(57)【要約】【課題】検出信号におけるショットノイズの影響を低減して流体を高精度に解析する。【解決手段】血管を通過したレーザー光の強度を表す検出信号に対し、所定の処理帯域内の周波数の成分が当該処理帯域の下端の周波数よりも低い周波数の成分と比較して抑制されるようにフィルター処理を実行する信号処理部と、前記フィルター処理後の信号から、前記血管内の血流に関する情報を生成する演算処理部とを具備する血流解析装置。【選択図】図３
2019076539.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
血管を通過したレーザー光の強度を表す検出信号に対し、所定の処理帯域内の周波数の成分が当該処理帯域の下端の周波数よりも低い周波数の成分と比較して抑制されるようにフィルター処理を実行する信号処理部と、
前記フィルター処理後の信号から、前記血管内の血流に関する情報を生成する演算処理部と
を具備する血流解析装置。
【請求項２】
前記演算処理部は、前記フィルター処理後の信号の強度スペクトルにおける各周波数の強度と当該周波数との積を所定の演算範囲について積算することで、前記血流に関する情報を生成し、
前記処理帯域と前記演算範囲とは部分的に相互に重複する
請求項１の血流解析装置。
【請求項３】
前記信号処理部は、前記検出信号に対し、前記所定の処理帯域内で周波数が高い成分ほど抑制されるように前記フィルター処理を実行する
請求項１または請求項２の血流解析装置。
【請求項４】
前記演算範囲は、第１周波数と前記第１周波数を上回る第２周波数との間の範囲であり、
前記処理帯域の下端の周波数は、前記第２周波数を下回る
請求項２または請求項３の血流解析装置。
【請求項５】
前記処理帯域の下端の周波数は、前記演算範囲の１／２だけ前記第１周波数よりも高い周波数を上回る
請求項４の血流解析装置。
【請求項６】
前記処理帯域の下端の周波数は、前記演算範囲の３／４だけ前記第１周波数よりも高い周波数を下回る
請求項５の血流解析装置。
【請求項７】
前記処理帯域の下端の周波数は、前記演算範囲の２／３だけ前記第１周波数よりも高い周波数である
請求項６の血流解析装置。
【請求項８】
前記処理帯域は、前記信号処理部による前記検出信号の抑制が６ｄＢ／Ｏｃｔ以上となる範囲である
請求項１から請求項７の何れかの血流解析装置。
【請求項９】
血管を通過したレーザー光の強度を表す検出信号に対し、所定の処理帯域内の周波数の成分が当該処理帯域の下端の周波数よりも低い周波数の成分と比較して抑制されるようにフィルター処理を実行し、
前記フィルター処理後の信号から、前記血管内の血流に関する情報を生成する
血流解析方法。
【請求項１０】
血管を通過したレーザー光の強度を表す検出信号に対し、所定の処理帯域内の周波数の成分が当該処理帯域の下端の周波数よりも低い周波数の成分と比較して抑制されるようにフィルター処理を実行する信号処理部、および、
前記フィルター処理後の信号から、前記血管内の血流に関する情報を生成する演算処理部
としてコンピューターを機能させるプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血液等の流体に関する情報を生成する技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
生体の血流量を測定する技術が従来から提案されている。例えば特許文献１には、生体の血管を通過した光を受光素子により受光し、その受光強度を表す検出信号のパワースペクトルと周波数の各数値との積を２００Ｈｚ以上かつ１５ｋＨｚ以下の範囲内で積算することで、生体の血流量を測定する構成が開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開２０１２−２１０３２１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
ところで、周波数軸上の広い範囲にわたり均等に分布するショットノイズが、検出信号には不可避的に発生し得る。特許文献１の技術のもとでは、検出信号のパワースペクトルと周波数の各数値との積が積算されるから、周波数が高い範囲ほどショットノイズが強調される。したがって、積算範囲を厳格に選定しないと、血流量を高精度に測定できないという問題がある。なお、以上の説明では血流量の測定に着目したが、血液に代表される各種の流体を解析する多様な場面で同様の問題が想定される。以上の事情を考慮して、本発明の好適な態様は、検出信号におけるショットノイズの影響を低減して、血液等の流体を高精度に解析することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
以上の課題を解決するために、本発明の好適な態様に係る血流解析装置は、血管を通過したレーザー光の強度を表す検出信号に対し、所定の処理帯域内の周波数の成分が当該処理帯域の下端の周波数よりも低い周波数の成分と比較して抑制されるようにフィルター処理を実行する信号処理部と、前記フィルター処理後の信号から、前記血管内の血流に関する情報を生成する演算処理部とを具備する。以上の態様では、所定の処理帯域内の周波数の成分が当該処理帯域の下端の周波数よりも低い周波数の成分と比較して抑制されるように検出信号に対するフィルター処理が実行されるから、例えば高周波側において特に支配的となるショットノイズの影響が低減される。したがって、血流に関する情報を高精度に生成することが可能である。
【０００６】
本発明の好適な態様において、前記演算処理部は、前記フィルター処理後の信号の強度スペクトルにおける各周波数の強度と当該周波数との積を所定の演算範囲について積算することで、前記血流に関する情報を生成し、前記処理帯域と前記演算範囲とは部分的に相互に重複する。強度スペクトルにおける各周波数の強度と当該周波数との積（加重強度）を積算する構成では、強度スペクトルにおける高周波側のショットノイズが強調される。処理帯域と演算範囲とが部分的に相互に重複する本発明の好適な態様によれば、検出信号のうちショットノイズが支配的となる高周波側の帯域の一部を含むように演算範囲を充分に広く確保した場合でも、高周波側のショットノイズの影響が低減される。したがって、血流に関する情報を高精度に生成することが可能である。
