血流測量裝置及使用該血流測量裝置的腦活動測量裝置製造方法

2023-12-09 01:38:01 1

血流測量裝置及使用該血流測量裝置的腦活動測量裝置製造方法
【專利摘要】一種腦活動測量裝置，具有安裝至頭部的血流測量裝置、根據該血流測量裝置測量的光線透過量的檢測信號測量腦活動狀態的控制部、以及將該控制部輸出的測量結果送至外部裝置的第一無線通信裝置。該血流測量裝置上設有多個通過向帽子形的基部照射光線以形成光導波路的傳感器單元。數據管理裝置具有接收從第一無線通信裝置發送的血流測量數據的第二無線通信裝置、保存該第二無線通信裝置接收到的血流測量數據的資料庫、根據該血流測量數據生成圖像數據的測量數據圖像顯示控制裝置、以及顯示該圖像數據的顯示器。
【專利說明】血流測量裝置及使用該血流測量裝置的腦活動測量裝置
[0001] 本申請為同一 申請人:於2009年7月14日提交的申請號為200910152286. 4、發明 名稱為"血流測量裝置及使用該血流測量裝置的腦活動測量裝置"的中國專利申請的分案 申請。

【技術領域】
[0002] 本發明涉及一種血流測量裝置及使用該血流測量裝置的腦活動測量裝置，該腦活 動測量裝置被構成為，可以不受血液內含有的氧飽和濃度的影響，準確地對血液的供給狀 態進行測量。

【背景技術】
[0003] 作為對血液流動進行測量的裝置，例如，有一種腦活動測量裝置，其將形成為光導 波路的探針（Probe)安裝在頭部，通過對腦內血流進行測量，將腦活動狀態的圖像顯示在 顯示器上（例如，參考日本專利文獻1 一一 "特開2003 - 149137號公報"）。
[0004] 另外，還有一種作為腦活動測量裝置的裝置，該裝置具有：光源，其用於對生體進 行光線照射；光測量單元，其包含光發收器，該光發收器用於檢測生體所發出的多個波長的 光線；經時變化測量單元，其根據多個波長的光線的透過量的變化，求出血液內含有的特定 成分的經時變化；血流計算單元，其根據特定成分的經時變化以及特定成分的血液中的比 率，計算血流（例如，參考日本專利文獻2 - 一 "特開2003 - 144401號公報"）。在上述專 利文獻1和2中，將多個發光部和多個受光部安裝在頭部，通過應用近紅外線分光法檢測 在腦內傳播的光線的透過量，對腦功能的活動狀態進行映射處理的裝置也被稱為"光形貌 (topography) " 裝置。
[0005] 另外，作為對腦以外的血流進行測量的血流測量裝置，還有一種通過對血液層進 行光線照射，然後對光線的透過量進行測量，以檢測血液內是否具有血栓的裝置（參考日 本專利文獻3 - 一 "特開2002 - 345787號公報"）。
[0006] 如上述專利文獻1 一 3中記載的裝置那樣，在使用形成為光導波路的發光部和受 光部對血流進行測量的方法中，測量對象是透過血液的光線的透過量的變化，而不是響應 腦活動而進行變動的紅血球的量或密度（hematocrit:紅細胞比容）。另一方面，紅血球中 含有的血紅素 （hemoglobin :Hb)具有對光線進行吸收以及散射和反射的性質，另外，其光 學特性受血液中的Hb密度、氧飽和度以及光路長度的影響也是眾所周知的。所以，在使用 如上所述的光測量單元對血流進行測量的方法中，測量結果會受到紅血球內含有的血紅素 以及氧飽和度（由紅血球所運載的氧氣量）這兩個條件的影響而發生變化。
[0007] 因此，如果血液中的氧飽和度一定，則可以正確地執行根據基於紅血球的量或密 度（紅細胞比容）的光線透過量來對血液進行的測量，但是，如果腦或肌肉的活動導致氧消 耗量增加或減少，則氧氣分壓（Pa02)會導致氧飽和度發生變化，同時，氧飽和度又會導致 光線吸收率發生變化，所以，氧飽和度導致的光線透過量的變動也可能被錯誤地檢測為血 流的變化。
[0008] 在使用上述專利文獻1 一 3的測量裝置對向腦或肌肉提供血液的血管內的血液進 行測量時，如果腦或肌肉的活動活躍，則血液中的氧氣分壓就會發生變化，這樣，因為氧氣 分壓的變化會導致氧飽和度發生變動，所以，在這種情況下，很難準確地對腦或肌肉的活動 狀態進行測量。
[0009] 另外，腦活動活躍時，腦內的氧消耗量也會增加，這樣，無數的毛細血管就會向腦 部提供血液。所以，測量實際上是根據傳感器的大小（形成為光導波路的探針的直徑）對 存在著多個毛細血管的預定範圍內的血液進行的測量。但是，在現有的血液測量裝置和腦 活動測量裝置中，氧飽和度不同的血液在多個毛細血管內流動時，由於氧飽和度不同，檢測 出的光線透過量也不同，所以，在這種情況下，也很難準確地對腦活動狀態進行測量。
[0010] 另外，對腦以外的血管內的血流進行測量時，如果血液中的氧飽和度不同，紅血球 的量或密度（紅細胞比容）以及氧飽和度這兩方面的因素都會導致光線透過量發生變化， 所以，在這種情況下，也很難正確地對血流進行測量。


【發明內容】

[0011] 本發明是鑑於上述課題而提出的，其目的在於，提供一種能夠解決上述課題的血 流測量裝置及使用該血流測量裝置的腦活動測量裝置。
[0012] 為了解決上述課題，本發明具有如下所述的技術手段。
[0013] 本發明的血流測量裝置具有：傳感器單元，其包含發光部和受光部，該發光部用 於向被測量區域照射光線，該受光部用於接受在所述被測量區域內傳播（propagate)的光 線；控制部，其根據由所述受光部輸出的信號對被測量區域的血流狀態進行測量；其中，設 置在與所述發光部的距離不同的位置上的至少兩個所述受光部接受所述發光部發出的光 線，所述控制部通過實行對從所述至少兩個受光部得到的信號中含有的氧飽和度的成分進 行取消的計算處理，來對所述被測量區域的血流狀態進行測量。
[0014] 另外，在本發明的所述血流測量裝置中，所述發光部發出第一光線和第二光線，所 述第一光線具有難以被血液中的氧飽和度影響其光學特性的波長，所述第二光線具有被血 液中的氧包和度影響其光學特性的波長。
[0015] 另外，在本發明的所述血流測量裝置中，所述控制部通過將所述受光部接受到所 述第一光線時的第一光線透過量與接受到所述第二光線時的第二光線透過量進行比較，對 所述被測量區域的血流狀態進行測量。
[0016] 另外，在本發明的所述血流測量裝置中，所述控制部根據基於至少所述兩個受光 部輸出的所述第一、第二光線透過量的測量數據，對所述被測量區域的血流狀態進行測量。
[0017] 另外，在本發明的所述血流測量裝置中，所述傳感器單元具有光路分離部件，該光 路分離部件被構成為，對從所述發光部射向所述被測量區域的光線的折射率與對從所述被 測量區域射向所述受光部的光線的折射率不同；所述發光部和所述受光部經由所述光路分 離部件進行光線的發射和接收。
[0018] 另外，本發明的腦活動測量裝置通過使用所述血流測量裝置對腦部血流進行測 量，並根據所述血流測量裝置測量的結果，對所述腦部的活動狀態進行測量。
