测量装置、测量方法、程序和记录媒介与流程

本发明涉及测量装置、测量方法、程序和记录媒介。

背景技术：

随着近年来人们对健康的关注不断提高，对于无需访问医疗机构就能够对关于个人身体状况的信息进行简单测量的需求也增长。具体地，对于能够简单测量个人体液(例如，血液)成分的浓度或个人脉搏状态的需求增长。

为了满足这样的需求，例如，已经提出了测量血液中葡萄糖浓度的各种测量装置。葡萄糖浓度的测量方法的示例包括：利用例如光吸收或拉曼(Raman)光谱学等光学特性来测量频谱分布或光强的方法；和利用活体组织的散射系数由于血液中葡萄糖浓度的变化而发生变化这样的事实来测量光散射变化的方法。

例如，下面的专利文献1提出这样的技术：利用活体组织的散射系数由于血液中葡萄糖浓度的变化而发生变化这样的事实，并且通过使近红外光入射到活体组织且测量散射系数来估计血糖水平。

引用列表

专利文献

专利文献1：JP 2006-122579A

技术实现要素：

技术问题

然而，在前面专利文献1披露的方法中，由于根据一个传感器接收的直线光量的光强来测量葡萄糖浓度的变化，因而可能无法确定体内的光散射形式。

鉴于上述情况做出本发明，例如，期望提供能够更加简单地测量体内光散射形式的测量装置、测量方法、程序和记录媒介。

解决问题的技术方案

根据本发明，提供了一种测量装置，其包括：光源，其被构造用来朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出属于预定波段的至少一种类型的测量光；检测单元，其被构造为以预定配置方式规则地布置有多个传感器且通过所述多个传感器来检测从所述光源发出的且透过所述活体的所述测量光；和分析单元，其被构造用来利用由所述检测单元检测的所述测量光的检测结果来分析所述测量光在所述活体内的直线性以及距离所述光源的光学距离。

根据本发明，提供了一种测量方法，其包括：朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出属于预定波段的至少一种类型的测量光；通过以预定配置方式规则地布置的多个传感器来检测从光源发出的且透过所述活体的所述测量光；且利用检测到的所述测量光的检测结果来分析在所述活体内所述测量光的直线性以及距离所述光源的光学距离。

根据本发明，提供了一种使能够与测量模块通信的计算机能够实现分析功能的程序，所述测量模块包括光源和检测单元，所述光源朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出属于预定波段的至少一种类型的测量光，所述检测单元以预定配置方式规则地布置有多个传感器且通过所述多个传感器来检测所述光源发出的且透过所述活体的所述测量光，所述分析功能用于利用所述检测单元检测的所述测量光的检测结果来分析在所述活体内所述测量光的直线性以及距离所述光源的光学距离。

根据本发明，提供了一种记录有所述程序的记录媒介。

根据本发明，朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出属于预定波段的至少一种类型的测量光。通过以预定配置方式规则地布置有多个传感器的检测单元来检测透过所述活体的所述测量光。利用检测的所述测量光的检测结果来分析在所述活体内所述测量光的直线性以及距离所述光源的光学距离。

本发明的有益效果

根据上述的本发明，能够更加简单地测量体内的光散射形式。

注意，上述的效果未必是限制性的，并且伴随着或替代这些效果，可以表现出期望被引入在本说明书中的任何效果或从本说明书能够预期的其它效果。

附图说明

图1是图示了示例性人体皮肤结构模型的说明图。

图2是图示了常规测量装置的构造的说明图。

图3是用于说明扩展朗伯-比尔定律的说明图。

图4A是图示了常规测量装置的构造的说明图。

图4B是图示了常规测量装置的构造的说明图。

图5是图示了根据本发明第一实施例的测量装置的构造的框图。

图6是概要地图示了包含于根据实施例的测量装置中的测量单元的构造例的说明图。

图7是概要地图示了包含于根据实施例的测量单元中的检测单元的构造的说明图。

图8是概要地图示了包含于根据实施例的测量单元中的检测单元的功能的说明图。

图9是概要地图示了包含于根据实施例的测量单元中的检测单元的功能的说明图。

图10是概要地图示了包含于根据实施例的测量装置中的测量单元的另一个构造例的说明图。

图11是图示了根据实施例的测量方法的流程示例的流程图。

图12是用于图示根据本发明实施例的测量装置的硬件构造的框图。

具体实施方式

以下，将参照附图详细说明本发明的优选实施例。在本说明书以及附图中，使用相同的附图标记来表示具有基本相同功能和结构的元件，并且省略重复的说明。

将以下面的顺序进行说明。

1.发明人进行的调查

1.1人体皮肤结构模型

1.2常规测量装置的构造

2.第一实施例

2.1测量装置

2.2测量方法

2.3测量装置的硬件构造

(发明人进行的调查)

在说明根据本发明实施例的测量装置和测量方法前，将首先参照图1至图4B来说明发明人进行的调查的内容和结果。图1是图示了示例性人体皮肤结构模型的说明图。图2是用于说明扩展朗伯-比尔定律的说明图。图3至图4B是图示了常规测量装置的构造的说明图。

<人体皮肤结构模型>

首先，将参照图1来简要说明通过对人体皮肤结构建模而获得的皮肤结构模型。

如上所述，已经开发出这样的技术：使用非侵入式光学测量来测量人体中存在的例如葡萄糖、白蛋白、AGEs(晚期糖基化终末产物)、胆固醇和氧化/还原血红蛋白等血液和体液成分。

如何对人体皮肤结构建模对于分析测量数据非常重要。示例性人体皮肤结构模型是图1所示的3层模型。

图1所示的3层模型将皮肤的角质层以及真皮层下方的皮下组织建模成表皮层、真皮层和皮下脂肪这三层。在3层模型中，尽管取决于个人，角质层从体表向内等于约0.01至0.02mm，表皮层从体表向内等于约0.04至0.15mm，真皮层从体表向内等于约1至4mm且皮下脂肪从体表向内等于约几毫米至几厘米。

