JP2017113320A - 流体評価装置及び方法、コンピュータプログラム並びに記録媒体 - Google Patents

Abstract

【課題】例えばチューブや生体等の内部を流れる流体の流量及び流速の少なくとも一方を好適に求める、流体評価装置を提供する。。
【解決手段】流体評価装置１００は、内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源１１、１２と、照射された光の被測定対象からの散乱光を受光し、受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部２１、３１と、出力された受光信号に含まれる受光部の受光量に関する情報である受光量情報を出力する第１情報出力部２５と、出力された受光信号に含まれる、光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づく情報と、出力された受光量情報と、受光量情報及びビート信号に基づく情報の関係を規定する対応関係情報と、に基づいて、流体の流量及び流体の流速の少なくとも一方に関する情報を出力する第２情報出力部３５、２６と、を備える。
【選択図】図１

Description

本発明は、被測定対象物の内部に流れる、例えば血液等の流体に照射された光を受光して得られる信号に基づいて該流体の評価を行う流体評価装置及び方法、コンピュータプログラム並びに、該コンピュータプログラムを格納する記録媒体の技術分野に関する。

この種の装置として、例えば、医療用チューブの周囲にＬＥＤ（Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅ）と受光素子とを配置し、受光信号から医療用チューブ内を流れる血液のヘマトクリットを計測する装置が提案されている（特許文献１参照）。或いは、内部に血液が流れているチューブにレーザ光を照射し、受光素子の受光量から算出された血液濃度に基づいて、レーザ光のドップラーシフトから算出された血液流量を補正する装置が提案されている（特許文献２参照）。

尚、本発明に関連する先行技術文献として、特許文献３及び特許文献４がある。特許文献３には、赤血球の血球径よりも狭い幅の流路を流れる血液をカメラにより撮影し、撮影された画像に画像処理を施すことにより血液のヘマトクリット値を求め、該ヘマトクリット値に基づいて、該流路を流れる血液中の赤血球の速度を補正することにより、赤血球の変形能を算出する装置が開示されている。特許文献４には、血液透析のパラメータを治療中に求めるために、透析器に係る透析液流量、ポンプ回転数、透析液出入口濃度、血液流速、等からヘマトクリットを算出する装置が開示されている。

国際公開第２００４／０５７３１３号パンフレット 国際公開第２０１３／１５３６６４号パンフレット 国際公開第２０１０／１３７４７０号パンフレット 特開平１０−３１４２９９号公報

特許文献１及び２に記載の技術には、改良の余地があるという技術的問題点がある。

本発明は、例えば上記問題点に鑑みてなされたものであり、流体の流量及び流速の少なくとも一方を好適に求めることができる流体評価装置及び方法、コンピュータプログラム並びに該コンピュータプログラムを格納する記録媒体を提供することを課題とする。

本発明の流体評価装置は、上記課題を解決するために、内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源と、前記照射された光の前記被測定対象からの散乱光を受光し、前記受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部と、前記出力された受光信号に含まれる前記受光部の受光量に関する情報である受光量情報を出力する第１情報出力部と、前記出力された受光信号に含まれる、前記光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づく情報、前記出力された受光量情報、並びに前記受光量情報及び前記ビート信号に基づく情報の関係を規定する対応関係情報に基づいて、前記流体の流量及び前記流体の流速の少なくとも一方に関する情報を出力する第２情報出力部と、を備える。

本発明の流体評価方法は、上記課題を解決するために、内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源と、前記照射された光の前記被測定対象からの散乱光を受光し、前記受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部と、を備える流体評価装置における流体評価方法であって、前記出力された受光信号に含まれる前記受光部の受光量に関する情報である受光量情報を出力する第１情報出力工程と、前記出力された受光信号に含まれる、前記光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づく情報、前記出力された受光量情報、並びに前記受光量情報及び前記ビート信号に基づく情報の関係を規定する対応関係情報に基づいて、前記流体の流量及び前記流体の流速の少なくとも一方に関する情報を出力する第２情報出力工程と、を備える。

本発明のコンピュータプログラムは、上記課題を解決するために、内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源と、前記照射された光の前記被測定対象からの散乱光を受光し、前記受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部と、を備える流体評価装置に搭載されたコンピュータを、前記出力された受光信号に含まれる前記受光部の受光量に関する情報である受光量情報を出力する第１情報出力部と、前記出力された受光信号に含まれる、前記光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づく情報、前記出力された受光量情報、並びに前記受光量情報及び前記ビート信号に基づく情報の関係を規定する対応関係情報に基づいて、前記流体の流量及び前記流体の流速の少なくとも一方に関する情報を出力する第２情報出力部、として機能させる。

本発明の記録媒体は、上記課題を解決するために、本発明のコンピュータプログラムを格納する。

本発明の作用及び他の利得は次に説明する実施するための形態から明らかにされる。

第１実施例に係る流体評価装置の構成を示すブロック図である。 第１実施例に係る受光素子２１及びＩ−Ｖ変換部２２の一例を示す回路図である。 第１実施例に係る受光素子３１及びＩ−Ｖ変換部３２の一例を示す回路図である。 ヘマトクリット値と透過光量の関係の一例を示す図である。 周波数解析の一例を示す概念図である。 １次モーメント及び平均周波数の算出方法の一例を示す概念図である。 周波数とパワースペクトルの関係の一例を示す図である。 流速と、１次モーメント又は平均周波数との関係の一例を示す図である。 流体の速度を一定にて測定したビート信号のパワースペクトルを、複数の流体濃度について実測した実測値の一例である。 透過光量と平均周波数との関係を、流量毎に示すマップデータの一例である。 第１実施例に係る流量推定処理を示すフローチャートである。 （ａ）平均周波数のみから流量を推定した場合の推定結果の一例である。（ｂ）透過光量及び平均周波数から流量を推定した場合の推定結果の一例である。 第１実施例の第１変形例に係る流量推定の概念を示す概念図である。 第１実施例の第２変形例に係る流体評価装置の構成を示すブロック図である。 第１実施例の第３変形例に係る流体評価装置の構成を示すブロック図である。 透過光量と平均周波数との関係を、ヘマトクリット値毎に示すマップデータの一例である。 透過光量と１次モーメントとの関係を、ヘマトクリット値毎に示すマップデータの一例である。 第２実施例に係るヘマトクリット推定処理を示すフローチャートである。 （ａ）透過光量のみからヘマトクリット値を推定した場合の推定結果の一例である。（ｂ）透過光量及び平均周波数からヘマトクリット値を推定した場合の推定結果の一例である。

本発明の流体評価装置等の実施形態について説明する。

（流体評価装置）
実施形態に係る流体評価装置は、内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源と、該照射された光の被測定対象からの散乱光を受光し、受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部と、出力された受光信号に含まれる受光部の受光量に関する情報である受光量情報を出力する第１情報出力部と、出力された受光信号に含まれる、光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づく情報、出力された受光量情報、並びに受光量情報及びビート信号に基づく情報の関係を規定する対応関係情報に基づいて、流体の流量及び流体の流速の少なくとも一方に関する情報を出力する第２情報出力部と、を備える。

本実施形態の流体評価装置によれば、光源は、被測定対象に対して光を照射する。被測定対象の内部には流体が流れている。光は、当該流体に対して照射されることが好ましい。

尚、被測定対象及び流体の一例として、人間や動物等の生体及び血液が挙げられる。或いは、被測定対象及び流体の他の一例として、血液が流れる人工的な管路及び血液が挙げられる。或いは、被測定対象及び流体の他の一例として、光が透過可能な窓を有する管及び透明状のチューブ並びに当該管内又は当該チューブ内を流れる流体（例えば、インク、油、汚水、調味料等の光を散乱する散乱体を少なくとも構成要素として含む流体）が挙げられる。

受光部は、光の被測定対象からの散乱光を受光する。受光部は、被測定対象を透過してきた光（いわゆる、透過光に相当する前方散乱光）を受光してもよいし、被測定対象によって反射された光（いわゆる、反射光に相当する後方散乱光）を受光してもよいし、その両方を受光してもよい。その結果、受光部からは、受光された光に応じた受光信号が出力される。

例えばメモリ、プロセッサ等を備えてなる第１情報出力部は、受光信号に含まれる受光量情報（例えば、平均信号強度、受信信号に含まれるＤＣ（Ｄｉｒｅｃｔ Ｃｕｒｒｅｎｔ）成分の信号強度、等）を出力する。尚、本実施形態に係る「受光量情報」は、受光量そのものを示す情報に限らず、受光量に関連する何らかの物理量又はパラメータであってよい。

尚、受光部が被測定対象を透過してきた光（即ち、前方散乱光）を受光する場合には、流体の濃度が高いほど（つまり、光の透過を妨げる散乱体等が流体内に多く含まれているほど）、受光信号の信号強度は小さくなる。他方で、受光部が被測定対象によって反射された光（即ち、後方散乱光）を受光する場合には、流体の濃度が高いほど（つまり、光を反射させる散乱体等が流体内に多く含まれているほど）、受光信号の信号強度は大きくなる。

例えばメモリ、プロセッサ等を備えてなる第２情報出力部は、受光信号に含まれる、光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づく情報と、受光量情報と、受光量情報及びビート信号に基づく情報の関係を規定する対応関係情報と、に基づいて、流体の流量及び流体の流速の少なくとも一方に関する情報を出力する。

光が被測定対象に照射されると、被測定対象の内部の流体の流れに起因した散乱光が発生する。この散乱光は、流体に含まれる散乱体（特に、移動している散乱体）により散乱された散乱光と、他の固定組織（特に、皮膚組織、窓や流路を形成する透明チューブ、等の移動していない組織）により散乱された散乱光とを含んでいる。移動している散乱体により散乱した散乱光の周波数は、他の固定組織により散乱された散乱光の周波数と比較して、流体の流速に対応したドップラー作用によって変化している。これら２種類の散乱光の相互干渉により、受光信号には、いわゆる周波数差分信号に相当するビート信号が含まれている。第２情報出力部は、このビート信号を解析することにより、ビート情報に基づく情報（例えば、平均周波数、１次モーメント等）を取得する。