【０００７】
本発明の好適な態様において、前記信号処理部は、前記検出信号に対し、前記所定の処理帯域内で周波数が高い成分ほど抑制されるように前記フィルター処理を実行する。以上の態様では、所定の処理帯域内で周波数が高い成分ほど抑制されるように検出信号に対するフィルター処理が実行されるから、高周波側において特に支配的となるショットノイズの影響が低減されるという効果をより有効に実現できる。
【０００８】
本発明の好適な態様において、前記演算範囲は、第１周波数と前記第１周波数を上回る第２周波数との間の範囲であり、前記処理帯域の下端の周波数は、前記第２周波数を下回る。以上の態様では、処理帯域の下端の周波数が、演算範囲の上端である第２周波数を下回るから、演算範囲が充分に確保されるように第２周波数を高目に設定した場合でも、高周波側のショットノイズの影響が低減される。したがって、血流に関する情報を高精度に生成することが可能である。
【０００９】
本発明の好適な態様において、前記処理帯域の下端の周波数は、前記演算範囲の１／２だけ前記第１周波数よりも高い周波数を上回る。以上の態様では、処理帯域の下端の周波数が、演算範囲の１／２だけ第１周波数よりも高い周波数を上回るから、検出信号におけるショットノイズの影響を低減しつつ、血液等の流体を高精度に解析するという前述の効果をより有効に実現できる。
【００１０】
本発明の好適な態様において、前記処理帯域の下端の周波数は、前記演算範囲の３／４だけ前記第１周波数よりも高い周波数を下回る。以上の態様では、処理帯域の下端の周波数が、演算範囲の３／４だけ第１周波数よりも高い周波数を下回るから、検出信号におけるショットノイズの影響を低減しつつ、血液等の流体を高精度に解析するという前述の効果をより有効に実現できる。
【００１１】
本発明の好適な態様において、前記処理帯域の下端の周波数は、前記演算範囲の２／３だけ前記第１周波数よりも高い周波数である。以上の態様では、処理帯域の下端の周波数が、演算範囲の２／３だけ第１周波数よりも高い周波数であるから、検出信号におけるショットノイズの影響を低減しつつ、血液等の流体を高精度に解析するという前述の効果をより有効に実現できる。
【００１２】
本発明の好適な態様において、前記処理帯域は、前記信号処理部による前記検出信号の抑制が６ｄＢ／Ｏｃｔ以上となる範囲である。以上の態様では、処理帯域において６ｄＢ／Ｏｃｔの周波数特性で検出信号が抑制される。したがって、強度スペクトルの周波数毎の強度に対して周波数を乗算することに起因して強調されるショットノイズの影響を効果的に低減することが可能である。
【００１３】
本発明の好適な態様に係る血流解析方法は、血管を通過したレーザー光の強度を表す検出信号に対し、所定の処理帯域内の周波数の成分が当該処理帯域の下端の周波数よりも低い周波数の成分と比較して抑制されるようにフィルター処理を実行し、前記フィルター処理後の信号から、前記血管内の血流に関する情報を生成する。以上の態様では、所定の処理帯域内の周波数の成分が当該処理帯域の下端の周波数よりも低い周波数の成分と比較して抑制されるように検出信号に対するフィルター処理が実行されるから、例えば高周波側において特に支配的となるショットノイズの影響が低減される。したがって、血流に関する情報を高精度に生成することが可能である。
【００１４】
本発明の好適な態様に係るプログラムは、血管を通過したレーザー光の強度を表す検出信号に対し、所定の処理帯域内の周波数の成分が当該処理帯域の下端の周波数よりも低い周波数の成分と比較して抑制されるようにフィルター処理を実行する信号処理部、および、前記フィルター処理後の信号から、前記血管内の血流に関する情報を生成する演算処理部としてコンピューターを機能させる。以上の態様では、所定の処理帯域内の周波数の成分が当該処理帯域の下端の周波数よりも低い周波数の成分と比較して抑制されるように検出信号に対するフィルター処理が実行されるから、例えば高周波側において特に支配的となるショットノイズの影響が低減される。したがって、血流に関する情報を高精度に生成することが可能である。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】本発明の第１実施形態に係る血流解析装置の側面図である。
【図２】血流解析装置の機能に着目した構成図である。
【図３】受光部および出力回路に着目した構成図である。
【図４】演算処理部の動作を例示するフローチャートである。
【図５】信号処理部によるフィルター処理の周波数特性である。
【図６】処理帯域の下端の周波数に着目した説明図である。
【図７】検出信号の強度スペクトルである。
【図８】対比例におけるショットノイズの問題の説明図である。
【図９】第１実施形態による効果の説明図である。
【図１０】処理帯域の下端周波数を特定する方法を説明するための図である。
【図１１】処理帯域の下端周波数を求める例を示す図である。
【図１２】第２実施形態における受光部および出力回路に着目した構成図である。
【図１３】第３実施形態に係る血流解析装置の使用例を示す模式図である。
【図１４】第３実施形態に係る血流解析装置の他の使用例を示す模式図である。
【図１５】処理帯域の下端の周波数に関する補足における周波数スペクトルを示すグラフである。
【図１６】処理帯域の下端の周波数に関する補足における周波数スペクトルを示すグラフである。
【図１７】処理帯域の下端の周波数に関する補足における周波数スペクトルを示すグラフである。
【図１８】変形例における受光部および出力回路の着目した構成図である。
【図１９】変形例における信号処理部によるフィルター処理の周波数特性である。
【図２０】変形例における信号処理部によるフィルター処理の周波数特性である。
【図２１】変形例における血流解析装置の構成図である。
【図２２】変形例における血流解析装置の構成図である。
