WO2013153664A1

WO2013153664A1 - 流体評価装置及び方法

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Publication number: WO2013153664A1
Application number: PCT/JP2012/060145
Authority: WO
Inventors: 立石　潔; 雅樹郷間
Original assignee: パイオニア株式会社
Priority date: 2012-04-13
Filing date: 2012-04-13
Publication date: 2013-10-17
Also published as: JPWO2013153664A1; EP2837327B1; EP2837327A1; EP2837327A4; JP5806390B2

Abstract

　流体評価装置（１）は、内部に流体が流れている被測定対象（１００）に対してレーザ光（ＬＢ）を照射する照射手段（１１）と、被測定対象に照射されたレーザ光を受光可能な受光手段（１２）と、受光手段が受光した受光信号の信号強度に基づく第１受光信号から、流体の濃度（Ｎ）を算出する第１算出手段（１４６）と、(i)被測定対象に照射されたレーザ光のドップラシフトに起因する受光信号の周波数変化に基づく第２受光信号及び(ii)第１算出手段が算出した濃度から、流体の流量（Ｑ）及び流体の流速（ｖ）の少なくとも一方を算出する第２算出手段（１４３）とを備える。

Description

流体評価装置及び方法

　本発明は、例えば血流等の流体の流量及び流速の少なくとも一方を検出することで当該流体を評価する流体評価装置及び方法の技術分野に関する。

　この種の流体評価装置として、例えば、血流量を算出するレーザ血流計が存在する（例えば、特許文献１参照）。このレーザ血流計は、生体に照射されたレーザ光の散乱の際に生ずるドップラシフトに起因したレーザ光の波長の変化に基づいて、生体の血流量を算出する。より具体的には、レーザ光が生体に照射されると、生体の血管内の血液の流れ（即ち、散乱体である血球の移動）により散乱された散乱光や、他の固定組織（特に、皮膚組織や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が発生する。散乱体である血球により散乱され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、散乱体である血球の移動速度に対応したレーザドップラ作用によって変化している。従って、これら２種類の散乱光を受光することで、当該２種類の散乱光の相互干渉に起因したいわゆる周波数差分信号に相当する信号成分が得られる。この信号成分が解析される（例えば、パワースペクトルが算出される）ことで、生体の血流量が算出される。

　尚、その他、本発明に関連する先行技術文献として、特許文献２及び特許文献３がある。特許文献２には、血流量を間接的に示す血液の流速と血液の濃度とを、同一の光源から照射される光を用いて算出する流体評価装置が開示されている。特許文献３には、熱希釈法を用いて検出された血流量により超音波ドプラ信号を用いて検出された血流量を較正する流体評価装置が開示されている。

特許第３３１３８４１号公報特開昭６２－１２６５６９号公報特公平７－１６４９０号公報

　特許文献１に開示された流体評価装置は、主として、生体の血管内を流れる血液の血流量を算出している。この場合、血管内の血液の濃度（例えば、赤血球等の血球の濃度等）が変動することは少ない。一方で、流体評価装置は、血管内を流れる血液のみならず、人工透析時に用いられる生体の外部の管路（例えば、透明状のチューブ）を流れる血液の血流量を検出することもある。

　しかしながら、人工透析時に用いられる生体の外部の管路を流れる血液の濃度は、人工透析の性質上、大きく変動し得る。このように、血液の濃度が変動する場合には、特許文献１に開示された流体評価装置は、血流量を好適に（言い換えれば、高精度）に算出することができないという技術的な問題点を有している。というのも、特に血液の濃度が相対的に低い場合には、管路に照射されたレーザ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による影響が相対的に大きくなるからである。

　尚、上述した技術的問題は、血流のみならず、任意の管路を流れる任意の流体の流量（或いは、流量を間接的に示す流速）が検出される場合にも同様に発生し得る。

　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、流体の濃度を考慮しながら流体の流量及び流速の少なくとも一方を好適に算出することが可能な流体評価装置及び方法を提供することを課題とする。

　上記課題を解決するための流体評価装置は、内部に流体が流れている被測定対象に対して少なくともレーザ光を照射可能な照射手段と、前記被測定対象に照射された前記レーザ光を少なくとも受光可能な受光手段と、前記受光手段が受光した受光信号の信号強度に基づく第１受光信号から、前記流体の濃度を算出する第１算出手段と、(i)前記被測定対象に照射された前記レーザ光のドップラシフトに起因する前記受光信号の周波数変化に基づく第２受光信号及び(ii)前記第１算出手段が算出した前記濃度から、前記流体の流量及び前記流体の流速の少なくとも一方を算出する第２算出手段とを備える。

　上記課題を解決するための流体評価方法は、内部に流体が流れている被測定対象に対して少なくともレーザ光を照射可能な照射手段と、前記被測定対象に照射された前記レーザ光を少なくとも受光可能な受光手段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、前記受光手段が受光した受光信号の信号強度に基づく第１受光信号から、前記流体の濃度を算出する第１算出工程と、(i)前記被測定対象に照射された前記レーザ光のドップラシフトに起因する前記受光信号の周波数変化に基づく第２受光信号及び(ii)前記第１算出工程が算出した前記濃度から、前記流体の流量及び前記流体の流速の少なくとも一方を算出する第２算出工程とを備える。

第１実施例の血流量算出装置の構成を示すブロック図である。第１実施例の血流量算出装置の動作の流れを示すフローチャートである。受光素子がレーザ光の前方散乱光を受光する場合の光強度信号と血流濃度との間の相関関係及び受光素子がレーザ光の後方散乱光を受光する場合の光強度信号と血流濃度との間の相関関係を示すグラフである。血液の流速が相対的に速い場合にビート信号のサンプル値に対してＦＦＴを行うことで得られるパワースペクトル（つまり、周波数－パワー特性）及び血液の流速が相対的に遅い場合にビート信号のサンプル値に対してＦＦＴを行うことで得られるパワースペクトルを示すグラフである。血流濃度が相対的に高い場合にビート信号のサンプル値に対してＦＦＴを行うことで得られるパワースペクトル及び血流濃度が相対的に低い場合にビート信号のサンプル値に対してＦＦＴを行うことで得られるパワースペクトルの夫々の理想値及び現実値の双方を示すグラフである。血液の流速とパワースペクトルの平均周波数との間の相関関係を、血流濃度別に示すグラフである。パワースペクトルの平均周波数から血液の流速を算出する際に適用される傾き補正値及び切片補正値の夫々と血流濃度との関係を示すグラフである。第２実施例の血流量算出装置の構成を示すブロック図である。第３実施例の血流量算出装置の構成を示すブロック図である。第４実施例の血流量算出装置の構成を示すブロック図である。第１実施例の血流量算出装置から第４実施例の血流量算出装置が備えている受光素子及び増幅器の具体例の構成を示すブロック図である。

　以下、発明を実施するための形態として、流体評価装置及び方法の実施形態について順に説明する。

　（流体評価装置の実施形態）
　＜１＞
　本実施形態の流体評価装置は、内部に流体が流れている被測定対象に対して少なくともレーザ光を照射可能な照射手段と、前記被測定対象に照射された前記レーザ光を少なくとも受光可能な受光手段と、前記受光手段が受光した受光信号の信号強度に基づく第１受光信号から、前記流体の濃度を算出する第１算出手段と、(i)前記被測定対象に照射された前記レーザ光のドップラシフトに起因する前記受光信号の周波数変化に基づく第２受光信号及び(ii)前記第１算出手段が算出した前記濃度から、前記流体の流量及び前記流体の流速の少なくとも一方を検出する第２算出手段とを備える。

　本実施形態の流体評価装置によれば、照射手段は、被測定対象に対してレーザ光を照射する。被測定対象の内部には、流体が流れている。レーザ光は、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あげられる。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あげられる。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、インクや油や汚水や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）があげられる。

　受光手段は、照射手段によって被測定対象に照射されたレーザ光を受光する。具体的には、例えば、受光手段は、被測定対象によって散乱されたレーザ光（いわゆる、散乱光）を受光する。このとき、受光手段は、被測定対象を透過してきたレーザ光（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レーザ光（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。その結果、受光手段からは、受光したレーザ光（特に、当該レーザ光の散乱光）に応じた受光信号が出力される。

　第１算出手段は、受光信号の信号強度（例えば、平均信号強度又は受信信号に含まれるＤＣ成分の信号強度等）に基づく第１受光信号（言い換えれば、受光信号の信号強度を示す信号成分に相当する第１受光信号）から、流体の濃度を算出する。例えば、受光手段が被測定対象を透過してきたレーザ光（つまり、前方散乱光）を受光する場合には、流体の濃度が高ければ高いほど（つまり、レーザ光の透過を妨げる散乱体等が流体内に多く含まれていればいるほど）、受光信号の信号強度（例えば、第１受光信号の振幅値又はピーク値）は小さくなる。或いは、例えば、受光手段が被測定対象によって反射されたレーザ光（つまり、後方散乱光）を受光する場合には、流体の濃度が高ければ高いほど（つまり、レーザ光を反射させる散乱体等が流体内に多く含まれていればいるほど）、受光信号の信号強度は大きくなる。第１算出手段は、このような受光信号の信号強度と濃度との間の関係を用いて、濃度を算出する。

　尚、このような受光信号の信号強度と濃度との間の関係を用いて濃度が算出されているため、本実施形態における「流体の濃度」とは、流体内に含まれている散乱体の濃度に相当する。

　第２算出手段は、被測定対象に照射されたレーザ光（特に、当該レーザ光の散乱光）のドップラシフトに起因する受光信号の周波数変化に基づく第２受光信号（言い換えれば、受光信号の周波数変化を含む信号成分に相当する第２受光信号）から、流体の流量及び流体の流速の少なくとも一方を算出する。具体的には、例えば、レーザ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、流体に含まれている散乱体（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、皮膚組織や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レーザドップラ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信号成分が含まれている。この信号成分が解析されることで、流量及び流速の少なくとも一方が算出される。

