CN106163399A - 测量装置、测量方法、程序和记录介质 - Google Patents
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Abstract
本发明要解决的问题是：更简单地测量在生物体的任意测量地点处的体内成分的散射系数。本发明解决该问题的技术方案是一种测量装置，其包括：光源，它被配置成向由生物体的至少一部分形成的测量区域发射属于预定波段的至少一种测量光；检测单元，在该检测单元中按预定部署而规律地排列有多个传感器，该检测单元与所述光源相对于所述测量区域被设置在同一侧上，并且该检测单元被配置成使用所述多个传感器来检测透过所述生物体的一部分的所述测量光被所述生物体反射的反射光；以及分析单元，它被配置成使用由所述检测单元检测到的所述反射光的检测结果来分析存在于所述生物体中的所述体内成分的散射特性。
Description
技术领域
本发明涉及测量装置、测量方法、程序和记录介质。
背景技术
随着近来增多的对健康的关注，人们对于不需要前往医疗机构就能够进行关于个人身体状况的信息的简单测量的需求有所增加。具体地，对于个人体液(例如，血液)成分的浓度或个人脉搏的情况进行简单测量的需求有所增加。
为了满足这种需求，例如，已经提出了用于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：使用诸如光吸收或拉曼(Raman)光谱等光学特性来测量光谱分布或光强度的方法；以及利用生物体组织的散射系数会因血液中葡萄糖浓度的变化而发生改变的事实而对光散射的变化进行测量的方法。
例如，以下专利文献1提出了一种技术，其利用生物体组织的散射系数会因血液中葡萄糖浓度的变化而发生改变的事实，并且通过让近红外光入射到生物体组织上然后测量散射系数来预估血糖水平。
引用文献列表
专利文献
专利文献1：日本专利申请特开JP2006-122579A
发明内容
要解决的技术问题
然而，专利文献1中所披露的使用透过生物体组织的直射光的技术由于使用了直射光因而仅适用于薄的部位。
本发明是鉴于例如上述情况而被设计的，并且期望提供能够更简单地测量在生物体的任意测量位置处的体内成分的散射系数的测量装置、测量方法、程序和记录介质。
解决技术问题的技术方案
根据本发明，提供了一种测量装置，它包括：光源，其被配置成向由生物体的至少一部分形成的测量区域发射属于预定波段的至少一种测量光；检测单元，在该检测单元中按预定部署而规律地排列有多个传感器，所述检测单元与所述光源相对于所述测量区域被设置在同一侧，并且所述检测单元被配置成使用所述多个传感器来检测透过所述生物体的一部分的所述测量光被所述生物体反射的反射光；以及分析单元，其被配置成使用由所述检测单元检测到的所述反射光的检测结果来分析存在于所述生物体中的体内成分的散射特性。
根据本发明，提供了一种测量方法，它包括：从光源向由生物体的至少一部分形成的测量区域发射属于预定波段的至少一种测量光；通过与所述光源相对于所述测量区域被设置在同一侧的检测单元，利用所述检测单元中的按预定部署而规律地排列着的多个传感器来检测透过所述生物体的一部分的所述测量光被所述生物体反射的反射光；以及利用所检测到的所述反射光的检测结果来分析存在于所述生物体中的体内成分的散射特性。
根据本发明，提供了一种程序，它使能够与一种测量模块通信的计算机实现一种分析功能。所述测量模块包括：光源，所述光源被配置成向由生物体的至少一部分形成的测量区域发射属于预定波段的至少一种测量光；以及检测单元，在所述检测单元中按预定部署而规律地排列有多个传感器，所述检测单元与所述光源相对于所述测量区域被设置在同一侧，并且所述检测单元被配置成使用所述多个传感器来检测透过所述生物体的一部分的所述测量光被所述生物体反射的反射光。所述分析功能是：使用由所述检测单元检测到的所述反射光的检测结果来分析存在于所述生物体中的体内成分的散射特性。
根据本发明，提供了一种用于记录上述程序的记录介质。
根据本发明，向由生物体的至少一部分形成的测量区域发射属于预定波段的至少一种测量光。通过与所述光源相对于所述测量区域被设置在同一侧的检测单元，利用所述检测单元中的按预定部署而规律地排列着的多个传感器来检测透过所述生物体的一部分的所述测量光被所述生物体反射的反射光。使用所检测到的所述反射光的检测结果来分析存在于所述生物体中的体内成分的散射特性。
本发明的有益效果
根据上述的本发明，能够更简单地测量在生物体的任意测量位置处的体内成分的散射系数。
需要注意的是，上述效果不一定是限定性的，并且连同这些效果一起或除了这些效果之外，本发明可以呈现出本说明书中想要引入的任何效果或能够从本说明书中预期的其它效果。
附图说明
图1是示出了示例性人体皮肤结构模型的说明图。
图2A是示出了普通测量装置的构造的说明图。
图2B是示出了普通测量装置的构造的说明图。
图3是用于解释扩展的朗伯-比尔定律(extended Lambert-Beer law)的说明图。
图4是示出了根据本发明的第一实施方案的测量装置的构造的框图。
图5是示意性地示出了根据本实施方案的测量装置中所包括的测量单元的构造示例的说明图。
图6是示意性地示出了根据本实施方案的测量单元中所包括的检测单元的构造示例的说明图。
图7A是示意性地示出了根据本实施方案的测量装置中所包括的测量单元的构造示例的说明图。
图7B是示意性地示出了根据本实施方案的测量装置中所包括的测量单元的构造示例的说明图。
图7C是示意性地示出了根据本实施方案的测量装置中所包括的测量单元的构造示例的说明图。
图8是用于解释由根据本实施方案的测量单元执行的测量处理的说明图。
图9是用于解释由根据本实施方案的测量单元执行的测量处理的说明图。
图10是用于解释在根据本实施方案的测量装置中检测到的反射光的说明图。
图11是用于解释在根据本实施方案的测量装置中检测到的反射光的说明图。
图12是示意性地示出了根据本实施方案的测量装置中所包括的测量单元的另一个构造示例的说明图。
图13是示出了根据本实施方案的测量方法的流程示例的流程图。
图14是示意性地示出了根据本发明的一个实施方案的测量装置的硬件构造的框图。
具体实施方式
在下文中，将参照附图对本发明的优选实施方案进行详细说明。在本说明书和附图中，具有大体相同的功能和结构的元件将会使用相同的参考标记来标注，并且将会省略重复的说明。
将按照以下顺序进行说明。
1.发明人的调研
1.1人体皮肤结构模型
1.2普通测量装置的构造
2.第一实施方案
2.1测量装置
2.2测量方法
2.3测量装置的硬件构造
1.发明人的调研
在对根据本发明的实施方案的测量装置和测量方法进行说明之前，首先将参照图1至图3来说明发明人进行调研的内容和结果。图1是示出了示例性人体皮肤结构模型的说明图。图3是用于解释扩展的朗伯-比尔定律的说明图。图2A至图2B是示出了普通测量装置的构造的说明图。
1.1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进行建模而得到的皮肤结构模型。
如上所述，已经开发出使用非侵入性光学测量对存在于人体中的诸如葡萄糖、白蛋白、糖基化终产物(AGE：Advanced Glycation Endproduct)、胆固醇以及氧化/还原血红蛋白等血液和体液成分进行测量的技术。
如何对人体的皮肤结构进行建模对于分析测量数据是很重要的。如图1所示，示例性人体皮肤结构模型为3层模型。
图1所示的3层模型是这样的：将位于皮肤的角质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。在该3层模型中，虽然取决于个人情况，但是角质层相当于距人体表面向内大约0.01mm至0.02mm，表皮层相当于距人体表面大约0.04mm至0.15mm，并且皮下脂肪相当于距人体表面大约几毫米至几厘米。
