JP6605755B2 - 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

Description

本発明は、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）。

国際公開第２００４／０５７３１３号 国際公開第２０１３／１５３６６４号

特許文献１及び２に記載の技術では、受光量が比較的少ない場合に正しい結果が得られない可能性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、流体を適切に評価す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、並びに記録媒体を提供することを課題とする。

本発明の第１の流体評価装置は、上記課題を解決するために、流体に光を照射する照射部と、前記流体からの散乱光を受光して受光信号を出力する受光部と、前記受光信号に含まれる前記散乱光の光量を示す光量情報と、前記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係る周波数を示す周波数情報とにより示される、前記光量と前記周波数とで規定される第１平面上の入力点を、前記流体の流量と前記流体の濃度とで規定される第２平面上に写像することにより、前記流量及び前記濃度の少なくとも一方を推定する推定部と、を備える。

本発明の第２の流体評価装置は、上記課題を解決するために、流体に光を照射する照射部と、前記流体からの散乱光を受光して受光信号を出力する受光部と、前記受光信号に含まれる前記散乱光の光量を示す光量情報と、前記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係る周波数を示す周波数情報と、を成分とする第１のパラメータを、前記流体の流量と前記流体の濃度とを成分とする第２のパラメータに変換することにより、前記流量及び前記濃度の少なくとも一方を推定する推定部と、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、流体に光を照射する照射部と、前記流体からの散乱光を受光して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、前記受光信号に含まれる前記散乱光の光量を示す光量情報と、前記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係る周波数を示す周波数情報とにより示される、前記光量と前記周波数とで規定される第１平面上の入力点を、前記流体の流量と前記流体の濃度とで規定される第２平面上に写像することにより、前記流量及び前記濃度の少なくとも一方を推定する推定工程を含む。

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、流体に光を照射する照射部と、前記流体からの散乱光を受光して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、前記受光信号に含まれる前記散乱光の光量を示す光量情報と、前記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係る周波数を示す周波数情報とにより示される、前記光量と前記周波数とで規定される第１平面上の入力点を、前記流体の流量と前記流体の濃度とで規定される第２平面上に写像することにより、前記流量及び前記濃度の少なくとも一方を推定する推定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が記録されている。

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。

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。 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。 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。 実施例に係る流量濃度推定部の構成を示すブロック図である。 周波数解析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。 流速と平均周波数との関係の一例を示す図である。 ヘマトクリット値と透過光量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。 （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。 （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。 実施例に係る射影変換の概念を示す概念図である。 実施例に係るエリア判別を説明するための図である。 実施例に係るエリア判別処理を示すフローチャートである。 実施例に係るエリア判別処理の第１変形例を示すフローチャートである。 実施例に係るエリア判別処理の第２変形例を示すフローチャートである。 実施例に係るエリア判別処理の第３変形例を示すフローチャートである。 実施例に係る流量濃度推定部の変形例の構成を示すブロック図である。

本発明の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に係る実施形態について説明する。

（流体評価装置）
＜第１実施形態＞
第１実施形態に係る流体評価装置は、流体に光を照射する照射部と、流体からの散乱光を受光して受光信号を出力する受光部と、受光信号に含まれる散乱光の光量を示す光量情報と、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係る周波数を示す周波数情報とにより示される、光量と周波数とで規定される第１平面上の入力点を、流体の流量と流体の濃度とで規定される第２平面上に写像することにより、流量及び濃度の少なくとも一方を推定する推定部と、備える。

当該流体評価装置によれば、光量と周波数とで規定される（言い換えれば、光量を示す軸と周波数を示す軸とを含む）第１平面上の入力点が、流量と濃度とで規定される（言い換えれば、流量を示す軸と濃度を示す軸とを含む）第２平面上に写像される。第１平面から第２平面への写像に係る、例えば変換係数は既知であるので、第１平面上の入力点さえ特定されれば、該入力点に対応する流量及び濃度の少なくとも一方が求まる。従って、当該流体評価装置によれば、流体を適切に評価することができる。

第１実施形態に係る流体評価装置の一態様では、推定部は、夫々、第１平面において光量及び周波数により示される位置と、第２平面において流量及び濃度により示される位置との対応関係が既知である複数の格子点に係る格子点情報を有する。そして、推定部は、第１平面における入力点と格子点情報により示される格子点との位置関係に基づいて、入力点を第２平面上に写像する。

この態様では、推定部は、上記位置関係から格子点情報により示される複数の格子点により規定される一又は複数のエリアのうち入力点が属するエリアを特定し、該特定されたエリアに応じた変換係数を用いて入力点を第２平面上に写像してよい。これらの態様によれば、比較的容易にして、入力点を第１平面から第２平面へ写像することができる。