[0019] 另外，在本發明的所述腦活動測量裝置中，在不同的位置上設置有多個所述傳感 器單元，所述控制部使所述多個傳感器中的一個傳感器的發光部發光，並檢測與所述一個 傳感器的距離不同的位置上設置的至少兩個所述傳感器的受光部所接收到的光線透過量， 然後根據基於所述兩個受光部所輸出的所述第一、第二光線透過量的測量數據，對所述被 測量區域的腦活動狀態進行測量。
[0020] 另外，在本發明的所述腦活動測量裝置中，所述控制部使所述多個傳感器單元的 所有所述發光部順序地發光，並檢測與所述發光的一個傳感器單元的距離不同的位置上設 置的至少兩個所述傳感器的受光部所接收的光線強度，然後根據基於所述兩個受光部所輸 出的所述第一、第二光線透過量的測量數據，對所述被測量區域的腦活動狀態進行測量。
[0021] 另外，在本發明的所述腦活動測量裝置中，所述傳感器單元具有用於測量腦電波 (即：腦波）的腦波測量電極。
[0022] 另外，在本發明的所述腦活動測量裝置中，所述腦波測量電極被形成在所述光路 分離部件的先端面的側面。
[0023] 根據本發明，其效果在於，因為發光部發出的光線被設置在與發光部距離不同的 位置上的至少兩個以上的受光部所接收，然後再根據從所述至少兩個以上的受光部所得到 的信號，對被測量區域的血流狀態進行測量，因此，從所述兩個以上的受光部所得到的信號 中含有的氧飽和度的成分可以相互抵消，這樣，就可以根據基於被測量區域內流動的血液 中含有的紅血球的容積比率的信號，對血流以及腦活動的狀態進行準確的測量。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0024] 圖1是使用本發明的血流測量裝置的腦活動測量裝置的一個實施例的系統構成 圖。
[0025] 圖2A是將傳感器單元24的安裝狀態放大顯示的縱向截面圖。
[0026] 圖2B是傳感器單元24的變形例的縱向截面圖。
[0027] 圖3是用於說明血流測量方法的原理的示意圖。
[0028] 圖4是雷射波長與改變了血液中的氧飽和度時的光線吸收狀態之間的關係圖。
[0029] 圖5是從左側觀察腦部的示意圖。
[0030] 圖6是用於說明根據腦內血流對腦活動進行測量時的原理的示意圖。
[0031] 圖7是用於說明腦活動測量裝置100的控制部30執行腦內血流測量處理的流程 圖。
[0032] 圖8是用於說明數據管理裝置50的測量數據圖像顯示控制裝置80執行測量數據 圖像顯示處理的流程圖。
[0033] 圖9A是肩運動區352和肘運動區354的測量前的狀態示意圖。
[0034] 圖9B是根據想要抬臂時的測量數據所得到的圖像數據的示意圖。
[0035] 圖9C是根據想要曲肘並抬臂時的測量數據所得到的圖像數據的示意圖。
[0036] 圖10A是發光部120發出的光線的傳播路徑的示意圖。
[0037] 圖10B是表示發光部120發出的光線剛剛照射後（經過時間tl)的、沿A - A線 的縱向截面圖。
[0038] 圖10C是表示發光部120發出的光線照射了時間t2後的、沿A - A線的縱向截面 圖。
[0039] 圖10D是表示發光部120發出的光線照射了時間t3後的、沿A - A線的縱向截面 圖。
[0040] 圖11A是腦活動測量裝置的變形例1的安裝狀態的示意圖。
[0041] 圖11B是變形例1的各部件的構成框圖。
[0042] 圖12是腦活動測量裝置的變形例2的安裝狀態的示意圖。
[0043] 圖13是腦活動測量裝置的變形例3的安裝狀態的示意圖。
[0044] 圖14是傳感器單元的變形例的縱向截面圖。
[0045] 圖15是實施例2的血流測量裝置的概要構成系統圖。
[0046] 圖16是實施例2的傳感器單元820的構成的縱向截面圖。
[0047] 圖17是實施例3的血流測量裝置的概要構成系統圖。
[0048] 主要符號說明：
[0049] 10 :腦活動測量系統；20、800 :血流測量裝置；22 :基部；22A :網狀基部；24 (21 - 24η)、24A - 24C、24A - 24Αη、24Β1 - 24Bn、...、24N1 - 24Nn、24X、700、820、930 :傳感器 單元；30、830、940 :控制部；40、60 :無線通信裝置；50 :數據管理裝置；70 :資料庫；80 :測 量數據圖像顯示控制裝置；90 :顯示器；KKK100A - 100C :腦活動測量裝置；120、950 :發 光部；130、960、962 :受光部；140、720 :光路分離部件；150、710 :腦波測量電極；160、500、 600 :撓性配線板；170 :光傳播路徑；180 :血管；220 :頭部表面；230 :血液層；240 :紅血球； 300 :腦部；301 :大腦；302 :小腦；303 :腦幹；400A - 400N :無線通信裝置；810 :人工透析裝 置；812 :透析管；860 :保持部件；870、880 :傳感器部；872 :第一發光部；874、876、884、886: 第一至第四受光部；882 :第二發光部；900 :血流測量裝置；910 :皮膚表面；920 :測量部； 924 :測量面；970 :光路分離部件；980 :顯示器。

【具體實施方式】
[0050] 以下參考【專利附圖】

【附圖說明】本發明的最佳實施方式。
[0051] [第一實施例]
[0052] 圖1是使用本發明的血流測量裝置的腦活動測量裝置的一個實施例的系統構成 圖。
[0053] 如圖1所示，腦活動測量系統10具有：腦活動測量裝置100 ;數據管理裝置50,其 用於管理由腦活動測量裝置10所測量的數據。另外，需要說明的是，圖1中僅示出了腦活 動測量裝置100的頭部一側的示意圖，位於紙面背面的腦活動測量裝置100的另一側也具 有相同的構成。
[0054] 腦活動測量裝置100具有：血流測量裝置20,其設置在頭部；控制部30,其根據由 血流測量裝置20所測量的光線透過量的檢測信號對腦部活動狀態（紅血球的分布）進行 測量；無線通信裝置40,其以無線通信的方式將控制部30所輸出的測量結果（血流數據） 發送至外部裝置。
[0055] 控制部30內保存有控制程序，該控制程序用於執行計算處理（參考後述的計算公 式），該計算處理是用於取消從至少兩個所述受光部得到的信號中含有的氧飽和度的成分。
[0056] 血流測量裝置20內配置了多個光學式傳感器單元24 (21 - 24η)，傳感器單元24 通過向帽子型的基部22照射光線形成光導波路。在本實施例中，因為傳感器單元24的直 徑約為l〇mm - 50_，所以，在半球形狀的基部22中，可以按照預定的配置模式（預定的間 隔）安裝大約150 - 300個傳感器單元24。多個傳感器單元24分別被地址數據所管理，該 地址數據是預先與測量對象的測量位置進行了對應的數據。從各傳感器單元24得到的測 量數據與各地址數據一同被傳送出去，並被保存。
[0057] 另外，需要注意的是，多個傳感器單元24 (21 - 24η)的配置模式最好是按照一定 間隔而排列成的矩陣形狀，但是，因為被測量體的頭部形狀並不相同，並且，頭部的大小和 曲面形狀也是多種多樣的，所以，也可以將傳感器單元24按不規則的間隔來進行配置。
