CN101953683B - 血流测量装置及使用该血流测量装置的脑活动测量装置 - Google Patents

Abstract

一种脑活动测量装置，具有安装至头部的血流测量装置、根据该血流测量装置测量的光线透过量的检测信号测量脑活动状态的控制部、以及将该控制部输出的测量结果送至外部装置的第一无线通信装置。该血流测量装置上设有多个通过向帽子形的基部照射光线以形成光导波路的传感器单元。数据管理装置具有接收从第一无线通信装置发送的血流测量数据的第二无线通信装置、保存该第二无线通信装置接收到的血流测量数据的数据库、根据该血流测量数据生成图像数据的测量数据图像显示控制装置、以及显示该图像数据的显示器。

Description

血流测量装置及使用该血流测量装置的脑活动测量装置

技术领域

本发明涉及一种血流测量装置及使用该血流测量装置的脑活动测量装置，该脑活动测量装置被构成为，可以不受血液内含有的氧饱和浓度的影响，准确地对血液的供给状态进行测量。

背景技术

作为对血液流动进行测量的装置，例如，有一种脑活动测量装置，其将形成为光导波路的探针(Probe)安装在头部，通过对脑内血流进行测量，将脑活动状态的图像显示在显示器上(例如，参考日本专利文献1——“特开2003-149137号公报”)。

另外，还有一种作为脑活动测量装置的装置，该装置具有：光源，其用于对生体进行光线照射；光测量单元，其包含光发收器，该光发收器用于检测生体所发出的多个波长的光线；经时变化测量单元，其根据多个波长的光线的透过量的变化，求出血液内含有的特定成分的经时变化；血流计算单元，其根据特定成分的经时变化以及特定成分的血液中的比率，计算血流(例如，参考日本专利文献2——“特开2003-144401号公报”)。在上述专利文献1和2中，将多个发光部和多个受光部安装在头部，通过应用近红外线分光法检测在脑内传播的光线的透过量，对脑功能的活动状态进行映射处理的装置也被称为“光形貌(topography)”装置。

另外，作为对脑以外的血流进行测量的血流测量装置，还有一种通过对血液层进行光线照射，然后对光线的透过量进行测量，以检测血液内是否具有血栓的装置(参考日本专利文献3——“特开2002-345787号公报”)。

如上述专利文献1-3中记载的装置那样，在使用形成为光导波路的发光部和受光部对血流进行测量的方法中，测量对象是透过血液的光线的透过量的变化，而不是响应脑活动而进行变动的红血球的量或密度(hematocrit：红细胞比容)。另一方面，红血球中含有的血红素(hemoglobin：Hb)具有对光线进行吸收以及散射和反射的性质，另外，其光学特性受血液中的Hb密度、氧饱和度以及光路长度的影响也是众所周知的。所以，在使用如上所述的光测量单元对血流进行测量的方法中，测量结果会受到红血球内含有的血红素以及氧饱和度(由红血球所运载的氧气量)这两个条件的影响而发生变化。

因此，如果血液中的氧饱和度一定，则可以正确地执行根据基于红血球的量或密度(红细胞比容)的光线透过量来对血液进行的测量，但是，如果脑或肌肉的活动导致氧消耗量增加或减少，则氧气分压(PaO2)会导致氧饱和度发生变化，同时，氧饱和度又会导致光线吸收率发生变化，所以，氧饱和度导致的光线透过量的变动也可能被错误地检测为血流的变化。

在使用上述专利文献1-3的测量装置对向脑或肌肉提供血液的血管内的血液进行测量时，如果脑或肌肉的活动活跃，则血液中的氧气分压就会发生变化，这样，因为氧气分压的变化会导致氧饱和度发生变动，所以，在这种情况下，很难准确地对脑或肌肉的活动状态进行测量。

另外，脑活动活跃时，脑内的氧消耗量也会增加，这样，无数的毛细血管就会向脑部提供血液。所以，测量实际上是根据传感器的大小(形成为光导波路的探针的直径)对存在着多个毛细血管的预定范围内的血液进行的测量。但是，在现有的血液测量装置和脑活动测量装置中，氧饱和度不同的血液在多个毛细血管内流动时，由于氧饱和度不同，检测出的光线透过量也不同，所以，在这种情况下，也很难准确地对脑活动状态进行测量。

另外，对脑以外的血管内的血流进行测量时，如果血液中的氧饱和度不同，红血球的量或密度(红细胞比容)以及氧饱和度这两方面的因素都会导致光线透过量发生变化，所以，在这种情况下，也很难正确地对血流进行测量。

发明内容

本发明是鉴于上述课题而提出的，其目的在于，提供一种能够解决上述课题的血流测量装置及使用该血流测量装置的脑活动测量装置。

为了解决上述课题，本发明具有如下所述的技术手段。

本发明的血流测量装置具有：传感器单元，其包含发光部和受光部，该发光部用于向被测量区域照射光线，该受光部用于接受在所述被测量区域内传播(propagate)的光线；控制部，其根据由所述受光部输出的信号对被测量区域的血流状态进行测量；其中，设置在与所述发光部的距离不同的位置上的至少两个所述受光部接受所述发光部发出的光线，所述控制部通过实行对从所述至少两个受光部得到的信号中含有的氧饱和度的成分进行取消的计算处理，来对所述被测量区域的血流状态进行测量。

另外，在本发明的所述血流测量装置中，所述发光部发出第一光线和第二光线，所述第一光线具有难以被血液中的氧饱和度影响其光学特性的波长，所述第二光线具有被血液中的氧包和度影响其光学特性的波长。

另外，在本发明的所述血流测量装置中，所述控制部通过将所述受光部接受到所述第一光线时的第一光线透过量与接受到所述第二光线时的第二光线透过量进行比较，对所述被测量区域的血流状态进行测量。

另外，在本发明的所述血流测量装置中，所述控制部根据基于至少所述两个受光部输出的所述第一、第二光线透过量的测量数据，对所述被测量区域的血流状态进行测量。

另外，在本发明的所述血流测量装置中，所述传感器单元具有光路分离部件，该光路分离部件被构成为，对从所述发光部射向所述被测量区域的光线的折射率与对从所述被测量区域射向所述受光部的光线的折射率不同；所述发光部和所述受光部经由所述光路分离部件进行光线的发射和接收。