第１実施形態に係る流体評価装置の他の態様では、受光部は、散乱光のうち流体により反射された散乱光を受光する第１受光部と、散乱光のうち流体を透過した散乱光を受光する第２受光部と、を有し、推定部は、受光信号の一部としての、第１受光部の出力信号から周波数情報を取得すると共に、受光信号の他の一部としての、第２受光部の出力信号から光量情報を取得する。この態様によれば、比較的容易にして、光量情報及び周波数情報を取得することができる。

＜第２実施形態＞
第２実施形態に係る流体評価装置は、流体に光を照射する照射部と、流体からの散乱光を受光して受光信号を出力する受光部と、受光信号に含まれる散乱光の光量を示す光量情報と、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係る周波数を示す周波数情報と、を成分とする第１のパラメータを、流体の流量と流体の濃度とを成分とする第２のパラメータに変換することにより、流量及び濃度の少なくとも一方を推定する推定部と、を備える。

第２実施形態に係る流体評価装置によれば、上述した第１実施形態に係る流体評価装置と同様に、流体を適切に評価することができる。

（流体評価方法）
流体評価方法は、流体に光を照射する照射部と、流体からの散乱光を受光して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る。当該流体評価方法は、受光信号に含まれる散乱光の光量を示す光量情報と、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係る周波数を示す周波数情報とにより示される、光量と周波数とで規定される第１平面上の入力点を、流体の流量と流体の濃度とで規定される第２平面上に写像することにより、流量及び濃度の少なくとも一方を推定する推定工程を含む。

実施形態に係る流体評価方法によれば、上述した第１実施形態に係る流体評価装置と同様に、流体を適切に評価することができる。尚、実施形態に係る流体評価方法においても、上述した第１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、流体に光を照射する照射部と、流体からの散乱光を受光して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、受光信号に含まれる散乱光の光量を示す光量情報と、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係る周波数を示す周波数情報とにより示される、光量と周波数とで規定される第１平面上の入力点を、流体の流量と流体の濃度とで規定される第２平面上に写像することにより、流量及び濃度の少なくとも一方を推定する推定部として機能させる。

実施形態に係る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流体評価装置に搭載されたコンピュータに実行させれば、上述した第１実施形態に係る流体評価装置を比較的容易に実現することができる。この結果、実施形態に係るコンピュータプログラムによれば、上述した第１実施形態に係る流体評価装置と同様に、流体を適切に評価することができる。

（記録媒体）
実施形態に係る記録媒体は、上述した実施形態に係るコンピュータプログラムが記録されている。実施形態に係る記録媒体の一例としての、コンピュータプログラムが記録されたＣＤ−ＲＯＭ（Ｃｏｍｐａｃｔ Ｄｉｓｃ Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）、ＤＶＤ−ＲＯＭ（ＤＶＤ Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）等を、流体評価装置に搭載されたコンピュータに読み込ませて、記録されたコンピュータプログラムを実行させれば、上述した第１実施形態に係る流体評価装置を比較的容易に実現することができる。この結果、実施形態に係る記録媒体によれば、上述した第１実施形態に係る流体評価装置と同様に、流体を適切に評価することができる。

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、人工透析装置の血流回路を構成するチューブ内を流れる血液を挙げる。

（流体評価装置の構成）
実施例に係る流体評価装置の構成について、図１乃至図５を参照して説明する。図１は、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２は、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３は、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４は、実施例に係る流量濃度推定部の構成を示すブロック図である。図５は、周波数解析の一例を示す概念図である。

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、ＢＰＦ（Ｂａｎｄ−ｐａｓｓ Ｆｉｌｔｅｒ）増幅器２３、Ａ／Ｄ（Ａｎａｌｏｇ ｔｏ Ｄｉｇｉｔａｌ）変換部２４及び３４、流量濃度推定部２５、並びに、ＬＰＦ（Ｌｏｗ−ｐａｓｓ Ｆｉｌｔｅｒ）増幅器３３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。

（ｉ）反射光
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、後方散乱光）を含む反射光を受光する。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。

受光素子２１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２１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。

ＢＰＦ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２３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２４は、ＢＰＦ増幅器２３から出力されたビート信号に対して、Ａ／Ｄ変換処理（即ち、量子化処理）を行い、量子化されたビート信号である反射光量ＲＡＣを出力する。

（ｉｉ）透過光
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、前方散乱光）を含む透過光を受光する。受光素子３１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。

