WO2019188472A1 - 信号処理装置、信号処理方法、プログラム、及び、計測装置 - Google Patents

信号処理装置、信号処理方法、プログラム、及び、計測装置 Download PDF

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WO2019188472A1
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signal
mixing
reflected
unit
periodic
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雄貴 八木下
伊藤　敦史
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ソニーセミコンダクタソリューションズ株式会社
ソニー株式会社
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    • A61B5/7225—Details of analog processing, e.g. isolation amplifier, gain or sensitivity adjustment, filtering, baseline or drift compensation

Definitions

  • the present technology relates to a signal processing device, a signal processing method, a program, and a measurement device, and in particular, a signal processing device, a signal processing method, and a program that can realize power saving while reducing costs. And a measuring apparatus.
  • LDF Laser Doppler Flowmetry
  • Patent Document 1 irradiates a subject with light, samples the received light intensity of scattered light scattered by the subject, calculates power at a specific frequency from the sampled received light intensity, and calculates A technique for obtaining a pulse waveform or a pulse rate based on fluctuations in power time is described.
  • a general measurement apparatus using the LDF method is configured using an expensive LSI (Large Scale Integration) such as a DSP (Digital Signal Processor), resulting in high cost.
  • LSI Large Scale Integration
  • DSP Digital Signal Processor
  • a general measuring apparatus using the LDF method needs to perform high-speed digital computation, so that it is difficult to realize power saving.
  • This technology has been made in view of such a situation, and is intended to realize power saving while reducing costs.
  • the signal processing apparatus or program of the present technology is obtained by mixing the reflected signal corresponding to the reflected light reflected by the subject and a periodic signal, and the reflected signal and the periodic signal.
  • a signal processing apparatus including an LPF (Low Pass filter) for filtering a mixed signal to be mixed or a program for causing a computer to function as such a signal processing device.
  • LPF Low Pass filter
  • the signal processing method of the present technology includes mixing a reflected signal corresponding to reflected light reflected by a subject and a periodic signal, and a mixing signal obtained by mixing the reflected signal and the periodic signal.
  • a signal processing method including filtering the signal with LPF (Low Pass filter).
  • the reflected signal corresponding to the reflected light reflected by the subject and the periodic signal are mixed, and the reflected signal and the periodic signal are mixed.
  • the mixing signal obtained by mixing is filtered by LPF (Low Pass Filter).
  • the measurement device of the present technology includes a light emitting unit that irradiates light to the subject, a light receiving unit that receives reflected light of the light reflected by the subject, and outputs a reflected signal corresponding to the reflected light, and the reflection
  • a mixing unit that mixes a signal with a periodic periodic signal, an LPF (Low Pass filter) that filters a mixing signal obtained by mixing the reflected signal and the periodic signal, and the power of the output signal of the LPF
  • a multiplication unit that multiplies the angular frequency of the periodic signal.
  • the subject is irradiated with light, and the reflected light of the light reflected by the subject is received. Further, the reflected signal corresponding to the reflected light and the periodic signal are mixed, and the mixing signal obtained by mixing the reflected signal and the periodic signal is filtered by LPF (Low Pass filter). Then, the power of the output signal of the LPF is multiplied by the angular frequency of the periodic signal.
  • LPF Low Pass filter
  • FIG. 10 is a flowchart for explaining an example of processing performed by a signal processing unit 114. It is a figure which shows the example of the blood flow velocity measured by a mixing system, and the blood flow velocity measured by a FFT system. 10 is a block diagram illustrating a second configuration example of an extraction unit 115 and a calculation unit 116.
  • FIG. 10 is a block diagram illustrating a second configuration example of an extraction unit 115 and a calculation unit 116.
  • FIG. 10 is a block diagram illustrating a third configuration example of an extraction unit 115 and a calculation unit 116.
  • FIG. It is a figure explaining the example of the sweep of the angular frequency (omega) lo of the periodic signal in the oscillator 140.
  • FIG. 10 is a block diagram illustrating a fourth configuration example of an extraction unit 115 and a calculation unit 116.
  • FIG. 18 is a block diagram illustrating a configuration example of an embodiment of a computer to which the present technology is applied.
  • the blood flow velocity (the velocity of the tissue moving in the human body) can be measured.
  • the frequency (frequency) of light is as high as several hundred terahertz (THz), so it is difficult to directly observe changes in the wavelength of light due to Doppler shift of backscattered light. .
  • the Doppler shift does not occur in the backscattered light by the non-moving cells (non-moving objects) existing under the skin. Therefore, when the human skin is irradiated with coherent light, backscattered light scattered by moving cells (moving objects) and backscattered light scattered by non-moving cells (non-moving objects). Interfere with each other, and as a result, an optical beat, which is a beat of light, is generated.
  • the frequency of this optical beat is up to about 10 kHz, it can be observed with a normal simple measuring device.
  • the beat signal which is an electrical signal of this optical beat
  • the moving speed of a moving object existing under the skin for example, a red blood cell
  • the LDF method is a method for obtaining the blood flow velocity and the like from the beat signal.
  • a general measuring device using the LDF method converts a beat signal from an analog signal to digital data by an ADC (Analog Digital Converter), and stores the resulting digital data for a predetermined time.
  • a (relative) blood flow velocity (change in blood flow velocity) is obtained according to equation (1).
  • Equation (1) ⁇ represents the angular frequency of the beat signal, and P ( ⁇ ) represents the power spectrum density of the beat signal.
  • the time required for sampling of 1024 points of digital data is: Approximately 20ms ( ⁇ 1024 points / 50kHz). Therefore, in order to operate a general measuring apparatus using the LDF method in real time, within 20 ms, the calculation of equation (1), that is, the power spectrum density P ( ⁇ ) of the beat signal is calculated, and The integration and division of the equation (1) must be completed, and if it exceeds 20 ms, the digital data is lost.
  • Equation (1) represents the average velocity of blood flow
  • Equation (1) the influence of changes in the power of light irradiated on the human body is affected.
  • division by ⁇ P ( ⁇ ) d ⁇ is performed.
  • equation (1) not the absolute blood flow velocity but the relative blood flow velocity is obtained, so the blood flow velocity obtained in equation (1) is used to observe the change in blood flow velocity. .
  • a general measuring apparatus using the LDF method needs to perform the calculation of Expression (1) at high speed. Therefore, a general measuring apparatus using the LDF method is often configured using a DSP in order to perform the calculation of Expression (1) at high speed.
  • a general measuring device using the LDF method is expensive, and the calculation of the formula (1) needs to be performed at high speed. It becomes power consumption.
  • Patent Document 1 does not calculate the power spectrum density, but only the intensity of the beat signal for a specific angular frequency. Describes a technique for reducing the amount of calculation by calculating and further reducing the cost by making it possible to configure a measuring device without using a DSP.
  • the angular frequency ⁇ of the beat signal is proportional to the moving speed v of the moving object existing under the skin, for example, red blood cells or the like
  • the angular frequency ⁇ of the beat signal and the moving speed v of the particle Is known by the relational expression shown in the following formula (2).
  • Equation (2) v represents a velocity vector of particles (one object such as red blood cells), and k i represents an incident light vector representing the intensity of incident light and the direction in which the wavefront travels. k s represents a scattered light vector representing the intensity and direction of the scattered light.
  • Equation (2) the velocity v of the particles and the angular frequency ⁇ of the beat signal are in a one-to-one proportional relationship. Therefore, one angular frequency ⁇ of the beat signal corresponds to the velocity v of one particle.
  • the blood flow velocity measuring method described in Patent Document 1 is a method of measuring by paying attention only to a specific angular frequency, the amount of particles having a specific velocity corresponding to the specific angular frequency. Is equivalent to measuring
  • a general measuring device using the LDF method measures a blood flow velocity (average moving velocity of a plurality of moving particles) from all angular frequencies.
  • a general measuring device using the LDF method that is, a measuring device that measures blood flow velocity by performing the calculation of Equation (1) is essential. It can be said that different measurements are performed.
  • Patent Document 1 since the calculation of the power spectrum density is not performed, there is a possibility that the DSP may be unnecessary, but since addition / subtraction of 4096 points is performed (paragraph [Patent Document 1] 0041] to [0042] etc.), and the amount of calculation is large. Therefore, even if the DSP can be eliminated, it is difficult to realize significant power saving.
  • Patent Document 1 the technique described in Patent Document 1 is likely to require a high-speed ADC, which increases costs.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of an embodiment of a measurement device to which the present technology is applied.
  • a light emitting unit 111 includes a light emitting unit 111, a light receiving unit 112, a TIA (Trans-Impedance-Amplifier) 113, and a signal processing unit 114.
  • TIA Trans-Impedance-Amplifier
  • the light emitting unit 111 is a light source that emits at least a part of coherent light, and irradiates a subject, for example, a human body.
  • the light emitting unit 111 emits light in a single mode such as a distributed feedback (DFB) laser diode (LD) or a vertical cavity surface emitting laser (VCSEL: vertical cavity surface emitting laser).
  • DFB distributed feedback
  • LD laser diode
  • VCSEL vertical cavity surface emitting laser
  • the light receiving unit 112 is configured by, for example, a photodiode (PD) using a material such as silicon (Si).
  • PD photodiode
  • the light receiving unit 112 reflects reflected light (backscattered light) as a result of reflection of light emitted from the light emitting unit 111 (hereinafter also referred to as irradiated light) as reflected by a subject, for example, a tissue existing under the skin of a human body. ) Is received and photoelectric conversion is performed.
  • a part of the irradiation light emitted from the light emitting unit 111 is scattered by particles moving in the human body, for example, red blood cells, and causes Doppler shift.
  • the reflected light from the human body as the subject includes reflected light that is Doppler shifted and reflected light that is not Doppler shifted, and interference between the reflected light that is Doppler shifted and the reflected light that is not Doppler shifted. Thus, an optical beat that is a random vibration is observed.
  • the light receiving unit 112 photoelectrically converts the reflected light from the human body as described above. Then, the light receiving unit 112 supplies a reflection signal (beat signal) corresponding to the reflected light, which is obtained by photoelectric conversion, to the TIA 113.
  • a reflection signal beat signal
  • the TIA 113 performs current-voltage conversion for converting current into voltage on the reflected signal supplied from the light receiving unit 112, and amplifies the voltage as the reflected signal to the extent that electrical processing can be realized, thereby performing signal processing. Supplied to the unit 114.
  • the signal processing unit 114 includes an extraction unit 115 and a calculation unit 116.
  • the extraction unit 115 mixes (multiplies) the reflection signal supplied from the TIA 113 to the signal processing unit 114 and the periodic signal, and mixes the reflection signal and the periodic signal with the LPF (Low By filtering with Pass Filter), a frequency component in a predetermined (angular) frequency band is extracted from the mixing signal and supplied to the calculation unit 116 as an extraction signal.
  • LPF Low By filtering with Pass Filter
  • the calculation unit 116 obtains the power of the extraction signal supplied from the extraction unit 115 and multiplies the power of the extraction signal by the angular frequency of the periodic signal. Then, the calculation unit 116 obtains and outputs the blood flow velocity from the multiplication value obtained as a result of multiplying the power of the extracted signal by the angular frequency of the periodic signal.
  • FIG. 2 is a block diagram showing a first configuration example of the extraction unit 115 in FIG.
  • the extraction unit 115 illustrated in FIG. 2 includes mixing units 121 1 and 121 2 , oscillators 122 1 and 122 2 , and LPFs 123 1 and 123 2 .