[0058] 另外，腦活動測量裝置10具有作為輸出單元的無線通信裝置40。在本實施例中， 無線通信裝置40與數據管理裝置50組合使用，該數據管理裝置50用於對由無線通信裝置 40所傳送的血流測量數據進行管理，但是，也可以將該血流測量數據傳送至其他外部裝置 (例如：作為個人電腦等的電子裝置或促動器（actuator)等的控制對象的裝置）。
[0059] 數據管理裝置50具有：無線通信裝置60,其用於接收無線通信裝置40所傳送的 血流測量數據；資料庫70,其用於保存從無線通信裝置60得到的血流測量數據；測量數據 圖像顯示控制裝置80,其用於根據由資料庫70所提供的血流測量數據生成圖像數據；顯示 器90,其用於顯示由測量數據圖像顯示控制裝置80所生成的測量結果的圖像數據。
[0060] 另外，因為可與腦活動測量裝置100進行無線通信，所以，數據管理裝置50也可以 被設置在遠離腦活動測量裝置100的場所，例如，可以將其設置在被測量者看不到的場所。
[0061] 圖2A是傳感器單元24的安裝狀態的放大顯示圖。
[0062] 需要說明的是，圖2A中顯示的是多個被配置的傳感器單元24中的傳感器單元 24A、24B、24C被安裝時的狀態。如圖2A所示，各傳感器單元24A、24B、24C被插入具有可撓 性的半球形狀的基部22的安裝孔26內，並被黏著劑等固定。所以，各傳感器單元24A、24B、 24C通過被固定在基部22的安裝孔26內而被保持，以使其先端部分與被測量者的頭部表面 相接觸。另外，各傳感器單元24A、24B、24C的構成相同，並且，在相同的位置被賦予相同的 符號。
[0063] 傳感器單元24具有：發光部120,其由雷射二極體構成，該雷射二極體用於向頭部 表面220照射雷射（發射光）A ;受光部130,其由受光兀件構成，該受光兀件用於輸出與接 收到的光線透過量相對應的電信號；光路分離部件140,其由全息圖（hologram)構成，該全 息圖被構成為，其對由發光部120照向被測量區域的雷射A的折射率與對透過被測量範圍 並被入射至受光部130的入射光B、C的折射率不同。
[0064] 另外，光路分離部件140的外周鑲嵌了用於測量腦波的腦波測量電極150,腦波測 量電極150被形成為圓筒形，並被形成在光路分離部件140的先端面的側面。腦波測量電 極150的上端與撓性配線板160的配線圖案（pattern)電性連接。
[0065] 發光部120和受光部130的上側被實裝在撓性配線板160的下側。在撓性配線板 160中形成有與控制部30相連的配線圖案。配線圖案中的與各傳感器單元24相對應的位 置處，通過焊錫等，與發光部120和受光部130電性連接。另外，需要說明的是，撓性配線板 160可以根據傳感器單元24的先端與被測量區域接觸時的被測體頭部的形狀進行變形，所 以，在安裝和拆卸操作時，不會發生斷線。
[0066] 在腦波測量電極150中，先端向內側彎曲的接觸探頭152比光路分離部件140的 端面還要突出。這樣，在光路分離部件140的端面與被測量區域接觸時，接觸探頭152也會 與該被測量區域接觸，並對腦波進行測量。另外，腦波測量電極150也可以採用如下方法來 形成，即：通過鍍氣或電鍍等的薄膜形成方式，在光路分離部件140的外周和先端緣部塗敷 導電膜。另外，作為腦波測量電極150的材料，例如，可以在光路分離部件140的外周和先 端緣部形成由被稱為ITO(Indium Tin Oxide)的氧化銦錫所製成的透明導電膜。由該透明 導電膜形成腦波測量電極150時，因為腦波測量電極150具有透光性，所以，可以用腦波測 量電極150來覆蓋光路分離部件140的整個外周和先端面。
[0067] 另外，一般來說，在進行腦斷層攝影（掃描）時，不能同時也對血流狀態和腦波進 行測量。但是，通過在傳感器單元24上設置電極150,就可以同時測量血流和腦波，還可以 對腦內血流和腦波之間的相關關係進行詳細的分析。
[0068] 在進行血流測量時，控制部30從設置的多個傳感器單元24中選擇任意一個傳感 器單兀24,並使該傳感器單兀24的發光部120發出雷射A。此時，發光部120發出的雷射 以不受氧飽和度影響的波長λ (λ約為805nm)被輸出。
[0069] 另外，各傳感器單元24被保持為其先端（光路分離器材140的端面）與被測體頭 部的被測量區域相接觸的狀態。由發光部120射出的雷射A透過光路分離部件140,沿垂直 於頭部頭皮的方向向腦內入射。在腦內，雷射A向腦中心行進的同時，以入射位置為基點， 沿腦部表面向周圍傳播。從側面來看，雷射A在腦內的光傳播路徑170為圓弧形，在經過頭 部血管180之後，返回頭皮表面220。
[0070] 經過上述光傳播路徑170的光線，其透過量一邊隨血管180內流動的血液中含有 的紅血球的量或密度進行變化，一邊到達受光側的傳感器單元24B、24C上。另外，因為雷射 A的透過量隨雷射A在腦內的傳播逐漸下降，所以，雷射A離基點（入射位置）越遠，則受光 部130的受光等級與距離成比例地下降。所以，被接收的光線的透過量也依據雷射A離開 入射位置的距離而變化。
[0071] 在圖2A中，如果將位於左端的傳感器單元24A作為發光側基點，則傳感器單元24A 本身、其右鄰的傳感器單元24B、以及、其右鄰的右鄰的傳感器單元24C構成了受光側基點 (測量點）。
[0072] 光路分離部件140例如可以通過使透明丙烯樹脂的密度分布發生變化的方式，來 使雷射A直線前進，並被形成為，可以將入射光B、C導入受光部130的結構。另外，光路分 離部件140具有：射出側透過領域142,其使發光部120發出的雷射A從基端側（圖2A中的 上側）透過，併入射至先端側（圖2A中的下側）；入射側透過領域144,其使在腦內傳播的 光線從先端側（圖2A中的下側）透過，併入射至基端側（圖2A中的上側）；折射領域146， 其形成在射出側透過領域142和入射側透過領域144之間。該折射領域146使雷射A透過， 但是，還具有使透過血流的光線（入射光B、C)反射的性質。折射領域146例如可以通過使 丙烯樹脂的密度發生改變、在該領域設置金屬薄膜、或者、使金屬微粒子分散等的方式來形 成。這樣，從光路分離部件140的先端入射的光線就可以全部匯集至受光部130。
[0073] 圖2B是傳感器單元24的變形例的示意圖。
[0074] 如圖2B所示，在變形例的傳感器單元24X中，光路分離部件140的下端設置了衍 射格子190。衍射格子190的下側邊緣部被腦波測量電極150的、先端向內側彎折的接觸 探頭152所保持。衍射格子190被構成為，背面和表面上形成有微細凸凹圖案，從頭部表面 22入射的光線通過該凸凹圖案的邊界部分時，根據衍射作用被折射至受光部130。
[0075] 下面，對血流測量方法的原理進行說明。
[0076] 圖3是用於說明血流測量方法的原理的示意圖。
[0077] 如圖3所示，如果從外部向血液照射雷射A，則入射至血液層230的雷射A作為由 一般的紅血球240所發射和散射的光線成分、以及、由付著的血栓所反射和散射的光線成 分的兩種成分透過血液並行進。