ＬＰＦ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３３は、Ａ／Ｄ変換部３４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３２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３２から出力された電圧信号がＬＰＦ増幅器３３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３４は、ＬＰＦ増幅器３３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変換処理を行い、量子化された透過信号である透過光量ＴＤＣを出力する。

（ｉｉｉ）推定部
流体濃度推定部２５は、反射光量ＲＡＣ及び透過光量ＴＤＣに基づいて、血液の流量Ｑ及び濃度Ｈｔ（本実施例では、ヘマトクリット値）の少なくとも一方を推定する。尚、推定方法の詳細については後述する。

受光素子２１及びＩ−Ｖ変換部２２の一具体例
次に、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ＰＤ１及びＰＤ２により構成されている。図２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２２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２１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２１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２１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２２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。

受光素子３１及びＩ−Ｖ変換部３２の一具体例
次に、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ＰＤ０により構成されている。Ｉ−Ｖ変換部３２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。

流量濃度推定部の構成
次に、流量濃度推定部２５の構成について図４を参照して説明する。

図４において、流量濃度推定部２５は、周波数解析部２５１、入力格子点エリア判別部２５２、変換係数テーブル２５３及び射影変換部２５４を備えて構成されている。

周波数解析部２５１は、反射光量ＲＡＣに対して、ＦＦＴ（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ：高速フーリエ変換）等の周波数解析を行い、平均周波数ｆｍを出力する。

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において、Ａ／Ｄ変換部２４から出力された反射光量ＲＡＣは、周波数解析部２５１の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を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、ＦＦＴを実行するための前処理が施される（図５の“ハニング窓”参照）。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、ｎポイントのＦＦＴ演算が行われる（図５の“ＦＦＴ”参照）。ＦＦＴ演算の結果に複素共役処理が施され（図５の“複素共役”参照）、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。

次に、パワースペクトルＰ（ｆ）と周波数ベクトルｆとが乗算され、規定帯域（ここでは、ｆ０〜ｆ１）で積算されることにより、１次モーメントとして、１ｓｔＭ＝Σ｛ｆ・Ｐ（ｆ）｝が出力される（図５の“１次モーメント積算”参照）。１次モーメントの出力と並行して、パワースペクトルＰ（ｆ）が、規定帯域（ここでは、ｆ０〜ｆ１）で積算され、Ｐｓ＝Σ｛Ｐ（ｆ）｝が出力される（図５の“積算”参照）。その後、１次モーメント１ｓｔＭをＰｓで除算した値が、平均周波数ｆｍとして出力される（図６の“除算”参照）。

（流体評価の問題点）
本実施例に係る流体評価（即ち、流量及び濃度の推定）の説明に先立ち、流体評価の問題点について、図６乃至図１１を参照して説明する。

図６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６の破線参照）。他方で、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６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特性において、周波数が比較的高い領域の成分が増加するためである。従って、赤血球の流れる速度（即ち、流体の流速）が早くなるほど、平均周波数ｆｍは高くなる（図７参照）。

また、図８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。

図７及び図８に示すグラフだけを見れば、平均周波数ｆｍから流体の流量を求めることができ、透過光量ＴＤＣから流体の濃度を求めることができるように思われる。しかしながら、本願発明者の研究によれば、平均周波数ｆｍは、流速だけでなく、散乱体を含む流体の濃度にも依存し、また、透過光量ＴＤＣは、濃度だけでなく、散乱体を含む流体の流速にも依存していることが判明している。

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ので、アンプノイズの影響を完全に取り除くことはできない。

この結果、流体の流量を一定に維持しつつ該流体の濃度だけを変化させた場合に、平均周波数ｆｍのみから流体の流量を求めると、図１０（ａ）に示すように、アンプノイズの影響を受けやすい低濃度の流体についての流量ほど、実際の流量より大きくなってしまう。

透過光量ＴＤＣが、散乱体を含む流体の流速に依存する理由は、次のとおりである。即ち、流体の流速が早くなると、単位時間当たりに所定範囲を通過する散乱体の数が増加するので、透過光量ＴＤＣが低下する。他方で、流体の流速が遅くなると、単位時間当たりに所定範囲を通過する散乱体の数が低下するので、透過光量ＴＤＣは増加する。

この結果、流体の濃度を一定に維持しつつ該流体の流速だけを変化させた場合、透過光量ＴＤＣのみから流体の濃度を求めると、図１１（ａ）に示すように、流体の流速が早くなるほど、流体の濃度が実際の濃度より高くなってしまう。