【図２３】変形例における血流解析装置の構成図である。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
＜第１実施形態＞
図１は、本発明の第１実施形態に係る血流解析装置１００の側面図である。第１実施形態の血流解析装置１００は、被験者（生体の例示）の血管内の血流に関する情報（以下「血流情報」という）を非侵襲的に生成する生体測定機器であり、被験者の身体のうち測定対象となる部位（以下「測定部位」という）Ｍに装着される。第１実施形態の血流解析装置１００は、図１に例示される通り、筐体部１２とベルト１４とを具備する腕時計型の携帯機器である。すなわち、測定部位Ｍの例示である手首にベルト１４を巻回することで、血流解析装置１００は被験者の手首に装着される。第１実施形態の血流情報は、被験者の血流速度（例えば単位時間内に赤血球が動脈内を移動する距離）を血流情報として生成する。
【００１７】
図２は、血流解析装置１００の機能に着目した構成図である。図２に例示される通り、第１実施形態の血流解析装置１００は、制御装置２０と記憶装置２２と表示装置２４と検出装置３０とを具備する。制御装置２０および記憶装置２２は、筐体部１２の内部に設置される。図１に例示される通り、表示装置２４（例えば液晶表示パネル）は、例えば筐体部１２における測定部位Ｍとは反対側の表面に設置され、測定結果を含む各種の画像を制御装置２０による制御のもとで表示する。
【００１８】
図２の検出装置３０は、測定部位Ｍの状態に応じた検出信号Ｓdを生成する光学センサーモジュールである。図２に例示される通り、第１実施形態の検出装置３０は、発光部３１と受光部３２と駆動回路３３と出力回路３４とを具備する。発光部３１および受光部３２は、例えば筐体部１２において測定部位Ｍに対向する位置（典型的には測定部位Ｍに接触する表面）に設置される。なお、駆動回路３３および出力回路３４の一方または双方を検出装置３０とは別体の外部回路として設置することも可能である。
【００１９】
発光部３１は、測定部位Ｍに光を照射する光源である。第１実施形態の発光部３１は、狭帯域でコヒーレントなレーザー光を測定部位Ｍに照射する。例えば共振器内の共振によりレーザー光を出射するＶＣＳＥＬ（Vertical Cavity Surface Emitting LASER）等の発光素子が発光部３１として好適に利用される。第１実施形態の発光部３１は、例えば近赤外域内の所定の波長λ（λ＝８００ｎｍ〜１３００ｎｍ）の光を測定部位Ｍに照射する。図２の駆動回路３３は、制御装置２０による制御のもとで発光部３１を発光させる。なお、相異なる波長の光を出射する複数の発光素子を発光部３１として利用することも可能である。また、発光部３１が出射する光の波長λは近赤外域に限定されない。
【００２０】
発光部３１から出射して測定部位Ｍに入射した光は、測定部位Ｍの内部で反射および散乱を繰返したうえで筐体部１２側に出射して受光部３２に到達する。具体的には、測定部位Ｍの内部に存在する動脈（例えば橈骨動脈または尺骨動脈）等の血管と血管内の血液とを通過した光が受光部３２に到達する。受光部３２は、測定部位Ｍから到来する光を受光する。第１実施形態の受光部３２は、測定部位Ｍから到達する光の強度を表す検出信号Ｓaを生成する。例えば、図３に例示される通り、受光強度に応じた電荷を発生するフォトダイオード（ＰＤ：Photo Diode）等の受光素子３２１が受光部３２として好適に利用される。検出信号Ｓaは、測定部位Ｍからの受光強度に応じたアナログの電流信号である。以上の説明から理解される通り、第１実施形態の検出装置３０は、発光部３１と受光部３２とが測定部位Ｍに対して片側に位置する反射型の光学センサーである。
【００２１】
受光部３２に到達する光は、測定部位Ｍの内部において静止する組織（静止組織）で反射した成分と、測定部位Ｍの内部の動脈内で移動する物体（典型的には赤血球）で反射した成分とを含有する。静止組織での反射の前後において光の周波数は変化しないが、赤血球での反射の前後においては、赤血球の移動速度（すなわち血流速度）に比例した変化量（以下「周波数シフト量」という）Δｆだけ光の周波数が変化する。すなわち、測定部位Ｍを通過して受光部３２に到達する光は、発光部３１が出射する光の周波数に対して周波数シフト量Δｆだけ変動（周波数シフト）した成分を含有する。第１実施形態の検出信号Ｓaは、測定部位Ｍの内部の血流による周波数シフトが反映された光ビート信号である。
【００２２】
図２の出力回路３４は、受光部３２が生成した検出信号Ｓaから検出信号Ｓdを生成する。検出信号Ｓdは、受光部３２による受光の強度に応じたデジタルの電圧信号である。前述の通り、測定部位Ｍに照射された光は、測定部位Ｍの内部の血管および血液を通過してから受光部３２に到達する。したがって、検出信号Ｓdは、被験者の血液を通過した光の強度を表す信号とも換言され得る。
【００２３】
図３は、第１実施形態における受光部３２および出力回路３４の構成図である。図３に例示される通り、第１実施形態の出力回路３４は、信号増幅部５１と信号処理部５２とＡ/Ｄ変換部５３とを含んで構成される。信号増幅部５１は、受光部３２から供給される検出信号Ｓaを電圧信号に変換するとともに増幅することで検出信号Ｓbを生成する。例えば、信号増幅部５１は、検出信号Ｓaを電圧信号に変換する電流/電圧変換回路と、当該電圧信号を増幅する電圧増幅回路とを含んで構成される。
【００２４】
信号処理部５２は、信号増幅部５１から供給される検出信号Ｓb（すなわち、血管を通過したレーザー光の強度を表す信号）に対して所定のフィルター処理を実行することで検出信号Ｓcを生成する。信号処理部５２が実行するフィルター処理の具体例については後述する。Ａ/Ｄ変換部５３は、信号処理部５２が生成したアナログの検出信号Ｓcを所定のサンプリング周波数Ｆsでデジタルの検出信号Ｓdに変換する。以上の説明から理解される通り、検出信号Ｓ（Ｓa，Ｓb，Ｓc，Ｓd）は、測定部位Ｍの内部の血流による周波数シフトが反映された光ビート信号である。
【００２５】