在皮肤结构中，在表皮层中存在有黑色素，并且在真皮层中存在有毛细管。在毛细管中存在有诸如氧化血红蛋白和还原血红蛋白等各种各样的血液成分，并且在皮下脂肪中主要存在有脂肪细胞。因此，要考虑的皮肤结构模型对于使用非侵入性光学测量对这些成分进行测量是很重要的。
顺便提及地，具有前述皮肤结构的人体为光散射体，并且已知的是，较短波长的光更容易发被散射。例如，针对于633nm波长的光，人体皮肤的散射系数在表皮层和真皮层中为27mm-1，并且在皮下脂肪中为12.6mm-1。另一方面，当考虑图1所示的皮肤结构模型时，光主要在真皮层和皮下脂肪中发生散射。光很少在表皮层中发生散射。
1.2普通测量装置的构造
下面，将参照图2A至图3，简要说明使用非侵入性光学测量对存在于人体中的诸如葡萄糖、白蛋白、糖基化终产物(AGE)、胆固醇以及氧化/还原血红蛋白等血液和体液成分(体内成分)进行测量的测量装置的普通构造。
在该普通测量装置中，通过连接有测量探针的测量单元而对生物信息进行测量。如图2A和图2B所示，该测量探针被配置成包括光源和光电检测器，并且该测量探针测量由生物体造成的光散射随时间的变化。关于由测量探针测量到的光散射的测量结果被输出至分析单元，并且基于所获得的测量结果而计算所关注的体内成分的浓度等。
在该测量装置中，必须使用至少一种波长的光作为向生物体发射的光(测量光)。这里，通常将具有属于从红光至近红外光这个波段的波长的光用作测量光，这是因为该光可以容易地到达生物体内部。
在该测量装置的测量探针中，如图2A和图2B所示，测量光从光源向生物体的皮肤表面发射，从而在生物体内部发生直线传播、反射或散射，因此，从生物体射出的出射光能够被光电检测器检测。这里，图2A所示的透射式测量装置被安装成使得光源和光电检测器彼此面对，并且生物体的一部分(例如，手指)位于这两者之间。该光电检测器检测在生物体中被散射的情况下被透射出来的出射光。图2B所示的反射式测量装置被安装成使得光源和光电检测器位于生物体的一部分的同一侧。该光电检测器检测通过在生物体中发生反射或散射从而以大致U形进行传播的出射光。此时，测量光部分地被生物体中的动脉、静脉或其它身体组织吸收，并且作为出射光而被测量。
该测量装置采用扩展的朗伯-比尔定律，以便将所测量的实际数据与因所关注的体内成分(或者氧化血红蛋白或还原血红蛋白等)而导致的光吸收量相关联。关于生物体或者用来使光散射的物体(光散射体)而言，普通测量装置考虑的是光在生物体内部的传播，所以不能使用通常的未考虑散射/扩散效应的朗伯-比尔定律。因此，普通测量装置采用以下公式11中所表示的扩展的朗伯-比尔定律，由此对所获得的测量数据进行分析。下面将参照图3对扩展的朗伯-比尔定律进行简要说明。
数学式1
这里，在上面的公式11中，定义如下：
λ：所关注的光的波长，
A(λ)：波长λ的光吸收度(degree of photoabsorption)，
I0(λ)：入射至散射体中的波长λ的光的强度，
I(λ)：透过散射体的波长λ的光的检测强度，
G(λ)：因波长λ的光的散射而导致的衰减量，
εi(λ)：波长λ的光在物质i中的光吸收系数，该光吸收系数是物质所固有的值，
Ci：物质i的浓度，以及
Ii：当波长λ的光在物质i中传播时的平均光路长度。
这里，假定将扩展的朗伯-比尔定律应用至具有如图3所示的层结构的散射体。在下文中，用于指定某一层的脚注被描述为i，并且层i中所包含的物质的数量由脚注j表示。用于具有如图3所示的层结构的散射体的扩展的朗伯-比尔定律能够由以下公式12和公式13来表达。
数学式2
这里，在公式12和公式13中，定义如下：
λ：所关注的光的波长，
A(λ)：波长λ的光吸收度，
I0(λ)：入射至散射体中的波长λ的光的强度，
I(λ)：透过散射体的波长λ的光的检测强度，
G(λ)：因波长λ的光的散射而导致的衰减量，
εi(λ)：波长λ的光在层i中的光吸收系数，
Ci：层i中所包含的物质的浓度，
Ii：当波长λ的光在层i中传播时的平均光路长度，
εij(λ)：波长λ的光在层i中所包含的物质j中的光吸收系数，以及
Cij：层i中所包含的物质j的浓度。
这里，能够通过预先测量所关注的体内成分的吸收光谱或从普遍公知的数据库中获取数据，来指定所关注的体内成分的光吸收系数。因此，通过使用该数据，所关注的体内成分的光吸收系数能够作为已知量而被处理。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所测量的检测强度与该测量光在进入生物体之前的强度进行比较，来计算公式12的最左侧中的光吸收度。
在脉搏血氧计(pulse oximeter)中，对于所关注的血液中的血红蛋白，因存在与氧的结合而会导致光吸收度发生变化，并且光吸收度依赖于待观测的波长而有所不同。因此，对多个波长的光吸收度进行测量，由此求出不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。
氧化血红蛋白在血液所包含的总血红蛋白中的比率被称为血氧饱和度。动脉血氧饱和度SaO2(arterial oxygen saturation)对于生物信息是特别有用的，并且能够在以下公式14中计算该氧饱和度SaO2。先前所描述的SpO2为经由皮肤测量的SaO2。
数学式3
在公式14中，定义如下：
SaO2：动脉血氧饱和度，
CHbO2：氧化血红蛋白的浓度，以及
CHb：还原血红蛋白的浓度。
如上所述，在测量光在身体内发生反射/散射的过程中，身体组织或血液成分会吸收被测量装置中的测量探针的光电检测器检测的出射光。由此，对出射光的强度进行分析以计算SpO2，但是由于SpO2为动脉血氧饱和度，所以需要从出射光中排除因除了动脉血之外的任何因素而导致的光吸收的影响。
致使入射光发生光吸收的要素可以大概划分为三种，例如动脉血、静脉血和其它身体组织。此时，出射光发生如以下公式15中所表示的光吸收。
数学式4
在公式15中，定义如下：
λ：波长，
ε：光吸收系数，
C：浓度，以及
d：光路长度。
在公式15中，最右侧中的第一项表示因除了血液之外的成分而导致的光吸收，最右侧中的第二项表示由静脉血而导致的光吸收，最右侧中的第三项表示由动脉血而导致的光吸收，并且最右侧中的第四项表示因在生物体中发生散射而导致的光吸收。
该普通测量装置利用仅在这三种要素之中的动脉中观察到脉动的事实，并且可以将动脉血的光吸收与其它要素的光吸收分开。即，公式15是被时间微分的，由此消除因不具有脉动(或不随时间变化)的静脉和其它身体组织而导致的光吸收的影响。该微分操作相当于在信号处理中利用频率滤波器(frequency filter)消除直流成分，并且该微分操作不是别的处理而正是脉冲波形提取处理。
在公式14中，用于计算SaO2的两个未知数为还原血红蛋白浓度(CHb)和氧化血红蛋白浓度(CHbO2)，因此，为了指定这两个未知数，需要同时获得两个测量结果。因此，测量装置使用至少两个波长来进行测量。
下面假定如下情况：使用波长λ1和λ2的两种入射光进行测量，并求出出射光的强度随时间的变化ΔODλ1和ΔODλ2。在这种情况下，能够基于公式15在以下的公式16中表达利用这两个波长所测量的出射光的强度随时间的变化。因此，通过使用还原血红蛋白和氧化血红蛋白的光吸收系数以及测量结果，能够如在以下公式17中对未知的还原血红蛋白浓度(CHb)和氧化血红蛋白浓度(CHbO2)进行计算。
数学式5
因此，当将公式17代入公式14中时，可以得到以下公式18。在以下公式18中，参数α、β和Φ如以下公式19a至19c中所示。
数学式6