在皮肤结构中，黑色素存在于表皮层中且毛细血管存在于真皮层中。例如氧化血红蛋白和还原血红蛋白等各种血液成分存在于毛细血管中，且脂肪细胞主要存在于皮下脂肪中。因此，将被考虑的皮肤结构模型对使用非侵入式光学测量来测量成分而言是重要的。

顺便提及地，具有前述皮肤结构的人体是光散射体，且已知具有较短波长的光更容易被散射。例如，对于波长为633nm的光，人体皮肤的散射系数在表皮层和真皮层中是27mm^-1且在皮下脂肪中是12.6mm^-1。另一方面，考虑到图1所示的皮肤结构模型，光主要在真皮层和皮下脂肪中被散射。光很少在表皮层中被散射。

<常规测量装置的构造>

接着，将参照图2至图4B来简要说明如下测量装置的常规构造：所述测量装置使用非侵入式光学测量来测量人体中存在的例如葡萄糖、白蛋白、晚期糖基化终末产物(AGEs)、胆固醇和氧化/还原血红蛋白等血液和体液成分(体内成分)。

在常规测量装置中，通过连接有测量探针的测量单元来测量生物信息。如图2所示，测量探针被构造为包括光源和光电检测器，并且测量被活体散射的光散射的时域变化。将测量探针测量的关于光散射的测量结果输出到分析单元，并且根据获得的测量结果来计算感兴趣的体内成分的浓度等。

在测量装置中，需要使用至少一种类型波长的光来作为朝着活体发出的光(测量光)。这里，作为测量光，通常使用具有属于从红光至近红外光波段的波长的光，这是因为光容易达到活体的内部。

在测量装置的测量探针中，如图2所示，测量光从光源朝着活体皮肤表面发出以在活体内直线传播、被反射或被散射，且因此从活体发出的出射光由光电检测器检测。这里，安装有图2所示的透过式测量装置以使光源和光电检测器彼此面对且在它们之间插入有一部分活体(例如，手指)。光电检测器检测在活体内直线传播或被扩散的同时透过的出射光。此时，测量光被活体内的动脉、静脉或其它体组织部分吸收并且作为出射光而被测量。

测量装置利用扩展朗伯-比尔定律以将测量的实际数据与由于感兴趣的体内成分(或氧化血红蛋白或还原血红蛋白)而造成的光吸收量关联。常规测量装置在活体或用于扩散光的物体(光散射体)方面考虑活体内的光传播，且因此不能利用不考虑散射/扩散效果的常规朗伯-比尔定律。因此，常规测量装置利用下面方程式11表示的扩展朗伯-比尔定律，从而分析产生的测量数据。下面将参照图3来简要说明扩展朗伯-比尔定律。

[数学式1]

其中，在上面的方程式11中，

λ：感兴趣的光的波长，

A(λ)：波长λ的光吸收度，

I₀(λ)：入射到散射体的波长为λ的光的强度，

I(λ)：透过散射体的波长为λ的光的检测强度，

G(λ)：由于波长为λ的光的散射而造成的衰减量，且

ε_i(λ)：物质i对于波长为λ的光的光吸收系数，其是该物质固有的值。

C_i：物质i的浓度，且

I_i：当波长为λ的光在物质i中传播时的平均光学路径长度。

将在这里假设：扩展朗伯-比尔定律应用于具有图3所示的层结构的散射体。在下文中，将用于指定层的下标说明为i且将包含于层i中的物质的数字编号表示为下标j。能够以下面的方程式12和方程式13来表达针对具有图3所示的层结构的散射体的扩展朗伯-比尔定律。

[数学式2]

其中，在方程式12和方程式13中，

λ：感兴趣的光的波长，

A(λ)：波长λ的光吸收度，

I₀(λ)：入射到散射体的波长为λ的光的强度，

I(λ)：透过散射体的波长为λ的光的检测强度，

G(λ)：由于波长为λ的光的散射而造成的衰减量，

ε_i(λ)：在层i中波长为λ的光的光吸收系数，

C_i：包含于层i中的物质的浓度，

I_i：当波长为λ的光在层i中传播时的平均光学路径长度，

ε_ij(λ)：在包含于层i中的物质j中波长为λ的光的光吸收系数，且

C_ij：包含于层i中的物质j的浓度。

这里，能够通过事先测量感兴趣的体内成分的吸收频谱或从公知的数据库中获取数据，来规定感兴趣的体内成分的光吸收系数。因此，能够通过数据的使用将感兴趣的体内成分的光吸收系数作为已知量而使用。能够通过使用测量装置测量各波长的测量光的检测强度并将测量的检测强度与测量光进入活体前的强度进行比较，来计算方程式12最左边的光吸收度。

对于脉搏血氧仪感兴趣的血液中的血红蛋白，光吸收度由于血红蛋白与氧结合的存在而变化且光吸收度根据待被观察的波长而不同。因此，以多个波长测量光吸收度从而获得未与氧结合的还原血红蛋白(Hb)与氧化血红蛋白(HbO2)之间的比率。

包含于血液中的总血红蛋白中的氧化血红蛋白的比率被称为血氧饱和度。动脉血氧饱和度SaO2特别有助于生物信息，且能够以下面的方程式14来计算血氧饱和度SaO2。上述的SpO2是经由皮肤测量的SaO2。

[数学式3]

在方程式14中，

SaO2：动脉血氧饱和度，

C_HbO2：氧化血红蛋白的浓度，且

C_Hb：还原血红蛋白的浓度。

如上所述，测量装置中测量探针的光电检测器检测的出射光在测量光在体内反射/散射的进程中被体组织或血液成分的吸收。分析出射光的强度从而计算SpO2，但是SpO2是动脉血氧饱和度且因此需要从出射光中排除由于动脉血以外的任何其它要素而造成的光吸收影响。