另外，本发明的脑活动测量装置通过使用所述血流测量装置对脑部血流进行测量，并根据所述血流测量装置测量的结果，对所述脑部的活动状态进行测量。

另外，在本发明的所述脑活动测量装置中，在不同的位置上设置有多个所述传感器单元，所述控制部使所述多个传感器中的一个传感器的发光部发光，并检测与所述一个传感器的距离不同的位置上设置的至少两个所述传感器的受光部所接收到的光线透过量，然后根据基于所述两个受光部所输出的所述第一、第二光线透过量的测量数据，对所述被测量区域的脑活动状态进行测量。

另外，在本发明的所述脑活动测量装置中，所述控制部使所述多个传感器单元的所有所述发光部顺序地发光，并检测与所述发光的一个传感器单元的距离不同的位置上设置的至少两个所述传感器的受光部所接收的光线强度，然后根据基于所述两个受光部所输出的所述第一、第二光线透过量的测量数据，对所述被测量区域的脑活动状态进行测量。

另外，在本发明的所述脑活动测量装置中，所述传感器单元具有用于测量脑电波(即：脑波)的脑波测量电极。

另外，在本发明的所述脑活动测量装置中，所述脑波测量电极被形成在所述光路分离部件的先端面的侧面。

根据本发明，其效果在于，因为发光部发出的光线被设置在与发光部距离不同的位置上的至少两个以上的受光部所接收，然后再根据从所述至少两个以上的受光部所得到的信号，对被测量区域的血流状态进行测量，因此，从所述两个以上的受光部所得到的信号中含有的氧饱和度的成分可以相互抵消，这样，就可以根据基于被测量区域内流动的血液中含有的红血球的容积比率的信号，对血流以及脑活动的状态进行准确的测量。

附图说明

图1是使用本发明的血流测量装置的脑活动测量装置的一个实施例的系统构成图。

图2A是将传感器单元24的安装状态放大显示的纵向截面图。

图2B是传感器单元24的变形例的纵向截面图。

图3是用于说明血流测量方法的原理的示意图。

图4是激光波长与改变了血液中的氧饱和度时的光线吸收状态之间的关系图。

图5是从左侧观察脑部的示意图。

图6是用于说明根据脑内血流对脑活动进行测量时的原理的示意图。

图7是用于说明脑活动测量装置100的控制部30执行脑内血流测量处理的流程图。

图8是用于说明数据管理装置50的测量数据图像显示控制装置80执行测量数据图像显示处理的流程图。

图9A是肩运动区352和肘运动区354的测量前的状态示意图。

图9B是根据想要抬臂时的测量数据所得到的图像数据的示意图。

图9C是根据想要曲肘并抬臂时的测量数据所得到的图像数据的示意图。

图10A是发光部120发出的光线的传播路径的示意图。

图10B是表示发光部120发出的光线刚刚照射后(经过时间t1)的、沿A-A线的纵向截面图。

图10C是表示发光部120发出的光线照射了时间t2后的、沿A-A线的纵向截面图。

图10D是表示发光部120发出的光线照射了时间t3后的、沿A-A线的纵向截面图。

图11A是脑活动测量装置的变形例1的安装状态的示意图。

图11B是变形例1的各部件的构成框图。

图12是脑活动测量装置的变形例2的安装状态的示意图。

图13是脑活动测量装置的变形例3的安装状态的示意图。

图14是传感器单元的变形例的纵向截面图。

图15是实施例2的血流测量装置的概要构成系统图。

图16是实施例2的传感器单元820的构成的纵向截面图。

图17是实施例3的血流测量装置的概要构成系统图。

主要符号说明：

10：脑活动测量系统；20、800：血流测量装置；22：基部；22A：网状基部；24(241-24n)、24A-24C、24A-24An、24B1-24Bn、…、24N1-24Nn、24X、700、820、930：传感器单元；30、830、940：控制部；40、60：无线通信装置；50：数据管理装置；70：数据库；80：测量数据图像显示控制装置；90：显示器；100、100A-100C：脑活动测量装置；120、950：发光部；130、960、962：受光部；140、720：光路分离部件；150、710：脑波测量电极；160、500、600：挠性配线板；170：光传播路径；180：血管；220：头部表面；230：血液层；240：红血球；300：脑部；301：大脑；302：小脑；303：脑干；400A-400N：无线通信装置；810：人工透析装置；812：透析管；860：保持部件；870、880：传感器部；872：第一发光部；874、876、884、886：第一至第四受光部；882：第二发光部；900：血流测量装置；910：皮肤表面；920：测量部；924：测量面；970：光路分离部件；980：显示器。

具体实施方式

以下参考附图说明本发明的最佳实施方式。

[第一实施例]

图1是使用本发明的血流测量装置的脑活动测量装置的一个实施例的系统构成图。

如图1所示，脑活动测量系统10具有：脑活动测量装置100；数据管理装置50，其用于管理由脑活动测量装置10所测量的数据。另外，需要说明的是，图1中仅示出了脑活动测量装置100的头部一侧的示意图，位于纸面背面的脑活动测量装置100的另一侧也具有相同的构成。

脑活动测量装置100具有：血流测量装置20，其设置在头部；控制部30，其根据由血流测量装置20所测量的光线透过量的检测信号对脑部活动状态(红血球的分布)进行测量；无线通信装置40，其以无线通信的方式将控制部30所输出的测量结果(血流数据)发送至外部装置。

控制部30内保存有控制程序，该控制程序用于执行计算处理(参考后述的计算公式)，该计算处理是用于取消从至少两个所述受光部得到的信号中含有的氧饱和度的成分。

血流测量装置20内配置了多个光学式传感器单元24(24₁-24n)，传感器单元24通过向帽子型的基部22照射光线形成光导波路。在本实施例中，因为传感器单元24的直径约为10mm-50mm，所以，在半球形状的基部22中，可以按照预定的配置模式(预定的间隔)安装大约150-300个传感器单元24。多个传感器单元24分别被地址数据所管理，该地址数据是预先与测量对象的测量位置进行了对应的数据。从各传感器单元24得到的测量数据与各地址数据一同被传送出去，并被保存。

另外，需要注意的是，多个传感器单元24(24₁-24n)的配置模式最好是按照一定间隔而排列成的矩阵形状，但是，因为被测量体的头部形状并不相同，并且，头部的大小和曲面形状也是多种多样的，所以，也可以将传感器单元24按不规则的间隔来进行配置。

另外，脑活动测量装置10具有作为输出单元的无线通信装置40。在本实施例中，无线通信装置40与数据管理装置50组合使用，该数据管理装置50用于对由无线通信装置40所传送的血流测量数据进行管理，但是，也可以将该血流测量数据传送至其他外部装置(例如：作为个人电脑等的电子装置或促动器(actuator)等的控制对象的装置)。