ここで、本願発明者の研究によれば、以下の事項が判明している。即ち、流体の濃度が比較的低い場合には、流体中を移動する散乱体の単位体積当たりの個数が少ないので、受光信号中に含まれる、散乱体の移動により生じる光のドップラーシフトに起因するビート信号のパワーが低下する。他方、被測定対象に照射された光の散乱光の受光結果である受光信号を増幅する増幅器の入力端子の寄生容量に起因したノイズのパワーは変化しないので、ノイズによる影響が相対的に大きくなる。つまり、流体の濃度が比較的低い場合には、増幅器の入力端子の寄生容量に起因したノイズによる影響を強く受けて、被測定対象に照射された光の散乱光の受光結果である受光信号のビート信号が、本来現れるべきものとは異なるものとなってしまうおそれがある。尚、流体の濃度が比較的高い場合においても、同様の技術的問題は相応に生じる可能性がある。従って、従来のように、ビート信号からのみ流量又は流速を求めると、該求められた流量又は流速と実際の流量又は流速とが、誤差範囲を超えて乖離する可能性がある。

血液は、主に赤血球からなる血球成分と、血漿成分とからなる混層流を生じる。赤血球は（直径が７〜８μｍ（マイクロメートル）、厚さ２μｍの）円盤状の形状を有し、流量（流速）により配向特性が変化することが知られている。このため、血液に対して光を照射したときの透過光及び反射光は、同一濃度の血液であっても流量の違いにより変化し、またその逆に、同一流量であっても、濃度の違いにより変化しうる。

そこで本実施形態では、第２情報出力部が、受光量情報及びビート信号に基づく情報の関係を規定する対応関係情報を予め保持している。「対応関係情報」は、実験により、例えば濃度が既知の流体を流したときに、流量又は流速に応じてビート信号に基づく情報と受光量との関係の変化を、複数の濃度について求め、該求められたデータを用いて構築すればよい。尚、本実施形態に係る「対応関係情報」は、例えば、ビート信号に基づく情報、受光量情報及び濃度の関係を示すテーブルであってもよいし、ビート信号に基づく情報、受光量情報及び濃度各々を軸とするマップとして表されていてもよい。

そして、第２情報出力部は、ビート信号に基づく情報と、流体の濃度に応じて変化する受光量情報と、対応関係情報と、に基づいて、流体の流量及び流体の流速の少なくとも一方に関する情報を出力する。従って、本実施形態の流体評価装置は、流体の濃度を考慮しつつ、流体の流量及び流速の少なくとも一方を好適に（言い換えれば、高精度に）求めることができる。

本実施形態に係る流体評価装置の一態様では、対応関係情報は、受光量情報及びビート信号に基づく情報各々を軸とする座標系において、流体の流量又は流体の流速に関するパラメータの複数の値に夫々対応すると共に、受光量情報とビート信号に基づく情報との関係を規定する複数の関係線である。

このように構成すれば、流速情報と受光量情報とから、比較的容易にして流体の流量又は流速に対応する流体の流量又は流速に関するパラメータを求めることができ、実用上非常に有利である。

この態様では、第２情報出力部は、座標系において出力された受光量情報及び出力された受光信号に含まれるビート信号に基づく情報により示される点と、複数の関係線のうち少なくとも一本の関係線とに基づいて、点に対応する流体の流量又は流体の流速に関するパラメータの値を特定することにより、流体の流量及び流体の流速の少なくとも一方に関する情報を出力してよい。

このように構成すれば、対応関係情報を比較的容易に構築することができると共に、好適に流体の流量又は流速を求めることができ、実用上非常に有利である。

本実施形態に係る流体評価装置の他の態様では、受光部は、散乱光のうち被測定対象を透過した散乱光（即ち、前方散乱光）を受光する第１受光部と、散乱光のうち被測定対象により反射された散乱光（即ち、後方散乱光）を受光する第２受光部と、を有し、第１情報出力部は、第１受光部から出力された受光信号に含まれる第１受光部の受光量に関する情報である受光量情報を出力し、第２情報出力部は、第２受光部から出力された受光信号に含まれる前記ビート信号に基づく情報と、出力された受光量情報と、対応関係情報とに基づいて、流体の流量及び流体の流速の少なくとも一方に関する情報を出力する。

この態様によれば、受光部が、受光量情報を求めるために用いられる第１受光部と、ビート信号を求めるために用いられる第２受光部と、に分離される。

本実施形態に係る流体評価装置の他の態様では、光源は、レーザ光を出射する第１光源と、レーザ光とは異なる光を出射する第２光源と、を有し、受光部は、第１光源から出射されたレーザ光の被測定対象からの第１散乱光を受光し、該受光された第１散乱光に応じて、ビート信号を含む受光信号を出力し、第２光源から出射された光の被測定対象からの第２散乱光を受光し、受光量情報を含む受光信号を出力する。

この態様によれば、例えば第１光源として、単色性及び干渉性が高く、且つ広く流通している半導体レーザを用い、第２光源として、例えば流体の一例としての血液の酸素飽和度に依存しない８０５ｎｍ（ナノメートル）の光を出射するＬＥＤを用いることができる。

（流体評価方法）
実施形態に係る流体評価方法は、内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源と、照射された光の前記被測定対象からの散乱光を受光し、該受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部と、を備える流体評価装置における流体評価方法であって、出力された受光信号に含まれる受光部の受光量に関する情報である受光量情報を出力する第１情報出力工程と、出力された受光信号に含まれる、光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づく情報、出力された受光量情報、並びに受光量情報及びビート信号に基づく情報の関係を規定する対応関係情報に基づいて、流体の流量及び流体の流速の少なくとも一方に関する情報を出力する第２情報出力工程と、を備える。

本実施形態の流体評価方法によれば、上述した実施形態に係る流体評価装置と同様に、流体の濃度を考慮しつつ、流体の流量及び流速の少なくとも一方を好適に求めることができる。尚、本実施形態の流体評価方法についても、上述した実施形態に係る流体評価装置の各種態様と同様の各種態様を採ることができる。

（コンピュータプログラム）
実施形態に係るコンピュータプログラムは、内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源と、前記照射された光の前記被測定対象からの散乱光を受光し、該受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部と、を備える流体評価装置に搭載されたコンピュータを、出力された受光信号に含まれる受光部の受光量に関する情報である受光量情報を出力する第１情報出力部と、出力された受光信号に含まれる、光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づく情報、出力された受光量情報、並びに受光量情報及びビート信号に基づく情報の関係を規定する対応関係情報に基づいて、流体の流量及び流体の流速の少なくとも一方に関する情報を出力する第２情報出力部、として機能させる。

本実施形態のコンピュータプログラムによれば、当該コンピュータプログラムを格納するＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）、ＣＤ−ＲＯＭ（Ｃｏｍｐａｃｔ Ｄｉｓｃ Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）、ＤＶＤ−ＲＯＭ（ＤＶＤ Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）等の記録媒体から、当該コンピュータプログラムを、流体評価装置に備えられたコンピュータに読み込んで実行させれば、或いは、当該コンピュータプログラムを、通信手段を介してダウンロードさせた後に実行させれば、上述した実施形態に係る流体評価装置を比較的容易にして実現できる。これにより、上述した実施形態に係る流体評価装置と同様に、流体の濃度を考慮しつつ、流体の流量及び流速の少なくとも一方を好適に求めることができる。

上記実施形態に係るコンピュータプログラムが格納されたＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ−ＲＯＭ等が、本発明の記録媒体に係る実施形態の一例である。

本発明の流体評価装置に係る実施例を図面に基づいて説明する。以下の実施例では、流体として血液を挙げる。また、被測定対象として、人工透析装置の血流回路を構成するチューブを挙げる。尚、本発明の流体評価装置は、生体の血管内を流れる血液や、血液以外の任意の流体（例えば、インク、油、汚水、調味料等）の評価にも適用可能である。

＜第１実施例＞
本発明の流体評価装置に係る第１実施例について、図１乃至図１２を参照して説明する。本実施例では、評価の一例として、血液の流量を挙げる。

（流体評価装置の構成）
本実施例に係る流体評価装置の構成について、図１を参照して説明する。図１は、第１実施例に係る流体評価装置の構成を示すブロック図である。

図１において、流体評価装置１００は、半導体レーザ１１、レーザ駆動部１２、受光素子２１及び３１、Ｉ−Ｖ変換部２２及び３２、ＬＰＦ（Ｌｏｗ−ｐａｓｓ Ｆｉｌｔｅｒ）増幅器２３、Ａ／Ｄ変換部２４及び３４、ＬＰＦ演算部２５、流量２次元推定部２６、ＢＰＦ（Ｂａｎｄ−ｐａｓｓ Ｆｉｌｔｅｒ）増幅器３３並びに周波数解析部３５を備えて構成されている。

レーザ駆動部１２は、半導体レーザ１１を駆動するための電流（具体的には、半導体レーザ１１の閾値電流以上の規定の駆動電流）を発生する。半導体レーザ１１は、レーザ駆動部１２により発生された駆動電流に従ってレーザ発振する。半導体レーザ１１から出射されたレーザ光は、例えばレンズ素子等の光学系（図示せず）を介して、被測定対象である体外循環血液回路（即ち、内部に血液が流れている透明なチューブ）に照射される。該照射されたレーザ光は、体外循環血液回路を構成するチューブや、その内部を流れる血液により散乱及び吸収される。

尚、体外循環血液回路は、半導体レーザ１１並びに受光素子２１及び３１が設置・固定された筺体（図示せず）に、振動等により照射位置がずれないように半固定されている。

受光素子２１は、被測定対象に照射されたレーザ光の散乱光（ここでは、前方散乱光）を受光する。受光素子２１により受光される散乱光には、体外循環血液回路を構成するチューブ内を流れる血液（特に、当該血液に含まれる、移動している散乱体である赤血球）により散乱された散乱光や、チューブ等の静止している組織により散乱された散乱光が含まれる。

受光素子２１は、受光した散乱光の強度に応じた、本発明に係る「受光信号」の一例としての、検出電流（図１における“検出電流１”参照）を出力する。Ｉ−Ｖ変換部２２は、受光素子２１から出力された検出電流を電圧信号（図１における“検出電圧１”参照）に変換する。