如从公式18中的最右侧清晰可见，能够看出：SaO2的值是作为与参数Φ成比例的函数而被给出的。如在公式19c中所示，参数Φ是在波长λ1和波长λ2处所测量的脉冲波形的振幅之间的比值。如公式19a和公式19b所示，理论上能够基于血红蛋白的光吸收系数来计算参数α和β，但是在许多情况下，参数α和β需要基于通过先前的实验而获得的转换表而被校准。这是因为：通过这样做，能够对使朗伯-比尔定律成立的条件与生物体中的实际条件之间的差异进行修正。
根据这样的方法，该测量装置还能够通过使用利用两种波长得到的测量结果而计算动脉血氧饱和度SpO2来实现脉搏血氧计的功能。
通过利用散射系数在图1所示的皮肤结构模型的各层(表皮层、真皮层和皮下脂肪)中有所不同的事实或待测量的体内成分等特异地吸收特定波长的光(即，具有对特定波长的吸收特性)的事实，测量装置能够针对测量所用的各种类型的测量光、基于表示散射系数与所关注的体内成分的成分含量之间的相关关系的信息(例如，校准曲线)，来计算体内成分的成分含量。
然而，如图2A所示的透射式模型的测量装置仅能够应用至生物体的薄部位，这是因为它是使用透过生物体的透射光来执行处理的。因此，发明人构想了使用例如如图2B所示的反射式模型的测量装置来使得该测量装置能够测量生物体的任何测量位置。尽管如此，尚未很好地建立使用反射式模型的测量装置从而利用从生物体反射的反射光且基于散射系数来计算体内成分的成分含量的技术。对于通过使用反射式测量装置而能够高精度地、更简单地测量体内成分的散射特性(特别地，散射系数)的技术，还需要进行进一步的调研。
于是，发明人透彻地研究了能够更简单地测量在生物体的任何测量位置处的体内成分的散射系数的测量装置，且因此，完成了下面要说明的根据本发明的实施方案的测量装置。
2.第一实施方案
在下文中，将参照图4至图12对根据本发明的第一实施方案的测量装置进行详细说明。
图4是示出了根据本实施方案的测量装置的构造的框图。这是根据本发明的第一实施方案的测量装置的构造的框图。图5是示意性地示出了根据本实施方案的测量装置中所包括的测量单元的构造示例的说明图。图6是示意性地示出了根据本实施方案的测量单元中所包括的检测单元的构造示例的说明图。图7A至图7C分别是示意性地示出了根据本实施方案的测量装置中所包括的测量单元的构造示例的说明图。图8和图9是用于解释由根据本实施方案的测量单元执行的测量处理的说明图。图10和图11是用于解释由根据本实施方案的测量装置检测到的反射光的说明图。图12是示意性地示出了根据本实施方案的测量装置中所包括的测量单元的另一个构造示例的说明图。
2.1测量装置
测量装置的整体构造
首先，将参照图4对根据本实施方案的测量装置10的整体构造进行详细说明。
根据本实施方案的测量装置10是如下装置：它使用预定波长的光(测量光)对作为测量对象的生物体B进行测量，并且基于所获得的测量结果对存在于生物体B中的体内成分的散射特性进行分析。例如，基于所获得的测量结果，测量装置10计算诸如葡萄糖、白蛋白(albumin)、糖基化终产物(AGE)、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)的成分含量。
如图4所示，测量装置10主要包括：用于测量生物体B的测量单元101、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5至图11对根据本实施方案的测量单元101的构造进行具体说明。如图5所示，根据本实施方案的测量单元101由光源111和检测单元113构成。
·光源
光源111用于分析生物体中的体内成分的散射特性，并向生物体B发射属于预定波段的测量光。光源111被布置在预定框架(未图示)中，以使得测量光的发射面面对生物体B。光源111发射具有适合于利用本实施方案的测量装置10来测量所关注的体内成分的波长的光，并且能够发射一种类型的光或多种类型的光。
如已经说明的，人体皮肤结构中的真皮层的散射系数大于位于较深部分中的皮下脂肪的散射系数。因此，从皮肤表面向内侧入射的测量光会大部分在真皮层中被散射。于是，在真皮层中被散射的测量光扩散至比入射有测量光的区域更大的大范围，从而充当二次光源。根据本实施方案的测量装置10有效地使用该二次光源，由此致使在更宽的范围内发生具有比因皮肤结构和体内成分的光吸收而造成的影响更大的影响的光散射，从而增加由稍后将会说明的检测单元113检测的反射光的灵敏度。结果，即使在如图5所示的反射式模型的装置构造中，也能够高精度地检测透过生物体的一部分的测量光从生物体反射的反射光。
由光源111发射的测量光的波长能够从属于可见光波段的波长至属于近红外波段的波长中选择，并且能够根据所关注的体内成分而被适当地设定。例如，当光源111发射具有940nm或950nm波长的光时，可以获得有关皮下组织中的脂肪的信息。当光源111发射具有568nm、580nm、660nm或890nm波长的光时，可以获得有关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发射具有1400nm至2200nm波长的光时，可以获得有关葡萄糖的信息。例如，可以以时分(time-divison)的方式从光源111发射具有多个波长的光，或者也可以同时发射具有多个波长的光并且之后通过适当地布置具有波段限制的光学滤波器而在下面将会说明的检测单元113中使所述具有多个波长的光分离。
上述的各种波长仅为示例性的，并且从根据本实施方案的测量装置10中的光源111发射的光并不局限于以上示例。
例如，光源111可以使用发光二极管(LED：light emitting diode)、或小型激光器等，并且可以设置有一个或多个这种发光装置以用作光源111。
在测量光的发射时间、要发射的测量光的强度等方面，光源111受稍后将会说明的控制单元103的控制。
·检测单元
设置于根据本实施方案的测量装置10中的检测单元113具有按预定的排列方式而规律地布置在检测单元113中的多个传感器，并且检测单元113旨在使用这些传感器对从光源111发射的且透过生物体B的一部分的测量光被生物体B反射的反射光进行检测。换言之，根据本实施方案的检测单元113由所谓的多抽头(multi-tap)传感器构成。图6示出了采用微透镜阵列(MLA：micro lens array)的传感器以用作示例性检测单元113。
如图6所示，根据本实施方案的测量装置10中所包括的检测单元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、孔隙(光阑)129和传感器131。在检测单元113中，可以在第一遮光体121的前一级处设置有透明基板，该透明基板能够使从光源111发射的测量光所属波段的光透过。通过设置该透明基板，可以相对于生物体B的一部分而保护检测单元113。这样的构件被预定框架F整体地支撑着。
第一遮光体121充当用于控制来自生物体B的反射光的方向性的方向性控制板，并被设置在稍后将会说明的微透镜阵列123中的彼此相邻的微透镜125之间的边界处。第一遮光体121被设置成使得入射至各微透镜125中的反射光的方向性能够被控制，这使得测量更加精确。通过第一遮光体121的反射光被引导至微透镜阵列123。
如图6的上部所示，微透镜阵列123由作为光接收透镜的多个微透镜125构成，并且各微透镜125沿x方向和y方向以网格形状布置在预定基板上。各微透镜125将入射至微透镜125中的反射光引导至稍后将会说明的传感器131上。微透镜阵列123具有较小的像场曲率，并且沿深度方向没有畸变。由此，能够使用这种微透镜阵列123来获取良好的测量数据。即使生物体B位于特写距离(close-up distance)内，也可以将构成微透镜阵列123的各微透镜125的景深(depth of field)设定成涵盖利用根据本实施方案的测量装置10来关注的皮肤结构(例如，在直至距身体表面几毫米至数十毫米的深度的范围内聚焦)。
