(57)【要約】      （修正有）【課題】低コスト化を図りつつ、低消費電力化を実現することができる、レーザトップラ血流計の技術を利用した計測装置を提供する。【解決手段】少なくとも一部がコヒーレントな光を出射する光源１０１と、光源から出射され、計測の対象を経由した光を受光し、受光した光に応じた信号を検出する受光部１０２と、受光部により検出された信号における一定期間内に含まれる振動の数を計測する計測部とを備える計測装置が提供される。本技術は、例えば、人体の血流量を計測する計測装置に適用することができる。【選択図】図２
2019076641.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも一部がコヒーレントな光を出射する光源と、
前記光源から出射され、計測の対象を経由した光を受光し、受光した光に応じた信号を検出する受光部と、
前記受光部により検出された信号における一定期間内に含まれる振動の数を計測する計測部と
を備える計測装置。
【請求項２】
前記計測部は、前記信号の極値の数をカウントするカウンタである
請求項１に記載の計測装置。
【請求項３】
前記信号に対し、前記極値の数をカウントするための二値化処理を行う二値化部をさらに備える
請求項２に記載の計測装置。
【請求項４】
前記信号に対し、前記極値を得るための微分処理を行う微分部をさらに備え、
前記二値化部は、前記微分処理が施された前記信号に対し、前記二値化処理を行う
請求項３に記載の計測装置。
【請求項５】
前記信号のノイズを除去するための周波数フィルタをさらに備え、
前記二値化部は、前記周波数フィルタによりノイズが除去された前記信号に対し、前記二値化処理を行う
請求項３に記載の計測装置。
【請求項６】
前記二値化部は、前記二値化処理を行う際に、ヒステリシスを設けることでノイズ除去を行う
請求項５に記載の計測装置。
【請求項７】
前記計測部は、前記一定期間の平均に対し、計測点が交差する回数を計算する計算部である
請求項１に記載の計測装置。
【請求項８】
前記信号に対し、AD(Analog Digital)変換を行うADC部をさらに備え、
前記計算部は、前記AD変換で得られるディジタルデータに対し、前記一定期間の平均値を算出し、算出した前記平均値と、前記ディジタルデータに含まれる各データ点から得られる値とが交差する回数を算出する
請求項７に記載の計測装置。
【請求項９】
前記受光部と前記計測部は、チャンネルごとに設けられ、
各チャンネルで得られる計測結果の平均値を算出する平均算出部をさらに備える
請求項１に記載の計測装置。
【請求項１０】
前記計測の対象は、人体であり、
前記計測部は、前記人体を流れる血流量を計測する
請求項１に記載の計測装置。
【請求項１１】
計測装置の計測方法において、
前記計測装置が、
少なくとも一部がコヒーレントな光を出射する光源から出射され、計測の対象を経由した光を受光して、受光した光に応じた信号を検出し、
検出した信号における一定期間内に含まれる振動の数を計測する
計測方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本技術は、計測装置、及び計測方法に関し、特に、低コスト化を図りつつ、低消費電力化を実現することができるようにした計測装置、及び計測方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来から、人の皮膚にコヒーレント光を照射し、そ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レーザトップラ血流計と呼ばれる技術が存在し、その技術を利用した計測装置が提供されている。
【０００３】
例えば、特許文献１には、散乱光の受光強度をサンプリングし、離散フーリエ変換（DFT：Discrete Fourier Transform）の数式を用いて、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値を算出し、算出したパワー値の時間変動に基づき、脈波形又は脈拍数を求める技術が開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開2012-005598号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
ところで、従来の計測装置では、高速フーリエ変換（FFT：Fast Fourier Transform）や離散フーリエ変換（DFT）等の計算を行う必要があるため、計算量が多く、DSP(Digital Signal Processor)等の集積回路（IC：Integrated Circuit）を使用していたため、高コストになるとともに、省電力化を阻害する要因となっていた。
【０００６】
そのため、レーザトップラ血流計の技術を利用した計測装置において、低コスト化を図りつつ、低消費電力化を実現するための技術が求められていた。
【０００７】
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、低消費電力化を実現することができるようにするものである。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本技術の一側面の計測装置は、少なくとも一部がコヒーレントな光を出射する光源と、前記光源から出射され、計測の対象を経由した光を受光し、受光した光に応じた信号を検出する受光部と、前記受光部により検出された信号における一定期間内に含まれる振動の数を計測する計測部とを備える計測装置である。