  • Mixing unit 121 1, a reflection signal supplied from TIA113, mixes the periodic signal supplied from the oscillator 122 1, a mixed signal obtained by mixing the reflected signal and the periodic signal is supplied to the LPF 123 1 .
  • Oscillator (LO: Local Oscillator) 122 1 is a periodic periodic signal of a sine wave or square wave or the like having a predetermined angular frequency, for example, generated by the oscillation is supplied to the mixing unit 121 1.
  • LPF 123 1 filters the mixed signal supplied from the mixing unit 121 1 and supplies the frequency component of the low angular frequency of the mixed signal obtained by the filtering, as the extraction signal to the arithmetic unit 116.
  • Mixing unit 121 2, the oscillator 122 2, and, LPF 123 2 is the mixing unit 121 1, the oscillator 122 1, and is configured in the same manner as LPF 123 1, respectively, description thereof is omitted.
  • the oscillator 122 2 generates a periodic signal of the oscillator 122 differs from the first angular frequency.
  • the reflection signal supplied from the TIA 113 to the mixing unit 121 n of the extraction unit 115 is represented as Asin ( ⁇ tia + ⁇ ), and the periodic signal generated by the oscillator 122 n is represented as sin ( ⁇ lo t). .
  • n 1 and 2.
  • ⁇ tia represents the angular frequency of the reflected signal
  • ⁇ lo represents the angular frequency of the periodic signal
  • ⁇ represents the phase (shift) of the reflected signal Asin ( ⁇ tia + ⁇ ) with respect to the periodic signal sin ( ⁇ lo t).
  • the mixing unit 121 n the reflected signal Asin ( ⁇ tia + ⁇ ) and the periodic signal sin ( ⁇ lo t) are mixed, that is, multiplied, and the mixed signal Asin ( ⁇ tia + ⁇ shown in the following equation (3). ) ⁇ sin ( ⁇ lo t).
  • the LPF 123 n is supplied with the mixing signal Asin ( ⁇ tia + ⁇ ) ⁇ sin ( ⁇ lo t) expressed by the equation (3) from the mixing unit 121 n , and the LPF 123 n is mixed by the equation (3). Filtering is performed on the signal Asin ( ⁇ tia + ⁇ ) ⁇ sin ( ⁇ lo t).
  • the mixing signal Asin ( ⁇ tia + ⁇ ) ⁇ sin ( ⁇ lo t) ⁇ A / 2 [cos ⁇ ( ⁇ tia + ⁇ lo ) t + ⁇ -cos ⁇ ( ⁇ tia ⁇ lo ) t + ⁇ ] frequency components -A / 2cos high angle frequency ( ⁇ tia + ⁇ lo) ⁇ ( ⁇ tia + ⁇ lo) t + ⁇ is removed from a low angular frequency ( ⁇ tia - ⁇ lo) Only the frequency component A / 2cos ⁇ ( ⁇ tia - ⁇ lo ) t + ⁇ is extracted and output as an extracted signal. Therefore, the extracted signal is expressed as the following equation (4).
  • FIG. 3 is a diagram for explaining processing performed in the extraction unit 115.
  • the vertical axis represents signal power
  • the horizontal axis represents angular frequency
  • FIG. 3A the power spectrum of the reflected signal and the power spectrum of the periodic signal having the angular frequency ⁇ lo are shown.
  • the power spectrum of the reflected signal is set to a power whose amplitude is halved, and the power spectrum shifted by the angular frequency ⁇ lo on the plus side of the angular frequency and the power spectrum are represented by the angular frequency ⁇ .
  • a power spectrum PS that is combined with the power spectrum turned back at lo is shown.
  • FIG. 3B shows a power spectrum of a mixing signal obtained by mixing the reflection signal and the periodic signal of FIG. 3A by the mixing unit 121 n .
  • the power spectrum of the mixing signal is a power spectrum in which the frequency component on the minus side of the angular frequency of the power spectrum PS of A in FIG. 3 is folded back at 0 Hz and added to the frequency component on the plus side.
  • the power spectrum of the mixing signal output from the mixing unit 121 n is indicated by a solid line.
  • FIG. 3C the power spectrum of the extracted signal that is the output signal of the LPF 123 n is shown.
  • the mixing signal of B in FIG. 3 is filtered, and among the mixing signals, the signal of the power spectrum indicated by the solid line of C in FIG. 3, that is, the low angle of the cutoff angular frequency ⁇ lpf or less of the LPF 123 n
  • a frequency component signal of the frequency is output as an extraction signal.
  • the power of the extracted signal is indicated by a hatched area, which corresponds to the power of the hatched area of A and B in FIG.
  • the extracted signal corresponds to a signal obtained by extracting a signal in the (angular) frequency band from the angular frequency ⁇ lo - ⁇ lpf to the angular frequency ⁇ lo + ⁇ lpf of the reflected signal (A in FIG. 3) (A in FIG. 3). .
  • the power of the extraction signal output by the LPF 123 n with respect to the angular frequency ⁇ lo is represented as P ( ⁇ lo ).
  • the power P ( ⁇ lo ) of the extracted signal corresponds to P ( ⁇ ) of ⁇ ⁇ P ( ⁇ ) d ⁇ of the numerator in Equation (1) for obtaining the blood flow velocity.
  • the cut-off angular frequency ⁇ lpf can be determined, for example, by simulation or the like so as to improve the (measurement) accuracy of the blood flow velocity obtained as described later using P ( ⁇ lo ).
  • the omega lo # n of the formula (5) represents the angular frequency of the periodic signal
  • P (omega lo # n) is the reflected signal with respect to the angular frequency omega lo # n, i.e., the angular frequency omega lo # n Represents the power of the extracted signal obtained by mixing and filtering the periodic signal and the reflected signal.
  • N is an integer of 1 or more, and the angular frequencies ⁇ lo1 to ⁇ loN represent different angular frequencies. Further, the angular frequencies ⁇ lo1 to ⁇ loN take values within the range of integration shown in the expression (1) (for example, several KHz to 10 several KHz), and the interval between the values, that is, the angular frequency ⁇ lo The interval between the values of #n and the angular frequency ⁇ lo # n + 1 may be a fixed interval or may not be a fixed interval. The angular frequencies ⁇ lo1 to ⁇ loN may be values arranged in ascending order or descending order, or may be values not arranged in ascending order or descending order.
  • the expression (5) for obtaining the blood flow velocity can be approximated as, for example, the following expression (6).
  • the blood flow velocity can be approximated by the calculation of ⁇ lo1 P ( ⁇ lo1 ) + ⁇ lo2 P ( ⁇ lo2 ). That is, the powers P ( ⁇ lo1 ) and P ( ⁇ lo2 ) of two extracted signals extracted by mixing periodic signals of two different angular frequencies ⁇ lo1 and ⁇ lo2 with respect to the reflected signal, The blood flow velocity can be obtained from the angular frequencies ⁇ lo1 and ⁇ lo2 of the periodic signal used to extract the two extraction signals.
  • FIG. 4 is a block diagram illustrating a first configuration example of the calculation unit 116 of FIG.
  • ADCs 131 1 and 131 2 includes ADCs 131 1 and 131 2 , multiplication units 132 1 and 132 2 , frequency output units 133 1 and 133 2 , multiplication units 134 1 and 134 2 , and an addition unit 135.
  • the obtained digital extraction signal is supplied to the multiplier 132 n .
  • the multiplier 132 n squares the digital extracted signal supplied from the ADC 131 n to obtain the power P ( ⁇ lo # n ) of the extracted signal and supplies it to the multiplier 134 n .
  • the multiplication unit 132 n squares the average value of the sample values of the extraction signal in the certain time interval for each certain time interval, so that the power P ( ⁇ lo # n ) can be obtained.
  • the square of the average value of the sample values of the extracted signal in that time interval is obtained as the power P ( ⁇ lo # n ) of the extracted signal.
  • Frequency output unit 133 n is the angular frequency omega lo # n of the periodic signal used to determine the extraction signal output from the LPF 123 n, i.e., the angular frequency omega lo # n of the periodic signal generated by the oscillator 122 n , To the multiplier 134 n .
  • the multiplier 134 n multiplies the power P ( ⁇ lo # n ) of the extracted signal supplied from the multiplier 132 n by the angular frequency ⁇ lo # n supplied from the frequency output unit 133 n , and performs the multiplication.
  • the multiplication value ⁇ lo # n P ( ⁇ lo # n ) obtained as a result of performing the above is supplied to the adding unit 135.
  • Addition unit 135 performs addition of the multiplied value is supplied from the multiplication unit 134 1 ⁇ lo1 P ( ⁇ lo1 ) and the multiplied value is supplied from the multiplication unit 134 2 ⁇ lo2 P ( ⁇ lo2 ), subjected to the addition
  • the added value ⁇ lo1 P ( ⁇ lo1 ) + ⁇ lo2 P ( ⁇ lo2 ) obtained as a result is output to the outside as the blood flow velocity.
  • the extracted signal power P ( ⁇ lo # n) calculation of the power P of the extracted signal ( ⁇ lo # n) and the angular frequency omega lo # n Multiplication and addition of the multiplication value ⁇ lo # n P ( ⁇ lo # n ) obtained by the multiplication is performed, and the extraction signal power P ( ⁇ lo # n ) is calculated and the extraction signal power P ( ⁇ The multiplication of lo # n ) and the angular frequency ⁇ lo # n and the addition of the multiplication value ⁇ lo # n P ( ⁇ lo # n ) can be performed on an analog signal.
  • the extraction signal power P ( ⁇ lo # n ) is calculated, the extraction signal power P ( ⁇ lo # n ) is multiplied by the angular frequency ⁇ lo # n , and the multiplication value ⁇ lo # n P
  • the multiplying unit 132 n , the multiplying unit 134 n , and the adding unit 135 of the calculating unit 116 perform an operation on the analog signal.
  • a path for performing processing from the reflected signal until the multiplication value ⁇ lo # n P ( ⁇ lo # n ) is obtained is referred to as a path.
  • the extraction unit 115 and the calculation unit 116 two paths are provided, and the multiplication values ⁇ lo1 P ( ⁇ lo1 ) and ⁇ lo2 P ( ⁇ lo2 ) obtained in the two paths are respectively obtained.
  • the blood flow velocity is obtained by adding.
  • FIG. 5 is a flowchart illustrating an example of processing performed by the signal processing unit 114.
  • step S11 the mixing unit 121 n of the signal processing unit 114 receives a reflected signal supplied from TIA113, the process proceeds to step S12.
  • step S12 the mixing unit 121 n of the signal processing unit 114, mixes the periodic signal supplied from the reflected signal and the oscillator 122 n supplied from TIA113, a mixed signal obtained by the mixing, supplied to LPF 123 n Then, the process proceeds to step S13.
  • step S13 the LPF 123 n of the signal processing unit 114 filters the mixing signal supplied from the mixing unit 121 n . That is, in step S13, the LPF 123 n of the signal processing unit 114 extracts the frequency component of the low angular frequency (in the (angular) frequency band equal to or lower than the cutoff angular frequency ⁇ lpf ) from the mixing signal, and the ADC 131 n The process proceeds to step S14.
  • step S14 the ADC 131 n of the signal processing unit 114 performs AD conversion on the extracted signal supplied from the LPF 123 n and supplies the AD signal to the multiplication unit 132 n , and the process proceeds to step S15.
  • step S15 the multiplication unit 132 n of the signal processing unit 114 obtains the power P ( ⁇ lo # n) of the extracted signal by squaring the extracted signal supplied from the ADC 131 n, and supplies to the multiplying unit 134 n The process proceeds to step S16.
