(57)【要約】  流体評価装置（１００、２００、３００）は、内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源（１１、１２、５１、５２）と、該照射された光の被測定対象からの散乱光を受光し、該受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部（２１、３１）と、該出力された受光信号に含まれる、光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づいて、流体の流速に関する情報である流速情報を出力する流速情報出力部（３５、２６）と、出力された受光信号に含まれる受光部の受光量に関する情報である受光量情報及び出力された流速情報に基づいて、流体の濃度に関する情報である濃度情報を出力する濃度情報出力部（２５、２６）と、を備える。
2017109885.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源と、
前記照射された光の前記被測定対象からの散乱光を受光し、前記受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部と、
前記出力された受光信号に含まれる、前記光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づいて、前記流体の流速に関する情報である流速情報を出力する流速情報出力部と、
前記出力された受光信号に含まれる前記受光部の受光量に関する情報である受光量情報及び前記出力された流速情報に基づいて、前記流体の濃度に関する情報である濃度情報を出力する濃度情報出力部と、
を備えることを特徴とする流体評価装置。
【請求項２】
前記濃度情報出力部は、
前記流速情報、前記受光量情報及び前記濃度情報の関係を規定する対応関係情報を予め保持し、
前記出力された流速情報と前記出力された受光信号に含まれる受光量情報とに基づいて、前記対応関係情報から前記濃度情報を特定することにより、前記濃度情報を出力する
ことを特徴とする請求項１に記載の流体評価装置。
【請求項３】
前記対応関係情報は、前記受光量情報及び前記流速情報各々を軸とする座標系において、前記流体の濃度に関するパラメータの複数の値に夫々対応すると共に、前記受光量情報と前記流速情報との関係を規定する複数の関係線であることを特徴とする請求項２に記載の流体評価装置。
【請求項４】
前記濃度情報出力部は、前記座標系において前記出力された流速情報及び前記出力された受光信号に含まれる受光量情報により示される点と、前記複数の関係線のうち少なくとも一本の関係線とに基づいて、前記点に対応する前記流体の濃度に関するパラメータの値を特定することにより、前記濃度情報を出力することを特徴とする請求項３に記載の流体評価装置。
【請求項５】
前記受光部は、前記散乱光のうち前記被測定対象により反射された散乱光を受光する第１受光部と、前記散乱光のうち前記被測定対象を透過した散乱光を受光する第２受光部と、を有し、
前記流速情報出力部は、前記第１受光部から出力された受光信号に含まれる前記ビート信号に基づいて、前記流速情報を出力し、
前記濃度情報出力部は、前記第２受光部から出力された受光信号に含まれる前記第２受光部の受光量に関する情報である受光量情報と、前記出力された流速情報とに基づいて、前記濃度情報を出力する
ことを特徴とする請求項１に記載の流体評価装置。
【請求項６】
前記光源は、レーザ光を出射する第１光源と、レーザ光とは異なる光を出射する第２光源と、を有し、
前記受光部は、前記第１光源から出射されたレーザ光の前記被測定対象からの第１散乱光を受光し、前記受光された第１散乱光に応じて、前記ビート信号を含む受光信号を出力し、前記第２光源から出射された光の前記被測定対象からの第２散乱光を受光し、前記受光量情報を含む受光信号を出力する
ことを特徴とする請求項１に記載の流体評価装置。
【請求項７】
内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源と、前記照射された光の前記被測定対象からの散乱光を受光し、前記受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部と、を備える流体評価装置における流体評価方法であって、
前記出力された受光信号に含まれる、前記光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づいて、前記流体の流速に関する情報である流速情報を出力する流速情報出力工程と、
前記出力された受光信号に含まれる前記受光部の受光量に関する情報である受光量情報及び前記出力された流速情報に基づいて、前記流体の濃度に関する情報である濃度情報を出力する濃度情報出力工程と、
を備えることを特徴とする流体評価方法。
【請求項８】
内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源と、前記照射された光の前記被測定対象からの散乱光を受光し、前記受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部と、を備える流体評価装置に搭載されたコンピュータを、
前記出力された受光信号に含まれる、前記光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づいて、前記流体の流速に関する情報である流速情報を出力する流速情報出力部と、
前記出力された受光信号に含まれる前記受光部の受光量に関する情報である受光量情報及び前記出力された流速情報に基づいて、前記流体の濃度に関する情報である濃度情報を出力する濃度情報出力部、
として機能させることを特徴とするコンピュータプログラム。
【請求項９】
請求項８に記載のコンピュータプログラムを格納することを特徴とする記録媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被測定対象物の内部に流れる、例えば血液等の流体に照射された光を受光して得られる信号に基づいて該流体の評価を行う流体評価装置及び方法、コンピュータプログラム並びに、該コンピュータプログラムを格納する記録媒体の技術分野に関する。
【背景技術】
【０００２】
この種の装置として、例えば、医療用チューブの周囲にＬＥＤ（Ｌｉｇｈｔ  Ｅｍｉｔｔｉｎｇ  Ｄｉｏｄｅ）と受光素子とを配置し、受光信号から医療用チューブ内を流れる血液のヘマトクリットを計測する装置が提案されている（特許文献１参照）。或いは、内部に血液が流れているチューブにレーザ光を照射し、受光素子の受光量から算出された血液濃度に基づいて、レーザ光のドップラーシフトから算出された血液流量を補正する装置が提案されている（特許文献２参照）。【０００３】
尚、本発明に関連する先行技術文献として、特許文献３及び特許文献４がある。特許文献３には、赤血球の血球径よりも狭い幅の流路を流れる血液をカメラにより撮影し、撮影された画像に画像処理を施すことにより血液のヘマトクリット値を求め、該ヘマトクリット値に基づいて、該流路を流れる血液中の赤血球の速度を補正することにより、赤血球の変形能を算出する装置が開示されている。特許文献４には、血液透析のパラメータを治療中に求めるために、透析器に係る透析液流量、ポンプ回転数、透析液出入口濃度、血液流速、等からヘマトクリットを算出する装置が開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】国際公開第２００４／０５７３１３号パンフレット
【特許文献２】国際公開第２０１３／１５３６６４号パンフレット
【特許文献３】国際公開第２０１０／１３７４７０号パンフレット
【特許文献４】特開平１０−３１４２９９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
特許文献１及び２に記載の技術には、改良の余地があるという技術的問題点がある。【０００６】
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、流体の濃度を好適に求めることができる流体評価装置及び方法、コンピュータプログラム並びに該コンピュータプログラムを格納する記録媒体を提供することを課題とする。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明の流体評価装置は、上記課題を解決するために、内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源と、前記照射された光の前記被測定対象からの散乱光を受光し、前記受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部と、前記出力された受光信号に含まれる、前記光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づいて、前記流体の流速に関する情報である流速情報を出力する流速情報出力部と、前記出力された受光信号に含まれる前記受光部の受光量に関する情報である受光量情報及び前記出力された流速情報に基づいて、前記流体の濃度に関する情報である濃度情報を出力する濃度情報出力部と、を備える。【０００８】
本発明の流体評価方法は、上記課題を解決するために、内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源と、前記照射された光の前記被測定対象からの散乱光を受光し、前記受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部と、を備える流体評価装置における流体評価方法であって、前記出力された受光信号に含まれる、前記光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づいて、前記流体の流速に関する情報である流速情報を出力する流速情報出力工程と、前記出力された受光信号に含まれる前記受光部の受光量に関する情報である受光量情報及び前記出力された流速情報に基づいて、前記流体の濃度に関する情報である濃度情報を出力する濃度情報出力工程と、を備える。【０００９】
