JP2009189576A - 血流計測装置及び血流計測装置を用いた脳活動計測装置 - Google Patents

Abstract

【課題】本発明は血流を正確に計測することを課題とする。
【解決手段】脳活動計測装置１００は、頭部に装着される血流計測装置２０と、血流計測装置２０によって計測された透過光量の検出信号に基づいて脳の活動状態（赤血球の分布）を計測する制御部３０と、制御部３０から出力された計測結果（血流データ）を外部機器に無線で送信する無線通信装置４０とを有する。血流計測装置２０は、帽子型のベース２２に光を照射して光導波路を形成する光学式センサユニット２４（２４_１〜２４_ｎ）が多数配置されている。データ管理装置５０は、無線通信装置４０から送信された血流計測データを受信する無線通信装置６０と、無線通信装置６０から得られた血流計測データを格納するデータベース７０と、データベース７０を介して供給された血流計測データに基づいて画像データを作成する計測データ画像表示制御装置８０と、計測データ画像表示制御装置８０によって生成された計測結果の画像データを表示するモニタ９０とを有する。
【選択図】図１

Description

本発明は、血液に含まれる酸素飽和濃度の影響を受けずに血液の供給状態を正確に計測するよう構成された血流計測装置及び血流計測装置を用いた脳活動計測装置に関する。

例えば、血液の流れを計測する装置としては、光導波路を形成するプローブを頭部に装着し、脳の血流を計測して脳の活動状態の画像をモニタに表示する脳活動計測装置がある（例えば、特許文献１参照）。

また、別の脳活動計測装置としては、生体に対して光を照射する光源、生体より放出される複数波長の光を検出する送受光器を含む光計測手段と、複数波長の透過光量変化から血液内に含まれる特定成分の経時変化を求める経時変化計測手段と、特定成分の経時変化及び特定成分の血液中の比率から血流を算出する血流演算手段を備える装置もある（例えば、特許文献２参照）。この特許文献１、２の装置では、複数の発光部、複数の受光部を頭部に装着し、近赤外分光法を用いて脳内部を伝搬した透過光量を検出することにより脳機能の活動状態をマッピング処理する装置であって、光トポグラフィ装置とも呼ばれている。

また、脳以外の血流を計測する血流計測装置としては、血液層に光を照射して血液層を透過する透過光量を計測して血栓の有無を計測する装置もある（例えば、特許文献３参照）。

上記特許文献１〜３に記載された装置のように光導波路を形成する発光部と受光部とを用いて血流を計測する方法では、血液中を透過した光の透過光量が変化するものの、脳の活動に応じて変動する赤血球の量または密度（ヘマトクリット）を計測するものではない。一方、赤血球中に含まれるヘモグロビン（Ｈｂ）は、光を吸収・散乱反射する性質をもっており、その光学特性は血液中のＨｂ密度や酸素飽和度、光路長によって影響を受けることが知られている。従って、上記のような光計測手段を用いて血流を計測する計測方法では、赤血球の細胞内に含まれるヘモグロビンと、酸素飽和度（赤血球によって運搬される酸素量）との２つの条件によって計測結果が変化する。

そのため、血液中の酸素飽和度が一定である場合には、赤血球の量または密度（ヘマトクリット）に応じた透過光量に基づいて血流の計測を正確に行えるが、脳や筋肉の活動によっては、酸素消費量が増減した場合には、酸素分圧（ＰａＯ２）によって酸素飽和度が変動し、酸素飽和度によって光の吸収率が変化することで、酸素飽和度による透過光量の変動も血流の変化として計測しまうおそれがある。
特開２００３−１４９１３７号公報 特開２００３−１４４４０１号公報 特開２００２−３４５７８７号公報

上記特許文献１〜３の計測装置を用いて、脳や筋肉に血液を供給する血管の血流を計測する場合、脳や筋肉の活動が活発になると血液中の酸素分圧が変化するため、酸素分圧によって酸素飽和度が変動することで脳や筋肉の活動状態を正確に計測することが難しかった。

また、脳の場合、活動が活発になるのに伴って脳における酸素消費量が増大するため、無数の毛細血管によって脳への血液供給を行なっている。そのため、センサの大きさ（光導波路を形成するプローブの直径）によって複数の毛細血管が存在する所定範囲の血流を計測することになる。しかしながら、従来の血流計測装置及び脳活動計測装置では、酸素飽和度の異なる血液が複数の毛細血管を流れる場合、酸素飽和度の変化による透過光量の変化も検出してしまうので、脳の活動状態を正確に計測することが難しかった。

また、脳以外の血管の血流を計測する場合でも、血液中の酸素飽和度が一定しないときは、赤血球の量または密度（ヘマトクリット）と、酸素飽和度の両方の因子によって透過光量が変動してしまうため、血流を正確に計測することが難しかった。

そこで、本発明は上記事情に鑑み、上記課題を解決した血流計測装置及び血流計測装置を用いた脳活動計測装置を提供することを目的とする。

上記課題を解決するため、本発明は以下のような手段を有する。

本発明は、被計測領域に光を照射する発光部と前記被計測領域を伝搬した光を受光する受光部とを有するセンサユニットと、前記受光部から出力された信号に基づいて被計測領域の血流状態を計測する制御部とを有する血流計測装置であって、前記発光部から出射された光を前記発光部から距離の異なる位置に配置された少なくとも２つの前記受光部で受光し、前記制御部は、少なくとも前記２つの受光部から得られた信号に含まれる酸素飽和度による成分をキャンセルするような演算処理を行なって前記被計測領域の血流状態を計測することにより、上記課題を解決するものである。

また、本発明は、請求項１に記載の血流計測装置であって、前記発光部は、血液中の酸素飽和度によって光学特性に影響を受けにくい波長を有する第１の光と、血液の酸素飽和度によって光学特性に影響を受ける波長を有する第２の光とを出射することにより、上記課題を解決するものである。

また、本発明は、請求項１または２に記載の血流計測装置であって、前記制御部は、前記受光部が前記第１の光を受光したときの第１の透過光量と、前記第２の光を受光したときの第２の透過光量とを比較して前記被計測領域の血流状態を計測することにより、上記課題を解決するものである。

また、本発明は、請求項３に記載の血流計測装置であって、前記制御部は、少なくとも前記２つの受光部から出力された前記第１、第２の光の透過光量に応じた計測データに基づいて前記被計測領域の血流状態を計測することにより、上記課題を解決するものである。

また、本発明は、請求項１乃至４の何れかに記載の血流計測装置であって、前記センサユニットは、前記発光部から前記被計測領域に進む光に対する屈折率と、前記被計測領域から前記受光部に進む光の屈折率とが異なるように構成された光路分離部材を有し、前記発光部と前記受光部とが前記光路分離部材を介して光の発光、受光を行なうことにより、上記課題を解決するものである。

また、本発明は、請求項１乃至５の何れかに記載の前記血流計測装置を用いて脳の血流を計測し、前記血流計測装置によって計測された結果に基づき前記脳の活動状態を計測することにより、上記課題を解決するものである。

また、本発明は、請求項６に記載の脳活動計測装置であって、前記センサユニットを異なる位置に複数個設け、前記制御部は、前記複数のセンサユニットのうち一のセンサユニットの発光部から光りを発光させ、当該一のセンサユニットから異なる距離で離間した少なくとも２つの前記センサユニットの受光部で受光した光の透過光量を検出し、前記２つの受光部から出力された前記第１、第２の光の透過光量に応じた計測データに基づいて前記被計測領域の脳活動状態を計測することにより、上記課題を解決するものである。