  • step S16 the multiplication unit 134 n of the signal processing unit 114, the power P ( ⁇ lo # n) of the extracted signal supplied from the multiplication unit 132 n, is supplied from the frequency output unit 133 n, the extracted signal Multiplying by the angular frequency ⁇ lo # n of the periodic signal used for obtaining, and supplying the multiplication value ⁇ lo # n P ( ⁇ lo # n ) obtained by the multiplication to the adding unit 135, the processing is The process proceeds to step S17.
  • step S17 the adding unit 135 of the signal processing section 114 adds the multiplied value is supplied from the multiplication unit 134 1 and 134 2 ⁇ lo1 P ( ⁇ lo1 ) and ⁇ lo2 P ( ⁇ lo2), the resulting The added value ⁇ lo1 P ( ⁇ lo1 ) + ⁇ lo2 P ( ⁇ lo2 ) is output as the blood flow velocity, and the process ends.
  • FIG. 6 is a diagram showing an example of blood flow velocity obtained by the mixing method and blood flow velocity obtained by the FFT method.
  • the mixing method uses the extracted signal obtained by mixing the reflection signal and the periodic signal and applying the LPF to the mixing signal obtained by the mixing, like the measuring apparatus 100 shown in FIG. It means a method for obtaining blood flow velocity.
  • the reflected signal is AD-converted, and the AD-converted reflected signal is subjected to FFT to obtain the reflected signal power P ( ⁇ ).
  • the vertical axis represents the (relative) blood flow velocity
  • the horizontal axis represents time (seconds).
  • FIG. 6A shows a blood flow velocity obtained by the mixing method and an enlarged view in which a part of the blood flow velocity is enlarged.
  • FIG. 6B shows a blood flow velocity obtained by the FFT method and an enlarged view of a part of the blood flow velocity.
  • the mixing method is almost the same as the FFT method. It will be appreciated that blood flow velocity can be determined.
  • FIG. 6 shows the blood flow velocity at the fingertip when a resting state is achieved in 0 to 10 seconds, blood flow is stopped by tightening an arm in 10 to 20 seconds, and resting is resumed in 20 seconds and thereafter.
  • the measurement results obtained by the mixing method and the FFT method are shown. According to FIG. 6, it can be seen that the blood flow velocity can be obtained by the mixing method with almost the same accuracy as the FFT method.
  • required with the mixing system of A of FIG. 6 is a blood flow velocity in case the extraction part 115 and the calculating part 116 are comprised by 2 paths, as shown in FIG.2 and FIG.4. .
  • blood flow velocity can be obtained by using the extracted signal obtained by applying LPF to the mixing signal obtained by mixing the reflected signal and the periodic signal, so it is necessary to perform the FFT of the reflected signal There is no. Therefore, according to the mixing method, the amount of calculation is smaller than that of the FFT method, and real-time observation of the blood flow velocity with less delay can be easily performed.
  • the amount of calculation is smaller than that of the FFT method, so that it is not necessary to perform high-speed digital calculation, and power saving can be realized.
  • the technique described in Patent Document 1 requires a high-speed ADC, but in the mixing method, the blood flow velocity can be obtained without using a high-speed ADC. Further, in the mixing method, the calculation unit 116 can perform calculation with an analog signal, and when performing calculation with an analog signal, the calculation unit 116 can be configured without using the ADCs 131 1 and 131 2. . When configuring the operation unit 116 without using the ADC 131 1 and 131 2 can reduce the cost.
  • FIG. 7 is a block diagram illustrating a second configuration example of the extraction unit 115 and the calculation unit 116.
  • the extraction unit 115 and the calculation unit 116 have three or more N paths.
  • the extraction unit 115 includes mixing units 121 1 to 121 N , oscillators 122 1 to 122 N , and LPFs 123 1 to 123 N.
  • the calculation unit 116 includes ADCs 131 1 to 131 N , multiplication units 132 1 to 132 N , frequency output units 133 1 to 133 N , multiplication units 134 1 to 134 N , and an addition unit 135.
  • the mixing units 121 1 to 121 N mix N periodic signals with different angular frequencies ⁇ lo1 to ⁇ loN with respect to the reflected signal, and the result of the mixing is mixed.
  • the obtained N mixing signals are supplied to LPFs 123 1 to 123 N , respectively.
  • N mixing signals supplied from the mixing units 121 1 to 121 N are respectively filtered, and N extracted signals obtained as a result of the filtering are supplied to the ADCs 131 1 to 131 N , respectively. Is done.
  • AD conversion is performed on each of the N extracted signals supplied from the LPFs 123 1 to 123 N and supplied to the multipliers 132 1 to 132 N , respectively.
  • the power P ( ⁇ lo # n ) of each of the N extracted signals supplied from the ADCs 131 1 to 131 N is obtained and supplied to the multipliers 134 1 to 134 N , respectively. .
  • the multipliers 134 1 to 134 N the powers P ( ⁇ lo1 ) to P ( ⁇ loN ) of the N extracted signals supplied from the multipliers 132 1 to 132 N and the frequency output units 133 1 to 133 N respectively.
  • the supplied angular frequencies ⁇ lo1 to ⁇ loN that is, the angular frequencies ⁇ lo1 to ⁇ loN of the periodic signal used to obtain the extracted signal are respectively multiplied, and a multiplication value ⁇ lo1 P ( ⁇ lo1 ) to ⁇ loN P ( ⁇ loN ) are supplied to the adding unit 135.
  • the addition unit 135 the multiplication values ⁇ lo1 P ( ⁇ lo1 ) to ⁇ loN P ( ⁇ loN ) supplied from the multiplication units 134 1 to 134 N are added, and an addition value ⁇ lo1 P ( ⁇ obtained as a result of the addition is added.
  • the blood flow velocity (measurement result) is higher when the number N of angular frequencies ⁇ lo # n is somewhat larger. Since the calculation result of ( ⁇ ) d ⁇ is approached, the accuracy of blood flow velocity (measurement) can be improved by providing a larger number of paths.
  • the number N of angular frequencies ⁇ lo # n that is, the number of paths, can be determined by, for example, simulation or the like so that the accuracy of the blood flow velocity obtained by the signal processing unit 114 is improved.
  • the circuit scale of the measuring device 100 increases in proportion to the number N.
  • FIG. 8 is a block diagram illustrating a third configuration example of the extraction unit 115 and the calculation unit 116.
  • the extraction unit 115 includes a mixing unit 121, an LPF 123, and an oscillator 140.
  • the calculation unit 116 includes an ADC 131, a multiplication unit 132, a frequency output unit 141, a multiplication unit 134, and an addition unit 135.
  • the mixing unit 121 sequentially multiplies (mixes) the reflected signal supplied from the TIA 113 and a plurality of periodic signals of different angular frequencies supplied sequentially (in time series) from the oscillator 140, and mixes the plurality of angular frequencies. Signals are sequentially supplied to the LPF 123.
  • the LPF 123 sequentially extracts mixing signals for a plurality of angular frequencies from the mixing signal for the plurality of angular frequencies by sequentially filtering the mixing signals for the plurality of angular frequencies supplied from the mixing unit 121, and sequentially supplies them to the ADC 131. To do.
  • the ADC 131 sequentially AD-converts the extracted signals for a plurality of angular frequencies supplied from the LPF 123 and sequentially supplies them to the multiplier 132.
  • the multiplication unit 134 includes powers P ( ⁇ lo1 ), P ( ⁇ lo2 ),..., P ( ⁇ loN ) of a plurality of extracted signals corresponding to a plurality of angular frequencies sequentially supplied from the multiplication unit 132, and the frequency output unit 141.
  • Multiplication values ⁇ lo # n P ( ⁇ lo # n ) for a plurality of angular frequencies ⁇ lo # n obtained by sequentially multiplying sequentially supplied angular frequencies ⁇ lo1 , ⁇ lo2 ,. are sequentially supplied to the adding unit 135.
  • the addition unit 135 sequentially adds the multiplication values ⁇ lo # n P ( ⁇ lo # n ) for the plurality of angular frequencies ⁇ lo # n sequentially supplied from the multiplication unit 134, and adds the addition value obtained as a result of the addition, Output as blood flow velocity.
  • a periodic signal is generated and sequentially supplied to the mixing unit 121.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining an example of sweeping of the angular frequency ⁇ lo of the periodic signal in the oscillator 140.
  • the oscillator 140 of FIG. 8 for example, as the angular frequency omega lo increases every predetermined time T, it is possible to sweep the angular frequency omega lo.
  • the oscillator 140 in FIG. 8 can sweep the angular frequency ⁇ lo so that the angular frequency ⁇ lo continuously increases, for example.
  • the angular frequency ⁇ lo is swept so as to increase as time elapses.
  • the angular frequency ⁇ lo may be swept so as to decrease as time elapses. it can.
  • the extraction unit 115 and the calculation unit 116 are configured by one path as illustrated in FIG. 8, the calculation performed in each path when the path is configured by N paths illustrated in FIG. 7.
  • the blood flow velocity similar to that in the case of FIG.
  • the extraction unit 115 and the calculation unit 116 are configured as shown in FIG. 8, there is no need to increase the number of paths even if the number N of angular frequencies ⁇ lo # n is increased. It is possible to prevent the circuit scale of 100 from increasing in proportion to the number N of angular frequencies ⁇ lo # n .
  • FIG. 10 is a block diagram illustrating a fourth configuration example of the extraction unit 115 and the calculation unit 116.
  • the extraction unit 115 and the calculation unit 116 are configured by only one path.
  • the extraction unit 115 includes a mixing unit 121, an oscillator 122, and an LPF 123.
  • the calculation unit 116 includes an ADC 131, a multiplication unit 132, a frequency output unit 133, and a multiplication unit 134.
  • the mixing unit 121 together with the reflected signal is supplied from the TIA113, from the oscillator 122, the periodic signal of a certain angular frequency omega lo is supplied.
  • the mixing unit 121 multiplies (mixes) the reflection signal supplied from the TIA 113 and each periodic signal having a certain angular frequency ⁇ lo supplied from the oscillator 122, and supplies the mixing signal obtained by the multiplication to the LPF 123. .
  • the oscillator 122 generates a periodic signal having a certain angular frequency ⁇ lo and supplies it to the mixing unit 121.
  • the LPF 123 filters the mixing signal supplied from the mixing unit 121, and supplies an extraction signal (frequency component at a low angular frequency of the mixing signal) obtained by the filtering to the ADC 131.
  • the ADC 131 performs AD conversion on the extraction signal supplied from the LPF 123 and supplies the converted signal to the multiplication unit 132.
  • the multiplication unit 132 squares the extraction signal supplied from the ADC 131 to obtain the power P ( ⁇ lo ) of the extraction signal and supplies it to the multiplication unit 134.
  • the frequency output unit 133 supplies the multiplication unit 134 with the angular frequency ⁇ lo of the periodic signal used to obtain the extracted signal whose power P ( ⁇ lo ) has been obtained by the multiplication unit 132.
  • the multiplier 134 multiplies the extracted signal power P ( ⁇ lo ) supplied from the multiplier 132 by the angular frequency ⁇ lo supplied from the frequency output unit 133, and a multiplication value ⁇ lo P obtained by the multiplication. ( ⁇ lo ) is output as the blood flow velocity.