　本実施形態では特に、第２算出手段は、レーザ光のドップラシフトに起因する受光信号の周波数変化に基づく第２受光信号に加えて、第１算出手段が算出した濃度にも基づいて、流量及び流速の少なくとも一方を算出する。例えば、第２算出手段は、従来は、受光信号の周波数変化が同一である場合には、同一の流量（又は、同一の流速）を算出している。しかしながら、本実施形態では、第２算出手段は、受光信号の周波数変化が同一である場合であっても、濃度が異なる場合には、異なる流量（又は、異なる流速）を算出してもよい。例えば、周波数変化が所定の態様であり且つ濃度が第１の濃度である場合に第２算出手段が第１の流量（又は、第１の流速）を算出すると仮定すると、周波数変化が所定の態様であり且つ濃度が第１の濃度とは異なる第２の濃度である場合には、第２算出手段は、第１の流量とは異なる第２の流量（又は、第１の流速とは異なる第２の流速）を算出してもよい。

　仮に、第１算出手段が算出した濃度に基づくことなく流量及び流速の少なくとも一方が算出される場合には、流量及び流速の少なくとも一方が好適に算出されないおそれがある。というのも、流体の濃度が相対的に低い場合には、流体中を移動する散乱体の単位体積あたりの個数が少ないので、散乱体の移動により生じるレーザ光のドップラシフトに起因する受光信号中に含まれる光ビート信号のパワーが低下する。一方、被測定対象に照射されたレーザ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からである。つまり、流体の濃度が相対的に低い場合には、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レーザ光の散乱光の受光結果である受光信号の周波数変化が、本来現れるべき周波数変化とは異なるものとなってしまうおそれがあるからである。尚、流体の濃度が相対的に高い場合においても、同様の技術的問題は相応に発生する可能性がある。従って、流体の濃度に依存して、被測定対象に照射されたレーザ光の散乱光の受光結果である受光信号の周波数変化が、本来現れるべき周波数変化から意図せず変化してしまうおそれがある。しかるに、本実施形態の流体評価装置は、このようなノイズの影響を排除するべく流体の濃度を参照しているため、流量及び流速の少なくとも一方を好適に算出することができる。

　このように、本実施形態の流体評価装置は、流体の濃度を考慮しながら流体の流量及び流体の流速の少なくとも一方を好適に（言い換えれば、高精度に）算出することができる。特に、本実施形態の流体評価装置は、人工透析時に用いられる生体の外部の管路（例えば、透明状のチューブ）を流れる血液（つまり、濃度（例えば、赤血球の濃度等）が相対的に変動しやすい血液）が流体の一例となる場合においても、当該流体（つまり、血液）の流量及び流速の少なくとも一方を好適に算出することができる。もちろん、本実施形態の流体評価装置は、生体の血管内を流れる血液（つまり、濃度が相対的に変動しにくい血液）が流体の一例となる場合においても、当該流体（つまり、血液）の流量及び流速の少なくとも一方を好適に算出することができる。

　尚、流体が流れる流路が同一であるという条件下では、流体の流量と流体の流速とは正の相関を有する。つまり、ある流路を流れる流体の流量が多くなれば、当該流路を流れる流体の流速は速くなる一方で、ある流路を流れる流体の流量が少なくなれば、当該流路を流れる流体の流速は遅くなるという相関を有する。従って、流量の算出と流速の算出とは実質的に同一であると言える。つまり、流速の算出は、実質的には、流量の間接的な算出に相当し、流量の算出は、実質的には、流速の間接的な算出に相当する。

　＜２＞
　本実施形態の流体評価装置の他の態様では、前記照射手段は、(i)前記被測定対象に対して前記レーザ光とは異なる種類の光である計測光を照射する第１照射手段と、(ii)前記被測定対象に前記レーザ光を照射する第２照射手段とを備えており、前記受光手段は、(i)前記被測定対象に照射された前記計測光を受光することで前記第１受光信号を取得すると共に、(ii)前記被測定対象に照射された前記レーザ光を受光することで前記第２受光信号を取得し、前記第１算出手段は、前記第１受光信号から、前記濃度を算出し、前記第２算出手段は、(i)前記第２受光信号及び(ii)前記第１算出手段が算出した前記濃度から、前記流量及び前記流速の少なくとも一方を算出する。

　この態様によれば、照射手段が、主として濃度を算出するために用いられる第１照射手段と、主として流量及び流速の少なくとも一方を算出するために用いられる第２照射手段とに分離される。従って、第１照射手段は、流量及び流速の少なくとも一方の算出をあまり考慮することなく、濃度の算出に適した計測光（例えば、流体の一例である血流中の酸素飽和度に依存しない８０５ｎｍの光）を照射することができる。一方で、第２照射手段は、濃度の算出をあまり考慮することなく、流量及び流速の少なくとも一方の算出に適したレーザ光（例えば、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から照射可能な７８０ｎｍの光）を照射することができる。

　＜３＞
　本実施形態の流体評価装置の他の態様では、前記受光手段は、(i)前記被測定対象に照射された前記レーザ光を受光することで前記第１受光信号を取得する第１受光手段と、(ii)前記被測定対象に照射された前記レーザ光を受光することで前記第２受光信号を取得する第２受光手段とを備えており、前記第１算出手段は、前記第１受光信号から、前記濃度を算出し、前記第２算出手段は、(i)前記第２受光信号及び(ii)前記第１算出手段が算出した前記濃度から、前記流量及び前記流速の少なくとも一方を算出する。

　この態様によれば、受光手段が、主として濃度を算出するために用いられる第１受光手段と、主として流量及び流速の少なくとも一方を算出するために用いられる第２受光手段とに分離される。

　＜４＞
　本実施形態の流体評価装置の他の態様では、上述の如く照射手段が第１照射手段及び第２照射手段を備える。、さらに、前記受光手段は、(i)前記被測定対象に照射された前記計測光を受光することで前記第１受光信号を取得する第１受光手段と、(ii)前記被測定対象に照射された前記レーザ光を受光することで前記第２受光信号を取得する第２受光手段とを備えており、前記第１算出手段は、前記第１受光信号から、前記濃度を算出し、前記第２算出手段は、(i)前記第２受光信号及び(ii)前記第１算出手段が算出した前記濃度から、前記流量及び前記流速の少なくとも一方を算出する。

　この態様によれば、照射手段が、主として濃度を算出するために用いられる第１照射手段と、主として流量及び流速の少なくとも一方を算出するために用いられる第２照射手段とに分離される。さらに、受光手段が、主として濃度を算出するために用いられる第１受光手段と、主として流量及び流速の少なくとも一方を算出するために用いられる第２受光手段とに分離される。

　＜５＞
　上述の如く第１受光手段及び第２受光手段を備える流体評価装置の他の態様では、前記第１受光手段の受光面積は、前記第２受光手段の受光面積よりも大きい。

　この態様によれば、主として濃度を算出するために用いられる第１受光手段の受光面積が相対的に大きくなる。このため、濃度を検出するために用いられる第１受光信号のＳ／Ｎ比を相対的に向上させることができる。一方で、主として流量及び流速の少なくとも一方を算出するために用いられる第２受光手段の受光面積が相対的に小さくなる。このため、流量及び流速の少なくとも一方の算出精度を低下させる一因となる増幅器のノイズの影響（より具体的には、当該ノイズを発生させる一因となる増幅器の入力端子の寄生容量）を相対的に低減することができる。）
　尚、第１受光手段及び第２受光手段の双方が好適にレーザ光及び計測光の少なくとも一方を受光することができるように、受光面積が相対的に小さくなる第２受光手段と照射手段との間の距離は、受光面積が相対的に大きくなる第１受光手段と照射手段との間の距離よりも短くなってもよい。言い換えれば、受光面積が相対的に小さくなる第２受光手段は、可能な限り照射手段に近接していることが好ましい。

　＜６＞
　本実施形態の流体評価装置の他の態様では、前記第２算出手段は、前記周波数変化と前記流量及び前記流速の少なくとも一方との間の相関関係を前記濃度別に規定する相関情報に基づいて、前記流量及び前記流速の少なくとも一方を算出する。

　この態様によれば、第２算出手段は、相関情報に基づいて、比較的容易に、流量及び流速の少なくとも一方を好適に算出することができる。具体的には、第２算出手段は、第１算出手段が算出した濃度に応じた相関関係を参照することで、周波数変化から流量及び流速の少なくとも一方を比較的容易に算出することができる。

　＜７＞
　本実施形態の流体評価装置の他の態様では、前記第２算出手段は、前記周波数変化を解析することで得られる平均周波数と前記流量及び前記流速の少なくとも一方との間の相関関係を前記濃度別に規定する相関情報に基づいて、前記流量及び前記流速の少なくとも一方を算出する。

　この態様によれば、第２算出手段は、相関情報に基づいて、比較的容易に、流量及び流速の少なくとも一方を好適に算出することができる。具体的には、第２算出手段は、第１算出手段が算出した濃度に応じた相関関係を参照することで、周波数変化を解析することで得られる平均周波数から流量及び流速の少なくとも一方を比較的容易に算出することができる。

　尚、第２算出手段は、周波数変化を解析することで得られる任意のパラメータと流量及び流速の少なくとも一方との間の相関関係を濃度別に規定する相関情報に基づいて、流量及び流速の少なくとも一方を算出してもよい。

　＜８＞
　上述の如く平均周波数と流量及び流速の少なくとも一方との間の相関関係を濃度別に規定する相関情報に基づいて流量及び流速の少なくとも一方を算出する流体評価装置の態様では、前記相関情報は、前記平均周波数が同一である状況下において、前記濃度が相対的に低い場合に算出される前記流量及び前記流速の少なくとも一方が、前記濃度が相対的に高い場合に算出される前記流量及び前記流速の少なくとも一方よりも小さくなるように、前記平均周波数と前記流量及び前記流速の少なくとも一方との間の相関関係を前記濃度別に規定する。