[0078] 光線在透過血液層過程中受到的影響根據血液的狀態不停地發生變化，所以，通 過連續地測量光線的透過量（光的發射量也可以），並觀測其光量的變化，就可以觀察到各 種各樣的血液性質的變化。
[0079] 腦活動活躍後，腦內的氧消耗量就會增加，這樣，由運載氧氣的紅血球的紅細胞比 容以及血液的氧飽和度所引起的血流的狀態，就變為光量的變化，並被表現出來。
[0080] 這裡，紅細胞比容（Hct :表示單位體積的紅血球的體積比，S卩：單位體積的紅血球 的體積濃度。也可以用Ht來表示。）等的變化同樣也是與血紅素密度的變化相關的因素， 影響光量的變化。本實施例的基本原理在於，如上所述，使用雷射A根據由血流而產生的光 路?光線透過量的變化對血流狀態進行測量，進一步，根據腦內的血流狀態測量腦活動狀 態。
[0081] 下面，對本發明的特徵由其原理上的構成來進行說明。血液的光學特性由血球成 分（特別是紅血球的細胞內部的血紅素）所決定。另外，因為血紅素具有容易與氧氣結合 的性質，所以，紅血球也可以起到向腦細胞運載氧氣的作用。血液的氧飽和度是用來表示血 液中的血紅素的百分之多少與氧氣進行了結合的數值。另外，氧飽和度與動脈血液中的氧 氣分壓（Pa02)相關，是呼吸功能（氣體交換）的重要指標。
[0082] 已經知道，如果氧氣分壓高，則氧飽和度也變高。如果氧飽和度變動，則透過血液 的光線的透過量也發生變動。所以，在執行血流測量時，通過去除氧飽和度的影響，就可以 進行更準確的測量。
[0083] 另外，作為對氧氣分壓（Pa02)產生影響的因素還有肺泡換氣量，進一步還有大氣 壓或吸入氧氣濃度（Fi02)等的環境、換氣/血流比或氣體擴散率、短路率等的肺泡中的氣 體交換等的因素。
[0084] 控制部30具有計算單元，用於執行信號的處理，該信號是與上述傳感器單元24A、 24B、24C的受光部130所生成的光線透過量（光強度）相對應的信號。在這個計算單元中， 如後所述，執行用於根據傳感器單元24B、24C的受光部130所輸出的測量值對血流狀態進 行測量的計算處理。
[0085] 發光部120的雷射A是以預定的時間間隔（例如，10Hz - 1MHz)斷續照射的脈衝 雷射或者連續雷射。當使用脈衝雷射時，根據血液流速確定脈衝雷射的照射和不照射的頻 率（即，點滅頻率），並連續地、或者、以該點滅頻率兩倍以上的測量採樣（sampling)頻率進 行測量。另外，當使用連續雷射時，根據血液流速確定測量採樣頻率，以進行測量。
[0086] 血液中的血紅素（Hb)通過呼吸在肺中與氧氣產生化學反應變成Hb02,將氧氣攝 入血液中，但是，由於呼吸狀態等的原因，被攝入血液中的氧氣的程度（氧飽和度）也存在 著微妙的差異。即：在本發明中，向血液照射光線後，發現了該氧飽和度會引起光線吸收率 發生變化的現象。由於該現象是上述使用雷射A來進行血流測量中的不利因素，所以，本發 明去除了氧飽和度的影響。
[0087] 圖4是雷射波長與改變了血液的氧飽和度時的光線吸收狀態之間的關係圖。
[0088] 在體內，紅血球中所含有的血紅素分為兩種，如圖4所示，一種是與氧氣結合了的 氧化血紅素（Hb〇2 :曲線II )，另一種是沒有與氧氣結合的血紅素 （Hb :曲線I )。在這兩種 狀態下，光線的吸收率存在很大的差異。例如，富含氧氣的血液是顏色新鮮的鮮血，而靜脈 血因為釋放了氧氣其顏色有些發黑。如圖4的曲線I、II所示，這些光線吸收率的狀態在較 寬的波長範圍內進行變化。
[0089] 根據圖4中的曲線I、II選擇特定的波長對血液進行照射，既使生體內的氧氣代 謝等導致了紅血球中的血紅素的氧飽和度發生了很大變動，光線吸收率也可以不受其影 響，並對血流進行準確的測量。
[0090] 與紅血球中的血紅素的氧飽和度無關，在某波長範圍內，光線吸收率較小。這樣， 就可以根據波長λ來確定光線是否容易通過血液層。因此，如果使用預定波長範圍（例如， 波長λ的範圍約為800nm - 1300nm)的光線來照射，就可以將氧飽和度控制至最小，並在 此基礎上對血流進行測量。
[0091] 因此，本發明中使用的雷射A的波長範圍為大約600nm - 1500nm。在此範圍內，血 紅素（Hb)的光線吸收率在實際應用中非常小，並且，在此範圍內，還包含等吸收點X，所以， 可以有效地使用2個波長以上的測量點，並且，在計算上，將其視為等吸收點，S卩：可以得到 不受氧飽和度影響的方法。但是，需要說明的是，在其他波長範圍內，當波長λ小於600nm 時，光線吸收率變高，S/N下降，當波長λ大於1500nm時，受光部130的受光靈敏度不足， 會受到血液中的其他成分等的不利因素的影響，不能進行高精度的測量。
[0092] 因此，在本實施例中，發光部120使用由可變波長半導體雷射發生器構成的發光 元件，將發光部120發出的雷射A的波長設定為兩種：一種是曲線I、II上的等吸收點X所 對應的波長λ 1 = 805nm(第一光線）；另一種是曲線I上的最低的光線吸收率所對應的波 長λ 2 = 680nm (第二光線）。
[0093] 下面，對紅血球濃度R、Rp、Rpw的檢測方法進行說明，該檢測方法是基於接收雷射 A經由光傳播路徑170 (參考圖2)所傳播的光線時的光線透過量的紅血球濃度R、Rp、Rpw 的檢測方法。
[0094] 現有的測量方法中所採用的、使用一點一波長時的紅血球濃度R的計算公式如 下：
[0095] R = loglO (Iin/Iout) = f (Iin，L，Ht)…（公式 1)
[0096] 在上述公式1的方法中，紅血球濃度R是發光部120發出的雷射A的入射光的透 過量Iin、發光部120與受光部130之間的距離（光路長度）L、以及、前述紅細胞比容（Ht) 的函數。這樣，在上述公式1的方法中，計算紅血球濃度時，紅血球濃度受三個因子的影響 而變動，所以，很難準確地測量紅血球濃度。
[0097] 本實施例中所採用的、使用兩點一波長方式時的紅血球濃度Rp的計算公式如下：
[0098] Rp = loglO {lout/ (lout- Zl lout)} = Φ ( Zl L，Ht)…（公式 2)
[0099] 在上述公式2的方法中，如圖2所示，因為是在自雷射A的距離不同的兩個點（傳 感器單元24B、24C的受光部130)處接收光線，所以，紅血球濃度Rp是兩個受光部130之間 的距離」L和前述紅細胞比容（Ht)的函數。這樣，在上述公式2的方法中，計算紅血球濃 度時，兩個因子中的其中一個即受光部130之間的距離」L是事先知道的常量，所以，可以 僅將紅細胞比容（Ht)作為係數來對紅血球濃度進行測量。因此，在上述公式2的方法中， 可以準確地計算紅血球濃度，即：該紅血球濃度是與紅細胞比容（Ht)相對應的測量值。
[0100] 另外，使用本實施例的變形例的兩點兩波長方式時的紅血球濃度Rpw的計算公式 如下：
[0101] Rpw = [loglO {lout/ (lout- Zl lout)} λ 1] / [l0gl0 {lout/ (lout- Zl lout)} λ 2] =ζ (Ht)…（公式3)