  • the blood flow velocity is obtained using the power P ( ⁇ lo ) of the extraction signal obtained for a certain angular frequency ⁇ lo . Since P ( ⁇ lo ) is the power in the frequency band having the same width as the pass band width of LPF 123 (LPF 123 n ) as described in FIG. 3, the blood flow velocity is obtained by paying attention to only a specific frequency. From the technique described in Patent Document 1, the accuracy of blood flow velocity can be improved.
  • the calculation unit 116 is configured by providing the addition unit 135 as shown in FIGS. 4, 7, and 8. In comparison, the cost of the measuring apparatus 100 can be reduced.
  • the present technology can be applied to the measurement of the velocity of the fluid flowing inside the subject other than the human body in addition to the blood flow velocity inside the human body.
  • processing is performed on an analog signal, but processing may be performed on a digital signal.
  • the series of processes of the extraction unit 115 and the calculation unit 116 described above can be performed by hardware or can be performed by software.
  • a program constituting the software is installed in the computer.
  • FIG. 11 shows a configuration example of an embodiment of a computer in which a program for executing the series of processes described above is installed.
  • a CPU (Central Processing Unit) 201 executes various processes according to a program stored in a ROM (Read Only Memory) 202 or a program loaded from a storage unit 208 to a RAM (Random Access Memory) 203. To do.
  • the RAM 203 also appropriately stores data necessary for the CPU 201 to execute various processes.
  • the CPU 201, the ROM 202, and the RAM 203 are interconnected via a bus 204.
  • An input / output interface 205 is also connected to the bus 204.
  • the input / output interface 205 includes an input unit 206 composed of a keyboard, a mouse, a display composed of an LCD (liquid crystal display), an output unit 207 composed of a speaker, a storage unit 208 composed of a hard disk, a modem, a terminal A communication unit 209 composed of an adapter or the like is connected.
  • the communication unit 209 performs communication processing via a network such as the Internet.
  • a drive 210 is connected to the input / output interface 205 as necessary, and a removable medium 211 such as a magnetic disk, an optical disk, a magneto-optical disk, or a semiconductor memory is appropriately mounted, and a computer program read from them is It is installed in the storage unit 208 as necessary.
  • a removable medium 211 such as a magnetic disk, an optical disk, a magneto-optical disk, or a semiconductor memory is appropriately mounted, and a computer program read from them is It is installed in the storage unit 208 as necessary.
  • the program executed by the computer may be a program that is processed in time series in the order described in this specification, or in parallel or at a necessary timing such as when a call is made. It may be a program for processing.
  • Embodiments of the present technology are not limited to the above-described embodiments, and various modifications can be made without departing from the gist of the present technology.
  • a mixing unit that mixes a reflected signal corresponding to the reflected light reflected by the object and a periodic signal
  • a signal processing apparatus comprising: an LPF (Low Pass filter) that filters a mixing signal obtained by mixing the reflected signal and the periodic signal.
  • the signal processing device further including a multiplication unit that multiplies the power of the output signal of the LPF and the angular frequency of the periodic signal.
  • a plurality of the mixing units that respectively mix the reflected signal and each of the plurality of periodic signals having different angular frequencies;
  • the signal processing apparatus according to (1) further comprising: a plurality of LPFs that respectively filter a plurality of mixing signals obtained by mixing the reflected signal and the plurality of periodic signals.
  • a plurality of multipliers for respectively multiplying the power of the output signals of the plurality of LPFs and the angular frequency of the periodic signal used to determine the output signal; (3) further comprising: an adder that adds a plurality of multiplication values obtained by multiplying each of the power of the output signals of the plurality of LPFs and the angular frequency of the periodic signal used to obtain the output signal.
  • the signal processing apparatus as described.
  • One mixing unit that sequentially multiplies the reflected signal and each of the plurality of periodic signals having different angular frequencies;
  • a multiplier that sequentially multiplies each power of the output signal that the LPF sequentially outputs to each of the plurality of periodic signals, and the angular frequency of the periodic signal used to obtain the output signal;
  • the signal processing apparatus further comprising: an addition unit that sequentially outputs a plurality of multiplication values obtained by multiplying the power of the output signal and the angular frequency of the periodic signal, which are sequentially output by the multiplication unit.
  • the signal processing device according to any one of (1) to (6), further including a light receiving unit that receives the reflected light and outputs the reflected signal corresponding to the reflected light.
  • the signal processing apparatus according to any one of (1) to (7), further including a light emitting unit that irradiates the subject with light.
  • the signal processing device according to (8), wherein at least a part of the light emitting unit emits coherent light.
  • the signal processing apparatus according to any one of (1) to (9), wherein the subject is a human body.
  • (11) Mixing the reflected signal corresponding to the reflected light reflected by the subject and the periodic signal, A signal processing method including filtering a mixing signal obtained by mixing the reflected signal and the periodic signal with an LPF (Low Pass filter).