【０００９】
本技術の一側面の計測方法は、計測装置の計測方法において、前記計測装置が、少なくとも一部がコヒーレントな光を出射する光源から出射され、計測の対象を経由した光を受光して、受光した光に応じた信号を検出し、検出した信号における一定期間内に含まれる振動の数を計測する計測方法である。
【００１０】
本技術の一側面の計測装置、及び計測方法においては、少なくとも一部がコヒーレントな光を出射する光源から出射され、計測の対象を経由した光が受光され、受光された光に応じた信号が検出され、検出された信号における一定期間内に含まれる振動の数が計測される。
【００１１】
なお、本技術の一側面の計測装置は、独立した装置であってもよいし、１つの装置を構成している内部ブロックであってもよい。
【発明の効果】
【００１２】
本技術の一側面によれば、低コスト化を図りつつ、低消費電力化を実現することができる。
【００１３】
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。
【図面の簡単な説明】
【００１４】
【図１】一般的な計測装置の構成を示すブロック図である。
【図２】第１の実施の形態の計測装置の構成の例を示すブロック図である。
【図３】ビート信号の時間領域の例を示す図である。
【図４】ビート信号の周波数領域の例を示す図である。
【図５】血流速度に応じたビート信号の周波数領域の例を示す図である。
【図６】一般的な計測装置による計測結果の例を示す図である。
【図７】本技術を適用した計測装置による計測結果の例を示す図である。
【図８】第２の実施の形態の計測装置の構成の例を示すブロック図である。
【図９】計測装置の構成の第１の変形例を示すブロック図である。
【図１０】計測装置の構成の第２の変形例を示すブロック図である。
【発明を実施するための形態】
【００１５】
以下、図面を参照しながら本技術の実施の形態について説明する。なお、説明は以下の順序で行うものとする。
【００１６】
１．第１の実施の形態
２．第２の実施の形態
３．第３の実施の形態
４．変形例
【００１７】
＜１．第１の実施の形態＞
【００１８】
まず、レーザトップラ血流計を用いた計測装置の計測原理を、以下、簡単に述べる。
【００１９】
人の皮膚に外部から適切な波長の光を照射すると、その大部分が皮膚下に浸透し、光は、その後、細胞膜や各種小器官により散乱され、結果として後方散乱光として、再度皮膚から放出される。この散乱光の中で、皮膚下に存在している移動する物体、主に赤血球による後方散乱光は、ドップラ現象による若干の波長変化が発生している。
【００２０】
この周波数変化を直接的に観測できれば、移動組織の速度、すなわち、血流速度を計測することができるが、実際には、光の振動数は、数百テラヘルツ（THz）と極めて高速であるため、散乱光のドップラシフトを直接観測することは困難である。
【００２１】
ところで、皮膚下の動かない細胞による散乱光は、ドップラシフトが生じていない。そこで、照射する光を、コヒーレント光とすれば、動く細胞からの光と、動かない細胞からの光とが干渉し、その結果として、うなりであるビート信号が発生する。
【００２２】
このビート信号は、20kHz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。よって、このビート信号の計測によって、赤血球の移動速度を求めることができる。
【００２３】
ここで、一般的な計測の手法では、光のビート信号を、AD変換器（ADC：Analog Digital Converter）によって、ディジタル信号に変換し、その結果得られるデータを、一定時間蓄積した後に、下記の式（１）を用いて、血液の移動速度を算出する。
【００２４】
【数１】
2019076641.tif 000003
・・・（１）
【００２５】
ただし、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している。
【００２６】
しかしながら、このような計算を実時間で動作させるためには、AD変換されたディジタルデータを、一定時間保持し、パワースペクトラム密度を計算した後に、式（１）に示した積分と除算の演算によって、血流量を算出することになる。
【００２７】
この具体的な計算の例としては、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、サンプリングに要する時間は、20msとなる。そのため、20ms以内に、すべての計算が完了しなければ、データの欠損を生じてしまう。
【００２８】
このように、一般的なレーザトップラ血流計では、高速演算を行うために、DSP(Digital Signal Processor)を用いて実現されることが多い。しかしながら、この場合には、高価なLSI(Large Scale Integration)を用いるため、高コストになるとともに、省電力化を阻害する要因にもなる。
【００２９】
この対策として、上述した特許文献１では、パワースペクトラム密度の計算を行わず、特定の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、大幅に計算量を削減してコストを低下させる技術が開示されている。
【００３０】
ところで、ビート信号の周波数は、移動する赤血球の速度に比例するため、下記の式（２）に示した関係式で表されることが知られている。
【００３１】
【数２】
2019076641.tif 000004
・・・（２）
【００３２】
ただし、式（２）において、vは、粒子の速度ベクトルを表し、kiは、入射光ベクトル、ksは、散乱ベクトルをそれぞれ表している。