造成入射光的光吸收的要素能够被大致分成三类，例如动脉血、静脉血和其它体组织。此时，出射光经受如下面方程式15所示的光吸收。

[数学式4]

在方程式15中，

λ：波长，

ε：光吸收系数，

C：浓度，以及

d：光学路径长度。

在方程式15中，最右边的第一项表示由血液以外的成分造成的光吸收，最右边的第二项表示由静脉血造成的光吸收，最右边的第三项表示由动脉血造成的光吸收且最右边的第四项表示由活体内的扩散造成的光吸收。

常规测量装置利用在三个要素之中仅在动脉中能够观察到脉动的事实，并且可以将动脉血的光吸收与其它要素分开。即，对方程式15求时域微分从而去除由于不具有脉动(或不具有时域变化)的静脉和其它体组织而造成的光吸收影响。微分操作对应于信号处理中通过频率滤波器来去除直流(DC)成分，并且是脉冲波形提取处理。

在方程式14中，用于计算SaO2的两个未知数是还原血红蛋白浓度(C_Hb)和氧化血红蛋白浓度(C_HbO2)，且因此需要联立获得两个测量结果以便获得两个未知数。因此，测量装置使用至少两个波长来进行测量。

下面将假设这样的情况：其中，通过波长为λ1和λ2的这两种类型入射光来进行测量，并且获得出射光强度的时域变化ΔOD^λ1和ΔOD^λ2。在这种情况下，能够以由方程式15得到的方程式16来表达通过两个波长测量的出射光强度的时域变化。因此，如下面的方程式17，能够通过使用血红蛋白和氧化血红蛋白的光吸收系数以及测量结果来计算未知的血红蛋白浓度(C_Hb)和氧化血红蛋白浓度(C_HbO2)。

[数学式5]

因此，当将方程式17代入方程式14时，获得下面的方程式18。在下面的方程式18中，参数α、β和Φ与下面方程式19a至19c中的一样。

[数学式6]

从方程式18的最右边能够清楚地看出：SaO2值是作为与参数Φ成比例的函数而被给出的。参数Φ是以波长λ1和波长λ2测量的脉冲波形的振幅的比，与方程式19c中的一样。参数α和β能够根据血红蛋白的光吸收系数来理论计算出(如方程式19a和方程式19b所示)，但是在许多情况下，需要根据由在先实验获得的转换表来校准。这是因为：通过这样做，能够校正朗伯-比尔定律成立条件与活体内实际条件之间的差异。

根据这样的方法，测量装置也能够通过使用由两种类型波长得到的测量结果来计算动脉血氧饱和度SpO2实现脉搏血氧仪的功能。

通过利用图1所示的皮肤结构模型的各层(表皮层、真皮层和皮下脂肪)中的扩散系数不同这一事实或待被测量的体内成分等独特地吸收特定波长的光(即，具有特定波长的吸收特性)这一事实，测量装置能够基于与用于测量的各类型的测量光相关的表明散射系数与感兴趣的体内成分的成分量之间的相关性的信息(例如，校准曲线)来计算体内成分的成分量。

这里，在常规测量装置中，如图4A所示，直线光和散射光以一定的程度混合进从激光器或LED等光源发出的测量光。因为直线光和散射光被混合，所以直线光和散射光以混合状态成像于光电检测器。

散射光在活体内比直线光传播得更远。因此，当使用叠加有散射光影响的检测结果时，散射光与直线光相比受到更多由于体内成分而造成的影响。因此，当使用这样的检测结果进行分析时，误差叠加到检测结果。

作为散射光影响的改善方法，如图4B所示，存在这样的方法：在光电检测器的前级，使用例如光纤等方向性滤波器。当使用方向性滤波器时，活体内仅直线传播的光(即，直线光)通过方向性滤波器并且成像于光电检测器。然而，当使用方向性滤波器时，散射光的分离性变得更好。然而，因为仅光轴正下方的光能够被检测，所以敏感度(受光量)可能下降。当使用方向性滤波器时，受光量因人体或装置的振动造成的光轴轻微偏斜而变化很大，且因此实用性很低。

因此，发明人已经彻底研究了能够容易测量体内光散射形式的测量装置，且因此已经完成下面将说明的根据本发明实施例的测量装置。

(第一实施例)

以下，将参照图5至图9来详细说明根据本发明第一实施例的测量装置。图5是图示了根据本实施例的测量装置的构造的框图。图6是概要地图示了根据本实施例的包含于测量装置中的测量单元的构造例的说明图。图7是概要地图示了根据本实施例的包含于测量单元中的检测单元的构造的说明图。图8和图9是概要地图示了根据本实施例的包含于测量单元中的检测单元的功能的说明图。

<测量装置>

[测量装置的总体构造]

首先，将参照图5来详细说明根据本实施例的测量装置10的总体构造。

根据本实施例的测量装置10是这样的装置：使用预定波长的光(测量光)来测量作为测量目标的活体B，并且根据获得的测量结果来分析活体B内部的测量光的直线性以及距离光源的光学距离。根据获得的测量结果，例如，测量装置10计算葡萄糖、白蛋白、晚期糖基化终末产物(AGEs)、胆固醇、氧化/还原血红蛋白和水等血液和体液成分(体内成分)的成分量。

如图5所示，测量装置10主要包括测量单元101(用于测量活体B)、控制单元103、分析单元105和存储单元107。

[测量单元101]

首先，将参照图6至图9来具体说明根据本实施例的测量单元101的构造。根据本实施例的测量单元101是如图6所示的由光源111和检测单元113构成的。

○光源

光源111用来分析活体内的测量光的直线性以及距离光源的光学距离并测量活体内的体内成分，并且朝着活体B发出属于预定波段的测量光。光源111布置于预定框架(未图示)内以使测量光的发光面面对活体B。光源111发出具有适于使用根据本实施例的测量装置10来测量感兴趣的体内成分的波长的光，并且能够发出一种类型的光或多种类型的光。