  • LPF Low Pass filter
  • a mixing unit that mixes a reflected signal corresponding to the reflected light reflected by the object and a periodic signal;
  • LPF Low Pass filter
  • a light emitting unit for irradiating the subject with light; and A light receiving unit that receives the reflected light of the light reflected by the subject and outputs a reflected signal corresponding to the reflected light;
  • a mixing unit that mixes the reflected signal with a periodic signal; LPF (Low Pass filter) for filtering a mixing signal obtained by mixing the reflected signal and the periodic signal;
  • a measuring device comprising: a multiplier that multiplies the power of the output signal of the LPF and the angular frequency of the periodic signal.
  • 100 measuring device 111 light emitting unit, 112 light receiving unit, 113 TIA, 114 signal processing unit, 115 extraction unit, 116 calculation unit, 121 mixing unit, 122 oscillator, 123 LPF, 131 ADC, 132 multiplication unit, 133 frequency output unit, 134 multiplication unit, 135 addition unit, 140 oscillator, 201 CPU, 202 ROM, 203 RAM, 204 bus, 205 I / O interface, 206 input unit, 207 output unit, 208 storage unit, 209 communication unit, 210 drive, 211 removable disk

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Abstract

本技術は、低コスト化を図りつつ、省電力化を実現することができるようにする信号処理装置、信号処理方法、プログラム、及び、計測装置に関する。 信号処理装置は、被検体で反射した反射光に対応する反射信号と、周期的な周期信号とをミキシングし、反射信号と周期信号とをミキシングして得られるミキシング信号をLPF(Low Pass filter)によってフィルタリングする。本技術は、例えば、人体に光を照射し、人体で反射した反射光を受光することにより、皮膚下の血流速度を非侵襲的に計測する計測装置に適用できる。

Description

信号処理装置、信号処理方法、プログラム、及び、計測装置
　本技術は、信号処理装置、信号処理方法、プログラム、及び、計測装置に関し、特に、低コスト化を図りつつ、省電力化を実現することができるようにする信号処理装置、信号処理方法、プログラム、及び、計測装置に関する。
　人の皮膚にコヒーレントな光を照射し、その光の後方散乱光を解析することにより、皮膚下の血流速度を非侵襲的に計測するLDF(Laser Doppler Flowmetry)法と呼ばれる技術が存在し、LDF法を用いた計測装置（レーザードップラー血流計）が提供されている。
　例えば、特許文献１には、被検体に光を照射し、被検体で散乱した光の散乱光の受光強度をサンプリングして、サンプリングした受光強度から、特定の周波数のみにおけるパワーを算出し、算出したパワーの時間の変動に基づき、脈波形又は脈拍数を求める技術が記載されている。
特開２０１２－００５５９７号公報
　ところで、LDF法を用いた一般的な計測装置では、FFT(FFT:Fast Fourier Transform)が行われるため、計算量が多く、実時間で動作するためには、高速なディジタル演算を行う必要がある。そのため、LDF法を用いた一般的な計測装置は、DSP(Digital Signal Processor)等の高価なLSI(Large Scale Integration)を用いて構成され、その結果、高コストになっていた。
　また、LDF法を用いた一般的な計測装置では、高速なディジタル演算を行う必要があるので、省電力化を実現することが困難であった。
　本技術はこのような状況に鑑みてなされたものであり、低コスト化を図りつつ、省電力化を実現することができるようにするものである。
　本技術の信号処理装置又はプログラムは、被検体で反射した反射光に対応する反射信号と、周期的な周期信号とをミキシングするミキシング部と、前記反射信号と前記周期信号とをミキシングして得られるミキシング信号をフィルタリングするLPF(Low Pass filter)とを備える信号処理装置又はそのような信号処理装置としてコンピュータを機能させるためのプログラムである。
　本技術の信号処理方法は、被検体で反射した反射光に対応する反射信号と、周期的な周期信号とをミキシングすることと、前記反射信号と前記周期信号とをミキシングして得られるミキシング信号をLPF(Low Pass filter)によってフィルタリングすることを含む信号処理方法である。
　本技術の信号処理装置、信号処理方法、及び、プログラムにおいては、被検体で反射した反射光に対応する反射信号と、周期的な周期信号とがミキシングされ、前記反射信号と前記周期信号とをミキシングして得られるミキシング信号がLPF(Low Pass filter)によってフィルタリングされる。
　本技術の計測装置は、被検体に光を照射する発光部と、前記被検体で反射した前記光の反射光を受光し、前記反射光に対応する反射信号を出力する受光部と、前記反射信号と、周期的な周期信号とをミキシングするミキシング部と、前記反射信号と前記周期信号とをミキシングして得られるミキシング信号をフィルタリングするLPF(Low Pass filter)と、前記LPFの出力信号のパワーと前記周期信号の角周波数とを乗算する乗算部とを備える計測装置である。
　本技術の計測装置においては、被検体に光が照射され、前記被検体で反射した前記光の反射光が受光される。さらに、前記反射光に対応する反射信号と、周期的な周期信号とがミキシングされ、前記反射信号と前記周期信号とをミキシングして得られるミキシング信号がLPF(Low Pass filter)によってフィルタリングされる。そして、前記LPFの出力信号のパワーと前記周期信号の角周波数とが乗算される。
　本技術によれば、低コスト化を図りつつ、省電力化を実現することができる。
　なお、ここに記載された効果は必ずしも限定されるものではなく、本開示中に記載されたいずれかの効果であってもよい。
本技術を適用した計測装置の一実施の形態の構成例を示すブロック図である。 抽出部１１５の第１の構成例を示すブロック図である。 抽出部１１５で行われる処理を説明する図である。 演算部１１６の第１の構成例を示すブロック図である。 信号処理部１１４で行われる処理の例を説明するフローチャートである。 ミキシング方式で計測される血流速度とFFT方式で計測される血流速度の例を示す図である。 抽出部１１５及び演算部１１６の第２の構成例を示すブロック図である。 抽出部１１５及び演算部１１６の第３の構成例を示すブロック図である。 発振器１４０での周期信号の角周波数ωloのスイープの例を説明する図である。 抽出部１１５及び演算部１１６の第４の構成例を示すブロック図である。 本技術を適用したコンピュータの一実施の形態の構成例を示すブロック図である。
　＜LDF法を用いた一般的な計測装置の計測原理＞
　まず、LDF法を用いた一般的な計測装置の計測原理を、以下、簡単に述べる。
　人の皮膚に外部から適切な波長の光を照射すると、その光の大部分が皮膚下に浸透し、細胞膜や各種小器官で散乱する。細胞膜や各種小器官で散乱した光は、後方散乱光として、再度、皮膚から放出される。この後方散乱光の中の、皮膚下に存在している移動する物体、例えば、赤血球で散乱した後方散乱光では、ドップラーシフトによって、光の波長の変化が発生する。
　この光の波長の変化を直接的に観測できれば、血流速度（人体内を移動する組織の速度）を計測することができる。しかしながら、実際には、光の振動数（周波数）は、数百テラヘルツ（THz）と極めて高速であるため、後方散乱光のドップラーシフトによる光の波長の変化を、直接観測することは困難である。
　ところで、皮膚下に存在する動かない細胞（移動しない物体）による後方散乱光には、ドップラーシフトが生じていない。そのため、人の皮膚にコヒーレントな光を照射した場合、その照射された光の、動く細胞（移動する物体）で散乱した後方散乱光と、動かない細胞（移動しない物体）で散乱した後方散乱光とが干渉し、その結果として、光のうなりである光ビートが発生する。
　この光ビートの振動数は、10kHz程度までであるため、通常の簡便な計測装置で観測することができる。この光ビートの電気信号であるビート信号を計測することによって、皮膚下に存在する移動する物体、例えば、赤血球の移動速度を、血流速度として求めることができる。以上のように、ビート信号から血流速度等を求める方法が、LDF法である。
　LDF法を用いた一般的な計測装置は、ビート信号を、ADC(Analog Digital Converter)で、アナログ信号からディジタルデータに変換し、その結果得られるディジタルデータを、所定の時間蓄積した後に、以下の式（１）に従って、（相対的な）血流速度（血流速度の変化）を求める。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 　　・・・（１）
　ここで、式（１）において、ωは、ビート信号の角周波数を表し、P(ω)は、ビート信号のパワースペクトラム密度を表す。
　LDF法を用いた一般的な計測装置を、実時間で動作させるためには、ビート信号をAD変換して得られるディジタルデータを、所定の時間蓄積し、そのディジタルデータを用いて、ビート信号のパワースペクトラム密度P(ω)を演算した後に、式（１）の積分と除算の演算を高速に行う必要がある。
　血流速度を計測する具体的な例として、例えば、ビート信号を、50kHzでサンプリングし、1024ポイントのディジタルデータから、パワースペクトラム密度を計算する場合、1024ポイントのディジタルデータのサンプリングに要する時間は、約20ms(≒1024ポイント/50kHz)となる。したがって、LDF法を用いた一般的な計測装置を、実時間で動作させるためには、20ms以内に、式（１）の演算、すなわち、ビート信号のパワースペクトラム密度P(ω)を演算、及び、式（１）の積分と除算等が完了しなければならず、20msを超えると、ディジタルデータの欠損が生じる。
　ここで、式（１）の分子の∫ωP(ω)dωは、血流の平均速度を表しており、また、式（１）では、人体に照射される光のパワーの変化等の影響をキャンセルするために、∫P(ω)dωでの除算が行われる。式（１）では、絶対的な血流速度ではなく、相対的な血流速度が求められるため、式（１）で求められる血流速度は、血流速度の変化を観測するために用いられる。
　上述したように、LDF法を用いた一般的な計測装置は、式（１）の演算を高速に行う必要がある。したがって、LDF法を用いた一般的な計測装置は、式（１）の演算を高速に行うために、DSPを用いて構成されることが多い。しかしながら、DSPには、高価なLSIが用いられるため、LDF法を用いた一般的な計測装置は、高コストになり、さらに、式（１）の演算を高速に行う必要があることにより、高消費電力になる。
　LDF法を用いた一般的な計測装置の高コスト化及び高消費電力化の対策として、特許文献１では、パワースペクトラム密度の演算を行わず、特定の角周波数に対してのみ、ビート信号の強度を計算することで、計算量を削減し、さらに、DSPを用いずに計測装置を構成可能とすることで、コストを低下させる技術が記載されている。
　ところで、ビート信号の角周波数ωは、皮膚下に存在している移動する物体、例えば、赤血球等の粒子の移動の速度vに比例するので、ビート信号の角周波数ωと粒子の移動の速度vとは、以下の式（２）に示す関係式で表されることが知られている。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 　　・・・（２）
　但し、式（２）において、vは、粒子（赤血球等の１つの物体）の速度ベクトルを表し、kiは、入射光の強度と（波面が進む）方向とを表す入射光ベクトルを表す。ksは、散乱光の強度と方向とを表す散乱光ベクトルを表す。
　式（２）によれば、粒子の速度vとビート信号の角周波数ωとは、１対１の比例関係にある。したがって、ビート信号の１つの角周波数ωは、１つの粒子の速度vに対応する。