　この態様によれば、第２算出手段は、このような相関情報に基づいて、比較的容易に、流量及び流速の少なくとも一方を好適に算出することができる。具体的には、周波数変化を解析することで得られる平均周波数が第１周波数である場合を例に挙げて説明する。この場合、濃度が相対的に低い第１濃度である場合には、第２算出手段は、相対的に小さい流量である第１流量及び相対的に小さい流速である第１流速の少なくとも一方を算出する。他方で、濃度が相対的に高い第２濃度である場合には、第２算出手段は、相対的に大きい流量である第２流量及び相対的に大きい流速である第２流速の少なくとも一方算出する。

　尚、この態様の相関情報は、流量及び流速の少なくとも一方が同一である状況下において、濃度が相対的に低い場合の平均周波数が、濃度が相対的に高い場合の平均周波数よりも高くなるように、平均周波数と流量及び流速の少なくとも一方との間の相関関係を濃度別に規定しているとも言える。

　また、上述したように、第２算出手段は、周波数変化を解析することで得られる任意のパラメータと流量及び流速の少なくとも一方との間の相関関係を濃度別に規定する相関情報に基づいて、流量及び流速の少なくとも一方を算出してもよい。この場合、相関情報は、周波数変化を解析することで得られる任意のパラメータが同一である状況下において、濃度が相対的に低い場合に算出される流量及び流速の少なくとも一方が、濃度が相対的に高い場合に算出される流量及び流速の少なくとも一方よりも小さくなるように、任意のパラメータと流量及び流速の少なくとも一方との間の相関関係を濃度別に規定してもよい。

　＜９＞
　本実施形態の流体評価装置の他の態様では、前記第２算出手段が前記流体の流量及び流速の少なくとも一方を算出する周期は、前記第１算出手段が前記濃度を算出する周期よりも短い。

　この態様によれば、第１算出手段は、相対的に低い周波数を有する受光信号の信号強度（言い換えれば、相対的に低い周波数の信号成分である信号強度）に基づいて、相対的に長い周期で（言い換えれば、相対的に低い頻度で）濃度を算出することができる。また、第２算出手段は、相対的に高い周波数を有する受光信号の周波数変化（言い換えれば、相対的に高い周波数の信号成分である周波数変化）に基づいて、相対的に短い周期で（言い換えれば、相対的に高い頻度で）流量及び流速の少なくとも一方を算出することができる。

　＜１０＞
　本実施形態の流体評価装置の他の態様では、前記流体は、前記被測定対象としての生体の血流である。

　この態様によれば、第１算出手段は、血液の濃度（例えば、散乱体である赤血球の濃度等）を算出することができる。また、第２算出手段は、血液の流量（つまり、血流量）及び血液の流速の少なくとも一方を算出することができる。

　（流体評価方法の実施形態）
　＜１１＞
　本実施形態の流体評価方法は、内部に流体が流れている被測定対象に対して少なくともレーザ光を照射可能な照射手段と、前記被測定対象に照射された前記レーザ光を少なくとも受光可能な受光手段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、前記受光手段が受光した受光信号の信号強度に基づく第１受光信号から、前記流体の濃度を算出する第１算出工程と、(i)前記被測定対象に照射された前記レーザ光のドップラシフトに起因する前記受光信号の周波数変化に基づく第２受光信号及び(ii)前記第１算出工程が算出した前記濃度から、前記流体の流量及び前記流体の流速の少なくとも一方を算出する第２算出工程とを備える。

　本実施形態の流体評価方法によれば、上述した本実施形態の流体評価装置が享受する各種効果を好適に享受することができる。

　尚、本実施形態の流体評価装置が採用する各種態様に対応して、本実施形態の流体評価方法も、各種態様を採用してもよい。

　本実施形態のこのような作用及び他の利得は次に説明する実施例から明らかにされる。

　以上説明したように、本実施形態の流体評価装置は、照射手段と、受光手段と、第１算出手段と、第２算出手段とを備える。本実施形態の流体評価方法は、第１算出工程と、第２算出工程とを備える。従って、流体の濃度を考慮しながら流体の流量及び流体の流速の少なくとも一方が好適に（言い換えれば、高精度に）算出される。

　以下、図面を参照しながら、流体評価装置の実施例について説明する。尚、以下では、流体評価装置を、人工透析装置の血流回路を構成するチューブ１００の中を流れる血液の流量（つまり、血流量）を検出する血流量算出装置に適用した例について説明を進める。但し、流体評価装置は、生体の血管内を流れる血液の流量（つまり、血流量）や、血液以外の任意の流体（例えば、インクや油や汚水や調味料等）の流量を検出する任意の流量検出装置に適用されてもよい。

　（１）第１実施例
　はじめに、図１から図７を参照しながら、第１実施例の血流量算出装置１について説明を進める。

　（１－１）血流量算出装置の構成
　はじめに、図１を参照しながら、第１実施例の血流量算出装置１の構成について説明する。図１は、第１実施例の血流量算出装置１の構成を示すブロック図である。

　図１に示すように、第１実施例の血流量算出装置１は、レーザ素子１１と、受光素子１２と、増幅器１３と、演算回路１４とを備えている。

　レーザ素子１１は、「照射手段」の一具体例を構成しており、チューブ１００に対してレーザ光ＬＢを照射する。このとき、レーザ素子１１は、チューブ１００内の流路（つまり、血液が流れている流路）に対してレーザ光ＬＢを照射することが好ましい。

　受光素子１２は、「受光手段」の一具体例を構成しており、チューブ１００に照射されたレーザ光ＬＢの散乱光を受光する。受光素子１２が受光する散乱光には、チューブ１００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血球）によって散乱された散乱光や、静止している組織（例えば、チューブ１００自体）によって散乱された散乱光が含まれている。受光素子１２は、受光した散乱光を電気信号に変換することで得られる受光信号を生成する。

　増幅器１３は、受光素子１２から出力される電流信号である受光信号を、電圧信号に変換した上で増幅する。

　演算回路１４は、増幅器１３の出力（つまり、受光素子１２が受光した散乱光に応じた受光信号）に基づいて、チューブ１００内を流れる血液の流量（つまり、血流量）Ｑ及び血液の濃度（血流濃度）Ｎを算出する。血流量Ｑ及び血流濃度Ｎを算出するために、演算回路１４は、ＬＰＦ（Low Pass Filter）１４１と、Ａ／Ｄコンバータ１４２と、演算器１４３と、ＨＰＦ（High Pass Filter）１４４と、Ａ／Ｄコンバータ１４５と、演算器１４６とを備えている。

　ＬＰＦ１４１は、増幅器１３の出力（つまり、受光素子１２が受光した散乱光に応じた受光信号）に含まれる信号成分のうち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する。その結果、ＬＰＦ１４１は、増幅器１３の出力に含まれる信号成分のうちの低域信号成分に相当する光強度信号を、Ａ／Ｄコンバータ１４２に出力する。尚、光強度信号は、受光素子１２が受光した散乱光の光強度（例えば、平均的な光強度）を直接的に又は間接的に示す信号である。

　尚、光強度信号は、例えば１ｋＨｚ以下の周波数の信号成分であることが多い。従って、ＬＰＦ１４１は、少なくとも光強度信号を通過する一方で光強度信号よりも高い周波数（例えば、１ｋＨｚ以上）の信号成分をカットすることが可能なカットオフ周波数を有していることが好ましい。

　Ａ／Ｄコンバータ１４２は、ＬＰＦ１４１から出力される光強度信号に対してＡ／Ｄ変換処理（つまり、量子化処理）を行う。その結果、Ａ／Ｄコンバータ１４２は、受光素子１２が受光した散乱光に応じた電圧信号に含まれている光強度信号のサンプル値（つまり、量子化された光強度信号）を、演算回路１４３に出力する。

　演算回路１４３は、「第１算出手段」の一具体例を構成しており、Ａ／Ｄコンバータ１４２の出力（つまり、受光素子１２が受光した散乱光に応じた電圧信号に含まれている光強度信号のサンプル値）に基づいて、血流濃度Ｎを算出する。

　ＨＰＦ１４４は、増幅器１３の出力（つまり、受光素子１２が受光した散乱光に応じた受光信号）に含まれる信号成分のうち高域信号成分以外の他の周波数帯域の信号成分をカットする。その結果、ＨＰＦ１４４は、増幅器１３の出力に含まれる信号成分のうちの高域信号成分に相当するビート信号を、Ａ／Ｄコンバータ１４５に出力する。尚、ＨＰＦ１４４が取り出すビート信号は、例えば、移動している散乱体である血球によって散乱された散乱光と静止している組織によって散乱された散乱光との相互干渉によって生ずるビート信号である。

　尚、ビート信号は、例えば１ｋＨｚ以上の周波数の信号成分であることが多い。従って、ＨＰＦ１４４は、少なくともビート信号を通過する一方でビート信号よりも低い周波数（例えば、１ｋＨｚ以下）の信号成分をカットすることが可能なカットオフ周波数を有していることが好ましい。但し、ＨＰＦ１４４に代えて、少なくともビート信号を通過する一方でビート信号の周波数よりも高い周波数の信号成分及びビート信号の周波数よりも低い周波数の信号成分の双方をカットすることが可能なＢＰＦ（Band Pass Filter）が用いられてもよい。

　Ａ／Ｄコンバータ１４５は、ＨＰＦ１４４から出力されるビート信号に対してＡ／Ｄ変換処理（つまり、量子化処理）を行う。その結果、Ａ／Ｄコンバータ１４５は、受光素子１２が受光した散乱光に応じた電圧信号に含まれているビート信号のサンプル値（つまり、量子化されたビート信号）を、演算回路１４６に出力する。