光源111发出的测量光的波长能够选自属于从可见光波段到近红外波段中的波长，并且能够根据感兴趣的体内成分来适当设置。例如，当光源111发出波长为940nm或950nm的光时，可以获得关于皮下组织中的脂肪的信息。当光源111发出波长为568nm、580nm、660nm或890nm的光时，可以获得关于黑色素或诸如氧化血红蛋白和还原血红蛋白等血液成分的信息。当光源111发出波长为1400nm至2200nm的光时，可以获得关于葡萄糖的信息。例如，光源111可以以分时方式(time-division manner)发出多个波长的光，或者也可以同时发出多个波长的光且然后在下面将说明的检测单元113中通过适当地布置具有波段限制的光学滤波器来分离。

上述的各种波长仅是示例性的，且根据本实施例的测量装置10中的光源111发出的光不限于上面的示例。

光源111例如可以使用发光二极管(LED)或小型激光器等，且一个或多个这样的发光装置被设置用于光源111。

光源111在测量光的发光时间和待被发出的测量光强度等方面受到后述的控制单元103的控制。

布置有光源111的框架的形状不受特别限制。

○检测单元

根据本实施例的测量装置10中设置的检测单元113具有以预定布置方式规则地布置其中的多个传感器，并且目的在于使用传感器来检测光源111发出的且通过活体B的测量光。换言之，根据本实施例的检测单元113由所谓的多抽头传感器(multi-tap sensor)构成。图7将利用微透镜阵列(MLA)的传感器图示为示例性检测单元113。

如图7所示，根据本实施例的测量装置10中包括的检测单元113例如主要包括第一遮光体121、微透镜阵列123、第二遮光体127、孔径(光圈)129和传感器131。在检测单元113中，具有从光源111出射的测量光所属波段的光能够透过的透明基板可以设置在第一遮光体121的前级。通过设置透明基板，可以保护检测单元113免于活体B的一部分的影响。该组件由预定框架F一体化地保持。

第一遮光体121起到对通过活体B的测量光的方向性进行控制的方向性控制板的作用，并且设置在后述的微透镜阵列123中的相互毗邻的微透镜125之间的边界处。第一遮光体121被设置为使得入射进各微透镜125的测量光的方向性能够被控制，这使更加精确的测量成为可能。通过第一遮光体121的测量光被引导至微透镜阵列123。

微透镜阵列123由如图7的上部所示的作为受光透镜的多个微透镜125构成，并且各微透镜125以网格形状在x方向上和在y方向上布置在预定基板上。各微透镜125将入射进微透镜125的测量光引导至后述的传感器131。微透镜阵列123具有较小像场曲率(curvature of field)且在深度方向上没有畸变。这样的微透镜阵列123因此用来获取有利的测量数据。即使活体B存在于特写距离内，根据本实施例的测量装置10也将构成微透镜阵列123的各微透镜125的景深设置为覆盖感兴趣的皮肤结构(例如，聚焦至以从体表起的几毫米至几十毫米的深度)。

根据本实施例的微透镜阵列123中布置的微透镜125的数量不限于图7的上部所示的示例。根据本实施例的微透镜阵列123中布置的微透镜125的数量能够根据待被拍摄活体的尺寸或传感器131的尺寸来自由设置。

入射进微透镜阵列123的测量光被聚焦进微透镜125中以成像于后述的传感器131。

这里，在位于微透镜阵列123的传感器131侧的表面，在相互毗邻的微透镜125之间的边界处设置有第二遮光体127和孔径(光圈)129。第二遮光体127和孔径129能够使通过微透镜阵列123的测量光的方向性受到控制，并且能够使入射进各微透镜125的光与入射进相邻微透镜125的光分离。因此，根据本实施例的测量装置10能够选择被聚焦进传感器131的测量光。

根据本实施例的测量装置10设置有如上所述的各种遮光体或孔径以使入射进各微透镜125的光的入射角受到限制，从而防止体散射造成的微透镜125之间的串扰。微透镜125之间的串扰得到防止从而从与设置于微透镜阵列123中的各微透镜125之中的一些微透镜125相对应的传感器像素中获取信号(或与测量区域中的局部位置相对应的信号)，从而提高下述传感器131测量的数据的时域分辨率和空域分辨率。

传感器131检测图7的上部所示的xy平面中各位置的测量光强度。传感器131将光电检测器(PD)等接收的测量光的强度转换成待被输出至后述分析单元105的电信号。传感器131可以使用2D面积传感器，例如光电二极管、CCD(电荷耦合器件)图像传感器、CMOS(互补金属氧化物半导体)图像传感器、利用有机EL作为受光器件的传感器或TFT(薄膜晶体管)图像传感器。

一个或多个像素布置在一个微透镜125下方，当多个像素设置为对应于一个微透镜125时，控制单元103或后述的软件进行控制以使不存在由微透镜125与被摄体之间的距离造成的无效像素。

传感器131在扫描时序等方面受到后述的控制单元103的控制，并且例如能够将图7的上部中的任何位置的检测强度输出到分析单元105。

上面已经参照图7详细说明了根据本实施例的测量单元101的构造。

当在存在外部光的地方以上述的测量单元101进行测量操作时，存在外部光叠加在检测结果的影响的可能性。因此，使用在以光强增强的脉冲形式驱动从光源111发出的测量光且测量光与光源111的驱动脉冲同步时的传感器131的检测结果，能够获得与作为连续光的外部光相比更高的增益。

通过针对传感器131各个像素或所有像素使光学滤波器布置有不同的波段限制，例如，也能够选择例如660nm、800nm、890nm或940nm等单一波长的检测结果。

通过以脉冲形式驱动光源111，能够认为在发光时间以外的时期内检测到的光已经受到外部光影响。因此，通过感测在发光时间以外的时期内检测到的光，下面将要说明的分析单元105能够进行如下判定：当检测到相当大的外部光影响时测量结果是无效的。