ここで、受光素子２１及びＩ−Ｖ変換部２２の一例について、図２を参照して説明を加える。図２は、第１実施例に係る受光素子２１及びＩ−Ｖ変換部２２の一例を示す回路図である。

図２において、受光素子２１は、例えばＰＩＮ型半導体によるフォトディテクタＰＤ０により構成されている。Ｉ−Ｖ変換部２２は、増幅器Ａｍｐ０及び帰還抵抗Ｒｆ０により構成されている。ここで、増幅器Ａｍｐ０は、所謂トランスインピーダンスアンプを構成している。

フォトディテクタＰＤ０のアノードは、例えばグランド電位等の基準電位に接続されている。フォトディテクタＰＤ０のカソードは、増幅器Ａｍｐ０の反転入力端子に接続されている。増幅器Ａｍｐ０の非反転入力端子は、例えばグランド電位等の基準電位に接続されている。

フォトディテクタＰＤ０から出力される電流Ｉｄｔ０は、帰還抵抗Ｒｆ０により電圧に変換され検出電圧（即ち、電圧信号）として、増幅器Ａｍｐ０から出力される。

再び図１に戻り、ＬＰＦ増幅器２３は、Ｉ−Ｖ変換部２２から出力された電圧信号に含まれる低域信号成分以外の他の周波数帯域の信号成分をカットした上で増幅する。また、ＬＰＦ増幅器２３は、Ａ／Ｄ変換部２４におけるエリアシングノイズを低減するために帯域制限も行う。

ここで、Ｉ−Ｖ変換部２２から出力された電圧信号には、例えばスイッチング電源ノイズ等のノイズ成分である高周波信号が含まれている。Ｉ−Ｖ変換部２２から出力された電圧信号がＬＰＦ増幅器２３に入力されることにより、ノイズ成分を抑制しつつ信号を増幅することができる。

Ａ／Ｄ変換部２４は、ＬＰＦ増幅器２３から出力された信号である透過信号（図１における“透過信号”参照）に対して、Ａ／Ｄ変換処理（即ち、量子化処理）を行う。

ＬＰＦ演算部２５は、Ａ／Ｄ変換部２４により量子化された透過信号に対して、デジタル信号処理（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｉｇｎａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ：ＤＳＰ）によるＬＰＦ演算を行う。ＬＰＦ演算部２５の出力は、透過光量ＴＤＣとして、流量２次元推定部２６に入力される。尚、ＬＰＦ演算は、例えばハムノイズ等の高周波ノイズを抑制するための演算である。

受光素子３１は、被測定対象に照射されたレーザ光の散乱光（ここでは、後方散乱光）を受光する。受光素子３１は、受光した散乱光の強度に応じた、本発明に係る「受光信号」の他の例としての、検出電流（図１における“検出電流２”参照）を出力する。Ｉ−Ｖ変換部３２は、受光素子３１から出力された検出電流を電圧信号（図１における“検出電圧２”参照）に変換する。

受光素子３１に入射する散乱光には、静止している組織（例えば、体外循環血液回路を構成するチューブ等）により散乱された散乱光と、移動物体である血液に含まれる赤血球により散乱された散乱光と、が含まれる。赤血球により散乱された散乱光には、該赤血球の移動速度に応じたドップラーシフトが生じている。

このため、静止している組織により散乱された散乱光と、赤血球により散乱された散乱光とは、レーザ光の可干渉性により干渉を起こす。受光素子３１から出力される検出電流には、この干渉の結果としてのビート信号が含まれる。

ここで、受光素子３１及びＩ−Ｖ変換部３２の一例について、図３を参照して説明を加える。図３は、第１実施例に係る受光素子３１及びＩ−Ｖ変換部３２の一例を示す回路図である。

図３において、受光素子３１は、例えばＰＩＮ型半導体によるフォトディテクタＰＤ１及びＰＤ２により構成されている。図３に示すように、フォトディテクタＰＤ１のカソードとフォトディテクタＰＤ２のカソードとが接続されている。つまり、フォトディテクタＰＤ１及びＰＤ２は、互いに逆向きに直列に接続されている。

Ｉ−Ｖ変換部３２は、増幅器Ａｍｐ１、Ａｍｐ２及びＡｍｐ３、帰還抵抗Ｒｆ１、Ｒｆ２、並びに抵抗Ｒａ１、Ｒｂ１、Ｒａ２及びＲｂ２により構成されている。

フォトディテクタＰＤ１のアノードは、増幅器Ａｍｐ１の反転入力端子に接続されている。増幅器Ａｍｐ１の非反転入力端子は、例えばグランド電位等の基準電位に接続されている。フォトディテクタＰＤ２のアノードは、増幅器Ａｍｐ２の反転入力端子に接続されている。増幅器Ａｍｐ２の非反転入力端子は、例えばグランド電位等の基準電位に接続されている。増幅器Ａｍｐ１の出力は、増幅器Ａｍｐ３の非反転入力端子に入力される。増幅器Ａｍｐ２の出力は、増幅器Ａｍｐ３の反転入力端子に入力される。

上述の如く受光素子３１を構成すれば、フォトディテクタＰＤ１及びＰＤ２各々から出力される電流のうち、該フォトディテクタＰＤ１及びＰＤ２の夫々に入射する散乱光に含まれる定常光成分に相当するＤＣ成分を低減又は除去することができる。他方で、入射する散乱光に含まれる信号光成分に相当するＡＣ（Ａｌｔｅｒｎａｔｅ Ｃｕｒｒｅｎｔ）成分を主に含む電流を検出電流として出力することができる。

具体的には、フォトディテクタＰＤ１の出力電流をＩｄ１、フォトディテクタＰＤ２の出力電流をＩｄ２とすると、フォトディテクタＰＤ１及びＰＤ２は、互いに極性が逆に直列接続されているので、受光素子３１による検出電流は、
Ｉｄｔ＝Ｉｄ２−Ｉｄ１・・・・・（１）
となる。

フォトディテクタＰＤ１が受光した散乱光と、フォトディテクタＰＤ２が受光した散乱光とは、光の波長を基準長さとすると、経路が互いに異なっているので、およそ無相関の電流信号となる。このため、上記式（１）のように減算することにより、ビート信号の強度は√２倍となる。他方で、出力電流に含まれるＤＣ成分は、減算により相殺される。

受光素子３１は、フォトディテクタＰＤ１の出力電流のＤＣ成分と、フォトディテクタＰＤ２の出力電流のＤＣ成分とを相殺させつつ、ＡＣ成分としてのビート信号を効率良く検出することができる。

このように、ＤＣ成分が低減又は除去されるので、Ｉ−Ｖ変換部３２を構成する、所謂トランスインピーダンスアンプである、増幅器Ａｍｐ１及びＡｍｐ２の検出感度が比較的高く設定されたとしても、飽和を防止することができる。具体的には、帰還抵抗Ｒｆ１及びＲｆ２各々の抵抗値を比較的高く設定することができ、電流電圧変換感度を向上させることができる。この結果、検出Ｓ／Ｎ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）を向上させることができる。

上述の如く、増幅器Ａｍｐ１及びＡｍｐ２各々の非反転入力端子は、基準電位に接続されている。そして、帰還抵抗Ｒｆ１又はＲｆ２の負帰還作用により、増幅器Ａｍｐ１及びＡｍｐ２各々の非反転入力端子と反転入力端子とはイマジナリシュート状態であり、おおよそ同一電位となる。

この結果、フォトディテクタＰＤ１のアノードと、フォトディテクタＰＤ２のアノードとは同一電位となり、フォトディテクタＰＤ１及びＰＤ２は、所謂発電モードで動作する。すると、所謂発電モードにより、暗電流が抑制され、暗電流ゆらぎによるノイズを抑制することができる。

増幅器Ａｍｐ１から出力される出力電圧Ｖｄ１は、
Ｖｄ１＝Ｒｆ１・Ｉｄｔ・・・・・（２）
となる。増幅器Ａｍｐ２から出力される出力電圧Ｖｄ２は、
Ｖｄ２＝−Ｒｆ２・Ｉｄｔ・・・・・（３）
となる。

増幅器Ａｍｐ３は、出力電圧Ｖｄ１及びＶｄ２を差動増幅し、検出電圧Ｖｏｕｔを出力する。差動増幅により、例えば電源ノイズやハム等の同相ノイズが除去される。

ここで、抵抗Ｒａ１及び抵抗Ｒａ２を抵抗値Ｒａに設定し、抵抗Ｒｂ１及び抵抗Ｒｂ２を抵抗値Ｒｂに設定すると、検出電圧Ｖｏｕｔは、
Ｖｏｕｔ＝（Ｒｂ／Ｒａ）（Ｖｄ１−Ｖｄ２）・・・・・（４）
と表すことができる。

帰還抵抗Ｒｆ１及び帰還抵抗Ｒｆ２を抵抗値Ｒｆに設定すると、式（２）、（３）及び（４）から、検出電圧Ｖｏｕｔは、
Ｖｏｕｔ＝２Ｒｆ（Ｒｂ／Ｒａ）Ｉｄｔ・・・・・（５）
と表すことができる。

再び図１に戻り、ＢＰＦ増幅器３３は、Ｉ−Ｖ変換部３２から出力された電圧信号に含まれる所定周波数帯域の信号成分以外の他の周波数帯域の信号成分をカットした上で増幅する。

具体的には、ＢＰＦ増幅器３３は、例えばハム信号等の低周波信号、及び、例えばスイッチング電源ノイズ等である高周波信号をカットして、所定周波数帯域の信号成分に相当するビート信号を増幅し出力する。

Ａ／Ｄ変換部３４は、ＢＰＦ増幅器３３から出力されたビート信号に対して、Ａ／Ｄ変換処理を行い、量子化されたビート信号であるビートデータを出力する。

周波数解析部３５は、ビートデータに対して、例えばＤＳＰにより、ＦＦＴ（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ：高速フーリエ変換）等の周波数解析を行い、パワースペクトルＰ（ｆ）を出力する。該出力されたパワースペクトルＰ（ｆ）は、流量２次元推定部２６に入力される。