根据本实施方案的微透镜阵列123中所布置的微透镜125的数量并不局限于图6的上部所示的示例。根据本实施方案的微透镜阵列123中所布置的微透镜125的数量能够依赖于待拍摄的生物体的大小或传感器131的尺寸而自由地设定。
入射至微透镜阵列123中的反射光被聚集至微透镜125中，以在稍后将会说明的传感器131上成像。
这里，在微透镜阵列123的传感器131侧的表面处，第二遮光体127和孔隙(光阑)129被设置在彼此相邻的微透镜125之间的边界处。第二遮光体127和孔隙129使得透过微透镜阵列123的反射光的方向性能够被控制，并使得入射至各微透镜125中的光能够与入射至邻近的微透镜125中的光分离。由此，根据本实施方案的测量装置10能够选择被聚集至传感器131中的反射光。
根据本实施方案的测量装置10设置有如上所述的各种遮光体或孔隙，以使得入射至各微透镜125中的光的入射角受到限制，由此能够防止因身体散射而导致的微透镜125之间的串扰。防止微透镜125之间的串扰，由此获取从与设置在微透镜阵列123中的微透镜125之中的某些微透镜125对应的传感器像素获得的信号(或与测量区域中的局部位置对应的信号)，从而就能提高通过下面将会说明的传感器131而测量的数据的时间分辨率和空间分辨率。
传感器131检测在图6的上部所示的xy平面中的各位置处的反射光的强度。传感器131将由光电检测器(PD)等接收的反射光的强度转换成要被输出至稍后将会说明的分析单元105的电信号。传感器131可以采用诸如光电二极管、电荷耦合器件(CCD：Charge CoupledDevice)图像传感器、互补金属氧化物半导体(CMOS：Complementary Metal OxideSemiconductor)图像传感器、将有机EL用作光接收元件的传感器、或者薄膜晶体管(TFT：Thin Film Transistor)图像传感器等2D(二维)面传感器。
一个微透镜125的下方布置有一个或多个像素，并且当与一个微透镜125对应地设置有多个像素时，控制单元103或稍后将会说明的软件会进行控制，以使得不会存在因微透镜125与被摄对象之间的距离而导致的无效像素。
在扫描时间等方面，传感器131被稍后将会说明的控制单元103控制，并且例如，传感器131能够将在图6的上部的任何位置处的检测强度输出至分析单元105。
·测量单元结构的具体示例
下面，将参照图7A至图7C对根据本实施方案的测量单元101的结构的具体示例进行简要说明。图7A至图7C所示的具体示例仅为根据本实施方案的测量单元101的结构的示例，并且根据本发明的测量装置10中的测量单元101的结构并不局限于图7A至图7C所示的示例。
在图7A和7B所示的示例中，测量单元101中的光源111和检测单元113集成在一起，并且光源111被布置在如图6所示的使用微透镜阵列的检测单元113的大致中央部中。这里，如图7A示意性所示，光源111可以是诸如LED等小光源，或者如图7B所示，光源111可以是穿透了使用微透镜阵列的检测单元113的中央部的激光光源。
在检测单元113的大致中央部中，可以安置有一个光源111或多个光源111。
为了执行稍后将会说明的对皮肤结构和体内成分的修正处理，例如，如图7C所示，测量单元101可以进一步包括第二光源115，该第二光源发射不同于从光源111发射的测量光的第二光。尽管图7C示出了围绕检测单元113而被布置着的第二光源115，但是第二光源115的布置位置并不局限于图7C所示的示例，并且第二光源115可以被集中地布置在检测单元113的一部分中。与光源111相同的是，可以有一个第二光源115或多个第二光源115。
以上已经参照图5至图7C对根据本实施方案的测量单元101的构造进行了详细说明。
当在上述测量单元中在存在有外部光的地方进行测量操作时，外部光的影响可能会叠加至检测结果上。因此，在从光源111发射的测量光以具有增大的光强度的脉冲形式而被驱动、并且测量光与光源111的驱动脉冲同步时，利用传感器131的检测结果能够获得比作为连续光的外部光更高的增益。
通过针对传感器131中的各像素或所有像素布置具有不同波段限制的光学滤波器，例如，还可以选择诸如660nm、800nm、890nm或940nm等特异波长的检测结果。
通过以脉冲的形式驱动光源111，能够认为：在除了发射时刻之外的时间段内所检测到的光会受外部光的影响。因此，通过感测在除了发射时刻之外的时间段内所检测到的光，当检测到相当大的外部光影响时，下面将会说明的分析单元105可以判定测量结果是无效的。
另外，当生物体在测量操作期间内移动时，会对血流产生影响，并且该影响可能会叠加至测量值上。因此，通过检测到血液中的血红蛋白的吸收很高的诸如660nm或890nm等的输出值变成远大于脉波(pulsewave)的振幅的情况，下面将会说明的分析单元105可以判定该测量已经失败。
·由测量单元测量的数据
下面将参照图8至图11对由根据本实施方案的测量单元101测量的数据(测量数据)进行详细说明。
由于人体是光在其中会发生相当大的散射的介质，所以例如如图5所示，从光源111发射的且入射至生物体B上的测量光在生物体B中发生散射的同时以大致U形传播，且因此，该测量光会被安装在特定位置处的检测单元113检测到。此时，如图8示意性所示，离光源111较远的检测单元113能够检测在深的位置处被散射并返回至人体表面的反射光。即，在图8中，沿x轴方向离光源111较远的传感器(例如，在图8的右端或左端处的传感器)能够检测到深深透入的测量光。此外，测量深度可以认为是约L/2，其中，L表示光源111与所关注的传感器之间的间隔距离。反射光的特定波长的能量因光路中存在的各种体内成分而被吸收，并且反射光的强度依赖于光传播的距离长度(光程)而衰减。
例如，在图9的示意图中，由靠近光源111的一侧上的微透镜阵列聚集的且要通过传感器进行检测的反射光对应于被皮肤层中的各种体内成分吸收了能量并发生强度衰减的反射光，并且由靠近光源111的传感器检测到的反射光对应于在生物体中直线传播的直线型反射光。由离光源111最远的一侧上的微透镜阵列聚集的且要通过传感器进行检测的反射光对应于被皮肤层、脂肪层和肌肉层中的各种体内成分吸收了能量并发生强度衰减的反射光，并且对应于在被散射的同时在生物体中传播的散射型反射光。由中间的微透镜阵列聚集的且要通过传感器进行检测的反射光对应于被皮肤层和脂肪层中的各种体内成分吸收了能量并发生强度衰减的反射光，并且对应于在被散射的同时在生物体中传播的散射型反射光。
因此，能够认为，由对应于微透镜阵列中的各位置的传感器检测到的反射光是包括存在于所检测到的反射光的光路中的皮肤结构信息的测量数据。
在根据本实施方案的测量装置10中，基于这种光的特性，能够使用来自图4所示的位于不同x坐标处的传感器的输出(测量数据)而对各传感器位置处的光散射和衰减的特性进行建模。
在根据本实施方案的测量装置10中，基于这种光特性，能够使用来自图8和图9所示的位于不同x坐标处的传感器的输出(测量数据)而对各传感器位置处的光散射和衰减的特性进行建模。
如上所述，在测量光具有大致U形路径的反射式测量装置中，待调查的光学深度变化很大。因此，能否获得良好的信号取决于测量光的大致U形路径中是否包括体内成分和体内成分的假想深度。
在根据本实施方案的测量装置10中，可以独立地抽取从使用微透镜阵列的传感器获得的信号。因此，对来自微透镜阵列的输出波形进行分析使得能够准确地选择与想要求出的深度的信号对应的光源与传感器之间的距离。
像根据本实施方案的测量装置10这样的反射式装置能够将至测量对象的距离缩短至几毫米。此外，根据本实施方案的测量装置10能够使用MLA光学系统检测更微小区域中的变化。取决于被用作测量区域的生物体的部位，一些区域可能具有能够获得良好测量数据的部位和对测量有影响的部位(例如，诸如动脉和静脉等血管、痣和胎记)。在根据本实施方案的测量装置10中，能够独立地获取从多个微透镜获得的信号以用于处理，所以，稍后将会说明的分析单元105和控制单元103能够彼此协作以进行修正处理(例如，从处理对象中排除可能对测量有影响的部位)。这使得根据本实施方案的测量装置10能够获得良好的测量数据。