本発明のコンピュータプログラムは、上記課題を解決するために、内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源と、前記照射された光の前記被測定対象からの散乱光を受光し、前記受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部と、を備える流体評価装置に搭載されたコンピュータを、前記出力された受光信号に含まれる、前記光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づいて、前記流体の流速に関する情報である流速情報を出力する流速情報出力部と、前記出力された受光信号に含まれる前記受光部の受光量に関する情報である受光量情報及び前記出力された流速情報に基づいて、前記流体の濃度に関する情報である濃度情報を出力する濃度情報出力部、として機能させる。【００１０】
本発明の記録媒体は、上記課題を解決するために、本発明のコンピュータプログラムを格納する。【００１１】
本発明の作用及び他の利得は次に説明する実施するための形態から明らかにされる。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】第１実施例に係る流体評価装置の構成を示すブロック図である。
【図２】第１実施例に係る受光素子２１及びＩ−Ｖ変換部２２の一例を示す回路図である。
【図３】第１実施例に係る受光素子３１及びＩ−Ｖ変換部３２の一例を示す回路図である。
【図４】ヘマトクリット値と透過光量の関係の一例を示す図である。
【図５】周波数解析の一例を示す概念図である。
【図６】１次モーメント及び平均周波数の算出方法の一例を示す概念図である。
【図７】周波数とパワースペクトルの関係の一例を示す図である。
【図８】流速と、１次モーメント又は平均周波数との関係の一例を示す図である。
【図９】流体の速度を一定にて測定したビート信号のパワースペクトルを、複数の流体濃度について実測した実測値の一例である。
【図１０】透過光量と平均周波数との関係を、ヘマトクリット値毎に示すマップデータの一例である。
【図１１】透過光量と１次モーメントとの関係を、ヘマトクリット値毎に示すマップデータの一例である。
【図１２】第１実施例に係るヘマトクリット推定処理を示すフローチャートである。
【図１３】（ａ）透過光量のみからヘマトクリット値を推定した場合の推定結果の一例である。（ｂ）透過光量及び平均周波数からヘマトクリット値を推定した場合の推定結果の一例である。
【図１４】第１実施例の第１変形例に係る流体評価装置の構成を示すブロック図である。
【図１５】第１実施例の第２変形例に係る流体評価装置の構成を示すブロック図である。
【図１６】透過光量と平均周波数との関係を、流量毎に示すマップデータの一例である。
【図１７】第２実施例に係る流量推定処理を示すフローチャートである。
【図１８】第２実施例の変形例に係る流量推定の概念を示す概念図である。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
本発明の流体評価装置等の実施形態について説明する。
【００１４】
（流体評価装置）
実施形態に係る流体評価装置は、内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源と、該照射された光の被測定対象からの散乱光を受光し、該受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部と、該出力された受光信号に含まれる、光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づいて、流体の流速に関する情報である流速情報を出力する流速情報出力部と、出力された受光信号に含まれる受光部の受光量に関する情報である受光量情報と、出力された流速情報とに基づいて、流体の濃度に関する情報である濃度情報を出力する濃度情報出力部と、を備える。
【００１５】
本実施形態の流体評価装置によれば、光源は、被測定対象に対して光を照射する。被測定対象の内部には流体が流れている。光は、当該流体に対して照射されることが好ましい。
【００１６】
尚、被測定対象及び流体の一例として、人間や動物等の生体及び血液が挙げられる。或いは、被測定対象及び流体の他の一例として、血液が流れる人工的な管路及び血液が挙げられる。或いは、被測定対象及び流体の他の一例として、光が透過可能な窓を有する管及び透明状のチューブ並びに当該管内又は当該チューブ内を流れる流体（例えば、インク、油、汚水、調味料等の光を散乱する散乱体を少なくとも構成要素として含む流体）が挙げられる。
【００１７】
受光部は、光の被測定対象からの散乱光を受光する。受光部は、被測定対象を透過してきた光（いわゆる、透過光に相当する前方散乱光）を受光してもよいし、被測定対象によって反射された光（いわゆる、反射光に相当する後方散乱光）を受光してもよいし、その両方を受光してもよい。その結果、受光部からは、受光された光に応じた受光信号が出力される。
【００１８】
例えばメモリ、プロセッサ等を備えてなる流速情報出力部は、受光信号に含まれる、光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づいて、流体情報を出力する。
【００１９】
具体的には例えば、光が被測定対象に照射されると、被測定対象の内部の流体の流れに起因した散乱光が発生する。この散乱光は、流体に含まれる散乱体（特に、移動している散乱体）により散乱された散乱光と、他の固定組織（特に、皮膚組織、窓や流路を形成する透明チューブ、等の移動していない組織）により散乱された散乱光とを含んでいる。移動している散乱体により散乱した散乱光の周波数は、他の固定組織により散乱された散乱光の周波数と比較して、流体の流速に対応したドップラー作用によって変化している。これら２種類の散乱光の相互干渉により、受光信号には、いわゆる周波数差分信号に相当するビート信号が含まれている。流速情報出力部は、このビート信号を解析することにより、流速情報を出力する。
【００２０】
尚、ビート信号から流速情報を求める方法には、公知の各種態様を適用可能であるので、その詳細についての説明は割愛する。また、本実施形態に係る「流速情報」は、流速そのものを示す情報に限らず、流速に関連する何らかの物理量又はパラメータであってよい。
【００２１】
例えばメモリ、プロセッサ等を備えてなる濃度情報出力部は、受光信号に含まれる受光量情報（例えば、平均信号強度、受信信号に含まれるＤＣ（Ｄｉｒｅｃｔ  Ｃｕｒｒｅｎｔ）成分の信号強度、等）と、流速情報出力部から出力された流速情報と、に基づいて、濃度情報を出力する。
【００２２】
具体的には例えば、受光部が被測定対象を透過してきた光（即ち、前方散乱光）を受光する場合には、流体の濃度が高いほど（つまり、光の透過を妨げる散乱体等が流体内に多く含まれているほど）、受光信号の信号強度は小さくなる。他方で、受光部が被測定対象によって反射された光（即ち、後方散乱光）を受光する場合には、流体の濃度が高いほど（つまり、光を反射させる散乱体等が流体内に多く含まれているほど）、受光信号の信号強度は大きくなる。
【００２３】
ここで、本願発明者の研究によれば、以下の事項が判明している。即ち、流体の濃度が一定であっても、流体の流速が変化すると、受光部の受光量が変化する。このため、受光量からのみ濃度を求めると、該求められた濃度と実際の濃度とが、誤差範囲を超えて乖離する可能性がある。
【００２４】
血液は、主に赤血球からなる血球成分と、血漿成分とからなる混層流を生じる。赤血球は（直径が７〜８μｍ（マイクロメートル）、厚さ２μｍの）円盤状の形状を有し、流量（流速）により配向特性が変化することが知られている。このため、血液に対して光を照射したときの透過光及び反射光は、同一濃度の血液であっても流量の違いにより変化し、またその逆に、同一流量であっても、濃度の違いにより変化しうる。
【００２５】
そこで本実施形態では、濃度情報出力部は、受光信号の信号強度（つまり、受光部の受光量に関する情報である受光量情報）に加えて、流速情報も考慮して、流体の濃度を求める。具体的には例えば、濃度情報出力部は、受光量情報及び流速情報と、濃度との関係から濃度を求めてもよいし、受光量情報から暫定の濃度を求め、該暫定の濃度を流速情報に基づいて補正することにより濃度を求めてもよい。
【００２６】
このように、本実施形態の流体評価装置は、流体の流速を考慮しつつ、流体の濃度を好適に（言い換えれば、高精度に）求めることができる。尚、本実施形態に係る「受光量情報」は、受光量そのものを示す情報に限らず、受光量に関連する何らかの物理量又はパラメータであってよい。本実施形態に係る「濃度情報」も、濃度そのものを示す情報に限らず、濃度に関連する何らかの物理量又はパラメータであってよい。
【００２７】
本実施形態に係る流体評価装置の一態様では、濃度情報出力部は、流速情報、受光量情報及び濃度情報の関係を規定する対応関係情報を予め保持し、出力された流速情報と出力された受光信号に含まれる受光量情報とに基づいて、対応関係情報から濃度情報を特定することにより、濃度情報を出力する。
【００２８】
この態様によれば、比較的容易にして濃度情報を出力することができ、実用上非常に有利である。
【００２９】
「対応関係情報」は、実験により、例えば濃度が既知の流体を流したときの流速と受光量との関係を、複数の濃度について求め、該求められたデータを用いて構築すればよい。尚、本実施形態に係る「対応関係情報」は、例えば、流速情報、受光量情報及び濃度情報の関係を示すテーブルであってもよいし、流速情報、受光量情報及び濃度情報各々を軸とするマップとして表されていてもよい。
【００３０】
対応関係情報を予め保持する態様では、対応関係情報は、受光量情報及び流速情報各々を軸とする座標系において、流体の濃度に関するパラメータの複数の値に夫々対応すると共に、受光量情報と流速情報との関係を規定する複数の関係線であってよい。
【００３１】
このように構成すれば、流速情報と受光量情報とから、比較的容易にして濃度情報（ここでは、濃度に関するパラメータ）を求めることができ、実用上非常に有利である。
【００３２】
この態様では、濃度情報出力部は、座標系において出力された流速情報及び出力された受光信号に含まれる受光量情報により示される点と、複数の関係線のうち少なくとも一本の関係線とに基づいて、上記点に対応する流体の濃度に関するパラメータの値を特定することにより、濃度情報を出力してよい。
【００３３】
このように構成すれば、対応関係情報を比較的容易に構築することができると共に、好適に濃度情報を求めることができ、実用上非常に有利である。
【００３４】