[0102] 在上述公式3的方法中，通過將發光部120發出的雷射A的波長設定為不同的 λ 1、λ 2 (本實施例中，λ 1 = 805nm，λ 2 = 680nm)，可以將紅血球濃度Rwp作為僅是紅細 胞比容（Ht)的函數來測量。因此，使用上述公式3的方法，就可以正確地測量紅血球濃度， 艮P :該紅血球濃度是與紅細胞比容（Ht)相對應的測量值。
[0103] 下面，對作為被測量區域的腦部進行說明。
[0104] 圖5是從左側觀察腦部的示意圖。
[0105] 如圖5所示，人類的腦部300由大腦301、小腦302、腦幹303組成。大腦301是控 制人體運動功能的中樞，大腦皮層被分為與人體的各部位（手、肘、肩、腰、膝、踝的各關節 等）相對應的各運動區。例如，在大腦301中具有前頂前區330、前運動區340、運動區350、 體感區360等。另外，大腦301中具有前頂葉眼球運動區332、語言區（Broca區）334、嗅覺 區336,前運動區340中具有運動聯合區342。
[0106] 另外，運動區350是用於控制人體四肢運動的區域，例如，具有肩運動區352、肘運 動區354。這樣，通過測量肩運動區352、肘運動區354的血流，對各區域的血流變化進行映 射處理，就可以檢測出肩部或者肘部正在想要做什麼樣的運動。
[0107] 圖6是用於說明根據腦內血流對腦活動進行測量時的原理的示意圖。
[0108] 如圖6所示，腦部300被髓質400、頭蓋骨410、頭皮420所覆蓋。各傳感器單元24 通過使光路分離部件140的先端面與頭皮420接觸來進行血流的測量。傳感器單元24A的 發光部120發出的雷射A穿過頭皮420、頭蓋骨410、髓質400,向腦部300的內部行進。並 且，照向頭部的光線按照圖6中的點線所示的圓弧狀圖案440沿放射方向（深度方向和半 徑方向）傳播。
[0109] 在上述光線傳播中，雷射沿半徑方向離開照射基點450的距離越遠，光線傳播路 徑越長，光線透過率也就越低，所以，與發光側的傳感器單元24A相隔預定距離而相鄰設置 的傳感器單元24B的受光等級（光線透過量）較強，而與傳感器單元24B相隔預定距離而 相鄰設置的傳感器單元24C的受光等級（光線透過量）較弱（小於傳感器單元24B的受光 等級）。另外，發光側的傳感器單元24A的受光部也接收來自腦部300的光線。通過對與這 些傳感器單元24所接收到的光線的光強度相對應的檢測信號進行映射處理，就可以得到 與血流變化相對應的光強度的圖形（等高線）。
[0110] 另外，通過將各傳感器單元24所輸出的檢測信號（與接收到的光線透過量相對應 的信號）作為前述公式2和公式3中的lout，就可以準確地測量紅血球濃度，該紅血球濃度 是對應於紅細胞比容（Ht)的測量值。
[0111] 下面，參考圖7對腦活動測量裝置100的控制部30所實行的腦部血流的測量處理 進行說明。
[0112] 圖7是用於說明腦部活動測量裝置100的控制部30執行腦部血流測量處理的流 程圖。
[0113] 如圖7所示，控制部30將大腦皮層分成各運動區的測量區域，再進行血流測量處 理，例如，可對前頂前區330、前運動區340、運動區350、體感區360的各測量區域的血流測 量處理進行並行處理。
[0114] 下面，例如，在執行運動區350的血流測量時，針對對運動區350的活動狀態進行 映射處理的情形進行說明。
[0115] 首先，控制部30在圖7的步驟S11中從配置的多個傳感器單元中選擇任意一個傳 感器單元24A (地址編號η = 1的傳感器單元），並使該傳感器單元24A的發光部120向被 測量區域（包含運動區350的頭部區域）照射雷射。然後，在步驟S12中，將與地址編號η =1相鄰的η = η+1的傳感器單元24Β的受光部130所輸出的檢測信號（與接收到的光線 透過量相對應的電信號）從無線通信裝置40傳送至數據管理裝置50。在數據管理裝置50 中，將從無線通信裝置60得到的η = η+1的數據保存至資料庫70。
[0116] 在下一個步驟S13中，與地址編號η = η+1相鄰的η = η+2的傳感器單元24C的 受光部130所輸出的檢測信號（與接收到的光線透過量相對應的電信號）被從無線通信裝 置40傳送至數據管理裝置50。在數據管理裝置50中，從無線通信裝置60得到的η = η+2 的數據被保存至資料庫70。
[0117] 這樣，以發出雷射Α的傳感器單元24Α為基點的、配置在其周圍的所有傳感器24 的檢測信號就都被傳送至數據管理裝置50。
[0118] 然後，在步驟S14中，將作為發光點的傳感器單元的地址變更為η+1。在下一個步 驟S15中，對所有的傳感器單元24是否都發光了進行檢查。在步驟S15中，如果所有的傳 感器單元24的發光還沒有完成，使上述η+1的傳感器單元24Β的發光部120發出雷射Α，並 重複執行步驟S11至步驟S15的處理。
[0119] 另外，在步驟S15中，如果所有的傳感器單元24的發光都完成了，可以結束該測量 區域的血流測量處理，或者，對該測量區域再重新從頭開始執行上述血流測量處理。
[0120] 下面，參考圖8對數據管理裝置50的測量數據圖像顯示控制裝置80所實行的測 量數據圖像顯示處理進行說明。
[0121] 圖8是用於說明數據管理裝置50的測量數據圖像顯示控制裝置80執行測量數據 圖像顯示處理的流程圖。
[0122] 測量數據圖像顯示控制裝置80在圖8的步驟S21中讀取資料庫70中保存的測量 數據（與血流相對應的光線透過量的數據）。然後，進入步驟S22,通過使用測量數據以及 上述公式1或公式2,計算紅血球濃度Rp或Rpw。
[0123] 在下一個步驟S23中，生成各測量點的紅血球濃度的分布圖（用等高線表示的線 圖），將這個分布圖的圖像數據保存至資料庫70中。然後，進入步驟S24,檢查所有測量點 的紅血球濃度Rp或Rpw的計算是否已經完成。在步驟S24中，如果所有測量點的紅血球濃 度Rp或Rpw的計算還沒有完成，則返回上述步驟S21，重複執行從S21開始的處理。
[0124] 另外，在步驟S24中，如果所有測量點的紅血球濃度Rp或Rpw的計算都已經完成， 則進入步驟S25,將表示紅血球濃度分布的腦活動狀態圖顯示在顯示器90上。
[0125] 這樣，通過根據與腦活動測量裝置100所測量的血流相對應的測量數據計算紅血 球濃度Rp或Rpw,將基於紅血球濃度的腦活動狀態顯示在顯示器90上，就可以準確地確認 被測量區域地腦活動狀態。
[0126] 下面，對在測量數據圖像顯示控制裝置80中通過分析由腦活動測量裝置100傳送 的測量數據而得到的作為腦部血流量（紅血球濃度）的測量結果的圖像數據的顯示實例進 行說明。
[0127] 圖9A是肩運動區352和肘運動區354的測量前的狀態的示意圖。
[0128] 圖9B是根據想要抬臂時的測量數據所得到的圖像數據的示意圖。
[0129] 圖9C是根據想要曲肘並抬臂時的測量數據所得到的圖像數據的示意圖。