ここで、周波数解析の一具体例を、図５を参照して説明する。図５は、周波数解析の一例を示す概念図である。

図５において、Ａ／Ｄ変換部３４から出力されたビートデータは、周波数解析部３５の、例えばメモリ等により構成されるバッファに蓄積される。尚、バッファの容量は、例えばＦＦＴの実行するためのポイント数ｎに相当する。

バッファからの出力であるバッファデータに対し、ハニング窓で、ＦＦＴを実行するための前処理が施される。その後、ハニング窓の窓関数により制限されたデータに対し、ＦＦＴ部においてｎポイントのＦＦＴ演算が行われる。

ＦＦＴ部によるＦＦＴ演算の結果は、複素共役部による複素共役処理の後、パワースペクトルＰ（ｆ）としてｎ／２ポイントのデータが出力される。

再び図１に戻り、流量２次元推定部２６は、パワースペクトルＰ（ｆ）に基づいて、１次モーメント１ｓｔＭ及び平均周波数ｆｍを算出する。

ここで、１次モーメント及び平均周波数の算出方法の一具体例を、図６を参照して説明する。図６は、１次モーメント及び平均周波数の算出方法の一例を示す概念図である。

図６において、流量２次元推定部２６の１次モーメント積算部は、パワースペクトルＰ（ｆ）と周波数ベクトルｆとを乗算し、規定帯域（ここでは、ｆ０〜ｆ１）で積算することにより、１次モーメントとして、１ｓｔＭ＝Σ｛ｆ・Ｐ（ｆ）｝を出力する。

流量２次元推定部２６の積算部は、パワースペクトルＰ（ｆ）を、規定帯域（ここでは、ｆ０〜ｆ１）で積算し、Ｐｓ＝Σ｛Ｐ（ｆ）｝を出力する。流量２次元推定部２６の除算部は、１次モーメント１ｓｔＭを、積算部の出力であるＰｓで除算した値を、平均周波数ｆｍとして出力する。

（流量推定）
次に、以上のように構成された流体評価装置１００による流量の推定処理（つまり、流量２次元推定部２６における処理）について説明する。

ＬＰＦ演算部２５から出力された透過光量ＴＤＣと、血液の濃度に対応するヘマトクリット値Ｈｃｔとの関係は、例えば図４のようになる。図４は、ヘマトクリット値と透過光量の関係の一例を示す図である。

図４に示すように、血液の濃度が高くなると（即ち、ヘマトクリット値Ｈｃｔが大きくなると）、例えば赤血球による光の散乱や吸収が増加することに起因して、透過光量ＴＤＣは減衰する。

ここで、本願発明者の研究によれば、透過光量ＴＤＣは、ヘマトクリット値Ｈｃｔに応じて主に変化するが、体外循環血液回路を構成するチューブ内を流れる血液の流速にも依存していることが、判明している。

また、周波数解析部３５から出力されたビート信号のパワースペクトルＰ（ｆ）と、周波数ｆとの関係は、例えば図７のようになる。図７は、周波数とパワースペクトルの関係の一例を示す図である。

図７に示すように、血液の流速が比較的低いとき、即ち、体外循環血液回路を構成するチューブ内を流れる散乱体としての赤血球の流れる速度が比較的遅いとき、低周波成分が高周波成分に比べて著しく多くなる（図７の破線参照）。他方、血液の流速が比較的高いとき、即ち、赤血球の流れる速度が比較的速いとき、高周波成分が比較的多くなる（図７の実線参照）。これは、移動体（ここでは、赤血球）の速度が速くなると、ドップラーシフト量が増加し、ビート信号の周波数スペクトルの周波数が比較的高い領域の成分が増加するためである。

このようなパワースペクトルＰ（ｆ）に基づいて求められた１次モーメント１ｓｔＭ及び平均周波数ｆｍ各々と、流速との関係は、例えば図８のようになる。図８は、流速と、１次モーメント又は平均周波数との関係の一例を示す図である。

図８に示すように、１次モーメント１ｓｔＭ（図８の破線参照）及び平均周波数ｆｍ（図８の実線参照）の両方とも、流速が増加に伴い増加する。しかしながら、１次モーメント１ｓｔＭ及び平均周波数ｆｍの両方とも、流速だけでなく、散乱体を含む流体の濃度（ここでは、ヘマトクリット値Ｈｃｔ）にも依存している。

ここで、平均周波数ｆｍが、散乱体を含む流体の濃度に依存する理由について、図９を参照して説明する。図９は、流体の速度を一定にて測定したビート信号のパワースペクトルを、複数の流体濃度について実測した実測値の一例である。図９において、実線は、高濃度の流体についての実測値を示しており、一点鎖線は、低濃度の流体についての実測値を示している。また、太い破線は、アンプノイズを示しており、細い破線は、アンプノイズが無い場合の低濃度の流体についての理論値を示している。

アンプノイズは、増幅器初段のトランスインピーダンスアンプが発生するノイズが支配的であり、周波数が増加するに従い増加する。このアンプノイズはアンプ入力端子の寄生容量が関連している。アンプノイズの周波数特性は微分特性を有している。このため、周波数が高くなるほど、ノイズパワーが増加する。

流体の濃度が高くなると、該流体に含まれる散乱体の単位体積当たりの数が増加するので、測定されるビート信号のパワーは周波数全体にわたり増加する。他方、流体の濃度が低くなると、該流体に含まれる散乱体の単位体積当たりの数が低下するので、測定されるビート信号のパワーは周波数全体にわたり低下する。

アンプノイズはビート信号のパワーには依存しないので、ビート信号のパワーが比較的小さい低濃度の流体は、アンプノイズの影響が比較的大きく、特に高周波領域においてビート信号のパワーが見かけ上増加する。他方で、ビート信号のパワーが比較的大きい高濃度の流体は、アンプノイズの影響を殆ど受けない。

流体の速度を一定にしているため、理論上、流体の速度に比例する平均周波数ｆｍは、流体の濃度が変化しても一定となる。しかしながら、アンプノイズの影響により、高濃度の流体についての実測値から得られる平均周波数（図９における黒丸参照）と、低濃度の流体についての実測値から得られる平均周波数（図９における太線白丸参照）と、は異なる（仮に、アンプノイズの影響がなければ、低濃度の流体の平均周波数は、図９に細線白丸で示す値となる）。

アンプノイズの影響を低減するために、半導体レーザ１１のパワーを増大させるという対策も考えられるが、例えば消費電力の増大や、作業者や被験者の眼等への悪影響が生じる可能性がある。つまり、安全性や消費電力の観点から半導体レーザ１１のパワー増大には限度がある。

上述の如く、透過光量ＴＤＣは、ヘマトクリット値Ｈｃｔ（即ち、濃度）及び流速に依存し、パワースペクトルＰ（ｆ）、並びに、該パワースペクトルＰ（ｆ）から求められる平均周波数ｆｍ及び１次モーメント１ｓｔＭは、流速及び濃度に依存する。本願発明者は、透過光量ＴＤＣと、平均周波数ｆｍ又は１次モーメント１ｓｔＭとの２つのパラメータに基づいて、血液のヘマトクリット値Ｈｃｔと、流量又は流速との少なくとも一方を求めるという着想に至った。

尚、パワースペクトルＰ（ｆ）、平均周波数ｆｍ及び１次モーメント１ｓｔＭの求め方は、上述した方法に限定されず、公知の各種態様を適用可能である。

本実施例では、透過光量ＴＤＣと、平均周波数ｆｍ又は１次モーメント１ｓｔＭとから血液の流量Ｑを求める方法について説明する。

流量２次元推定部２６（図１参照）には、例えば図１０に示すような、透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係を、流量毎に示すマップデータが予め格納されている。

図１０において、Ｌｉｎｅ１、Ｌｉｎｅ２及びＬｉｎｅ３は、夫々、例えば、流量Ｑ＝５０［ミリリットル／分］のときの透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係線、流量Ｑ＝１００［ミリリットル／分］のときの透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係線、及び、流量Ｑ＝１５０［ミリリットル／分］のときの透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係線、を示している。

図１０において、領域Ａｒ１は、Ｌｉｎｅ１の図面下側の領域を意味し、領域Ａｒ２は、Ｌｉｎｅ１及びＬｉｎｅ２の間の領域を意味し、領域Ａｒ３は、Ｌｉｎｅ２及びＬｉｎｅ３の間の領域を意味し、領域Ａｒ４は、Ｌｉｎｅ３の図面上側の領域を意味する。

図１０に示すようなマップデータは、典型的には、濃度が既知の流体（ここでは、血液）に光を照射したときに得られる透過光量ＴＤＣと、平均周波数ｆｍとの実測値を、複数の流量（流速）について求め、該求められた複数の実測値に基づいて、一の流量に対応する実測値から透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係線（例えば“Ｌｉｎｅ１”等）を取得することにより構築すればよい。

図１０において、透過光量ＴＤＣを“ｘ”、平均周波数ｆｍを“ｙ”とすると、流量Ｑ＝５０［ミリリットル／分］を示すＬｉｎｅ１は、“ｙ＝Ｋ１・ｘ＋Ｃ１”と表せる。同様に、流量Ｑ＝１００［ミリリットル／分］を示すＬｉｎｅ２は、“ｙ＝Ｋ２・ｘ＋Ｃ２”と表され、流量Ｑ＝１５０［ミリリットル／分］を示すＬｉｎｅ３は、“ｙ＝Ｋ３・ｘ＋Ｃ３”と表される。尚、“Ｋ１”、“Ｃ１”、“Ｋ２”、“Ｃ２”、“Ｋ３”及び“Ｃ３”は、図１０に示すマップデータを構築するために用いた実測値から求まる定数である。

本実施例に係る流量推定処理について、図１０に加え、図１１のフローチャートを参照して説明する。尚、ＬＰＦ演算部２５から出力された透過光量ＴＤＣに対応する値を“ｘ_ｉ”と、周波数解析部３５から出力されたパワースペクトルＰ（ｆ）に基づく平均周波数ｆｍに対応する値を“ｙ_ｉ”とする。