本実施形態に係る流体評価装置の他の態様では、受光部は、散乱光のうち被測定対象により反射された散乱光（即ち、後方散乱光）を受光する第１受光部と、散乱光のうち被測定対象を透過した散乱光（即ち、前方散乱光）を受光する第２受光部と、を有し、流速情報出力部は、第１受光部から出力された受光信号に含まれるビート信号に基づいて、流速情報を出力し、濃度情報出力部は、第２受光部から出力された受光信号に含まれる第２受光部の受光量に関する情報である受光量情報と、出力された流速情報とに基づいて、濃度情報を出力する。
【００３５】
この態様によれば、受光部が、流速情報を求めるために用いられる第１受光部と、受光量情報及び能動情報を求めるために用いられる第２受光部と、に分離される。
【００３６】
本実施形態に係る流体評価装置の他の態様では、光源は、レーザ光を出射する第１光源と、レーザ光とは異なる光を出射する第２光源と、を有し、受光部は、第１光源から出射されたレーザ光の被測定対象からの第１散乱光を受光し、受光された第１散乱光に応じて、ビート信号を含む受光信号を出力し、第２光源から出射された光の被測定対象からの第２散乱光を受光し、受光量情報を含む受光信号を出力する。
【００３７】
この態様によれば、例えば第１光源として、単色性及び干渉性が高く、且つ広く流通している半導体レーザを用い、第２光源として、例えば流体の一例としての血液の酸素飽和度に依存しない８０５ｎｍ（ナノメートル）の光を出射するＬＥＤを用いることができる。
【００３８】
（流体評価方法）
実施形態に係る流体評価方法は、内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源と、該照射された光の被測定対象からの散乱光を受光し、該受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部と、を備える流体評価装置における流体評価方法である。当該流体評価方法は、出力された受光信号に含まれる、光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づいて、流体の流速に関する情報である流速情報を出力する流速情報出力工程と、出力された受光信号に含まれる受光部の受光量に関する情報である受光量情報及び出力された流速情報に基づいて、流体の濃度に関する情報である濃度情報を出力する濃度情報出力工程と、を備える。
【００３９】
本実施形態の流体評価方法によれば、上述した実施形態に係る流体評価装置と同様に、流体の流速を考慮しつつ、流体の濃度を好適に求めることができる。尚、本実施形態の流体評価方法についても、上述した実施形態に係る流体評価装置の各種態様と同様の各種態様を採ることができる。
【００４０】
（コンピュータプログラム）
実施形態に係るコンピュータプログラムは、内部に流体が流れている被測定対象に光を照射する光源と、該照射された光の被測定対象からの散乱光を受光し、該受光された散乱光に応じた受光信号を出力する受光部と、を備える流体評価装置に搭載されたコンピュータを、出力された受光信号に含まれる、光のドップラーシフトに起因するビート信号に基づいて、流体の流速に関する情報である流速情報を出力する流速情報出力部と、出力された受光信号に含まれる受光部の受光量に関する情報である受光量情報及び出力された流速情報に基づいて、流体の濃度に関する情報である濃度情報を出力する濃度情報出力部、として機能させる。
【００４１】
本実施形態のコンピュータプログラムによれば、当該コンピュータプログラムを格納するＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ  Ａｃｃｅｓｓ  Ｍｅｍｏｒｙ）、ＣＤ−ＲＯＭ（Ｃｏｍｐａｃｔ  Ｄｉｓｃ  Ｒｅａｄ  Ｏｎｌｙ  Ｍｅｍｏｒｙ）、ＤＶＤ−ＲＯＭ（ＤＶＤ  Ｒｅａｄ  Ｏｎｌｙ  Ｍｅｍｏｒｙ）等の記録媒体から、当該コンピュータプログラムを、流体評価装置に備えられたコンピュータに読み込んで実行させれば、或いは、当該コンピュータプログラムを、通信手段を介してダウンロードさせた後に実行させれば、上述した実施形態に係る流体評価装置を比較的容易にして実現できる。これにより、上述した実施形態に係る流体評価装置と同様に、流体の流速を考慮しつつ、流体の濃度を好適に求めることができる。
【００４２】
上記実施形態に係るコンピュータプログラムが格納されたＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ−ＲＯＭ等が、本発明の記録媒体に係る実施形態の一例である。
【実施例】
【００４３】
本発明の流体評価装置に係る実施例を図面に基づいて説明する。以下の実施例では、流体として血液を挙げる。また、被測定対象として、人工透析装置の血流回路を構成するチューブを挙げる。尚、本発明の流体評価装置は、生体の血管内を流れる血液や、血液以外の任意の流体（例えば、インク、油、汚水、調味料等）の評価にも適用可能である。【００４４】
＜第１実施例＞
本発明の流体評価装置に係る第１実施例について、図１乃至図１３を参照して説明する。本実施例では、評価の一例として、血液のヘマトクリットを挙げる。【００４５】
（流体評価装置の構成）
本実施例に係る流体評価装置の構成について、図１を参照して説明する。図１は、第１実施例に係る流体評価装置の構成を示すブロック図である。【００４６】
図１において、流体評価装置１００は、半導体レーザ１１、レーザ駆動部１２、受光素子２１及び３１、Ｉ−Ｖ変換部２２及び３２、ＬＰＦ（Ｌｏｗ−ｐａｓｓ  Ｆｉｌｔｅｒ）増幅器２３、Ａ／Ｄ変換部２４及び３４、ＬＰＦ演算部２５、ヘマトクリット２次元推定部２６、ＢＰＦ（Ｂａｎｄ−ｐａｓｓ  Ｆｉｌｔｅｒ）増幅器３３並びに周波数解析部３５を備えて構成されている。【００４７】
レーザ駆動部１２は、半導体レーザ１１を駆動するための電流（具体的には、半導体レーザ１１の閾値電流以上の規定の駆動電流）を発生する。半導体レーザ１１は、レーザ駆動部１２により発生された駆動電流に従ってレーザ発振する。半導体レーザ１１から出射されたレーザ光は、例えばレンズ素子等の光学系（図示せず）を介して、被測定対象である体外循環血液回路（即ち、内部に血液が流れている透明なチューブ）に照射される。該照射されたレーザ光は、体外循環血液回路を構成するチューブや、その内部を流れる血液により散乱及び吸収される。【００４８】
尚、体外循環血液回路は、半導体レーザ１１並びに受光素子２１及び３１が設置・固定された筺体（図示せず）に、振動等により照射位置がずれないように半固定されている。【００４９】
受光素子２１は、被測定対象に照射されたレーザ光の散乱光（ここでは、前方散乱光）を受光する。受光素子２１により受光される散乱光には、体外循環血液回路を構成するチューブ内を流れる血液（特に、当該血液に含まれる、移動している散乱体である赤血球）により散乱された散乱光や、チューブ等の静止している組織により散乱された散乱光が含まれる。【００５０】
受光素子２１は、受光した散乱光の強度に応じた、本発明に係る「受光信号」の一例としての、検出電流（図１における“検出電流１”参照）を出力する。Ｉ−Ｖ変換部２２は、受光素子２１から出力された検出電流を電圧信号（図１における“検出電圧１”参照）に変換する。【００５１】
ここで、受光素子２１及びＩ−Ｖ変換部２２の一例について、図２を参照して説明を加える。図２は、第１実施例に係る受光素子２１及びＩ−Ｖ変換部２２の一例を示す回路図である。【００５２】
図２において、受光素子２１は、例えばＰＩＮ型半導体によるフォトディテクタＰＤ０により構成されている。Ｉ−Ｖ変換部２２は、増幅器Ａｍｐ０及び帰還抵抗Ｒｆ０により構成されている。ここで、増幅器Ａｍｐ０は、所謂トランスインピーダンスアンプを構成している。【００５３】
フォトディテクタＰＤ０のアノードは、例えばグランド電位等の基準電位に接続されている。フォトディテクタＰＤ０のカソードは、増幅器Ａｍｐ０の反転入力端子に接続されている。増幅器Ａｍｐ０の非反転入力端子は、例えばグランド電位等の基準電位に接続されている。【００５４】
フォトディテクタＰＤ０から出力される電流Ｉｄｔ０は、帰還抵抗Ｒｆ０により電圧に変換され検出電圧（即ち、電圧信号）として、増幅器Ａｍｐ０から出力される。【００５５】
再び図１に戻り、ＬＰＦ増幅器２３は、Ｉ−Ｖ変換部２２から出力された電圧信号に含まれる低域信号成分以外の他の周波数帯域の信号成分をカットした上で増幅する。また、ＬＰＦ増幅器２３は、Ａ／Ｄ変換部２４におけるエリアシングノイズを低減するために帯域制限も行う。【００５６】
ここで、Ｉ−Ｖ変換部２２から出力された電圧信号には、例えばスイッチング電源ノイズ等のノイズ成分である高周波信号が含まれている。Ｉ−Ｖ変換部２２から出力された電圧信号がＬＰＦ増幅器２３に入力されることにより、ノイズ成分を抑制しつつ信号を増幅することができる。【００５７】
Ａ／Ｄ変換部２４は、ＬＰＦ増幅器２３から出力された信号である透過信号（図１における“透過信号”参照）に対して、Ａ／Ｄ変換処理（即ち、量子化処理）を行う。【００５８】
ＬＰＦ演算部２５は、Ａ／Ｄ変換部２４により量子化された透過信号に対して、デジタル信号処理（Ｄｉｇｉｔａｌ  Ｓｉｇｎａｌ  Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ：ＤＳＰ）によるＬＰＦ演算を行う。ＬＰＦ演算部２５の出力は、透過光量ＴＤＣとして、ヘマトクリット２次元推定部２６に入力される。尚、ＬＰＦ演算は、例えばハムノイズ等の高周波ノイズを抑制するための演算である。【００５９】
受光素子３１は、被測定対象に照射されたレーザ光の散乱光（ここでは、後方散乱光）を受光する。受光素子３１は、受光した散乱光の強度に応じた、本発明に係る「受光信号」の他の例としての、検出電流（図１における“検出電流２”参照）を出力する。Ｉ−Ｖ変換部３２は、受光素子３１から出力された検出電流を電圧信号（図１における“検出電圧２”参照）に変換する。【００６０】
受光素子３１に入射する散乱光には、静止している組織（例えば、体外循環血液回路を構成するチューブ等）により散乱された散乱光と、移動物体である血液に含まれる赤血球により散乱された散乱光と、が含まれる。赤血球により散乱された散乱光には、該赤血球の移動速度に応じたドップラーシフトが生じている。【００６１】
このため、静止している組織により散乱された散乱光と、赤血球により散乱された散乱光とは、レーザ光の可干渉性により干渉を起こす。受光素子３１から出力される検出電流には、この干渉の結果としてのビート信号が含まれる。【００６２】
ここで、受光素子３１及びＩ−Ｖ変換部３２の一例について、図３を参照して説明を加える。図３は、第１実施例に係る受光素子３１及びＩ−Ｖ変換部３２の一例を示す回路図である。【００６３】
