射方向をＸ方向としたとき、前記第１レーザー光及び前記第２レーザー光の前記流路内での交差位置が前記Ｘ方向に移動するように、前記第１レーザー光及び前記第２レーザー光を走査するＸ方向走査部とを備えていることを特徴とする。

【0011】

この構成によれば、レーザー光源から出射したレーザー光が第１レーザー光及び第２レーザー光に分岐してからシート状のレーザー光になるとともに、流路内の所定位置で互いに交差するように入射する。第１レーザー光及び第２レーザー光が互いに交差した線状照射部位を流動する流体中の粒子によって当該レーザー光の散乱光が発生し、この散乱光が集光光学系によって直線状に集光して受光素子によって受光され、光電変換素子によって電気信号に変換される。散乱光は、流路内の流体中の粒子の速度に比例したビートをもつため、そのビートの周波数に基づいて線状照射部位での流体の流速を演算することができる。この演算手法は、従来から周知の方法であり、例えば、特許文献１、２等に記載されている方法を用いることができる。

【0012】

レーザー光が近赤外領域の光であるため、例えば流体が血液である場合には、血液中のヘモグロビンおよび水分子での光の吸収率が低く、したがって、流路内の表層部分だけでなく、その奥の方にも届き、測定範囲が拡大する。上記レーザー光の波長は、例えば７６０ｎｍ以上２５００ｎｍ以下の範囲とすることができ、特に、７８０ｎｍ以上８２０ｎｍ以下の範囲に設定するのが好ましい。この範囲内の波長であれば、ヘモグロビンと水でのレーザー光の吸収率をより一層低くすることができる。

【0013】

そして、第１レーザー光及び第２レーザー光を流路への照射方向に走査することで、流路の手前側から奥行き方向の全体に亘って短時間で流体の流速を取得することが可能になる。

【0014】

上記流路を構成する部材としては、例えば血液チャンバー、血液チューブ等を挙げることができるが、これらに限られるものではない。流路は、例えば、円筒状の部材、角筒状の部材、円錐状の部材、角錐状の部材、これらに近似可能な形状を有する部材等で形成することができる。これら部材は第１レーザー光及び第２レーザー光の透光性を有していることが前提となる。前記流体は、例えば血液や、疑似血液等であってもよい。

【0015】

第２の発明は、前記線状照射部位の長手方向をＹ方向としたとき、前記第１レーザー光及び前記第２レーザー光の前記流路内での交差位置が前記Ｙ方向に移動するように、前記第１レーザー光及び前記第２レーザー光を走査するＹ方向走査部とを備えていることを特徴とする。

【0016】

この構成によれば、第１レーザー光及び第２レーザー光をＸ方向だけでなく、線状照射部位の長手方向にも走査することで、より広範囲で流体の流速を得ることができる。

【0017】

第３の発明は、前記Ｘ方向走査部を制御する制御装置を備え、前記制御装置は、前記散乱光を前記受光素子で受光する間、前記Ｘ方向走査部による走査を停止させることを特徴とする。

【0018】

すなわち、第１レーザー光及び第２レーザー光が走査されていると、散乱光の周波数が走査速度も加味された周波数になり、流体の流速に誤差が生じるおそれがあるが、本発明では、第１レーザー光及び第２レーザー光の走査が停止している時に、線状照射部位を流動する流体の成分による散乱光を受光素子で受光し、これに基づいて流体の流速を得ることができる。これにより、第１レーザー光及び第２レーザー光の走査速度が流体の流速に影響しなくなり、正確な流速を得ることができる。

【0019】

第４の発明は、前記Ｘ方向走査部は、前記レーザー光源、前記レーザー光分岐部、前記第１光学系、前記第２光学系、前記集光光学系及び前記受光素子が取り付けられた可動部材と、該可動部材を前記Ｘ方向に駆動するＸ方向駆動装置とを備えていることを特徴とする。

【0020】

すなわち、光学系とレーザー光源との相対的な位置関係や、集光光学系と受光素子との相対的な位置関係が初期状態からずれてしまうと、例えば測定精度の低下等を招くおそれがあるが、本発明では、レーザー光源、レーザー光分岐部、第１光学系、第２光学系、集光光学系及び受光素子を可能部材に取り付け、可動部材をＸ方向駆動装置によってＸ方向に駆動するようにしているので、第１レーザー光及び第２レーザー光の走査時に、光学系とレーザー光源との相対的な位置関係や、集光光学系と受光素子との相対的な位置関係が初期状態からずれることはなく、測定精度を高めることができる。

【0021】

第５の発明は、前記流路内の前記線状照射部位に可視光を照射する可視光照射部を備えていることを特徴とする。

【0022】

すなわち、例えば第１レーザー光及び第２レーザー光の照射位置を調整する際、第１レーザー光及び第２レーザー光が近赤外領域の光であることから作業者は照射位置がどこにあるのか目視することができない。本発明では、流路内の線状照射部位に可視光が照射されるので、第１レーザー光及び第２レーザー光の照射位置を目視で確認することができる。

【0023】

第６の発明は、前記可視光照射部は、前記集光光学系を挟んで前記流路とは反対側に配置され、前記集光光学系を通して前記線状照射部位に可視光を照射するように構成されていることを特徴とする。