図１１において、流量２次元推定部２６（図１参照）は、先ず、図１０のＬｉｎｅ１を示す“ｙ＝Ｋ１・ｘ＋Ｃ１”という式に、当該流体評価装置１００による計測結果“ｘ_ｉ”（即ち、透過光量ＴＤＣの計測値）を代入して、Ｌｉｎｅ１上で、透過光量ＴＤＣが“ｘ_ｉ”となる平均周波数ｆｍの値である“ｙ１”を求める。続いて、流量２次元推定部２６は、該求められた“ｙ１”と、当該流体評価装置１００による計測結果“ｙ_ｉ”（即ち、平均周波数ｆｍの計測値）とを比較する（ステップＳ１０１）。

具体的には、流量２次元推定部２６は、“ｙ_ｉ”から“ｙ１”を減算する（即ち、“ｙ_ｉ−ｙ１＝ｙ_ｉ−（Ｋ１・ｘ_ｉ＋Ｃ１）”）。この演算結果が負であれば、Ｌｉｎｅ１上の点（ｘ_ｉ，ｙ１）の方が、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）より大きいことになる（即ち、計測結果は、マップデータ上においてＬｉｎｅ１の下側に存在することとなる）。他方、演算結果が負でなければ、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）は、Ｌｉｎｅ１上の点（ｘ_ｉ，ｙ１）と等しい又は点（ｘ_ｉ，ｙ１）より大きいことになる（即ち、計測結果は、マップデータ上においてＬｉｎｅ１上又はＬｉｎｅ１の上側に存在することとなる）。

演算結果が負である（即ち、“ｙ_ｉ−（Ｋ１・ｘ_ｉ＋Ｃ１）＜０”）と判定された場合（ステップＳ１０１：Ｙｅｓ）、流量２次元推定部２６は、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）が、マップデータ上においてＬｉｎｅ１の下側の領域である領域Ａｒ１に存在すると判定する（ステップＳ１０２）。

続いて、流量２次元推定部２６は、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）を用いて、流量Ｑを推定する（ステップＳ１０３）。図１０に示すように、領域Ａｒ１は、Ｌｉｎｅ１の下側にあるので、流量２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ１に基づく外挿処理により、計測結果に対応する流量Ｑを推定する。

具体的には、流量２次元推定部２６は、先ず、Ｌｉｎｅ１を示す“ｙ＝Ｋ１・ｘ＋Ｃ１”という式に、計測結果“ｘ_ｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ１上で、透過光量ＴＤＣが“ｘ_ｉ”となる平均周波数ｆｍの値である“ｙＨ”（上述した、“ｙ１”と同一値）を求める。つまり、ｙＨ＝Ｋ１・ｘ_ｉ＋Ｃ１である。

流量２次元推定部２６は、次に、求められた“ｙＨ”と計測結果“ｙ_ｉ”との差分に推定係数α２を乗算し、５０を加算する（Ｌｉｎｅ１が、流量Ｑ＝５０［ミリリットル／分］に対応するため）ことにより、流量Ｑを求める。つまり、流量Ｑ＝５０＋α２（ｙ_ｉ−ｙＨ）である。

ステップＳ１０１の処理において、演算結果が負でない（即ち、“ｙ_ｉ−（Ｋ１・ｘ_ｉ＋Ｃ１）≧０”）と判定された場合（ステップＳ１０１：Ｎｏ）、流量２次元推定部２６は、図１０のＬｉｎｅ２を示す“ｙ＝Ｋ２・ｘ＋Ｃ２”という式に、計測結果“ｘ_ｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ２上で、透過光量ＴＤＣが“ｘ_ｉ”となる平均周波数ｆｍの値である“ｙ２”を求める。続いて、流量２次元推定部２６は、該求められた“ｙ２”と、計測結果“ｙ_ｉ”とを比較する（ステップＳ１０４）。

比較結果が負である（即ち、“ｙ_ｉ−（Ｋ２・ｘ_ｉ＋Ｃ２）＜０”）と判定された場合（ステップＳ１０４：Ｙｅｓ）、流量２次元推定部２６は、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）が、マップデータ上においてＬｉｎｅ１とＬｉｎｅ２との間の領域である領域Ａｒ２に存在すると判定する（ステップＳ１０５）。

続いて、流量２次元推定部２６は、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）を用いて、流量Ｑを推定する（ステップＳ１０６）。図１０に示すように、領域Ａｒ２は、Ｌｉｎｅ１及びＬｉｎｅ２の間にあるので、流量２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ１及びＬｉｎｅ２に基づく補間処理により、計測結果に対応する流量Ｑを推定する。

具体的には、流量２次元推定部２６は、先ず、Ｌｉｎｅ１を示す“ｙ＝Ｋ１・ｘ＋Ｃ１”という式に、計測結果“ｘ_ｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ１上で、透過光量ＴＤＣが“ｘ_ｉ”となる平均周波数ｆｍの値である“ｙＬ”を求める。つまり、ｙＬ＝Ｋ１・ｘ_ｉ＋Ｃ１である。

同様に、流量２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ２を示す“ｙ＝Ｋ２・ｘ＋Ｃ２”という式に、計測結果“ｘ_ｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ２上で、透過光量ＴＤＣが“ｘ_ｉ”となる平均周波数ｆｍの値である“ｙＨ” （上述した、“ｙ２”と同一値）を求める。つまり、ｙＨ＝Ｋ２・ｘ_ｉ＋Ｃ２である。

次に、流量２次元推定部２６は、計測結果“ｙ_ｉ”が、求められた“ｙＬ”及び“ｙＨ”各々からどの程度離れているかを求め、例えば流量Ｑ＝５０［ミリリットル／分］に対して補正することにより、流量Ｑを求める。つまり、流量Ｑ＝５０＋（１００−５０）｛（ｙ_ｉ−ｙＬ）／（ｙＨ−ｙＬ）｝である。

ステップＳ１０４の処理において、比較結果が負でない（即ち、“ｙ_ｉ−（Ｋ２・ｘ_ｉ＋Ｃ２）≧０”）と判定された場合（ステップＳ１０４：Ｎｏ）、流量２次元推定部２６は、図１０のＬｉｎｅ３を示す“ｙ＝Ｋ３・ｘ＋Ｃ３”という式に、計測結果“ｘ_ｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ３上で、透過光量ＴＤＣが“ｘ_ｉ”となる平均周波数ｆｍの値である“ｙ３”を求める。続いて、流量２次元推定部２６は、該求められた“ｙ３”と、計測結果“ｙ_ｉ”とを比較する（ステップＳ１０７）。

比較結果が負である（即ち、“ｙ_ｉ−（Ｋ３・ｘ_ｉ＋Ｃ３）＜０”）と判定された場合（ステップＳ１０７：Ｙｅｓ）、流量２次元推定部２６は、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）が、マップデータ上においてＬｉｎｅ２とＬｉｎｅ３との間の領域である領域Ａｒ３に存在すると判定する（ステップＳ１０８）。

続いて、流量２次元推定部２６は、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）を用いて、流量Ｑを推定する（ステップＳ１０９）。

具体的には、流量２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ２を示す“ｙ＝Ｋ２・ｘ＋Ｃ２”という式に、計測結果“ｘ_ｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ２上で、透過光量ＴＤＣが“ｘ_ｉ”となる平均周波数ｆｍの値である“ｙＬ”を求める。つまり、ｙＬ＝Ｋ２・ｘ_ｉ＋Ｃ２である。

同様に、流量２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ３を示す“ｙ＝Ｋ３・ｘ＋Ｃ３”という式に、計測結果“ｘ_ｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ３上で、透過光量ＴＤＣが“ｘ_ｉ”となる平均周波数ｆｍの値である“ｙＨ” （上述した、“ｙ３”と同一値）を求める。つまり、ｙＨ＝Ｋ３・ｘ_ｉ＋Ｃ３である。

次に、流量２次元推定部２６は、計測結果“ｙ_ｉ”並びに、求められた“ｙＬ”及び“ｙＨ”に基づいて、流量Ｑ＝１００＋（１５０−１００）｛（ｙ_ｉ−ｙＬ）／（ｙＨ−ｙＬ）｝という式に従って、流量Ｑを求める。

ステップＳ１０７の処理において、比較結果が負でない（即ち、“ｙ_ｉ−（Ｋ３・ｘ_ｉ＋Ｃ３）≧０”）と判定された場合（ステップＳ１０７：Ｎｏ）、流量２次元推定部２６は、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）が、マップデータ上においてＬｉｎｅ３上又はＬｉｎｅ３の上側の領域である領域Ａｒ４に存在すると判定する（ステップＳ１１０）。

続いて、流量２次元推定部２６は、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）を用いて、流量Ｑを推定する（ステップＳ１１１）。

具体的には、流量２次元推定部２６は、先ず、Ｌｉｎｅ３を示す“ｙ＝Ｋ３・ｘ＋Ｃ３”という式に、計測結果“ｘ_ｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ３上で、透過光量ＴＤＣが“ｘ_ｉ”となる平均周波数ｆｍの値である“ｙＬ”（上述した、“ｙ３”と同一値）を求める。つまり、ｙＬ＝Ｋ３・ｘ_ｉ＋Ｃ３である。

流量２次元推定部２６は、次に、求められた“ｙＬ”と計測結果“ｙ_ｉ”との差分に推定係数β２を乗算し、１５０に加算する（Ｌｉｎｅ３が、流量Ｑ＝１５０［ミリリットル／分］に対応するため）ことにより、流量Ｑを求める。つまり、流量Ｑ＝１５０＋β２（ｙ_ｉ−ｙＬ）である。

尚、上述した流量の推定には、図１０に示すような、透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係を、流量毎に示すマップデータに代えて、透過光量ＴＤＣと１次モーメント１ｓｔＭとの関係を、流量毎に示すマップデータを用いて行われてよい。

尚、流量２次元推定部２６は、流量Ｑに加えて又は代えて、血液の流速を求めてよい。この場合、流量２次元推定部２６は、例えば求められた流量Ｑに基づいて流速を求めてもよいし、例えば図１０に示すようなマップデータを流速について構築して、該構築されたマップデータに基づいて流速を求めてもよい。流量Ｑから流速を求める方法には、公知の各種態様を適用可能である。