数据管理装置50具有：无线通信装置60，其用于接收无线通信装置40所传送的血流测量数据；数据库70，其用于保存从无线通信装置60得到的血流测量数据；测量数据图像显示控制装置80，其用于根据由数据库70所提供的血流测量数据生成图像数据；显示器90，其用于显示由测量数据图像显示控制装置80所生成的测量结果的图像数据。

另外，因为可与脑活动测量装置100进行无线通信，所以，数据管理装置50也可以被设置在远离脑活动测量装置100的场所，例如，可以将其设置在被测量者看不到的场所。

图2A是传感器单元24的安装状态的放大显示图。

需要说明的是，图2A中显示的是多个被配置的传感器单元24中的传感器单元24A、24B、24C被安装时的状态。如图2A所示，各传感器单元24A、24B、24C被插入具有可挠性的半球形状的基部22的安装孔26内，并被黏着剂等固定。所以，各传感器单元24A、24B、24C通过被固定在基部22的安装孔26内而被保持，以使其先端部分与被测量者的头部表面相接触。另外，各传感器单元24A、24B、24C的构成相同，并且，在相同的位置被赋予相同的符号。

传感器单元24具有：发光部120，其由激光二极管构成，该激光二极管用于向头部表面220照射激光(发射光)A；受光部130，其由受光元件构成，该受光元件用于输出与接收到的光线透过量相对应的电信号；光路分离部件140，其由全息图(hologram)构成，该全息图被构成为，其对由发光部120照向被测量区域的激光A的折射率与对透过被测量范围并被入射至受光部130的入射光B、C的折射率不同。

另外，光路分离部件140的外周镶嵌了用于测量脑波的脑波测量电极150，脑波测量电极150被形成为圆筒形，并被形成在光路分离部件140的先端面的侧面。脑波测量电极150的上端与挠性配线板160的配线图案(pattern)电性连接。

发光部120和受光部130的上侧被实装在挠性配线板160的下侧。在挠性配线板160中形成有与控制部30相连的配线图案。配线图案中的与各传感器单元24相对应的位置处，通过焊锡等，与发光部120和受光部130电性连接。另外，需要说明的是，挠性配线板160可以根据传感器单元24的先端与被测量区域接触时的被测体头部的形状进行变形，所以，在安装和拆卸操作时，不会发生断线。

在脑波测量电极150中，先端向内侧弯曲的接触探头152比光路分离部件140的端面还要突出。这样，在光路分离部件140的端面与被测量区域接触时，接触探头152也会与该被测量区域接触，并对脑波进行测量。另外，脑波测量电极150也可以采用如下方法来形成，即：通过镀气或电镀等的薄膜形成方式，在光路分离部件140的外周和先端缘部涂敷导电膜。另外，作为脑波测量电极150的材料，例如，可以在光路分离部件140的外周和先端缘部形成由被称为ITO(IndiumTin Oxide)的氧化铟锡所制成的透明导电膜。由该透明导电膜形成脑波测量电极150时，因为脑波测量电极150具有透光性，所以，可以用脑波测量电极150来覆盖光路分离部件140的整个外周和先端面。

另外，一般来说，在进行脑断层摄影(扫描)时，不能同时也对血流状态和脑波进行测量。但是，通过在传感器单元24上设置电极150，就可以同时测量血流和脑波，还可以对脑内血流和脑波之间的相关关系进行详细的分析。

在进行血流测量时，控制部30从设置的多个传感器单元24中选择任意一个传感器单元24，并使该传感器单元24的发光部120发出激光A。此时，发光部120发出的激光以不受氧饱和度影响的波长λ(λ约为805nm)被输出。

另外，各传感器单元24被保持为其先端(光路分离器材140的端面)与被测体头部的被测量区域相接触的状态。由发光部120射出的激光A透过光路分离部件140，沿垂直于头部头皮的方向向脑内入射。在脑内，激光A向脑中心行进的同时，以入射位置为基点，沿脑部表面向周围传播。从侧面来看，激光A在脑内的光传播路径170为圆弧形，在经过头部血管180之后，返回头皮表面220。

经过上述光传播路径170的光线，其透过量一边随血管180内流动的血液中含有的红血球的量或密度进行变化，一边到达受光侧的传感器单元24B、24C上。另外，因为激光A的透过量随激光A在脑内的传播逐渐下降，所以，激光A离基点(入射位置)越远，则受光部130的受光等级与距离成比例地下降。所以，被接收的光线的透过量也依据激光A离开入射位置的距离而变化。

在图2A中，如果将位于左端的传感器单元24A作为发光侧基点，则传感器单元24A本身、其右邻的传感器单元24B、以及、其右邻的右邻的传感器单元24C构成了受光侧基点(测量点)。

光路分离部件140例如可以通过使透明丙烯树脂的密度分布发生变化的方式，来使激光A直线前进，并被形成为，可以将入射光B、C导入受光部130的结构。另外，光路分离部件140具有：射出侧透过领域142，其使发光部120发出的激光A从基端侧(图2A中的上侧)透过，并入射至先端侧(图2A中的下侧)；入射侧透过领域144，其使在脑内传播的光线从先端侧(图2A中的下侧)透过，并入射至基端侧(图2A中的上侧)；折射领域146，其形成在射出侧透过领域142和入射侧透过领域144之间。该折射领域146使激光A透过，但是，还具有使透过血流的光线(入射光B、C)反射的性质。折射领域146例如可以通过使丙烯树脂的密度发生改变、在该领域设置金属薄膜、或者、使金属微粒子分散等的方式来形成。这样，从光路分离部件140的先端入射的光线就可以全部汇集至受光部130。

图2B是传感器单元24的变形例的示意图。

如图2B所示，在变形例的传感器单元24X中，光路分离部件140的下端设置了衍射格子190。衍射格子190的下侧边缘部被脑波测量电极150的、先端向内侧弯折的接触探头152所保持。衍射格子190被构成为，背面和表面上形成有微细凸凹图案，从头部表面22入射的光线通过该凸凹图案的边界部分时，根据衍射作用被折射至受光部130。

下面，对血流测量方法的原理进行说明。

图3是用于说明血流测量方法的原理的示意图。

如图3所示，如果从外部向血液照射激光A，则入射至血液层230的激光A作为由一般的红血球240所发射和散射的光线成分、以及、由付着的血栓所反射和散射的光线成分的两种成分透过血液并行进。

光线在透过血液层过程中受到的影响根据血液的状态不停地发生变化，所以，通过连续地测量光线的透过量(光的发射量也可以)，并观测其光量的变化，就可以观察到各种各样的血液性质的变化。