【0024】

この構成によれば、可視光照射部から照射された可視光の焦点を集光光学系を利用して線状照射部位に合わせることができる。

【0025】

第７の発明は、前記集光光学系は、前記受光素子側に配置される第１集光レンズと、前記流路側に配置される第２集光レンズとを備え、前記第１光学系は、前記第２集光レンズで構成されていることを特徴とする。

【0026】

この構成によれば、レーザー光分岐部により分岐された第１レーザー光及び第２レーザー光を、集光光学系を構成している第２集光レンズによって屈折させて流路に入射させることができる。つまり、集光光学系を構成している第２集光レンズを第１光学系として利用することができるので、光学系の構成をシンプルにすることができる。

【0027】

第８の発明は、前記第２集光レンズは、前記流路における前記第１レーザー光及び前記第２レーザー光の入射側に対向するように配置され、前記第１集光レンズと前記第２集光レンズとは互いに対向するように配置され、前記第１集光レンズは、前記第１レーザー光及び前記第２レーザー光の光路を避けるように形成されていることを特徴とする。

【0028】

この構成によれば、集光光学系が流路における第１レーザー光及び第２レーザー光の入射側に対向するように配置されることになるので、レーザー光源、レーザー光分岐部、第１光学系、第２光学系、集光光学系及び受光素子を集約してコンパクトな流動解析装置にすることができる。この場合に、第１レーザー光及び第２レーザー光が第１集光レンズに入射しないので、第２集光レンズによって所定の方向に屈折させることができる。

【0029】

第９の発明は、前記第１集光レンズの外周部における前記第１レーザー光及び前記第２レーザー光の光路に対応する部分が切除されていることを特徴とする。

【0030】

この構成によれば、第１集光レンズの一部を切除するという簡単な構成により、第１レーザー光及び第２レーザー光の光路を避けるように第１集光レンズを設けることができる。

【発明の効果】

【0031】

本発明によれば、近赤外領域のレーザー光を第１レーザー光及び第２レーザー光に分岐してシート状にするとともに、流路内の所定位置で互いに交差させ、線状照射部位を流動する流体中の粒子による散乱光の光ビートの周波数に基づいて流体の流速を演算する場合に、第１レーザー光及び第２レーザー光を、流体への照射方向に走査するようにしたので、流体の流動解析をＬＤＶによって短時間に行うことができる。

【図面の簡単な説明】

【0032】

【図1】本発明の実施形態に係る血液チャンバー内の流動解析装置の概略構成図である。

【図2】血液チャンバー内の流動解析装置のブロック図である。

【図3】血液チャンバーにレーザー光を照射した状態を説明する図である。

【図4】第１集光レンズ及び第２集光レンズの斜視図である。

【図5】受光素子及び光電変換素子の構成例を説明する図である。

【図6】血液チャンバー内でのレーザー光の走行を示す図である。

【図7】レーザー光の交差位置の補正に用いられるグラフである。

【図8】スペクトル密度と周波数との関係を示すグラフである。

【図9】流動解析結果を示す図である。

【発明を実施するための形態】

【0033】

以下、本発明の実施形態を図面に基づいて詳細に説明する。尚、以下の好ましい実施形態の説明は、本質的に例示に過ぎず、本発明、その適用物或いはその用途を制限することを意図するものではない。

【0034】

図１は、本発明の実施形態に係る流体内の流動解析装置１を示すものである。流動解析装置１は、例えば血液浄化療法等で使用される血液回路の血液チャンバー１００内に形成された流路を流動する血液の流動状態を解析するために使用される装置である。本例では、血液チャンバー内の流動解析装置１として説明するが、これに限られるものではなく、後述するレーザー光の照射によって散乱光を生じる粒子を含んだ流体の流動解析装置としても使用することができる。

【0035】

上記血液浄化療法は、いわゆる体外循環を伴う血液透析である。血液回路は、血液チャンバー１００の他に、図示しないが、血液チャンバー１００に血液を流入させる流入側チューブや、血液チャンバー１００から血液を流出させる流出側チューブ等を備えている。図３にも示すように、血液チャンバー１００は、円筒状に成形された透明樹脂製の本体筒部１０１と、本体筒部１０１の一端部を閉塞する第１閉塞部材１０２と、本体筒部１０１の他端部を閉塞する第２閉塞部材１０３とを備えている。第１閉塞部材１０２には、流入側チューブが接続される流入管部１０２ａが設けられている。流入管部１０２ａ内には、凝固した血液などの固形物が体内に戻らないようにするためのメッシュ（図示せず）が設けられている。また、第２閉塞部材１０３には、流出側チューブが接続される流出管部１０３ａが設けられている。したがって、この実施形態では、血液チャンバー１００の上方から流入した血液が下方から排出されることになる。また、流入管部１０２ａが水平方向に向いているので、血液チャンバー１００内では側壁に沿って旋回流が発生することになる。尚、本体筒部１０１の内径は、例えば１５ｍｍ～２０ｍｍ程度に設定されている。また、本体筒部１０１の材質は、例えば塩化ビニル等である。

【0036】

（流動解析装置１の全体構成）
流動解析装置１は、いわゆるレーザードップラー流速測定が可能に構成されており、図１に示す装置本体２と、制御装置３と、キーボード４及びマウス５と、表示部６とを備えている。制御装置３は、例えばパーソナルコンピュータの本体やマイクロコンピュータ等で構成することができる。キーボード４及びマウス５は、制御装置３の操作、各種設定、情報の入力等を行うためのものである。表示部６は、例えば液晶ディスプレイ等で構成されており、制御装置３によって制御され、キーボード４及びマウス５で入力された情報、各種データ、画像等をカラー表示することが可能に構成されている。