図２の制御装置２０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）またはＦＰＧＡ（Field-Programmable Gate Array）等の演算処理装置であり、血流解析装置１００の全体を制御する。記憶装置２２は、例えば不揮発性の半導体メモリーで構成され、制御装置２０が実行するプログラムと制御装置２０が使用する各種のデータとを記憶する。なお、制御装置２０の機能を複数の集積回路に分散した構成、または、制御装置２０の一部または全部の機能を専用の電子回路で実現した構成も採用され得る。また、図２では制御装置２０と記憶装置２２とを別個の要素として図示したが、記憶装置２２を内包する制御装置２０を例えばＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等により実現することも可能である。
【００２６】
第１実施形態の制御装置２０は、記憶装置２２に記憶されたプログラム（アプリケーションプログラム）を実行することで演算処理部６１として機能する。演算処理部６１は、検出装置３０の出力回路３４が生成した検出信号Ｓd（すなわち信号処理部５２による処理後の信号）から被験者の血流情報を生成する。第１実施形態の演算処理部６１は、前述の通り、測定部位Ｍの内部の動脈における血流速度を血流情報として算定する。
【００２７】
図４は、演算処理部６１が血流速度を算定するための処理のフローチャートである。例えば所定の時間毎に図４の処理が実行される。図４の処理を開始すると、演算処理部６１は、検出信号Ｓdから強度スペクトルＸを算定する（Ｓ1）。強度スペクトルＸは、検出信号Ｓdにおいて周波数軸上の各周波数ｆに対応する信号成分の強度（パワーまたは振幅）Ｐ(f)の分布である。強度スペクトルＸの算定には、離散フーリエ変換等の公知の周波数解析が任意に採用され得る。
【００２８】
演算処理部６１は、検出信号Ｓdの強度スペクトルＸから血流速度Ｖ（血流情報）を算定する（Ｓ2）。具体的には、第１実施形態の演算処理部６１は、以下の数式(1a)の演算により血流量指標Ｆ（いわゆるＦＬＯＷ値）を算定し、測定部位Ｍの血管について別途に推定された断面積Ａにより血流量指標Ｆを除算することで血流速度Ｖ（Ｖ＝Ｆ／Ａ）を算定する。血流量指標Ｆは、測定部位Ｍの血流量（すなわち単位時間内に動脈内を移動する血液の体積）の指標である。なお、相異なる時点について算定された複数の血流速度Ｖの平均値を血流情報として演算処理部６１が生成することも可能である。
【００２９】
【数１】
2019076539.tif 000003
数式(1a)は、検出信号Ｓdの各周波数ｆと当該周波数ｆにおける強度Ｐ(f)とから血流量指標Ｆを算定するための演算式である。記号＜Ｉ２＞は、検出信号Ｓdの全帯域にわたる平均強度、または、強度スペクトルＸのうち０ｋＨｚにおける強度Ｐ(0)（すなわち直流成分の信号強度）である。
【００３０】
数式(1a)から理解される通り、第１実施形態の演算処理部６１は、強度スペクトルＸにおける各周波数ｆの強度Ｐ(f)と当該周波数ｆとの積（ｆ×Ｐ(f)）を所定の範囲（以下「演算範囲」という）について積算することで血流量指標Ｆを算定する。強度スペクトルＸの強度Ｐ(f)と周波数ｆとの積（ｆ×Ｐ(f)）は、周波数ｆにより重み付けされた強度（以下「加重強度」という）を意味する。演算範囲は、加重強度の積分範囲に相当し、周波数軸上の所定の周波数（以下「下端周波数」という）ｆ1と、下端周波数ｆ1を上回る所定の周波数（以下「上端周波数」という）ｆ2との間の範囲である。下端周波数ｆ1は第１周波数の例示であり、上端周波数ｆ2は第２周波数の例示である。以上の説明から理解される通り、第１実施形態の演算処理部６１は、検出装置３０が生成した検出信号Ｓdの強度スペクトルＸから血流情報（血流速度Ｖ）を生成する。図２の表示装置２４は、演算処理部６１が生成した血流情報（血流速度Ｖ）を表示する。
【００３１】
なお、第２指標算定部５２は、数式(1a)の積分を総和（Σ）に置換した以下の数式(1b)の演算により血流量指標Ｆを算定してもよい。
【００３２】
【数２】
2019076539.tif 000004
【００３３】
図５は、第１実施形態の信号処理部５２が実行するフィルター処理の説明図である。具体的には、信号処理部５２が実行するフィルター処理の周波数特性（すなわち、周波数領域におけるゲインの分布）が図５には例示されている。図５から理解される通り、信号処理部５２は、所定の周波数帯域（以下「処理帯域」という）Ｂ内の周波数ｆHの成分が処理帯域Ｂの下端の周波数Ｆxよりも低い周波数ｆLの成分と比較して抑制されるようにフィルター処理を実行する。具体的には、処理帯域Ｂ内で周波数が高い成分ほど抑制されるようにフィルター処理が実行される。第１実施形態の信号処理部５２は、処理帯域Ｂ内で周波数が高い成分ほど抑制されるようにゲインが連続的に減少するフィルター処理を実行する。例えばローパスフィルターまたはバンドパスフィルターが信号処理部５２として好適に利用される。具体的には、１次のアナログフィルター回路の所定個（単数または複数）を組合せることで信号処理部５２が構成される。
【００３４】
処理帯域Ｂは、信号処理部５２による検出信号Ｓbの抑制の度合（すなわち、フィルター処理の周波数特性）が６ｄＢ／Ｏｃｔ（オクターブ）以上となる範囲であり、所定の周波数Ｆxに対して高周波側の範囲である。すなわち、処理帯域Ｂ内では、検出信号Ｓを構成する各周波数ｆの成分が、周波数ｆに比例した度合（６ｄＢ／Ｏｃｔ）以上の度合で抑制される。例えば、処理帯域Ｂ内でフィルター処理の周波数特性が６ｄＢ／Ｏｃｔに設定された場合を想定すると、処理帯域Ｂ内の特定の周波数ｍ×ｆ（ｍは自然数）でのゲインは、処理帯域Ｂ内の周波数ｆでのゲインの１／ｍに設定される。周波数Ｆxは、検出信号Ｓbの抑制の度合が６ｄＢ／Ｏｃｔ以上となる範囲（すなわち処理帯域Ｂ）の下端に相当する。
【００３５】