脑活动活跃后，脑内的氧消耗量就会增加，这样，由运载氧气的红血球的红细胞比容以及血液的氧饱和度所引起的血流的状态，就变为光量的变化，并被表现出来。

这里，红细胞比容(Hct：表示单位体积的红血球的体积比，即：单位体积的红血球的体积浓度。也可以用Ht来表示。)等的变化同样也是与血红素密度的变化相关的因素，影响光量的变化。本实施例的基本原理在于，如上所述，使用激光A根据由血流而产生的光路·光线透过量的变化对血流状态进行测量，进一步，根据脑内的血流状态测量脑活动状态。

下面，对本发明的特征由其原理上的构成来进行说明。血液的光学特性由血球成分(特别是红血球的细胞内部的血红素)所决定。另外，因为血红素具有容易与氧气结合的性质，所以，红血球也可以起到向脑细胞运载氧气的作用。血液的氧饱和度是用来表示血液中的血红素的百分之多少与氧气进行了结合的数值。另外，氧饱和度与动脉血液中的氧气分压(PaO2)相关，是呼吸功能(气体交换)的重要指标。

已经知道，如果氧气分压高，则氧饱和度也变高。如果氧饱和度变动，则透过血液的光线的透过量也发生变动。所以，在执行血流测量时，通过去除氧饱和度的影响，就可以进行更准确的测量。

另外，作为对氧气分压(PaO2)产生影响的因素还有肺泡换气量，进一步还有大气压或吸入氧气浓度(FiO2)等的环境、换气/血流比或气体扩散率、短路率等的肺泡中的气体交换等的因素。

控制部30具有计算单元，用于执行信号的处理，该信号是与上述传感器单元24A、24B、24C的受光部130所生成的光线透过量(光强度)相对应的信号。在这个计算单元中，如后所述，执行用于根据传感器单元24B、24C的受光部130所输出的测量值对血流状态进行测量的计算处理。

发光部120的激光A是以预定的时间间隔(例如，10Hz-1MHz)断续照射的脉冲激光或者连续激光。当使用脉冲激光时，根据血液流速确定脉冲激光的照射和不照射的频率(即，点灭频率)，并连续地、或者、以该点灭频率两倍以上的测量采样(sampling)频率进行测量。另外，当使用连续激光时，根据血液流速确定测量采样频率，以进行测量。

血液中的血红素(Hb)通过呼吸在肺中与氧气产生化学反应变成HbO2，将氧气摄入血液中，但是，由于呼吸状态等的原因，被摄入血液中的氧气的程度(氧饱和度)也存在着微妙的差异。即：在本发明中，向血液照射光线后，发现了该氧饱和度会引起光线吸收率发生变化的现象。由于该现象是上述使用激光A来进行血流测量中的不利因素，所以，本发明去除了氧饱和度的影响。

图4是激光波长与改变了血液的氧饱和度时的光线吸收状态之间的关系图。

在体内，红血球中所含有的血红素分为两种，如图4所示，一种是与氧气结合了的氧化血红素(HbO2：曲线II)，另一种是没有与氧气结合的血红素(Hb：曲线I)。在这两种状态下，光线的吸收率存在很大的差异。例如，富含氧气的血液是颜色新鲜的鲜血，而静脉血因为释放了氧气其颜色有些发黑。如图4的曲线I、II所示，这些光线吸收率的状态在较宽的波长范围内进行变化。

根据图4中的曲线I、II选择特定的波长对血液进行照射，既使生体内的氧气代谢等导致了红血球中的血红素的氧饱和度发生了很大变动，光线吸收率也可以不受其影响，并对血流进行准确的测量。

与红血球中的血红素的氧饱和度无关，在某波长范围内，光线吸收率较小。这样，就可以根据波长λ来确定光线是否容易通过血液层。因此，如果使用预定波长范围(例如，波长λ的范围约为800nm-1300nm)的光线来照射，就可以将氧饱和度控制至最小，并在此基础上对血流进行测量。

因此，本发明中使用的激光A的波长范围为大约600nm-1500nm。在此范围内，血红素(Hb)的光线吸收率在实际应用中非常小，并且，在此范围内，还包含等吸收点X，所以，可以有效地使用2个波长以上的测量点，并且，在计算上，将其视为等吸收点，即：可以得到不受氧饱和度影响的方法。但是，需要说明的是，在其他波长范围内，当波长λ小于600nm时，光线吸收率变高，S/N下降，当波长λ大于1500nm时，受光部130的受光灵敏度不足，会受到血液中的其他成分等的不利因素的影响，不能进行高精度的测量。

因此，在本实施例中，发光部120使用由可变波长半导体激光发生器构成的发光元件，将发光部120发出的激光A的波长设定为两种：一种是曲线I、II上的等吸收点X所对应的波长λ1＝805nm(第一光线)；另一种是曲线I上的最低的光线吸收率所对应的波长λ2＝680nm(第二光线)。

下面，对红血球浓度R、Rp、Rpw的检测方法进行说明，该检测方法是基于接收激光A经由光传播路径170(参考图2)所传播的光线时的光线透过量的红血球浓度R、Rp、Rpw的检测方法。

现有的测量方法中所采用的、使用一点一波长时的红血球浓度R的计算公式如下：

R＝log10(Iin/Iout)＝f(Iin，L，Ht)...(公式1)

在上述公式1的方法中，红血球浓度R是发光部120发出的激光A的入射光的透过量Iin、发光部120与受光部130之间的距离(光路长度)L、以及、前述红细胞比容(Ht)的函数。这样，在上述公式1的方法中，计算红血球浓度时，红血球浓度受三个因子的影响而变动，所以，很难准确地测量红血球浓度。

本实施例中所采用的、使用两点一波长方式时的红血球浓度Rp的计算公式如下：

Rp＝log10{Iout/(Iout-ΔIout)}＝Φ(ΔL，Ht)...(公式2)

在上述公式2的方法中，如图2所示，因为是在自激光A的距离不同的两个点(传感器单元24B、24C的受光部130)处接收光线，所以，红血球浓度Rp是两个受光部130之间的距离ΔL和前述红细胞比容(Ht)的函数。这样，在上述公式2的方法中，计算红血球浓度时，两个因子中的其中一个即受光部130之间的距离ΔL是事先知道的常量，所以，可以仅将红细胞比容(Ht)作为系数来对红血球浓度进行测量。因此，在上述公式2的方法中，可以准确地计算红血球浓度，即：该红血球浓度是与红细胞比容(Ht)相对应的测量值。