（流体流量及び流体濃度の推定）
次に、本実施例に係る流体評価について説明する。上述の如く、平均周波数ｆｍ及び透過光量ＴＤＣは共に、流体の流速及び濃度に依存する。本願発明者は、平均周波数ｆｍと透過光量ＴＤＣとに基づいて、流体の流量（又は流速）と、流体の濃度としての血液のヘマトクリット値との少なくとも一方を求めるという着想に至った。

本実施例では特に、図１２に示すように、平均周波数ｆｍと透過光量ＴＤＣとで規定される入力平面から、流量Ｑと濃度Ｈｔ（即ち、ヘマトクリット値）とで規定される出力平面への射影変換を利用して、２次元的に、流量及び濃度の少なくとも一方が推定される。

図１２の入力平面及び出力平面各々における複数の黒丸は格子点を示している。入力平面における格子点である入力格子点と、出力平面における格子点である出力格子点とは一対一に対応しており、この対応情報は、流量濃度推定部２５に予め記憶されている。

平均周波数ｆｍと流量Ｑとは比例し（図７参照）、透過光量ＴＤＣと濃度Ｈｔとは反比例する（図８参照）ので、例えば、入力平面における左上の入力格子点は、出力平面における左下の出力格子点に対応する。同様に、入力平面における右下の入力格子点は、出力平面における右上の出力格子点に対応する。

従って、入力平面において４つの入力格子点により規定される、例えば入力格子点エリアＡ１は、出力平面において、該４つの入力格子点に夫々対応する４つの出力格子点により規定される出力格子点エリアＢ１に対応する。同様に、入力格子点エリアＡ２〜Ａ９は、夫々、出力格子点エリアＢ２〜Ｂ９に対応する。尚、入力格子点エリアＡ１〜Ａ９は、平均周波数ｆｍ及び透過光量ＴＤＣと、流量Ｑ及び濃度Ｈｔとの対応関係が非線形であることに起因して、互いに形状や面積が異なっている。

各入力格子点エリアＡ１〜Ａ９内の入力点ｐ（ｆｍ、ＴＤＣ）を、夫々対応する出力格子点エリアＢ１〜Ｂ９内の出力点ｑ（Ｑ、Ｈｔ）として出力するための射影変換に係る変換係数は、変換係数テーブル２５３（図４参照）として、流量濃度推定部２５に予め記憶されている。

ここで、本実施例に係る流量及び濃度の推定方法について、図４を参照して説明する。図４において、流量濃度推定部２５の入力格子点エリア判別部２５２は、平均周波数ｆｍと透過光量ＴＤＣとを成分とする入力点ｐ（ｆｍ、ＴＤＣ）が、入力格子点エリアＡ１〜Ａ９のいずれに該当するかを判別し、該当する入力格子点エリアを示すエリア番号（即ち、Ａ１〜Ａ９のいずれか）を出力する。

流量濃度推定部２５の射影変換部２５４は、平均周波数ｆｍ及び透過光量ＴＤＣを、入力格子点エリア判別部２５２から出力されたエリア番号に基づいて、変換係数テーブル２５３から取得した変換係数を用いて、射影変換し、流量Ｑ及び濃度Ｈｔの少なくとも一方を推定する。

ここで、変換係数テーブル２５３は、例えば次のようにして構築すればよい。即ち、流量及び濃度の両方が既知である流体について、流量及び濃度の少なくとも一方を変更しつつ、当該流体評価装置１００と同様の方法により平均周波数及び透過光量を実測し、流量及び濃度と、平均周波数及び透過光量との対応関係に基づいて、変換係数テーブル２５３が構築されてよい。

尚、射影変換に係る変換係数を、被測定対象の測定時に都度求める構成とすることは可能であるが、処理時間短縮の観点からは変換係数テーブル２５３を用いることが望ましい。加えて、変換係数テーブル２５３を用いることにより、比較的処理能力の低い安価なプロセッサの当該流体評価装置１００への使用が可能になり、例えば製品コストの低減を図ることができる。

（入力格子点エリア判別）
次に、平均周波数ｆｍと透過光量ＴＤＣとを成分とする入力点ｐ（ｆｍ、ＴＤＣ）が、入力格子点エリアＡ１〜Ａ９のいずれに該当するかを判別するエリア判別方法の具体例について、図１３並びに図１４乃至図１７のフローチャートを参照して説明する。

前提条件
図１３において、入力格子点１〜４により規定された入力格子点エリア（網かけ部分）について、入力格子点１から入力格子点２に向かうベクトルをベクトルｖ１とする。同様に、入力格子点２から入力格子点３に向かうベクトルをベクトルｖ２、入力格子点３から入力格子点４に向かうベクトルをベクトルｖ３、入力格子点４から入力格子点１に向かうベクトルをベクトルｖ４とする。