以这种方式，例如，如图10所示，根据本实施方案的测量单元101能够获得向生物体B发射的测量光的散射图案(二维映射图像)。此外，如上所述，在生物体中传播的测量光的能量被包含在生物体中的皮肤结构和体内成分吸收，从而随着其传播光程越长而其强度变得越低。
这里，将直线型反射光的强度理解为与来自光源正下方的位置的反射光的强度(例如，通过测量光的散射而产生的二次光源的强度)成比例。因此，通过将直线型反射光的强度与在被布置得离光源111更远的像素中成像的反射光(散射型反射光)的强度进行比较，就使得能够被计算与所用测量光的波长相对应的体内成分的散射系数。
此外，例如，如图11示意性所示，散射图案的空间展度(spatial spread)取决于所关注的体内成分的散射系数。具体地，随着散射系数的增大，散射图案的空间展度增大，而直线型反射光的强度降低。随着散射系数的减小，散射图案的空间展度减小，而直线型反射光的强度增加。因此，能够通过使用如图11所示的散射图案的空间展度(例如，分布的裙部宽度(tail width)和半宽度)和所检测的反射光(具体地，直接反射光)的峰值强度来计算散射系数。凭借诸如散射图案的空间展度和峰值强度等散射图案的特征值，还可以通过预先求出表示这些特性值与体内成分的成分含量之间的相关关系的信息(例如，校准曲线)来计算体内成分的成分含量。
控制单元103
返回图4，将对设置在根据本实施方案的测量装置10中的控制单元103进行说明。
例如，控制单元103是由中央处理器(CPU：Central Processing Unit)、只读存储器(ROM：Read Only Memory)或随机存取存储器(RAM：Random Access Memory)等实现的。控制单元103进行控制以驱动设置在测量单元101中的光源111和115以及传感器131等，由此管理在测量单元101中的对生物体B的全部测量处理。更具体地，基于预定的同步信号等，控制单元103控制诸如传感器131的扫描时间或用于获取信息的传感器131的选择等传感器的驱动。另外，控制单元103控制光源111和115的在测量光的发射时间或强度方面的驱动。
当控制单元103执行上述驱动控制时，测量单元101中的光源111和115能够在适当时刻发射预定波长的测量光，并且下面将会说明的分析单元105能够获取在传感器131上的任意位置处的测量数据。
在测量单元101的驱动由控制单元103控制的情况下，通过测量单元101测量到的测量数据被输出至稍后将会说明的分析单元105，在该分析单元105处对上述测量数据进行分析。
在这里，当控制测量单元101时，控制单元103能够参考记录于稍后将会说明的存储单元107中的各种程序、参数和数据库等。
分析单元105
例如，根据本实施方案的测量装置10中所包括的分析单元105是由CPU、ROM和RAM等实现的。分析单元105使用通过测量单元101检测到的反射光的检测结果而对生物体中的体内成分的散射特性进行分析。
具体地，根据距光源111的光程(即，在传感器131的这一位置处，传感器131检测到反射光)，分析单元105将由检测单元113检测到的反射光划分成当在生物体中直线传播时被反射的直线型反射光和当在生物体中被散射时反射的散射型反射光。然后，分析单元105基于直线型反射光的检测强度、散射型反射光的检测强度以及距光源的光程而对体内成分的散射系数进行计算。即，根据如图10和图11示意性所示的由检测单元113检测到的反射光的强度分布图案，分析单元105能够对体内成分的散射系数进行计算。
这里，距光源111多远是所检测到的反射光被划分为直接反射光的传感器131的位置并不受限制，并且可以根据之前的调研而适当地设定该位置。
此外，凭借诸如如图11所示的散射图案的空间展度和峰值强度等散射图案的特征值，分析单元105能够基于表示这些特性值与体内成分的成分含量之间的相关关系的信息而对体内成分的成分含量进行计算。
这里，根据本实施方案的检测单元113是所谓的多抽头传感器，如图6等所示，在该多抽头传感器中，按预定部署而规律地排列有多个传感器。一个像素或多个像素对应于一个微透镜。由于微透镜中的图像是上下反转和左右反转的，所以分析单元105可以获得被修正了位置关系的二维映射，该二维映射表示通过将有关由检测单元113输出的光的强度的二维映射(换言之，有关检测光的强度的图像)进行反转处理然后进行合成而得到的连续的光量变化。
当多个像素对应一个微透镜时，分析单元105通过将对应于一个微透镜的多个像素的数据进行合成，能够提高数据的精度。分析单元105可以执行以下处理：仅仅获取以微透镜为单位的代表值，并利用曲线近似来补足各微透镜的值。
分析单元105还能够预先获取微透镜自身的亮度的衰减曲线，并使用该衰减曲线来修正微透镜自身的亮度梯度。
当使用图6等所示的检测单元113等时，在各微透镜的传感器表面上，所成像的图像的大小是根据取得信息处的皮下深度而发生变化的。因此，例如，当期望测量真皮层中的体液成分时，分析单元105通过决定图像的切割范围且进行再合成以使得获取了有关距人体表面约1mm深度处的位置的信息的图像能够是连续的，就能够获得所关注的部位的连续图像。
这里，基于从图6等所示的在各x坐标位置处的传感器获取的实际测量数据，针对各波长通过使用前述扩展的朗伯-比尔定律而进行例如多变量分析处理，根据本实施方案的分析单元105能够在各传感器的位置处对皮肤结构进行建模。通过绘制在各传感器的位置处的体内成分的光吸收度，分析单元105还能够获得光强度的衰减曲线。能够针对测量光的各波长而生成衰减曲线，并且在被所关注的体内成分吸收时可以选择特征波长以作为测量光的波长。因此，有关具有特定波长的光的衰减曲线是表示特定体内成分的吸收度的衰减曲线。
例如，通过将波长660nm的光和波长890nm的光这两种光用作以时分(timedivision)的方式向生物体B发射光的测量光，并且例如通过以时分的方式检测光的强度，分析单元105能够计算生物体中所包含的黑色素的含量。通过生成这两种波长的衰减曲线，分析单元105能够预估在波长660nm的光中因黑色素而导致的光的衰减，或者预估在波长890nm的光中因黑色素而导致的光的衰减。通过将波长660nm的光用作测量光，还可以计算真皮层的厚度。另外，通过将波长940nm的光用作测量光，可以获得有关脂肪的衰减曲线。分析单元105还能够使用该衰减曲线而计算脂肪层的厚度。
基于与前述脉搏血氧计同样的原理、通过使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能够使动脉血中的成分随时间的变动分离。因此，可以以随时间的变动很小的方式来更准确地分析成分。
分析单元105能够使用以这种方式计算出的成分含量或以这种方式产生的衰减曲线来修正各波长的光的检测强度。通过使用这些成分含量或衰减曲线来修正光的检测强度，可以补偿体内成分的光吸收的影响。
例如，直接反射光受到因存在于表皮中的黑色素(即，痣和胎记)等而导致的衰减的影响。因此，通过预估身体中所产生的假想光源(二次光源)的光量，分析单元105能够修正因表皮的状态而造成的个体差异。此外，通过利用660nm和880nm这两个波长的吸收特性，能够对黑色素进行量化。因此，如果光源111发射具有包括这两种波长的多个波长的光，或者如果布置有如图7C所示的修正用的第二光源115，并且分析单元105分析所得到的结果，那么分析单元105就可以直接修正因黑色素而造成的影响。