図５に例示される通り、血流量指標Ｆの算定に適用される演算範囲Ｒと信号処理部５２によるフィルター処理の処理帯域Ｂとは、部分的に相互に重複する。具体的には、演算範囲Ｒにおける高周波側の部分と処理帯域Ｂにおける低周波側の部分とが相互に重複する。すなわち、処理帯域Ｂの下端の周波数Ｆxは、演算範囲Ｒの下端周波数ｆ1を上回り、かつ、演算範囲Ｒの上端周波数ｆ2以下である。図５においては、処理帯域Ｂの下端の周波数Ｆxが演算範囲Ｒの上端周波数ｆ2を下回る場合が例示されている。
【００３６】
図６は、処理帯域Ｂの下端の周波数Ｆxに着目した説明図である。具体的には、周波数Ｆxは、演算範囲Ｒの１／２だけ下端周波数ｆ1よりも高い周波数を上回り、上端周波数ｆ2を下回る。好ましくは、周波数Ｆxは、演算範囲Ｒの１／２だけ下端周波数ｆ1よりも高い周波数を上回り、演算範囲Ｒの３／４だけ下端周波数ｆ1よりも高い周波数を下回る。図６には、演算範囲Ｒの２／３だけ第１周波数よりも高い周波数を周波数Ｆxとした場合が例示されている。
【００３７】
ここで、上端周波数ｆ2は、Ａ/Ｄ変換部５３のナイキスト周波数（Ｆs／２）以下である必要がある。すなわち、演算範囲Ｒの上端周波数ｆ2は、処理帯域Ｂの下端の周波数ＦxとＡ/Ｄ変換部５３のナイキスト周波数（Ｆs／２）との間の数値に設定される（Ｆx≦ｆ2≦Ｆs／２）。例えば、処理帯域Ｂの周波数Ｆxが４５ｋＨｚであり、Ａ/Ｄ変換部５３が１００ｋＨｚのサンプリング周波数Ｆsで動作する構成を想定すると、上端周波数ｆ2は、４５ｋＨｚ（＝Ｆx）以上かつ５０ｋＨｚ（＝Ｆs／２）以下の範囲内の適切な数値（例えば５０ｋＨｚ）に設定される。他方、下端周波数ｆ1は、上端周波数ｆ2と比較して充分に小さい数値（例えば２００Ｈｚ程度）に設定される。以上の説明から理解される通り、第１実施形態の演算処理部６１は、信号処理部５２によるフィルター処理で抑制される処理帯域Ｂの一部を含む演算範囲Ｒについて加重強度（ｆ×Ｐ(f)）を積算することで血流量指標Ｆを算定する。
【００３８】
図７には、検出信号Ｓdの強度スペクトルＸが図示されている。受光部３２や出力回路３４等の回路要素に起因して不可避的に発生するショットノイズが検出信号Ｓdには含有される。ショットノイズは、周波数ｆの広い範囲にわたり均等に分布するホワイトノイズである。他方、測定部位Ｍを通過した光（すなわち本来の解析対象）に由来する信号成分の強度は、高周波側ほど低いという傾向がある。したがって、図７から理解される通り、強度スペクトルＸのうち高周波側の周波数帯域Ｎでは、測定部位Ｍを通過した光に対してショットノイズの影響が支配的となる。ショットノイズの影響が支配的となる周波数帯域Ｎの下端の周波数（以下「高ノイズ周波数」という）Ｆnは、測定部位Ｍにおける血管または血液の状態に応じて変動し得る。
【００３９】
図８および図９は、周波数軸上における加重強度（ｆ×Ｐ(f)）の分布である。図８は、信号処理部５２によるフィルター処理を省略した構成（以下「対比例」という）における加重強度の分布である。図９は、処理帯域Ｂ内の信号成分を抑制するフィルター処理を信号処理部５２が実行する第１実施形態における加重強度の分布である。
【００４０】
いま、数式(1a)の演算により血流量指標Ｆを高精度に測定するという観点からは、演算範囲Ｒを広く確保する必要がある。すなわち、上端周波数ｆ2を高目に設定することが要求される。他方、強度スペクトルＸの強度Ｐ(f)に対する周波数ｆの乗算により、対比例では、図８から理解される通り、強度スペクトルＸにおける高周波側のショットノイズが強調される。したがって、上端周波数ｆ2を高目に設定した構成では、演算範囲Ｒの高周波側においてショットノイズが支配的となり、結果的に血流量指標Ｆの高精度な測定が阻害される。以上の問題を解決するために、上端周波数ｆ2を低目に設定した場合には、演算範囲Ｒが過度に狭くなる結果、血流量指標Ｆの測定の精度が却って低下する可能性がある。以上の説明から理解される通り、血流量指標Ｆを常に高精度に測定するためには、測定部位Ｍにおける血管または血液の状態に応じて上端周波数ｆ2を変化させる必要がある。例えば、高ノイズ周波数Ｆnが高い状況では上端周波数ｆ2を高目に設定し、高ノイズ周波数Ｆnが低い状況では上端周波数ｆ2を低目に設定するといった具合である。
【００４１】
以上に説明した対比例とは対照的に、第１実施形態では、検出信号Ｓbのうち演算範囲Ｒに部分的に重複する処理帯域Ｂ内の信号成分がフィルター処理により抑制される。すなわち、図９から理解される通り、上端周波数ｆ2の高低に関わらず、演算範囲Ｒ内については、強度Ｐ(f)に対する周波数ｆの乗算により強調されるべきショットノイズの影響がフィルター処理で低減される。したがって、例えば演算範囲Ｒが充分に確保されるように上端周波数ｆ2を高目に設定した構成でも、検出信号Ｓbのショットノイズの影響を低減して血流量指標Ｆを高精度に測定することが可能である。また、測定部位Ｍにおける血管または血液の状態に応じて上端周波数ｆ2を変化させる前述の処理が不要であるから、血流情報の生成のための負荷が低減されるという利点もある。
【００４２】
次に、演算範囲Ｒと処理帯域Ｂとが部分的に相互に重複する前述の状況で成立する条件について説明する。いま、血流解析装置１００が測定可能な仕様上の血流速度Ｖの範囲が最小値Ｖ1から最大値Ｖ2までの範囲である場合を想定する。前述の通り、血液中の赤血球での光反射に起因した周波数シフト量Δｆは血流速度Ｖに比例する。具体的には、周波数シフト量Δｆは以下の数式(2)で表現される。
【００４３】
【数３】
2019076539.tif 000005
数式(2)の記号λは発光部３１が測定部位Ｍに照射する光の波長であり、記号θは、発光部３１から測定部位Ｍに入射する光の入射角である。実際の血流解析装置１００を想定すると、波長λは発光部３１が出射する光の波長として既知であり、入射角θは測定部位Ｍの表面に対する発光部３１の光軸の角度から確定される。また、記号ｎは測定部位Ｍ（特に動脈および血液）の屈折率であり、概略的には１．３３〜１．３４の範囲内の既知の数値である。血流解析装置１００による測定が想定される血流速度Ｖの最大値Ｖ2を以上の各定数（λ，θ，ｎ）とともに数式(2)に代入すると、血流解析装置１００が測定可能な範囲内で最大の周波数シフト量Δｆ2を得ることができる。