【００３３】
この式（２）の関係式によって、粒子速度とビート信号の周波数は、１対１の比例関係であって、１つの周波数は、１つの粒子速度に対応していることが分かる。
【００３４】
このような関係から、上述した特許文献１に開示されている技術による血流算出の手法を用いた場合、特定の周波数に対してのみ注目した計算であるため、ある速度を持った粒子の量を計測していることと等価である。
【００３５】
ここで、一般的なレーザトップラ血流計では、すべての周波数から血流速度を計算している（移動している粒子の平均移動速度を出力している）ため、上述した特許文献１に開示されている技術とは、計測している物理量が異なると言える。
【００３６】
また、上述した特許文献１に開示されている技術では、パワースペクトラム密度の計算を行っていないため、DSPが不要になる可能性があるものの、4096ポイントの加減算が発生しているため（特許文献１の段落［００４１］乃至［００４２］の記載等）、計算コストも少なくない。そのため、仮にDSPを不要とすることができたとしても、大幅な低消費電力化を実現することは困難である。
【００３７】
さらに、別の問題として、レーザ光の強度が、温度や劣化などによって変化したとき、計測値に影響を与えないようにするために、積分処理を行う際に、レーザ光の強度で規格化を行う場合がある。この場合には、さらに、AD変換器を追加する必要があるため、コスト増の要因になる。
【００３８】
ここで、図１は、一般的なレーザトップラ血流計を用いた計測装置の構成を示している。
【００３９】
図１において、計測装置９０は、光源９０１、受光部９０２、増幅部９０３、LPF部９０４、ADC部９０５、FFT部９０６、積分部９０７、LPF部９０８、及びADC部９０９から構成される。
【００４０】
光源９０１は、レーザダイオード（LD：Laser Diode）から構成され、光源９０１から出射されたレーザ光は、人体１に照射され、人体１の皮膚組織での散乱を経て、受光部９０２によって受光される。
【００４１】
このとき、一部の光は、人体１の移動する粒子（例えば赤血球）などによって散乱されてドップラシフトを生じる。そして、受光部９０２に設けられたフォトダイオード（PD：Photodiode）では、ドップラシフトされた光と、ドップラシフトされていない光との干渉が発生し、ビート信号と呼ばれるランダムな振動が検出される。
【００４２】
受光部９０２により検出された信号は、増幅部９０３により増幅され、LPF部９０４と、LPF部９０８に出力される。
【００４３】
LPF部９０４は、ローパスフィルタ（LPF：Low Pass Filter）であって、増幅部９０３から入力される信号（AC成分の信号）に対し、カットオフ周波数よりも高い周波数の成分を逓減させ、その結果得られる信号を、ADC部９０５に出力する。ただし、ADC部９０５に入力される信号の周波数は、数10kHzとなるので、その半分より少し低い周波数が、LPF部９０４のカットオフ周波数とされる。
【００４４】
ADC部９０５は、LPF部９０４から入力される信号に対し、AD(Analog Digital)変換を行い、その結果得られるディジタルデータを、FFT部９０６に出力する。なお、ADC部９０５では、AC成分だけを抽出したいため、LPF部９０４の前後に、ハイパスフィルタ（HPF：High Pass Filter）、又はローパスフィルタ（LPF）の代わりに、バンドパスフィルタ（BPF：Band Pass Filter）を設置して、DC成分をカットすることになる。このとき、バンドパスフィルタ（BPF）のカットオフ周波数は、数Hz〜数10Hz程度に設定される。
【００４５】
FFT部９０６は、ADC部９０５から入力されるディジタルデータ（時間領域の信号）に対し、高速フーリエ変換（FFT）を行い、その結果得られるFFT演算結果（周波数領域の信号）を、積分部９０７に出力する。
【００４６】
LPF部９０８は、ローパスフィルタ（LPF）であって、増幅部９０３から入力される信号（DC成分の信号）に対し、カットオフ周波数よりも高い周波数の成分を逓減させ、その結果得られる信号を、ADC部９０９に出力する。ただし、ここでは、DC成分を見ているだけであるため、LPF部９０８のカットオフ周波数としては、LPF部９０４のカットオフ周波数よりも低い、数Hz程度が設定される。
【００４７】
ADC部９０９は、LPF部９０８から入力される信号に対し、AD変換を行い、その結果得られるディジタルデータ（時間領域の信号）を、積分部９０７に出力する。
【００４８】
積分部９０７には、FFT部９０６からのFFT演算結果（周波数領域の信号）と、ADC部９０９からのディジタルデータ（時間領域の信号）とが入力される。積分部９０７は、FFT部９０６からのFFT演算結果に基づいて、積分処理を行い、その結果得られる演算結果（計測値）を、血流量として出力する。
【００４９】
ただし、光源９０１からのレーザ光の強度が、温度や劣化などによって変化したときに、計測値に影響を与えないようにするために、この積分処理を行う際には、ADC部９０９からのディジタルデータを用いて、レーザ光の強度での規格化が行われる。
【００５０】
計測装置９０は、以上のように構成される。
【００５１】
ところで、上述した式（１）に示したように、血流量は、ビート信号のパワースペクトラム密度の加重平均を計算していることに等しいことが明らかである。すなわち、パワースペクトラム密度の加重平均を求めるとは、言い換えれば、様々な周波数が重畳したビート信号の平均周波数を求めることと同義である。
【００５２】