また、本発明は、請求項７に記載の脳活動計測装置であって、前記制御部は、前記複数のセンサユニットの全ての前記発光部を順次発光させ、当該発光させた一のセンサユニットから異なる距離で離間した少なくとも２つのセンサユニットの受光部で受光した光り強度を検出し、前記２つの受光部から出力された前記第１、第２の光の透過光量に応じた計測データに基づいて前記被計測領域の脳活動状態を計測することにより、上記課題を解決するものである。

また、本発明は、請求項６乃至８の何れかに記載の脳活動計測装置であって、前記センサユニットは、脳波を計測するための脳波計測用電極を有することにより、上記課題を解決するものである。

また、本発明は、請求項９に記載の脳活動計測装置であって、前記脳波計測用電極は、前記光路分離部材の先端面から側面に形成されることにより、上記課題を解決するものである。

本発明によれば、発光部から出射された光を発光部から距離の異なる位置に配置された少なくとも２つ以上の受光部で受光し、少なくとも２つ以上の受光部から得られた信号に基づいて被計測領域の血流状態を計測するため、２つ以上の受光部から得られた信号に含まれる酸素飽和度による成分を相殺することが可能になり、被計測領域を流れる血液中に含まれる赤血球の容積の割合に応じた信号から血流及び脳活動状態を正確に計測することが可能になる。

以下、図面を参照して本発明を実施するための最良の形態について説明する。

図１は本発明による血流計測装置を用いた脳活動計測装置の一実施例を示すシステム構成図である。図１に示されるように、脳活動計測システム１０は、脳活動計測装置１００と、脳活動計測装置１００によって計測されたデータを管理するデータ管理装置５０とを有する。尚、図１では、脳活動計測装置１００を頭部片側のみ図示しているが、紙面の裏側となる反対側も同様な構成になっている。

脳活動計測装置１００は、頭部に装着される血流計測装置２０と、血流計測装置２０によって計測された透過光量の検出信号に基づいて脳の活動状態（赤血球の分布）を計測する制御部３０と、制御部３０から出力された計測結果（血流データ）を外部機器に無線で送信する無線通信装置４０とを有する。

制御部３０は、少なくとも２つ以上の受光部から得られた信号に含まれる酸素飽和度による成分をキャンセルするような演算処理（後述する演算式参照）を行なう制御プログラムが格納されている。

血流計測装置２０は、帽子型のベース２２に光を照射して光導波路を形成する光学式センサユニット２４（２４_１〜２４_ｎ）が多数配置されている。本実施例では、センサユニット２４の直径が１０ｍｍ〜５０ｍｍ程度であるので、半球形状のベース２２には、１５０〜３００個程度のセンサユニット２４が所定の配置パターン（所定の間隔）で取り付けられている。多数のセンサユニット２４は、予め計測対象の計測位置に応じたアドレスデータによって個々に管理されており、各センサユニット２４から得られた計測データは、夫々のアドレスデータと共に送信されて保存される。

尚、多数のセンサユニット２４（２４_１〜２４_ｎ）の配置パターンは、一定の間隔毎にマトリックス状に配列されることが望ましいが、被計測体となる頭部形状が一定ではなく、頭部の大きさも曲面形状も様々であるので、不規則な間隔で配置されるようにしても良い。

また、脳活動計測装置１０は、出力手段として無線通信装置４０を有するため、本実施例において、無線通信装置４０から送信された血流データを管理するデータ管理装置５０と組み合わせて使用されるが、他の外部機器（例えば、パーソナルコンピュータなどの電子機器あるいはアクチュエータなどの制御対象となる機器）にデータを送信することも可能である。

データ管理装置５０は、無線通信装置４０から送信された血流計測データを受信する無線通信装置６０と、無線通信装置６０から得られた血流計測データを格納するデータベース７０と、データベース７０を介して供給された血流計測データに基づいて画像データを作成する計測データ画像表示制御装置８０と、計測データ画像表示制御装置８０によって生成された計測結果の画像データを表示するモニタ９０とを有する。

また、データ管理装置５０は、脳活動計測装置１００と無線通信が行えるので、脳活動計測装置１００から離れた場所に設置することも可能であり、例えば、被計測者から見えない場所に設置することも可能である。

図２Ａはセンサユニット２４の取付構造を拡大して示す図である。尚、図２Ａにおいては、多数配置されたセンサユニット２４のうちセンサユニット２４Ａ，２４Ｂ，２４Ｃが装着された状態を示している。図２に示されるように、各センサユニット２４Ａ，２４Ｂ，２４Ｃは、可撓性を有する半球形状のベース２２の取付孔２６に挿入され、接着剤などにより固定される。従って、各センサユニット２４Ａ，２４Ｂ，２４Ｃは、ベース２２の取付孔２６に固定されることで先端部分が被験者の頭部表面２２０に接触するように保持される。各センサユニット２４Ａ，２４Ｂ，２４Ｃは、夫々が同一構成であり、同一箇所に同一符号を付す。

センサユニット２４は、頭部表面２２０にレーザ光（出射光）Ａを照射するレーザダイオードからなる発光部１２０と、受光した透過光量に応じた電気信号を出力する受光素子からなる受光部１３０と、発光部１２０から被計測領域に向けて照射されたレーザ光Ａに対する屈折率と、被計測領域を通過して入射され受光部１３０に進む入射光Ｂ、Ｃの屈折率とが異なるように構成されたホログラムからなる光路分離部材１４０とを有する。

また、光路分離部材１４０の外周には、脳波を計測するための脳波計測用電極１５０が嵌合しており、脳波計測用電極１５０は円筒形状に形成され、光路分離部材１４０の先端面から側面に形成されている。脳波計測用電極１５０の上端は、フレキシブル配線板１６０の配線パターンに電気的に接続されている。

発光部１２０及び受光部１３０は、上面側がフレキシブル配線板１６０の下面側に実装されている。フレキシブル配線板１６０には、制御部３０に接続される配線パターンが形成されており、配線パターンには各センサユニット２４に対応する位置に発光部１２０及び受光部１３０の接続端子が半田付けなどによって電気的に接続されている。尚、フレキシブル配線板１６０は、センサユニット２４の先端が被計測領域に接触した際の頭部の形状に応じて撓むことができるので、装着または脱着操作を行なう際に断線が起きないように構成されている。

脳波計測用電極１５０は、先端で内側に折り曲げられた接触子１５２が光路分離部材１４０の端面よりも突出している。そのため、光路分離部材１４０の端面が被計測領域に当接したとき、接触子１５２も当該被計測領域に接触して脳波計測が可能になる。また、脳波計測用電極１５０は、光路分離部材１４０の外周及び先端縁部に蒸着やめっき等の薄膜形成法により導電性膜を被覆する方法で形成することも可能である。さらに、脳波計測用電極１５０の材質として、例えば、ＩＴＯ（Ｉｎｄｉｕｍ Ｔｉｎ Ｏｘｉｄｅ）と呼ばれる酸化インジウム錫による透明な導電性膜を光路分離部材１４０の外周及び先端縁部に形成することも可能である。この透明導電性膜で脳波計測用電極１５０を形成した場合には、脳波計測用電極１５０が透光性を有することになるため、光路分離部材１４０の外周及び先端面全体を脳波計測用電極１５０で覆うことが可能になる。

また、通常では、脳の断層写真を撮影する等して血流の状態を計測しながら脳波を計測することはできないが、センサユニット２４に電極１５０を設けることにより、血流と脳波を同時に計測することが可能になり、脳内の血流と脳波との相関関係を詳しく分析することが可能になる。

血流計測を行なう際、制御部３０は、多数配列されたセンサユニット２４の中から任意のセンサユニット２４を選択し、当該センサユニット２４の発光部１２０からレーザ光Ａを発光させる。このとき、発光部１２０から出射されるレーザ光は、酸素飽和度の影響を受けない波長λ（λ≒８０５ｎｍ）で出力される。