図３において、受光素子３１は、例えばＰＩＮ型半導体によるフォトディテクタＰＤ１及びＰＤ２により構成されている。図３に示すように、フォトディテクタＰＤ１のカソードとフォトディテクタＰＤ２のカソードとが接続されている。つまり、フォトディテクタＰＤ１及びＰＤ２は、互いに逆向きに直列に接続されている。【００６４】
Ｉ−Ｖ変換部３２は、増幅器Ａｍｐ１、Ａｍｐ２及びＡｍｐ３、帰還抵抗Ｒｆ１、Ｒｆ２、並びに抵抗Ｒａ１、Ｒｂ１、Ｒａ２及びＲｂ２により構成されている。【００６５】
フォトディテクタＰＤ１のアノードは、増幅器Ａｍｐ１の反転入力端子に接続されている。増幅器Ａｍｐ１の非反転入力端子は、例えばグランド電位等の基準電位に接続されている。フォトディテクタＰＤ２のアノードは、増幅器Ａｍｐ２の反転入力端子に接続されている。増幅器Ａｍｐ２の非反転入力端子は、例えばグランド電位等の基準電位に接続されている。増幅器Ａｍｐ１の出力は、増幅器Ａｍｐ３の非反転入力端子に入力される。増幅器Ａｍｐ２の出力は、増幅器Ａｍｐ３の反転入力端子に入力される。【００６６】
上述の如く受光素子３１を構成すれば、フォトディテクタＰＤ１及びＰＤ２各々から出力される電流のうち、該フォトディテクタＰＤ１及びＰＤ２の夫々に入射する散乱光に含まれる定常光成分に相当するＤＣ成分を低減又は除去することができる。他方で、入射する散乱光に含まれる信号光成分に相当するＡＣ（Ａｌｔｅｒｎａｔｅ  Ｃｕｒｒｅｎｔ）成分を主に含む電流を検出電流として出力することができる。【００６７】
具体的には、フォトディテクタＰＤ１の出力電流をＩｄ１、フォトディテクタＰＤ２の出力電流をＩｄ２とすると、フォトディテクタＰＤ１及びＰＤ２は、互いに極性が逆に直列接続されているので、受光素子３１による検出電流は、
Ｉｄｔ＝Ｉｄ２−Ｉｄ１・・・・・（１）
となる。【００６８】
フォトディテクタＰＤ１が受光した散乱光と、フォトディテクタＰＤ２が受光した散乱光とは、光の波長を基準長さとすると、経路が互いに異なっているので、およそ無相関の電流信号となる。このため、上記式（１）のように減算することにより、ビート信号の強度は√２倍となる。他方で、出力電流に含まれるＤＣ成分は、減算により相殺される。【００６９】
受光素子３１は、フォトディテクタＰＤ１の出力電流のＤＣ成分と、フォトディテクタＰＤ２の出力電流のＤＣ成分とを相殺させつつ、ＡＣ成分としてのビート信号を効率良く検出することができる。【００７０】
このように、ＤＣ成分が低減又は除去されるので、Ｉ−Ｖ変換部３２を構成する、所謂トランスインピーダンスアンプである、増幅器Ａｍｐ１及びＡｍｐ２の検出感度が比較的高く設定されたとしても、飽和を防止することができる。具体的には、帰還抵抗Ｒｆ１及びＲｆ２各々の抵抗値を比較的高く設定することができ、電流電圧変換感度を向上させることができる。この結果、検出Ｓ／Ｎ比（Ｓｉｇｎａｌ  ｔｏ  Ｎｏｉｓｅ  Ｒａｔｉｏ）を向上させることができる。【００７１】
上述の如く、増幅器Ａｍｐ１及びＡｍｐ２各々の非反転入力端子は、基準電位に接続されている。そして、帰還抵抗Ｒｆ１又はＲｆ２の負帰還作用により、増幅器Ａｍｐ１及びＡｍｐ２各々の非反転入力端子と反転入力端子とはイマジナリシュート状態であり、おおよそ同一電位となる。【００７２】
この結果、フォトディテクタＰＤ１のアノードと、フォトディテクタＰＤ２のアノードとは同一電位となり、フォトディテクタＰＤ１及びＰＤ２は、所謂発電モードで動作する。すると、所謂発電モードにより、暗電流が抑制され、暗電流ゆらぎによるノイズを抑制することができる。【００７３】
増幅器Ａｍｐ１から出力される出力電圧Ｖｄ１は、
Ｖｄ１＝Ｒｆ１・Ｉｄｔ・・・・・（２）
となる。増幅器Ａｍｐ２から出力される出力電圧Ｖｄ２は、
Ｖｄ２＝−Ｒｆ２・Ｉｄｔ・・・・・（３）
となる。【００７４】
増幅器Ａｍｐ３は、出力電圧Ｖｄ１及びＶｄ２を差動増幅し、検出電圧Ｖｏｕｔを出力する。差動増幅により、例えば電源ノイズやハム等の同相ノイズが除去される。【００７５】
ここで、抵抗Ｒａ１及び抵抗Ｒａ２を抵抗値Ｒａに設定し、抵抗Ｒｂ１及び抵抗Ｒｂ２を抵抗値Ｒｂに設定すると、検出電圧Ｖｏｕｔは、
Ｖｏｕｔ＝（Ｒｂ／Ｒａ）（Ｖｄ１−Ｖｄ２）・・・・・（４）
と表すことができる。【００７６】
帰還抵抗Ｒｆ１及び帰還抵抗Ｒｆ２を抵抗値Ｒｆに設定すると、式（２）、（３）及び（４）から、検出電圧Ｖｏｕｔは、
Ｖｏｕｔ＝２Ｒｆ（Ｒｂ／Ｒａ）Ｉｄｔ・・・・・（５）
と表すことができる。【００７７】
再び図１に戻り、ＢＰＦ増幅器３３は、Ｉ−Ｖ変換部３２から出力された電圧信号に含まれる所定周波数帯域の信号成分以外の他の周波数帯域の信号成分をカットした上で増幅する。【００７８】
具体的には、ＢＰＦ増幅器３３は、例えばハム信号等の低周波信号、及び、例えばスイッチング電源ノイズ等である高周波信号をカットして、所定周波数帯域の信号成分に相当するビート信号を増幅し出力する。【００７９】
Ａ／Ｄ変換部３４は、ＢＰＦ増幅器３３から出力されたビート信号に対して、Ａ／Ｄ変換処理を行い、量子化されたビート信号であるビートデータを出力する。【００８０】
周波数解析部３５は、ビートデータに対して、例えばＤＳＰにより、ＦＦＴ（Ｆａｓｔ  Ｆｏｕｒｉｅｒ  Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ：高速フーリエ変換）等の周波数解析を行い、パワースペクトルＰ（ｆ）を出力する。該出力されたパワースペクトルＰ（ｆ）は、ヘマトクリット２次元推定部２６に入力される。【００８１】
ここで、周波数解析の一具体例を、図５を参照して説明する。図５は、周波数解析の一例を示す概念図である。【００８２】
図５において、Ａ／Ｄ変換部３４から出力されたビートデータは、周波数解析部３５の、例えばメモリ等により構成されるバッファに蓄積される。尚、バッファの容量は、例えばＦＦＴを実行するためのポイント数ｎに相当する。【００８３】
バッファからの出力であるバッファデータに対し、ハニング窓で、ＦＦＴを実行するための前処理が施される。その後、ハニング窓の窓関数により制限されたデータに対し、ＦＦＴ部においてｎポイントのＦＦＴ演算が行われる。【００８４】
ＦＦＴ部によるＦＦＴ演算の結果は、複素共役部による複素共役処理の後、パワースペクトルＰ（ｆ）としてｎ／２ポイントのデータが出力される。【００８５】
再び図１に戻り、ヘマトクリット２次元推定部２６は、パワースペクトルＰ（ｆ）に基づいて、１次モーメント１ｓｔＭ及び平均周波数ｆｍを算出する。【００８６】
ここで、１次モーメント及び平均周波数の算出方法の一具体例を、図６を参照して説明する。図６は、１次モーメント及び平均周波数の算出方法の一例を示す概念図である。【００８７】
図６において、ヘマトクリット２次元推定部２６の１次モーメント積算部は、パワースペクトルＰ（ｆ）と周波数ベクトルｆとを乗算し、規定帯域（ここでは、ｆ０〜ｆ１）で積算することにより、１次モーメントとして、１ｓｔＭ＝Σ｛ｆ・Ｐ（ｆ）｝を出力する。【００８８】
ヘマトクリット２次元推定部２６の積算部は、パワースペクトルＰ（ｆ）を、規定帯域（ここでは、ｆ０〜ｆ１）で積算し、Ｐｓ＝Σ｛Ｐ（ｆ）｝を出力する。ヘマトクリット２次元推定部２６の除算部は、１次モーメント１ｓｔＭを、積算部の出力であるＰｓで除算した値を、平均周波数ｆｍとして出力する。【００８９】
（ヘマトクリット推定）
次に、以上のように構成された流体評価装置１００によるヘマトクリットの推定処理（つまり、ヘマトクリット２次元推定部２６における処理）について説明する。【００９０】
ＬＰＦ演算部２５から出力された透過光量ＴＤＣと、血液の濃度に対応するヘマトクリット値Ｈｃｔとの関係は、例えば図４のようになる。図４は、ヘマトクリット値と透過光量の関係の一例を示す図である。【００９１】
図４に示すように、血液の濃度が高くなると（即ち、ヘマトクリット値Ｈｃｔが大きくなると）、例えば赤血球による光の散乱や吸収が増加することに起因して、透過光量ＴＤＣは減衰する。【００９２】
ここで、本願発明者の研究によれば、透過光量ＴＤＣは、ヘマトクリット値Ｈｃｔに応じて主に変化するが、体外循環血液回路を構成するチューブ内を流れる血液の流速にも依存していることが、判明している。つまり、透過光量ＴＤＣのみに基づいてヘマトクリット値Ｈｃｔを求めると、実際のヘマトクリット値Ｈｃｔから乖離した結果が得られる可能性がある。【００９３】
また、周波数解析部３５から出力されたビート信号のパワースペクトルＰ（ｆ）と、周波数ｆとの関係は、例えば図７のようになる。図７は、周波数とパワースペクトルの関係の一例を示す図である。【００９４】
図７に示すように、血液の流速が比較的低いとき、即ち、体外循環血液回路を構成するチューブ内を流れる散乱体としての赤血球の流れる速度が比較的遅いとき、低周波成分が高周波成分に比べて著しく多くなる（図７の破線参照）。他方、血液の流速が比較的高いとき、即ち、赤血球の流れる速度が比較的速いとき、高周波成分が比較的多くなる（図７の実線参照）。これは、移動体（ここでは、赤血球）の速度が速くなると、ドップラーシフト量が増加し、ビート信号の周波数スペクトル特性において、周波数が比較的高い領域の成分が増加するためである。【００９５】
このようなパワースペクトルＰ（ｆ）に基づいて求められた１次モーメント１ｓｔＭ及び平均周波数ｆｍ各々と、流速との関係は、例えば図８のようになる。図８は、流速と、１次モーメント又は平均周波数との関係の一例を示す図である。【００９６】
図８に示すように、１次モーメント１ｓｔＭ（図８の破線参照）及び平均周波数ｆｍ（図８の実線参照）の両方とも、流速が増加に伴い増加する。しかしながら、１次モーメント１ｓｔＭ及び平均周波数ｆｍの両方とも、流速だけでなく、散乱体を含む流体の濃度（ここでは、ヘマトクリット値Ｈｃｔ）にも依存している。【００９７】
ここで、平均周波数ｆｍが、散乱体を含む流体の濃度に依存する理由について、図９を参照して説明する。図９は、流体の速度を一定にて測定したビート信号のパワースペクトルを、複数の流体濃度について実測した実測値の一例である。図９において、実線は、高濃度の流体についての実測値を示しており、一点鎖線は、低濃度の流体についての実測値を示している。また、太い破線は、アンプノイズを示しており、細い破線は、アンプノイズが無い場合の低濃度の流体についての理論値を示している。【００９８】
アンプノイズは、増幅器初段のトランスインピーダンスアンプが発生するノイズが支配的であり、周波数が増加するに従い増加する。このアンプノイズはアンプ入力端子の寄生容量が関連している。アンプノイズの周波数特性は微分特性を有している。このため、周波数が高くなるほど、ノイズパワーが増加する。【００９９】