此外，当测量操作期间活体正在运动时，影响被施加于血流且存在影响叠加于测量值上的可能性。因此，通过检测诸如660nm或890nm等(在此处血液中的血红蛋白的吸收高)的输出值变为远大于脉冲波的振幅的情况，稍后将要说明的分析单元105能够判定测量已经失败。

○将由测量单元测量的数据

下面将参照图8和图9来详细说明将由根据本实施例的测量单元101测量的数据(测量数据)。

因为人体是良好地散射光的媒介，所以光源111发出的且入射到活体B的测量光在活体B内直线传播或被扩散的同时行进，且因此由安装在某位置的检测单元检测。

此时，更加远离光源111的检测单元能够检测在深处被散射且返回到体表的测量光。测量光的特定波长的能量由于光学路径上存在的各种体内成分而被吸收，并且测量光的强度根据光行进距离(光学距离)的长度而衰减。

在根据本实施例的测量装置10中，基于这样的光特性，使用位于图7所示的不同x坐标处的传感器的输出(测量数据)，能够对各传感器位置处的光散射和衰减特性进行建模。

如图8和图9所示，在由微透镜125接收的光被孔径129等选择性地聚集的位置方面，根据本实施例的检测单元113将由检测单元113检测的测量光分离成直线光和散射光。即，检测单元113根据检测到的测量光的强度和成像于多个传感器的测量光的分布程度来分析测量光的散射的影响，并且将检测单元113检测的测量光分离成直线光和散射光。

具体地，如图8所示，检测单元113设置传感器131的与来自光源111的直线光的成像位置相对应的区域(直线光接收区域)，并且如图9所示，设置传感器131的作为直线光接收区域补集且与活体内被散射的散射光的成像位置相对应的区域(散射光接收区域)。此外，根据光在包含于传感器131内的像素中的成像位置，检测单元113将直线光接收区域内检测的光成分分类为直线光成分且将散射光接收区域内检测的光成分分类为散射光成分。

通过采用检测单元113利用上述微透镜阵列123的分离方法，即使对于不位于从光源111垂直的位置的像素，也能够有选择地接收直线光。因此，能够兼顾检测敏感度和直线光的选择性。

通过在根据本实施例的测量装置10中采用上述的分离成直线光和散射光的方法，能够根据直线光成像的像素和直线光接收区域来分析距离光源111的光学距离。

这里，直线光接收区域的位置、形状和尺寸不限于图8所示的情况。可以通过预先验证来适当地设置直线光接收区域和的形状和尺寸以及直线光接收区域的位置。

通过为直线光接收区域的尺寸提供一定程度的允许误差范围，即使当由于振动等而发生光轴偏斜时，也能够实现比在图4B所示的测量装置中的测量更加可靠的测量。

通过将现有技术的利用偏振的分离方法与上述的分离成直线光和散射光的分离方法进行组合，可以实现具有更好分离特性的测量。

[控制单元103]

返回到图5，将说明根据本实施例的测量装置10中设置的控制单元103。

控制单元103例如由CPU(中央处理单元)、ROM(只读存储器)或RAM(随机存取存储器)等来实现。控制单元103进行控制以驱动测量单元101中设置的光源111和传感器131等，从而监管测量单元101中对活体B的全部测量处理。更加具体地，控制单元103基于预定的同步信号等控制诸如传感器131的扫描时序或传感器131的选择等传感器的驱动以获取信息。此外，控制单元103对光源111的关于测量光的发光时间或强度的驱动进行控制。

当控制单元103进行上述的驱动控制时，测量单元101的光源111能够在适当的时间发出预定波长的测量光，且下面将要说明的分析单元105能够获取传感器131的任何位置处的测量数据。

测量单元101(其驱动受到控制单元103的控制)测量的测量数据被输出到下面将要说明的分析单元105，测量数据在分析单元中被分析。

这里，当控制测量单元101时，控制单元103能够参照后述的存储单元107中记录的各种程序、参数和数据库等。

[分析单元105]

根据本实施例的测量装置10中包括的分析单元105例如由CPU、ROM和RAM等来实现。分析单元105使用测量单元101检测的测量光的检测结果来分析活体内的测量光的直线性以及距离光源的光学距离。

更加具体地，如图8和图9所示，当分析单元105使用直线光接收区域内检测的光或散射光接收区域内检测的光的检测结果时，可以获得关于活体内的测量光的直线性的信息。分析单元105根据直线光被成像的像素的直线光接收区域来分析距离光源111的光学距离。

分析单元105能够通过将入射到活体B的光的强度与由前述方法分离的直线光的强度进行比较来计算活体B内的散射量，并且能够由光学路径长度的长度来计算散射系数。分析单元105具有表明各体内成分的成分量(成分浓度)相对于散射系数的相关性的信息(例如，校准曲线)，且因此能够基于表明相关性的信息由计算出的散射系数计算出体内成分的成分量。

这里，如图7所示，根据本实施例的检测单元113是所谓的多抽头传感器，其中以预定配置方式规则地布置有多个传感器。一个像素或多个像素对应于一个微透镜。因为微透镜中的图像是垂直和水平颠倒的，所以分析单元105通过进行反转处理且随后进行关于检测单元113输出的光强度的二维图(换言之，关于检测光的强度的图像)组合，能够获得位置关系得到校正并且表明连续光量变化的二维图。

当多个像素对应于一个微透镜时，分析单元105能够通过组合与一个微透镜相对应的多个像素的数据来提高数据精度。分析单元105可以进行这样的处理：仅获取微透镜单位的代表值，并且使用曲线近似来补充各微透镜的值。

分析单元105还能够事先通过微透镜来获取亮度的衰减曲线且使用衰减曲线来校正微透镜的亮度梯度。

当使用图7所示的检测单元113时，根据获取信息处所处的皮下深度，在各微透镜的传感器表面上，形成图像的尺寸发生变化。因此，例如，当期望在真皮层内测量体液成分时，分析单元105能够通过决定和重新组合图像的切割范围来获得感兴趣部位的连续图像，以使获取与距体表起约1mm深度的位置有关的信息的图像能够是连续的。