また、一般的なレーザトップラ血流計では、血流量の相対的な変化は検出することができるものの、絶対的な血流速度指標を表さないことが知られている。
【００５３】
このことから、ビート信号の平均周波数を検出できなくても、それに比例する値を検出することができれば、等価な結果が得られると考えることが妥当である。すなわち、ビート信号の平均周波数ではなく、例えば、ビート信号に表れる山の数の合計を計測しても、等価な結果が得られることになる。
【００５４】
以上のことから、本技術では、単位時間当たりのビート信号の時間軸方向の乱雑さを表す指標（例えば、検出された信号における一定期間内に含まれる波の数（振動の数））を計測して、血流速度相当量を得ることができるようにする。以下、本技術を適用した計測装置の構成について説明する。
【００５５】
（本技術の計測装置の構成）
図２は、第１の実施の形態の計測装置の構成の例を示すブロック図である。
【００５６】
図２において、計測装置１０は、光源１０１、受光部１０２、増幅部１０３、微分部１０４、LPF部１０５、二値化部１０６、及びカウンタ部１０７から構成される。
【００５７】
光源１０１は、少なくとも一部がコヒーレントな光を出射する光源である。光源１０１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）や、垂直共振器面発光レーザ（VCSEL：Vertical Cavity Surface Emitting LASER）など、シングルモードで発光するレーザ光を用いることができる。
【００５８】
受光部１０２は、人体１を通過した光を受光して電気信号に変換する光電変換部を有する。この光電変換部としては、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）を用いることができる。
【００５９】
光源１０１から出射された光は、人体１に照射され、人体１の皮膚組織での散乱を経て、受光部１０２によって受光される。
【００６０】
このとき、一部の光は、人体１の移動する粒子（例えば赤血球）などによって散乱されてドップラシフトを生じる。そして、受光部１０２に設けられたフォトダイオード（PD）では、ドップラシフトされた光と、ドップラシフトされていない光との干渉が発生し、ビート信号と呼ばれるランダムな振動が検出される。
【００６１】
受光部１０２は、受光した光に応じた信号を検出し、検出した信号を、増幅部１０３に出力する。なお、図示はしていないが、受光部１０２と増幅部１０３との間には、電流・電圧変換部が設けられ、フォトダイオード（PD）から出力される信号を、電流から電圧に変換して出力する。
【００６２】
増幅部１０３は、電気的な処理が実現可能な程度に電圧を増加させるものであり、例えば、オペアンプ等によって構成される増幅回路である。
【００６３】
増幅部１０３は、受光部１０２から入力される信号を増幅して、微分部１０４に出力する。なお、増幅部１０３による増幅は、上述の電流・電圧変換部内での変換と同時に行われるようにしてもよい。
【００６４】
微分部１０４は、例えば、オペアンプ等から構成される一次ハイパスフィルタ（HPF）により構成される微分回路である。ここで、オペアンプを用いた一次ハイパスフィルタ（HPF）の場合、カットオフ周波数よりも低い周波数を、微分として取り扱うことができる。微分部１０４は、増幅部１０３から入力される信号に対し、微分処理を施し、その結果得られる信号を、LPF部１０５に供給する。
【００６５】
なお、詳細は後述するが、ここでは、低周波成分が強く計測されることを防止するため、低周波領域の振幅が十分に小さくなるように、カットオフを設定することが好ましく、例えば、カットオフ周波数（遮断周波数）は、100Hz以上とすることができる。さらに、好ましくは、カットオフ周波数を、1000Hz以上とする構成としてもよい。
【００６６】
LPF部１０５は、電気的や光学的など、様々な要因で生じるノイズに対し、後段の二値化部１０６及びカウンタ部１０７が誤動作することを防止するために設けられるローパスフィルタ（LPF：Low Pass Filter）である。
【００６７】
LPF部１０５は、微分部１０４から入力される信号に対し、カットオフ周波数よりも低い周波数の成分を（ほとんど）減衰させず、カットオフ周波数よりも高い周波数の成分を逓減させ、その結果得られる信号を、二値化部１０６に出力する。
【００６８】
なお、詳細は後述するが、人体１が生じるビート信号の周波数分布は、おおよそ10kHzまでであるため、ここでは、カットオフ周波数として、例えば、それ以上の周波数帯域をカットするような値が設定される。
【００６９】
二値化部１０６は、LPF部１０５から入力される信号に対し、二値化処理を施し、その結果得られる信号を、カウンタ部１０７に出力する。
【００７０】
なお、詳細は後述するが、この二値化処理は、信号の極値の数を、後段のカウンタ部１０７により計測するために行われる。すなわち、前段のLPF部１０５にて高周波に存在するノイズは削減されるものの、低周波に存在する振幅の小さなノイズによる影響が残っているため、このノイズによる影響を取り除くために、二値化処理を行う。
【００７１】
また、このノイズを減じるために、ヒステリシスを設けることが望ましい。ここでのヒステリシス幅は、上述の増幅部１０３との関係やノイズ量などにより決定されるが、例えば、3Vまで増幅を行った場合には、0.1V以上、望ましくは、0.3〜0.7Vに設定される。なお、当然ではあるが、ヒステリシス幅が大きくなると、主要な信号成分も検出されなくなるため、適切な値が設定されるべきではあるが、これは、各設計に委ねられる。
【００７２】