[0130] 如圖9A所示，在腦部300的肩運動區352 (點線所表示的區域）內具有肩關節的 內轉筋區域352a和外轉筋區域352b，在肘運動區354 (點線所表示的區域）內具有肘關節 的屈曲筋區域354a和伸展筋區域354b。
[0131] 如圖9B所示，例如，當腦部300想要舉臂時，以肩運動區352的內轉筋區域352a和 外轉筋區域352b為中心的、如等高線那樣的活動區域360的圖像數據被生成，並被顯示在 顯示器90上。在這個活動區域360的圖像數據中，較密的部分表示光強度較強、血流較多， 較疏的部分表示光強度較弱、血流較少。因此，從圖9B所示圖形可知，當肩運動區352的內 轉筋區域352a、外轉筋區域352b處的腦活動活躍時，就意味著其正在發出舉臂的指令。
[0132] 如圖9C所示，例如，當腦部300想要曲肘並舉臂時，以肩運動區352的內轉筋區域 352a、外轉筋區域352b以及肘運動區354的屈曲區域354a為中心的、如等高線那樣的活動 區域370的圖像數據被生成，並被顯示在顯示器90上。在這個活動區域370中，較密的部 分表示光強度較強、血流較多，較疏的部分表示光強度較弱、血流較少。因此，從圖9C所示 圖形可知，當肩運動區352的內轉筋區域352a、外轉筋區域352b以及肘運動區354的屈曲 區域354a處的腦活動活躍時，就意味著其正在發出曲肘並舉臂的指令。
[0133] 下面，參考10A - 10D對深度方向的血流測量結果的顯示實例進行說明。
[0134] 圖10A是發光部120發出的光線的傳播路徑的示意圖。
[0135] 圖10B是表示發光部120發出的光線剛剛照射後（經過了時間tl)的、沿A -A 線的縱向截面圖。
[0136] 圖10C是表示發光部120發出的光線照射了時間t2後的、沿A - A線的縱向截面 圖。
[0137] 圖10D是表示發光部120發出的光線照射了時間t3後的、沿A - A線的縱向截面 圖。
[0138] 如圖10A所示，從發光部120發射的雷射A，例如，如三條光傳播路徑170所示，沿 大致圓弧狀的軌跡進行傳播。另外，在圖10B-圖10D中，用圖像顯示了三條光傳播路徑 170與A - A線相交的測量點A1、A2、A3的光強度的變化。
[0139] 從圖10B可知，在發光部120發出的光線剛剛照射後（經過了時間tl)的光傳播 路徑170中，測量點A3處的血流量（受光強度）被檢測為最強。
[0140] 從圖10C可知，在發光部120發出的光線照射了時間t2後的光傳播路徑170中， 測量點A2處的血流量（受光強度）被檢測為最強。
[0141] 從圖10D可知，在發光部120發出的光線照射了時間t3後的光傳播路徑170中， 測量點A1處的血流量（受光強度）被檢測為最強。
[0142] 這樣，就可以根據光傳播路徑170的深度方向的測量點A1、A2、A3處的光線透過量 來對深度方向的血流量分布進行測量。例如，在圖10B至圖10D的情形中，可以測量出，隨 著時間的進行，血流量最多的點從腦內部向表層部移動。
[0143] 下面，對腦活動測量裝置100的變形例進行說明。
[0144] 圖11A是腦活動測量裝置的變形例1的安裝狀態的示意圖。
[0145] 如圖11A所示，在變形例1的腦活動測量裝置100A的血流測量裝置20A中，多個傳 感器單元24被安裝在被形成為球狀的網狀基部22A上。另外，需要注意的是，在圖11A中， 僅顯示的是從頭部的一側觀察腦活動測量裝置100A的示意圖，但是，位於紙面背面的頭部 另一側的腦活動測量裝置100A也具有相同的構成。
[0146] 各傳感器單元24被保持為貫穿網格交叉部分的狀態。另外，網狀基部22A的四邊 形的連接結構可以根據被安裝的頭部的表面形狀呈菱形狀伸縮，所以，其可以變形為與頭 部表面形狀相對應的球狀。
[0147] 網狀基部22A由各交叉部分所連接的網狀臂部（4條至8條）具有彈性的樹脂材 料所形成，所以，設置的多個傳感器單元24的先端部可以通過材料本身的彈性被緊密地接 觸在頭部表面，另外，既使頭部表面形狀不同，也可以將多個傳感器單元24的先端部緊密 地接觸在作為測量對象的頭部表面。
[0148] 在變形例1中，傳感器單元24的直徑約為10mm - 50mm，所以，在網狀基部22A中， 可以按預定的配置圖案（間隔）安裝150 - 300個左右的傳感器單元24。另外，多個傳感 器單元24與前述實施例1同樣地，可以分別由事先獲得的、與測量對象的測量位置相對應 的地址數據來管理。從各傳感器單元24得到的測量數據與各自的地址數據一起被傳送至 數據管理裝置50,並被保存。
[0149] 另外，網狀基部22A被分割為多個區域塊A - N，每個區域塊A - N內都設置一小 型無線通信裝置（如圖11中黑點所示的400A - 400N)。這樣，多個傳感器單元24的測量 數據就可以被各區域塊A - N內的無線通信裝置400A - 400N傳送至數據管理裝置50。
[0150] 圖11B是變形例1的各部件的構成框圖。
[0151] 如圖11B所示，多個傳感器單元24例如按腦部300的各功能被分類至各區域塊 A - N，並且，例如，被群化為傳感器單元群24A1 - 24Αη、24Β1 - 24Bn、...、24N1 - 24Nn。 各區域塊A - N內設置的無線通信裝置400A - 400N與數據管理裝置50之間進行無線信 號的發送和接收，如果接收到從數據管理裝置50所發送的發光指令，則向各區域塊A - N 的各傳感器24並行地輸出發光信號。這樣，各區域塊A - N的各發光部120就可以順序地 發光，並照射到各區域塊的頭部表面（被測量區域）。與此同時，與各區域塊A - N內設置 的傳感器單元群24A1 - 24Αη、24Β1 - 24Bn、...、24N1 - 24Nn的受光部130所接收的光線 透過量相對應的測量數據被從無線通信裝置400A - 400N傳送至數據管理裝置50。這樣， 在數據管理裝置50內，由傳感器單元群24A1 - 24Αη、24Β1 - 24Bn、...、24N1 - 24Nn所測 得的各區域塊A - N的各數據被並行地進行處理。
[0152] 在這個變形例1中，腦活動測量裝置100A具有多個無線通信裝置400A - 400N，所 以，傳感器單元群24A1 - 24Αη、24Β1 - 24Bn、...、24N1 - 24Nn測得的測量數據可以在非 常短的時間內被傳送出去。與此同時，在數據管理裝置50中，可以按各區域塊對測量數據 進行分析，這樣就可以通過並行處理高效地生成各區域塊A - N的圖像數據。
[0153] 另外，在網狀基部22A中，各交叉部分所連接的多個臂部中的兩個是由導電材料 製成的，這兩個導電材料分別與傳感器單元24的發光部120和受光部130相連，這樣，就可 以進行發光的指示以及檢測所接收的測量數據。
[0154] 圖12是腦活動測量裝置的變形例2的安裝狀態的示意圖。