　演算回路１４６は、「第２算出手段」の一具体例を構成しており、Ａ／Ｄコンバータ１４５の出力（つまり、受光素子１２が受光した散乱光に応じた電圧信号に含まれているビート信号のサンプル値）に対して、ＦＦＴ（Fast Fourier Transform）を用いた周波数解析を行う。その結果、演算回路１４６は、血流量Ｑを算出する。特に、第１実施例では、後に詳述するように、演算回路１４６は、Ａ／Ｄコンバータ１４５の出力に対して行われるＦＦＴを用いたビート信号の周波数解析の結果に加えて、演算回路１４３が算出した血流濃度Ｎにも基づいて、血流量Ｑを算出する。

　尚、演算器１４３が算出した血流濃度Ｎ及び演算器１４６が算出した血流量Ｑは、血流量算出装置１の外部に（或いは、血流量算出装置１が内部に備える不図示の処理ブロックに）対して適切なタイミングで出力されてもよい。

　（１－２）血流量算出装置の動作
　続いて、図２を参照して、第１実施例の血流量算出装置１の動作の流れについて説明する。図２は、第１実施例の血流量算出装置１の動作の流れを示すフローチャートである。

　図２に示すように、レーザ素子１１は、チューブ１００に対してレーザ光ＬＢを照射する（ステップＳ１１）。このとき、レーザ素子１１は、チューブ１００内の流路（つまり、血液が流れている流路）に対してレーザ光ＬＢを照射することが好ましい。

　その後、受光素子１２は、チューブ１００からのレーザ光ＬＢの散乱光を受光する（ステップＳ１２）。より具体的には、受光素子１２は、チューブ１００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血球）によって散乱された散乱光や、静止している組織（例えば、チューブ１００自体）によって散乱された散乱光を受光する。尚、散乱光として、チューブ１００に照射されたレーザ光ＬＢの透過光に相当する前方散乱光が用いられてもよいし、チューブ１００に照射されたレーザ光ＬＢの反射光に相当する後方散乱光が用いられてもよい。

　その後、受光素子１２は、受光した散乱光を電気信号に変換することで得られる受光信号を生成する（ステップＳ１２）。その後、受光素子１２は、生成した受光信号を、増幅器１３に出力する。

　受光信号には、散乱光の光強度に相当する信号成分（つまり、上述した光強度信号であって、相対的に低域の信号成分）が含まれている。また、受光信号には、移動している散乱体である血球によって散乱された散乱光と静止している組織によって散乱された散乱光との相互干渉によって生ずるビート信号光に相当する信号成分（つまり、上述したビート信号であって、相対的に高域の信号成分）が含まれている。ここで、移動している散乱体である血球によって散乱された散乱光の周波数は、静止している組織によって散乱された散乱光の周波数と比較して、血液の流速ｖに対応したレーザドップラ作用によって変化している。従って、ビート信号光に相当する信号成分（つまり、ビート信号）は、血液の流速ｖに応じた周波数の変化を示す信号成分を含んでいる。

　その後、増幅器１３は、受光素子１２から出力される受光信号（つまり、受光素子１２が受光した散乱光に応じた受光信号）を、電圧信号に変換した上で増幅する（ステップＳ１３）。その後、増幅器１３は、増幅した受光信号を演算回路１４に出力する。より具体的には、増幅器１３は、増幅した受光信号を、ＬＰＦ１４１及びＨＰＦ１４４の双方に出力する。

　その後、ＬＰＦ１４１は、増幅器１３から出力される受光信号に含まれる信号成分のうち、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する。その結果、ＬＰＦ１４１は、増幅器１３の出力に含まれる信号成分のうちの低域信号成分に相当する光強度信号を取得する（ステップＳ１４）。その後、ＬＰＦ１４１は、取得した光強度信号を、Ａ／Ｄコンバータ１４２に出力する。

　その後、Ａ／Ｄコンバータ１４２は、ＬＰＦ１４１から出力される光強度信号に対してＡ／Ｄ変換処理（つまり、量子化処理）を行う（ステップＳ１５）。具体的には、例えば、Ａ／Ｄコンバータ１４２は、Ａ／Ｄコンバータ１４２のサンプリング周期をＴａ１とすると、周期Ｔａ１毎に、光強度信号のサンプル値（つまり、量子化された光強度信号）を出力する。その後、Ａ／Ｄコンバータ１４２は、受光素子１２が受光した散乱光の光強度に応じた光強度信号のサンプル値（つまり、量子化された光強度信号）を、演算器１４３に出力する。

　その後、演算器１４３は、Ａ／Ｄコンバータ１４２の出力（つまり受光素子１２が受光した散乱光の光強度に応じた光強度信号のサンプル値）に基づいて、血流濃度Ｎを算出する（ステップＳ１６）。

　ここで、図３を参照して、光強度信号に基づく血流濃度Ｎの算出動作について説明する。図３は、受光素子１２がレーザ光ＬＢの前方散乱光を受光する場合の光強度信号と血流濃度Ｎとの間の相関関係及び受光素子１２がレーザ光ＬＢの後方散乱光を受光する場合の光強度信号と血流濃度Ｎとの間の相関関係を示すグラフである。

　図３（ａ）は、受光素子１２がレーザ光ＬＢの前方散乱光を受光する場合の光強度信号（具体的には、光強度信号の信号レベル）と血流濃度Ｎとの間の相関関係を示している。受光素子１２がレーザ光ＬＢの前方散乱光を受光する場合には、血流濃度Ｎが高ければ高いほど、光強度信号の信号レベルは小さくなる。言い換えれば、受光素子１２がレーザ光ＬＢの前方散乱光を受光する場合には、血流濃度Ｎが低ければ低いほど、光強度信号の信号レベルは大きくなる。つまり、レーザ光ＬＢの透過を妨げる散乱体である血球が血液内に多く含まれていればいるほど、光強度信号は小さくなる。

　演算器１４３は、受光素子１２がレーザ光ＬＢの前方散乱光を受光する場合には、演算器１４３の内部に又は外部に予め保持している図３（ａ）に示す相関情報を参照することで、Ａ／Ｄコンバータ１４２から出力される光強度信号に応じた血流濃度Ｎを算出する。例えば、Ａ／Ｄコンバータ１４２から出力される光強度信号がＰ１である場合には、演算器１４３は、「ＮＨ１」という血流濃度Ｎを算出する。一方で、Ａ／Ｄコンバータ１４２から出力される光強度信号がＰ２（但し、Ｐ１＜Ｐ２）である場合には、演算器１４３は、「ＮＬ１（但し、ＮＬ１＜ＮＨ１）」という血流濃度Ｎを算出する。

　一方で、図３（ｂ）は、受光素子１２がレーザ光ＬＢの後方散乱光を受光する場合の光強度信号（具体的には、光強度信号の信号レベル）と血流濃度Ｎとの間の相関関係を示している。受光素子１２がレーザ光ＬＢの後方散乱光を受光する場合には、血流濃度Ｎが高ければ高いほど、光強度信号の信号レベルは大きくなる。言い換えれば、受光素子１２がレーザ光ＬＢの後方散乱光を受光する場合には、血流濃度Ｎが低ければ低いほど、光強度信号の信号レベルは小さくなる。つまり、レーザ光ＬＢを反射させる散乱体である血球が血液内に多く含まれていればいるほど、光強度信号は大きくなる。

　演算器１４３は、受光素子１２がレーザ光ＬＢの後方散乱光を受光する場合には、演算器１４３の内部に又は外部に予め保持している図３（ｂ）に示す相関情報を参照することで、Ａ／Ｄコンバータ１４２から出力される光強度信号に応じた血流濃度Ｎを算出する。例えば、Ａ／Ｄコンバータ１４２から出力される光強度信号がＰ１である場合には、演算器１４３は、「ＮＬ２」という血流濃度Ｎを算出する。一方で、Ａ／Ｄコンバータ１４２から出力される光強度信号がＰ２（但し、Ｐ１＜Ｐ２）である場合には、演算器１４３は、「ＮＨ２（但し、ＮＬ２＜ＮＨ２）」という血流濃度Ｎを算出する。

　尚、図３（ａ）及び図３（ｂ）は、光強度信号と血流濃度Ｎとの間の相関関係をグラフで示す例を示している。しかしながら、演算器１４３は、光強度信号と血流濃度Ｎとの間の相関関係を示すグラフに限らず、光強度信号と血流濃度Ｎとの間の相関関係を示す任意の情報（例えば、数式、テーブル、又はマップ等）を参照することで、Ａ／Ｄコンバータ１４２から出力される光信号強度に応じた血流濃度Ｎを算出してもよい。

　また、第１実施例では、演算器１４３は、図３（ａ）及び図３（ｂ）に示す光強度信号と血流濃度Ｎとの相関関係を示す相関情報に基づいて、血流濃度Ｎを算出している。従って、第１実施例における「血流濃度Ｎ」は、実質的には、血液に含まれている血球（つまり、散乱体としての血球）の濃度と同義である。但し、血流濃度Ｎとして、その他の濃度（例えば、血液に含まれている血球以外の物質の濃度等）が用いられてもよい。

　再び図２において、ステップＳ１４からステップＳ１６における血流濃度Ｎの算出動作に続いて若しくは相前後して又は並行して、ＨＰＦ１４４は、増幅器１３から出力される受光信号に含まれる信号成分のうち、高域信号成分以外の他の周波数帯域の信号成分をカットする。その結果、ＨＰＦ１４４は、増幅器１３の出力に含まれる信号成分のうちの高域信号成分に相当するビート信号を取得する（ステップＳ１７）。その後、ＨＰＦ１４４は、取得したビート信号を、Ａ／Ｄコンバータ１４５に出力する。

　その後、Ａ／Ｄコンバータ１４５は、ＨＰＦ１４４から出力されるビート信号に対してＡ／Ｄ変換処理（つまり、量子化処理）を行う（ステップＳ１８）。具体的には、例えば、Ａ／Ｄコンバータ１４５は、Ａ／Ｄコンバータ１４５のサンプリング周期をＴａ２とすると、周期Ｔａ２毎に、ビート信号のサンプル値（つまり、量子化されたビート信号）を出力する。その後、Ａ／Ｄコンバータ１４５は、受光素子１２が受光した散乱光の干渉成分であるビート信号のサンプル値（つまり、量子化されたビート信号）を、演算器１４６に出力する。