また、各センサユニット２４は、先端（光路分離部材１４０の端面）が頭部の被計測領域に当接した状態に保持されている。発光部１２０から出射されるレーザ光Ａは、光路分離部材１４０を透過して頭部の頭皮に対して垂直方向から脳内部に向けて入射される。脳内部においては、レーザ光Ａが脳中心部に向けて進行すると共に、レーザ光Ａが入射位置を基点として脳表面に沿うように周辺に向けて伝搬する。このレーザ光Ａの脳内の光伝搬経路１７０は、側方からみると円弧状に形成され、頭部の血管１８０を通過して頭皮表面２２０に戻る。

このように光伝搬経路１７０を通過した光は、血管１８０を流れる血液に含まれる赤血球の量または密度に応じた透過光量に変化しながら受光側のセンサユニット２４Ｂ，２４Ｃに到達する。また、レーザ光Ａは、脳内部を伝搬する過程で透過光量が徐々に低下するため、レーザ光Ａが入射位置を基点から離れる程、距離に比例して受光部１３０の受光レベルが低下する。従って、レーザ光Ａの入射位置からの離間距離よっても受光される透過光量が変化する。

図２Ａにおいて、左端に位置するセンサユニット２４Ａを発光側基点とすると、そのセンサユニット２４Ａ自身と、その右隣りのセンサユニット２４Ｂと、さらに右隣りのセンサユニット２４Ｃとは、受光側基点（計測ポイント）となる。

光路分離部材１４０は、例えば、透明なアクリル樹脂の密度分布を変化させることで、レーザ光Ａを直進させ、入射光Ｂ、Ｃを受光部１３０に導くように形成されている。また、光路分離部材１４０は、発光部１２０から出射されたレーザ光Ａを基端側（図２Ａでは上面側）から先端側（図２Ａでは下面側）に透過させる出射側透過領域１４２と、脳内を伝搬した光を先端側（図２Ａでは下面側）から基端側（図２Ａでは上面側）に透過させる入射側透過領域１４４と、出射側透過領域１４２と入射側透過領域１４４との間に形成された屈折領域１４６とを有する。この屈折領域１４６は、レーザ光Ａを透過させるが、血流を通過した光（入射光Ｂ、Ｃ）を反射させる性質を有する。屈折領域１４６は、例えば、アクリル樹脂の密度を変化させたり、この領域に金属薄膜を設けたり、金属の微粒子を分散させることにより形成される。これにより、光路分離部材１４０の先端から入射された光は全て受光部１３０に集光される。

図２Ｂはセンサユニット２４の変形例を示す図である。図２Ｂに示されるように、変形例のセンサユニット２４Ｘでは、光路分離部材１４０の下端に回折格子１９０が設けられている。回折格子１９０の下面側周縁部は、脳波計測用電極１５０の先端を内側に折り曲げた接触子１５２により保持される。回折格子１９０は、裏面及び表面に微細な凹凸パターンが形成されており、頭部表面２２からの入射光が凹凸パターンの境界部分を通過する際に回折作用により受光部１３０の方に屈折するように構成された光学素子である。

ここで、血流計測方法の原理について説明する。

図３は血流計測方法の原理を説明するための図である。図３に示されるように、外部から血液に対しレーザ光Ａを照射すると、血液層２３０に入射したレーザ光Ａは、通常の赤血球２４０による反射散乱光成分、及び付着血栓による反射散乱光成分の両成分の光として、血液中を透過して進行する。

光が血液層を透過する過程において受ける影響は、血液の状態によって刻々と変化するため、透過光量（反射光量としてもよい）を連続的に計測し、その光量変化を観測することによりさまざまな血液の性質の変化を観察することが可能となる。

脳の活動が活発になると、脳内での酸素消費量が増加するため、酸素を運搬する赤血球のヘマトクリット及び血液の酸素飽和度に起因する血流の状態が光量の変化となって現れる。

ここで、ヘマトクリット（Ｈｃｔ：単位体積当たりの赤血球の体積比、即ち、単位体積当たりの赤血球の体積濃度を示す。Ｈｔとも表記する。）等の変化も同様にヘモグロビン密度の変化に関係する要因であり、光量変化に影響を及ぼす。本実施例における基本的な原理は、このようにレーザ光Ａを用いた、血流による光路・透過光量の変化で血流の状態を計測し、さらには脳内の血流状態から脳活動状態を計測する点である。

さらに、本発明の特徴をその原理的な構成で説明する。血液の光学的特性は、血球成分（特に赤血球の細胞内部のヘモグロビン）によって決定される。また、赤血球は、ヘモグロビンが酸素と結合しやすい性質を有しているので、脳細胞に酸素を運搬する役目も果たしている。そして、血液の酸素飽和度は、血液中のヘモグロビンの何％が酸素と結合しているかを表す数値である。また、酸素飽和度は動脈血液中の酸素分圧（ＰａＯ２）と相関があり、呼吸機能（ガス交換）の重要な指標である。

酸素分圧が高ければ酸素飽和度も高くなることが分かっており、酸素飽和度が変動すると、血液を透過した光の透過光量も変動する。そのため、血流の計測を行なう際は、酸素飽和度の影響を除くことでより正確な計測が可能になる。

また、酸素分圧（ＰａＯ２）に影響を与えている因子としては、肺胞換気量があり、さらには大気圧や吸入酸素濃度（ＦｉＯ２）などの環境、換気／血流比やガス拡散能、短絡率などの肺胞でのガス交換がある。

制御部３０は、上記センサユニット２４Ａ，２４Ｂ，２４Ｃの受光部１３０によって生成された透過光量（光強度）に応じた信号の処理を行なう演算手段を有する。この演算手段では、後述するようにセンサユニット２４Ｂ，２４Ｃの受光部１３０から出力された計測値に基づいて血流状態を検出するための演算処理を行なう。

発光部１２０のレーザ光Ａは、所定時間間隔（例えば、１０Ｈｚ〜１ＭＨｚ）で間欠的に照射されるパルス光又は連続光として照射する。この場合、パルス光を用いる場合には、パルス光の点減する周波数である点減周波数を、血液流速に応じて決定し、連続的に又は該点減周波数の２倍以上の計測サンプリング周波数で計測する。また、連続光を用いる場合には、計測サンプリング周波数を、血液流速に応じて決定して計測する。

血液中のヘモグロビン（Ｈｂ）は、呼吸をすることにより肺で酸素と化学反応を生じてＨｂＯ２となり血液中に酸素を取り込むこととなるが、呼吸の状態等により、血液に酸素を取り込んだ度合（酸素飽和度）が微妙に異なる。すなわち、本発明では、血液に光を照射すると、この酸素飽和度によって光の吸収率が変化するという現象を発見し、この現象は上記レーザ光Ａによる血流の計測において外乱要素となるため、酸素飽和度による影響を除去することにした。

図４はレーザ光の波長と、血液の酸素飽和度を変えた場合の光の吸収状態の関係を示すグラフである。体内では赤血球に含まれるヘモグロビンは、酸素と結合した酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ２：グラフＩＩ）と酸化されていないヘモグロビン（Ｈｂ：グラフＩ）に分けられる。この２つの状態では、光に対する光吸収率が大きく異なる。例えば、酸素をたっぷりと含んだ血液は鮮血として色鮮やかである。一方、静脈血は酸素を手放しているのでどんよりと黒ずんでいる。これらの光吸収率の状態は、図４のグラフＩ，ＩＩに示すように広い光の波長領域で変化している。

この図４のグラフＩ，ＩＩから特定の波長を選択することにより、生体内の酸素代謝などにより赤血球中のヘモグロビンの酸素飽和度が大きく変動しても、光吸収率が影響を受けないで血液に光を照射して血流を計測できることが分かる。