【００４４】
なお、血流速度Ｖの最大値Ｖ2は、超音波を利用した流速計により測定することができる。また、動脈の血流を測定する場合には、例えば、血流速度Ｖの最大値Ｖ2は０．８ｍ／ｓｅｃ以上かつ１．２ｍ／ｓｅｃ以下であり、毛細血管の血流を測定する場合には、例えば、血流速度Ｖの最大値Ｖ2は２ｍｍ／ｓｅｃ以上かつ１２ｍｍ／ｓｅｃ以下であることが知られている。
【００４５】
次に、処理帯域Ｂの下端周波数Ｆxを決定する方法を説明する。図１０は、処理帯域Ｂの下端周波数Ｆｘを特定する方法を説明するための図である。図１０に例示される通り、スペクトラムアナライザーＳＡの端子Ｉから例えば正弦波の入力信号を信号処理部５２に入力し、信号処理部５２からの電力または電圧を出力信号として端子Ａに入力する。ここで、入力信号の周波数を変化させ、各周波数に対する出力信号を取得することで、図５から図９に例示したような周波数特性を得ることができる。処理帯域Ｂの下端周波数Ｆｘは、入力信号の周波数が高くなるにしたがって出力信号が低下する周波数である。具体的には、図１１に示すように、入力信号の周波数が高くなるにしたがって出力信号が３ｄＢだけ低下する周波数を処理帯域Ｂの下端周波数Ｆｘとする。なお、図１０では、信号処理部５２の入力信号と出力信号との関係から周波数特性を得る場合を例示したが、信号増幅部５１に入力信号を入力してもよいし、信号処理部５２よりも後段の要素（例えばＡ／Ｄ変換部５３）から出力信号を取得してもよい。
【００４６】
また、より多くの血流情報を得るには、血流速度Ｖの最大値Ｖ2までの血流情報を得ることが望ましい。換言すると、上端周波数ｆ2が周波数シフト量Δｆ2以上である（ｆ2≧Δｆ2）ことが望ましい。この場合、周波数シフト量Δｆ2が周波数Ｆxを上回るという関係（Ｆx＜Δｆ2）が確認できれば、上端周波数ｆ2が周波数シフト量Δｆ2以上である（Δｆ2≦ｆ2）ので、上端周波数ｆ2が周波数Ｆxを上回る（Ｆx＜ｆ2）。上端周波数ｆ2が周波数Ｆxを上回る（Ｆx＜ｆ2）ということは、演算範囲Ｒと処理帯域Ｂとが部分的に重複するという条件が成立していることになる。
【００４７】
＜第２実施形態＞
本発明の第２実施形態を説明する。なお、以下に例示する各形態において作用または機能が第１実施形態と同様である要素については、第１実施形態の説明で使用した符号を流用して各々の詳細な説明を適宜に省略する。
【００４８】
図１２は、第２実施形態における受光部３２および出力回路３４の構成図である。図１２に例示される通り、第２実施形態の受光部３２は、相異なる位置に配置された受光素子３２１と受光素子３２２とを含んで構成される。受光素子３２１は、測定部位Ｍからの受光強度に応じた検出信号Ｓa1を生成し、受光素子３２２は、測定部位Ｍからの受光強度に応じた検出信号Ｓa2を生成する。
【００４９】
第２実施形態の信号増幅部５１は、受光素子３２１が生成した検出信号Ｓa1と受光素子３２２が生成した検出信号Ｓa2との差分に相当する検出信号Ｓbを生成する。したがって、検出信号Ｓa1と検出信号Ｓa2とに共通に含まれる定常的なノイズを低減した検出信号Ｓbが生成される。例えば差動増幅回路が信号増幅部５１として好適に利用される。信号処理部５２は、信号増幅部５１から供給される検出信号Ｓbに対して第１実施形態と同様のフィルター処理を実行する。他の要素の機能および作用は第１実施形態と同様である。
【００５０】
第２実施形態においても第１実施形態と同様の効果が実現される。また、第２実施形態では、受光素子３２１が生成した検出信号Ｓa1と受光素子３２２が生成した検出信号Ｓa2との差分に相当する検出信号Ｓbが生成される。すなわち、検出信号Ｓa1と検出信号Ｓa2とに共通に含まれるノイズを低減したＳＮ比が高い検出信号Ｓbが生成される。したがって、血流情報を高精度に生成できるという効果は格別に顕著である。
【００５１】
＜第３実施形態＞
図１３は、第３実施形態における血流解析装置１００の使用例を示す模式図である。図１３に例示される通り、血流解析装置１００は、相互に別体で構成された検出ユニット７１と表示ユニット７２とを具備する。検出ユニット７１は、前述の各形態で例示した検出装置３０を具備する。図１３には、被験者の上腕に装着される形態の検出ユニット７１が例示されている。図１４に例示される通り、被験者の手首に装着される形態の検出ユニット７１も好適である。
【００５２】
表示ユニット７２は、前述の各形態で例示した表示装置２４を具備する。例えば携帯電話機またはスマートフォン等の情報端末が表示ユニット７２の好適例である。ただし、表示ユニット７２の具体的な形態は任意である。例えば、被験者が携帯可能な腕時計型の情報端末、または、血流解析装置１００の専用の情報端末を表示ユニット７２として利用してもよい。
【００５３】
演算処理部６１は、例えば表示ユニット７２に搭載される。検出ユニット７１の検出装置３０が生成した検出信号Ｓdが有線または無線で表示ユニット７２に送信される。表示ユニット７２の演算処理部は、検出信号Ｓdから血流情報を算定して表示装置２４に表示する。
【００５４】
なお、演算処理部６１を検出ユニット７１に搭載してもよい。演算処理部６１は、検出装置３０が生成した検出信号Ｓdから血流情報を算定し、当該血流情報を表示するためのデータを表示ユニット７２に有線または無線で送信する。表示ユニット７２の表示装置２４は、検出ユニット７１から受信したデータが示す血流情報を表示する。
【００５５】
＜周波数Ｆxに関する補足＞
前述の各形態における例示の通り、本発明の好適な態様は、処理帯域Ｂ内で周波数が高い成分ほど抑制されるようにフィルター処理を実行する構成（以下「構成Ａ」という）を採用する。構成Ａを採用することで実際の血流解析装置（以下「実製品」という）から観測できる挙動を以下に説明する。
【００５６】