另外，使用本实施例的变形例的两点两波长方式时的红血球浓度Rpw的计算公式如下：

Rpw＝[log10{Iout/(Iout-ΔIout)}λ1]/[log10{Iout/(Iout-ΔIout)}λ2]＝ζ(Ht)...(公式3)

在上述公式3的方法中，通过将发光部120发出的激光A的波长设定为不同的λ1、λ2(本实施例中，λ1＝805nm，λ2＝680nm)，可以将红血球浓度Rwp作为仅是红细胞比容(Ht)的函数来测量。因此，使用上述公式3的方法，就可以正确地测量红血球浓度，即：该红血球浓度是与红细胞比容(Ht)相对应的测量值。

下面，对作为被测量区域的脑部进行说明。

图5是从左侧观察脑部的示意图。

如图5所示，人类的脑部300由大脑301、小脑302、脑干303组成。大脑301是控制人体运动功能的中枢，大脑皮层被分为与人体的各部位(手、肘、肩、腰、膝、踝的各关节等)相对应的各运动区。例如，在大脑301中具有前顶前区330、前运动区340、运动区350、体感区360等。另外，大脑301中具有前顶叶眼球运动区332、语言区(Broca区)334、嗅觉区336，前运动区340中具有运动联合区342。

另外，运动区350是用于控制人体四肢运动的区域，例如，具有肩运动区352、肘运动区354。这样，通过测量肩运动区352、肘运动区354的血流，对各区域的血流变化进行映射处理，就可以检测出肩部或者肘部正在想要做什么样的运动。

图6是用于说明根据脑内血流对脑活动进行测量时的原理的示意图。

如图6所示，脑部300被髓质400、头盖骨410、头皮420所覆盖。各传感器单元24通过使光路分离部件140的先端面与头皮420接触来进行血流的测量。传感器单元24A的发光部120发出的激光A穿过头皮420、头盖骨410、髓质400，向脑部300的内部行进。并且，照向头部的光线按照图6中的点线所示的圆弧状图案440沿放射方向(深度方向和半径方向)传播。

在上述光线传播中，激光沿半径方向离开照射基点450的距离越远，光线传播路径越长，光线透过率也就越低，所以，与发光侧的传感器单元24A相隔预定距离而相邻设置的传感器单元24B的受光等级(光线透过量)较强，而与传感器单元24B相隔预定距离而相邻设置的传感器单元24C的受光等级(光线透过量)较弱(小于传感器单元24B的受光等级)。另外，发光侧的传感器单元24A的受光部也接收来自脑部300的光线。通过对与这些传感器单元24所接收到的光线的光强度相对应的检测信号进行映射处理，就可以得到与血流变化相对应的光强度的图形(等高线)。

另外，通过将各传感器单元24所输出的检测信号(与接收到的光线透过量相对应的信号)作为前述公式2和公式3中的Iout，就可以准确地测量红血球浓度，该红血球浓度是对应于红细胞比容(Ht)的测量值。

下面，参考图7对脑活动测量装置100的控制部30所实行的脑部血流的测量处理进行说明。

图7是用于说明脑部活动测量装置100的控制部30执行脑部血流测量处理的流程图。

如图7所示，控制部30将大脑皮层分成各运动区的测量区域，再进行血流测量处理，例如，可对前顶前区330、前运动区340、运动区350、体感区360的各测量区域的血流测量处理进行并行处理。

下面，例如，在执行运动区350的血流测量时，针对对运动区350的活动状态进行映射处理的情形进行说明。

首先，控制部30在图7的步骤S11中从配置的多个传感器单元中选择任意一个传感器单元24A(地址编号n＝1的传感器单元)，并使该传感器单元24A的发光部120向被测量区域(包含运动区350的头部区域)照射激光。然后，在步骤S12中，将与地址编号n＝1相邻的n＝n+1的传感器单元24B的受光部130所输出的检测信号(与接收到的光线透过量相对应的电信号)从无线通信装置40传送至数据管理装置50。在数据管理装置50中，将从无线通信装置60得到的n＝n+1的数据保存至数据库70。

在下一个步骤S13中，与地址编号n＝n+1相邻的n＝n+2的传感器单元24C的受光部130所输出的检测信号(与接收到的光线透过量相对应的电信号)被从无线通信装置40传送至数据管理装置50。在数据管理装置50中，从无线通信装置60得到的n＝n+2的数据被保存至数据库70。

这样，以发出激光A的传感器单元24A为基点的、配置在其周围的所有传感器24的检测信号就都被传送至数据管理装置50。

然后，在步骤S14中，将作为发光点的传感器单元的地址变更为n+1。在下一个步骤S15中，对所有的传感器单元24是否都发光了进行检查。在步骤S15中，如果所有的传感器单元24的发光还没有完成，使上述n+1的传感器单元24B的发光部120发出激光A，并重复执行步骤S11至步骤S15的处理。

另外，在步骤S15中，如果所有的传感器单元24的发光都完成了，可以结束该测量区域的血流测量处理，或者，对该测量区域再重新从头开始执行上述血流测量处理。

下面，参考图8对数据管理装置50的测量数据图像显示控制装置80所实行的测量数据图像显示处理进行说明。

图8是用于说明数据管理装置50的测量数据图像显示控制装置80执行测量数据图像显示处理的流程图。

测量数据图像显示控制装置80在图8的步骤S21中读取数据库70中保存的测量数据(与血流相对应的光线透过量的数据)。然后，进入步骤S22，通过使用测量数据以及上述公式1或公式2，计算红血球浓度Rp或Rpw。

在下一个步骤S23中，生成各测量点的红血球浓度的分布图(用等高线表示的线图)，将这个分布图的图像数据保存至数据库70中。然后，进入步骤S24，检查所有测量点的红血球浓度Rp或Rpw的计算是否已经完成。在步骤S24中，如果所有测量点的红血球浓度Rp或Rpw的计算还没有完成，则返回上述步骤S21，重复执行从S21开始的处理。

另外，在步骤S24中，如果所有测量点的红血球浓度Rp或Rpw的计算都已经完成，则进入步骤S25，将表示红血球浓度分布的脑活动状态图显示在显示器90上。

这样，通过根据与脑活动测量装置100所测量的血流相对应的测量数据计算红血球浓度Rp或Rpw，将基于红血球浓度的脑活动状态显示在显示器90上，就可以准确地确认被测量区域地脑活动状态。