（効果）
次に、本実施例に係る流体評価装置１００の効果について、図１２を参照して説明する。図１２（ａ）は、平均周波数のみから流量を推定した場合の推定結果の一例である。図１２（ｂ）は、透過光量及び平均周波数から流量を推定した場合の推定結果の一例である。図１２に示す推定結果は、流量（即ち、体外循環血液回路を構成するチューブ内を流れる血液の流量Ｑ）を一定に保って、血液の濃度（ヘマトクリット値Ｈｃｔ）を変化させた場合の推定結果である。

平均周波数ｆｍのみから流量Ｑを推定した場合、図１２（ａ）に示すように、濃度が低くなるほど、推定された流量Ｑは大きくなっている。つまり、平均周波数ｆｍのみから流量Ｑを推定すると、濃度が低くなるほど誤差が大きくなってしまう。

他方で、本実施例のように、透過光量ＴＤＣ及び平均周波数ｆｍから流量Ｑを推定した場合、図１２（ｂ）に示すように、流量Ｑは濃度に依存せず一定である。即ち、流体評価装置１００によれば、血液の濃度の影響を受けずに、流量Ｑを精度良く求めることができる。

本実施例に係る「半導体レーザ１１」及び「レーザ駆動部１２」は、本発明に係る「光源」の一例である。本実施例に係る「受光素子２１及び３１」は、本発明に係る「受光部」、「第１受光部」及び「第２受光部」の一例である。本実施例に係る「ＬＰＦ演算部２５」は、本発明に係る「第１情報出力部」の一例である。本実施例に係る「周波数解析部３５」及び「流量２次元推定部２６」は、本発明に係る「第２情報出力部」の一例である。

本実施例に係る「パワースペクトルＰ（ｆ）」、「平均周波数ｆｍ」及び「１次モーメント１ｓｔＭ」は、本発明に係る「ビート信号に基づく情報」の一例である。本実施例に係る「透過光量ＴＤＣ」は、本発明に係る「受光量情報」の一例である。本実施例に係る「流量Ｑ」は、本発明に係る「流量又は流速に関するパラメータ」の一例である。図１０に示す「マップデータ」は、本発明に係る「対応関係情報」の一例である。図１０の「Ｌｉｎｅ１」、「Ｌｉｎｅ２」及び「Ｌｉｎｅ３」は、本発明に係る「関係線」の一例である。

＜第１変形例＞
次に、本実施例に係る流体評価装置の第１変形例について、図１３を参照して説明する。尚、第１変形例について、上述した第１実施例と重複する説明を省略すると共に、図面上における共通箇所には同一符号を付して示す。図１３は、第１実施例の第１変形例に係る流量推定の概念を示す概念図である。

本変形例では、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）が、マップデータの領域Ａｒ２又は領域Ａｒ３（図１０参照）に存在し、補間処理により流量Ｑを求める方法が、上述した第１実施例と異なる。

具体的には、流量２次元推定部２６は、先ず、計測点ＰからＬｉｎｅ１へおろした垂線の長さｄＬ、及び、該計測点ＰからＬｉｎｅ２へおろした垂線の長さｄＨを求める（図１３参照）。

ここで、長さｄＬ＝｛ｙ_ｉ−（Ｋ１・ｘ_ｉ＋Ｃ１）｝／｛√（１−Ｋ１^２）｝であり、長さｄＨ＝｛（Ｋ２・ｘ_ｉ＋Ｃ１）−ｙ_ｉ｝／｛√（１−Ｋ２^２）｝である。

次に、流量２次元推定部２６は、長さｄＬ及び長さｄＨを用い、計測点Ｐが、例えば流量Ｑ＝５０［ミリリットル／分］（即ち、Ｌｉｎｅ１）からどの程度ずれているかを求めることにより、流量Ｑを求める。具体的には、流量２次元推定部２６は、“流量Ｑ＝５０＋（１００−５０）｛ｄＬ／（ｄＬ＋ｄＨ）｝”という式に従って、流量Ｑを求める。

＜第２変形例＞
次に、本実施例に係る流体評価装置の第２変形例について、図１４を参照して説明する。尚、第２変形例について、上述した第１実施例と重複する説明を省略すると共に、図面上における共通箇所には同一符号を付して示す。図１４は、図１と同趣旨の、第１実施例の第２変形例に係る流体評価装置の構成を示すブロック図である。

図１４において、本変形例に係る流体評価装置２００は、半導体レーザ１１、レーザ駆動部１２、受光素子２１、Ｉ−Ｖ変換部２２、ＬＰＦ増幅器２３、Ａ／Ｄ変換部２４及び４２、ＬＰＦ演算部２５、流量２次元推定部２６、ＢＰＦ増幅器４１並びに周波数解析部４３を備えて構成されている。

受光素子２１から出力される検出電流には、レーザ光のドップラーシフトに起因するビート信号が含まれる。

ＢＰＦ増幅器４１は、Ｉ−Ｖ変換部２２から出力された電圧信号に含まれる所定周波数帯域の信号成分以外の他の周波数帯域の信号成分をカットした上で増幅する。

具体的には、ＢＰＦ増幅器４１は、例えばハム信号等の低周波信号、及び、例えばスイッチング電源ノイズ等である高周波信号をカットして、所定周波数帯域の信号成分に相当するビート信号を増幅し出力する。

Ａ／Ｄ変換部４２は、ＢＰＦ増幅器４１から出力されたビート信号に対して、Ａ／Ｄ変換処理を行い、量子化されたビート信号であるビートデータを出力する。

周波数解析部４３は、ビートデータに対して、例えばＤＳＰにより、ＦＦＴ等の周波数解析を行い、パワースペクトルＰ（ｆ）を出力する。該出力されたパワースペクトルＰ（ｆ）は、流量２次元推定部２６に入力される。

＜第３変形例＞
次に、本実施例に係る流体評価装置の第３変形例について、図１５を参照して説明する。尚、第３変形例について、上述した第１実施例と重複する説明を省略すると共に、図面上における共通箇所には同一符号を付して示す。図１５は、図１と同趣旨の、第１実施例の第３変形例に係る流体評価装置の構成を示すブロック図である。

図１５において、本変形例に係る流体評価装置３００は、半導体レーザ１１、レーザ駆動部１２、ＬＥＤ５１、ＬＥＤ駆動部５２、受光素子２１及び３１、Ｉ−Ｖ変換部２２及び３２、ＬＰＦ増幅器２３、Ａ／Ｄ変換部２４及び３４、ＬＰＦ演算部２５、流量２次元推定部２６、ＢＰＦ増幅器３３並びに周波数解析部３５を備えて構成されている。

半導体レーザ１１は、単色性及び干渉性が高く、且つ広く流通している、例えば７８０ｎｍの波長のレーザ光を出射可能な半導体レーザである。ＬＥＤ５１は、血液の酸素飽和度に依存しない、例えば８０５ｎｍの波長の光を出射可能なＬＥＤである。

レーザ駆動部１２及びＬＥＤ駆動部５２各々には、レーザ光とＬＥＤ光とが交互に被測定対象に照射されるように（即ち、時分割駆動されるように）、信号ＬＤ＿Ｅｎ及び信号ＬＥＤ＿Ｅｎが入力される。また、レーザ駆動部１２とＡ／Ｄ変換部３４とが同期して作動するように、該Ａ／Ｄ変換部３４にも信号ＬＤ＿Ｅｎが入力される。同様に、ＬＥＤ駆動部５２とＡ／Ｄ変換部２４とが同期して作動するように、該Ａ／Ｄ変換部２４にも信号ＬＥＤ＿Ｅｎが入力される。

本変形例に係る「半導体レーザ１１」及び「ＬＥＤ５１」は、夫々、本発明に係る「第１光源」及び「第２光源」の一例である。

＜第２実施例＞
本発明の流体評価装置に係る第２実施例について、図１６乃至図１９を参照して説明する。第２実施例では、流量に代えて又は加えて、血液の濃度を示す指標であるヘマトクリット値が推定されること以外は、上述した第１実施例と同様である。よって、第２実施例について、第１実施例と重複する説明を省略すると共に、図面上における共通箇所には同一符号を付して示し、基本的に異なる点についてのみ、図１６乃至図１９を参照して説明する。

本実施例に係る流体評価装置１００の流量２次元推定部２６（図１参照）は、例えば図１６に示すような、透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係を、ヘマトクリット値毎に示すマップデータ、及び、例えば図１７に示すような、透過光量ＴＤＣと１次モーメント１ｓｔＭとの関係を、ヘマトクリット値毎に示すマップデータの少なくとも一方が予め格納されている。

図１６において、Ｌｉｎｅ１、Ｌｉｎｅ２及びＬｉｎｅ３は、夫々、例えば、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３５％のときの透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係線、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３０％のときの透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係線、及び、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝２５％のときの透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係線、を示している。

図１７において、Ｌｉｎｅ１、Ｌｉｎｅ２及びＬｉｎｅ３は、夫々、例えば、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３５％のときの透過光量ＴＤＣと１次モーメント１ｓｔＭとの関係線、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３０％のときの透過光量ＴＤＣと１次モーメント１ｓｔＭとの関係線、及び、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝２５％のときの透過光量ＴＤＣと１次モーメント１ｓｔＭとの関係線、を示している。

図１６及び図１７において、領域Ａｒ１は、Ｌｉｎｅ１の図面左側の領域を意味し、領域Ａｒ２は、Ｌｉｎｅ１及びＬｉｎｅ２の間の領域を意味し、領域Ａｒ３は、Ｌｉｎｅ２及びＬｉｎｅ３の間の領域を意味し、領域Ａｒ４は、Ｌｉｎｅ３の図面右側の領域を意味する。