　特許文献１に記載された血流速度の計測方法は、特定の角周波数に対してのみ注目して計測する方法であるため、その特定の角周波数に対応する特定の速度を持った粒子の量を計測することと等価である。
　LDF法を用いた一般的な計測装置は、すべての角周波数から血流速度（移動している複数の粒子の平均の移動の速度）を計測するので、特許文献１に記載された、特定の角周波数に対してのみ注目して計測する方法では、LDF法を用いた一般的な計測装置、すなわち、式（１）の演算を行って血流速度の計測を行う計測装置とは、本質的に異なった計測が行われると言うことができる。
　また、特許文献１に記載された技術では、パワースペクトラム密度の計算が行われていないため、DSPが不要になる可能性があるが、4096ポイントの加減算が行われるため（特許文献１の段落［００４１］ないし［００４２］の記載等）、計算量が多い。そのため、仮にDSPを不要とすることができたとしても、大幅な省電力化を実現することは困難である。
　他にも、特許文献１に記載された技術では、高速のADCが必要になる可能性が高く、コスト増の要因になる。
　＜本技術を適用した計測装置の一実施の形態＞
　図１は、本技術を適用した計測装置の一実施の形態の構成例を示すブロック図である。
　図１に示される計測装置１００は、発光部１１１、受光部１１２、TIA(Trans Impedance Amplifier)１１３、及び、信号処理部１１４を有する。
　発光部１１１は、少なくとも一部がコヒーレントな光を照射する光源であり、被検体、例えば、人体等に光を照射する。発光部１１１としては、例えば、分布帰還型（DFB:Distributed Feedback）のレーザダイオード（LD:Laser Diode）や、垂直共振器面発光レーザ（VCSEL:Vertical Cavity Surface Emitting Laser）等のシングルモードで発光する光源を用いることができる。
　受光部１１２は、例えば、シリコン（Si）等の材料を使用したフォトダイオード（PD:Photo Diode）で構成される。受光部１１２は、発光部１１１から照射された光（以下、照射光ともいう）の、被検体、例えば、人体の皮膚下に存在する組織での反射としての散乱を経た反射光（後方散乱光）を受光し、光電変換を行う。
　発光部１１１から照射された照射光の一部は、人体内を移動する粒子、例えば、赤血球等で散乱し、ドップラーシフトを生じる。被検体としての人体からの反射光には、ドップラーシフトした反射光と、ドップラーシフトしていない反射光とが存在し、それらのドップラーシフトした反射光と、ドップラーシフトしていない反射光との干渉により、ランダムな振動である光ビートが観測される。
　受光部１１２は、以上のような人体からの反射光を光電変換する。そして、受光部１１２は、光電変換により得られる、反射光に対応する反射信号（ビート信号）を、TIA１１３に供給する。
　TIA１１３は、受光部１１２から供給される反射信号に、電流を電圧に変換する電流―電圧変換を施し、電気的な処理が実現可能な程度に反射信号としての電圧の増幅を行って、信号処理部１１４に供給する。
　信号処理部１１４は、抽出部１１５及び演算部１１６を有する。
　抽出部１１５は、TIA１１３から信号処理部１１４に供給される反射信号と、周期的な周期信号とをミキシング（乗算）し、反射信号と周期信号とをミキシングして得られるミキシング信号をLPF(Low Pass Filter)によってフィルタリングすることにより、ミキシング信号から所定の（角）周波数帯域の周波数成分を抽出し、抽出信号として演算部１１６に供給する。
　演算部１１６は、抽出部１１５から供給される抽出信号のパワーを求め、その抽出信号のパワーと、周期信号の角周波数との乗算を行う。そして、演算部１１６は、その抽出信号のパワーと、周期信号の角周波数との乗算を行った結果得られる乗算値から血流速度を求めて出力する。
　＜抽出部１１５及び演算部１１６の第１の構成例＞
　図２は、図１の抽出部１１５の第１の構成例を示すブロック図である。
　図２に示される抽出部１１５は、ミキシング部１２１１及び１２１２、発振器１２２１及び１２２２、並びに、LPF１２３１及び１２３２を有する。
　ミキシング部１２１１は、TIA１１３から供給される反射信号と、発振器１２２１から供給される周期信号とをミキシングし、反射信号と周期信号とをミキシングして得られるミキシング信号を、LPF１２３１に供給する。
　発振器（LO:Local Oscillator）１２２１は、所定の角周波数の正弦波又は矩形波等の周期的な周期信号を、例えば、発振によって生成し、ミキシング部１２１１に供給する。
　LPF１２３１は、ミキシング部１２１１から供給されるミキシング信号をフィルタリングし、そのフィルタリングにより得られるミキシング信号の低角周波数の周波数成分を、抽出信号として演算部１１６に供給する。
　ミキシング部１２１２、発振器１２２２、及び、LPF１２３２は、ミキシング部１２１１、発振器１２２１、及び、LPF１２３１とそれぞれ同様に構成されるため、説明は省略する。但し、発振器１２２２は、発振器１２２１と異なる角周波数の周期信号を生成する。
　ここで、TIA１１３から抽出部１１５のミキシング部１２１ｎに供給される反射信号をAsin(ωtia+φ)と表し、発振器１２２ｎが生成する周期信号をsin(ωlot)と表すこととする。図２では、ｎ＝１，２である。
　ωtiaは、反射信号の角周波数を表し、ωloは、周期信号の角周波数を表す。φは、周期信号sin(ωlot)に対する反射信号Asin(ωtia+φ)の位相（ずれ）を表す。
　ミキシング部１２１ｎでは、反射信号Asin(ωtia+φ)と周期信号sin(ωlot)とがミキシングされ、すなわち、乗算され、以下の式（３）に示すミキシング信号Asin(ωtia+φ)×sin(ωlot)が得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 　　・・・（３）
　LPF１２３ｎには、ミキシング部１２１ｎから、式（３）で示されるミキシング信号Asin(ωtia+φ)×sin(ωlot)が供給され、LPF１２３ｎでは、式（３）で示されるミキシング信号Asin(ωtia+φ)×sin(ωlot)に対してフィルタリングが行われる。すなわち、LPF１２３ｎでは、ミキシング信号Asin(ωtia+φ)×sin(ωlot)=-A/2[cos{(ωtia+ωlo)t+φ}-cos{(ωtia-ωlo)t+φ}]から高角周波数(ωtia+ωlo)の周波数成分-A/2cos{(ωtia+ωlo)t+φ}が除去され、低角周波数(ωtia-ωlo)の周波数成分A/2cos{(ωtia-ωlo)t+φ}のみが抽出されて、抽出信号として出力される。したがって、抽出信号は、以下の式（４）のように示される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 　　・・・（４）
　図３は、抽出部１１５で行われる処理を説明する図である。
　図３において、縦軸は信号のパワーを表し、横軸は角周波数を表す。
　図３のAでは、反射信号のパワースペクトルと、角周波数ωloの周期信号のパワースペクトルとが示されている。
　さらに、図３のAでは、反射信号のパワースペクトルを、振幅を半分にしたパワーにして、角周波数のプラス側に、角周波数ωloだけずらしたパワースペクトルと、そのパワースペクトルを、角周波数ωloで折り返したパワースペクトルとを合わせたパワースペクトルPSが示されている。
　図３のBでは、ミキシング部１２１ｎで、図３のAの反射信号と周期信号とがミキシングされて得られるミキシング信号のパワースペクトルが示されている。
　ミキシング信号のパワースペクトルは、図３のAのパワースペクトルPSの角周波数のマイナス側の周波数成分を、0Hzで折り返し、プラス側の周波数成分に加えたパワースペクトルになる。図３のBでは、ミキシング部１２１ｎから出力されるミキシング信号のパワースペクトルが、実線で示されている。
　図３のCでは、LPF１２３ｎの出力信号である抽出信号のパワースペクトルが示されている。LPF１２３ｎでは、図３のBのミキシング信号がフィルタリングされ、ミキシング信号のうちの、図３のCの実線で示されるパワースペクトルの信号、すなわち、LPF１２３ｎのカットオフ角周波数ωlpf以下の低角周波数の周波数成分の信号が、抽出信号として出力される。
　図３のCでは、抽出信号のパワーが、斜線を付した領域で示されており、図３のA及びBに斜線を付した領域のパワーに相当する。抽出信号は、反射信号（図３のA）の角周波数ωlo-ωlpfから角周波数ωlo+ωlpfまでの（角）周波数帯域の信号を抽出した信号に相当する（図３のA）。
　以下、角周波数ωloに対して、LPF１２３ｎが出力する抽出信号のパワーをP(ωlo)と表す。抽出信号のパワーP(ωlo)は、血流速度を求める式（１）の分子の∫ωP(ω)dωのP(ω)に相当する。
　ここで、カットオフ角周波数ωlpfは、P(ωlo)を用いて後述するように求められる血流速度の（計測）精度が向上するように、例えば、シミュレーション等により決定することができる。
　血流速度を求める式（１）の分子の∫ωP(ω)dωは、以下の式（５）のように変形することができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 　　・・・（５）
　なお、式（５）で示されるωlo#nは、周期信号の角周波数を表し、P(ωlo#n)は、角周波数ωlo#nに対する反射信号、すなわち、角周波数ωlo#nの周期信号と反射信号とのミキシング及びフィルタリングにより得られる抽出信号のパワーを表す。
　また、Ｎは１以上の整数であり、角周波数ωlo1ないしωloNは、それぞれ異なる角周波数を表す。さらに、角周波数ωlo1ないしωloNは、式（１）に示される積分の範囲内の値（例えば、数KHzないし10数KHz）をとることとし、その値の間隔、すなわち、角周波数ωlo#nと角周波数ωlo#n+1との値の間隔は一定の間隔でもよいし、一定の間隔でなくてもよい。また、角周波数ωlo1ないしωloNは、昇順又は降順に並ぶ値であってもよいし、昇順又は降順に並んでない値であってもよい。
　血流速度を求める式（５）は、例えば、以下の式（６）のように、近似することができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
 　　・・・（６）
　式（６）によれば、血流速度は、ωlo1P(ωlo1)+ωlo2P(ωlo2)の演算で近似することができる。すなわち、反射信号に対して、２つの異なる角周波数ωlo1及びωlo2の周期信号をそれぞれミキシングすることで抽出される２つの抽出信号のパワーP(ωlo1)及びP(ωlo2)と、その２つの抽出信号を抽出するのに用いられた周期信号の角周波数ωlo1及びωlo2とから、血流速度を求めることができる。
　図２の抽出部１１５では、角周波数ωlo1及びωlo2に対する２つの抽出信号が求められ、図１の演算部１１６に供給される。図１の演算部１１６では、抽出部１１５から供給される２つの抽出信号を用いて、式（６）に従った演算が行われ、血流速度が求められる。
　図４は、図１の演算部１１６の第１の構成例を示すブロック図である。
　図４に示される演算部１１６は、ADC１３１１及び１３１２、乗算部１３２１及び１３２２、周波数出力部１３３１及び１３３２、乗算部１３４１及び１３４２、並びに、加算部１３５を有する。
　ADC１３１ｎは（図４では、ｎ＝１，２）、抽出部１１５（図２）のLPF１２３ｎから供給される角周波数ωlo#nに対する（アナログの）抽出信号をAD変換し、AD変換により得られるディジタルの抽出信号を、乗算部１３２ｎに供給する。
　乗算部１３２ｎは、ADC１３１ｎから供給されるディジタルの抽出信号を自乗することにより、その抽出信号のパワーP(ωlo#n)を求め、乗算部１３４ｎに供給する。
　ここで、乗算部１３２ｎでは、抽出信号の各サンプル値を自乗する他、ある時間区間ごとに、その時間区間の抽出信号のサンプル値の平均値を自乗することで、抽出信号のパワーP(ωlo#n)を求めることができる。この場合、ある時間区間の各サンプル点については、その時間区間の抽出信号のサンプル値の平均値の自乗が、抽出信号のパワーP(ωlo#n)として求められる。
　周波数出力部１３３ｎは、LPF１２３ｎが出力する抽出信号を求めるのに用いられた周期信号の角周波数ωlo#n、すなわち、発振器１２２ｎで生成される周期信号の角周波数ωlo#nを、乗算部１３４ｎに供給する。
　乗算部１３４ｎは、乗算部１３２ｎから供給される抽出信号のパワーP(ωlo#n)と、周波数出力部１３３ｎから供給される角周波数ωlo#nとの乗算を行い、その乗算を行った結果得られる乗算値ωlo#nP(ωlo#n)を、加算部１３５に供給する。
　加算部１３５は、乗算部１３４１から供給される乗算値ωlo1P(ωlo1)と乗算部１３４２から供給される乗算値ωlo2P(ωlo2)との加算を行い、その加算を行った結果得られる加算値ωlo1P(ωlo1)+ωlo2P(ωlo2)を、血流速度として外部に出力する。
　なお、図４の演算部１１６では、ディジタル信号を対象として、抽出信号のパワーP(ωlo#n)の算出、抽出信号のパワーP(ωlo#n)と角周波数ωlo#nとの乗算、及び、その乗算により得られる乗算値ωlo#nP(ωlo#n)の加算が行われるが、抽出信号のパワーP(ωlo#n)の算出、抽出信号のパワーP(ωlo#n)と角周波数ωlo#nとの乗算、及び、乗算値ωlo#nP(ωlo#n)の加算は、アナログ信号を対象として行うことができる。
　以上のように、抽出信号のパワーP(ωlo#n)の算出、抽出信号のパワーP(ωlo#n)と角周波数ωlo#nとの乗算、及び、乗算値ωlo#nP(ωlo#n)の加算を、アナログ信号を対象として行う場合には、演算部１１６の乗算部１３２ｎ、乗算部１３４ｎ、及び、加算部１３５は、アナログ信号を対象として演算を行うことができるアナログ回路で構成される。また、演算部１１６では、ADC１３１ｎが不要になる。