这里，根据从图7所示的各x坐标位置处的传感器中获取的实际测量数据，通过例如针对各波长使用前述的扩展朗伯-比尔定律进行多变量分析处理，根据本实施例的分析单元105能够对各传感器位置处的皮肤结构进行建模。通过绘制各传感器位置处的体内成分的光吸收度，分析单元105还能够获得光强的衰减曲线。衰减曲线能够针对测量光的各波长而产生，且特征波长被选择作为测量光的由感兴趣的体内成分吸收的波长。因此，关于具有某波长的光的衰减曲线是表明被某体内成分吸收的吸收度的衰减曲线。

例如，通过使用波长为660nm的光和波长为890nm的光这两种类型的光作为测量光以分时的方式朝着活体B发光并且通过例如以分时的方式检测光的强度，分析单元105能够计算活体中包含的黑色素的量。分析单元105能够通过产生两个波长的衰减曲线来估算波长为660nm的光中由黑色素造成的光衰减或者估算波长为890nm的光中由黑色素造成的光衰减。通过使用波长为660nm的光作为测量光，也可以计算真皮层的厚度。此外，通过使用波长为940nm的光作为测量光，可以获得关于脂肪的衰减曲线。分析单元105也能够使用该衰减曲线来计算脂肪层的厚度。

根据与前述脉搏血氧仪相同的原理，通过将动脉血中的体内成分的影响与静脉血中的体内成分的影响分离，分析单元105能够分离动脉血中的成分的时域变化。因此，可以更加精确地分析时域变化小的成分。

分析单元105能够使用以此方式计算的成分量或以此方式产生的衰减曲线来校正各波长的光的检测强度。通过使用成分量或衰减曲线来校正光的检测强度，可以对体内成分的光吸收影响进行补偿。

例如，整个传感器131接收的光透过动脉血、静脉血和皮下组织。分析单元105能够通过以像素为单位处理与前述脉搏血氧仪功能相同的计算来分离或去除动脉分量。

当被测部位存在静脉或动脉时，血液中的光学性质相当不同且分析结果中发生误差的可能性高。因此，期望进行奇异点的去除。因此，根据本实施例的分析单元105能够通过使用能够由图7所示的多抽头传感器获得的整个图像来进行处理。即，在存在这样的血管的部分中，认为测量结果在传感器之间不连续地输送。因此，在这样的测量数据的不连续性方面，分析单元105能够将前述的部分检测为奇异点从而校正或删除这部分。同样，分析单元105也能够校正或删除例如表面的体毛、胎记或痣等奇异点。

分析单元105能够使用由660nm和890nm这两个波长的估计图像依据静脉或动脉中氧量的增加来估计存在静脉或动脉的部位，并且能够通过动态图像处理指定由于脉动而造成的时域变化大的部位来估计静脉和动脉所处的位置。

此外，分析单元105也能够通过仅提取静脉或动脉的成分来估计各部位的散射系数。

上面已经详细说明了根据本实施例的分析单元105。

[存储单元107]

返回到图5，将说明根据本实施例的测量装置10中设置的存储单元107。

存储单元107由根据本实施例的测量装置10中设置的RAM或存储装置等来实现。存储单元107的内部存储与分析单元105中的分析处理所用的光吸收频谱或光散射频谱有关的数据和各种数据库的查找表等。存储单元107的内部可以存储根据本实施例的测量单元101测量的测量数据和根据本实施例的控制单元103或分析单元105进行处理所用的各种程序或参数或数据项等。除了上述的数据以外，需要时，存储单元107也能够存储需要被存储用于测量装置10任何处理的各种参数和处理进程等。例如测量单元101、控制单元103或分析单元105等各处理单元能够自由访问存储单元107且能够将数据写入存储单元107或从存储单元107读取数据。

上面已经参照图5至图9详细说明了根据本实施例的测量装置10的构造。

根据上述实施例的测量装置10能够精确地估计导致光学模型(皮肤结构模型)变化的体内成分。

根据本实施例的控制单元103和分析单元105可以是根据本实施例的测量装置10的一部分，或可以由连接至测量装置10的计算机等外部设备来实现。测量单元101产生的测量数据存储于可移除存储媒介中且存储媒介从测量装置10移除以连接至具有分析单元105的其它装置，且因此可以分析测量数据。

至此，已经示出了根据本实施例的测量装置10的功能的示例。测量单元101以外的上述各结构元件可以使用通用材料或通用电路来构成，或可以由各结构元件的功能专用的硬件来构成。此外，CPU等可以进行各结构元件的所有功能。因此，能够根据实施本实施例时的技术水平视情况改变将要使用的构造。

实现根据上述实施例的控制单元和分析单元的功能的计算机程序或控制根据上述实施例的控制单元和分析单元的计算机程序能够产生和安装在个人计算机等上。也能够设置存储有这样的计算机程序且能够由计算机读取的记录媒介。记录媒介例如是磁盘、光盘、磁光盘或闪速存储器等。此外，计算机程序可以不是使用记录媒介而是例如经由网络被分发。

[测量单元101的变型例]

接着，将参照图10来简要说明根据本实施例的测量单元101的变型例。图10是概要地图示了根据本实施例的包含于测量装置10中的测量单元101的另一个构造例的说明图。

存在这样的图像传感器：其中，偏振器的方向以像素为单位或以线为单位等正交(或具有给定角度的差)。在图像传感器中，例如，如图10所示，用于选择偏振方向的像素滤波器被设置为传感器像素前级的偏振器。因此，通过使用像素偏振图像传感器，能够在传感器这一侧实现与现有技术的液晶进行的相位调制相同的有益效果。