流体の濃度が高くなると、該流体に含まれる散乱体の単位体積当たりの数が増加するので、測定されるビート信号のパワーは周波数全体にわたり増加する。他方、流体の濃度が低くなると、該流体に含まれる散乱体の単位体積当たりの数が低下するので、測定されるビート信号のパワーは周波数全体にわたり低下する。【０１００】
アンプノイズはビート信号のパワーには依存しないので、ビート信号のパワーが比較的小さい低濃度の流体は、アンプノイズの影響が比較的大きく、特に高周波領域においてビート信号のパワーが見かけ上増加する。他方で、ビート信号のパワーが比較的大きい高濃度の流体は、アンプノイズの影響を殆ど受けない。【０１０１】
流体の速度を一定にしているため、理論上、流体の速度に比例する平均周波数ｆｍは、流体の濃度が変化しても一定となる。しかしながら、アンプノイズの影響により、高濃度の流体についての実測値から得られる平均周波数（図９における黒丸参照）と、低濃度の流体についての実測値から得られる平均周波数（図９における太線白丸参照）と、は異なる（仮に、アンプノイズの影響がなければ、低濃度の流体の平均周波数は、図９に細線白丸で示す値となる）。【０１０２】
アンプノイズの影響を低減するために、半導体レーザ１１のパワーを増大させるという対策も考えられるが、例えば消費電力の増大や、作業者や被験者の眼等への悪影響が生じる可能性がある。つまり、安全性や消費電力の観点から半導体レーザ１１のパワー増大には限度がある。【０１０３】
上述の如く、透過光量ＴＤＣは、ヘマトクリット値Ｈｃｔ（即ち、濃度）及び流速に依存し、パワースペクトルＰ（ｆ）、並びに、該パワースペクトルＰ（ｆ）から求められる平均周波数ｆｍ及び１次モーメント１ｓｔＭは、流速及び濃度に依存する。本願発明者は、透過光量ＴＤＣと、平均周波数ｆｍ又は１次モーメント１ｓｔＭとの２つのパラメータに基づいて、血液のヘマトクリット値Ｈｃｔ及び流量（又は流速）の少なくとも一方を求めるという着想に至った。【０１０４】
尚、パワースペクトルＰ（ｆ）、平均周波数ｆｍ及び１次モーメント１ｓｔＭの求め方は、上述した方法に限定されず、公知の各種態様を適用可能である。【０１０５】
本実施例では、透過光量ＴＤＣと、平均周波数ｆｍ又は１次モーメント１ｓｔＭとから血液のヘマトクリット値Ｈｃｔを求める方法について説明する。【０１０６】
ヘマトクリット２次元推定部２６（図１参照）には、例えば図１０に示すような、透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係を、ヘマトクリット値毎に示すマップデータ、及び、例えば図１１に示すような、透過光量ＴＤＣと１次モーメント１ｓｔＭとの関係を、ヘマトクリット値毎に示すマップデータの少なくとも一方が予め格納されている。【０１０７】
図１０において、Ｌｉｎｅ１、Ｌｉｎｅ２及びＬｉｎｅ３は、夫々、例えば、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３５％のときの透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係線、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３０％のときの透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係線、及び、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝２５％のときの透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係線、を示している。【０１０８】
図１１において、Ｌｉｎｅ１、Ｌｉｎｅ２及びＬｉｎｅ３は、夫々、例えば、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３５％のときの透過光量ＴＤＣと１次モーメント１ｓｔＭとの関係線、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３０％のときの透過光量ＴＤＣと１次モーメント１ｓｔＭとの関係線、及び、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝２５％のときの透過光量ＴＤＣと１次モーメント１ｓｔＭとの関係線、を示している。【０１０９】
図１０及び図１１において、領域Ａｒ１は、Ｌｉｎｅ１の図面左側の領域を意味し、領域Ａｒ２は、Ｌｉｎｅ１及びＬｉｎｅ２の間の領域を意味し、領域Ａｒ３は、Ｌｉｎｅ２及びＬｉｎｅ３の間の領域を意味し、領域Ａｒ４は、Ｌｉｎｅ３の図面右側の領域を意味する。【０１１０】
図１０及び図１１に示すようなマップデータは、典型的には、濃度が既知の流体（ここでは、血液）に光を照射したときに得られる透過光量ＴＤＣと、平均周波数ｆｍ又は１次モーメント１ｓｔＭとの実測値を、複数の流速について求め、該求められた複数の実測値に基づいて、一の濃度の流体についての透過光量ＴＤＣと、平均周波数ｆｍ又は１次モーメント１ｓｔＭとの関係線（例えば“Ｌｉｎｅ１”等）を取得することにより構築すればよい。【０１１１】
パワースペクトルＰ（ｆ）から求められる平均周波数ｆｍ及び１次モーメント１ｓｔＭは、上述の如く、例えばアンプノイズの影響を受ける。また、透過光量ＴＤＣは、流体に含まれる散乱体の影響を受けると、本願発明者は考えている。このため、実測値から、図１０及び図１１に示すようなマップデータを構築することが、最終的に求められるヘマトクリット値Ｈｃｔの精度や信頼性の観点から望ましい。特に、図１０及び図１１からわかるように、Ｌｉｎｅ１、Ｌｉｎｅ２及びＬｉｎｅ３各々の傾きは、ヘマトクリット値Ｈｃｔにより異なることが、本願発明者の実験により判明しているので、例えばシミュレーション等の実測以外の方法によりマップデータを構築することは極めて困難である。【０１１２】
図１０において、透過光量ＴＤＣを“ｘ”、平均周波数ｆｍを“ｙ”とすると、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３５％を示すＬｉｎｅ１は、“ｙ＝−Ｋ３５・ｘ＋Ｃ３５”と表せる。同様に、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３０％を示すＬｉｎｅ２は、“ｙ＝−Ｋ３０・ｘ＋Ｃ３０”と表され、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝２５％を示すＬｉｎｅ３は、“ｙ＝−Ｋ２５・ｘ＋Ｃ２５”と表される。尚、“Ｋ３５”、“Ｃ３５”、“Ｋ３０”、“Ｃ３０”、“Ｋ２５”及び“Ｃ２５”は、図１０に示すマップデータを構築するために用いた実測値から求まる定数である。【０１１３】
図１１において、透過光量ＴＤＣを“ｘ”、１次モーメント１ｓｔＭを“ｙ”とすると、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３５％を示すＬｉｎｅ１は、“ｙ＝−Ｋ３５・ｘ＋Ｃ３５”と表せる。同様に、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３０％を示すＬｉｎｅ２は、“ｙ＝−Ｋ３０・ｘ＋Ｃ３０”と表され、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝２５％を示すＬｉｎｅ３は、“ｙ＝−Ｋ２５・ｘ＋Ｃ２５”と表される。尚、“Ｋ３５”、“Ｃ３５”、“Ｋ３０”、“Ｃ３０”、“Ｋ２５”及び“Ｃ２５”は、図１１に示すマップデータを構築するために用いた実測値から求まる定数である。【０１１４】
以下説明する本実例に係るヘマトクリット推定処理には、図１０及び図１１に示すマップデータのいずれも用いることができるが、ここでは、図１０に示すマップデータを用いて説明する。【０１１５】
本実例に係るヘマトクリット推定処理について、図１０に加え、図１２のフローチャートを参照して説明する。尚、ＬＰＦ演算部２５から出力された透過光量ＴＤＣに対応する値を“ｘｉ”と、周波数解析部３５から出力されたパワースペクトルＰ（ｆ）に基づく平均周波数ｆｍに対応する値を“ｙｉ”とする。【０１１６】
図１２において、ヘマトクリット２次元推定部２６（図１参照）は、先ず、図１０のＬｉｎｅ１を示す“ｙ＝−Ｋ３５・ｘ＋Ｃ３５”という式に、当該流体評価装置１００による計測結果“ｙｉ”（即ち、平均周波数ｆｍの計測値）を代入して、Ｌｉｎｅ１上で、平均周波数ｆｍが“ｙｉ”となる透過光量ＴＤＣの値である“ｘ１”を求める。続いて、ヘマトクリット２次元推定部２６は、該求められた“ｘ１”と、当該流体評価装置１００による計測結果“ｘｉ”（即ち、透過光量ＴＤＣの計測値）とを比較する（ステップＳ１０１）。【０１１７】
具体的には、ヘマトクリット２次元推定部２６は、“ｘ１”から“ｘｉ”を減算する（即ち、“ｘ１−ｘｉ＝（Ｃ３５−ｙｉ）／Ｋ３５−ｘｉ”）。この演算結果が正であれば、Ｌｉｎｅ１上の点（ｘ１，ｙｉ）の方が、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）より大きいことになる（即ち、計測結果は、マップデータ上においてＬｉｎｅ１の左側に存在することとなる）。他方、演算結果が正でないならば（即ち、ゼロ以下であれば）、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）の方が、Ｌｉｎｅ１上の点（ｘ１，ｙｉ）以上となる（即ち、計測結果は、マップデータ上においてＬｉｎｅ１上又はＬｉｎｅ１の右側に存在することとなる）。【０１１８】
演算結果が正である（即ち、“（Ｃ３５−ｙｉ）／Ｋ３５−ｘｉ＞０”）と判定された場合（ステップＳ１０１：Ｙｅｓ）、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）が、マップデータ上においてＬｉｎｅ１の左側の領域である領域Ａｒ１に存在すると判定する（ステップＳ１０２）。【０１１９】
続いて、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）を用いて、ヘマトクリット値Ｈｃｔを推定する（ステップＳ１０３）。【０１２０】
ここで、ヘマトクリット値Ｈｃｔの推定について、図１０を参照して説明を加える。図１０に示すように、領域Ａｒ１の計測点Ｐ１は、Ｌｉｎｅ１の左側にあるので、ヘマトクリット２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ１に基づく外挿処理により、計測点Ｐ１に対応するヘマトクリット値Ｈｃｔを推定する。【０１２１】