[0155] 如圖12所示，在變形例2的腦活動測量裝置100B的血流測量裝置20B中，在由樹 脂材料構成的撓性配線板500上呈放射狀地設置了多個切口 510A - 510N。另外，需要注 意的是，在圖12中，僅顯示的是從頭部的一側觀察腦活動測量裝置100B的示意圖，但是，位 於紙面背面的頭部另一側的腦活動測量裝置100B也具有相同的構成。另外，在撓性配線板 500中，也如前述實施例1同樣地，按預定的間隔設置了多個傳感器單元24。
[0156] 撓性配線板500具有可撓性，所以，藉助多個切口 510A - 510N，其可以容易地變 形為與頭部表面形狀相對應的曲面形狀。但是，通過從被形成為平板狀的撓性配線板500 的外側向中心部設置多個切口 510A - 510N，並且，調整切口的角度和切口的長度，也可以 與各種各樣的曲面形狀相對應。這樣，在本實施例中，可以一邊彎曲撓性配線板500, 一邊 將其容易地設置在頭部表面，同時，測量結束後，可以僅通過將撓性配線板500恢復為平面 狀，就可以容易地將其拆下。
[0157] 另外，設置在撓性配線板500上的多個傳感器單元24由被切口 510A - 510N分割 的各區域所控制，分別被群化為傳感器單元群24A1 - 24Αη、24Β1 - 24Βη、...、24Ν1 - 24Nn。 因為可以將多個切口 510A - 510N設置在任意的位置，所以，可以根據被測量區域來設定各 區域塊A- N的各區域。
[0158] 另外，在本變形例2中，也與前述變形例1同樣地，在各區域塊A - N內設有小型 無線通信裝置400A - 400N(在圖12中用黑圓點表示）。這樣，多個傳感器單元24的測量 數據就可以按各區域塊A - N從無線通信裝置400A - 400N被傳送至數據管理裝置50。
[0159] 圖13是腦活動測量裝置的變形例3的安裝狀態的示意圖。
[0160] 如圖13所示，變形例3的腦活動測量裝置100C的血流測量裝置20C是將由樹脂 材料構成的撓性配線板600形成為帶狀，並且，將撓性配線板600呈螺旋狀卷付的結構。另 夕卜，需要說明的是，在圖13中，僅顯示的是從頭部的一側觀察腦活動測量裝置100C的示意 圖，但是，位於紙面背面的頭部另一側的腦活動測量裝置100C也具有相同的構成。另外，在 撓性配線板600中，與前述變形例2同樣地，多個傳感器單元24以及無線通信裝置400A - 400N(在圖13中用黑圓點表示）分別被設成為相隔預定的距離。
[0161] 撓性配線板600因為被形成為具有可撓性的帶狀，所以其可以自由地捲曲成頭部 表面的形狀，並且，可以容易地被安裝至頭部以使其與頭部的曲面形狀緊密接觸。另外，盡 管被測量者的頭部形狀多種多樣，但是，在安裝時，可以通過適當地調整撓性配線板600的 卷付範圍來與之進行適應。
[0162] 圖14是傳感器單元的變形例的縱向截面圖。
[0163] 需要說明的是，在圖14中，與前述圖2的傳感器單元24相同的部分被標註相同的 符號，並且省略其說明。如圖14所示，在變形例的傳感器單元700中，在形成為錐筒狀的腦 波測量電極710的內側插入地設置了形成為錐狀的光路分離部件720。在本變形例中，在光 路分離部件720的外周上，一體地鑲嵌了腦波測量電極710。另外，需要說明的是，腦波測 量電極710和光路分離部件720的錐角可以根據全長和上下端部的面積任意地進行設定。 另外，光路分離部件720也與前述實施1同樣地，由全息圖（hologram)構成，用於將發光部 120發出的雷射從先端部722射出，並將在腦部300內傳播的、從先端部722入射的光線匯 集至受光部130。
[0164] 腦波測量電極710的先端部712比光路分離部件720的先端部722還向下突出， 這樣，通過與頭部表面220接觸，就可以測量該被測量區域的腦波。
[0165] 另外，腦波測量電極710的基端側設有大徑鍔部714。這個鍔部714沿軸方向（上 下方向）與由導電材料形成的外筒部件730的內壁可滑動地被插入。外筒部件730具有： 空間740,其用於使上述腦波測量電極710和光路分離部件720在軸方向上滑動；上部壁部 732,其被形成為圍繞空間740的上部；下部壁部734,其別形成為圍繞空間740的下部。
[0166] 在腦波測量電極710的鍔部714和上部壁部732之間安裝有付壓部件（線圈彈 簧）750,用於在下方對腦波測量電極710付壓。當腦波測量電極710和光路分離部件720 的先端部與頭部表面接觸時，付壓部件750被按壓力所壓縮，這樣，與該壓縮力相反的彈性 反力就將腦波測量電極710和光路分離部件720的先端按壓在頭部表面220。
[0167] 因此，通過向下方按壓外筒部件730進行安裝，付壓部件750的付壓力產生作用， 可以使腦波測量電極710和光路分離部件720的先端緊密地接觸至頭部表面220。這樣，既 使被測量區域有頭髮，腦波測量電極710和光路分離部件720的先端也可以確實地與頭部 表面220進行接觸。
[0168] 在光路分離部件720的上端面724上安裝了發光部120和受光部130。本變形例 的光路分離部件720被形成為上端為大徑的錐狀，所以，上端面724的面積可以根據發光部 120和受光部130的大小進行設定。另外，也可以與發光部120和受光部130無關地，通過 對光路分離部件720的先端部722的直徑進行小徑化處理，使與頭部表面220的接觸面積 減小。這樣，當光路分離部件720的上端面724與頭部表面220接觸時，可以不夾頭髮，並 提高測量精度。
[0169] 另外，需要說明的是，在本實施例中，從頭部表面220發出的雷射A以及從光路分 離部件720的先端接收到的光線，因為在錐狀的內壁上反射並同時形成導波路，所以不影 響光的透過量。
[0170] [實施例2]
[0171] 圖15是實施例2的血流測量裝置的概要構成系統圖。
[0172] 如圖15所示,實施例2的血流測量裝置800是用於測量人工透析時的血流量，該 血流測量裝置800具有：傳感器單元820,其被安裝至與人工透析裝置810相連的透析管 812 ;控制部830,其根據傳感器單元820輸出的測量數據對人工透析裝置810進行控制。
[0173] 透析管812由具有彈性的半透明樹脂構成。另外，透析管812與接受透析的患者 840的血管842、844相連，將從血管842、844中取出的血液提供給人工透析裝置810。在人 工透析裝置810中，具有：人工腎臟（dialyzer)，其用於過濾血液，提供透析液；泵裝置，其 用於傳送血液。
[0174] 控制部830根據由傳感器單元820測量的測量數據計算血流量和紅血球濃度，並 根據血流量控制人工透析裝置810的透析液的供給量和泵裝置的轉數。另外，控制部830 將傳感器單元820的測量結果和透析數據輸出至個人電腦850。在個人電腦850中，進行測 量結果和透析數據的保存和分析。
[0175] 圖16是實施例2的傳感器單元820的構成的縱向截面圖。
[0176] 如圖16所示，傳感器單元820具有：保持部件860,其用於將透析管812的一部分 保持為從上下方向按壓的狀態；兩組傳感器部870、880。第一傳感器部870由配置在透析 管812上部的第一發光部872、配置在透析管812下部的第一、第二受光部874、876所組成。 另外，第二傳感器部880也與第一傳感器部870同樣地，由配置在透析管812上部的第二發 光部882、配置在透析管812下方的第三、第四受光部884、886所組成。