図１６及び図１７に示すようなマップデータは、典型的には、濃度が既知の流体（ここでは、血液）に光を照射したときに得られる透過光量ＴＤＣと、平均周波数ｆｍ又は１次モーメント１ｓｔＭとの実測値を、複数の流速について求め、該求められた複数の実測値に基づいて、一の濃度の流体についての透過光量ＴＤＣと、平均周波数ｆｍ又は１次モーメント１ｓｔＭとの関係線（例えば“Ｌｉｎｅ１”等）を取得することにより構築すればよい。

パワースペクトルＰ（ｆ）から求められる平均周波数ｆｍ及び１次モーメント１ｓｔＭは、上述の如く、例えばアンプノイズの影響を受ける。また、透過光量ＴＤＣは、流体に含まれる散乱体の影響を受けると、本願発明者は考えている。このため、実測値から、図１６及び図１７に示すようなマップデータを構築することが、最終的に求められるヘマトクリット値Ｈｃｔの精度や信頼性の観点から望ましい。特に、図１６及び図１７からわかるように、Ｌｉｎｅ１、Ｌｉｎｅ２及びＬｉｎｅ３各々の傾きは、ヘマトクリット値Ｈｃｔにより異なることが、本願発明者の実験により判明しているので、例えばシミュレーション等の実測以外の方法によりマップデータを構築することは極めて困難である。

図１６において、透過光量ＴＤＣを“ｘ”、平均周波数ｆｍを“ｙ”とすると、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３５％を示すＬｉｎｅ１は、“ｙ＝−Ｋ３５・ｘ＋Ｃ３５”と表せる。同様に、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３０％を示すＬｉｎｅ２は、“ｙ＝−Ｋ３０・ｘ＋Ｃ３０”と表され、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝２５％を示すＬｉｎｅ３は、“ｙ＝−Ｋ２５・ｘ＋Ｃ２５”と表される。尚、“Ｋ３５”、“Ｃ３５”、“Ｋ３０”、“Ｃ３０”、“Ｋ２５”及び“Ｃ２５”は、図１６に示すマップデータを構築するために用いた実測値から求まる定数である。

図１７において、透過光量ＴＤＣを“ｘ”、１次モーメント１ｓｔＭを“ｙ”とすると、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３５％を示すＬｉｎｅ１は、“ｙ＝−Ｋ３５・ｘ＋Ｃ３５”と表せる。同様に、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３０％を示すＬｉｎｅ２は、“ｙ＝−Ｋ３０・ｘ＋Ｃ３０”と表され、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝２５％を示すＬｉｎｅ３は、“ｙ＝−Ｋ２５・ｘ＋Ｃ２５”と表される。尚、“Ｋ３５”、“Ｃ３５”、“Ｋ３０”、“Ｃ３０”、“Ｋ２５”及び“Ｃ２５”は、図１７に示すマップデータを構築するために用いた実測値から求まる定数である。

以下説明する本実例に係るヘマトクリット推定処理には、図１６及び図１７に示すマップデータのいずれも用いることができるが、ここでは、図１６に示すマップデータを用いて説明する。

本実例に係るヘマトクリット推定処理について、図１６に加え、図１８のフローチャートを参照して説明する。尚、ＬＰＦ演算部２５から出力された透過光量ＴＤＣに対応する値を“ｘ_ｉ”と、周波数解析部３５から出力されたパワースペクトルＰ（ｆ）に基づく平均周波数ｆｍに対応する値を“ｙ_ｉ”とする。

図１８において、流量２次元推定部２６（図１参照）は、先ず、図１６のＬｉｎｅ１を示す“ｙ＝−Ｋ３５・ｘ＋Ｃ３５”という式に、当該流体評価装置１００による計測結果“ｙ_ｉ”（即ち、平均周波数ｆｍの計測値）を代入して、Ｌｉｎｅ１上で、平均周波数ｆｍが“ｙ_ｉ”となる透過光量ＴＤＣの値である“ｘ１”を求める。続いて、流量２次元推定部２６は、該求められた“ｘ１”と、当該流体評価装置１００による計測結果“ｘ_ｉ”（即ち、透過光量ＴＤＣの計測値）とを比較する（ステップＳ２０１）。

具体的には、流量２次元推定部２６は、“ｘ１”から“ｘ_ｉ”を減算する（即ち、“ｘ１−ｘ_ｉ＝（Ｃ３５−ｙ_ｉ）／Ｋ３５−ｘ_ｉ”）。この演算結果が正であれば、Ｌｉｎｅ１上の点（ｘ１，ｙ_ｉ）の方が、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）より大きいことになる（即ち、計測結果は、マップデータ上においてＬｉｎｅ１の左側に存在することとなる）。他方、演算結果が正でなければ、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）は、Ｌｉｎｅ１上の点（ｘ１，ｙ_ｉ）と等しい又は点（ｘ１，ｙ_ｉ）より大きいことになる（即ち、計測結果は、マップデータ上においてＬｉｎｅ１上又はＬｉｎｅ１の右側に存在することとなる）。

演算結果が正である（即ち、“（Ｃ３５−ｙ_ｉ）／Ｋ３５−ｘ_ｉ＞０”）と判定された場合（ステップＳ２０１：Ｙｅｓ）、流量２次元推定部２６は、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）が、マップデータ上においてＬｉｎｅ１の左側の領域である領域Ａｒ１に存在すると判定する（ステップＳ２０２）。

続いて、流量２次元推定部２６は、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）を用いて、ヘマトクリット値Ｈｃｔを推定する（ステップＳ２０３）。

ここで、ヘマトクリット値Ｈｃｔの推定について、図１６を参照して説明を加える。図１６に示すように、領域Ａｒ１の計測点Ｐ１は、Ｌｉｎｅ１の左側にあるので、流量２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ１に基づく外挿処理により、計測点Ｐ１に対応するヘマトクリット値Ｈｃｔを推定する。

具体的には、流量２次元推定部２６は、先ず、Ｌｉｎｅ１を示す“ｙ＝−Ｋ３５・ｘ＋Ｃ３５”という式に、計測結果“ｙ_ｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ１上で、平均周波数ｆｍが“ｙ_ｉ”となる点Ｐ２に係る透過光量ＴＤＣの値である“ｘＨ”（上述した、“ｘ１”と同一値）を求める。つまり、ｘＨ＝（Ｃ３５−ｙ_ｉ）／Ｋ３５である。

流量２次元推定部２６は、次に、求められた“ｘＨ”と計測結果“ｘ_ｉ”との差分に推定係数αを乗算し、３５を加算する（Ｌｉｎｅ１が、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３５％に対応するため）ことにより、ヘマトクリット値Ｈｃｔを求める。つまり、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３５＋α（ｘＨ−ｘ_ｉ）である。

再び図１８に戻り、ステップＳ２０１の処理において、演算結果が正でない（即ち、“（Ｃ３５−ｙ_ｉ）／Ｋ３５−ｘ_ｉ≦０”）と判定された場合（ステップＳ２０１：Ｎｏ）、流量２次元推定部２６は、図１６のＬｉｎｅ２を示す“ｙ＝−Ｋ３０・ｘ＋Ｃ３０”という式に、計測結果“ｙ_ｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ２上で、平均周波数ｆｍが“ｙ_ｉ”となる透過光量ＴＤＣの値である“ｘ２”を求める。続いて、流量２次元推定部２６は、該求められた“ｘ２”と、計測結果“ｘ_ｉ”とを比較する（ステップＳ２０４）。

比較結果が正である（即ち、“（Ｃ３０−ｙ_ｉ）／Ｋ３０−ｘ_ｉ＞０”）と判定された場合（ステップＳ２０４：Ｙｅｓ）、流量２次元推定部２６は、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）が、マップデータ上においてＬｉｎｅ１とＬｉｎｅ２との間の領域である領域Ａｒ２に存在すると判定する（ステップＳ２０５）。

続いて、流量２次元推定部２６は、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）を用いて、ヘマトクリット値Ｈｃｔを推定する（ステップＳ２０６）。

ここで、ヘマトクリット値Ｈｃｔの推定について、図１６を参照して説明を加える。図１６に示すように、領域Ａｒ２の計測点Ｐ３は、Ｌｉｎｅ１及びＬｉｎｅ２の間にあるので、流量２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ１及びＬｉｎｅ２に基づく補間処理により、計測点Ｐ３に対応するヘマトクリット値Ｈｃｔを推定する。

具体的には、流量２次元推定部２６は、先ず、Ｌｉｎｅ１を示す“ｙ＝−Ｋ３５・ｘ＋Ｃ３５”という式に、計測結果“ｙ_ｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ１上で、平均周波数ｆｍが“ｙ_ｉ”となる点Ｐ４に係る透過光量ＴＤＣの値である“ｘＬ”を求める。つまり、ｘＬ＝（Ｃ３５−ｙ_ｉ）／Ｋ３５である。

同様に、流量２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ２を示す“ｙ＝−Ｋ３０・ｘ＋Ｃ３０”という式に、計測結果“ｙ_ｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ２上で、平均周波数ｆｍが“ｙ_ｉ”となる点Ｐ５に係る透過光量ＴＤＣの値である“ｘＨ” （上述した、“ｘ２”と同一値）を求める。つまり、ｘＨ＝（Ｃ３０−ｙ_ｉ）／Ｋ３０である。

次に、流量２次元推定部２６は、計測結果“ｘ_ｉ”が、求められた“ｘＬ”及び“ｘＨ”各々からどの程度離れているかを求め、例えばヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３５％に対して補正することにより、ヘマトクリット値Ｈｃｔを求める。つまり、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３５−（３５−３０）｛（ｘ_ｉ−ｘＬ）／（ｘＨ−ｘＬ）｝である。

再び図１８に戻り、ステップＳ２０４の処理において、比較結果が正でない（即ち、“（Ｃ３０−ｙ_ｉ）／Ｋ３０−ｘ_ｉ≦０”）と判定された場合（ステップＳ２０４：Ｎｏ）、流量２次元推定部２６は、図１６のＬｉｎｅ３を示す“ｙ＝−Ｋ２５・ｘ＋Ｃ２５”という式に、計測結果“ｙ_ｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ３上で、平均周波数ｆｍが“ｙ_ｉ”となる透過光量ＴＤＣの値である“ｘ３”を求める。続いて、流量２次元推定部２６は、該求められた“ｘ３”と、計測結果“ｘ_ｉ”とを比較する（ステップＳ２０７）。