赤血球中のヘモグロビンの酸素飽和度によらず、ある波長領域では光吸収率が小さくなっている。これにより、光が波長λによって血液層を通過しやすいか否かが決まることになる。従って、所定の波長領域（例えば、λ＝８００ｎｍ近辺から１３００ｎｍ近辺）の光を用いれば、酸素飽和度の影響を小さく抑制して血流を計測することが可能となる。

よって、本発明で用いるレーザ光Ａの波長領域は、ほぼ６００ｎｍ近辺から１５００ｎｍを利用し、これにより、ヘモグロビン（Ｈｂ）の光吸収率が実用上十分低くかつ、この領域に等吸収点Ｘを含むため、２波長以上の計測点を活用し、計算上、等吸収点とみなせる。つまり、酸素飽和度の影響を受けない仕様とすることが可能となる。尚、それ以外の波長領域では、λ＝６００ｎｍ未満では、光吸収率が高くなりＳ／Ｎが低下し、λ＝１５００ｎｍをこえた波長では、受光部１３０の受光感度が十分でなく血液中の他の成分等の外乱が影響し精度のよい計測ができなくなる。

このため、本実施例では、発光部１２０に波長可変半導体レーザからなる発光素子を用い、発光部１２０から発光されるレーザ光Ａの波長を、グラフＩ，ＩＩで等吸収点Ｘとなるλ１＝８０５ｎｍ（第１の光）と、グラフＩにおいて光吸収率が最も低い波長λ２＝６８０ｎｍ（第２の光）の２種類に設定する。

ここで、レーザ光Ａが光伝搬経路１７０（図２参照）を介して伝搬した光を受光する場合の透過光量に基づく赤血球濃度Ｒ，Ｒｐ，Ｒｐｗの検出方法について説明する。

従来の計測方法で行なわれた１点１波長方式を用いた場合の赤血球濃度Ｒの演算式（１）は、次式のように表せる。
Ｒ＝ｌｏｇ１０（Ｉｉｎ／Ｉｏｕｔ）＝ｆ（Ｉｉｎ，Ｌ，Ｈｔ）…（１）
この（１）式の方法では、赤血球濃度が発光部１２０から出射されたレーザ光Ａの入射透過光量Ｉｉｎと、発光部１２０と受光部１３０との距離（光路長）Ｌと、前述したヘマトクリット（Ｈｔ）との関数になる。そのため、（１）式の方法で赤血球濃度を求める際は、３つの因子によって赤血球濃度が変動するため、赤血球濃度を正確に計測することが難しい。

本実施例による２点１波長方式を用いた場合の赤血球濃度Ｒｐの演算式（２）は、次式のように表せる。
Ｒｐ＝ｌｏｇ１０｛Ｉｏｕｔ／（Ｉｏｕｔ−ΔＩｏｕｔ）｝＝Φ（ΔＬ，Ｈｔ）…（２）
この（２）式の方法では、図２に示すようにレーザ光Ａから距離の異なる２点（センサユニット２４Ｂ，２４Ｃの受光部１３０）で受光するため、赤血球濃度は２つの受光部１３０間距離ΔＬと、前述したヘマトクリット（Ｈｔ）との関数になる。そのため、（２）式の方法で赤血球濃度を求める際は、２つの因子のうち受光部１３０間距離ΔＬが予め分かっているので、赤血球濃度がヘマトクリット（Ｈｔ）を係数とした値として計測される。よって、この演算方法では、赤血球濃度をヘマトクリット（Ｈｔ）に応じた計測値として正確に計測することが可能になる。

さらに、本実施例の変形例による２点２波長方式を用いた場合の赤血球濃度Ｒｐｗの演算式（３）は、次式のように表せる。
Ｒｐｗ
＝［ｌｏｇ１０｛Ｉｏｕｔ／（Ｉｏｕｔ−ΔＩｏｕｔ）｝λ１］／［ｌｏｇ１０｛Ｉｏｕｔ／（Ｉｏｕｔ−ΔＩｏｕｔ）｝λ２］
＝ξ（Ｈｔ）・・・（３）
この（３）式の方法では、発光部１２０から出射されるレーザ光Ａの波長を異なるλ１，λ２（本実施例では、λ１＝８０５ｎｍ、λ２＝６８０ｎｍに設定する）とすることで赤血球濃度をヘマトクリット（Ｈｔ）のみの関数として計測される。よって、この演算方法によれば、赤血球濃度をヘマトクリット（Ｈｔ）に応じた計測値として正確に計測することが可能になる。

ここで、被計測領域となる脳について説明する。図５は脳を左側面から見た図である。図５に示されるように、人間の脳３００は、大脳３０１と、小脳３０２と、脳幹３０３とからなる。大脳３０１は、人体の運動機能をコントロールする中枢であり、大脳皮質が人体の各部（手、肘、肩、腰、膝、足首の各関節など）に対応して各運動野に分かれる。例えば、大脳３００には、前頭前野３３０、前運動野３４０、運動野３５０、体性感覚野３６０等を有する。さらに、大脳３００には、前頭葉眼球運動野３３２、ブローカ領域３３４、嗅覚領域３３６があり、前運動野３４０には、運動連合野３４２がある。

さらに、運動野３５０は、人体の手足の運動を行なうための領域であり、例えば、肩運動野３５２、肘運動野３５４を有する。そのため、肩運動野３５２、肘運動野３５４の血流を計測し、各領域の血流の変化をマッピング処理することにより肩や肘をどのように動かそうとしているかを検知することが可能になる。

図６は脳の血流から脳活動を計測する場合の原理を説明するための図である。図６に示されるように、脳３００は、髄液４００、頭蓋骨４１０、頭皮４２０によって覆われている。各センサユニット２４は、光路分離部材１４０の先端面を頭皮４２０に接触させて血流の計測を行なう。センサユニット２４Ａの発光部１２０から出射されたレーザ光Ａは、頭皮４２０、頭蓋骨４１０、髄液４００を透過して脳３００内部に進行する。そして、頭部に照射された光は、図６中破線で示すような円弧状パターン４４０で放射方向（深さ方向及び半径方向）に伝搬する。

この光の伝搬は、レーザ光が照射された基点４５０から半径方向に離間するほど光伝搬経路が長くなって光透過率が低下するため、発光側のセンサユニット２４Ａに所定距離離間して隣接されたセンサユニット２４Ｂの受光レベル（透過光量）は強く、その次はその隣りに所定距離離間して設けられたセンサユニット２４Ｃの受光レベル（透過光量）がセンサユニット２４Ｃの受光レベルより弱く検出される。また、発光側のセンサユニット２４Ａの受光部でも、脳３００からの光を受光する。これらの複数のセンサユニット２４で受光された光強度に応じた検出信号をマッピング処理することで血流の変化に応じた光強度分布が縞模様の図形（等高線）として得られる。

また、各センサユニット２４から出力された検出信号（受光した透過光量に応じた信号）を前述した（２）式または（３）式のＩｏｕｔとすることで赤血球濃度をヘマトクリット（Ｈｔ）に応じた計測値（酸素飽和度に影響されない値）として正確に計測することが可能になる。

ここで、図７を参照して脳活動計測装置１００の制御部３０が実行する脳の血流計測処理について説明する。図７に示されるように、制御部３０は、大脳皮質を各運動野毎のブロックに分けて血流計測処理を行なっており、例えば、前頭前野３３０、前運動野３４０、運動野３５０、体性感覚野３６０の各計測ブロックの血流計測処理を並列処理している。ここでは、例えば、運動野３５０の血流計測を行なって運動野３５０の活動状態をマッピング処理する場合について、以下説明する。