　その後、演算器１４６は、Ａ／Ｄコンバータ１４５の出力（つまり受光素子１２が受光した散乱光の干渉成分であるビート信号のサンプル値）及び演算器１４３の出力（つまり、血流濃度Ｎ）に基づいて、血流量Ｑを算出する（ステップＳ１９）。

　（１－３）血流量Ｑの算出動作
　続いて、図４から図７を参照しながら、図２のステップＳ１９における血流濃度Ｎの算出動作について説明する。図４は、血液の流速ｖが相対的に速い場合にビート信号のサンプル値に対してＦＦＴを行うことで得られるパワースペクトル（つまり、周波数ｆ－パワーＰ（ｆ）特性）及び血液の流速ｖが相対的に遅い場合にビート信号のサンプル値に対してＦＦＴを行うことで得られるパワースペクトルを示すグラフである。図５は、血流濃度Ｎが相対的に高い場合にビート信号のサンプル値に対してＦＦＴを行うことで得られるパワースペクトル及び血流濃度Ｎが相対的に低い場合にビート信号のサンプル値に対してＦＦＴを行うことで得られるパワースペクトルの夫々の理想値及び現実値の双方を示すグラフである。図６は、血液の流速ｖとパワースペクトルの平均周波数Ｆｍとの間の相関関係を、血流濃度Ｎ別に示すグラフである。図７は、パワースペクトルの平均周波数Ｆｍから血液の流速ｖを算出する際に適用される傾き補正値Ａ及び切片補正値Ｂの夫々と血流濃度Ｎとの関係を示すグラフである。

　血流量Ｑを算出する場合には、演算器１４６は、まず、Ａ／Ｄコンバータ１４５の出力（つまり受光素子１２が受光した散乱光の干渉成分であるビート信号のサンプル値）に対して、ＦＦＴ（Fast Fourier Transform）を行う。その結果、演算器１４６は、図４に示すパワースペクトル（つまり、ビート信号のパワーＰ（ｆ）を周波数ｆ毎に示すパワースペクトル）を取得する。

　図４に示すように、血液の流速ｖが相対的に速い（つまり、血流量Ｑが相対的に大きい）場合には、血液の流速ｖが相対的に遅い（つまり、血流量Ｑが相対的に小さい）場合と比較して、相対的に低い周波数領域におけるビート信号のパワーＰ（ｆ）が小さくなる。加えて、血液の流速ｖが相対的に速い（つまり、血流量Ｑが相対的に大きい）場合には、血液の流速ｖが相対的に遅い（つまり、血流量Ｑが相対的に小さい）場合と比較して、相対的に高い周波数領域におけるビート信号のパワーＰ（ｆ）が大きくなる。

　図４に示すパワースペクトルを考慮すれば、血液の流速ｖは、パワースペクトル上での平均周波数Ｆｍに依存することになる。つまり、平均周波数Ｆｍが高くなればなるほど、血液の流速ｖは速くなる。言い換えれば、平均周波数Ｆｍが低くなればなるほど、血液の流速ｖは遅くなる。また、チューブ１００が同一である条件下では、血液の流速ｖと血流量Ｑとは正の相関を有する。つまり、血液の流速ｖが速くなればなるほど、血流量Ｑは大きくなる。言い換えれば、血液の流速ｖが遅くなればなるほど、血流量Ｑは小さくなる。

　演算器１４６は、このような平均周波数Ｆｍと血液の流速ｖと血流量Ｑとの間の関係を考慮して、血流量Ｑを算出する。具体的には、演算器１４６は、数式１を用いて平均周波数Ｆｍを算出する。但し、ｆは、ビート信号の周波数であり、Ｐ（ｆ）は、周波数ｆのビート信号のパワーである。その後、演算器１４６は、数式２を用いて血液の流速ｖを算出する。但し、Ｋは、流速換算係数である。その後、演算器１４６は、数式３を用いて、血流量Ｑを算出する。但し、Ｌは、流量換算係数である。

　演算器１４６は、仮に血流濃度Ｎを全く考慮しないと仮定すれば、上述した数式１から数式３を用いて血流量Ｑを算出することができる。しかしながら、第１実施例では、演算器１４６は、血流濃度Ｎを考慮して、血流量Ｑを算出する。というのも、図５（ａ）及び図５（ｂ）に示すように、ビート信号のパワースペクトルは、血流濃度Ｎに応じて変動するからである。

　具体的には、図５（ａ）は、血流濃度Ｎが相対的に高い場合にビート信号のサンプル値に対してＦＦＴを行うことで得られるパワースペクトル（実線参照）及び血流濃度Ｎが相対的に低い場合にビート信号のサンプル値に対してＦＦＴを行うことで得られるパワースペクトル（点線参照）の夫々の理想値（つまり、理論値）を示している。理想的には（言い換えれば、理論的には）、血流濃度Ｎが低くなると、パワースペクトルは、縦軸（つまり、パワーの軸）に沿って平行に移動する。つまり、理想的には、血流濃度Ｎが変化すると、パワースペクトルは、横軸（つまり、周波数の軸）に沿って移動することなく、縦軸（つまり、パワーの軸）のみに沿って平行に移動する。その結果、理想的には、血流濃度Ｎに依存してパワースペクトルから算出される平均周波数Ｆｍが変化することはない。従って、理想的には、血流濃度Ｎがどのような値であっても、演算器１４６は、上述した数式１から数式３を用いて血流量Ｑを算出することができるはずである。

　しかしながら、現実的には、図５（ｂ）に示すように、パワースペクトルは、血流濃度Ｎに応じて図５（ａ）とは異なる態様で変化する。尚、図５（ｂ）は、血流濃度Ｎが相対的に高い場合にビート信号のサンプル値に対してＦＦＴを行うことで得られるパワースペクトル（実線参照）及び血流濃度Ｎが相対的に低い場合にビート信号のサンプル値に対してＦＦＴを行うことで得られるパワースペクトル（点線参照）の夫々の現実値（つまり、実測値）を示している。

　現実的には、図５に示すように、血流濃度Ｎが相対的に高い場合には、血流濃度Ｎが相対的に低い場合と比較して、血液内の散乱体である血球の単位体積当たりの数が相対的に多くなる。従って、血流濃度Ｎが相対的に高い場合には、血流濃度Ｎが相対的に低い場合と比較して、ビート信号のパワーＰ（ｆ）は、全周波数領域に渡って一律に増加する。一方で、血流濃度Ｎが相対的に低い場合には、血流濃度Ｎが相対的に高い場合と比較して、血液内の散乱体である血球の単位体積当たりの数が相対的に少なくなる。従って、血流濃度Ｎが相対的に低い場合には、血流濃度Ｎが相対的に高い場合と比較して、ビート信号のパワーＰ（ｆ）は、全周波数領域に渡って一律に減少する。

　しかしながら、血流濃度Ｎが相対的に低い場合にビート信号のパワーＰ（ｆ）が相対的に減少するがゆえに、血流濃度Ｎが相対的に低い場合のパワーＰ（ｆ）は、図５（ｂ）中に一点鎖線で示すアンプノイズ（具体的には、増幅器１３の入力端子の寄生容量に起因したアンプノイズ）の影響をより強く受けることになる。図５（ｂ）に示すように、アンプノイズは、周波数ｆが高くなればなるほど大きくなる特性を有している。このため、血流濃度Ｎが相対的に低い場合には、特に相対的に高い周波数領域におけるパワーＰ（ｆ）は、アンプノイズによって支配されやすくなる。従って、血流濃度Ｎが相対的に低い場合には、特に相対的に高い周波数領域におけるパワーＰ（ｆ）が、理想値（理論値）ほど減少しなくなる。

　その結果、現実的には、血流濃度Ｎに依存してパワースペクトルから算出される平均周波数Ｆｍが変化してしまう。より具体的には、血液の流速ｖ又は血流量Ｑが同一である場合であっても、血流濃度Ｎが相対的に低い場合の平均周波数Ｆｍが、血流濃度Ｎが相対的に高い場合の平均周波数Ｆｍよりも高くなってしまう。従って、血流量Ｑを高精度に算出するという観点から見れば、演算器１４６は、血流濃度Ｎを考慮しながら血流量Ｑを算出することが好ましい。このため、第１実施例では、演算器１４６は、血流濃度Ｎを考慮しながら血流量Ｑを算出する。

　尚、レーザ素子１１から照射されるレーザ光ＬＢのパワーを増大させる（その結果、パワースペクトル上でのパワーを増大させる）ことで、アンプノイズの影響を低減する対策も考えられる。しかしながら、レーザ光ＬＢのパワーを増大させると、血流量算出装置１の消費電力が増大してしまうというデメリットも同時に生ずる。従って、第１実施例では、血流濃度Ｎを考慮しながら血流量Ｑが算出されることで、血流量算出装置１の消費電力の増大が抑制される。

　具体的には、演算器１４６は、図６に示すように、平均周波数Ｆｍと血液の流速ｖとの間の相関関係を、血流濃度Ｎ別に示す相関情報を用いて、血流濃度Ｎが考慮された血流量Ｑを算出する。尚、図６は、血流濃度ＮがＮＬとなる場合の平均周波数Ｆｍと血液の流速ｖとの間の相関関係、血流濃度ＮがＮＭ（但し、ＮＭ＞ＮＬ）となる場合の平均周波数Ｆｍと血液の流速ｖとの間の相関関係、及び、血流濃度ＮがＮＨ（但し、ＮＨ＞ＮＭ＞ＮＬ）となる場合の平均周波数Ｆｍと血液の流速ｖとの間の相関関係を示している。

　例えば、演算器１４３から出力される血流濃度ＮがＮＬであり且つ上述の数式１から算出される平均周波数Ｆｍがｆ１である場合には、演算器１４６は、図６に示す相関情報に基づいて、血液の流速ｖとして、ＶＬを算出する。その後、演算器１４６は、上述の数式３に対して算出した血液の流速ｖ＝ＶＬを適用することで、血流量Ｑを算出する。