具体的には、ヘマトクリット２次元推定部２６は、先ず、Ｌｉｎｅ１を示す“ｙ＝−Ｋ３５・ｘ＋Ｃ３５”という式に、計測結果“ｙｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ１上で、平均周波数ｆｍが“ｙｉ”となる点Ｐ２に係る透過光量ＴＤＣの値である“ｘＨ”（上述した、“ｘ１”と同一値）を求める。つまり、ｘＨ＝（Ｃ３５−ｙｉ）／Ｋ３５である。【０１２２】
ヘマトクリット２次元推定部２６は、次に、求められた“ｘＨ”と計測結果“ｘｉ”との差分に推定係数αを乗算し、３５を加算する（Ｌｉｎｅ１が、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３５％に対応するため）ことにより、ヘマトクリット値Ｈｃｔを求める。つまり、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３５＋α（ｘＨ−ｘｉ）である。【０１２３】
再び図１２に戻り、ステップＳ１０１の処理において、演算結果が正でない（即ち、“（Ｃ３５−ｙｉ）／Ｋ３５−ｘｉ≦０”）と判定された場合（ステップＳ１０１：Ｎｏ）、ヘマトクリット２次元推定部２６は、図１０のＬｉｎｅ２を示す“ｙ＝−Ｋ３０・ｘ＋Ｃ３０”という式に、計測結果“ｙｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ２上で、平均周波数ｆｍが“ｙｉ”となる透過光量ＴＤＣの値である“ｘ２”を求める。続いて、ヘマトクリット２次元推定部２６は、該求められた“ｘ２”と、計測結果“ｘｉ”とを比較する（ステップＳ１０４）。【０１２４】
比較結果が正である（即ち、“（Ｃ３０−ｙｉ）／Ｋ３０−ｘｉ＞０”）と判定された場合（ステップＳ１０４：Ｙｅｓ）、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）が、マップデータ上においてＬｉｎｅ１とＬｉｎｅ２との間の領域である領域Ａｒ２に存在すると判定する（ステップＳ１０５）。【０１２５】
続いて、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）を用いて、ヘマトクリット値Ｈｃｔを推定する（ステップＳ１０６）。【０１２６】
ここで、ヘマトクリット値Ｈｃｔの推定について、図１０を参照して説明を加える。図１０に示すように、領域Ａｒ２の計測点Ｐ３は、Ｌｉｎｅ１及びＬｉｎｅ２の間にあるので、ヘマトクリット２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ１及びＬｉｎｅ２に基づく補間処理により、計測点Ｐ３に対応するヘマトクリット値Ｈｃｔを推定する。【０１２７】
具体的には、ヘマトクリット２次元推定部２６は、先ず、Ｌｉｎｅ１を示す“ｙ＝−Ｋ３５・ｘ＋Ｃ３５”という式に、計測結果“ｙｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ１上で、平均周波数ｆｍが“ｙｉ”となる点Ｐ４に係る透過光量ＴＤＣの値である“ｘＬ”を求める。つまり、ｘＬ＝（Ｃ３５−ｙｉ）／Ｋ３５である。【０１２８】
同様に、ヘマトクリット２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ２を示す“ｙ＝−Ｋ３０・ｘ＋Ｃ３０”という式に、計測結果“ｙｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ２上で、平均周波数ｆｍが“ｙｉ”となる点Ｐ５に係る透過光量ＴＤＣの値である“ｘＨ” （上述した、“ｘ２”と同一値）を求める。つまり、ｘＨ＝（Ｃ３０−ｙｉ）／Ｋ３０である。【０１２９】
次に、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果“ｘｉ”が、求められた“ｘＬ”及び“ｘＨ”各々からどの程度離れているかを求め、例えばヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３５％に対して補正することにより、ヘマトクリット値Ｈｃｔを求める。つまり、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３５−（３５−３０）｛（ｘｉ−ｘＬ）／（ｘＨ−ｘＬ）｝である。【０１３０】
再び図１２に戻り、ステップＳ１０４の処理において、比較結果が正でない（即ち、“（Ｃ３０−ｙｉ）／Ｋ３０−ｘｉ≦０”）と判定された場合（ステップＳ１０４：Ｎｏ）、ヘマトクリット２次元推定部２６は、図１０のＬｉｎｅ３を示す“ｙ＝−Ｋ２５・ｘ＋Ｃ２５”という式に、計測結果“ｙｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ３上で、平均周波数ｆｍが“ｙｉ”となる透過光量ＴＤＣの値である“ｘ３”を求める。続いて、ヘマトクリット２次元推定部２６は、該求められた“ｘ３”と、計測結果“ｘｉ”とを比較する（ステップＳ１０７）。【０１３１】
比較結果が正である（即ち、“（Ｃ２５−ｙｉ）／Ｋ２５−ｘｉ＞０”）と判定された場合（ステップＳ１０７：Ｙｅｓ）、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）が、マップデータ上においてＬｉｎｅ２とＬｉｎｅ３との間の領域である領域Ａｒ３に存在すると判定する（ステップＳ１０８）。【０１３２】
続いて、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）を用いて、ヘマトクリット値Ｈｃｔを推定する（ステップＳ１０９）。【０１３３】
具体的には、ヘマトクリット２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ２を示す“ｙ＝−Ｋ３０・ｘ＋Ｃ３０”という式に、計測結果“ｙｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ２上で、平均周波数ｆｍが“ｙｉ”となる透過光量ＴＤＣの値である“ｘＬ”を求める。つまり、ｘＬ＝（Ｃ３０−ｙｉ）／Ｋ３０である。【０１３４】
同様に、ヘマトクリット２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ３を示す“ｙ＝−Ｋ２５・ｘ＋Ｃ２５”という式に、計測結果“ｙｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ３上で、平均周波数ｆｍが“ｙｉ”となる透過光量ＴＤＣの値である“ｘＨ” （上述した、“ｘ３”と同一値）を求める。つまり、ｘＨ＝（Ｃ２５−ｙｉ）／Ｋ２５である。【０１３５】
次に、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果“ｘｉ”並びに、求められた“ｘＬ”及び“ｘＨ”に基づいて、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝３０−（３０−２５）｛（ｘｉ−ｘＬ）／（ｘＨ−ｘＬ）｝という式に従って、ヘマトクリット値Ｈｃｔを求める。【０１３６】
ステップＳ１０７の処理において、比較結果が正でない（即ち、“（Ｃ２５−ｙｉ）／Ｋ２５−ｘｉ≦０”）と判定された場合（ステップＳ１０７：Ｎｏ）、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）が、マップデータ上においてＬｉｎｅ３上又はＬｉｎｅ３の右側の領域である領域Ａｒ４に存在すると判定する（ステップＳ１１０）。【０１３７】
続いて、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）を用いて、ヘマトクリット値Ｈｃｔを推定する（ステップＳ１１１）。【０１３８】
具体的には、ヘマトクリット２次元推定部２６は、先ず、Ｌｉｎｅ３を示す“ｙ＝−Ｋ２５・ｘ＋Ｃ２５”という式に、計測結果“ｙｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ３上で、平均周波数ｆｍが“ｙｉ”となる透過光量ＴＤＣの値である“ｘＬ”（上述した、“ｘ３”と同一値）を求める。つまり、ｘＬ＝（Ｃ２５−ｙｉ）／Ｋ２５である。【０１３９】
ヘマトクリット２次元推定部２６は、次に、求められた“ｘＬ”と計測結果“ｘｉ”との差分に推定係数βを乗算し、２５から減算する（Ｌｉｎｅ３が、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝２５％に対応するため）ことにより、ヘマトクリット値Ｈｃｔを求める。つまり、ヘマトクリット値Ｈｃｔ＝２５−β（ｘｉ−ｘＬ）である。【０１４０】
尚、本実施例では、Ｌｉｎｅ１、Ｌｉｎｅ２及びＬｉｎｅ３各々を１次関数により表したが、１次関数に限らず、例えば２次関数、３次関数等の他の関数により表されてよい。ヘマトクリット値Ｈｃｔを求める際の外挿処理及び補間（内挿）処理に、線形近似を用いたが、該線形近似に限らず、他の近似が用いられてよい。【０１４１】
図１０及び図１１各々のマップデータは、Ｌｉｎｅ１、Ｌｉｎｅ２及びＬｉｎｅ３の３本の関係線に限らず、４本以上の関係線を含んで構成されていてよい。更に、マップデータは、２次元（ここでは、透過光量ＴＤＣ及び、平均周波数ｆｍ又は１次モーメント１ｓｔＭ）に限らず、例えば透過光量ＴＤＣ、平均周波数ｆｍ及び１次モーメント１ｓｔＭをパラメータとする３次元マップ又はテーブルであってもよい。【０１４２】
（効果）
次に、本実施例に係る流体評価装置１００の効果について、図１３を参照して説明する。図１３（ａ）は、透過光量のみからヘマトクリット値を推定した場合の推定結果の一例である。図１３（ｂ）は、透過光量及び平均周波数からヘマトクリット値を推定した場合の推定結果の一例である。図１３に示す推定結果は、血液濃度（即ち、ヘマトクリット値Ｈｃｔ）を一定に保って、流速を変化させた場合の推定結果である。【０１４３】
透過光量ＴＤＣのみからヘマトクリット値Ｈｃｔを推定した場合、図１３（ａ）に示すように、流速が高くなるほど、ヘマトクリット値Ｈｃｔも大きくなっている。つまり、透過光量ＴＤＣのみからヘマトクリット値Ｈｃｔを推定すると、流速が高くなるほど誤差が大きくなってしまう。【０１４４】