先ず、制御部３０は、図７のＳ１１で多数配置されたセンサユニットから任意のセンサユニット２４Ａ（アドレス番号ｎ＝１のセンサユニット）を選択し、当該センサユニット２４Ａの発光部１２０からレーザ光を被計測領域（運動野３５０が収納された頭部領域）に照射させる。続いて、Ｓ１２では、アドレス番号ｎ＝１に隣接するｎ＝ｎ＋１のセンサユニット２４Ｂの受光部１３０から出力された検出信号（受光した透過光量に対応する電気信号）を無線通信装置４０からデータ管理装置５０に送信する。データ管理装置５０では、無線通信装置６０から得られたｎ＝ｎ＋１のデータをデータベース７０に格納する。

次のＳ１３では、アドレス番号ｎ＝ｎ＋１に隣接するｎ＝ｎ＋２のセンサユニット２４Ｃの受光部１３０から出力された検出信号（受光した透過光量に対応する電気信号）を無線通信装置４０からデータ管理装置５０に送信する。データ管理装置５０では、無線通信装置６０から得られたｎ＝ｎ＋２のデータをデータベース７０に格納する。

このように、レーザ光Ａを発光したセンサユニット２４Ａを基点としてその周囲に配置された全てのセンサユニット２４の検出信号をデータ管理装置５０に送信する。

そして、Ｓ１４では、発光点となるセンサユニットのアドレスをｎ＋１に変更する。次のＳ１５では、全てのセンサユニット２４が発光したか否かをチェックする。Ｓ１５において、全てのセンサユニット２４が発光完了していないときは、上記ｎ＋１のセンサユニット２４Ｂの発光部１２０からレーザ光Ａを照射させてＳ１１〜Ｓ１５の処理を繰り返す。

また、Ｓ１５において、全てのセンサユニット２４が発光完了したときは、当該計測ブロックの血流計測処理を終了するか、あるいは当該計測ブロックに対する上記血流計測処理を最初から再度行なっても良い。

ここで、データ管理装置５０の計測データ画像表示制御装置８０が実行する計測データ画像表示処理について図８を参照して説明する。計測データ画像表示制御装置８０は、図８のＳ２１でデータベース７０に格納された計測データ（血流に応じた透過光量によるデータ）を読み込む。続いて、Ｓ２２に進み、計測データと前述した演算式（２）または（３）を用いて赤血球濃度ＲｐまたはＲｐｗを演算する。

次のＳ２３では、各計測ポイント毎の赤血球濃度の分布図（等高線で示す線図）を作成し、この分布図の画像データをデータベース７０に格納する。そして、Ｓ２４に進み、全計測ポイントについての赤血球濃度ＲｐまたはＲｐｗの演算が完了したか否かをチェックする。Ｓ２４において、全計測ポイントについての赤血球濃度ＲｐまたはＲｐｗの演算が完了していないときは、上記Ｓ２１に戻り、Ｓ２１以降の処理を繰り返す。

また、Ｓ２４において、全計測ポイントについての赤血球濃度ＲｐまたはＲｐｗの演算が完了したときは、Ｓ２５に進み、赤血球濃度の分布を示した脳活動状態図をモニタ９０に表示する。

このように、脳活動計測装置１００によって計測された血流に応じた計測データから赤血球濃度ＲｐまたはＲｐｗを演算して当該計測ブロックにおける赤血球濃度分布に基づく脳活動状態がモニタ９０に表示されるため、被計測領域の脳活動状態を正確に確認することが可能になる。

ここで、計測データ画像表示制御装置８０において、脳活動計測装置１００から送信された計測データを分析して脳の血流量（赤血球濃度）の計測結果としての得られる画像データの表示例について説明する。図９Ａは肩運動野３５２、肘運動野３５４の計測前の状態を模式的に示す図である。図９Ｂは腕を挙げようとする場合の計測データから得られた画像データを模式的に示す図である。図９Ｃは肘を曲げながら腕を挙げようとする場合の計測データから得られた画像データを模式的に示す図である。

図９Ａに示されるように、脳３００の肩運動野３５２（破線で示す領域）には、肩関節の内転筋領域３５２ａ、外転筋領域３５２ｂがあり、肘運動野３５４（破線で示す領域）には、肘関節の屈曲筋領域３５４ａ、伸展筋領域３５４ｂがある。

図９Ｂに示されるように、例えば、脳３００が腕を挙げようと思考したとき、肩運動野３５２の内転筋領域３５２ａ、外転筋領域３５２ｂを中心とする等高線のような活動領域３６０の画像データが作成されて、モニタ９０に表示される。この活動領域３６０の画像データにおいて、密な部分は光強度が強く、血流が多いことを示し、粗の部分は光強度が弱く、血流が少ないことを示している。よって、図９Ｂに示す図形から肩運動野３５２の内転筋領域３５２ａ、外転筋領域３５２ｂでの脳活動が活発化していることから、腕を挙げるように指令を出していることが分かる。

図９Ｃに示されるように、例えば、脳３００が肘を曲げながら腕を挙げようと思考したとき、肩運動野３５２の内転筋領域３５２ａ、外転筋領域３５２ｂ及び肘運動野３５４の屈曲筋領域３５４ａを中心とする等高線のような活動領域３７０の画像データが作成されて、モニタ９０に表示される。この活動領域３７０において、密な部分は光強度が強く、血流が多いことを示し、粗の部分は光強度が弱く、血流が少ないことを示している。よって、図９Ｃに示す図形から肩運動野３５２の内転筋領域３５２ａ、外転筋領域３５２ｂ及び肘運動野３５４の屈曲筋領域３５４ａでの脳活動が活発化していることから、肘を曲げながら腕を挙げるように指令を出していることが分かる。

ここで、図１０Ａ〜図１０Ｄを参照して深さ方向の血流の計測結果の表示例について説明する。図１０Ａは発光部１２０から出射された光の光伝搬経路を模式的に示す図である。図１０Ｂは発光部１２０から光が照射された直後（経過時間ｔ１）の状態を示すＡ−Ａ線に沿う縦断面図である。図１０Ｃは発光部１２０から光が照射された経過時間ｔ２が経過した状態を示すＡ−Ａ線に沿う縦断面図である。図１０Ｄは発光部１２０から光が照射されて経過時間ｔ３が経過した状態を示すＡ−Ａ線に沿う縦断面図である。

図１０Ａに示されるように、発光部１２０から出射されたレーザ光Ａは、例えば、３本の光伝搬経路１７０で示すようにほぼ円弧状の軌跡をたどるように伝搬する。また、図１０Ｂ〜図１０Ｄでは、３本の光伝搬経路１７０とＡ−Ａ線とが交差する計測点Ａ１，Ａ２，Ａ３の光強度の変化を画像で示している。

図１０Ｂに示されるように、発光部１２０から光が照射された直後（経過時間ｔ１）の状態の光伝搬経路１７０は、計測点Ａ３での血流量（受光強度）が最も強く検出されていることが分かる。

図１０Ｃに示されるように、発光部１２０から光が照射されてから経過時間ｔ２が経過した状態の光伝搬経路１７０は、計測点Ａ２での血流量（受光強度）が最も強く検出されていることが分かる。

図１０Ｄに示されるように、発光部１２０から光が照射されてから経過時間ｔ３が経過した状態の光伝搬経路１７０は、計測点Ａ１での血流量（受光強度）が最も強く検出されていることが分かる。

このように、光伝搬経路１７０による深さ方向の計測点Ａ１，Ａ２，Ａ３での透過光量に基づいて、深さ方向の血流量の分布を計測することが可能となる。たとえば図１０Ｂから図１０Ｄのような場合には、時間の経過に伴って最も血流量の多い点が脳の内部から表層部に移動していくことを計測することができる。