例えば入力点１についてエリア判別が行われる場合、入力格子点エリア判別部２５２は、入力格子点１〜４により規定された入力格子点エリアに関して、（ｉ）ベクトルｖ１と、入力格子点１から入力点１に向かうベクトルであるベクトルｕ１との外積（即ち、ｖ１×ｕ１）、（ｉｉ）ベクトルｖ２と、入力格子点２から入力点１に向かうベクトルであるベクトルｕ２との外積（即ち、ｖ２×ｕ２）、（ｉｉｉ）ベクトルｖ３と、入力格子点３から入力点１に向かうベクトルであるベクトルｕ３との外積（即ち、ｖ３×ｕ３）、及び（ｉｖ）ベクトルｖ４と、入力格子点４から入力点１に向かうベクトルであるベクトルｕ４との外積（即ち、ｖ４×ｕ４）を求める。

ここで、“ｖ１×ｕ１”の値が負であることは、入力点１は、入力平面において、入力格子点１と入力格子点２とを通る直線の上側に位置していることを意味する。他方、“ｖ１×ｕ１”の値が正であることは、入力点１は、入力平面において、入力格子点１と入力格子点２とを通る直線の下側に位置していることを意味する。

“ｖ２×ｕ２”の値が負であることは、入力点１は、入力平面において、入力格子点２と入力格子点３とを通る直線の左側に位置していることを意味する。他方、“ｖ２×ｕ２”の値が正であることは、入力点１は、入力平面において、入力格子点２と入力格子点３とを通る直線の右側に位置していることを意味する。

“ｖ３×ｕ３”の値が負であることは、入力点１は、入力平面において、入力格子点３と入力格子点４とを通る直線の下側に位置していることを意味する。他方、“ｖ３×ｕ３”の値が正であることは、入力点１は、入力平面において、入力格子点３と入力格子点４とを通る直線の上側に位置していることを意味する。

“ｖ４×ｕ４”の値が負であることは、入力点１は、入力平面において、入力格子点４と入力格子点１とを通る直線の右側に位置していることを意味する。他方、“ｖ４×ｕ４”の値が正であることは、入力点１は、入力平面において、入力格子点４と入力格子点１とを通る直線の左側に位置していることを意味する。

つまり、ベクトルｖ１〜ｖ４と、対応するベクトルｕ１〜ｕ４との外積の結果が、全て負の値である場合、入力点１は、入力格子点１〜４により規定された入力格子点エリア内であると言える。逆に言えば、ベクトルｖ１〜ｖ４と、対応するベクトルｕ１〜ｕ４との外積の結果に一つでも正の値がある場合、入力点１は、入力格子点１〜４により規定された入力格子点エリア内にはないと言える。

具体的には例えば、図１３において、ベクトルｖ２と、入力格子点２から入力点２に向かうベクトルとの外積は正の値となる（入力点２は、入力平面において、入力格子点２と入力格子点３とを通る直線の右側に位置しているため）。或いは、ベクトルｖ１と、入力格子点１から入力点３に向かうベクトルとの外積は正の値となる（入力点３は、入力平面において、入力格子点１と入力格子点２とを通る直線の下側に位置しているため）。

エリア判別方法（基本形）
図１４に示すエリア判別方法では、先ず、入力格子点エリア判別部２５２は、探索エリア番号ＡｒＮｍに、予め定められた初期値（デフォルト値）をセットする（ステップＳ１０１）。次に、入力格子点エリア判別部２５２は、探索エリア番号ＡｒＮｍにより示される入力格子点エリアを規定する４つの入力格子点と、入力点ｐとから、上述の手順で外積を求め、探索エリア番号ＡｒＮｍにより示される入力格子点エリア内に、入力点ｐが含まれるか否かを判定する（ステップＳ１０２）。

ステップＳ１０２の判定において、探索エリア番号ＡｒＮｍにより示される入力格子点エリア内に、入力点ｐが含まれると判定された場合（ステップＳ１０２：Ｙｅｓ）、入力格子点エリア判別部２５２は、探索エリア番号ＡｒＮｍを、エリア番号ＡｒＮｍ（図４参照）として出力する（ステップＳ１０４）。その後、入力格子点エリア判別部２５２は、第１所定期間が経過した後に、再度ステップＳ１０１の処理を行う。