まず、Ｎ種類の周波数スペクトルＭ(１)〜Ｍ(Ｎ)を想定する。各周波数スペクトルＭ(１)〜Ｍ(Ｎ)は、周波数ｆと強度スペクトルＰ(ｆ)との積に相当する。図１５〜図１７に示すように、周波数領域において第１範囲Ｏ1と第２範囲Ｏ2とを画定する。第２範囲Ｏ2は第１範囲Ｏ1より高域側に位置する。第２範囲Ｏ2は、Ｎ個の帯域Ｋ(１)〜Ｋ(Ｎ)に区分される。各帯域Ｋ(１)〜Ｋ(Ｎ)の帯域幅は同じである。任意の１個の周波数スペクトルＭ（ｎ）は、第１範囲Ｏ1の成分と、第２範囲Ｏ2内のＮ個の帯域Ｋ(１)〜Ｋ(Ｎ)のうちの第ｎ番目（ｎ＝１〜Ｎ）の帯域Ｋ(ｎ)の成分とを含む。帯域Ｋ(ｎ)の成分の強度は、Ｎ個の周波数スペクトルＭ(１)〜Ｍ(Ｎ)にわたり共通する。周波数スペクトルＭ（ｎ）において第２範囲Ｏ2のうち帯域Ｋ(ｎ)以外の帯域は０である。周波数スペクトルＭ（ｎ）のうち第１範囲Ｏ1の形状は任意であるが、Ｎ個の周波数スペクトルＭ(１)〜Ｍ(Ｎ)にわたり共通する。任意の１個の入力信号Ｙ(ｎ)は、周波数領域における強度分布が周波数スペクトルＭ（ｎ）となる時間領域の信号である。すなわち、周波数スペクトルＭ（ｎ）に対する逆フーリエ変換で入力信号Ｙ(ｎ)が生成される。入力信号Ｙ(ｎ)の生成には、例えばパルスジェネレーター等の信号発生器が利用される。
【００５７】
実製品において検出信号Ｓbが供給される配線または端子に、Ｎ種類の入力信号Ｙ(１)〜Ｙ(Ｎ)の各々が順番に入力される場合を想定する。入力信号Ｙ(ｎ)を実製品に供給した場合に血流量指標Ｆ(ｎ)が表示される。前述の通り、帯域Ｋ(ｎ)の成分の強度はＮ種類の入力信号Ｙ(１)〜Ｙ(Ｎ)にわたり共通する。実製品が構成Ａを採用している場合、処理帯域Ｂ内の高域側の成分ほど抑制されるから、入力信号Ｙ(ｎ)の帯域Ｋ(ｎ)が高域側に位置するほど、血流量指標Ｆ(ｎ)は小さい数値となる。したがって、「血流量指標Ｆ(１)＞血流量指標Ｆ(２)＞…＞血流量指標Ｆ(Ｎ)」となる場合（つまり周波数が高い成分ほど抑制されている場合）、構成Ａを採用していると判定できる。
【００５８】
なお、以上の説明では血流量指標Ｆに着目したが、実製品が構成Ａを採用しているか否かを判断するための血流指標は、以上の例示に限定されない。例えば、平均血圧、脈圧
または血液量指標等の各種の血流指標を利用してもよい。また、実製品にソフトウェアフィルターを利用している場合、実製品において検出信号Ｓaを生成する受光部に入力信号Ｙ(ｎ)が生成されるような光を受光させることで算定される血流量指標Ｆ(ｎ)を構成Ａの採用の有無の判定に利用してもよい。
【００５９】
＜変形例＞
以上に例示した各形態は多様に変形され得る。具体的な変形の態様を以下に例示する。以下の例示から任意に選択された２以上の態様を適宜に併合することも可能である。
【００６０】
（１）相互に別体で構成された複数の機器により血流解析装置１００を実現することも可能である。例えば、前述の各形態で例示した演算処理部６１を、携帯電話機またはスマートフォン等の汎用の情報端末により実現することも可能である。また、演算処理部６１が生成した血流情報を、情報端末が具備する表示装置２４に表示させる構成も採用され得る。
【００６１】
（２）出力回路３４を構成する複数の要素の順序は前述の各形態の例示に限定されない。例えば、前述の各形態では、信号処理部５２が生成した検出信号ＳcをＡ/Ｄ変換部５３がＡ/Ｄ変換したが、例えば図１８に例示される通り、信号処理部５２とＡ/Ｄ変換部５３との順序を逆転することも可能である。図１８の構成では、信号増幅部５１が増幅した検出信号ＳbをＡ/Ｄ変換部５３がアナログからデジタルに変換し、変換後の検出信号Ｓcに対するフィルター処理で信号処理部５２が検出信号Ｓdを生成する。したがって、検出信号Ｓcのうち処理帯域Ｂ内の成分を抑制するデジタルフィルターが信号処理部５２として利用される。また、制御装置２０がプログラムを実行することで信号処理部５２を実現することも可能である。つまり、信号処理部５２は、ソフトウェアフィルターであってもよい。
【００６２】
（３）前述の各形態では、血流速度Ｖを血流情報として例示したが、血流に関する情報（血流情報）の種類は以上の例示に限定されない。例えば、前述の数式(1a)で算定される血流量指標Ｆを血流情報として被験者に提示することも可能である。また、血液量指標（いわゆるＭＡＳＳ値）を検出信号Ｓdから算定して、当該血液量指標を血流情報として算定してもよい。また、血流量指標Ｆ、血液量指標および血流速度Ｖ等の血流情報から他の生体情報を生成することも可能である。例えば、血圧、平均血圧、脈圧、酸素飽和度（ＳｐＯ２）、血管径、または血管年齢（血管の硬さ）等の各種の生体情報が、血流量指標Ｆおよび血流速度Ｖ等の血流情報から推定され得る。
【００６３】
（４）前述の各形態では、処理帯域Ｂ内で周波数が高い成分ほど抑制されるようにゲインが連続的に減少するフィルター処理（図５）が実行されたが、信号処理部５２が実行するフィルター処理の周波数特性は以上の例示に限定されない。図１９に示される通り、処理帯域Ｂ内において高周波側にむかって段階的にゲインを減少させるフィルター処理を実行してもよい。図５および図１９のフィルター処理は、処理帯域Ｂ内で周波数が高い成分ほど抑制されるようなフィルター処理（すなわち周波数が高いほどゲインが単調減少するフィルター処理）である。また、図２０に示される通り、図５のフィルター処理において、処理帯域Ｂ内でゲインを特定の値に設定した範囲を所定の間隔で設けてもよい。図２０では、ゲインを０に設定した範囲を所定の間隔で設けた場合を例示したが、設定されるゲインは０以上でもよい。
【００６４】
さらには、複数のフィルター処理を組合せてもよい。例えば、処理帯域Ｂ内で周波数が高い成分ほど抑制されるようにゲインが連続的に減少するフィルター処理（図５）と、高周波側にむかって段階的にゲインを減少させるフィルター処理（図１９）と、ゲインが０に設定される範囲を所定の間隔で設けるフィルター処理（図２０）とのうち、いずれか複数（２つまたは３つ）のフィルター処理を実行してもよい。以上の説明から理解される通り、処理帯域Ｂ内の周波数ｆHの成分が処理帯域Ｂの下端の周波数Ｆxよりも低い周波数ｆLの成分と比較して抑制されるようにフィルター処理が実行されれば、フィルター処理の周波数特性は任意である。ただし、処理帯域Ｂ内で周波数が高い成分ほど抑制されるようにゲインが連続的に変化するフィルター処理（図５）を実行する前述の各形態によれば、高周波側において特に支配的となるショットノイズの影響が低減されるという効果をより有効に実現できる。