カウンタ部１０７は、二値化部１０６から入力される信号に対し、カウント処理を施し、その結果得られるカウント値に応じた計測値を、血流量として出力する。
【００７３】
なお、詳細は後述するが、このカウント処理は、検出された信号における一定期間内に存在する極値の数をカウント（計測）するために行われる。
【００７４】
ここでの期間に関する制約は、特に存在しないが、期間が短すぎる場合は、極値の数が少なくなりすぎて計測することができない。一方で、期間が長すぎる場合には、血流の変化に対する応答が低下してしまう。そのため、期間としては、例えば、10ms〜50msの間に設定されることが望ましく、好適には、15ms〜30msの間に設定するのが望ましい。その理由であるが、心拍の流速による変化である約1Hzを適切に計測するためである。
【００７５】
計測装置１０は、以上のように構成される。
【００７６】
図２の計測装置１０においては、微分部１０４、二値化部１０６、及びカウンタ部１０７が、ビート信号の乱雑さを計測する目的で、信号中の極値を計測するために設けられる。ここで、図３乃至図５を参照して、信号中の極値を計測する手法の詳細について説明する。
【００７７】
図３は、ビート信号の時間領域の例を示している。なお、図３において、縦軸は、フォトダイオード（PD）により検出される信号の検出結果（Digits）を表し、横軸は、時間（単位：秒）を表している。
【００７８】
図３に示すように、ビート信号は、フォトダイオード（PD）で検出する光の干渉現象であるため、本質的にランダムである。このビート信号を一定期間切り出して、フーリエ変換して周波数分布を算出したものを、図４に示している。
【００７９】
図４は、ビート信号の周波数領域の例を示している。図４において、縦軸は、パワースペクトラム密度（PSD：Power Spectral Density）を表し、横軸は、周波数（単位：Hz）を表している。
【００８０】
図４に示すように、ビート信号は、低周波ほど大きく、高周波になるに従い、指数関数的にその振幅が小さくなっている。このため、微分を行わずに、ビート信号の二値化のみを行う場合には、振幅の大きな低周波の情報によってのみ、二値化が行われることになる。
【００８１】
常に、ビート信号の周波数分布が一定であれば、低周波成分の波の数をカウントするだけで、全体を表すことが可能であるが、実際には、血流速度が増加することで、平均周波数が高周波側に変化するため、周波数分布の形状自体が変化することになる。
【００８２】
図５は、血流速度に応じたビート信号の周波数領域の例を示している。なお、図５において、縦軸と横軸は、図４と同様に、パワースペクトラム密度（PSD）と周波数をそれぞれ表している。
【００８３】
図５においては、血流速度が速い場合の単位周波数ごとのパワー分布と、血流速度が遅い場合の単位周波数ごとのパワー分布を示している。図５において、血流速度が速い場合のパワー分布は、血流速度が遅い場合のパワー分布と比べて、平均周波数が高周波側に遷移して、周波数分布の形状自体が変化している。
【００８４】
このように、血流速度に応じて平均周波数が変化するため、低周波成分の波の数をカウントするたけでは、全体の周波数の変化を正確に表すことはできない。
【００８５】
また、人体１を計測する場合には、人体１の動きによるノイズが発生するが、これも人の動きによるものであるため、低周波（例えば、およそ100Hz以下の周波数）に重畳してしまう。このため、人の動きによる計測エラーを生じやすくなる。
【００８６】
そこで、本技術では、二値化を行う二値化部１０６の前段に、微分部１０４を設けるようにしている。このように、微分部１０４を設けて、ビート信号の極値を求めることで、二値化部１０６による二値化処理では、ビート信号の振幅の大小の影響が小さくなって、ビート信号の極値ごとに、２値化のHレベル（High）とLレベル（Low）が変化することになる。
【００８７】
その後、一定期間において、信号のHレベルとLレベルが変化した回数を、カウンタ部１０７によりカウントすることで、この期間中での極値の数をカウントすることができる。
【００８８】
この極値の数は、その期間中に含まれる波の総数（振動の数）を表しており、血流速度が速くなって、ビード信号が高周波側に遷移（シフト）すると、波の数（振動の数）が増加するため、カウンタ部１０７によるカウント値が増加する。このカウンタ値そのものが、周波数の加重平均に比例する値であるため、その結果として、カウンタ値が、血流速度に比例する値となる。
【００８９】
ここで、ある人の左手の第二指に一般的な計測装置（例えば、計測装置９０（図１）など）を取り付け、さらに左手の第三指に計測装置１０（図２）を取り付けて、同時に計測を行った場合の計測結果を、図６と図７に示している。
【００９０】
図６は、一般的な計測装置による計測結果の例を示している。なお、図６において、縦軸は、FFT部により高速フーリエ変換（FFT）を施すことで得られる計測値（単位：ml/min）を表し、横軸は、時間（単位：秒）を表している。
【００９１】
一方、図７は、本技術を適用した計測装置１０（図２）による計測結果の例を示している。なお、図７において、縦軸は、カウンタ部１０７によるカウント処理で得られるカウント値（計測値）を表し、横軸は、時間（単位：秒）を表している。また、ここでは、カウント値を計測した後に、ノイズ除去のための平滑化を行うことで、図７に示すような滑らかなグラフが得られる。
【００９２】