【0037】

装置本体２はベース材２０を備えている。ベース材２０は、水平方向に延びる板材等で構成されており、上下方向及び水平方向に移動しないように固定されている。装置本体２は、ベース材２０の他に、レーザー出力器２１と、レーザー光分岐部２２と、第１ロッドレンズ２３及び第２ロッドレンズ２４と、集光光学系２５と、受光素子２６と、光電変換素子２７とを備えている。さらに、装置本体２は、レーザー光を走査するＸ方向走査部３０と、Ｙ方向走査部３１とを備えている。Ｘ方向走査部３０及びＹ方向走査部３１は、例えば、電動ステージ等で構成することができる。

【0038】

この実施形態の説明では、ベース材２０の長手方向をＸ方向とし、鉛直方向をＹ方向とし、ベース材２０の短手方向をＺ方向と定義するが、これは説明の便宜を図るために定義するだけである。Ｙ方向は、血液チャンバー１００の長手方向と一致するようになっている。

【0039】

Ｙ方向走査部３１は、ベース材２０の長手方向一端側から上方へ突出するように設けられた走査部取付板２０ａに取り付けられている。Ｙ方向走査部３１は、血液チャンバー１００が固定される血液チャンバー固定部材３１ａと、血液チャンバー固定部材３１ａを鉛直方向に案内する案内レール３１ｂと、図２に示すＹ方向駆動装置３１ｃとを備えている。Ｙ方向駆動装置３１ｃは、制御装置３に接続されており、制御装置３によって制御されるようになっている。Ｙ方向駆動装置３１ｃとしては、例えば周知のリニアアクチュエータや、ステッピングモータと送りねじ機構とを組み合わせたアクチュエータ等を用いることができるが、これらに限られるものではなく血液チャンバー固定部材３１ａを鉛直方向に移動させることができる装置であればよい。血液チャンバー固定部材３１ａは案内レール３１ｂによってＹ方向にのみ移動可能となっている。血液チャンバー固定部材３１ａの移動量や移動のタイミングは、制御装置３から出力される制御信号によって設定される。

【0040】

ベース材２０の上面には、走査部取付板２０ａから他側に離れた部分に、Ｘ方向走査部３０が取り付けられている。Ｘ方向走査部３０は、可動部材３０ａと、固定部材３０ｂと、Ｘ方向駆動装置３０ｃとを備えている。固定部材３０ｂは、ベース材２０の上面に対して固定されるとともに、Ｘ方向に延びる案内レール３０ｄを備えている。可動部材３０ａは、Ｘ方向及びＺ方向に延びる板材等で構成することができ、案内レール３０ｄに沿ってＸ方向へのみ移動可能となっている。Ｘ方向駆動装置３０ｃは、制御装置３に接続されており、制御装置３によって制御されるようになっている。Ｘ方向駆動装置３０ｃとしては、例えば周知のリニアアクチュエータや、ステッピングモータと送りねじ機構とを組み合わせたアクチュエータ等を用いることができるが、これらに限られるものではなく可動部材３０ａをＸ方向に移動させることができる装置であればよい。

【0041】

レーザー出力器２１、レーザー光分岐部２２、第１ロッドレンズ２３、第２ロッドレンズ２４、集光光学系２５及び受光素子２６は、例えばブラケットや台座等（図示せず）により可動部材３０ａに取り付けられている。レーザー出力器２１は、近赤外領域のレーザー光を出射するレーザー光源となるものである。近赤外領域のレーザー光の波長は、例えば７６０ｎｍ以上２５００ｎｍ以下の範囲とすることができる。この実施形態では、波長８０８ｎｍの近赤外レーザー光を照射するようにしているが、これに限られるものではなく、例えば７８０ｎｍ以上８２０ｎｍ以下の範囲の近赤外レーザー光を照射することもできる。８００ｎｍ付近はヘモグロビンと水での吸収率が共に低い波長領域であり、一般的には、可視光（波長４００～７００ｎｍ）に比べ１０倍程度の深さまで血液中を進むことができるが、レーザー光が血液中での減衰するのは避けられないので、レーザー出力器２１は高出力なものを使用するのが好ましい。この実施形態では、レーザー出力器２１の射出端での出力は１４１ｍＷとしているが、これに限られるものはない。

【0042】

レーザー出力器２１の出射方向は、Ｘ方向でかつ血液チャンバー１００に向かう側とされている。レーザー出力器２１の射出端には、コリメートレンズ２１ａが設置されている。また、レーザー出力器２１の射出端には、コリメートレンズ２１ａよりも血液チャンバー１００に近い側に、直線偏光のｐ偏光を通過させるための偏光フィルター２１ｂも設置されている。レーザー出力器２１から出射されたレーザー光は、コリメートレンズ２１ａを通過した後、偏光フィルター２１ｂに入射するようになっている。この実施形態では、ｐ偏光が使用されているが、偏向方向はこれに限られるものはない。

【0043】

レーザー光分岐部２２は、レーザー出力器２１から出射されたレーザー光を分岐させるビームスプリッタであり、従来から周知の部材である。レーザー光分岐部２２は、偏光フィルター２１ｂよりも血液チャンバー１００に近い側において当該偏光フィルター２１と対向するように配置されている。レーザー光分岐部２２からは、Ｘ方向でかつ血液チャンバー１００に向けて進む第１レーザー光Ｌ１と、Ｚ方向に進む第２レーザー光Ｌ２とが出射するようになっている。