下面，对在测量数据图像显示控制装置80中通过分析由脑活动测量装置100传送的测量数据而得到的作为脑部血流量(红血球浓度)的测量结果的图像数据的显示实例进行说明。

图9A是肩运动区352和肘运动区354的测量前的状态的示意图。

图9B是根据想要抬臂时的测量数据所得到的图像数据的示意图。

图9C是根据想要曲肘并抬臂时的测量数据所得到的图像数据的示意图。

如图9A所示，在脑部300的肩运动区352(点线所表示的区域)内具有肩关节的内转筋区域352a和外转筋区域352b，在肘运动区354(点线所表示的区域)内具有肘关节的屈曲筋区域354a和伸展筋区域354b。

如图9B所示，例如，当脑部300想要举臂时，以肩运动区352的内转筋区域352a和外转筋区域352b为中心的、如等高线那样的活动区域360的图像数据被生成，并被显示在显示器90上。在这个活动区域360的图像数据中，较密的部分表示光强度较强、血流较多，较疏的部分表示光强度较弱、血流较少。因此，从图9B所示图形可知，当肩运动区352的内转筋区域352a、外转筋区域352b处的脑活动活跃时，就意味着其正在发出举臂的指令。

如图9C所示，例如，当脑部300想要曲肘并举臂时，以肩运动区352的内转筋区域352a、外转筋区域352b以及肘运动区354的屈曲区域354a为中心的、如等高线那样的活动区域370的图像数据被生成，并被显示在显示器90上。在这个活动区域370中，较密的部分表示光强度较强、血流较多，较疏的部分表示光强度较弱、血流较少。因此，从图9C所示图形可知，当肩运动区352的内转筋区域352a、外转筋区域352b以及肘运动区354的屈曲区域354a处的脑活动活跃时，就意味着其正在发出曲肘并举臂的指令。

下面，参考10A-10D对深度方向的血流测量结果的显示实例进行说明。

图10A是发光部120发出的光线的传播路径的示意图。

图10B是表示发光部120发出的光线刚刚照射后(经过了时间t1)的、沿A-A线的纵向截面图。

图10C是表示发光部120发出的光线照射了时间t2后的、沿A-A线的纵向截面图。

图10D是表示发光部120发出的光线照射了时间t3后的、沿A-A线的纵向截面图。

如图10A所示，从发光部120发射的激光A，例如，如三条光传播路径170所示，沿大致圆弧状的轨迹进行传播。另外，在图10B-图10D中，用图像显示了三条光传播路径170与A-A线相交的测量点A1、A2、A3的光强度的变化。

从图10B可知，在发光部120发出的光线刚刚照射后(经过了时间t1)的光传播路径170中，测量点A3处的血流量(受光强度)被检测为最强。

从图10C可知，在发光部120发出的光线照射了时间t2后的光传播路径170中，测量点A2处的血流量(受光强度)被检测为最强。

从图10D可知，在发光部120发出的光线照射了时间t3后的光传播路径170中，测量点A1处的血流量(受光强度)被检测为最强。

这样，就可以根据光传播路径170的深度方向的测量点A1、A2、A3处的光线透过量来对深度方向的血流量分布进行测量。例如，在图10B至图10D的情形中，可以测量出，随着时间的进行，血流量最多的点从脑内部向表层部移动。

下面，对脑活动测量装置100的变形例进行说明。

图11A是脑活动测量装置的变形例1的安装状态的示意图。

如图11A所示，在变形例1的脑活动测量装置100A的血流测量装置20A中，多个传感器单元24被安装在被形成为球状的网状基部22A上。另外，需要注意的是，在图11A中，仅显示的是从头部的一侧观察脑活动测量装置100A的示意图，但是，位于纸面背面的头部另一侧的脑活动测量装置100A也具有相同的构成。

各传感器单元24被保持为贯穿网格交叉部分的状态。另外，网状基部22A的四边形的连接结构可以根据被安装的头部的表面形状呈菱形状伸缩，所以，其可以变形为与头部表面形状相对应的球状。

网状基部22A由各交叉部分所连接的网状臂部(4条至8条)具有弹性的树脂材料所形成，所以，设置的多个传感器单元24的先端部可以通过材料本身的弹性被紧密地接触在头部表面，另外，既使头部表面形状不同，也可以将多个传感器单元24的先端部紧密地接触在作为测量对象的头部表面。

在变形例1中，传感器单元24的直径约为10mm-50mm，所以，在网状基部22A中，可以按预定的配置图案(间隔)安装150-300个左右的传感器单元24。另外，多个传感器单元24与前述实施例1同样地，可以分别由事先获得的、与测量对象的测量位置相对应的地址数据来管理。从各传感器单元24得到的测量数据与各自的地址数据一起被传送至数据管理装置50，并被保存。

另外，网状基部22A被分割为多个区域块A-N，每个区域块A-N内都设置一小型无线通信装置(如图11中黑点所示的400A-400N)。这样，多个传感器单元24的测量数据就可以被各区域块A-N内的无线通信装置400A-400N传送至数据管理装置50。

图11B是变形例1的各部件的构成框图。

如图11B所示，多个传感器单元24例如按脑部300的各功能被分类至各区域块A-N，并且，例如，被群化为传感器单元群24A1-24An、24B1-24Bn、...、24N1-24Nn。各区域块A-N内设置的无线通信装置400A-400N与数据管理装置50之间进行无线信号的发送和接收，如果接收到从数据管理装置50所发送的发光指令，则向各区域块A-N的各传感器24并行地输出发光信号。这样，各区域块A-N的各发光部120就可以顺序地发光，并照射到各区域块的头部表面(被测量区域)。与此同时，与各区域块A-N内设置的传感器单元群24A1-24An、24B1-24Bn、...、24N1-24Nn的受光部130所接收的光线透过量相对应的测量数据被从无线通信装置400A-400N传送至数据管理装置50。这样，在数据管理装置50内，由传感器单元群24A1-24An、24B1-24Bn、...、24N1-24Nn所测得的各区域块A-N的各数据被并行地进行处理。

在这个变形例1中，脑活动测量装置100A具有多个无线通信装置400A-400N，所以，传感器单元群24A1-24An、24B1-24Bn、...、24N1-24Nn测得的测量数据可以在非常短的时间内被传送出去。与此同时，在数据管理装置50中，可以按各区域块对测量数据进行分析，这样就可以通过并行处理高效地生成各区域块A-N的图像数据。

另外，在网状基部22A中，各交叉部分所连接的多个臂部中的两个是由导电材料制成的，这两个导电材料分别与传感器单元24的发光部120和受光部130相连，这样，就可以进行发光的指示以及检测所接收的测量数据。