そして、図６に示した一般的な計測装置の計測結果と、図７に示した計測装置１０の計測結果とを比較すれば、計測部位が、左手の第二指と第三指とで異なるため、完全に同じ計測結果とはなっていないが、全く同期してほぼ相似の計測結果が得られている。つまり、図６と図７においては、縦軸の計測値の単位は異なるが、横軸が時間（単位：秒）で一致しており、それらの計測結果は、ほぼ相似の波形となっている。
【００９３】
以上のように、本技術を適用した計測装置１０では、検出された信号の一定期間内の波の数（振動の数）の計測を行うことで、従来の計測装置で必要とされていた計測されたビート信号の周波数スペクトルを計測して加重平均を求める工程を除くことができるため、高性能の計算機を使用せずに同等の計測結果を得ることができる。
【００９４】
そのため、計測装置１０では、従来の計測装置で用いられていたDSP等の集積回路（例えばLSI）を、構成から除くことができる。さらに、計測装置１０では、微分部１０４と二値化部１０６によって極値の検出が行われ、アナログ信号での処理が行われるため、AD変換器（ADC）を、構成から除くことができる。
【００９５】
このように、本技術を適用した計測装置１０では、DSPやAD変換器を設ける必要がなく、それらの回路を除いた分だけ、コストを下げることができるとともに、消費電力を低下させることができるため、その結果として、低コスト化を図りつつ、低消費電力化を実現することができる。
【００９６】
また、従来の計測装置では、DSPやAD変換器等の部品点数が増加することで、計測装置の大型化につながっていたが、本技術を適用した計測装置１０では、DSPやAD変換器を除くことができるため、計測装置の小型化を実現することもできる。すなわち、本技術を適用した計測装置１０では、低コスト化、低消費電力化、及び小型化を図ることができる。
【００９７】
さらに、上述した計測装置９０（図１）では、パワースペクトラム密度を計算する際に、レーザ光の強度の変化を補正するために、DC成分を別途検出して規格化を行っているが、本技術を適用した計測装置１０では、極値の数を計測しているだけであるため、本質的にレーザ光の強度の変化には依存していない。
【００９８】
このため、計測装置１０は、DC成分を計測する必要がなく、DC成分計測回路が不要となることで、低コスト、かつ低消費電力を実現することができるとともに、DC成分計測のノイズが計測結果に影響を与えることがないため、より高精度の計測を行うことが可能となる。
【００９９】
＜２．第２の実施の形態＞
【０１００】
（本技術の計測装置の構成）
図８は、第２の実施の形態の計測装置の構成の例を示すブロック図である。
【０１０１】
図８において、計測装置２０は、光源２０１、受光部２０２、増幅部２０３、LPF部２０４、ADC部２０５、及び計算部２０６から構成される。
【０１０２】
光源２０１と受光部２０２は、図２の光源１０１と受光部１０２と同様に構成され、光源２０１から出射された光（コヒーレント光）は、人体１に照射され、人体１の皮膚組織での散乱を経て、受光部２０２によって受光される。
【０１０３】
このとき、一部の光は、人体１の移動する粒子（例えば赤血球）などによって散乱されてドップラシフトを生じるので、受光部２０２に設けられたフォトダイオード（PD）では、ドップラシフトされた光と、ドップラシフトされていない光との干渉が発生して、ランダムな振動が検出される。
【０１０４】
受光部２０２により検出された信号は、増幅部２０３により増幅され、LPF部２０４に出力される。
【０１０５】
LPF部２０４は、後段のAD変換時のアンチエイリアスフィルタ（アナログフィルタ）として動作するローパスフィルタ（LPF）である。
【０１０６】
LPF部２０４は、増幅部２０３から入力される信号に対し、カットオフ周波数よりも低い周波数の成分を（ほとんど）減衰させず、カットオフ周波数よりも高い周波数の成分を逓減させ、その結果得られる信号を、ADC部２０５に出力する。
【０１０７】
ADC部２０５は、LPF部２０４から入力される信号に対し、AD変換を行い、その結果得られるディジタルデータを、計算部２０６に出力する。なお、例えば、ADC部２０５において、サンプリングレートを、50kHzに設定した場合に、前段のLPF部２０４のカットオフ周波数として、20kHzに設定することができる。
【０１０８】
計算部２０６は、ADC部２０５から入力されるディジタルデータを切り出して、一定期間の平均値を算出するとともに、切り出したディジタルデータに含まれる各データ点を順次処理し、その順次処理の結果得られる値が、算出した平均値と交差する回数を算出する。計算部２０６は、算出した交差の回数に応じた計測値を、血流量として出力する。
【０１０９】
すなわち、計算部２０６において、一定期間の平均値に対し、計測点が交差する回数を計算する際に、例えば、血流量が増加してビート信号の平均周波数が増加すると、各データ点から得られる値が、平均値と交差する確率が増加するため、この手法によっても、相対的な血流量の変化を検出することができる。
【０１１０】
このように、本技術では、単位時間当たりのビート信号の時間軸方向の乱雑さを表す指標を計測することで、様々な指標化の手法が適用可能であり、その手法の一例として、計算部２０６では、検出された信号の一定期間の平均に対し、計測点が交差する回数を計算するようにしている。
【０１１１】
なお、計算部２０６では、血流量を計測するに際し、例えば、ADC部２０５から入力されるディジタルデータ（に含まれる各データ点）を順次処理しつつ、極値となる回数を算出するようにしてもよい。この場合、上述した第１の実施の形態の計測装置１０の動作（例えば、微分部１０４、二値化部１０６、及びカウンタ部１０７等の動作）を、アナログ処理ではなく、第２の実施の形態の計測装置２０（の計算部２０６）によるディジタル処理に転じているだけで、等価なものとされる。