【0044】

可動部材３０ａにはミラー２８が取り付けられている。ミラー２８は、レーザー光分岐部２２から出射する第２レーザー光Ｌ２が入射するように配置されており、ミラー２８により反射された第２レーザー光Ｌ２は、第１レーザー光Ｌ１と平行になり、血液チャンバー１００へ向けて進む光となる。第１レーザー光Ｌ１と第２レーザー光Ｌ２とは、同一高さを通り、かつ、水平に進む光である。また、第１レーザー光Ｌ１の光路と第２レーザー光Ｌ２の光路とは、Ｚ方向に離れている。

【0045】

レーザー光分岐部２２と、血液チャンバー１００との間には、集光光学系２５が設置されている。集光光学系２５は、第１集光レンズ２５ａと、第２集光レンズ２５ｂとを備えており、第１集光レンズ２５ａ及び第２集光レンズ２５ｂは、光軸がＸ方向を向くように、かつ、互いに対向するように配置されている。第１集光レンズ２５ａ及び第２集光レンズ２５ｂは、それぞれ、屈折率の異なる材料で構成されたレンズを接合してなるアクロマティックレンズで構成することができる。第１集光レンズ２５ａがレーザー出力器２１側に配置され、第２集光レンズ２５ｂが血液チャンバー１００側に配置されている。

【0046】

図４にも示すように、第１集光レンズ２５ａの外周部における第１レーザー光Ｌ１の光路に対応する部分と、第２レーザー光Ｌ２の光路に対応する部分とはそれぞれ切除されている。すなわち、第１集光レンズ２５ａの外周部には、Ｚ方向に離れた２箇所に、第１集光レンズ２５ａの一部を切除してなる切除部２５ｃ、２５ｃが設けられている。この切除部２５ｃ、２５ｃを備えていることにより、第１レーザー光Ｌ１の光路及び第２レーザー光Ｌ２の光路を避けるように第１集光レンズ２５ａが形成されることになる。第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２は、第１集光レンズ２５ａの側方を通ってＸ方向に直進する。

【0047】

一方、第２集光レンズ２５ｂは、第１レーザー光Ｌ１の光路及び第２レーザー光Ｌ２の光路上に位置するように形成されている。第２集光レンズ２５ｂは、レーザー光分岐部２２により分岐された第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２を血液チャンバー１００内の所定位置で互いに交差するように屈折させるレンズである。したがって、第２集光レンズ２５ｂは、本発明の第１光学系を構成するレンズであり、集光光学系２５を構成している第２集光レンズ２５ｂを第１光学系として利用することで、光学系の構成をシンプルにすることができる。第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の交差位置は、第２集光レンズ２５ｂの位置や第２集光レンズ２５ｂの光学設計によって任意に設定することができ、この実施形態では、図１に示すように、第２集光レンズ２５ｂから１５０ｍｍ程度離れたところで、第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２が交差するようにしている。

【0048】

第２集光レンズ２５ｂよりも血液チャンバー１００側には、第１ロッドレンズ２３及び第２ロッドレンズ２４が互いにＺ方向に間隔をあけて配置されている。第１ロッドレンズ２３には第２集光レンズ２５ｂを通過した第１レーザー光Ｌ１が入射し、第２ロッドレンズ２４には第２集光レンズ２５ｂを通過した第２レーザー光Ｌ２が入射する。第１ロッドレンズ２３は、第１レーザー光Ｌ１をＹ方向に延びるシート状の光（第１シート光）に変えるレンズである。第２ロッドレンズ２４は、第２レーザー光Ｌ２をＹ方向に延びるシート状の光（第２シート光）に変えるレンズである。第１ロッドレンズ２３及び第２ロッドレンズ２４は、本発明の第２光学系である。尚、この実施形態では、第１集光レンズ２５ａ、第２集光レンズ２５ｂ、第１ロッドレンズ２３及び第２ロッドレンズ２４等の光学部品の表面に、レーザー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。また、ロッドレンズの代わりにシリンドリカルレンズ等を用いることもでき、シート状の光を生成できる光学系であればその構成は問わない。

【0049】

図３に示すように、Ｙ方向に延びるシート状の光にすることで、第１レーザー光及び第２レーザー光が互いに交差した部分は、Ｙ方向に延びる１本の線状に光強度の高い部分として形成され、この部分が線状照射部位Ａとなる。線状照射部位Ａにおけるシート光の厚さは、コリメートレンズ２１ａによって調整することができ、この実施形態では、線状照射部位Ａにおけるシート光の厚さが０．２ｍｍとなるようにしている。線状照射部位Ａでは、第１レーザー光Ｌ１と第２レーザー光Ｌ２の入射波面の位相差によってＹ方向に連続する縦縞の干渉縞が形成されることになる。上記シート光の厚さは、例えば０．１ｍｍ～１．０ｍｍの範囲で設定することができる。