皮肤结构中的皮下脂肪层(体脂肪层)的散射系数约为真皮层的散射系数的一半，因此，可能影响测量结果。这里，对于被称为体内光学窗口的约700nm至1000nm的波长，较短的光源波长会导致较深的深度，因此将测量值与到达距离范围短的长波长的光的测量结果进行比较就使得皮肤结构的影响程度能够被预估。特别地，皮下脂肪层(体脂肪层)在波长940nm处具有吸收特性，因此，基于与该波长结合使用的多个波长而获取散射图像并计算差分就使得分析单元105能够修正皮下脂肪(体脂肪)的影响。
另外，当皮肤结构具有少量皮下脂肪时，在比皮下脂肪更深处的肌肉组织中会出现对于测量光的能量的大量吸收，因此，优选地，进行修正。这里，已知的是能够基于在诸如940nm处脂肪所特有的光源的衰减特性来测量肌肉层中的能量吸收，并且分析单元105能够通过将生物体的光学模型推定为皮下脂肪层厚度(体脂肪厚度)来修正上述影响。
由整个传感器131接收的光透过动脉血、静脉血和皮下组织。通过以像素单位来处理与前述脉搏血氧计的功能相同的计算，分析单元105能够分离或消除动脉成分。
当在被测量部分中存在静脉或动脉时，血液中的光学特性有很大的不同，并且在分析结果中很可能出现误差。因此，期望对特异点进行移除。因此，通过使用能够由图6所示的多抽头传感器获得的整个图像，根据本实施方案的分析单元105能够进行处理。即，在存在这种血管的部分中，认为测量结果在传感器之间不连续地传输。因此，分析单元105着眼于这样的测量数据的不连续性，能够将前述部分检测为特异点，以修正或删除该部分。类似地，分析单元105也能够修正或删除诸如表面的体毛、胎记或痣等特异点。
使用通过660nm和890nm这两种波长而得到的预估的图像，依据静脉或动脉中含氧量的增加，分析单元105能够预估存在有静脉或动脉的部位，并且通过借助动态图像处理来指明因脉动而导致随时间的变化大的部位，分析单元105能够预估存在有静脉和动脉的位置。
另外，通过仅提取静脉或动脉的成分，分析单元105还能够预估各部位中的散射系数。
如果光源111发射具有包括上述波长的多个波长的光或如果布置有如图7C所示的修正用的第二光源115，并且分析单元105分析所得到的结果，那么就能够获得被用于上述修正处理的具有各波长的光的吸收特性。
以上已经对根据本实施方案的分析单元105进行了详细说明。
存储单元107
返回图4，将对设置在根据本实施方案的测量装置10中的存储单元107进行说明。
存储单元107是由设置在根据本实施方案的测量装置10中的RAM、或存储装置等实现的。存储单元107在它自身中存储有用于分析单元105中的分析处理的关于光吸收光谱或光散射光谱的数据、各种数据库的查找表等。存储单元107可以在它自身中存储有由根据本实施方案的测量单元101测量到的测量数据以及用于由根据本实施方案的控制单元103或分析单元105所执行的处理的各种程序、参数或数据项等。除存储有以上数据之外，存储单元107还能够根据需要而存储有为了测量装置10的任何处理而需要被存储下来的各种参数、处理步骤等。诸如测量单元101、控制单元103或分析单元105等各处理单元能够自由地访问存储单元107，并且能够向存储单元107写入数据或从存储单元107读取数据。
以上已经参照图4至图11对根据本实施方案的测量装置10的构造进行了详细地说明。
根据上述实施方案的测量装置10能够准确地预估导致光学模型(皮肤结构模型)中的变动的体内成分。
根据本实施方案的控制单元103和分析单元105可以是根据本实施方案的测量装置10的一部分，或者可以由诸如连接至测量装置10的计算机等外部装置来实现。由测量单元101生成的测量数据被存储在移动存储介质中，并且该存储介质可以从测量装置10上移除以便被连接至具有分析单元105的其它装置，从而可以对测量数据进行分析。
在上文中，示出了根据本实施方案的测量装置10的功能示例。除测量单元101之外的上述那些结构部件中的各者可以使用通用材料或通用电路而被构造出来，或者可以通过各结构部件的功能所专用的硬件而被构造出来。另外，CPU等可以执行这些结构部件的所有功能。因此，能够实施本实施方案时的技术水平适当地改变所要使用的构造。
能够在个人计算机等上创建和安装用于实现根据上述实施方案的控制单元和分析单元的功能的计算机程序或用于控制根据上述实施方案的控制单元和分析单元的计算机程序。也能够设置存储有这种计算机程序并且能够被计算机读取的记录介质。例如，该记录介质是磁盘、光盘、磁光盘或闪存等。另外，例如，计算机程序可以无需使用记录介质而是经由网络而被配给。
测量单元101的变形例
下面，将参照图12对根据本实施方案的测量单元101的变形例进行简要说明。图12为示意性地示出了根据本实施方案的测量装置10中所包括的测量单元101的另一个构造示例的说明图。
如上所述，根据本实施方案的测量装置10将多抽头传感器用作检测单元113，并能够根据检测到反射光的传感器的位置而将反射光划分为直接反射光和散射型反射光。这里，将使用偏振的常规分离方案与分离为直线型光和散射型光的上述方法结合，这使得测量能够具有更好的分离特性。
即，如图12示意性所示，在光源111的正上方(位于光源111的下游侧)且在对直接反射光进行成像的传感器的位置处布置有偏振片，并且使这些偏振片的偏振方向彼此匹配，以使得能够更准确地检测直接反射光。
以上已经参照图12对根据本实施方案的测量单元101的变形例进行了简要说明。
2.2测量方法
下面，将参照图13对由根据本实施方案的测量装置10执行的测量方法的流程进行简要说明。图13是示出了根据本实施方案的测量方法的流程示例的流程图。
在根据本实施方案的测量方法中，首先，在控制单元103的控制下，将具有预定波长的测量光从测量单元101的光源111向生物体的至少一部分发射(步骤S101)。此后，通过测量单元101的检测单元113来检测在生物体中发生直线传播或在被散射的同时进行传播的反射光(步骤S103)。将利用检测单元113而得到的检测结果输出至分析单元105。
分析单元105按照上述方法将检测到的反射光划分为直线型反射光和散射型反射光(步骤S105)。此后，分析单元105使用所划分的直线型反射光和散射型反射光执行前述的各种分析处理(步骤S107)。
因此，在根据本实施方案的测量方法中，可以获得诸如生物体中体内成分的散射系数和体内成分的成分含量等各种信息。
以上已经参照图13对根据本实施方案的测量方法的流程示例进行了简要说明。
2.3硬件构造
下面，将参照图14对根据本发明的实施方案的测量装置10的硬件构造进行详细说明。图14是示出了根据本发明的实施方案的测量装置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。另外，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以及通信装置925。
CPU 901充当运算处理装置和控制装置，并根据存储在ROM 903、RAM 905、存储装置919或移动记录介质927中的各种程序而控制测量装置10的整体操作或部分操作。ROM903存储由CPU 901使用的程序和操作参数等。RAM 905主要存储由CPU 901使用的程序和在这些程序的执行期间内视需要而变化的参数等。这些部件经由主机总线907而彼此连接，主机总线907由诸如CPU总线等内部总线而被构造出来。
主机总线907经由桥接器909而被连接至诸如外围设备互连/接口(PCI：Peripheral Component Interconnect/Interface)总线等外部总线911。