　同様に、演算器１４３から出力される血流濃度ＮがＮＭであり且つ上述の数式１から算出される平均周波数Ｆｍがｆ１である場合には、演算器１４６は、図６に示す相関情報に基づいて、血液の流速ｖとして、ＶＭ（但し、ＶＭ＞ＶＬ）を算出する。その後、演算器１４６は、上述の数式３に対して算出した血液の流速ｖ＝ＶＭを適用することで、血流量Ｑを算出する。

　同様に、演算器１４３から出力される血流濃度ＮがＮＨであり且つ上述の数式１から算出される平均周波数Ｆｍがｆ１である場合には、演算器１４６は、図６に示す相関情報に基づいて、血液の流速ｖとして、ＶＨ（但し、ＶＨ＞ＶＭ）を算出する。その後、演算器１４６は、上述の数式３に対して算出した血液の流速ｖ＝ＶＨを適用することで、血流量Ｑを算出する。

　尚、図６に示す相関情報から分かるように、相関情報は、同一の平均周波数Ｆｍに着目すれば、血流濃度Ｎが高くなるほど血液の流速ｖが速くなるように、平均周波数Ｆｍと血液の流速ｖとの間の相関関係を血流濃度Ｎ別に示している。相関情報がこのような特徴を有する相関関係を規定しているがゆえに、血流量Ｑを算出する際のアンプノイズの影響が排除される。

　ここで、図６に示す平均周波数Ｆｍと血液の流速ｖとの間の相関関係は、実質的には１次式で近似される（但し、より細かく見ると、図６に示す平均周波数Ｆｍと血液の流速ｖとの間の相関関係は、１次式以外の数式によって表現される）。具体的には、血流濃度ＮがＮＬとなる場合の平均周波数Ｆｍと血液の流速ｖとの間の相関関係は、流速ｖ＝（１／傾きＫＬ）×（平均周波数Ｆｍ－切片ＣＬ）という数式で近似される。言い換えれば、血流濃度ＮがＮＬとなる場合の平均周波数Ｆｍと血液の流速ｖとの間の相関関係は、平均周波数Ｆｍ＝傾きＫＬ×流速ｖ＋切片ＣＬという数式で近似される。また、血流濃度ＮがＮＭとなる場合の平均周波数Ｆｍと血液の流速ｖとの間の相関関係は、流速ｖ＝（１／傾きＫＭ（但し、ＫＭ＜ＫＬ））×（平均周波数Ｆｍ－切片ＣＭ（但し、ＣＭ＜ＣＬ））という数式で近似される。言い換えれば、血流濃度ＮがＮＭとなる場合の平均周波数Ｆｍと血液の流速ｖとの間の相関関係は、平均周波数Ｆｍ＝傾きＫＭ×流速ｖ＋切片ＣＭという数式で近似される。また、血流濃度ＮがＮＨとなる場合の平均周波数Ｆｍと血液の流速ｖとの間の相関関係は、流速ｖ＝（１／傾きＫＨ（但し、ＫＨ＜ＫＭ））×（平均周波数Ｆｍ－切片ＣＨ（但し、ＣＨ＜ＣＭ））という数式で近似される。言い換えれば、血流濃度ＮがＮＨとなる場合の平均周波数Ｆｍと血液の流速ｖとの間の相関関係は、平均周波数Ｆｍ＝傾きＫＨ×流速ｖ＋切片ＣＨという数式で近似される。

　従って、第１実施例では、演算器１４６は、図６に示す相関情報を直接的に用いることに加えて又は代えて、相関情報を特定可能な傾き補正値Ａ（図６に示す傾き（つまり、傾きＫＬや傾きＫＭや傾きＫＨ）の逆数であって、図７（ａ）参照）及び切片補正値Ｂ（図６に示す切片であって、図７（ｂ）参照）の夫々と血流濃度別Ｎとの間の相関関係を示す相関情報を用いてもよい。

　具体的には、図７（ａ）に示す相関情報は、傾き補正値Ａと血流濃度Ｎとの間の相関関係を示す。従って、演算器１４３から出力される血流濃度ＮがＮＬである場合には、演算器１４６は、図７（ａ）に示す相関情報を参照することで、傾き補正値Ａとして１／ＫＬを算出する。同様に、演算器１４３から出力される血流濃度ＮがＮＭである場合には、演算器１４６は、図７（ａ）に示す相関情報を参照することで、傾き補正値Ａとして１／ＫＭを算出する。同様に、演算器１４３から出力される血流濃度ＮがＮＨである場合には、演算器１４６は、図７（ａ）に示す相関情報を参照することで、傾き補正値Ａとして１／ＫＨを算出する。

　また、図７（ｂ）に示す相関情報は、切片補正値Ｂと血流濃度Ｎとの間の相関関係を示す。従って、演算器１４３から出力される血流濃度ＮがＮＬである場合には、演算器１４６は、図７（ｂ）に示す相関情報を参照することで、切片補正値ＢとしてＣＬを算出する。同様に、演算器１４３から出力される血流濃度ＮがＮＭである場合には、演算器１４６は、図７（ｂ）に示す相関情報を参照することで、切片補正値ＢとしてＣＭを算出する。同様に、演算器１４３から出力される血流濃度ＮがＮＨである場合には、演算器１４６は、図７（ｂ）に示す相関情報を参照することで、切片補正値ＢとしてＣＨを算出する。

　図７（ａ）及び図７（ｂ）に示す相関情報を用いる場合、演算器１４６は、上述した数式１を用いて平均周波数Ｆｍを算出する。その後、演算器１４６は、数式４に対して算出した平均周波数Ｆｍ並びに図７（ａ）に示す相関情報から算出される傾き補正値Ａ及び図７（ｂ）に示す相関情報から算出される切片補正値Ｂを適用することで、血液の流速ｖを算出する。その後、演算器１４６は、上述した数式３に対して算出した血液の流速ｖを適用することで、血流量Ｑを算出する。

　尚、血流量算出装置１は、図６に示す相関情報や図７（ａ）及び図７（ｂ）に示す相関情報を予め保有していることが好ましい。例えば、血流量算出装置１は、異なる血流濃度を有する複数種類の血液を対象として血流量Ｑ等の算出を事前に行うことで、上述した相関情報を予め作成してもよい。

　また、図６並びに図７（ａ）及び図７（ｂ）は、相関関係をグラフで示す例を示している。しかしながら、演算器１４６は、相関関係を示すグラフに限らず、相関関係を示す任意の情報（例えば、数式、テーブル、又はマップ等）を参照することで、血流量Ｑを算出してもよい。

　以上説明したように、第１実施例の血流量算出装置１によれば、血流濃度Ｎを考慮しながら血流量Ｑを好適に（言い換えれば、高精度に）算出することができる。

　尚、上述した血流濃度Ｎを考慮した血流量Ｑの算出動作（つまり、数式１、数式３及び数式４や、図６及び図７を用いた算出動作）はあくまで一例である。従って、血流量算出装置１は、その他の態様で血流濃度Ｎを考慮した血流量Ｑを算出してもよい。要は、血流量算出装置１は、血流濃度Ｎの違いに応じたアンプノイズの影響が解消されるように血流量Ｑを算出することができる限りは、どのような態様で血流量Ｑを算出してもよい。

　また、上述したように、血流濃度Ｎを算出するために用いられる光強度信号の周波数が典型的には１ｋＨｚ以下であり且つ血流量Ｑを算出するために用いられるビート信号の周波数が典型的には１ｋＨｚ以上である。従って、血流濃度Ｎを算出するためのＡ／Ｄコンバータ１４２のサンプリング周期（つまり、量子化を行う周期）は、血流量Ｑを算出するためのＡ／Ｄコンバータ１４５のサンプリング周期よりも長くてもよい。同様に、血流濃度Ｎを算出するための演算器１４３の演算周期（つまり、血流濃度Ｎの算出を行う周期）は、血流量Ｑを算出するための演算器１４６の演算周期（つまり、血流量Ｑの算出を行う周期）よりも長くてもよい。

　また、上述した説明では、血流量算出装置１は、血流量Ｑ及び流速ｖの双方を算出している。しかしながら、チューブ１００が同一であるという条件下では、血流量Ｑと流速ｖとは正の相関を有する。つまり、あるチューブ１００を流れる血液の血流量Ｑが多くなれば、当該チューブ１００を流れる血液の流速ｖは早くなる。一方で、あるチューブ１００を流れる血液の血流量Ｑが少なくなれば、当該チューブ１００を流れる血液の流速ｖは遅くなるという相関を有する。従って、血流量Ｑの算出と流速ｖの算出とは実質的に同一であると言える。つまり、流速ｖの算出は、実質的には、血流量Ｑの間接的な算出に相当し、血流量Ｑの算出は、実質的には、流速ｖの間接的な算出に相当する。従って、血流量算出装置１は、血流量Ｑ及び流速ｖのいずれか一方を算出する一方で、血流量Ｑ及び流速ｖのいずれか他方を算出しなくともよい。

　（２）第２実施例
　続いて、図８を参照しながら、第２実施例の血流量算出装置２について説明を進める。図８は、第２実施例の血流量算出装置２の構成を示すブロック図である。尚、以下の説明では、第１実施例の血流量算出装置１と同一の構成及び動作については、同一の参照符号及びステップ番号を付してその詳細な説明を省略する。

　図８に示すように、第２実施例の血流量算出装置２は、第１実施例の血流量算出装置１と比較して、受光素子２２及び増幅器２３を更に備えているという点で異なっている。更に、第２実施例の血流量算出装置２は、第１実施例の血流量算出装置１と比較して、ＬＰＦ１４１が増幅器２３の出力（つまり、受光素子２２が受光した散乱光に応じた受光信号）に含まれる信号成分のうち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且つＨＰＦ１４４が増幅器１３の出力（つまり、受光素子１２が受光した散乱光に応じた受光信号）に含まれる信号成分のうち高域信号成分以外の他の周波数帯域の信号成分をカットするという点で異なっている。第２実施例の血流量算出装置２が備えるその他の構成要素は、第１実施例の血流量算出装置１が備えるその他の構成要素と同一であってもよい。