他方、ステップＳ１０２の判定において、探索エリア番号ＡｒＮｍにより示される入力格子点エリア内に、入力点ｐが含まれないと判定された場合（ステップＳ１０２：Ｎｏ）、入力格子点エリア判別部２５２は、探索エリア番号ＡｒＮｍを、次に探索すべき入力格子点エリアを示す番号に変更して（ステップＳ１０３）、ステップＳ１０２の処理を行う。

エリア判別方法（第１変形例）
図１５に示すエリア判別方法では、入力格子点エリア判別部２５２は、前回エリア判別を行った際に、最後に探索された入力格子点エリアを示す番号を、例えばメモリ等に保存するように構成されている。

図１５において、先ず、入力格子点エリア判別部２５２は、前回エリア判別を行った際に、最後に探索された入力格子点エリアを示す番号が保存されているか否かを判定する（ステップＳ２０１）。この判定において、入力格子点エリアを示す番号が保存されていると判定された場合（ステップＳ２０１：Ｙｅｓ）、入力格子点エリア判別部２５２は、探索エリア番号ＡｒＮｍに、保存された番号をセットする（ステップＳ２０２）。他方、この判定において、入力格子点エリアを示す番号が保存されていないと判定された場合（ステップＳ２０１：Ｎｏ）、上述したステップＳ１０１の処理が行われる。

上述したステップＳ１０２の判定において、探索エリア番号ＡｒＮｍにより示される入力格子点エリア内に、入力点ｐが含まれると判定された場合（ステップＳ１０２：Ｙｅｓ）、入力格子点エリア判別部２５２は、探索エリア番号ＡｒＮｍを保存して（又は更新して）（ステップＳ２０３）、上述したステップＳ１０４の処理を行う。その後、入力格子点エリア判別部２５２は、第１所定期間が経過した後に、再度ステップＳ１０１の処理を行う。

エリア判別方法（第２変形例）
図１６に示すエリア判別方法では、入力格子点エリア判別部２５２は、今回エリア判別を行った（即ち、探索された）入力格子点エリアを示す番号を、探索エリア履歴として、例えばメモリ等に保存するように構成されている。

図１６において、入力格子点エリア判別部２５２は、上述したステップＳ１０１の後、今回の探索エリア履歴のなかに、現在セットされている探索エリア番号ＡｒＮｍに該当する番号が含まれているか否かを判定する（ステップＳ３０１）。この判定において、現在セットされている探索エリア番号ＡｒＮｍに該当する番号が含まれないと判定された場合（ステップＳ３０１：Ｎｏ）、上述したステップＳ１０２の判定が行われる。

ステップＳ１０２の判定において、探索エリア番号ＡｒＮｍにより示される入力格子点エリア内に、入力点ｐが含まれないと判定された場合（ステップＳ１０２：Ｎｏ）、入力格子点エリア判別部２５２は、探索エリア番号ＡｒＮｍを、今回の探索エリア履歴に保存して（ステップＳ３０２）、ステップＳ１０３の処理を行う。尚、ステップＳ１０３の処理では、今回の探索エリア履歴に含まれない番号が、次に探索すべき入力格子点エリアを示す番号として選択されることが望ましい。

他方、ステップＳ１０２の判定において、探索エリア番号ＡｒＮｍにより示される入力格子点エリア内に、入力点ｐが含まれると判定された場合（ステップＳ１０２：Ｙｅｓ）、上述したステップＳ１０４の処理を行う。その後、入力格子点エリア判別部２５２は、第１所定期間が経過した後に、再度ステップＳ１０１の処理を行う。

ステップＳ３０１の判定において、今回の探索エリア履歴のなかに、現在セットされている探索エリア番号ＡｒＮｍに該当する番号が含まれると判定された場合（ステップＳ３０１：Ｙｅｓ）、図１６に示す処理は終了される。その後、入力格子点エリア判別部２５２は、第２所定期間が経過した後に、再度ステップＳ１０１の処理を行う。

このように構成すれば、一度、入力点ｐが含まれないと判定された入力格子点エリアについて、繰り返し同じ処理が行われることを防止することができる。

エリア判別方法（第３変形例）
図１７に示すエリア判別方法では、入力格子点エリア判別部２５２は、（ｉ）前回エリア判別を行った際に、最後に探索された入力格子点エリアを示す番号を、例えばメモリ等に保存すると共に、（ｉｉ）今回エリア判別を行った入力格子点エリアを示す番号を、探索エリア履歴として、例えばメモリ等に保存する、ように構成されている。