[0177] 在這個實施例2中，使用上述公式3採用兩點兩波長的測量方法對紅血球濃度Rpw 進行測量。即：通過將第一發光部872和第二發光部882發出的雷射的波長設定為不同的 波長λ 1、λ 2 ( λ 1 = 805nm、λ 2 = 680nm)，僅將紅細胞比容（Ht)作為變量測量紅血球濃 度。因此，由該計算方法可知，可以正確地測量紅血球濃度值，該紅血球濃度值是基於紅細 胞比容（Ht)的測量值。
[0178] [實施例3]
[0179] 圖17是實施例3的血流測量裝置的概要構成系統圖。
[0180] 如圖17所示，實施例3的血流測量裝置900具有：測量部920,其與被測量區域的 皮膚表面910接觸；傳感器單元930,其設置在測量部920的內部；控制部940,其根據傳感 器930輸出的測量數據生成血流測量圖像。
[0181] 測量部920被形成為可以用手來移動的大小，例如，可以根據對人體哪個部位進 行測量來進行適當地移動。另外，在測量部920中，圓錐狀部922的底面是與被測量區域相 接觸的測量面924,在圓錐狀部922的上部突出一把持部926。因此，執行血流測量的測量 者可以通過把持該把持部926,使測量面924適當與被測量區域的皮膚表面910接觸，來測 量該被測量區域的血流。
[0182] 傳感器單元930具有：發光部950,其用於發射雷射A ;受光部960、962,其被配置 為距光線射出點不同的位置處；光路分離部件970,其由全息圖（hologram)構成。在光路 分離部件970的上面安裝了發光部940和一對受光部960、962,光路分離部件970的下面形 成了測量面924。
[0183] 這樣，如果從發光部940發射的雷射A通過光路分離部件970後被照射至任意的 被測量區域的皮膚表面910上時，雷射A穿過皮膚表面910下側的血管中的血流，傳播至測 量面924。然後，在一對受光部950、960中，分別接收傳播至光路分離部件970的光線，將基 於接收到的光線透過量的電信號輸出至控制部940。
[0184] 在本實施例中，使用前述公式2採用兩點一波長的測量方法對血管912中流動的 紅血球濃度Rp進行測量。即：紅血球濃度是兩個受光部960、962之間的距離Z L以及前 述紅細胞比容（Ht)的函數。這樣，在對紅血球濃度進行計算時，由於兩個因子中的受光部 960、962之間的距離」L是事先就知道的，所以，可以測量紅血球濃度，該紅血球濃度是將 紅細胞比容（Ht)作為變量的值。因此，由這種計算方法可知，可以準確地測量紅血球濃度， 該紅血球濃度是基於紅細胞比容（Ht)的測量值。
[0185] 控制部940與顯示器980相連，用於根據由測量部920的傳感器單元930所測量的 血流測量數據生成圖像數據，並將由該圖像數據所得到的測量圖像顯示在顯示器980上。 這樣，測量者就可以一邊觀察顯示器980上顯示的測量圖像982, 一邊手持測量部920使測 量面924與皮膚表面910相接觸，來確認血流是否正常。
[0186] 另外，因為血流測量裝置900的測量部920可以適當地被移動，所以可以容易地測 量頭部以外的部位的血流，同時，因為血流測量裝置900便於攜帶，所以可以不受具體使用 場所的限制，即：在醫療機關的診察室以外的場所（例如，地震發生時的臨時診療所或醫療 機關以外的建築物、帳篷，甚至室外等）也可以被方便地使用。
[0187] 本發明並不局限於上述具體實施例，只要不脫離權利要求書的範圍，亦可採用其 他變化形式代替，但那些變化形式仍屬於本發明所涉及的範圍。
【權利要求】
1. 一種血流測量裝置，包括： 傳感器單元，其具有用於向被測量區域照射光線的發光部、以及用於接收在所述被測 量區域內傳播的光線的受光部， 控制部，其用於根據所述受光部輸出的信號對所述被測量區域的血流狀態進行測量， 其中， 所述發光部發出第一光線和第二光線，所述第一光線具有難以被血液中的氧飽和度影 響其光學特性的波長，所述第二光線具有被血液中的氧包和度影響其光學特性的波長， 由設置在與所述發光部的距離不同的位置上的至少兩個所述受光部接受所述發光部 發出的所述第一光線和所述第二光線， 所述控制部通過設定從所述發光部發出的第一光線下的紅血球濃度與所述第二光線 下的紅血球濃度之比，執行對從至少兩個所述受光部所得到的信號中含有的氧飽和度的成 分進行取消的計算處理，以僅針對表示每單位體積的紅血球的體積濃度的紅細胞比容Ht 的函數進行計算，來對所述被測量區域的血流狀態進行測量， 所述傳感器單元具有由全息圖構成的光路分離部件，所述全息圖被構成為，對從所述 發光部射向所述被測量區域的光線的折射率與對從所述被測量區域射向所述受光部的光 線的折射率不同。
2. 根據權利要求1所述的血流測量裝置，其中， 所述控制部通過將所述受光部接受到所述第一光線時的第一光線透過量與所述受光 部接受到所述第二光線時的第二光線透過量進行比較，對所述被測量區域的血流狀態進行 測量。
3. 根據權利要求2所述的血流測量裝置，其中， 所述控制部根據基於至少兩個所述受光部輸出的所述第一、第二光線透過量的測量數 據，對所述被測量區域的血流狀態進行測量。
4. 根據權利要求1至3中的任意1項所述的血流測量裝置，其中， 所述發光部和所述受光部經由所述光路分離部件進行光線的發射和接收。
5. -種腦活動測量裝置，其中， 通過使用權利要求1至4中的任意1項所述的血流測量裝置對腦部的血流進行測量， 並根據所述血流測量裝置測量的結果，對所述腦部的活動狀態進行測量。
6. 根據權利要求5所述的腦活動測量裝置，其中， 在不同的位置上設置多個所述傳感器單元， 所述控制部使多個所述傳感器單元中的一個傳感器單元的發光部發光，並檢測從該一 個傳感器單元離開了不同的距離的至少兩個所述傳感器單元的受光部所接收到的光線透 過量，然後根據基於兩個所述受光部輸出的第一、第二光線透過量的測量數據，對所述被測 量區域的腦活動狀態進行測量。
7. 根據權利要求6所述的腦活動測量裝置，其中， 所述控制部使多個所述傳感器單元的所有所述發光部順序地發光，並檢測從所述發光 的一個傳感器單元離開不同的距離的至少兩個傳感器單元的受光部所接收的光線強度，然 後根據基於兩個所述受光部所輸出的所述第一、第二光線透過量的測量數據，對所述被測 量區域的腦活動狀態進行測量。
8. 根據權利要求5至7中的任意1項所述的腦活動測量裝置，其中， 所述傳感器單元具有用於測量腦波的腦波測量電極。
9. 根據權利要求8所述的腦活動測量裝置，其中， 所述腦波測量電極在所述傳感器單元中被形成在所述光路分離部件的先端面到側面。
【文檔編號】A61B5/026GK104207767SQ201410411635
【公開日】2014年12月17日 申請日期:2009年7月14日 優先權日:2009年7月14日
【發明者】山海嘉之 申請人:國立大學法人筑波大學