　ここで、計測装置１００において、反射信号から乗算値ωlo#nP(ωlo#n)を求めるまでの処理を行う経路をパスということとする。抽出部１１５及び演算部１１６の第１の構成例では、２つのパスが設けられており、その２つのパスそれぞれで得られる乗算値ωlo1P(ωlo1)及びωlo2P(ωlo2)を加算することで血流速度が求められる。
　図５は、信号処理部１１４で行われる処理の例を説明するフローチャートである。
　ステップＳ１１において、信号処理部１１４のミキシング部１２１ｎは、TIA１１３から供給される反射信号を受信し、処理は、ステップＳ１２に進む。
　ステップＳ１２において、信号処理部１１４のミキシング部１２１ｎは、TIA１１３から供給される反射信号と発振器１２２ｎから供給される周期信号とをミキシングし、そのミキシングにより得られるミキシング信号を、LPF１２３ｎに供給して、処理は、ステップＳ１３に進む。
　ステップＳ１３において、信号処理部１１４のLPF１２３ｎは、ミキシング部１２１ｎから供給されるミキシング信号をフィルタリングする。すなわち、ステップＳ１３において、信号処理部１１４のLPF１２３ｎは、ミキシング信号から（カットオフ角周波数ωlpf以下の（角）周波数帯域の）低角周波数の周波数成分を抽出し、抽出信号として、ADC１３１ｎに供給して、処理は、ステップＳ１４に進む。
　ステップＳ１４において、信号処理部１１４のADC１３１ｎは、LPF１２３ｎから供給される抽出信号をAD変換し、乗算部１３２ｎに供給して、処理は、ステップＳ１５に進む。
　ステップＳ１５において、信号処理部１１４の乗算部１３２ｎは、ADC１３１ｎから供給される抽出信号を自乗することにより抽出信号のパワーP(ωlo#n)を求め、乗算部１３４ｎに供給して、処理は、ステップＳ１６に進む。
　ステップＳ１６において、信号処理部１１４の乗算部１３４ｎは、乗算部１３２ｎから供給される抽出信号のパワーP(ωlo#n)と、周波数出力部１３３ｎから供給される、その抽出信号を求めるのに用いられた周期信号の角周波数ωlo#nとを乗算し、その乗算により得られる乗算値ωlo#nP(ωlo#n)を、加算部１３５に供給して、処理は、ステップＳ１７に進む。
　ステップＳ１７において、信号処理部１１４の加算部１３５は、乗算部１３４１及び１３４２からそれぞれ供給される乗算値ωlo1P(ωlo1)及びωlo2P(ωlo2)を加算し、その結果得られる加算値ωlo1P(ωlo1)+ωlo2P(ωlo2)を、血流速度として出力して、処理は終了する。
　図６は、ミキシング方式で求められる血流速度とFFT方式で求められる血流速度の例を示す図である。
　ここで、ミキシング方式とは、図１に示される計測装置１００のように、反射信号と周期信号とをミキシングし、そのミキシングにより得られるミキシング信号にLPFをかけて得られる抽出信号を用いて、血流速度を求める方式を意味する。
　FFT方式とは、LDF法を用いた一般的な計測装置のように、反射信号をAD変換し、そのAD変換された反射信号のFFTを行って、反射信号のパワーP(ω)を求め、その反射信号のパワーP(ω)を用い、式（１）に従って、血流速度を求める方式を意味する。
　図６において、縦軸は（相対的な）血流速度を表し、横軸は時間（秒）を表す。
　図６のAは、ミキシング方式で求められた血流速度と、その血流速度の一部を拡大した拡大図とを示している。
　図６のBは、FFT方式で求められた血流速度と、その血流速度の一部を拡大した拡大図とを示している。
　図６のAのミキシング方式で求められた血流速度と、図６のBのFFT方式で求められた血流速度とを比較してみると、ミキシング方式によれば、FFT方式とほぼ同様の血流速度を求めることができることが認められる。
　すなわち、図６は、０ないし１０秒において、安静状態にし、１０ないし２０秒において、腕を締めることで血流を止め、２０秒以降において、再度安静状態にした場合の指先の血流速度を、ミキシング方式及びFFT方式で求めた計測結果を示している。図６によれば、ミキシング方式によって、FFT方式とほぼ同様の精度で、血流速度を求めることができることが分かる。
　なお、図６のAのミキシング方式で求められた血流速度は、図２及び図４に示したように、抽出部１１５及び演算部１１６が２パスで構成される場合の血流速度である。
　ミキシング方式によれば、反射信号と周期信号とのミキシングにより得られるミキシング信号に、LPFをかけて得られる抽出信号を用いて、血流速度を求めることができるので、反射信号のFFTを行う必要がない。したがって、ミキシング方式によれば、FFT方式と比較して計算量が少なくなり、遅延の少ない、血流速度のリアルタイム観測が容易に可能となる。
　また、ミキシング方式によれば、FFT方式と比較して計算量が少なくなるので、高速なディジタル演算を行う必要がなくなり、省電力化を実現することができる。
　さらに、ミキシング方式によれば、高速なディジタル演算を行う必要がないので、その高速なディジタル演算を行うためのDSP等の高価なLSIが不要となり、低コスト化や、小型化を実現することができる。
　他にも、特許文献１に記載された技術では、高速のADCが必要であったが、ミキシング方式では、高速のADCを用いずに血流速度を求めることができる。また、ミキシング方式では、演算部１１６において、アナログ信号で演算を行うことができ、アナログ信号で演算を行う場合には、演算部１１６は、ADC１３１１及び１３１２を用いずに構成することができる。ADC１３１１及び１３１２を用いずに演算部１１６を構成する場合には、コストを削減することができる。
　＜抽出部１１５及び演算部１１６の第２の構成例＞
　図７は、抽出部１１５及び演算部１１６の第２の構成例を示すブロック図である。
　なお、図中、図２及び図４と対応する部分については同一の符号を付してあり、以下では、その説明については適宜省略する。
　図７において、抽出部１１５及び演算部１１６は、３以上のＮ個のパスを有する。
　すなわち、抽出部１１５は、ミキシング部１２１１ないし１２１Ｎ、発振器１２２１ないし１２２Ｎ、及び、LPF１２３１ないし１２３Ｎを有する。演算部１１６は、ADC１３１１ないし１３１Ｎ、乗算部１３２１ないし１３２Ｎ、周波数出力部１３３１ないし１３３Ｎ、乗算部１３４１ないし１３４Ｎ、及び、加算部１３５を有する。
　以上のように構成される計測装置１００では、ミキシング部１２１１ないし１２１Ｎにおいて、反射信号に対して、Ｎ個の異なる角周波数ωlo1ないしωloNの周期信号がそれぞれミキシングされ、そのミキシングの結果得られるＮ個のミキシング信号が、LPF１２３１ないし１２３Ｎにそれぞれ供給される。
　LPF１２３１ないし１２３Ｎにおいて、ミキシング部１２１１ないし１２１Ｎから供給されるＮ個のミキシング信号が、それぞれフィルタリングされ、そのフィルタリングの結果得られるＮ個の抽出信号が、ADC１３１１ないし１３１Ｎにそれぞれ供給される。
　ADC１３１１ないし１３１Ｎにおいて、LPF１２３１ないし１２３Ｎから供給されるＮ個の抽出信号それぞれに対して、AD変換が行われ、乗算部１３２１ないし１３２Ｎにそれぞれ供給される。
　乗算部１３２１ないし１３２Ｎにおいて、ADC１３１１ないし１３１Ｎから供給されるＮ個の抽出信号それぞれのパワーP(ωlo#n)がそれぞれ求められ、乗算部１３４１ないし１３４Ｎにそれぞれ供給される。
　乗算部１３４１ないし１３４Ｎにおいて、乗算部１３２１ないし１３２Ｎから供給されるＮ個の抽出信号のパワーP(ωlo1)ないしP(ωloN)それぞれと、周波数出力部１３３１ないし１３３Ｎから供給される角周波数ωlo1ないしωloN、すなわち、抽出信号を求めるのに用いられた周期信号の角周波数ωlo1ないしωloNとがそれぞれ乗算され、その乗算の結果得られる乗算値ωlo1P(ωlo1)ないしωloNP(ωloN)が、加算部１３５に供給される。
　加算部１３５において、乗算部１３４１ないし１３４Ｎから供給される乗算値ωlo1P(ωlo1)ないしωloNP(ωloN)が加算され、その加算の結果得られる加算値ωlo1P(ωlo1)+ωlo2P(ωlo2)+…+ωloNP(ωloN)が、血流速度（の計測結果）として出力される。
　上述した式（５）から明らかなように、ミキシング方式では、角周波数ωlo#nの数Ｎがある程度多い方が、血流速度（の計測結果）は、式（１）の分子の∫ωP(ω)dωの演算結果に近づくので、パスをある程度多く設ける方が、血流速度の（計測）精度を向上することができる。
　なお、角周波数ωlo#nの数Ｎ、すなわち、パスの数は、信号処理部１１４で求められる血流速度の精度が向上するように、例えば、シミュレーション等により決定することができる。
　ここで、計測装置１００には、角周波数ωlo#nの数Ｎと同じ数だけパスを設ける必要がある。したがって、角周波数ωlo#nの数Ｎを多くする場合には、計測装置１００の回路規模が、数Ｎに比例して大きくなる。
　そこで、角周波数ωlo#nの数Ｎが多くても、計測装置１００の回路規模が大きくならない抽出部１１５及び演算部１１６の構成例について説明する。
　＜抽出部１１５及び演算部１１６の第３の構成例＞
　図８は、抽出部１１５及び演算部１１６の第３の構成例を示すブロック図である。
　図８において、抽出部１１５及び演算部１１６は、１つのパスを有する。
　すなわち、抽出部１１５は、ミキシング部１２１、LPF１２３、及び、発振器１４０を有する。演算部１１６は、ADC１３１、乗算部１３２、周波数出力部１４１、乗算部１３４、及び、加算部１３５を有する。
　ミキシング部１２１は、TIA１１３から供給される反射信号と、発振器１４０から順次（時系列に）供給される異なる角周波数の複数の周期信号それぞれとを順次乗算（ミキシング）し、複数の角周波数に対するミキシング信号を、LPF１２３に順次供給する。
　LPF１２３は、ミキシング部１２１から順次供給される複数の角周波数に対するミキシング信号を順次フィルタリングすることで、複数の角周波数に対するミキシング信号から、複数の角周波数に対する抽出信号を順次抽出し、ADC１３１に順次供給する。
　ADC１３１は、LPF１２３から供給される複数の角周波数に対する抽出信号を順次AD変換し、乗算部１３２に順次供給する。
　乗算部１３２は、ADC１３１から順次供給される複数の角周波数に対する抽出信号のパワーP(ωlo#n)を順次求め（ｎ＝１，２，…，Ｎ）、乗算部１３４に順次供給する。
　乗算部１３４は、乗算部１３２から順次供給される複数の角周波数に対する複数の抽出信号のパワーP(ωlo1),P(ωlo2),…,P(ωloN)と、周波数出力部１４１から順次供給される角周波数ωlo1,ωlo2,…,ωloNとを順次乗算し、その乗算の結果得られる複数の角周波数ωlo#nに対する乗算値ωlo#nP(ωlo#n)を、加算部１３５に順次供給する。
　加算部１３５は、乗算部１３４から順次供給される複数の角周波数ωlo#nに対する乗算値ωlo#nP(ωlo#n)を順次加算し、その加算の結果得られる加算値を、血流速度として出力する。
　発振器１４０は、周期信号の角周波数ωlo#nを、例えば、所定の時間ごとにスイープし（変化させ）、異なる角周波数ωlo#n=ωlo1,ωlo2,…,ωloNの複数の周期信号を生成して、ミキシング部１２１に順次供給する。
　周波数出力部１４１は、LPF１２３が出力する抽出信号を求めるのに用いられた周期信号の角周波数ωlo#n、すなわち、発振器１４０で生成される周期信号の角周波数ωlo#nを、乗算部１３４に順次供給する。
　以上のように構成される抽出部１１５及び演算部１１６では、複数の角周波数ωlo#n=ωlo1,ωlo2,…,ωloNそれぞれについて、ミキシング部１２１、LPF１２３、ADC１３１ないし加算部１３５で行うべき処理が、時系列に行われる。
　図９は、発振器１４０での周期信号の角周波数ωloのスイープの例を説明する図である。
　図９のAに示されるように、図８の発振器１４０は、例えば、一定時間Tごとに角周波数ωloが大きくなるように、角周波数ωloをスイープすることができる。
　また、図９のBに示されるように、図８の発振器１４０は、例えば、連続的に角周波数ωloが大きくなるように、角周波数ωloをスイープすることができる。
　なお、図９のA及びBでは、時間が経過するにつれて大きくなるように、角周波数ωloがスイープされているが、時間が経過するにつれて小さくなるように、角周波数ωloをスイープすることができる。
　また、ある時刻までは一定時間Tごとに角周波数ωloをスイープさせ、ある時刻からは連続的に角周波数ωloをスイープさせることができる。
　図８に示される抽出部１１５では、発振器１４０は、角周波数ωloをスイープすることで、異なる角周波数ωlo#n=ωlo1,ωlo2,…,ωloNのＮ個の周期信号を順次（時系列に）生成する。さらに、ミキシング部１２１は、その異なる角周波数ωlo#n=ωlo1,ωlo2,…,ωloNのＮ個の周期信号と反射信号とを順次ミキシングし、LPF１２３は、そのミキシングにより得られるＮ個のミキシング信号を、順次フィルタリングすることで、Ｎ個の抽出信号を順次抽出する。
　そして、図８の演算部１１６では、Ｎ個の抽出信号それぞれのパワーP(ωlo1),P(ωlo2),…,P(ωloN)の算出、Ｎ個の抽出信号それぞれのパワーP(ωlo#n)と角周波数ωlo#nとの乗算、及び、その乗算により得られるＮ個の乗算値ωlo#nP(ωlo#n)の加算それぞれが順次行われ、血流速度が求められる。