图12是脑活动测量装置的变形例2的安装状态的示意图。

如图12所示，在变形例2的脑活动测量装置100B的血流测量装置20B中，在由树脂材料构成的挠性配线板500上呈放射状地设置了多个切口510A-510N。另外，需要注意的是，在图12中，仅显示的是从头部的一侧观察脑活动测量装置100B的示意图，但是，位于纸面背面的头部另一侧的脑活动测量装置100B也具有相同的构成。另外，在挠性配线板500中，也如前述实施例1同样地，按预定的间隔设置了多个传感器单元24。

挠性配线板500具有可挠性，所以，借助多个切口510A-510N，其可以容易地变形为与头部表面形状相对应的曲面形状。但是，通过从被形成为平板状的挠性配线板500的外侧向中心部设置多个切口510A-510N，并且，调整切口的角度和切口的长度，也可以与各种各样的曲面形状相对应。这样，在本实施例中，可以一边弯曲挠性配线板500，一边将其容易地设置在头部表面，同时，测量结束后，可以仅通过将挠性配线板500恢复为平面状，就可以容易地将其拆下。

另外，设置在挠性配线板500上的多个传感器单元24由被切口510A-510N分割的各区域所控制，分别被群化为传感器单元群24A1-24An、24B1-24Bn、...、24N1-24Nn。因为可以将多个切口510A-510N设置在任意的位置，所以，可以根据被测量区域来设定各区域块A-N的各区域。

另外，在本变形例2中，也与前述变形例1同样地，在各区域块A-N内设有小型无线通信装置400A-400N(在图12中用黑圆点表示)。这样，多个传感器单元24的测量数据就可以按各区域块A-N从无线通信装置400A-400N被传送至数据管理装置50。

图13是脑活动测量装置的变形例3的安装状态的示意图。

如图13所示，变形例3的脑活动测量装置100C的血流测量装置20C是将由树脂材料构成的挠性配线板600形成为带状，并且，将挠性配线板600呈螺旋状卷付的结构。另外，需要说明的是，在图13中，仅显示的是从头部的一侧观察脑活动测量装置100C的示意图，但是，位于纸面背面的头部另一侧的脑活动测量装置100C也具有相同的构成。另外，在挠性配线板600中，与前述变形例2同样地，多个传感器单元24以及无线通信装置400A-400N(在图13中用黑圆点表示)分别被设成为相隔预定的距离。

挠性配线板600因为被形成为具有可挠性的带状，所以其可以自由地卷曲成头部表面的形状，并且，可以容易地被安装至头部以使其与头部的曲面形状紧密接触。另外，尽管被测量者的头部形状多种多样，但是，在安装时，可以通过适当地调整挠性配线板600的卷付范围来与之进行适应。

图14是传感器单元的变形例的纵向截面图。

需要说明的是，在图14中，与前述图2的传感器单元24相同的部分被标注相同的符号，并且省略其说明。如图14所示，在变形例的传感器单元700中，在形成为锥筒状的脑波测量电极710的内侧插入地设置了形成为锥状的光路分离部件720。在本变形例中，在光路分离部件720的外周上，一体地镶嵌了脑波测量电极710。另外，需要说明的是，脑波测量电极710和光路分离部件720的锥角可以根据全长和上下端部的面积任意地进行设定。另外，光路分离部件720也与前述实施1同样地，由全息图(hologram)构成，用于将发光部120发出的激光从先端部722射出，并将在脑部300内传播的、从先端部722入射的光线汇集至受光部130。

脑波测量电极710的先端部712比光路分离部件720的先端部722还向下突出，这样，通过与头部表面220接触，就可以测量该被测量区域的脑波。

另外，脑波测量电极710的基端侧设有大径锷部714。这个锷部714沿轴方向(上下方向)与由导电材料形成的外筒部件730的内壁可滑动地被插入。外筒部件730具有：空间740，其用于使上述脑波测量电极710和光路分离部件720在轴方向上滑动；上部壁部732，其被形成为围绕空间740的上部；下部壁部734，其别形成为围绕空间740的下部。

在脑波测量电极710的锷部714和上部壁部732之间安装有付压部件(线圈弹簧)750，用于在下方对脑波测量电极710付压。当脑波测量电极710和光路分离部件720的先端部与头部表面接触时，付压部件750被按压力所压缩，这样，与该压缩力相反的弹性反力就将脑波测量电极710和光路分离部件720的先端按压在头部表面220。

因此，通过向下方按压外筒部件730进行安装，付压部件750的付压力产生作用，可以使脑波测量电极710和光路分离部件720的先端紧密地接触至头部表面220。这样，既使被测量区域有头发，脑波测量电极710和光路分离部件720的先端也可以确实地与头部表面220进行接触。

在光路分离部件720的上端面724上安装了发光部120和受光部130。本变形例的光路分离部件720被形成为上端为大径的锥状，所以，上端面724的面积可以根据发光部120和受光部130的大小进行设定。另外，也可以与发光部120和受光部130无关地，通过对光路分离部件720的先端部722的直径进行小径化处理，使与头部表面220的接触面积减小。这样，当光路分离部件720的上端面724与头部表面220接触时，可以不夹头发，并提高测量精度。

另外，需要说明的是，在本实施例中，从头部表面220发出的激光A以及从光路分离部件720的先端接收到的光线，因为在锥状的内壁上反射并同时形成导波路，所以不影响光的透过量。

[实施例2]

图15是实施例2的血流测量装置的概要构成系统图。

如图15所示，实施例2的血流测量装置800是用于测量人工透析时的血流量，该血流测量装置800具有：传感器单元820，其被安装至与人工透析装置810相连的透析管812；控制部830，其根据传感器单元820输出的测量数据对人工透析装置810进行控制。

透析管812由具有弹性的半透明树脂构成。另外，透析管812与接受透析的患者840的血管842、844相连，将从血管842、844中取出的血液提供给人工透析装置810。在人工透析装置810中，具有：人工肾脏(dialyzer)，其用于过滤血液，提供透析液；泵装置，其用于传送血液。

控制部830根据由传感器单元820测量的测量数据计算血流量和红血球浓度，并根据血流量控制人工透析装置810的透析液的供给量和泵装置的转数。另外，控制部830将传感器单元820的测量结果和透析数据输出至个人电脑850。在个人电脑850中，进行测量结果和透析数据的保存和分析。

图16是实施例2的传感器单元820的构成的纵向截面图。

如图16所示，传感器单元820具有：保持部件860，其用于将透析管812的一部分保持为从上下方向按压的状态；两组传感器部870、880。第一传感器部870由配置在透析管812上部的第一发光部872、配置在透析管812下部的第一、第二受光部874、876所组成。另外，第二传感器部880也与第一传感器部870同样地，由配置在透析管812上部的第二发光部882、配置在透析管812下方的第三、第四受光部884、886所组成。