比較結果が正である（即ち、“（Ｃ２５−ｙ_ｉ）／Ｋ２５−ｘ_ｉ＞０”）と判定された場合（ステップＳ２０７：Ｙｅｓ）、流量２次元推定部２６は、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）が、マップデータ上においてＬｉｎｅ２とＬｉｎｅ３との間の領域である領域Ａｒ３に存在すると判定する（ステップＳ２０８）。

続いて、流量２次元推定部２６は、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）を用いて、ヘマトクリット値Ｈｃｔを推定する（ステップＳ２０９）。

具体的には、流量２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ２を示す“ｙ＝−Ｋ３０・ｘ＋Ｃ３０”という式に、計測結果“ｙ_ｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ２上で、平均周波数ｆｍが“ｙ_ｉ”となる透過光量ＴＤＣの値である“ｘＬ”を求める。つまり、ｘＬ＝（Ｃ３０−ｙ_ｉ）／Ｋ３０である。

同様に、流量２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ３を示す“ｙ＝−Ｋ２５・ｘ＋Ｃ２５”という式に、計測結果“ｙ_ｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ３上で、平均周波数ｆｍが“ｙ_ｉ”となる透過光量ＴＤＣの値である“ｘＨ” （上述した、“ｘ３”と同一値）を求める。つまり、ｘＨ＝（Ｃ２５−ｙ_ｉ）／Ｋ２５である。

次に、流量２次元推定部２６は、計測結果“ｘ_ｉ”並びに、求められた“ｘＬ”及び“ｘＨ”に基づいて、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３０−（３０−２５）｛（ｘ_ｉ−ｘＬ）／（ｘＨ−ｘＬ）｝という式に従って、ヘマトクリット値Ｈｃｔを求める。

ステップＳ２０７の処理において、比較結果が正でない（即ち、“（Ｃ２５−ｙ_ｉ）／Ｋ２５−ｘ_ｉ≦０”）と判定された場合（ステップＳ２０７：Ｎｏ）、流量２次元推定部２６は、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）が、マップデータ上においてＬｉｎｅ３の右側の領域である領域Ａｒ４に存在すると判定する（ステップＳ２１０）。

続いて、流量２次元推定部２６は、計測結果（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）を用いて、ヘマトクリット値Ｈｃｔを推定する（ステップＳ２１１）。

具体的には、流量２次元推定部２６は、先ず、Ｌｉｎｅ３を示す“ｙ＝−Ｋ２５・ｘ＋Ｃ２５”という式に、計測結果“ｙ_ｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ３上で、平均周波数ｆｍが“ｙ_ｉ”となる透過光量ＴＤＣの値である“ｘＬ”（上述した、“ｘ３”と同一値）を求める。つまり、ｘＬ＝（Ｃ２５−ｙ_ｉ）／Ｋ２５である。

流量２次元推定部２６は、次に、求められた“ｘＬ”と計測結果“ｘ_ｉ”との差分に推定係数βを乗算し、２５から減算する（Ｌｉｎｅ３が、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝２５％に対応するため）ことにより、ヘマトクリット値Ｈｃｔを求める。つまり、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝２５−β（ｘ_ｉ−ｘＬ）である。

尚、本実施例では、Ｌｉｎｅ１、Ｌｉｎｅ２及びＬｉｎｅ３各々を１次関数により表したが、１次関数に限らず、例えば２次関数、３次関数等の他の関数により表されてよい。ヘマトクリット値Ｈｃｔを求める際の外挿処理及び補間（内挿）処理に、線形近似を用いたが、該線形近似に限らず、他の近似が用いられてよい。

図１６及び図１７各々のマップデータは、Ｌｉｎｅ１、Ｌｉｎｅ２及びＬｉｎｅ３の３本の関係線に限らず、４本以上の関係線を含んで構成されていてよい。更に、マップデータは、２次元（ここでは、透過光量ＴＤＣ及び、平均周波数ｆｍ又は１次モーメント１ｓｔＭ）に限らず、例えば透過光量ＴＤＣ、平均周波数ｆｍ及びヘマトクリット値Ｈｃｔをパラメータとする３次元マップ又はテーブルであってもよい。

（効果）
次に、本実施例に係る流体評価装置１００の効果について、図１９を参照して説明する。図１９（ａ）は、透過光量のみからヘマトクリット値を推定した場合の推定結果の一例である。図１９（ｂ）は、透過光量及び平均周波数からヘマトクリット値を推定した場合の推定結果の一例である。図１３に示す推定結果は、血液濃度（即ち、ヘマトクリット値Ｈｃｔ）を一定に保って、流速を変化させた場合の推定結果である。

透過光量ＴＤＣのみからヘマトクリット値Ｈｃｔを推定した場合、図１９（ａ）に示すように、流速が高くなるほど、ヘマトクリット値Ｈｃｔも大きくなっている。つまり、透過光量ＴＤＣのみからヘマトクリット値Ｈｃｔを推定すると、流速が高くなるほど誤差が大きくなってしまう。

他方で、本実施例のように、透過光量ＴＤＣ及び平均周波数ｆｍからヘマトクリット値Ｈｃｔを推定した場合、図１９（ｂ）に示すように、ヘマトクリット値Ｈｃｔは流速に依存せず一定である。即ち、流体評価装置１００によれば、血液の流速の影響を受けずに、ヘマトクリット値Ｈｃｔを精度良く求めることができる。

本発明は、上述した実施形態に限られるものではなく、請求の範囲及び明細書全体から読み取れる発明の要旨或いは思想に反しない範囲で適宜変更可能であり、そのような変更を伴う流体評価装置及び方法、コンピュータプログラム並びに記録媒体もまた本発明の技術的範囲に含まれるものである。

１１…半導体レーザ、１２…レーザ駆動部、２１、３１…受光素子、２２、３２…Ｉ−Ｖ変換部、２３…ＬＰＦ増幅器、２４、３４…Ａ／Ｄ変換部、２５…ＬＰＦ演算部、２６…流量２次元推定部、３３…ＢＰＦ増幅器、３５…周波数解析部、５１…ＬＥＤ、５２…ＬＥＤ駆動部、１００、２００、３００…流体評価装置

Claims (8)

1. 内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源と、
   前記照射された光の前記被測定対象からの散乱光を受光し、前記受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部と、
   前記出力された受光信号に含まれる前記受光部の受光量に関する情報である受光量情報を出力する第１情報出力部と、
   前記出力された受光信号に含まれる、前記光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づく情報、前記出力された受光量情報、並びに前記受光量情報及び前記ビート信号に基づく情報の関係を規定する対応関係情報に基づいて、前記流体の流量及び前記流体の流速の少なくとも一方に関する情報を出力する第２情報出力部と、
   を備えることを特徴とする流体評価装置。
2. 前記対応関係情報は、前記受光量情報及び前記ビート信号に基づく情報各々を軸とする座標系において、前記流体の流量又は前記流体の流速に関するパラメータの複数の値に夫々対応すると共に、前記受光量情報と前記ビート信号に基づく情報との関係を規定する複数の関係線であることを特徴とする請求項１に記載の流体評価装置。
3. 前記第２情報出力部は、前記座標系において前記出力された受光量情報及び前記出力された受光信号に含まれるビート信号に基づく情報により示される点と、前記複数の関係線のうち少なくとも一本の関係線とに基づいて、前記点に対応する前記流体の流量又は前記流体の流速に関するパラメータの値を特定することにより、前記流体の流量及び前記流体の流速の少なくとも一方に関する情報を出力することを特徴とする請求項２に記載の流体評価装置。
4. 前記受光部は、前記散乱光のうち前記被測定対象を透過した散乱光を受光する第１受光部と、前記散乱光のうち前記被測定対象により反射された散乱光を受光する第２受光部と、を有し、
   前記第１情報出力部は、前記第１受光部から出力された受光信号に含まれる前記第１受光部の受光量に関する情報である受光量情報を出力し、
   前記第２情報出力部は、前記第２受光部から出力された受光信号に含まれる前記ビート信号に基づく情報と、前記出力された受光量情報と、前記対応関係情報とに基づいて、前記流体の流量及び前記流体の流速の少なくとも一方に関する情報を出力する
   ことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか一項に記載の流体評価装置。
5. 前記光源は、レーザ光を出射する第１光源と、レーザ光とは異なる光を出射する第２光源と、を有し、
   前記受光部は、前記第１光源から出射されたレーザ光の前記被測定対象からの第１散乱光を受光し、前記受光された第１散乱光に応じて、前記ビート信号を含む受光信号を出力し、前記第２光源から出射された光の前記被測定対象からの第２散乱光を受光し、前記受光量情報を含む受光信号を出力する
   ことを特徴とする請求項１乃至４のいずれか一項に記載の流体評価装置。
6. 内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源と、前記照射された光の前記被測定対象からの散乱光を受光し、前記受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部と、を備える流体評価装置における流体評価方法であって、
   前記出力された受光信号に含まれる前記受光部の受光量に関する情報である受光量情報を出力する第１情報出力工程と、
   前記出力された受光信号に含まれる、前記光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づく情報、前記出力された受光量情報、並びに前記受光量情報及び前記ビート信号に基づく情報の関係を規定する対応関係情報に基づいて、前記流体の流量及び前記流体の流速の少なくとも一方に関する情報を出力する第２情報出力工程と、
   を備えることを特徴とする流体評価方法。
7. 内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源と、前記照射された光の前記被測定対象からの散乱光を受光し、前記受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部と、を備える流体評価装置に搭載されたコンピュータを、
   前記出力された受光信号に含まれる前記受光部の受光量に関する情報である受光量情報を出力する第１情報出力部と、
   前記出力された受光信号に含まれる、前記光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づく情報、前記出力された受光量情報、並びに前記受光量情報及び前記ビート信号に基づく情報の関係を規定する対応関係情報に基づいて、前記流体の流量及び前記流体の流速の少なくとも一方に関する情報を出力する第２情報出力部、
   として機能させることを特徴とするコンピュータプログラム。
8. 請求項７に記載のコンピュータプログラムを格納することを特徴とする記録媒体。

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