他方で、本実施例のように、透過光量ＴＤＣ及び平均周波数ｆｍからヘマトクリット値Ｈｃｔを推定した場合、図１３（ｂ）に示すように、ヘマトクリット値Ｈｃｔは流速に依存せず一定である。即ち、流体評価装置１００によれば、血液の流速の影響を受けずに、ヘマトクリット値Ｈｃｔを精度良く求めることができる。【０１４５】
本実施例に係る「半導体レーザ１１」及び「レーザ駆動部１２」は、本発明に係る「光源」の一例である。本実施例に係る「受光素子２１及び３１」は、本発明に係る「受光部」、「第１受光部」及び「第２受光部」の一例である。本実施例に係る「周波数解析部３５」及び「ヘマトクリット２次元推定部２６」は、本発明に係る「流速情報出力部」の一例である。本実施例に係る「ＬＰＦ演算部２５」及び「ヘマトクリット２次元推定部２６」は、本発明に係る「濃度情報出力部」の一例である。【０１４６】
本実施例に係る「パワースペクトルＰ（ｆ）」、「平均周波数ｆｍ」及び「１次モーメント１ｓｔＭ」は、本発明に係る「流速情報」の一例である。本実施例に係る「透過光量ＴＤＣ」は、本発明に係る「受光量情報」の一例である。本実施例に係る「ヘマトクリット値Ｈｃｔ」は、本発明に係る「濃度情報」及び「濃度に関するパラメータ」の一例である。図１０及び図１１に示す「マップデータ」は、本発明に係る「対応関係情報」の一例である。図１０及び図１１各々の「Ｌｉｎｅ１」、「Ｌｉｎｅ２」及び「Ｌｉｎｅ３」は、本発明に係る「関係線」の一例である。【０１４７】
＜第１変形例＞
次に、本実施例に係る流体評価装置の第１変形例について、図１４を参照して説明する。尚、第１変形例について、上述した第１実施例と重複する説明を省略すると共に、図面上における共通箇所には同一符号を付して示す。図１４は、図１と同趣旨の、第１実施例の第１変形例に係る流体評価装置の構成を示すブロック図である。【０１４８】
図１４において、本変形例に係る流体評価装置２００は、半導体レーザ１１、レーザ駆動部１２、受光素子２１、Ｉ−Ｖ変換部２２、ＬＰＦ増幅器２３、Ａ／Ｄ変換部２４及び４２、ＬＰＦ演算部２５、ヘマトクリット２次元推定部２６、ＢＰＦ増幅器４１並びに周波数解析部４３を備えて構成されている。【０１４９】
受光素子２１から出力される検出電流には、レーザ光のドップラーシフトに起因するビート信号が含まれる。【０１５０】
ＢＰＦ増幅器４１は、Ｉ−Ｖ変換部２２から出力された電圧信号に含まれる所定周波数帯域の信号成分以外の他の周波数帯域の信号成分をカットした上で増幅する。【０１５１】
具体的には、ＢＰＦ増幅器４１は、例えばハム信号等の低周波信号、及び、例えばスイッチング電源ノイズ等である高周波信号をカットして、所定周波数帯域の信号成分に相当するビート信号を増幅し出力する。【０１５２】
Ａ／Ｄ変換部４２は、ＢＰＦ増幅器４１から出力されたビート信号に対して、Ａ／Ｄ変換処理を行い、量子化されたビート信号であるビートデータを出力する。【０１５３】
周波数解析部４３は、ビートデータに対して、例えばＤＳＰにより、ＦＦＴ等の周波数解析を行い、パワースペクトルＰ（ｆ）を出力する。該出力されたパワースペクトルＰ（ｆ）は、ヘマトクリット２次元推定部２６に入力される。【０１５４】
＜第２変形例＞
次に、本実施例に係る流体評価装置の第２変形例について、図１５を参照して説明する。尚、第２変形例について、上述した第１実施例と重複する説明を省略すると共に、図面上における共通箇所には同一符号を付して示す。図１５は、図１と同趣旨の、第１実施例の第２変形例に係る流体評価装置の構成を示すブロック図である。【０１５５】
図１５において、本変形例に係る流体評価装置３００は、半導体レーザ１１、レーザ駆動部１２、ＬＥＤ５１、ＬＥＤ駆動部５２、受光素子２１及び３１、Ｉ−Ｖ変換部２２及び３２、ＬＰＦ増幅器２３、Ａ／Ｄ変換部２４及び３４、ＬＰＦ演算部２５、ヘマトクリット２次元推定部２６、ＢＰＦ増幅器３３並びに周波数解析部３５を備えて構成されている。【０１５６】
半導体レーザ１１は、単色性及び干渉性が高く、且つ広く流通している、例えば７８０ｎｍの波長のレーザ光を出射可能な半導体レーザである。ＬＥＤ５１は、血液の酸素飽和度に依存しない、例えば８０５ｎｍの波長の光を出射可能なＬＥＤである。【０１５７】
レーザ駆動部１２及びＬＥＤ駆動部５２各々には、レーザ光とＬＥＤ光とが交互に被測定対象に照射されるように（即ち、時分割駆動されるように）、信号ＬＤ＿Ｅｎ及び信号ＬＥＤ＿Ｅｎが入力される。また、レーザ駆動部１２とＡ／Ｄ変換部３４とが同期して作動するように、該Ａ／Ｄ変換部３４にも信号ＬＤ＿Ｅｎが入力される。同様に、ＬＥＤ駆動部５２とＡ／Ｄ変換部２４とが同期して作動するように、該Ａ／Ｄ変換部２４にも信号ＬＥＤ＿Ｅｎが入力される。【０１５８】
本変形例に係る「半導体レーザ１１」及び「ＬＥＤ５１」は、夫々、本発明に係る「第１光源」及び「第２光源」の一例である。【０１５９】
＜第２実施例＞
本発明の流体評価装置に係る第２実施例について、図１６及び図１７を参照して説明する。第２実施例では、ヘマトクリットに代えて又は加えて、血液の流量が推定されること以外は、上述した第１実施例と同様である。よって、第２実施例について、第１実施例と重複する説明を省略すると共に、図面上における共通箇所には同一符号を付して示し、基本的に異なる点についてのみ、図１６及び図１７を参照して説明する。【０１６０】
本実施例に係る流体評価装置１００のヘマトクリット２次元推定部２６（図１参照）は、ＬＰＦ演算部２５から出力される透過光量ＴＤＣと、周波数解析部３５から出力されるパワースペクトルＰ（ｆ）に基づく平均周波数ｆｍ又は１次モーメント１ｓｔＭと、から血液の流量Ｑを求める。【０１６１】
（流量推定）
ヘマトクリット２次元推定部２６には、例えば図１６に示すような、透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係を、流量毎に示すマップデータが予め格納されている。【０１６２】
図１６において、Ｌｉｎｅ１、Ｌｉｎｅ２及びＬｉｎｅ３は、夫々、例えば、流量Ｑ＝５０［ミリリットル／分］のときの透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係線、流量Ｑ＝１００［ミリリットル／分］のときの透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係線、及び、流量Ｑ＝１５０［ミリリットル／分］のときの透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係線、を示している。【０１６３】
図１６において、領域Ａｒ１は、Ｌｉｎｅ１の図面下側の領域を意味し、領域Ａｒ２は、Ｌｉｎｅ１及びＬｉｎｅ２の間の領域を意味し、領域Ａｒ３は、Ｌｉｎｅ２及びＬｉｎｅ３の間の領域を意味し、領域Ａｒ４は、Ｌｉｎｅ３の図面上側の領域を意味する。【０１６４】
図１６に示すようなマップデータは、典型的には、濃度が既知の流体（ここでは、血液）に光を照射したときに得られる透過光量ＴＤＣと、平均周波数ｆｍとの実測値を、複数の流量（流速）について求め、該求められた複数の実測値に基づいて、一の流量に対応する実測値から透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係線（例えば“Ｌｉｎｅ１”等）を取得することにより構築すればよい。【０１６５】
図１６において、透過光量ＴＤＣを“ｘ”、平均周波数ｆｍを“ｙ”とすると、流量Ｑ＝５０［ミリリットル／分］を示すＬｉｎｅ１は、“ｙ＝Ｋ１・ｘ＋Ｃ１”と表せる。同様に、流量Ｑ＝１００［ミリリットル／分］を示すＬｉｎｅ２は、“ｙ＝Ｋ２・ｘ＋Ｃ２”と表され、流量Ｑ＝１５０［ミリリットル／分］を示すＬｉｎｅ３は、“ｙ＝Ｋ３・ｘ＋Ｃ３”と表される。尚、“Ｋ１”、“Ｃ１”、“Ｋ２”、“Ｃ２”、“Ｋ３”及び“Ｃ３”は、図１６に示すマップデータを構築するために用いた実測値から求まる定数である。【０１６６】
本実施例に係る流量推定処理について、図１６に加え、図１７のフローチャートを参照して説明する。尚、ＬＰＦ演算部２５から出力された透過光量ＴＤＣに対応する値を“ｘｉ”と、周波数解析部３５から出力されたパワースペクトルＰ（ｆ）に基づく平均周波数ｆｍに対応する値を“ｙｉ”とする。【０１６７】
図１７において、ヘマトクリット２次元推定部２６（図１参照）は、先ず、図１６のＬｉｎｅ１を示す“ｙ＝Ｋ１・ｘ＋Ｃ１”という式に、当該流体評価装置１００による計測結果“ｘｉ”（即ち、透過光量ＴＤＣの計測値）を代入して、Ｌｉｎｅ１上で、透過光量ＴＤＣが“ｘｉ”となる平均周波数ｆｍの値である“ｙ１”を求める。続いて、ヘマトクリット２次元推定部２６は、該求められた“ｙ１”と、当該流体評価装置１００による計測結果“ｙｉ”（即ち、平均周波数ｆｍの計測値）とを比較する（ステップＳ２０１）。【０１６８】
具体的には、ヘマトクリット２次元推定部２６は、“ｙｉ”から“ｙ１”を減算する（即ち、“ｙｉ−ｙ１＝ｙｉ−（Ｋ１・ｘｉ＋Ｃ１）”）。この演算結果が負であれば、Ｌｉｎｅ１上の点（ｘｉ，ｙ１）の方が、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）より大きいことになる（即ち、計測結果は、マップデータ上においてＬｉｎｅ１の下側に存在することとなる）。他方、演算結果が負でなければ、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）の方が、Ｌｉｎｅ１上の点（ｘｉ，ｙ１）と等しい又は点（ｘｉ，ｙｉ）より大きいことになる（即ち、計測結果は、マップデータ上においてＬｉｎｅ１上又はＬｉｎｅ１の上側に存在することとなる）。【０１６９】
演算結果が負である（即ち、“ｙｉ−（Ｋ１・ｘｉ＋Ｃ１）＜０”）と判定された場合（ステップＳ２０１：Ｙｅｓ）、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）が、マップデータ上においてＬｉｎｅ１の下側の領域である領域Ａｒ１に存在すると判定する（ステップＳ２０２）。【０１７０】
続いて、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）を用いて、流量Ｑを推定する（ステップＳ２０３）。図１６に示すように、領域Ａｒ１は、Ｌｉｎｅ１の下側にあるので、ヘマトクリット２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ１に基づく外挿処理により、計測結果に対応する流量Ｑを推定する。【０１７１】