次に脳活動計測装置１００の変形例について説明する。

図１１Ａは脳活動計測装置の変形例１の装着状態を示す図である。図１１Ａに示されるように、変形例１の脳活動計測装置１００Ａの血流計測装置２０Ａは、球状に形成されたネット状ベース２２Ａに複数のセンサユニット２４が取り付けられている。尚、図１１Ａでは、脳活動計測装置１００Ａを頭部片側のみ図示しているが、紙面の裏側となる反対側も同様な構成になっている。

各センサユニット２４は、ネットの交差部分に貫通した状態に保持されている。また、ネット状ベース２２Ａは、装着された頭部表面形状に応じて四角状の連結構造が菱形状に変形して伸縮するため、頭部表面形状に対応した球状に変形することができる。

ネット状ベース２２Ａは、各交差部分に接続されるネット状の腕部（４本〜８本）が弾性を有する樹脂材により形成されているので、材質自体の弾性によって装着された頭部表面に複数のセンサユニット２４の端部を密着することが可能になり、頭部表面形状に拘わらず、複数のセンサユニット２４の先端部を計測対象である頭部表面に当接させることが可能になる。

本変形例１では、センサユニット２４の直径が１０ｍｍ〜５０ｍｍ程度であるので、ネット状ベース２２Ａには、１５０〜３００個程度のセンサユニット２４が所定の配置パターン（所定の間隔）で取り付けられている。また、多数のセンサユニット２４は、前述した実施例１と同様に、予め計測対象の計測位置に応じたアドレスデータによって個々に管理されており、各センサユニット２４から得られた計測データは、夫々のアドレスデータと共にデータ管理装置５０に送信されて保存される。

また、ネット状ベース２２Ａは、複数のブロックＡ〜Ｎに仕切られており、各ブロックＡ〜Ｎ毎に小型の無線通信装置４００Ａ〜４００Ｎ（図１１中、黒丸で示す）を設けてある。そのため、複数のセンサユニット２４による計測データは、各ブロックＡ〜Ｎ毎に無線通信装置４００Ａ〜４００Ｎからデータ管理装置５０に送信することができる。

図１１Ｂは変形例１の各機器の構成を示すブロック図である。図１１Ｂに示されるように、複数のセンサユニット２４は、例えば、脳３００を機能別に仕切る各ブロックＡ〜Ｎ毎に分類されており、例えば、センサユニット２４Ａ１〜２４Ａｎ、２４Ｂ１〜２４Ｂｎ・・・２４Ｎ１〜２４Ｎｎといったようにグループ化されている。各ブロックＡ〜Ｎ毎に設けられた無線通信装置４００Ａ〜４００Ｎは、データ管理装置５０との無線信号による送受信を行なっており、データ管理装置５０から送信される発光指令を受信すると、各ブロックＡ〜Ｎの各センサユニット２４に対して並列に発光信号を出力する。これにより、各ブロックＡ〜Ｎの各発光部１２０は、順次レーザ光を発光して各ブロックの頭部表面（被計測領域）に照射する。これと共に、各ブロックＡ〜Ｎ毎に設けられたセンサユニット２４Ａ１〜２４Ａｎ、２４Ｂ１〜２４Ｂｎ・・・２４Ｎ１〜２４Ｎｎの受光部１３０で受光された透過光量に応じた計測データが無線通信装置４００Ａ〜４００Ｎからデータ管理装置５０に送信される。そのため、データ管理装置５０においては、センサユニット２４Ａ１〜２４Ａｎ、２４Ｂ１〜２４Ｂｎ・・・２４Ｎ１〜２４Ｎｎによって計測された各ブロックＡ〜Ｎの各データが並列処理される。

この変形例１では、脳活動計測装置１００Ａが複数の無線通信装置４００Ａ〜４００Ｎを有するため、センサユニット２４Ａ１〜２４Ａｎ、２４Ｂ１〜２４Ｂｎ・・・２４Ｎ１〜２４Ｎｎが計測した計測データを短時間で送信できると共に、データ管理装置５０において、各ブロックＡ〜Ｎ毎に計測データ分析して各ブロックＡ〜Ｎ毎の画像データを並列処理で効率良く作成することが可能になる。

また、ネット状ベース２２Ａは、各交差部分に接続される複数の腕部のうちの２本を導電材により形成し、この２本の導電材をセンサユニット２４の発光部１２０、受光部１３０に接続して発光の指示及び受光された計測データの検出を行なうことも可能である。

図１２は脳活動計測装置の変形例２の装着状態を示す図である。図１２に示されるように、変形例２の脳活動計測装置１００Ｂの血流計測装置２０Ｂは、樹脂材からなるフレキシブル配線板５００に複数の切り込み５１０Ａ〜５１０Ｎが放射状に設けられている。尚、図１２では、脳活動計測装置１００Ｂを頭部片側のみ図示しているが、紙面の裏側となる反対側も同様な構成になっている。また、フレキシブル配線板５００には、前述した実施例１と同様に複数のセンサユニット２４が所定間隔毎に保持されている。

フレキシブル配線板５００は、可撓性を有するため、複数の切り込み５１０Ａ〜５１０Ｎによって頭部表面形状に応じた曲面形状に容易に変形することが可能である。しかも、平板状に形成されたフレキシブル配線板５００の外側から中心部分に向けて複数の切り込み５１０Ａ〜５１０Ｎを設けると共に、切り込み角度や切り込み長さを調整することにより、様々な曲面形状に対応することが可能になる。そのため、本変形例では、フレキシブル配線板５００を撓ませながら頭部表面に簡単に装着することができると共に、計測終了後にフレキシブル配線板５００を平面状に戻すだけで容易に分離させることも可能である。

また、フレキシブル配線板５００に保持された複数のセンサユニット２４は、切り込み５１０Ａ〜５１０Ｎによって仕切られた各領域毎に制御され、センサユニット２４Ａ１〜２４Ａｎ、２４Ｂ１〜２４Ｂｎ・・・２４Ｎ１〜２４Ｎｎといったようにグループ化される。従って、複数の切り込み５１０Ａ〜５１０Ｎを任意の位置に設けることが可能であるので、被計測領域に応じて各ブロックＡ〜Ｎ毎の領域を設定することが可能になる。

また、本変形例２においても、前述した変形例１と同様、各ブロックＡ〜Ｎ毎に小型の無線通信装置４００Ａ〜４００Ｎ（図１２中、黒丸で示す）を設けてある。そのため、複数のセンサユニット２４による計測データは、各ブロックＡ〜Ｎ毎に無線通信装置４００Ａ〜４００Ｎからデータ管理装置５０に送信することができる。

図１３は脳活動計測装置の変形例３の装着状態を示す図である。図１３に示されるように、変形例３の脳活動計測装置１００Ｃの血流計測装置２０Ｃは、樹脂材からなるフレキシブル配線板６００を帯状に形成し、且つフレキシブル配線板６００を螺旋状に巻き付けたものである。尚、図１３では、脳活動計測装置１００Ｃを頭部片側のみ図示しているが、紙面の裏側となる反対側も同様な構成になっている。また、フレキシブル配線板６００には、前述した変形例２と同様に複数のセンサユニット２４及び無線通信装置４００Ａ〜４００Ｎ（図１３中、黒丸で示す）が所定間隔毎に保持されている。

フレキシブル配線板６００は、可撓性を有する帯状に形成されるため、頭部表面形状に自由に巻き付けることができ、頭部の曲面形状に密着するように容易に装着することが可能である。また、非計測者の頭部形状が様々であるが、フレキシブル配線板６００の巻き付け範囲を適宜調整するように装着することが可能である。