在本方案的情况下，如图10所示，仅通过将固定偏振器布置在光源这一侧就能够分离直线光和散射光。

通过将像素偏振图像传感器与图7所示的多抽头传感器进行组合，能够既使用像素位置又使用偏振光来获得分离度更高的直线光与散射光之间的比率。即，当不存在活体时，仅在相同方向的像素中接收且在正交像素中不接收通过偏振器的偏振光。然而，当存在活体时，光在活体内良好地被散射。因此，直线光与散射光之间的比率根据散射系数的变化而变化。具体地，当体内的散射系数较小时，透过像素的受光量增加且非透过像素的受光量减少。因此，使用这样的信息，能够高精度地计算直线光与散射光之间的比率。

作为使像素具有偏光性的技术，例如，存在自克隆光子晶体(self-cloning photonic crystal)。

上面已经参照图10简要说明了根据本实施例的测量单元101的变型例。

<测量方法>

接着，将参照图11来简要说明根据本实施例的测量装置10进行的测量方法的流程。图11是图示了根据本实施例的测量方法的流程示例的流程图。

在根据本实施例的测量方法中，首先在控制单元103的控制下从测量单元101的光源111朝着活体的至少一部分发出具有预定波长的测量光(步骤S101)。其后，测量单元101的检测单元113检测活体内直线透过或被扩散时透过的透过光(步骤S103)。检测单元113的检测结果输出到分析单元105。

分析单元105根据上面参照图8和图9所述的方法将检测到的透过光分成直线光和散射光(步骤S105)。其后，分析单元105使用被划分的直线光和散射光来进行前述的各种分析处理(步骤S107)。

因此，在根据本实施例的测量方法中，能够获得关于活体内存在的体内成分的成分量的各种信息以及关于活体内的测量光的直线性的信息和关于距离光源的光学距离的信息。

上面已经参照图11简要说明了根据本实施例的测量方法的流程示例。

<硬件构造>

接着，将参照图12来详细说明根据本发明实施例的测量装置10的硬件构造。图12是用于图示根据本发明实施例的测量装置10的硬件构造的框图。

测量装置10主要包括CPU 901、ROM 903和RAM 905。此外，测量装置10还包括主机总线907、桥接器909、外部总线911、接口913、传感器914、输入装置915、输出装置917、存储装置919、驱动器921、连接端口923和通信装置925。

CPU 901用作算法处理装置和控制装置，并且根据ROM 903、RAM905、存储装置919或可移除记录媒介927中记录的各种程序来控制测量装置10的总体操作或一部分操作。ROM 903存储CPU 901使用的程序和操作参数等。RAM 905主要存储CPU 901使用的程序以及程序执行期间视情况而变化的参数等。这些经由由例如CPU总线等内部总线构成的主机总线907彼此连接。

主机总线907经由桥接器909连接至例如PCI(外围部件互连/接口)总线等外部总线911。

传感器914是对用户独有的生物信息或为了获取这样的生物信息所用的各种类型信息进行检测的检测工具。传感器914例如包括CCD(电荷耦合器件)或CMOS(互补金属氧化物半导体)等各种成像器件。此外，传感器914还可以具有光学系统(例如用来对活体的部位进行成像的透镜等)或光源等。传感器914还可以是用于获取声音等的麦克风等。注意，除了上述的以外，传感器914还可以包括例如温度计、照度计、湿度计、速度计和加速计等各种测量仪器。

输入装置915是用户进行操作的操作工具，例如鼠标、键盘、触控面板、按钮、开关和控制杆。此外，输入装置915可以是使用例如红外光或其它无线电波的远程控制工具(所谓的远程控制)，或可以是符合测量装置10的操作的诸如移动电话或PDA等外部连接设备929。此外，输入装置915基于例如用户使用上述操作工具输入的信息来产生输入信号，并且由用于将输入信号输出到CPU 901的输入控制电路构成。测量装置10的用户通过操作输入装置915能够将各种数据输入到测量装置10且能够指示测量装置10进行处理。

输出装置917由能够将获取的信息在视觉上或在听觉上通知用户的装置构成。这样的装置的示例包括显示装置(例如CRT显示装置、液晶显示装置、等离子体显示装置、EL显示装置和灯等)、音频输出装置(例如扬声器和耳机等)、打印机、移动电话和传真机等。例如，输出装置917输出通过测量装置10进行的各种处理而获得的结果。更加具体地，显示装置以文本或图像的形式显示通过测量装置10进行各种处理而获得的结果。另一方面，音频输出装置将诸如再生的音频数据和声音数据等音频信号转换成模拟信号，并且输出模拟信号。

存储装置919是被构造为测量装置10的存储单元的示例的用于存储数据的装置，并且用来存储数据。存储装置919例如由诸如HDD(硬盘驱动器)的磁存储装置、半导体存储装置、光学存储装置或磁光存储装置构成。存储装置919存储各种数据、待由CPU 901执行的程序和从外部获得的各种数据。

驱动器921是用于记录媒介的读取器/写入器，并且嵌入测量装置10中或外部附接至测量装置10。驱动器921读取记录在附接的例如磁盘、光盘、磁光盘或半导体存储器等可移除记录媒介927中的信息，并且将读取的信息输出到RAM 905。此外，驱动器921能够写入附接的例如磁盘、光盘、磁光盘或半导体存储器等可移除记录媒介927。可移除记录媒介927例如是DVD媒介、HD-DVD媒介或蓝光(Blu-ray)媒介。可移除记录媒介927可以是紧凑型闪存(CF；注册商标)、闪存或SD存储卡(安全数字存储卡)等。可替代地，可移除记录媒介927例如可以是配备有非接触式IC芯片的IC卡(集成电路卡)或电子器件。

连接端口923是用于使各装置能够与测量装置10直接连接的端口。连接端口923的示例包括USB(通用串行总线)端口、IEEE1394端口和SCSI(小型计算机系统接口)端口等。连接端口 923的其它示例包括RS-232C端口、光学音频端子和HDMI(高分辨率多媒体接口)端口等。通过与该连接端口923连接的外部连接设备929，测量装置10直接获得来自外部连接设备929的各种数据且将各种数据提供给外部连接设备929。