　以上のように、抽出部１１５及び演算部１１６が、図８のように、１つのパスで構成される場合には、図７のＮ個のパスで構成される場合の各パスで行われる演算を順次行うことにより、図７の場合と同様の血流速度を求めることができる。そして、抽出部１１５及び演算部１１６を、図８のように構成する場合には、角周波数ωlo#nの数Ｎを多くしても、パスの数を多くする必要がないので、計測装置１００の回路規模が角周波数ωlo#nの数Ｎに比例して大きくなることを防止することができる。
　＜抽出部１１５及び演算部１１６の第４の構成例＞
　図１０は、抽出部１１５及び演算部１１６の第４の構成例を示すブロック図である。
　図１０において、抽出部１１５及び演算部１１６は、１つのパスのみで構成される。
　すなわち、抽出部１１５は、ミキシング部１２１、発振器１２２、及び、LPF１２３を有する。演算部１１６は、ADC１３１、乗算部１３２、周波数出力部１３３、及び、乗算部１３４を有する。
　ミキシング部１２１には、TIA１１３から反射信号が供給されるとともに、発振器１２２から、ある角周波数ωloの周期信号が供給される。ミキシング部１２１は、TIA１１３から供給される反射信号と、発振器１２２から供給されるある角周波数ωloの周期信号それぞれとを乗算（ミキシング）し、その乗算により得られるミキシング信号を、LPF１２３に供給する。
　発振器１２２は、ある角周波数ωloの周期信号を生成し、ミキシング部１２１に供給する。
　LPF１２３は、ミキシング部１２１から供給されるミキシング信号をフィルタリングし、そのフィルタリングにより得られる抽出信号（ミキシング信号の低角周波数の周波数成分）を、ADC１３１に供給する。
　ADC１３１は、LPF１２３から供給される抽出信号をAD変換し、乗算部１３２に供給する。
　乗算部１３２は、ADC１３１から供給される抽出信号を自乗することにより、その抽出信号のパワーP(ωlo)を求め、乗算部１３４に供給する。
　周波数出力部１３３は、乗算部１３２でパワーP(ωlo)が求められた抽出信号を求めるのに用いられた周期信号の角周波数ωloを、乗算部１３４に供給する。
　乗算部１３４は、乗算部１３２から供給される抽出信号のパワーP(ωlo)と、周波数出力部１３３から供給される角周波数ωloとを乗算し、その乗算により得られる乗算値ωloP(ωlo)を、血流速度として出力する。
　図１０の抽出部１１５及び演算部１１６では、ある１つの角周波数ωloに対して求められる抽出信号のパワーP(ωlo)を用いて、血流速度が求められるが、その抽出信号のパワーP(ωlo)は、図３で説明したことから、LPF１２３（LPF１２３ｎ）の通過帯域幅と同一の幅の周波数帯域のパワーであるため、特定の周波数のみに注目して血流速度を求める特許文献１に記載された技術より、血流速度の精度を向上させることができる。
　また、図１０に示される演算部１１６では、加算部１３５が不要になるので、図４、図７、及び、図８に示したように加算部１３５を設けて演算部１１６を構成する場合と比較して、計測装置１００を低コスト化することができる。
　なお、本技術は、人体の内部の血流速度の他、人体以外の被検体の内部を流れる流体の速度の計測に適用することができる。
　また、図２、図７、図８、及び、図１０の抽出部１１５では、アナログ信号を対象として処理が行われているが、ディジタル信号を対象として処理が行われてもよい。
　＜本技術を適用したコンピュータ＞
　次に、上述した抽出部１１５や演算部１１６の一連の処理は、ハードウェアにより行うこともできるし、ソフトウェアにより行うこともできる。一連の処理をソフトウェアによって行う場合には、そのソフトウェアを構成するプログラムが、コンピュータにインストールされる。
　そこで、図１１は、上述した一連の処理を実行するプログラムがインストールされるコンピュータの一実施の形態の構成例を示している。
　図１１において、CPU(Central Processing Unit)２０１は、ROM(Read Only Memory)２０２に記憶されているプログラム、又は記憶部２０８からRAM(Random Access Memory)２０３にロードされたプログラムに従って各種の処理を実行する。RAM２０３にはまた、CPU２０１が各種の処理を実行する上において必要なデータなども適宜記憶される。
　CPU２０１、ROM２０２、及び、RAM２０３は、バス２０４を介して相互接続されている。このバス２０４にはまた、入出力インタフェース２０５も接続されている。
　入出力インタフェース２０５には、キーボード、マウスなどによりなる入力部２０６、LCD(liquid crystal display)などよりなるディスプレイ、並びにスピーカなどよりなる出力部２０７、ハードディスクなどより構成される記憶部２０８、モデム、ターミナルアダプタなどより構成される通信部２０９が接続されている。通信部２０９は、例えばインターネットなどのネットワークを介しての通信処理を行う。
　入出力インタフェース２０５にはまた、必要に応じてドライブ２１０が接続され、磁気ディスク、光ディスク、光磁気ディスク、或いは半導体メモリなどのリムーバブルメディア２１１が適宜装着され、それらから読み出されたコンピュータプログラムが、必要に応じて記憶部２０８にインストールされる。
　なお、コンピュータが実行するプログラムは、本明細書で説明する順序に沿って時系列に処理が行われるプログラムであっても良いし、並列に、あるいは呼び出しが行われたとき等の必要なタイミングで処理が行われるプログラムであっても良い。
　本技術の実施の形態は、上述した実施の形態に限定されるものではなく、本技術の要旨を逸脱しない範囲において種々の変更が可能である。
　なお、本明細書に記載された効果はあくまで例示であって限定されるものではなく、本明細書に記載されたもの以外に効果があってもよい。
　＜その他＞
　本技術は、以下のような構成をとることができる。
（１）
　被検体で反射した反射光に対応する反射信号と、周期的な周期信号とをミキシングするミキシング部と、
　前記反射信号と前記周期信号とをミキシングして得られるミキシング信号をフィルタリングするLPF(Low Pass filter)と
　を備える信号処理装置。
（２）
　前記LPFの出力信号のパワーと前記周期信号の角周波数とを乗算する乗算部をさらに備える
　（１）に記載の信号処理装置。
（３）
　前記反射信号と、異なる角周波数の複数の前記周期信号それぞれとをそれぞれミキシングする複数の前記ミキシング部と、
　前記反射信号と複数の前記周期信号それぞれとをミキシングして得られる複数のミキシング信号をそれぞれフィルタリングする複数の前記LPFと
　を備える
　（１）に記載の信号処理装置。
（４）
　複数の前記LPFの出力信号のパワーそれぞれと、前記出力信号を求めるのに用いられた前記周期信号の角周波数とをそれぞれ乗算する複数の乗算部と、
　複数の前記LPFの出力信号のパワーそれぞれと、前記出力信号を求めるのに用いられた前記周期信号の角周波数とが乗算された複数の乗算値を加算する加算部と
　をさらに備える
　（３）に記載の信号処理装置。
（５）
　前記反射信号と、異なる角周波数の複数の前記周期信号それぞれとを順次乗算する１つの前記ミキシング部と、
　前記反射信号と複数の前記周期信号それぞれとをミキシングして得られる複数のミキシング信号を順次フィルタリングする１つの前記LPFと
　を備える
　（１）に記載の信号処理装置。
（６）
　前記LPFが複数の前記周期信号それぞれに対して順次出力する出力信号のパワーそれぞれと、前記出力信号を求めるのに用いられた前記周期信号の角周波数とを順次乗算する１つの乗算部と、
　前記乗算部が順次出力する、前記出力信号のパワーと前記周期信号の角周波数とが乗算された複数の乗算値を順次加算する加算部と
　をさらに備える
　（５）に記載の信号処理装置。
（７）
　前記反射光を受光し、前記反射光に対応する前記反射信号を出力する受光部をさらに備える
　（１）ないし（６）のいずれかに記載の信号処理装置。
（８）
　前記被検体に光を照射する発光部をさらに備える
　（１）ないし（７）のいずれかに記載の信号処理装置。
（９）
　前記発光部は、少なくとも一部がコヒーレントな光を照射する
　（８）に記載の信号処理装置。
（１０）
　前記被検体は、人体である
　（１）ないし（９）のいずれかに記載の信号処理装置。
（１１）
　被検体で反射した反射光に対応する反射信号と、周期的な周期信号とをミキシングすることと、
　前記反射信号と前記周期信号とをミキシングして得られるミキシング信号をLPF(Low Pass filter)によってフィルタリングすることを含む
　信号処理方法。
（１２）
　被検体で反射した反射光に対応する反射信号と、周期的な周期信号とをミキシングするミキシング部と、
　前記反射信号と前記周期信号とをミキシングして得られるミキシング信号をフィルタリングするLPF(Low Pass filter)と
　してコンピュータを機能させるためのプログラム。
（１３）
　被検体に光を照射する発光部と、
　前記被検体で反射した前記光の反射光を受光し、前記反射光に対応する反射信号を出力する受光部と、
　前記反射信号と、周期的な周期信号とをミキシングするミキシング部と、
　前記反射信号と前記周期信号とをミキシングして得られるミキシング信号をフィルタリングするLPF(Low Pass filter)と、
　前記LPFの出力信号のパワーと前記周期信号の角周波数とを乗算する乗算部と
　を備える計測装置。
　１００　計測装置，　１１１　発光部，　１１２　受光部，　１１３　TIA，　１１４　信号処理部，　１１５　抽出部，　１１６　演算部，　１２１　ミキシング部，　１２２　発振器，　１２３　LPF，　１３１　ADC，　１３２　乗算部，　１３３　周波数出力部，　１３４　乗算部，　１３５　加算部，　１４０　発振器，　２０１　CPU，　２０２　ROM，　２０３　RAM，　２０４　バス，　２０５　入出力インタフェース，　２０６　入力部，　２０７　出力部，　２０８　記憶部，　２０９　通信部，　２１０　ドライブ，　２１１　リムーバブルディスク

Claims (13)

  1. 　被検体で反射した反射光に対応する反射信号と、周期的な周期信号とをミキシングするミキシング部と、
    　前記反射信号と前記周期信号とをミキシングして得られるミキシング信号をフィルタリングするLPF(Low Pass filter)と
    　を備える信号処理装置。
  2. 　前記LPFの出力信号のパワーと前記周期信号の角周波数とを乗算する乗算部をさらに備える
    　請求項１に記載の信号処理装置。
  3. 　前記反射信号と、異なる角周波数の複数の前記周期信号それぞれとをそれぞれミキシングする複数の前記ミキシング部と、
    　前記反射信号と複数の前記周期信号それぞれとをミキシングして得られる複数のミキシング信号をそれぞれフィルタリングする複数の前記LPFと
    　を備える
    　請求項１に記載の信号処理装置。
  4. 　複数の前記LPFの出力信号のパワーそれぞれと、前記出力信号を求めるのに用いられた前記周期信号の角周波数とをそれぞれ乗算する複数の乗算部と、
    　複数の前記LPFの出力信号のパワーそれぞれと、前記出力信号を求めるのに用いられた前記周期信号の角周波数とが乗算された複数の乗算値を加算する加算部と
    　をさらに備える
    　請求項３に記載の信号処理装置。
  5. 　前記反射信号と、異なる角周波数の複数の前記周期信号それぞれとを順次乗算する１つの前記ミキシング部と、
    　前記反射信号と複数の前記周期信号それぞれとをミキシングして得られる複数のミキシング信号を順次フィルタリングする１つの前記LPFと
    　を備える
    　請求項１に記載の信号処理装置。
  6. 　前記LPFが複数の前記周期信号それぞれに対して順次出力する出力信号のパワーそれぞれと、前記出力信号を求めるのに用いられた前記周期信号の角周波数とを順次乗算する１つの乗算部と、
    　前記乗算部が順次出力する、前記出力信号のパワーと前記周期信号の角周波数とが乗算された複数の乗算値を順次加算する加算部と
    　をさらに備える
    　請求項５に記載の信号処理装置。
  7. 　前記反射光を受光し、前記反射光に対応する前記反射信号を出力する受光部をさらに備える
    　請求項１に記載の信号処理装置。
  8. 　前記被検体に光を照射する発光部をさらに備える
    　請求項１に記載の信号処理装置。
  9. 　前記発光部は、少なくとも一部がコヒーレントな光を照射する
    　請求項８に記載の信号処理装置。
  10. 　前記被検体は、人体である
    　請求項１に記載の信号処理装置。
  11. 　被検体で反射した反射光に対応する反射信号と、周期的な周期信号とをミキシングすることと、
    　前記反射信号と前記周期信号とをミキシングして得られるミキシング信号をLPF(Low Pass filter)によってフィルタリングすることを含む
    　信号処理方法。
  12. 　被検体で反射した反射光に対応する反射信号と、周期的な周期信号とをミキシングするミキシング部と、
    　前記反射信号と前記周期信号とをミキシングして得られるミキシング信号をフィルタリングするLPF(Low Pass filter)と
    　してコンピュータを機能させるためのプログラム。
  13. 　被検体に光を照射する発光部と、
    　前記被検体で反射した前記光の反射光を受光し、前記反射光に対応する反射信号を出力する受光部と、
    　前記反射信号と、周期的な周期信号とをミキシングするミキシング部と、
    　前記反射信号と前記周期信号とをミキシングして得られるミキシング信号をフィルタリングするLPF(Low Pass filter)と、
    　前記LPFの出力信号のパワーと前記周期信号の角周波数とを乗算する乗算部と
    　を備える計測装置。
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