【0050】

光の波長よりも大きな直径をもつ粒子（トレーサー粒子）に光を照射するとＭｉｅ散乱により粒子から散乱光が放たれる。近赤外レーザー光の波長よりも大きな直径をもつ粒子としては、例えば血液の成分である赤血球等を挙げることができる。したがって、血液が流動している血液チャンバー１００に第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２を入射させると、赤血球からＭｉｅ散乱による散乱光が放たれることになる。その散乱光は、Ｍｉｅ散乱の理論に従い様々な方向へ散乱する。このとき、線状照射部位Ａからの散乱光には、光ビート（うなり）が含まれる。光ビートの周波数は、線状照射部位Ａを赤血球が通過した速度に比例する。

【0051】

粒子から放たれる散乱光のうち、集光光学系２５の第２集光レンズ２５ｂに向けて進んだ光は第２集光レンズ２５ｂ及び第１集光レンズ２５ａを順に通過して集光される。散乱光が集光する位置には、図１に示す受光素子２６が配置されている。したがって、集光光学系２５の第１集光レンズ２５ａは受光素子２６側に配置され、また、第２集光レンズ２５ｂは、血液チャンバー１００における第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の入射側に対向するように配置されることになる。

【0052】

図５に示すように、受光素子２６は、例えば、複数の光ファイバー２６ａからなる光ファイバーアレイで構成することができ、この実施形態では、複数の光ファイバー２６ａの一端部（受光部となる端部）２６ｂがＹ方向に互いに隣接して直線状に並ぶように配置されている。線状照射部位Ａの散乱光は、集光光学系２５によって光ファイバー２６ａの一端部２６ｂが並んでいる箇所で直線状に集光するようになっている。

【0053】

受光素子２６を構成する光ファイバー２６ａは、例えば直径が０．２５ｍｍのプラスチックファイバー（ＥｓＫａ ＳＨ－１００１）等を用いることができる。尚、光ファイバー２６ａはガラスファイバーであってもよい。空間分解能を高めるためには、より小径の光ファイバー２６ａを用いるのが好ましい。

【0054】

光ファイバー２６ａの数は特に限定されるものではないが、この実施形態では３２本としている。光ファイバー２６ａの一端部２６ｂは隙間無く並べて図示しない保持部材によって保持することができる。光ファイバー２６ａの一端部２６ｂの開口数ＮＡは、０．５であり、第１集光レンズ２５ａ及び第２集光レンズ２５ｂの開口数に比べて小さく設定されている。したがって、光ファイバー２６ａの一端部２６ｂに迷光が入り込むのを避けるため、光ファイバー２６ａの一端部２６ｂの手前にＹ方向に長い単スリット２６ｃ（図１に示す）が配置されている。単スリット２６ｃの幅は、第１集光レンズ２５ａ及び第２集光レンズ２５ｂの開口数に合うように設定されている。単スリット２６ｃと、光ファイバー２６ａの一端部２６ｂとの間には、偏光フィルター２６ｅが配置されている。偏光フィルター２１ｂと偏光フィルター２６の偏光方向は同じであることが望ましい。

【0055】

図５に示すように、光ファイバー２６ａの他端部２６ｄは、ジルコニアフェルールを使ってアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）２７とカップリング（接続）されている。アバランシェフォトダイオード２７は、受光素子２６に入射した散乱光を電気信号に変換する光電変換素子であり、光ファイバー２６ａ毎に設けられている。よって、この実施形態では、アバランシェフォトダイオード２７を３２個有している。

【0056】

制御装置３は、流速演算部３ａを備えている。上記散乱光は、血液チャンバー１００内の血液の流動により光ビード（うなり）をもつことになる。流速演算部３ａは、血液チャンバー１００内の血液の流動により発生した光ビート周波数を、各アバランシェフォトダイオード２７から出力される電気信号に基づいて得て、得られた周波数から線状照射部位Ａでの血液の流速を演算するように構成されている。この流速演算部３ａによる演算手法は、例えば特許文献１、２に開示されている手法や後述する手法を用いることができる。

【0057】

流速は、光ファイバー２６ａを単位として、集光光学系２５の倍率により決まる空間分解能で求めることができる。例えば、０．２５ｍｍの径の光ファイバー２６ａを用いて集光光学系２５の倍率を１とすると、空間分解能は０．２５ｍｍとなる。

【0058】

また、レーザー光分岐部２２は、レーザー出力器２１からの連続発振レーザー光を周波数の若干異なる第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２に分岐させる音響光学素子（ＡＯＭ）を備えたものであってもよい。音響光学素子により変調をかけることで、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、音響光学素子による周波数変調を行わなくてもよい。

【0059】

第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の波長は可視光の領域外であるため、線状照射部位Ａを目視することができない。この実施形態では、図５に示すように、血液チャンバー１００内の線状照射部位Ａに可視光を照射する可視光照射部２９を備えている。可視光照射部２９は、上記光ファイバー２６ａと同様な光ファイバー２９ａと、可視光を放射する可視光放射部２９ｂとを有している。光ファイバー２９ａの一端部２９ｃは、上記光ファイバー２６ａの一端部２６ｂと並ぶように配置されている。光ファイバー２９ａの他端部には、例えば発光ダイオード（ＬＥＤ）等の発光素子を備えた可視光放射部２９ｂが接続されており、可視光放射部２９ｂから放射された光は、光ファイバー２９ａの他端部に入射するようになっている。したがって、光ファイバー２９ａの一端部２９ｃからは可視光が照射される。この可視光照射部２９は、集光光学系２５を挟んで血液チャンバー１００とは反対側に配置されているので、光ファイバー２９ａの一端部２９ｃから照射された可視光は、集光光学系２５を通して線状照射部位Ａで結合し、当該線状照射部位Ａに照射される。これにより、線状照射部位Ａ上で光の点が見えることになり、この光の点を基準にして血液チャンバー１００の初期位置を決めることができる。可視光放射部２９ｂから照射する光は、特に限定されるものではないが、例えば赤、緑、青等にすることができ、自然光との区別が容易な色が好ましい。