図１６において、入力格子点エリア判別部２５２は、上述したステップＳ２０１の判定において、入力格子点エリアを示す番号が保存されていると判定された場合（ステップＳ２０１：Ｙｅｓ）、上述したステップＳ２０２の処理を行う。他方、ステップＳ２０１の判定において、入力格子点エリアを示す番号が保存されていないと判定された場合（ステップＳ２０１：Ｎｏ）、上述したステップＳ１０１の処理が行われる。

ステップＳ２０２又はＳ１０１の処理の後、入力格子点エリア判別部２５２は、上述したステップＳ３０１の判定を行う。この判定において、今回の探索エリア履歴のなかに、現在セットされている探索エリア番号ＡｒＮｍに該当する番号が含まれると判定された場合（ステップＳ３０１：Ｙｅｓ）、図１７に示す処理は終了される。その後、入力格子点エリア判別部２５２は、第２所定期間が経過した後に、再度ステップＳ１０１の処理を行う。

他方、現在セットされている探索エリア番号ＡｒＮｍに該当する番号が含まれないと判定された場合（ステップＳ３０１：Ｎｏ）、上述したステップＳ１０２の判定が行われる。この判定において、探索エリア番号ＡｒＮｍにより示される入力格子点エリア内に、入力点ｐが含まれないと判定された場合（ステップＳ１０２：Ｎｏ）、上述したステップＳ３０２及びＳ１０３の処理が行われる。

他方、ステップＳ１０２の判定において、探索エリア番号ＡｒＮｍにより示される入力格子点エリア内に、入力点ｐが含まれると判定された場合（ステップＳ１０２：Ｙｅｓ）、入力格子点エリア判別部２５２は、探索エリア番号ＡｒＮｍを保存して（又は更新して）（ステップＳ２０３）、上述したステップＳ１０４の処理を行う。その後、入力格子点エリア判別部２５２は、第１所定期間が経過した後に、再度ステップＳ１０１の処理を行う。

（技術的効果）
当該流体評価装置１００では、入力平面上の入力点ｐ（ｆｍ、ＴＤＣ）が、射影変換により、出力平面上の出力点ｑ（Ｑ、Ｈｔ）に写像される。このため、当該流体評価装置１００によれば、例えば血液の流量を一定に維持しつつ、血液の濃度だけを変化させた場合であっても、図１０（ｂ）に示すように、血液の濃度の変化の影響を受けずに適切な評価を行うことができる。同様に、例えば血液の濃度を一定に維持しつつ、血液の流速だけを変化させた場合であっても、図１１（ｂ）に示すように、血液の流速の変化の影響を受けずに適切な評価を行うことができる。

図１２に示すように、例えば入力格子点エリアＡ５を規定する４つの入力格子点のうち、右側の２つの入力格子点は、入力格子点エリアＡ５に隣接する入力格子点エリアＡ６も規定している。つまり、入力平面において、入力格子点エリアＡ１〜Ａ９は、互いに隙間なく配列されている。この結果、出力平面において、出力格子点エリアＢ１〜Ｂ９も、互いに隙間なく配列される。

尚、図１２に示す入力平面は、９つの入力格子点エリアＡ１〜Ａ９を含んでいるが、入力格子点エリアは１０以上であってよい。入力格子点エリアの数を増やすほど、当該流体評価装置１００に係る推定誤差を低減することができる。他方で、入力平面が、平均周波数ｆｍと、透過光量ＴＤＣを対数化した値とで規定される場合、平均周波数ｆｍ及び透過光量ＴＤＣを対数化した値と、流量Ｑ及び濃度Ｈｔとの対応関係は、平均周波数ｆｍ及び透過光量ＴＤＣと、流量Ｑ及び濃度Ｈｔとの対応関係よりも、線形性が増すので、入力格子点エリアの数を９未満としても、当該流体評価装置１００の推定誤差を低減することができる。

尚、実施例に係る「半導体レーザ１１」、「受光素子２１及び３１」、「流量濃度推定部２５」は、夫々、本発明に係る「照射部」、「受光部」及び「推定部」の一例である。実施例に係る「透過光量ＴＤＣ」、「平均周波数ｆｍ」、「入力平面」及び「出力平面」は、夫々、本発明に係る「光量情報」、「周波数情報」、「第１平面」及び「第２平面」の一例である。

（変形例）
実施例に係る流体評価装置１００の変形例について、図１８を参照して説明する。図１８は、実施例に係る流量濃度推定部の変形例の構成を示すブロック図である。

図１８において、流量濃度推定部２５´では、周波数解析部２５１から出力された平均周波数ｆｍが、ＬＰＦ２を介して平均化処理された後、ダウンサンプルから、サンプリングレートが低下された平均周波数ｆｍである平均周波数ｆｍＬｐが出力される。同様に、Ａ／Ｄ変換部３４から出力された透過光量ＴＤＣが、ＬＰＦ３を介して平均化処理された後、ダウンサンプルから、サンプリングレートが低下された透過光量ＴＤＣである透過光量ＴＤＣＬｐが出力される。