図１４はセンサユニットの変形例を示す縦断面図である。尚、図１４において、前述した図２のセンサユニット２４と同一部分には、同一符号を付してその説明を省略する。図１４に示されるように、変形例のセンサユニット７００は、テーパ筒状に形成された脳波計測用電極７１０の内側にテーパ状に形成された光路分離部材７２０が挿入保持されている。本変形例においては、光路分離部材７２０の外周に脳波計測用電極７１０が一体的に嵌合されている。尚、脳波計測用電極７１０及び光路分離部材７２０のテーパ角度は、全長及び上下端部面積などによって任意に設定される。また、光路分離部材７２０は、前述した実施例１と同様にホログラムからなり、発光部１２０からのレーザ光を先端部７２２より出射し、脳３００を伝搬し先端部７２２から入射した光を受光部１３０に集光する。

脳波計測用電極７１０の先端部７１２は、光路分離部材７２０の先端部７２２より僅かに下方に突出しているため、頭部表面２２０に接触して当該被計測領域の脳波を計測することができる。

また、脳波計測用電極７１０の基端側には大径な鍔部７１４が設けられている。この鍔部７１４は、導電材により形成された外筒部材７３０の内壁を軸方向（上下方向）に摺動可能に挿入されている。外筒部材７３０は、上記脳波計測用電極７１０及び光路分離部材７２０を軸方向に摺動させるための空間７４０と、空間７４０の上部を囲むように形成された上部壁部７３２と、空間７４０の下部を囲むように形成された下部壁部７３４とを有する。

脳波計測用電極７１０の鍔部７１４と上部壁部７３２との間には、脳波計測用電極７１０を下方に付勢する付勢部材（コイルばね）７５０が介装されている。この付勢部材７５０は、脳波計測用電極７１０及び光路分離部材７２０の先端が頭部表面２２０に接触すると、その押圧力によって圧縮されるため、その圧縮力に対する弾発力で波計測用電極７１０及び光路分離部材７２０の先端を頭部表面２２０に押圧する。

従って、外筒部材７３０を下方に押圧するように装着することで、付勢部材７５０の付勢力が作用して脳波計測用電極７１０及び光路分離部材７２０の先端を頭部表面２２０に密着させることができる。そのため、被計測領域に頭髪が存在する場合でも脳波計測用電極７１０及び光路分離部材７２０の先端を頭部表面２２０に確実に接触させることが可能になる。

光路分離部材７２０の上端面７２４には、発光部１２０と受光部１３とが搭載されている。本変形例の光路分離部材７２０は、上端が大径となるようにテーパ状に形成されているので、上端面７２４の面積を発光部１２０及び受光部１３のサイズに応じた大きさに設定することができる。また、発光部１２０及び受光部１３のサイズに関係なく光路分離部材７２０の先端部７２２の直径を小径化して頭部表面２２０との接触面積を小さくすることができる。これにより、光路分離部材７２０の上端面７２４を頭部表面２２０に接触する際、頭髪を挟むことが減少して計測精度が高まる。

尚、本変形例において、頭部表面２２０から発光されたレーザ光Ａ及び光路分離部材７２０の先端部７２２から受光された光は、テーパ状の内壁に反射しながら導波路を形成するため、透過光量に影響することはない。

図１５は実施例２の血流計測装置の概略構成を示す系統図である。図１５に示されるように、実施例２の血流計測装置８００は、人工透析を行なう際の血流量を計測する装置であり、人工透析装置８１０に接続された透析チューブ８１２に装着されるセンサユニット８２０と、センサユニット８２０から出力された計測データに基づいて人工透析装置８１０を制御する制御部８３０とを有する。

透析チューブ８１２は、弾性を有する半透明の樹脂チューブからなる。また、透析チューブ８１２は、透析を受ける患者８４０の血管８４２、８４４に接続されており、血管８４２、８４４から取り出された血液を人工透析装置８１０に供給する。人工透析装置８１０には、血液を濾過して透析液を供給する人工腎臓（ダイアライザー）及び血液を送液するポンプ装置とを有する。

制御部８３０は、センサユニット８２０によって計測された計測データから血流量及び赤血球濃度を演算し、血流量に応じて人工透析装置８１０に透析液の供給量及びポンプ回転数を制御する。また、制御部８３０は、センサユニット８２０の計測結果及び透析データをパーソナルコンピュータ８５０に出力する。パーソナルコンピュータ８５０では、計測結果及び透析データの蓄積及び分析などを行なう。

図１６は実施例２のセンサユニット８２０の構成を示す縦断面図である。図１６に示されるように、センサユニット８２０は、透析チューブ８１２の一部を上下方向から押圧した状態に保持する保持部材８６０と、２組のセンサ部８７０、８８０とを有する。第１のセンサ部８７０は、透析チューブ８１２の上部に配置された第１の発光部８７２と、透析チューブ８１２の下部に配置された第１、第２の受光部８７４，８７６とから構成されている。また、第２のセンサ部８８０は、第１のセンサ部８７０と同様に、透析チューブ８１２の上部に配置された第２の発光部８８２と、透析チューブ８１２の下部に配置された第３、第４の受光部８８４，８８６とから構成されている。

この実施例２では、前述した演算式（３）を用いて２点２波長方式の計測方法により赤血球濃度Ｒｐｗを計測する。すなわち、第１の発光部８７２と第２の発光部８８２から出射されるレーザ光の波長を異なるλ１，λ２（本実施例では、λ１＝８０５ｎｍ、λ２＝６８０ｎｍに設定する）とすることで赤血球濃度をヘマトクリット（Ｈｔ）のみの関数として計測される。よって、この演算方法によれば、赤血球濃度をヘマトクリット（Ｈｔ）に応じた計測値として正確に計測することが可能になる。

図１７は実施例３の血流計測装置の概略構成を示す系統図である。図１７に示されるように、実施例３の血流計測装置９００は、被計測領域の皮膚表面９１０に接触される計測部９２０と、計測部９２０に内蔵されたセンサユニット９３０と、センサユニット９３０から出力された計測データに基づいて血流計測画像を生成する制御部９４０とを有する。

計測部９２０は、手に持って移動させることができる大きさに形成されており、例えば、人体のどの箇所の血流を計測するかによって適宜移動させることができる。また、計測部９２０は、円錐状部９２２の底面が被計測領域に接触される計測面９２４であり、円錐状部９２２の上部に把持部９２６が突出している。従って、血流計測を行なう計測者は、把持部９２６を把持して計測面９２４を適宜被計測領域の皮膚表面９１０に接触させることで、当該被計測領域の血流計測を行える。

センサユニット９３０は、レーザ光Ａを出射する発光部９５０と、光出射点から異なる距離に配置された一対の受光部９６０，９６２と、ホログラムからなる光路分離部材９７０とを有する。光路分離部材９７０の上面には、発光部９４０及び一対の受光部９６０，９６２が搭載されており、光路分離部材９７０の下面が計測面９２４を形成している。

そのため、発光部９４０からのレーザ光Ａが光路分離部材９７０を通過して任意の被計測領域の皮膚表面９１０に照射されると、レーザ光Ａは皮膚表面９１０の下側に配された血管９１２を流れる血流を透過して計測面９２４に伝搬する。そして、一対の受光部９５０，９６０では、夫々光路分離部材９７０に伝搬した光を受光し、受光した透過光量に応じた電気信号を制御部９４０に出力する。

本実施例では、前述した演算式（２）を用いて２点１波長方式の計測方法により血管９１２を流れる赤血球濃度Ｒｐを計測する。すなわち、赤血球濃度は、２つの受光部９６０，９６２間距離ΔＬと、前述したヘマトクリット（Ｈｔ）との関数となる。そのため、赤血球濃度Ｒｐを求める際は、２つの因子のうち受光部９６０，９６２間距離ΔＬが予め分かっているので、赤血球濃度がヘマトクリット（Ｈｔ）を係数とした値として計測される。よって、この演算方法によれば、赤血球濃度をヘマトクリット（Ｈｔ）に応じた計測値として正確に計測することが可能になる。