传感器914是对使用者所特有的生物信息或对用于获取这种生物信息的各种类型信息进行检测的检测装置。例如，该传感器914包括诸如电荷耦合器件(CCD：ChargeCoupled Device)或互补金属氧化物半导体(CMOS：Complementary Metal OxideSemiconductor)等各种成像装置。此外，传感器914可以进一步具有诸如用于对生物体的部位进行摄像的透镜等光学系统或光源等。传感器914也可以是用于获取声音等的扩音器等。需要注意的是，除以上提到的那些之外，传感器914还可以包括诸如温度计、照度计、湿度计、速度计和加速度计等各种测量装置。
输入装置915是由使用者操作的操作装置，诸如鼠标、键盘、触摸面板、按钮、开关和控制杆等。另外，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装置(所谓的遥控器)，或者可以是诸如移动电话或PDA等符合测量装置10的操作的外部连接设备929。另外，输入装置915基于例如由使用者通过以上操作装置输入的信息而产生输入信号，并且输入装置915由用于将输入信号输出至CPU 901的输入控制电路构成。测量装置10的使用者能够将各种数据输入至测量装置10，并且能够通过操作该输入设备915而指示测量装置10来执行处理。
输出装置917由能够将获取的信息以视觉方式或听觉方式通知使用者的装置构成。这种装置的示例包括诸如CRT显示装置、液晶显示装置、等离子显示装置、EL显示装置和灯等显示装置、诸如扬声器和耳机等音频输出装置、打印机、移动电话、传真机等。例如，输出装置917输出通过由测量装置10执行的各种处理而获得的结果。更具体地，显示装置以文字或图像的形式显示通过由测量装置10执行的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，并输出该模拟信号。
存储装置919是用于存储数据的装置，其被配置成测量装置10的存储单元的示例并被用来存储数据。例如，存储装置919由诸如硬盘驱动器(HDD：Hard Disk Drive)等磁存储装置、半导体存储装置、光存储装置或磁光存储装置构成。该存储装置919存储由CPU 901执行的程序、各种数据和可从外部获得的各种数据。
驱动器921是记录介质的读/写器，并且嵌入至测量装置10中或从外部附着至测量装置10。驱动器921读取记录在诸如磁盘、光盘、磁光盘或半导体存储器等所附着的移动记录介质927中的信息，并将所读取的信息输出至RAM 905。另外，驱动器921能够在诸如磁盘、光盘、磁光盘或半导体存储器等所附着的移动记录介质927中进行写入。例如，移动记录介质927是DVD介质、HD-DVD介质或蓝光介质。移动记录介质927可以是快闪(CF：CompactFlash，注册商标)、闪存和安全数字(SD：Secure Digital)存储卡。可选地，例如，移动记录介质927可以是装配有非接触式IC芯片的集成电路(IC：Integrated Circuit)卡或为电子仪器。
连接端口923是使得装置能够直接连接至测量装置10的端口。连接端口923的示例包括通用串行总线(USB：Universal Serial Bus)端口、EEE1394端口和小型计算机系统接口(SCSI：Small Computer System Interface)端口等。连接端口923的其它示例包括RS-232C端口、光纤音频端子和高清晰度多媒体接口(HDMI：High-Definition MultimediaInterface)端口等。利用与该连接端口923连接的外部连接设备929，测量装置10可以从外部连接设备929直接获得各种数据，并向外部连接设备929提供各种数据。
例如，通信装置925是由用于连接至通信网络931的通信装置构成的通信接口。例如，通信装置925是有线或无线的局域网(LAN：Local Area Network)、蓝牙(Bluetooth，注册商标)和无线USB(WUSB：Wireless USB)的通信卡等。可选地，通信装置925可以是用于光学通信的路由器、用于非对称数字用户线(ADSL：Asymmetric Digital Subscriber Line)的路由器和用于各种通信的调制解调器等。例如，该通信装置925能够按照因特网与其它通信装置之间的诸如TCP/IP等预定协议来传输并接收信号等。连接至通信装置925的通信网络931由有线地或无线地连接的网络等构成，并且例如，该通信网络931可以是互联网、家庭局域网、红外通信、无线电波通信和卫星通信等。
在上文中，已经示出了能够实现根据本发明的实施方案的测量装置10的功能的硬件构造的示例。上述结构部件中的各者可以使用通用材料构成，或者可以由各结构部件的功能所专用的硬件构成。因此，能够根据在实施本实施方案时的技术水平而适当地改变所使用的硬件构造。
虽然以上已经参照附图对本发明的优选实施方案进行了说明，然而本发明并不局限于以上示例。在随附权利要求的范围内，本领域技术人员可以找到各种替换和变形，并且应当理解的是，这些替换和变形自然在本发明的技术范围内。
此外，本说明书中所说明的效果仅是示例性和说明性的，并非限制性的。换言之，连同或代替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而易见的其它效果。
此外，本技术也可以采取如下的技术方案。
(1)一种测量装置，所述测量装置包括：
光源，所述光源被配置成向由生物体的至少一部分形成的测量区域发射属于预定波段的至少一种测量光；
检测单元，在所述检测单元中按预定部署而规律地排列有多个传感器，所述检测单元与所述光源相对于所述测量区域被设置在同一侧，并且所述检测单元被配置成使用所述多个传感器来检测透过所述生物体的一部分的所述测量光被所述生物体反射的反射光；以及
分析单元，其被配置成使用由所述检测单元检测到的所述反射光的检测结果来分析存在于所述生物体中的体内成分的散射特性。
(2)根据(1)所述的测量装置，
其中，所述分析单元把由所述检测单元检测到的所述反射光根据距所述光源的光程而划分成当在所述生物体中直线传播时被反射的直线型反射光和当在所述生物体中被散射时被反射的散射型反射光，并且基于所述直线型反射光的检测强度和所述散射型反射光的检测强度来计算所述体内成分的散射系数。
(3)根据(1)或(2)所述的测量装置，
其中，所述分析单元根据由所述检测单元检测到的所述反射光的强度分布图案来计算所述体内成分的所述散射系数。
(4)根据(2)或(3)所述的测量装置，
其中，所述分析单元使用所计算出的所述体内成分的所述散射系数来进一步计算所述体内成分的成分含量。
(5)根据(1)至(4)中任一项所述的测量装置，
其中，作为所述测量光，发射出具有多个相互不同的波长的光，并且
所述分析单元使用具有存在于所述生物体中的组织所特有的波长的测量光的检测结果，来修正所述检测结果中所包含的因所述组织而带来的影响。
(6)根据(1)至(5)中任一项所述的测量装置，
其中，在所述检测单元中，通过采用了微透镜阵列的传感器来检测所述反射光，在所述微透镜阵列中，多个透镜规律地排列成网格形状。
(7)根据(6)所述的测量装置，
其中，所述传感器的一个像素或多个像素与所述多个透镜中的各者对应，并且
所述分析单元通过对来自与所述各透镜对应的所述像素的图像执行反转处理和合成，生成表示出所述反射光的强度分布图案的图像。
(8)根据(6)或(7)所述的测量装置，
其中，所述分析单元基于预先创建的强度衰减信息来修正所述反射光的强度，所述强度衰减信息表示因所述透镜而导致的所述反射光的强度的衰减特性。
(9)根据(6)至(8)中任一项所述的测量装置，
其中，所述分析单元根据所关注的所述体内成分来选择与所述体内成分在所述生物体中的存在位置对应的图像，并且进行再合成以使所选取的图像彼此连接成连续的。
(10)根据(6)至(9)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：该分析处理排除与导致所述体内成分的分析结果出现误差的所述生物体的部位对应的所述检测结果。