　受光素子２２は、チューブ１００に照射されたレーザ光ＬＢの散乱光を受光する。受光素子２２は、受光した散乱光を電気信号に変換することで得られる受光信号を生成する。

　尚、チューブ１００に照射されたレーザ光ＬＢの透過光に相当する前方散乱光を受光素子２２が受光すると共に、チューブ１００に照射されたレーザ光ＬＢの反射光に相当する後方散乱光を受光素子１２が受光してもよい。或いは、チューブ１００に照射されたレーザ光ＬＢの反射光に相当する後方散乱光を受光素子２２が受光すると共に、チューブ１００に照射されたレーザ光ＬＢの透過光に相当する前方散乱光を受光素子１２が受光してもよい。チューブ１００に照射されたレーザ光ＬＢの透過光に相当する前方散乱光を受光素子１２及び受光素子２２の双方が受光してもよい。或いは、チューブ１００に照射されたレーザ光ＬＢの反射光に相当する後方散乱光を受光素子１２及び受光素子２２の双方が受光してもよい。

　増幅器２３は、受光素子２２から出力される電流信号である受光信号を、電圧信号に変換した上で増幅する。

　このような第２実施例の血流量算出装置２は、第１実施例の血流量算出装置１が享受することができる各種効果と同様の効果を、好適に享受することができる。

　加えて、第２実施例の血流量算出装置２によれば、主として血流量Ｑを算出するために用いられる受光素子１２と、主として血流濃度Ｎを算出するために用いられる受光素子２２とが別個独立に用意される。

　このため、主として血流量Ｑを算出するために用いられる受光素子１２の受光面積を相対的に小さくすることができる。例えば、主として血流量Ｑを算出するために用いられる受光素子１２の受光面積を、主として血流濃度Ｎを算出するために用いられる受光素子２２の受光面積よりも小さくすることができる。その結果、血流量Ｑの算出精度を低下させる要因となる増幅器１３のノイズの影響を相対的に低減させる（例えば、当該ノイズを発生させる一因となる増幅器１３の入力端子の寄生容量を相対的に低減させる）ことができる。

　一方で、主として血流濃度Ｎを算出するために用いられる受光素子２２の受光面積を相対的に大きくすることができる。例えば、主として血流濃度Ｎを算出するために用いられる受光素子２２の受光面積を、主として血流量Ｑを算出するために用いられる受光素子１２の受光面積よりも大きくすることができる。その結果、血流濃度Ｎの算出に用いられる光強度信号のＳ／Ｎ比を相対的に向上させることができる。

　尚、受光素子１２及び受光素子２２の双方が好適にレーザ光ＬＢの散乱光を受光することができるように、受光面積を相対的に小さくすることができる受光素子１２とレーザ素子１１との間の距離は、受光面積を相対的に大きくすることができる受光素子２２とレーザ素子１１との間の距離よりも短くなってもよい。言い換えれば、受光面積を相対的に小さくすることができる受光素子１２は、可能な限りレーザ素子１１に近接していることが好ましい。

　（３）第３実施例
　続いて、図９を参照しながら、第３実施例の血流量算出装置３について説明を進める。図９は、第３実施例の血流量算出装置３の構成を示すブロック図である。尚、以下の説明では、第１実施例の血流量算出装置１と同一の構成及び動作については、同一の参照符号及びステップ番号を付してその詳細な説明を省略する。

　図９に示すように、第３実施例の血流量算出装置３は、第１実施例の血流量算出装置１と比較して、ＡＰＣ（Automatic Power Control）回路３１を更に備えているという点で異なっている。第３実施例の血流量算出装置３が備えるその他の構成要素は、第１実施例の血流量算出装置１が備えるその他の構成要素と同一であってもよい。

　ＡＰＣ回路３１は、バックモニタ３１１と、増幅器３１２と、減算器３１３と、制御器３１４を備えている
　バックモニタ３１１は、レーザ素子１１から照射されるレーザ光ＬＢ（特に、レーザ素子１１の出射端面の反対側の端面から漏れ出たレーザ光ＬＢ）を受光する。バックモニタ３１１は、受光したレーザ光ＬＢを電気信号に変換することで得られる受光信号を生成する。

　増幅器３１２は、バックモニタ３１１から出力される電流信号である受光信号を、電圧信号に変換した上で増幅する。

　減算器３１３は、増幅器３１２から出力される電圧信号を所定の目標信号（具体的には、レーザ素子１１から照射されるレーザ光ＬＢの目標パワーに相当する信号）から減算する。つまり、減算器３１３は、レーザ素子１１から現在照射されているレーザ光ＬＢのパワーの、目標パワーからの誤差を算出する。減算器３１３は、当該誤差を示す誤差信号を、制御器３１４に出力する。

　制御器３１４は、減算器３１３から出力される誤差信号に対して、安定した負帰還を実行するための位相補償を行う。その後、制御器３１４は、位相補償が行われた誤差信号に基づいて、レーザ素子１１を制御する。その結果、レーザ素子１１は、位相補償が行われた誤差信号に応じた量だけパワーを変化されたレーザ光ＬＢを照射する。

　このような第３実施例の血流量算出装置３は、第１実施例の血流量算出装置１が享受することができる各種効果と同様の効果を、好適に享受することができる。

　加えて、第３実施例の血流量算出装置３によれば、ＡＰＣ回路３１は、レーザ素子１１から照射されるレーザ光ＬＢのパワーを目標パワーに追従させることができる。従って、レーザ素子１１は、安定的にレーザ光ＬＢを照射することができる。その結果、血流量算出装置３は、当該安定したレーザ光ＬＢを用いて、血流量Ｑ及び血流濃度Ｎをより好適に（言い換えれば、より高精度に）算出することができる。

　尚、血流量算出装置３は、バックモニタ３１１に加えて又は代えて、レーザ素子１１から照射されたレーザ光ＬＢを、ビームスプリッタを介して受光するフロントモニタを備えていてもよい。

　（４）第４実施例
　続いて、図１０を参照しながら、第４実施例の血流量算出装置４について説明を進める。図１０は、第４実施例の血流量算出装置４の構成を示すブロック図である。尚、以下の説明では、第２実施例の血流量算出装置２と同一の構成及び動作については、同一の参照符号及びステップ番号を付してその詳細な説明を省略する。

　図１０に示すように、第４実施例の血流量算出装置４は、第２実施例の血流量算出装置２と比較して、ＬＥＤ素子４１を更に備えているという点で異なっている。第４実施例の血流量算出装置４が備えるその他の構成要素は、第２実施例の血流量算出装置２が備えるその他の構成要素と同一であってもよい。

　ＬＥＤ素子４１は、チューブ１００に対して、主として血流濃度Ｎを算出するための計測光を照射する。このとき、ＬＥＤ素子４１は、チューブ１００内の流路（つまり、血液が流れている流路）に対して計測光を照射することが好ましい。また、血流濃度Ｎを算出する際に血液の酸素飽和度が影響を与える可能性を少なくするために、計測光の波長は、血液の酸素飽和度に依存しない波長である８０５ｎｍであることが好ましい。

　一方で、レーザ素子１１は、チューブ１００に対して、主として血流量Ｑを算出するためのレーザ光ＬＢを照射する。ここで、血流量Ｑを算出する際には、散乱光の相互干渉に起因したビート信号を検出している。従って、血流量Ｑを算出するためにチューブ１００に照射される光は、ビート信号を検出しやすくするために、干渉性が相対的に高く且つ単色性が相対的に高いことが好ましい。従って、レーザ素子１１は、血流量Ｑを算出するために、このような特性を有しているレーザ光ＬＢを照射する。尚、レーザ光ＬＢの波長は、レーザ素子１１の入手の容易性の観点から、７８０ｎｍであってもよい。

　尚、レーザ光ＬＢと計測光との干渉等を防ぐために、レーザ素子１１からレーザ光ＬＢが照射されるチューブ１００上の領域は、ＬＥＤ素子４１から計測光が照射されるチューブ１００上の領域と異なっていることが好ましい。言い換えれば、レーザ光ＬＢと計測光との干渉等を防ぐために、レーザ素子１１からレーザ光ＬＢが照射されるチューブ１００上の領域は、ＬＥＤ素子４１から計測光が照射されるチューブ１００上の領域から所定距離以上離れていることが好ましい。または、計測光とレーザ光ＬＢの照射タイミングを調整して互いの干渉を防止しても良い。

　第４実施例では、受光素子１２は、レーザ素子１１からチューブ１００に照射されたレーザ光ＬＢの散乱光を受光する。一方で、受光素子２２は、ＬＥＤ素子４１からチューブ１００に照射された計測光の散乱光を受光する。

　このような第４実施例の血流量算出装置４は、第２実施例の血流量算出装置２が享受することができる各種効果と同様の効果を、好適に享受することができる。

　加えて、第４実施例の血流量算出装置４によれば、主として血流量Ｑを算出するために用いられるレーザ素子１１と、主として血流濃度Ｎを算出するために用いられるＬＥＤ素子４１とが別個独立に用意される。このため、血流量Ｑを算出するために適したレーザ光ＬＢを用いて血流量Ｑが算出されると共に、血流濃度を算出するために適した計測光を用いて血流濃度Ｎが算出される。従って、血流量算出装置４は、血流量Ｑ及び血流濃度Ｎをより好適に算出することができる。

　（５）受光素子１２及び増幅器１３の具体例
　続いて、図１１を参照しながら、第１実施例の血流量算出装置１から第４実施例の血流量算出装置４が備えている受光素子１２及び増幅器１３の具体例について説明を進める。図１１は、第１実施例の血流量算出装置１から第４実施例の血流量算出装置４が備えている受光素子１２及び増幅器１３の具体例の構成を示すブロック図である。