在这个实施例2中，使用上述公式3采用两点两波长的测量方法对红血球浓度Rpw进行测量。即：通过将第一发光部872和第二发光部882发出的激光的波长设定为不同的波长λ1、λ2(λ1＝805nm、λ2＝680nm)，仅将红细胞比容(Ht)作为变量测量红血球浓度。因此，由该计算方法可知，可以正确地测量红血球浓度值，该红血球浓度值是基于红细胞比容(Ht)的测量值。

[实施例3]

图17是实施例3的血流测量装置的概要构成系统图。

如图17所示，实施例3的血流测量装置900具有：测量部920，其与被测量区域的皮肤表面910接触；传感器单元930，其设置在测量部920的内部；控制部940，其根据传感器930输出的测量数据生成血流测量图像。

测量部920被形成为可以用手来移动的大小，例如，可以根据对人体哪个部位进行测量来进行适当地移动。另外，在测量部920中，圆锥状部922的底面是与被测量区域相接触的测量面924，在圆锥状部922的上部突出一把持部926。因此，执行血流测量的测量者可以通过把持该把持部926，使测量面924适当与被测量区域的皮肤表面910接触，来测量该被测量区域的血流。

传感器单元930具有：发光部950，其用于发射激光A；受光部960、962，其被配置为距光线射出点不同的位置处；光路分离部件970，其由全息图(hologram)构成。在光路分离部件970的上面安装了发光部940和一对受光部960、962，光路分离部件970的下面形成了测量面924。

这样，如果从发光部940发射的激光A通过光路分离部件970后被照射至任意的被测量区域的皮肤表面910上时，激光A穿过皮肤表面910下侧的血管中的血流，传播至测量面924。然后，在一对受光部950、960中，分别接收传播至光路分离部件970的光线，将基于接收到的光线透过量的电信号输出至控制部940。

在本实施例中，使用前述公式2采用两点一波长的测量方法对血管912中流动的红血球浓度Rp进行测量。即：红血球浓度是两个受光部960、962之间的距离ΔL以及前述红细胞比容(Ht)的函数。这样，在对红血球浓度进行计算时，由于两个因子中的受光部960、962之间的距离ΔL是事先就知道的，所以，可以测量红血球浓度，该红血球浓度是将红细胞比容(Ht)作为变量的值。因此，由这种计算方法可知，可以准确地测量红血球浓度，该红血球浓度是基于红细胞比容(Ht)的测量值。

控制部940与显示器980相连，用于根据由测量部920的传感器单元930所测量的血流测量数据生成图像数据，并将由该图像数据所得到的测量图像显示在显示器980上。这样，测量者就可以一边观察显示器980上显示的测量图像982，一边手持测量部920使测量面924与皮肤表面910相接触，来确认血流是否正常。

另外，因为血流测量装置900的测量部920可以适当地被移动，所以可以容易地测量头部以外的部位的血流，同时，因为血流测量装置900便于携带，所以可以不受具体使用场所的限制，即：在医疗机关的诊察室以外的场所(例如，地震发生时的临时诊疗所或医疗机关以外的建筑物、帐篷，甚至室外等)也可以被方便地使用。

本发明并不局限于上述具体实施例，只要不脱离权利要求书的范围，亦可采用其他变化形式代替，但那些变化形式仍属于本发明所涉及的范围。

Claims (9)

1.一种血流测量装置，包括：

传感器单元，其具有用于向被测量区域照射光线的发光部、以及用于接收在所述被测量区域内传播的光线的受光部，

控制部，其用于根据所述受光部输出的信号对所述被测量区域的血流状态进行测量，

其中，

所述发光部发出第一光线和第二光线，所述第一光线具有难以被血液中的氧饱和度影响其光学特性的波长，所述第二光线具有被血液中的氧包和度影响其光学特性的波长，

由设置在与所述发光部的距离不同的位置上的至少两个所述受光部接受所述发光部发出的所述第一光线和所述第二光线，

所述控制部通过设定从所述发光部发出的第一光线下的红血球浓度与所述第二光线下的红血球浓度之比，执行对从至少两个所述受光部所得到的信号中含有的氧饱和度的成分进行取消的计算处理，以仅针对表示每单位体积的红血球的体积浓度的红细胞比容Ht的函数进行计算，来对所述被测量区域的血流状态进行测量，

所述传感器单元具有光路分离部件，所述光路分离部件通过使透明丙烯树脂的密度分布发生变化，使从所述发光部射向所述被测量区域的光线直线前进，将透过所述被测量区域而入射的光线导入到所述受光部。

2.根据权利要求1所述的血流测量装置，其中，

所述控制部通过将所述受光部接受到所述第一光线时的第一光线透过量与所述受光部接受到所述第二光线时的第二光线透过量进行比较，对所述被测量区域的血流状态进行测量。

3.根据权利要求2所述的血流测量装置，其中，

所述控制部根据基于至少两个所述受光部输出的所述第一、第二光线透过量的测量数据，对所述被测量区域的血流状态进行测量。

4.根据权利要求1至3中的任意1项所述的血流测量装置，其中，

所述发光部和所述受光部经由所述光路分离部件进行光线的发射和接收。

5.一种脑活动测量装置，其中，

通过使用权利要求1至4中的任意1项所述的血流测量装置对脑部的血流进行测量，并根据所述血流测量装置测量的结果，对所述脑部的活动状态进行测量。

6.根据权利要求5所述的脑活动测量装置，其中，

在不同的位置上设置多个所述传感器单元，

所述控制部使多个所述传感器单元中的一个传感器单元的发光部发光，并检测与所述发光的一个传感器单元的距离不同的位置上设置的至少两个所述传感器单元的受光部所接收到的光线透过量，然后根据基于两个所述受光部输出的所述第一、第二光线透过量的测量数据，对所述被测量区域的脑活动状态进行测量。

7.根据权利要求6所述的脑活动测量装置，其中，

所述控制部使多个所述传感器单元的所有所述发光部顺序地发光，并检测与所述发光的一个传感器单元的距离不同的位置上设置的至少两个所述传感器单元的受光部所接收的光线强度，然后根据基于两个所述受光部所输出的所述第一、第二光线透过量的测量数据，对所述被测量区域的脑活动状态进行测量。

8.根据权利要求5至7中的任意1项所述的脑活动测量装置，其中，

所述传感器单元具有用于测量脑波的脑波测量电极。

9.根据权利要求8所述的脑活动测量装置，其中，

所述脑波测量电极在所述传感器单元中被形成在所述光路分离部件的先端面到侧面。