(11)根据(1)至(10)中任一项所述的测量装置，还包括：
第二光源，所述第二光源被配置成发射与所述测量光不同的第二光，
其中，所述检测单元检测透过所述生物体的一部分的所述第二光被所述生物体反射的反射光，该反射光作为第二反射光，并且
所述分析单元使用所述第二反射光的检测结果来修正所述测量光的检测结果。
(12)根据(1)至(11)中任一项所述的测量装置，
其中，根据所关注的所述体内成分来控制从所述光源发射的所述测量光的波长。
(13)根据(1)至(12)中任一项所述的测量装置，
其中，所述体内成分为黑色素、血液成分和水分中的至少一者。
(14)一种测量方法，所述测量方法包括：
从光源向由生物体的至少一部分形成的测量区域发射属于预定波段的至少一种测量光；
利用与所述光源相对于所述测量区域被设置在同一侧的检测单元，通过所述检测单元中的按预定部署而规律地排列着的多个传感器来检测透过所述生物体的一部分的所述测量光被所述生物体反射的反射光；并且
使用所检测到的所述反射光的检测结果来分析存在于所述生物体中的体内成分的散射特性。
(15)一种程序，其用于使能够与一种测量模块通信的计算机实现一种分析功能，
所述测量模块包括：
光源，所述光源被配置成向由生物体的至少一部分形成的测量区域发射属于预定波段的至少一种测量光；以及
检测单元，在所述检测单元中按预定部署而规律地排列有多个传感器，所述检测单元与所述光源相对于所述测量区域被设置在同一侧，并且所述检测单元被配置成使用所述多个传感器来检测透过所述生物体的一部分的所述测量光被所述生物体反射的反射光，
所述分析功能是：使用由所述检测单元检测到的所述反射光的检测结果来分析存在于所述生物体中的所述体内成分的散射特性，
(16)一种记录介质，其记录有程序，所述程序用于使能够与一种测量模块通信的计算机实现一种分析功能，
所述测量模块包括：
光源，所述光源被配置成向由生物体的至少一部分形成的测量区域发射属于预定波段的至少一种测量光；以及
检测单元，在所述检测单元中按预定部署而规律地排列有多个传感器，所述检测单元与所述光源相对于所述测量区域被设置在同一侧，并且所述检测单元被配置成使用所述多个传感器来检测透过所述生物体的一部分的所述测量光被所述生物体反射的反射光，
所述分析功能是：使用由所述检测单元检测到的所述反射光的检测结果来分析存在于所述生物体中的体内成分的散射特性。
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、115 光源
113 检测单元
121 第一遮光体
123 微透镜阵列
125 微透镜
127 第二遮光体
129 孔隙(光阑)
131 传感器
Claims (16)
1.一种测量装置，包括：
光源，所述光源被配置成向由生物体的至少一部分形成的测量区域发射属于预定波段的至少一种测量光；
检测单元，在所述检测单元中按预定部署而规律地排列有多个传感器，所述检测单元与所述光源相对于所述测量区域被设置在同一侧，并且所述检测单元被配置成使用所述多个传感器来检测透过所述生物体的一部分的所述测量光被所述生物体反射的反射光；以及
分析单元，所述分析单元被配置成使用由所述检测单元检测到的所述反射光的检测结果来分析存在于所述生物体中的体内成分的散射特性。
2.根据权利要求1所述的测量装置，其中，所述分析单元把由所述检测单元检测到的所述反射光根据距所述光源的光程而划分成当在所述生物体内进行直线传播时被反射的直线型反射光和当在所述生物体内发生散射时被反射的散射型反射光，并且基于所述直线型反射光的检测强度和所述散射型反射光的检测强度来计算所述体内成分的散射系数。
3.根据权利要求2所述的测量装置，其中，所述分析单元根据由所述检测单元检测到的所述反射光的强度分布图案来计算所述体内成分的所述散射系数。
4.根据权利要求3所述的测量装置，其中，所述分析单元使用所计算出的所述体内成分的所述散射系数来进一步计算所述体内成分的成分含量。
5.根据权利要求1所述的测量装置，其中，
作为所述测量光，发射出具有多个相互不同的波长的光，并且
所述分析单元使用具有存在于所述生物体中的组织所特有的波长的测量光的检测结果，来修正所述检测结果中所包含的因所述组织而带来的影响。
6.根据权利要求1所述的测量装置，其中，在所述检测单元中，通过采用了微透镜阵列的传感器来检测所述反射光，在所述微透镜阵列中，多个透镜以网格状而规律地排列着。
7.根据权利要求6所述的测量装置，其中，
所述传感器的一个或多个像素与所述多个透镜中的各者对应，并且
所述分析单元通过对来自与各所述透镜对应的所述像素的图像执行反转处理和合成，生成表示出所述反射光的强度分布图案的图像。
8.根据权利要求6所述的测量装置，其中，所述分析单元基于预先创建的强度衰减信息来修正所述反射光的强度，所述强度衰减信息表示因所述透镜而导致的所述反射光的强度的衰减特性。
9.根据权利要求6所述的测量装置，其中，所述分析单元根据所关注的所述体内成分来选择与所述体内成分在所述生物体中的存在位置对应的图像，并且进行再合成以使所选择的图像彼此连接成连续的。
10.根据权利要求6所述的测量装置，其中，所述分析单元实施如下的分析处理：该分析处理排除与导致所述体内成分的分析结果出现误差的所述生物体的部位对应的所述检测结果。
11.根据权利要求1所述的测量装置，还包括：
第二光源，所述第二光源被配置成发射出与所述测量光不同的第二光，
其中，所述检测单元检测透过所述生物体的一部分的所述第二光被所述生物体反射的反射光，该反射光作为第二反射光，并且
所述分析单元使用所述第二反射光的检测结果来修正所述测量光的检测结果。
12.根据权利要求1所述的测量装置，其中，根据所关注的所述体内成分来控制从所述光源发射的所述测量光的波长。
13.根据权利要求1所述的测量装置，其中，所述体内成分是黑色素、血液成分和水分中的至少一者。
14.一种测量方法，包括：
从光源向由生物体的至少一部分形成的测量区域发射属于预定波段的至少一种测量光；
利用与所述光源相对于所述测量区域被设置在同一侧的检测单元，通过所述检测单元中的按预定部署而规律地排列着的多个传感器来检测透过所述生物体的一部分的所述测量光被所述生物体反射的反射光；以及
利用所检测到的所述反射光的检测结果来分析存在于所述生物体中的体内成分的散射特性。
15.一种程序，其用于使能够与一种测量模块通信的计算机实现一种分析功能，
所述测量模块包括：
光源，所述光源被配置成向由生物体的至少一部分形成的测量区域发射属于预定波段的至少一种测量光；以及
检测单元，在所述检测单元中按预定部署而规律地排列有多个传感器，所述检测单元与所述光源相对于所述测量区域被设置在同一侧，并且所述检测单元被配置成使用所述多个传感器来检测透过所述生物体的一部分的所述测量光被所述生物体反射的反射光，
所述分析功能是：使用由所述检测单元检测到的所述反射光的检测结果来分析存在于所述生物体中的体内成分的散射特性。
16.一种记录介质，其记录有程序，所述程序用于使能够与一种测量模块通信的计算机实现一种分析功能，
所述测量模块包括：
光源，所述光源被配置成向由生物体的至少一部分形成的测量区域发射属于预定波段的至少一种测量光；以及
检测单元，在所述检测单元中按预定部署而规律地排列有多个传感器，所述检测单元与所述光源相对于所述测量区域被设置在同一侧，并且所述检测单元被配置成使用所述多个传感器来检测透过所述生物体的一部分的所述测量光被所述生物体反射的反射光，
所述分析功能是：使用由所述检测单元检测到的所述反射光的检测结果来分析存在于所述生物体中的体内成分的散射特性。
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