　図１１に示すように、受光素子１２は、ＰＩＮ型フォトダイオード１２１と、ＰＩＮ型フォトダイオード１２２とを備えている。ＰＩＮ型フォトダイオード１２１及びＰＩＮ型フォトダイオード１２２は、互いにアノード同士が接続されるように直列に接続されている。ＰＩＮ型ダイオード１２１のカソードは、増幅器１３（特に、増幅器１３が備える全差動アンプ１３１の正相入力端子）に接続されている。ＰＩＮ型ダイオード１２２のカソードは、増幅器１３（特に、増幅器１３が備える全差動アンプ１３１の逆相入力端子）に接続されている。

　受光素子１２は、ＰＩＮ型フォトダイオード１２１が出力する電流ＩｄｔＡとＰＩＮ型フォトダイオード１２２が出力する電流ＩｄｔＢとの差分電流ＩｄｔＣ（＝ＩｄｔＢ－ＩｄｔＡ）を、受光信号として、増幅器１３（特に、増幅器１３が備える全差動アンプ１３１の正相入力端子）に出力する。また、受光素子１２は、当該差分電流ＩｄｔＣの極性が反転された差分電流－ＩｄｔＣを、受光信号として、増幅器１３（特に、増幅器１３が備える全差動アンプ１３１の逆相入力端子）に出力する。

　このような構成を有する受光素子１２によれば、ＰＩＮ型フォトダイオード１２１が出力する電流ＩｄｔＡのＤＣ成分とＰＩＮ型フォトダイオード１２２が出力する電流ＩｄｔＢのＤＣ成分とが相殺される。従って、受光素子１２は、散乱光に含まれる信号成分（つまり、ビート信号）に相当するＡＣ成分を主として含む差分電流ＩｄｔＣを、受光信号として出力することができる。このため、増幅器１３におけるＳ／Ｎ比を相対的に向上させることができる。

　増幅器１３は、全差動アンプ１３１と、帰還抵抗１３２と、帰還抵抗１３３と、次段増幅器１３４とを備える。

　全差動アンプ１３１は、正相入力端子Ｉｎ＋に入力される差分電流ＩｄｔＣを、電圧信号に変換した上で、逆相出力端子Ｏｕｔ－から出力する。同様に、全差動アンプ１３１は、逆相入力端子Ｉｎ－に入力される差分電流－ＩｄｔＣを、電圧信号に変換した上で、正相出力端子Ｏｕｔ＋から出力する。つまり、全差動アンプ１３１は、正相入力端子Ｉｎ＋及び逆相入力端子Ｉｎ－に入力される電流を、夫々独立して電圧に変換した上で差動出力するトランスインピーダンスアンプとして動作する。尚、全差動アンプ１３１の基準電位は、基準電位端子Ｖｒｅｆを介して全差動アンプ１３１に入力される。

　ここで、正相入力端子Ｉｎ＋と逆相出力端子Ｏｕｔ－との間に接続されている帰還抵抗１３２は、負帰還を施す。また、逆相入力端子Ｉｎ－と正相出力端子Ｏｕｔ＋との間に接続されている帰還抵抗１３３は、負帰還を施す。従って、正相入力端子Ｉｎ＋と基準電位端子Ｖｒｅｆとの間の電位差はゼロ（或いは、ゼロと同視し得る値）になっている。同様に、逆相入力端子Ｉｎ－と基準電位端子Ｖｒｅｆとの間の電位差はゼロ（或いは、ゼロと同視し得る値）になっている。従って、正相入力端子Ｉｎ＋の電位は逆相入力単位Ｉｎ－の電位と同一（或いは、同一と同視し得る状態）になっている。従って、正相入力端子Ｉｎ＋に接続されているＰＩＮ型フォトダイオード１２１のカソードの電位は、逆相入力端子Ｉｎ－に接続されているＰＩＮ型フォトダイオード１２２のカソードの電位と同一（或いは、同一と同視し得る状態）になっている。このため、ＰＩＮ型フォトダイオード１２１及びＰＩＮ型フォトダイオード１２２の夫々は、ゼロバイアスの状態で動作する。従って、レーザ素子１１に発生する暗電流を低減する又はなくすことができる。このため、暗電流のゆらぎによるノイズが低減されるため、増幅器１３におけるＳ／Ｎ比が相対的に向上する。

　尚、次段増幅器１３４は、いわゆる計装アンプとして機能し、全差動アンプ１３１から出力される差動信号を増幅して出力する。

　尚、第１実施例から第４実施例で説明した各構成の一部を適宜組み合わせてもよい。この場合であっても、第１実施例から第４実施例で説明した各構成の一部を適宜組み合わせることで得られる血流量算出装置は、上述した各種効果を好適に享受することができる。

　また、本発明は、請求の範囲及び明細書全体から読み取るこのできる発明の要旨又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血流量算出装置及び方法もまた本発明の技術思想に含まれる。

　１、２、３、４　血流量算出装置
　１１　レーザ素子
　１２、２２　受光素子
　１３、２３　増幅器
　１４１　ＬＰＦ
　１４４　ＨＰＦ
　１４２、１４５　Ａ／Ｄコンバータ
　１４３、１４６　演算器
　３１１　バックモニタ
　３１２　増幅器
　３１３　減算器
　３１４　制御器
　４１　ＬＥＤ素子

Claims

　内部に流体が流れている被測定対象に対して少なくともレーザ光を照射可能な照射手段と、
　前記被測定対象に照射された前記レーザ光を少なくとも受光可能な受光手段と、
　前記受光手段が受光した受光信号の信号強度に基づく第１受光信号から、前記流体の濃度を算出する第１算出手段と、
　(i)前記被測定対象に照射された前記レーザ光のドップラシフトに起因する前記受光信号の周波数変化に基づく第２受光信号、及び(ii)前記第１算出手段が算出した前記濃度から、前記流体の流量及び前記流体の流速の少なくとも一方を算出する第２算出手段と
　を備えることを特徴とする流体評価装置。
　前記照射手段は、(i)前記被測定対象に対して前記レーザ光とは異なる種類の光である計測光を照射する第１照射手段と、(ii)前記被測定対象に前記レーザ光を照射する第２照射手段とを備えており、
　前記受光手段は、(i)前記被測定対象に照射された前記計測光を受光することで前記第１受光信号を取得すると共に、(ii)前記被測定対象に照射された前記レーザ光を受光することで前記第２受光信号を取得し、
　前記第１算出手段は、前記第１受光信号から、前記濃度を算出し、
　前記第２算出手段は、(i)前記第２受光信号及び(ii)前記第１算出手段が算出した前記濃度から、前記流量及び前記流速の少なくとも一方を算出することを特徴とする請求項１に記載の流体評価装置。
　前記受光手段は、(i)前記被測定対象に照射された前記レーザ光を受光することで前記第１受光信号を取得する第１受光手段と、(ii)前記被測定対象に照射された前記レーザ光を受光することで前記第２受光信号を取得する第２受光手段とを備えており、
　前記第１算出手段は、前記第１受光信号から、前記濃度を算出し、
　前記第２算出手段は、(i)前記第２受光信号及び(ii)前記第１算出手段が算出した前記濃度から、前記流量及び前記流速の少なくとも一方を算出することを特徴とする請求項１に記載の流体評価装置。
　前記受光手段は、(i)前記被測定対象に照射された前記計測光を受光することで前記第１受光信号を取得する第１受光手段と、(ii)前記被測定対象に照射された前記レーザ光を受光することで前記第２受光信号を取得する第２受光手段とを備えており、
　前記第１算出手段は、前記第１受光信号から、前記濃度を算出し、
　前記第２算出手段は、(i)前記第２受光信号及び(ii)前記第１算出手段が算出した前記濃度から、前記流量及び前記流速の少なくとも一方を算出することを特徴とする請求項２に記載の流体評価装置。
　前記第１受光手段の受光面積は、前記第２受光手段の受光面積よりも大きいことを特徴とする請求項３に記載の流体評価装置。
　前記第２算出手段は、前記周波数変化と前記流量及び前記流速の少なくとも一方との間の相関関係を前記濃度別に規定する相関情報に基づいて、前記流量及び前記流速の少なくとも一方を算出することを特徴とする請求項１に記載の流体評価装置。
　前記第２算出手段は、前記周波数変化を解析することで得られる平均周波数と前記流量及び前記流速の少なくとも一方との間の相関関係を前記濃度別に規定する相関情報に基づいて、前記流量及び前記流速の少なくとも一方を算出することを特徴とする請求項１に記載の流体評価装置。
　前記相関情報は、前記平均周波数が同一である状況下において、前記濃度が相対的に低い場合に算出される前記流量及び前記流速の少なくとも一方が、前記濃度が相対的に高い場合に算出される前記流量及び前記流速の少なくとも一方よりも小さくなるように、前記平均周波数と前記流量及び前記流速の少なくとも一方との間の相関関係を前記濃度別に規定することを特徴とする請求項７に記載の流体評価装置。
　前記第２算出手段が前記流体の流量及び流速の少なくとも一方を算出する周期は、前記第１算出手段が前記濃度を算出する周期よりも短いことを特徴とする請求項１に記載の流体評価装置。
　前記流体は、前記被測定対象としての生体の血流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。
　内部に流体が流れている被測定対象に対して少なくともレーザ光を照射可能な照射手段と、前記被測定対象に照射された少なくとも前記レーザ光を受光可能な受光手段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、
　前記受光手段が受光した受光信号の信号強度に基づく第１受光信号から、前記流体の濃度を算出する第１算出工程と、
　(i)前記被測定対象に照射された前記レーザ光のドップラシフトに起因する前記受光信号の周波数変化に基づく第２受光信号及び(ii)前記第１算出工程が算出した前記濃度から、前記流体の流量及び前記流体の流速の少なくとも一方を算出する第２算出工程と
　を備えることを特徴とする流体評価方法。