入力格子点エリア判別部２５２は、平均周波数ｆｍＬｐ及び透過光量ＴＤＣＬｐを成分とする入力点ｐを用いて入力格子点エリアの判別を行う。射影変換部２５４は、平均周波数ｆｍＬｐ及び透過光量ＴＤＣＬｐに基づいて、流量Ｑ及び濃度Ｈｔの少なくとも一方を推定する。

このように構成すれば、入力格子点エリア判別部２５２に入力されるデータレートが低下し、判別周期を長くすることができる。このため、例えば、（ｉ）入力格子点エリア判別部２５２を、比較的低速なプロセッサにより実現したり、（ｉｉ）入力格子点エリアの数を増やして推定精度の向上（又は推定誤差の低減）を図ったりする場合に、流量推定及び／又は濃度推定のリアルタイム性が損なわれることを抑制することができる。

尚、本発明に係る流体評価装置は、例えば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。

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…ＢＰＦ増幅器、２４、３４…Ａ／Ｄ変換部、２５…流量濃度推定部、３３…ＬＰＦ増幅器、１００…流体評価装置、２５１…周波数解析部、２５２…入力格子点エリア判別部、２５３…変換係数テーブル、２５４…射影変換部

Claims (8)

1. 流体に光を照射する照射部と、
   前記流体からの散乱光を受光して受光信号を出力する受光部と、
   前記受光信号に含まれる前記散乱光の光量を示す光量情報と、前記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係る周波数を示す周波数情報とにより示される、前記光量と前記周波数とで規定される第１平面上の入力点を、前記流体の流量と前記流体の濃度とで規定される第２平面上に写像することにより、前記流量及び前記濃度の少なくとも一方を推定する推定部と、
   を備えることを特徴とする流体評価装置。
2. 前記推定部は、
   夫々、前記第１平面において前記光量及び前記周波数により示される位置と、前記第２平面において前記流量及び前記濃度により示される位置との対応関係が既知である複数の格子点に係る格子点情報を有し、
   前記第１平面における前記入力点と前記格子点情報により示される格子点との位置関係に基づいて、前記入力点を前記第２平面上に写像する
   ことを特徴とする請求項１に記載の流体評価装置。
3. 前記推定部は、前記位置関係から前記格子点情報により示される複数の格子点により規定される一又は複数のエリアのうち前記入力点が属するエリアを特定し、前記特定されたエリアに応じた変換係数を用いて前記入力点を前記第２平面上に写像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流体により反射され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流体を透過した散乱光を受光する第２受光部と、を有し、
   前記推定部は、前記受光信号の一部としての、前記第１受光部の出力信号から前記周波数情報を取得すると共に、前記受光信号の他の一部としての、前記第２受光部の出力信号から前記光量情報を取得する
   ことを特徴とする請求項１に記載の流体評価装置。
5. 流体に光を照射する照射部と、前記流体からの散乱光を受光して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、
   前記受光信号に含まれる前記散乱光の光量を示す光量情報と、前記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係る周波数を示す周波数情報とにより示される、前記光量と前記周波数とで規定される第１平面上の入力点を、前記流体の流量と前記流体の濃度とで規定される第２平面上に写像することにより、前記流量及び前記濃度の少なくとも一方を推定する推定工程を含む
   ことを特徴とする流体評価方法。
6. 流体に光を照射する照射部と、前記流体からの散乱光を受光して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、
   前記受光信号に含まれる前記散乱光の光量を示す光量情報と、前記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係る周波数を示す周波数情報とにより示される、前記光量と前記周波数とで規定される第１平面上の入力点を、前記流体の流量と前記流体の濃度とで規定される第２平面上に写像することにより、前記流量及び前記濃度の少なくとも一方を推定する推定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。
7. 請求項６に記載のコンピュータプログラムが記録されていることを特徴とする記録媒体。
8. 流体に光を照射する照射部と、
   前記流体からの散乱光を受光して受光信号を出力する受光部と、
   前記受光信号に含まれる前記散乱光の光量を示す光量情報と、前記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係る周波数を示す周波数情報と、を成分とする第１のパラメータを、前記流体の流量と前記流体の濃度とを成分とする第２のパラメータに変換することにより、前記流量及び前記濃度の少なくとも一方を推定する推定部と、
   を備えることを特徴とする流体評価装置。

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