【０１１２】
ただし、計算部２０６においては、いずれの手法で、血流量を計測する場合であっても、電気的・光学的なノイズ耐性を増加させるために、例えば、平均値と交差する回数や、極値の回数を算出する際には、ヒステリシスのような不感帯を設けることが望ましい。
【０１１３】
計測装置２０は、以上のように構成される。
【０１１４】
本技術を適用した計測装置２０では、検出された信号の一定期間内の波の数（振動の数）の計測を行うことで、従来の計測装置で必要とされていた計測されたビート信号の周波数スペクトルを計測して加重平均を求める工程を除くことができるため、高性能の計算機を使用せずに同等の計測結果を得ることができる。
【０１１５】
そして、計測装置２０では、DSP等の回路を設ける必要がなく、それらの回路を除いた分だけ、コストを下げることができるとともに、消費電力を低下させることができる。また、従来の計測装置では、DSP等の部品点数が増加することで、計測装置の大型化につながっていたが、計測装置２０では、DSP等の回路を除くことができるため、計測装置の小型化を実現することもできる。
【０１１６】
すなわち、本技術を適用した計測装置２０では、低コスト化、低消費電力化、及び小型化を図ることができる。
【０１１７】
＜３．第３の実施の形態＞
【０１１８】
上述した実施の形態では、計測装置１０又は計測装置２０による計測の対象として、人体１の血流速度（血流量）を計測する場合を説明したが、本技術の要旨は、散乱体の移動によるドップラシフトを、簡便な電気回路で計測することであって、計測の対象を、人体１の血流速度の計測に限定するものではない。
【０１１９】
計測装置１０又は計測装置２０による計測の対象としては、例えば、乳製品等の加工時に流量や流速の管理を行う場合などに適用することができる。
【０１２０】
具体的には、流路を阻害しない流速計測法として、例えば、超音波式ドップラ流速計が用いられることが知られているが、この構成を採用する場合には、発信機と受信機を設置する必要があり、また、低速の流速計測が困難であるという問題がある。
【０１２１】
一方で、本技術を適用した計測装置１０又は計測装置２０であれば、低コスト、かつ小型の装置であるため、任意の位置に設置して、その位置の流速を計測することができる。また、計測装置１０又は計測装置２０では、消費電力が小さいために、長時間の計測を行うことも可能となる。
【０１２２】
なお、ここでは、乳製品の管理工程を例として挙げたが、本技術は、光吸収の少ない固定された散乱体と、同じく光吸収の少ない移動する散乱体が混在する計測の対象に対して、移動する散乱体の移動速度を計測する機能を有しており、計測の対象を、乳製品に限定するものではない。例えば、計測の対象として、人体の血流速度や乳製品のほか、散乱フィルムの加工時のフィルム送り速度を対象とし、当該フィルム送り速度の管理に適用することも可能である。
【０１２３】
＜４．変形例＞
【０１２４】
（第１の変形例）
図９は、図２の計測装置１０の構成の第１の変形例を示すブロック図である。
【０１２５】
図９において、計測装置１０は、図２に示した構成と比べて、増幅部１０３とLPF１０５との間に設けられていた微分部１０４が取り除かれている点が異なる。すなわち、図９において、LPF１０５は、増幅部１０３から入力される信号に対し、カットオフ周波数よりも低い周波数の成分を（ほとんど）減衰させず、カットオフ周波数よりも高い周波数の成分を逓減させ、その結果得られる信号を、二値化部１０６に出力する。
【０１２６】
このように、図９の計測装置１０は、微分部１０４を設けていない構成となるが、この構成は、血流によるビート信号の周波数分布の変化が小さく、相対的に振幅の大きな周波数の計測のみで、全体を表せる場合に有効な構成である。この構成を採用することで、微分回路を設ける必要がないため、従来の計測装置と比べて、部品点数をさらに減らすことができるため、低コスト化、低消費電力化、及び小型化をさらに進めることができる。
【０１２７】
なお、図２の計測装置１０においては、カウンタ部１０７によりカウントされるカウント値を、計測時間で除算して規格化したものを出力するようにしてもよい。これにより、例えば、カウンタ部１０７の表示値が、単位時間当たりの表示となるため、計測時間が変化しても比較可能な値とすることができる。
【０１２８】
また、カウンタ部１０７の出力値に対し、平滑化処理を施すようにしてもよい。このような平滑化処理を施すことで、カウンタ部１０７の出力として、より滑らかな出力を得ることができる。さらに、上述の説明では、カウンタ部１０７において、極値の数をカウントする例を示したが、極値の代わりに変曲点の数がカウントされるようにしてもよい。
【０１２９】
さらに、図２の計測装置１０において、光源１０１乃至カウンタ部１０７は、同一の筐体内に設ける必要はない。例えば、計測装置１０は、光源１０１、受光部１０２、及び増幅部１０３を有するセンサヘッド部（センサヘッド装置）と、微分部１０４、LPF部１０５、二値化部１０６、及びカウンタ部１０７を有する本体部（本体装置）から構成することができる。
【０１３０】
同様にまた、図８の計測装置２０において、光源２０１乃至計算部２０６は、同一の筐体内に設ける必要はない。例えば、計測装置２０は、光源２０１、受光部２０２、及び増幅部２０３を有するセンサヘッド部（センサヘッド装置）と、LPF部２０４、ADC部２０５、及び計算部２０６を有する（本体装置）から構成することができる。
【０１３１】
（第２の変形例）