【0060】

（レーザー光の走査）
図１に示すＸ方向走査部３０のＸ方向駆動装置３０ｃを作動させることにより、可動部材３０ａをＸ方向のプラス側及びマイナス側の両方向に移動させることができる。可動部材３０ａには、レーザー出力器２１、レーザー光分岐部２２、第１ロッドレンズ２３、第２ロッドレンズ２４、集光光学系２５及び受光素子２６が取り付けられているので、レーザー光の照射系及び受光系を各部材の相対的な位置関係を変えることなく、Ｘ方向に移動させることができる。これにより、レーザー出力器２１から射出された第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の交差部位である線状照射部位ＡがＸ方向に移動することになる。

【0061】

図６に基づいてレーザー光の走査について詳しく説明する。図６は、第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２が照射された血液チャンバー１００の水平断面を示しており、点Ｏは血液チャンバー１００の中心線上の一点である。血液チャンバー１００内には疑似血液が流動しているものとするが、血液が流動していてもよい。疑似血液は、血液の粘性を模擬して４５ｗｔ％濃度のグリセリン水溶液にトレーサー粒子を分散させた液体である。トレーサー粒子としては、直径１０μｍのポリエチレン粒子を用いた。ポリエチレン粒子は、グリセリン水溶液１リットルに対して１０ｍｇ入れた。疑似血液を送液する送液ポンプには、実際に透析治療に用いられるローラー式チューブポンプ（ＪＭＳ社製 ＭＦ－０１）を用いている。送液ポンプによる疑似血液の流量は、透析治療において典型的な値である１５０～３００ｍｌ／ｍｉｎの範囲で設定した。

【0062】

ここで、血液チャンバー１００の外部から内部に入射する光は、空気と血液チャンバー１００との界面、及び血液チャンバー１００と疑似血液との界面において２度屈折する。空気の屈折率ｎ１は１．０であり、血液チャンバー１００の材料であるほぼ無色透明な塩化ビニルの屈折率ｎ２は１．５２であり、疑似血液の屈折率ｎ３は１．３２であることから、光の照射角が２度変化することになる。また、本実施形態では、第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２がＸ方向に走査されるので、第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の血液チャンバー１００への入射角は、Ｘ方向走査部３０の可動部材３０ａの位置に応じて変化することになり、可動部材３０ａのＸ方向の変位量と、第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の交差点のＸ方向の変位量とは同じにならない。

【0063】

このことを図６に基づいて説明する。図６において、第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２が屈折することなく直進した場合（空気中を直進した場合）の仮想の交差点をＰ１とすると、実際の第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の交差点はＰ２になる。図６中の点Ｓを基準位置としたとき、点Ｓから点Ｐ１までの距離ｄと、点Ｓから点Ｐ２までの距離ｄ１との関係は、図７に示すグラフに表示する曲線で表すことができる。

【0064】

制御装置３では、図７に示す曲線を使うことで、Ｘ方向走査部３０の可動部材３０ａの変位から第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の交差点の位置を求めることができる。図７に示すグラフを構成するデータは、上記屈折率及びレーザー光の入射角等に基づいて予め得ておき、図２に示す制御装置３の記憶部３ｂに記憶させておくことができる。Ｘ方向走査部３０の可動部材３０ａの変位は、周知の変位センサやＸ方向駆動装置３０ｃによる駆動量等に基づいて得ることができる。

【0065】

ただし、血液チャンバー１００の中心点Ｏを通ってＸ方向に延びる直線Ｂ上を、第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の交差点が常に通るようにＸ方向走査部３０の可動部材３０ａを動かせば、第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の血液チャンバー１００への入射角は常に同じになるため、簡単な幾何学計算で第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の交差点のＸ軸上の変位量を求めることができる。同様に、第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の交差角（交差角は流速を算出するときに必要なパラメータである）についても、常に一定ではないが簡単な幾何学計算で求めることができる。

【0066】

仮に、Ｚ軸上に沿ってレーザー光の交差点を走査させて速度分布を得ようとすると、第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の血液チャンバー１００への入射角は同じになるとは限らないため、レーザー光の交差位置も交差角も特定するのに計算が複雑になるだけではなく、レーザー光の交差点が血液チャンバー１００の中心線を通過する直線的な軌道上を動くようにするためには、結局はＸ方向の駆動装置も使って２軸を制御する必要がある。よって、Ｚ軸方向に走査させるのは構成が複雑になるとともに制御が煩雑になるので、上述したＸ方向の走査が好ましい。