通信装置925是由例如用于与通信网络931连接的通信装置构成的通信接口。通信装置925例如是有线或无线LAN(局域网)、蓝牙(Bluetooth；注册商标)或WUSB(无线USB)用通信卡等。可替代地，通信装置925可以是光通信用路由器、ADSL(非对称数字用户线)用路由器或各种通信用调制解调器等。例如，该通信装置925能够根据例如因特网TCP/IP等预定协议和根据其它通信装置来传送和接收信号等。与通信装置925连接的通信网络931由经由有线或无线方式连接的网络等构成，并且例如可以是因特网、家庭LAN、红外通信、无线电波通信或卫星通信等。

至此，已经示出了能够实现根据本发明实施例的测量装置10的功能的硬件构造示例。上述各结构元件可以使用通用材料来构成，或可以由各结构元件的功能专用的硬件来构成。因此，能够根据实施本实施例时的技术水平视情况改变将要使用的硬件构造。

上面已经参照附图说明了本发明的优选实施例，然而本发明不限于上面的示例。本领域技术人员可以在随附权利要求的范围内想到各种变更例和变型例，并且应理解，它们当然将属于本发明的技术范围。

此外，本说明书所述的效果仅是图示性和说明性的，不是限制性的。换言之，伴随或替代基于本说明书的效果，根据本发明的技术能够表现出对本领域技术人员而言显然的其它效果。

此外，也可以如下地构造本技术。

(1)一种测量装置，其包括：

光源，所述光源被构造用来朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出属于预定波段的至少一种类型的测量光；

检测单元，所述检查单元被构造为以预定配置方式规则地布置有多个传感器且通过所述多个传感器来检测从所述光源发出的且透过所述活体的所述测量光；和

分析单元，所述分析单元被构造用来利用由所述检测单元检测的所述测量光的检测结果来分析所述测量光在所述活体内的直线性以及距离所述光源的光学距离。

(2)

根据(1)所述的测量装置，

其中，在所述检测单元中，由使用微透镜阵列的传感器检测透过所述活体的所述测量光，在所述微透镜阵列中以网格形状规则地布置有多个透镜。

(3)

根据(1)或(2)所述的测量装置，

其中，根据所述检测单元中的所述多个传感器的分布密度来控制所述测量光的检测精度，且

所述分析单元根据检测到的所述测量光的强度和在所述多个传感器中被成像的所述测量光的分布程度来分析由所述活体内包含的体内成分造成的所述测量光的散射的影响。

(4)

根据(1)至(3)中任一项所述的测量装置，

其中，所述分析单元将检测到的所述测量光分成在所述活体内直线传播的直线光以及在被散射的同时透过所述活体的散射光，并且基于与所述直线光对应的检测结果来计算对应于所述体内成分的散射系数。

(5)

根据(4)所述的测量装置，

其中，所述分析单元根据所述多个传感器中的所述测量光的各成像位置将所述多个传感器中的所述测量光分成所述所述直线光和所述散射光。

(6)

根据(4)所述的测量装置，

其中，在所述测量光入射到所述活体前，将所述测量光的偏振方向控制为预定方向，

偏振选择滤波器设置在所述检测单元中的所述多个传感器的前级，所述偏振选择滤波器将互相正交的两个偏振方向中的一者选择为在所述多个传感器的各者中被成像的所述测量光的偏振方向，且

所述分析单元根据在与所述偏振选择滤波器对应的所述传感器中是否检测到所述测量光，将所述测量光分成所述直线光和所述散射光。

(7)

根据(4)至(6)中任一项所述的测量装置，

其中，所述分析单元基于计算出的散射系数来计算所述体内成分的成分量。

(8)

根据(3)至(7)中任一项所述的测量装置，

其中，根据感兴趣的所述体内成分来控制从所述光源出射的所述测量光的波长。

(9)

根据(3)至(8)中任一项所述的测量装置，

其中，所述分析单元进行如下的分析处理：所述分析处理把与所述活体的导致所述体内成分的分析结果的误差的部位相对应的检测结果排除。

(10)

根据(3)至(9)中任一项所述的测量装置，

其中，所述体内成分是黑色素、血液成分和水中的至少一者。

(11)

一种测量方法，其包括：

朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出属于预定波段的至少一种类型的测量光；

通过以预定配置方式规则地布置的多个传感器检测从光源发出的且透过所述活体的所述测量光；且

利用检测到的所述测量光的检测结果来分析在所述活体内所述测量光的直线性以及距离所述光源的光学距离。

(12)

一种使能够与测量模块通信的计算机能够实现下述分析功能的程序，所述测量模块包括光源和检测单元，所述光源朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出属于预定波段的至少一种类型的测量光，所述检测单元以预定配置方式规则地布置有多个传感器且通过所述多个传感器来检测从所述光源发出的且透过所述活体的所述测量光，所述分析功能用于：

利用由所述检测单元检测的所述测量光的检测结果来分析所述活体内的所述测量光的直线性以及距离所述光源的光学距离。

(13)

一种记录有程序的记录媒介，所述程序使能够与测量模块通信的计算机能够实现下述分析功能，所述测量模块包括光源和检测单元，所述光源朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出属于预定波段的至少一种类型的测量光，所述检测单元以预定配置方式规则地布置有多个传感器且通过所述多个传感器来检测从所述光源发出的且透过所述活体的所述测量光，所述分析功能用于：

利用由所述检测单元检测的所述测量光的检测结果来分析所述活体内的所述测量光的直线性以及距离所述光源的光学距离。

附图标记列表

10 测量装置

101 测量单元

103 控制单元

105 分析单元

107 存储单元

111 光源

121 第一遮光体

123 微透镜阵列

125 微透镜

127 第二遮光体

129 孔径(光圈)

131 传感器