具体的には、ヘマトクリット２次元推定部２６は、先ず、Ｌｉｎｅ１を示す“ｙ＝Ｋ１・ｘ＋Ｃ１”という式に、計測結果“ｘｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ１上で、透過光量ＴＤＣが“ｘｉ”となる平均周波数ｆｍの値である“ｙＨ”（上述した、“ｙ１”と同一値）を求める。つまり、ｙＨ＝Ｋ１・ｘｉ＋Ｃ１である。【０１７２】
ヘマトクリット２次元推定部２６は、次に、求められた“ｙＨ”と計測結果“ｙｉ”との差分に推定係数α２を乗算し、５０を加算する（Ｌｉｎｅ１が、流量Ｑ＝５０［ミリリットル／分］に対応するため）ことにより、流量Ｑを求める。つまり、流量Ｑ＝５０＋α２（ｙｉ−ｙＨ）である。【０１７３】
ステップＳ２０１の処理において、演算結果が負でない（即ち、“ｙｉ−（Ｋ１・ｘｉ＋Ｃ１）≧０”）と判定された場合（ステップＳ２０１：Ｎｏ）、ヘマトクリット２次元推定部２６は、図１６のＬｉｎｅ２を示す“ｙ＝Ｋ２・ｘ＋Ｃ２”という式に、計測結果“ｘｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ２上で、透過光量ＴＤＣが“ｘｉ”となる平均周波数ｆｍの値である“ｙ２”を求める。続いて、ヘマトクリット２次元推定部２６は、該求められた“ｙ２”と、計測結果“ｙｉ”とを比較する（ステップＳ２０４）。【０１７４】
比較結果が負である（即ち、“ｙｉ−（Ｋ２・ｘｉ＋Ｃ２）＜０”）と判定された場合（ステップＳ２０４：Ｙｅｓ）、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）が、マップデータ上においてＬｉｎｅ１とＬｉｎｅ２との間の領域である領域Ａｒ２に存在すると判定する（ステップＳ２０５）。【０１７５】
続いて、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）を用いて、流量Ｑを推定する（ステップＳ２０６）。図１６に示すように、領域Ａｒ２は、Ｌｉｎｅ１及びＬｉｎｅ２の間にあるので、ヘマトクリット２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ１及びＬｉｎｅ２に基づく補間処理により、計測結果に対応する流量Ｑを推定する。【０１７６】
具体的には、ヘマトクリット２次元推定部２６は、先ず、Ｌｉｎｅ１を示す“ｙ＝Ｋ１・ｘ＋Ｃ１”という式に、計測結果“ｘｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ１上で、透過光量ＴＤＣが“ｘｉ”となる平均周波数ｆｍの値である“ｙＬ”を求める。つまり、ｙＬ＝Ｋ１・ｘｉ＋Ｃ１である。【０１７７】
同様に、ヘマトクリット２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ２を示す“ｙ＝Ｋ２・ｘ＋Ｃ２”という式に、計測結果“ｘｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ２上で、透過光量ＴＤＣが“ｘｉ”となる平均周波数ｆｍの値である“ｙＨ” （上述した、“ｙ２”と同一値）を求める。つまり、ｙＨ＝Ｋ２・ｘｉ＋Ｃ２である。【０１７８】
次に、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果“ｙｉ”が、求められた“ｙＬ”及び“ｙＨ”各々からどの程度離れているかを求め、例えば流量Ｑ＝５０［ミリリットル／分］に対して補正することにより、流量Ｑを求める。つまり、流量Ｑ＝５０＋（１００−５０）｛（ｙｉ−ｙＬ）／（ｙＨ−ｙＬ）｝である。【０１７９】
ステップＳ２０４の処理において、比較結果が負でない（即ち、“ｙｉ−（Ｋ２・ｘｉ＋Ｃ２）≧０”）と判定された場合（ステップＳ２０４：Ｎｏ）、ヘマトクリット２次元推定部２６は、図１６のＬｉｎｅ３を示す“ｙ＝Ｋ３・ｘ＋Ｃ３”という式に、計測結果“ｘｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ３上で、透過光量ＴＤＣが“ｘｉ”となる平均周波数ｆｍの値である“ｙ３”を求める。続いて、ヘマトクリット２次元推定部２６は、該求められた“ｙ３”と、計測結果“ｙｉ”とを比較する（ステップＳ２０７）。【０１８０】
比較結果が負である（即ち、“ｙｉ−（Ｋ３・ｘｉ＋Ｃ３）＜０”）と判定された場合（ステップＳ２０７：Ｙｅｓ）、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）が、マップデータ上においてＬｉｎｅ２とＬｉｎｅ３との間の領域である領域Ａｒ３に存在すると判定する（ステップＳ２０８）。【０１８１】
続いて、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）を用いて、流量Ｑを推定する（ステップＳ２０９）。【０１８２】
具体的には、ヘマトクリット２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ２を示す“ｙ＝Ｋ２・ｘ＋Ｃ２”という式に、計測結果“ｘｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ２上で、透過光量ＴＤＣが“ｘｉ”となる平均周波数ｆｍの値である“ｙＬ”を求める。つまり、ｙＬ＝Ｋ２・ｘｉ＋Ｃ２である。【０１８３】
同様に、ヘマトクリット２次元推定部２６は、Ｌｉｎｅ３を示す“ｙ＝Ｋ３・ｘ＋Ｃ３”という式に、計測結果“ｘｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ３上で、透過光量ＴＤＣが“ｘｉ”となる平均周波数ｆｍの値である“ｙＨ” （上述した、“ｙ３”と同一値）を求める。つまり、ｙＨ＝Ｋ３・ｘｉ＋Ｃ３である。【０１８４】
次に、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果“ｙｉ”並びに、求められた“ｙＬ”及び“ｙＨ”に基づいて、流量Ｑ＝１００＋（１５０−１００）｛（ｙｉ−ｙＬ）／（ｙＨ−ｙＬ）｝という式に従って、流量Ｑを求める。【０１８５】
ステップＳ２０７の処理において、比較結果が負でない（即ち、“ｙｉ−（Ｋ３・ｘｉ＋Ｃ３）≧０”）と判定された場合（ステップＳ２０７：Ｎｏ）、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）が、マップデータ上においてＬｉｎｅ３上又はＬｉｎｅ３の上側の領域である領域Ａｒ４に存在すると判定する（ステップＳ２１０）。【０１８６】
続いて、ヘマトクリット２次元推定部２６は、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）を用いて、流量Ｑを推定する（ステップＳ２１１）。【０１８７】
具体的には、ヘマトクリット２次元推定部２６は、先ず、Ｌｉｎｅ３を示す“ｙ＝Ｋ３・ｘ＋Ｃ３”という式に、計測結果“ｘｉ”を代入して、Ｌｉｎｅ３上で、透過光量ＴＤＣが“ｘｉ”となる平均周波数ｆｍの値である“ｙＬ”（上述した、“ｙ３”と同一値）を求める。つまり、ｙＬ＝Ｋ３・ｘｉ＋Ｃ３である。【０１８８】
ヘマトクリット２次元推定部２６は、次に、求められた“ｙＬ”と計測結果“ｙｉ”との差分に推定係数β２を乗算し、１５０に加算する（Ｌｉｎｅ３が、流量Ｑ＝１５０［ミリリットル／分］に対応するため）ことにより、流量Ｑを求める。つまり、流量Ｑ＝１５０＋β２（ｙｉ−ｙＬ）である。【０１８９】
尚、上述した流量の推定には、図１６に示すような、透過光量ＴＤＣと平均周波数ｆｍとの関係を、流量毎に示すマップデータに代えて、透過光量ＴＤＣと１次モーメント１ｓｔＭとの関係を、流量毎に示すマップデータを用いて行われてよい。【０１９０】
本実施例に係る流体評価装置１００によれば、血液の濃度（ヘマトクリット値Ｈｃｔ）の影響を受けずに、流量Ｑを精度良く求めることができる。【０１９１】
＜変形例＞
次に、本実施例に係る流体評価装置の変形例について、図１８を参照して説明する。尚、第２変形例について、上述した第２実施例と重複する説明を省略すると共に、図面上における共通箇所には同一符号を付して示す。図１８は、第２実施例の変形例に係る流量推定の概念を示す概念図である。【０１９２】
本変形例では、推定に用いられる計測結果（ｘｉ，ｙｉ）は、例えば計測範囲の最大値で予め規格化された値である。【０１９３】
本変形例では、計測結果（ｘｉ，ｙｉ）が、マップデータの領域Ａｒ２又は領域Ａｒ３（図１６参照）に存在し、補間処理により流量Ｑを求める方法が、上記第２実施例と異なる。【０１９４】
具体的には、ヘマトクリット２次元推定部２６は、先ず、計測点ＰからＬｉｎｅ１へおろした垂線の長さｄＬ、及び、該計測点ＰからＬｉｎｅ２へおろした垂線の長さｄＨを求める（図１８参照）。【０１９５】
ここで、長さｄＬ＝｛ｙｉ−（Ｋ１・ｘｉ＋Ｃ１）｝／｛√（１−Ｋ１２）｝であり、長さｄＨ＝｛（Ｋ２・ｘｉ＋Ｃ１）−ｙｉ｝／｛√（１−Ｋ２２）｝である。【０１９６】
次に、ヘマトクリット２次元推定部２６は、長さｄＬ及び長さｄＨを用い、計測点Ｐが、例えば流量Ｑ＝５０［ミリリットル／分］（即ち、Ｌｉｎｅ１）からどの程度ずれているかを求めることにより、流量Ｑを求める。具体的には、ヘマトクリット２次元推定部２６は、“流量Ｑ＝５０＋（１００−５０）｛ｄＬ／（ｄＬ＋ｄＨ）｝”という式に従って、流量Ｑを求める。【０１９７】
本変形例に係る補間処理の方法は、上述した第１実施例及びその変形例にも適用可能である。他方で、上述した第１実施例の第１変形例及び第２変形例は、第２実施例及びその変形例にも適用可能である。【０１９８】
本発明は、上述した実施形態に限られるものではなく、請求の範囲及び明細書全体から読み取れる発明の要旨或いは思想に反しない範囲で適宜変更可能であり、そのような変更を伴う流体評価装置及び方法、コンピュータプログラム並びに記録媒体もまた本発明の技術的範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【０１９９】
１１…半導体レーザ、１２…レーザ駆動部、２１、３１…受光素子、２２、３２…Ｉ−Ｖ変換部、２３…ＬＰＦ増幅器、２４、３４…Ａ／Ｄ変換部、２５…ＬＰＦ演算部、２６…ヘマトクリット２次元推定部、３３…ＢＰＦ増幅器、３５…周波数解析部、５１…ＬＥＤ、５２…ＬＥＤ駆動部、１００、２００、３００…流体評価装置
【図１】
2017109885.tif 000003
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【国際調査報告】
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