【0067】

Ｙ方向走査部３１は、Ｙ方向の寸法が長い測定対象を測定する際に使用するものである。Ｘ方向走査部３０とＹ方向走査部３１の２軸の電動ステージの動作は、制御装置３によって自動制御されるようになっている。Ｘ方向走査部３０の可動部材３０ａをＸ方向に移動しながら４５回計測した後、Ｙ方向走査部３１の血液チャンバー固定部材３１ａをＹ方向に移動し、それを１０回繰り返して、１つの血液チャンバー１００内の疑似血液の流速を計測することができる。よって、この場合、トータルの計測回数は４５０回になる。また、計測１回あたり３２ｃｈの同時計測を行っているので、トータルの測定ポイントは１４，４００点である。例えば、全てのポイントでの１．５秒間の時系列データを記録した場合、トータルでの計測時間は、記憶部３ｂへのデータの保存にかかった時間も含め約３８分で終了する。計測時間を短縮する最も単純な方法は、同時計測するチャネル数を現在の３２ｃｈから増やすこと、即ち、受光素子２６を構成している光ファイバー２６ａの本数を増やすことである。

【0068】

上述した測定回数は一例であり、血液チャンバー１００の径が小さければ測定回数を減らすことができ、また、血液チャンバー１００の上下方向の寸法が短ければ測定回数を減らすことができる。一方、測定ポイントをより細密化して分解能を高めることもできる。測定回数の設定や測定範囲等は、キーボード４及びマウス５等によって制御装置３に入力し、表示部６に表示された入力結果を確認することができる。

【0069】

制御装置３は、散乱光を受光素子２６で受光する間、Ｘ方向走査部３０による走査を停止させるように構成されている。散乱光を受光素子２６で受光する時間は、上述したように１．５秒程度に設定することができるが、この間、Ｘ方向走査部３０による走査を停止させることで、第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の線状照射部位Ａを動かさないようにする。すなわち、受光時間中に第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２が走査されていると、散乱光の周波数が、第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の走査速度も加味された周波数になり、血液の流速に誤差が生じるおそれがあるが、この実施形態では、第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の走査が停止している時に、線状照射部位Ａを流動する血液の成分による散乱光を受光素子２６で受光することができ、これに基づいて血液の流速を得ることができる。これにより、第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２の走査速度が血液の流速に影響しなくなり、正確な流速を得ることができる。尚、散乱光を受光素子２６で受光する時間は、任意に設定することができ、例えば０．１秒～３秒の範囲で設定することができる。

【0070】

（信号処理）
アバランシェフォトダイオード２７では、光ファイバー２６ａから入射された光子がキャリアに変換されるが、この電流の振幅はとても微弱（１ｐＡ以下）なので、制御装置３には増幅部３ｃを設け、この増幅部３ｃにより最大で振幅１Ｖ程度の電圧信号に変換するように構成されている。また、増幅部３ｃにより増幅された信号が入力されるハイパスフィルター３ｄが制御装置３に設けられている。ハイパスフィルター３ｄは、高次バタワースフィルタであり、カットオフ周波数は１００Ｈｚとすることができる。このハイパスフィルター３ｄを使ってペデスタル成分を除去する。さらに、３２ｃｈの電圧信号がそれぞれ入力される３２個のＡＤ変換部３ｅも制御装置３に設けられている。ＡＤ変換部３ｅの分解能は１２ｂｉｔ、サンプリング周波数は１０ＭＨｚとすることができる。ＡＤ変換部３ｅにより同時にＡ／Ｄ変換された時系列の電圧データは記憶部３ｂに記憶しておくことができる。尚、増幅部３ｃ、ハイパスフィルター３ｄ及びＡＤ変換部３ｅは、制御装置３以外に設けてもよい。

【0071】

ここで、時系列の電圧データを高速フーリエ変換（ＦＦＴ処理）し、スペクトラム上に現れるピークの周波数位置から流速を求める方法があるが、十分な散乱光の強度を得るためには大粒径のトレーサー粒子が必要になる。例えば、ポリエチレン粒子であれば、直径が３０μｍ以上の粒子が必要となる。これは、散乱光の強度が粒子径の２乗に比例するためである。しかし、血液チャンバー１００の流入管部１０２ａ内にはメッシュがあり、直径が３０μｍの粒子はこのメッシュの穴を詰まらせてしまう。そこで、上述した疑似血液では、１０μｍの粒子をグリセリン水溶液に高い濃度で入れており、これにより単位体積当たりの粒子の数を増加させている。勿論、粒子の数が増えると散乱光の強度は強くなるが、同時に多くの粒子からの散乱光を同時に受光するため、スペクトラム上で明確なピークを確認するのが難しくなる場合がある。

【0072】

血液チャンバー１００内の任意の１点を計測した場合に得られる典型的なスペクトル上で明確なピークを観測するのは難しいが、送液ポンプからグリセリン水溶液などの流体を流す前と後でスペクトルを確認すると、流体が流れた場合、図８に示したように送液ポンプの流量を増やすと高周波側が少し盛り上がることが確認できる。このようなスペクトルから光ビートの周波数の期待値を求め、ビート周波数の期待値から流速ｖを得るために波数の重み付き積分を使った次のような式を用いることができる。

【0073】

【0074】

ここで、ｄはレーザー光のフリンジ間隔、Ｐ（ｆ）はパワースペクトル密度である。積分開始周波数ｆ_１は、ハイパスフィルターのカットオフ周波数である１００Ｈｚに設定した。また、終了周波数ｆ_Ｚは２５ｋＨｚで設定した。結果的に、上記式はレーザードップラー血流計で流速を求めるのと同じ式になる。

【0075】

例えば、１ｃｈあたり１．５秒間の時系列データを記録すると１枚の２次元流速イメージあたり、バイナリーデータの典型的なサイズは約３０Ｇｂｙｔｅになる。このように膨大なデータを全てＦＦＴ処理すると膨大な解析時間が必要となる。