制御部９４０は、モニタ９８０に接続されており、計測部９２０のセンサユニット９３０によって計測された血流の計測データから画像データを生成し、その画像データによる計測画像９８２をモニタ９８０に表示させる。これにより、計測者は、モニタ９８０に表示された計測画像９８２を見ながら計測部９２０を手に持ったまま計測面９２４を皮膚表面９１０に接触させて血流が正常か否かを確認することが可能になる。

また、血流計測装置９００は、計測部９２０を適宜移動させることができるので、頭部以外の箇所の血流も容易に計測できると共に、持ち運びが可能であるので、使用場所を選ばず、医療機関の診察室以外の場所（例えば、地震発生地域での臨時診療所や医療機関以外の建屋、テントでの使用、あるいは屋外）での使用も可能である。

本発明による血流計測装置を用いた脳活動計測装置の一実施例を示すシステム構成図である。 センサユニット２４の取付構造を拡大して示す縦断面図である。 センサユニット２４の変形例を示す縦断面図である。 血流計測方法の原理を説明するための図である。 レーザ光の波長と、血液の酸素飽和度を変えた場合の光の吸収状態の関係を示すグラフである。 脳を左側面から見た図である。 脳の血流から脳活動を計測する場合の原理を説明するための図である。 脳活動計測装置１００の制御部３０が実行する脳の血流計測処理を説明するためのフローチャートである。 データ管理装置５０の計測データ画像表示制御装置８０が実行する計測データ画像表示処理を説明するためのフローチャートである。 肩運動野３５２、肘運動野３５４の計測前の状態を模式的に示す図である。 腕を挙げようとする場合の計測データから得られた画像データを模式的に示す図である。 肘を曲げながら腕を挙げようとする場合の計測データから得られた画像データを模式的に示す図である。 発光部１２０から出射された光の光伝搬経路を模式的に示す図である。 発光部１２０から光が照射された直後（経過時間ｔ１）の状態を示すＡ−Ａ線に沿う縦断面図である。 発光部１２０から光が照射された経過時間ｔ２が経過した状態を示すＡ−Ａ線に沿う縦断面図である。 発光部１２０から光が照射されて経過時間ｔ３が経過した状態を示すＡ−Ａ線に沿う縦断面図である。 脳活動計測装置の変形例１の装着状態を示す図である。 変形例１の各機器の構成を示すブロック図である。 脳活動計測装置の変形例２の装着状態を示す図である。 脳活動計測装置の変形例３の装着状態を示す図である。 センサユニットの変形例を示す縦断面図である。 実施例２の血流計測装置の概略構成を示す系統図である。 実施例２のセンサユニット８２０の構成を示す縦断面図である。 実施例３の血流計測装置の概略構成を示す系統図である。

符号の説明

１０ 脳活動計測システム
２０，８００ 血流計測装置
２２ ベース
２２Ａ ネット状ベース
２４（２４_１〜２４_ｎ），２４Ａ〜２４Ｃ，２４Ａ１〜２４Ａｎ、２４Ｂ１〜２４Ｂｎ・・・２４Ｎ１〜２４Ｎｎ，２４Ｘ，７００，８２０，９３０ センサユニット
３０，８３０，９４０ 制御部
４０，６０ 無線通信装置
５０ データ管理装置
７０ データベース
８０ 計測データ画像表示制御装置
９０ モニタ
１００，１００Ａ〜１００Ｃ 脳活動計測装置
１２０，９５０ 発光部
１３０，９６０，９６２ 受光部
１４０，７２０ 光路分離部材
１５０，７１０ 脳波計測用電極
１６０，５００，６００ フレキシブル配線板
１７０ 光伝搬経路
１８０ 血管
２２０ 頭部表面
２３０ 血液層
２４０ 赤血球
３００ 脳
３０１ 大脳
４００Ａ〜４００Ｎ 無線通信装置
８１０ 人工透析装置
８１２ 透析チューブ
８６０ 保持部材
８７０，８８０ センサ部
８７２ 第１の発光部
８７４，８７６，８８４，８８６ 第１〜第４の受光部
８８２ 第２の発光部
９００ 血流計測装置
９１０ 皮膚表面
９２０ 計測部
９２４ 計測面
９７０ 光路分離部材
９８０ モニタ

Claims (10)

1. 被計測領域に光を照射する発光部と前記被計測領域を伝搬した光を受光する受光部とを有するセンサユニットと、前記受光部から出力された信号に基づいて被計測領域の血流状態を計測する制御部とを有する血流計測装置であって、
   前記発光部から出射された光を前記発光部から距離の異なる位置に配置された少なくとも２つの前記受光部で受光し、
   前記制御部は、少なくとも前記２つの受光部から得られた信号に含まれる酸素飽和度による成分をキャンセルするような演算処理を行なって前記被計測領域の血流状態を計測することを特徴とする血流計測装置。
2. 請求項１に記載の血流計測装置であって、
   前記発光部は、血液中の酸素飽和度によって光学特性に影響を受けにくい波長を有する第１の光と、血液の酸素飽和度によって光学特性に影響を受ける波長を有する第２の光とを出射することを特徴とする血流計測装置。
3. 請求項１または２に記載の血流計測装置であって、
   前記制御部は、前記受光部が前記第１の光を受光したときの第１の透過光量と、前記第２の光を受光したときの第２の透過光量とを比較して前記被計測領域の血流状態を計測することを特徴とする血流計測装置。
4. 請求項３に記載の血流計測装置であって、
   前記制御部は、少なくとも前記２つの受光部から出力された前記第１、第２の光の透過光量に応じた計測データに基づいて前記被計測領域の血流状態を計測することを特徴とする血流計測装置。
5. 請求項１乃至４の何れかに記載の血流計測装置であって、
   前記センサユニットは、
   前記発光部から前記被計測領域に進む光に対する屈折率と、前記被計測領域から前記受光部に進む光の屈折率とが異なるように構成された光路分離部材を有し、
   前記発光部と前記受光部とが前記光路分離部材を介して光の発光、受光を行なうことを特徴とする血流計測装置。
6. 請求項１乃至５の何れかに記載の前記血流計測装置を用いて脳の血流を計測し、前記血流計測装置によって計測された結果に基づき前記脳の活動状態を計測することを特徴とする脳活動計測装置。
7. 請求項６に記載の脳活動計測装置であって、
   前記センサユニットを異なる位置に複数個設け、
   前記制御部は、前記複数のセンサユニットのうち一のセンサユニットの発光部から光りを発光させ、当該一のセンサユニットから異なる距離で離間した少なくとも２つの前記センサユニットの受光部で受光した光の透過光量を検出し、前記２つの受光部から出力された前記第１、第２の光の透過光量に応じた計測データに基づいて前記被計測領域の脳活動状態を計測することを特徴とする脳活動計測装置。
8. 請求項７に記載の脳活動計測装置であって、
   前記制御部は、前記複数のセンサユニットの全ての前記発光部を順次発光させ、当該発光させた一のセンサユニットから異なる距離で離間した少なくとも２つのセンサユニットの受光部で受光した光り強度を検出し、前記２つの受光部から出力された前記第１、第２の光の透過光量に応じた計測データに基づいて前記被計測領域の脳活動状態を計測することを特徴とする脳活動計測装置。
9. 請求項６乃至８の何れかに記載の脳活動計測装置であって、
   前記センサユニットは、脳波を計測するための脳波計測用電極を有することを特徴とする脳活動計測装置。
10. 請求項９に記載の脳活動計測装置であって、
    前記脳波計測用電極は、前記光路分離部材の先端面から側面に形成されることを特徴とする脳活動計測装置。
    

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