【００６５】
（５）前述の各形態では、単体の機器として構成された血流解析装置１００を例示したが、以下の例示の通り、血流解析装置１００の複数の要素は相互に別体の装置として実現され得る。
【００６６】
前述の各形態では、検出装置３０を具備する血流解析装置１００を例示したが、図２１に例示される通り、検出装置３０を血流解析装置１００とは別体とした構成も想定される。検出装置３０は、例えば被験者の手首や上腕等の測定部位Ｍに装着される可搬型の光学センサーモジュールである。血流解析装置１００は、例えば携帯電話機またはスマートフォン等の情報端末で実現される。腕時計型の情報端末で血流解析装置１００を実現してもよい。検出装置３０が生成した検出信号Ｓdが有線または無線で血流解析装置１００に送信される。血流解析装置１００の演算処理部６１は、検出信号Ｓdから血流情報を算定して表示装置２４に表示する。以上の説明から理解される通り、検出装置３０は血流解析装置１００から省略され得る。
【００６７】
前述の各形態では、表示装置２４を具備する血流解析装置１００を例示したが、図２２に例示される通り、表示装置２４を血流解析装置１００とは別体とした構成も想定される。血流解析装置１００の演算処理部６１は、検出信号Ｓdから血流情報を算定し、当該指標を表示するためのデータを表示装置２４に送信する。表示装置２４は、専用の表示機器であってもよいが、例えば、携帯電話機もしくはスマートフォン等の情報端末、または、被験者が携帯可能な腕時計型の情報端末に搭載されてもよい。血流解析装置１００の演算処理部６１が算定した血流情報は、有線または無線により表示装置２４に送信される。表示装置２４は、血流解析装置１００から受信した血流情報を表示する。以上の説明から理解される通り、表示装置２４は血流解析装置１００から省略され得る。
【００６８】
図２３に例示される通り、検出装置３０および表示装置２４を血流解析装置１００（生体解析部）とは別体とした構成も想定される。例えば、血流解析装置１００（生体解析部）が、携帯電話機やスマートフォン等の情報端末に搭載される。
【００６９】
なお、検出装置３０と血流解析装置１００とを別体とした構成において、検出装置３０に強度スペクトルを算定する要素を搭載することも可能である。検出装置３０が算定した強度スペクトルが有線または無線により血流解析装置１００に送信される。
【００７０】
（６）前述の各形態では、筐体部１２とベルト１４とから構成される腕時計型の血流解析装置１００を例示したが、血流解析装置１００の具体的な形態は任意である。例えば、被験者の身体に貼付可能なパッチ型、被験者の耳介に装着可能なイヤリング型、被験者の指先に装着可能な指装着型（例えば着爪型）、または、被験者の頭部に装着可能な頭部装着型など、任意の形態の血流解析装置１００が採用され得る。
【００７１】
（７）前述の各形態では、被験者の血流情報を表示装置２４に表示したが、血流情報を被験者に報知するための構成は以上の例示に限定されない。例えば、血流情報を音声で被験者に報知することも可能である。被験者の耳部に装着可能な耳装着型の血流解析装置１００においては、血流情報を音声で報知する構成が特に好適である。また、血流情報を被験者に報知することは必須ではない。例えば、血流解析装置１００が算定した血流情報を通信網から他の通信装置に送信してもよい。また、血流解析装置１００の記憶装置２２や血流解析装置１００に着脱可能な可搬型の記録媒体に血流情報を格納してもよい。
【００７２】
（８）前述の各形態では、被験者の血流を解析する血流解析装置１００を例示したが、本発明が適用される範囲は血流の解析に限定されない。例えば、血液以外の各種の液体（例えば管内を流動する薬液）の流動を解析する装置にも本発明を適用することが可能である。以上の説明から理解される通り、本発明の好適な態様は、流体を解析する装置（流体解析装置）であり、前述の各形態で説明した血流解析装置１００は、本発明の好適な態様に係る流体解析装置の例示である。
【００７３】
（９）前述の各形態に係る血流解析装置１００は、前述の例示の通り、制御装置２０とプログラムとの協働により実現される。本発明の好適な態様に係るプログラムは、コンピューターが読取可能な記録媒体に格納された形態で提供されてコンピューターにインストールされ得る。また、配信サーバーが具備する記録媒体に格納されたプログラムを、通信網を介した配信の形態でコンピューターに提供することも可能である。記録媒体は、例えば非一過性（non-transitory）の記録媒体であり、ＣＤ-ＲＯＭ等の光学式記録媒体（光ディスク）が好例であるが、半導体記録媒体または磁気記録媒体等の公知の任意の形式の記録媒体を包含し得る。なお、非一過性の記録媒体とは、一過性の伝搬信号（transitory, propagating signal）を除く任意の記録媒体を含み、揮発性の記録媒体を除外するものではない。
【符号の説明】
【００７４】
１００…血流解析装置、１２…筐体部、１４…ベルト、２０…制御装置、２２…記憶装置、２４…表示装置、３０…検出装置、３１…発光部、３２…受光部、３２１，３２２…受光素子、３３…駆動回路、３４…出力回路、５１…信号増幅部、５２…信号処理部、５３…Ａ/Ｄ変換部、６１…演算処理部。
【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】
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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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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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