【0076】

そこで、グラフィック・プロセッシング・ユニット（Nvidia GTX-1080Ti）を用いた並列計算によって解析時間の短縮化を図ることができる。３０ＧｂｙｔｅのバイナリーデータをＦＦＴ処理して流速に変換するまでの処理時間はおおよそ９分であり、ＣＰＵ（Intel core i7 6700K）を使って８スレッドの並列計算した場合に比べ、処理時間を約１／３に短縮することができる。したがって、制御装置３は、上記グラフィック・プロセッシング・ユニットを備えていることが好ましい。

【0077】

尚、アバランシェフォトダイオード２７のもつ量子効率の個体差に起因して感度ばらつきが生じてしまうが、多数のアバランシェフォトダイオード２７を準備して同一の光信号入を入力した際に得られるパワースペクトラムを全てのアバランシェフォトダイオード２７において測定し、特性の揃った３２個のアバランシェフォトダイオード２７を選択して使用するのが好ましい。

【0078】

（測定結果）
図９は、図３に示す表示部３に表示される測定結果表示画面の一例を示している。このグラフでは、流速値を縦軸にとり、さらに流速値に応じて色を変化させた表示形態としており、この表示形態は、制御装置３による処理によって実現可能である。

【0079】

実験に用いた液体は上記疑似血液であり、送液ポンプの流量は２５０ｍｌ／ｍｉｎとした。実験には、ローラー式チューブポンプを使っているため、血液チャンバー１００内ではローラーの回転周期に一致した脈動が発生する。よって、流速も脈動に対応して変化するので流速値は、ローラーの２周期（流量２５０ｍｌ／ｍｉｎの場合それは、約２．０秒）での時間平均値とした。流入管部１０２ａが横にあるタイプの血液チャンバー１００を用いているので、円管の中心部の流速が遅く、両側の流速が速い分布が現れる。この速度分布は、チャンバーの中で旋回流が発生していることを示唆するものであり、このグラフから渦の中心の流速はおおよそ４ｍｍ／ｓ、渦が外周の流速がおおよそ１０ｍｍ／ｓであることがわかる。一般的に血液チャンバー内での血液凝固は、流速の遅い部分や流速の変化が大きな部分で起こりやすいと考えられており、このような速度分布から血液凝固が発生しやすい部分を予測することができる。

【0080】

（実施形態の作用効果）
以上説明したように、この実施形態に係る血液チャンバー内の流動解析装置１によれば、レーザー出力器２１から出射したレーザー光が第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２に分岐してからシート状のレーザー光になるとともに、血液チャンバー１００内の所定位置で互いに交差するように入射する。第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２が互いに交差した線状照射部位Ａを流動する血液中の血球によって当該レーザー光の散乱光が発生し、この散乱光が集光光学系２５によって直線状に集光して受光素子２６によって受光され、光電変換素子２７によって電気信号に変換される。散乱光は、血液チャンバー１００内の血液の流速に比例した周波数のビート（うなり）をもち、このビートの周波数に基づいて線状照射部位Ａでの血液の流速を演算することができる。レーザー光が近赤外領域の光であるため、血液中のヘモグロビンおよび水分子での光の吸収率が低く、したがって、血液チャンバー１００内の表層部分だけでなく、その奥の方にも届き、測定範囲が拡大する。

【0081】

そして、第１レーザー光Ｌ１及び第２レーザー光Ｌ２をＸ方向走査部３０によって血液チャンバー１００への照射方向であるＸ方向に走査することで、血液チャンバー１００の手前側から奥行き方向の全体に亘って短時間で血液の流速を取得することができる。

【0082】

上述の実施形態はあらゆる点で単なる例示に過ぎず、限定的に解釈してはならない。さらに、特許請求の範囲の均等範囲に属する変形や変更は、全て本発明の範囲内のものである。

【0083】

例えば、受光素子２６や光電変換素子２７は、光電子増倍管、もしくはＣＣＤやＣ－ＭＯＳ等のイメージセンサ（固体撮像素子）であってもよい。固体撮像素子は、ラインセンサであってもよい。

【0084】

流路は、上述した血液チャンバーのような円筒状の部材以外にも、角筒状の部材、円錐状の部材、角錐状の部材、これらに近似可能な形状を有する部材等で形成することができる。

【産業上の利用可能性】

【0085】

以上説明したように、本発明に係る流路内の流動解析装置は、例えば血液回路の血液チャンバー内を流動する血液の流動状態を解析する場合に使用することができる。

【符号の説明】

【0086】

１ 流動解析装置
３ 制御装置
３ａ 流速演算部
２１ レーザー出力器（レーザー光源）
２２ レーザー光分岐部
２３ 第１ロッドレンズ（第２光学系）
２４ 第２ロッドレンズ（第２光学系）
２５ 集光光学系
２５ａ 第１集光レンズ
２５ｂ 第２集光レンズ（第１光学系）
２６ 受光素子
２７ アバランシェフォトダイオード（光電変換素子）
２９ 可視光照射部
３０ Ｘ方向走査部
３０ａ 可動部材
３０ｃ Ｘ方向駆動装置
３１ Ｙ方向走査部
１００ 血液チャンバー
Ａ 線状照射部位
Ｌ１ 第１レーザー光
Ｌ２ 第２レーザー光

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8】

【図9】