図１０は、図２の計測装置１０の構成の第２の変形例を示すブロック図である。
【０１３２】
図１０において、計測装置１０は、図２に示した構成と比べて、光源１０１に対し、複数のチャンネルに応じた系列が複数設けられ、さらに、それらの系列ごとの出力値が入力される平均算出部１０８が設けられている。
【０１３３】
すなわち、図１０において、計測装置１０は、光源１０１のほかに、受光部１０２−１乃至カウンタ部１０７−１からなる第１の系列、受光部１０２−２乃至カウンタ部１０７−２からなる第２の系列、・・・、及び受光部１０２−Ｎ乃至カウンタ部１０７−Ｎからなる第Ｎの系列と、平均算出部１０８を有している。ただし、Ｎは、１以上の整数である。
【０１３４】
第１の系列においては、受光部１０２−１乃至カウンタ部１０７−１によって、受光部１０２−１により受光された光に応じた信号が処理されることで、検出された信号の一定期間内の波の数（振動の数）が計測され、平均算出部１０８に出力される。
【０１３５】
第２の系列においては、受光部１０２−２乃至カウンタ部１０７−２によって、受光部１０２−２により受光された光に応じた信号が処理されることで、検出された信号の一定期間内の波の数（振動の数）が計測され、平均算出部１０８に出力される。
【０１３６】
第Ｎの系列においては、受光部１０２−Ｎ乃至カウンタ部１０７−Ｎによって、受光部１０２−Ｎにより受光された光に応じた信号が処理されることで、検出された信号の一定期間内の波の数（振動の数）が計測され、平均算出部１０８に出力される。
【０１３７】
平均算出部１０８は、第１の系列（のカウンタ部１０７−１）乃至第Ｎの系列（のカウンタ部１０７−Ｎ）から出力される計測値の平均値を算出し、血流量として出力する。
【０１３８】
このように、計測の手法によっては、複数のチャンネルを設ける場合があるが、計測装置１０では、各系列にて、アナログ信号での処理が行われるため、チャンネルごとにDSP等の集積回路を設ける必要がなく、多チャンネル化を容易に実現することができる。
【０１３９】
なお、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。
【０１４０】
また、本技術は、以下のような構成をとることができる。
【０１４１】
（１）
少なくとも一部がコヒーレントな光を出射する光源と、
前記光源から出射され、計測の対象を経由した光を受光し、受光した光に応じた信号を検出する受光部と、
前記受光部により検出された信号における一定期間内に含まれる振動の数を計測する計測部と
を備える計測装置。
（２）
前記計測部は、前記信号の極値の数をカウントするカウンタである
前記（１）に記載の計測装置。
（３）
前記信号に対し、前記極値の数をカウントするための二値化処理を行う二値化部をさらに備える
前記（２）に記載の計測装置。
（４）
前記信号に対し、前記極値を得るための微分処理を行う微分部をさらに備え、
前記二値化部は、前記微分処理が施された前記信号に対し、前記二値化処理を行う
前記（３）に記載の計測装置。
（５）
前記信号のノイズを除去するための周波数フィルタをさらに備え、
前記二値化部は、前記周波数フィルタによりノイズが除去された前記信号に対し、前記二値化処理を行う
前記（３）又は（４）に記載の計測装置。
（６）
前記二値化部は、前記二値化処理を行う際に、ヒステリシスを設けることでノイズ除去を行う
前記（３）乃至（５）のいずれかに記載の計測装置。
（７）
前記計測部は、前記一定期間の平均に対し、計測点が交差する回数を計算する計算部である
前記（１）に記載の計測装置。
（８）
前記信号に対し、AD(Analog Digital)変換を行うADC部をさらに備え、
前記計算部は、前記AD変換で得られるディジタルデータに対し、前記一定期間の平均値を算出し、算出した前記平均値と、前記ディジタルデータに含まれる各データ点から得られる値とが交差する回数を算出する
前記（７）に記載の計測装置。
（９）
前記受光部と前記計測部は、チャンネルごとに設けられ、
各チャンネルで得られる計測結果の平均値を算出する平均算出部をさらに備える
前記（１）乃至（８）のいずれかに記載の計測装置。
（１０）
前記計測の対象は、人体であり、
前記計測部は、前記人体を流れる血流量を計測する
前記（１）乃至（９）のいずれかに記載の計測装置。
（１１）
計測装置の計測方法において、
前記計測装置が、
少なくとも一部がコヒーレントな光を出射する光源から出射され、計測の対象を経由した光を受光して、受光した光に応じた信号を検出し、
検出した信号における一定期間内に含まれる振動の数を計測する
計測方法。
【符号の説明】
【０１４２】
１０  計測装置，  ２０  計測装置，  １０１  光源，  １０２  受光部，  １０３  増幅部，  １０４  微分部，  １０５  LPF部，  １０６  二値化部，  １０７  カウンタ部，  ２０１  光源，  ２０２  受光部，  ２０３  増幅部，  ２０４  LPF部，  ２０５  ADC部，  ２０６  計算部
【図１】
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【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】
2019076641.tif 000010
【図７】
2019076641.tif 000011
【図８】
2019076641.tif 000012
【図９】
2019076641.tif 000013
【図１０】
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