CN114599280A - 生物信息测量设备和生物信息测量方法 - Google Patents

Abstract

一种生物信息测量设备(100a)包括：光源，被配置为照射探测光；全反射构件(16)，被配置为在全反射构件(16)与待测对象(S)接触的情况下全反射探测光；光强度检测器，被配置为检测从全反射构件(16)反射的探测光的光强度；生物信息输出单元(2a)，被配置为输出生物信息，该生物信息是基于光强度获取的；以及显示单元(506)，被配置为显示探测光的光强度或吸光度，该吸光度是基于光强度获取的。优选地，设置压力检测器，被配置为检测对象(S)相对于全反射构件(16)的压力。

Description

生物信息测量设备和生物信息测量方法

技术领域

本公开涉及生物信息测量设备和生物信息测量方法。

背景技术

世界范围内糖尿病患者的数量已经增加，并且期望不需要血液采样的无创血糖水平测量技术。已经提出了多种使用光来测量诸如血糖水平的生物信息的方法，例如使用近红外光、中红外光和拉曼光谱的方法。其中，使用中红外光的方法可以比使用近红外光的方法提高测量灵敏度。这是因为中红外区域是葡萄糖吸收高的指纹区域。

作为中红外区域的光源，可以使用诸如量子级联激光器(QCL)的光照射设备。然而，这种光源通常需要对应于所用波长数量的激光光源数量。考虑到设备的小型化，期望将中红外区域的波长减少到几个波长。

为了通过使用ATR(衰减全反射)方法准确地测量如中红外区域的特定波长区域中的葡萄糖浓度，例如，专利文献1提出了一种使用葡萄糖的吸收峰的波长(1035cm^-1、1080cm^-1和1110cm^-1)的方法。

根据这种使用ATR的方法，通过使全反射构件(如ATR棱镜)与待测对象接触来执行测量。然而，在该方法中，由于对象与全反射构件之间的接触状态的波动，可能无法准确地测量诸如葡萄糖浓度的生物信息。

为了克服这一点，例如，专利文献2公开了一种技术，用于在使全反射构件与待测对象接触时，调节诸如ATR棱镜的全反射构件与待测对象之间的接触面积。

此外，例如，专利文献3公开了一种使用压力传感器来检测施加到待测对象的接触压力的技术，其中对象与全反射构件接触，以便响应于预定范围内的接触压力来获取生物信息。

[引用列表]

[专利文献]

[PTL 1]日本专利No.5376439

[PTL 2]日本未审查专利申请公开No.H11-188009

[PTL 3]日本未审查专利申请公开No.2015-173935

发明内容

[技术问题]

然而，相关技术可能无法准确地测量生物信息，因为这些技术可以调节全反射构件与待测对象之间的接触面积或接触压力。

本发明的目的是准确地测量生物信息。

[问题的解决方案]

根据实施例的一个方面，一种生物信息测量设备包括：光源，被配置为照射探测光；全反射构件，被配置为在全反射构件与待测对象接触的情况下全反射探测光；光强度检测器，被配置为检测从全反射构件反射的探测光的光强度；生物信息输出单元，被配置为输出生物信息，该生物信息是基于光强度获取的；以及显示单元，被配置为显示探测光的光强度或吸光度，该吸光度是基于光强度获取的。

[本发明的有益效果]

根据本发明实施例的至少一个方面，可以准确地测量生物信息。

附图说明

图1是示出根据实施例的血糖水平测量设备的整体配置的图。

图2是示出衰减全反射(ATR)棱镜的作用的图。

图3是示出ATR棱镜的结构的透视图。

图4是示出中空纤维的结构的透视图。

图5是示出根据实施例的处理器的硬件配置示例的框图。

图6是示出根据实施例的处理器的功能配置示例的框图。

图7A是示出当使用第一探测光时的切换操作的示例的图。

图7B是示出当使用第二探测光时的切换操作的示例的图。

图7C是示出当使用第三探测光时的切换操作的示例的图。

图8是示出根据实施例的血糖水平测量设备的操作的示例的流程图。

图9A是示出比较例的探测光强度的图表。

图9B是示出探测光强度的图表，每个探测光强度在三个或更多步骤中变化。

图10A是示出探测光的截面光强度分布的图表。

图10B是示出位置偏移后的探测光的图10A的截面光强度分布的图表。

图10C是示出包括散斑的探测光的截面光强度分布的图表。

图10D是示出了位置偏移后的图10C的截面光强度分布的图表。

图11A是示出当入射表面是平坦表面时的探测光的全反射的图。

图11B是示出当入射表面是漫射表面时的探测光的全反射的图，

图11C是示出当入射表面是漫射表面时的探测光的全反射的图。

图11D是示出当入射表面是凹形漫射表面时的探测光的全反射的图。

图11E是示出当入射表面是凸面时的探测光的全反射的图。

图12A是示出当ATR棱镜不与活体接触时，第一和第二中空光纤相对于ATR棱镜的相对位置偏移的图。

图12B是示出当ATR棱镜的第一全反射表面与活体接触时，第一和第二中空光纤相对于ATR棱镜的相对位置偏移的图。

图12C是示出当ATR棱镜的第二全反射表面与活体接触时，第一和第二中空光纤相对于ATR棱镜的相对位置偏移的图。

图13是示出第一和第二中空光纤以及ATR棱镜的支撑构件的图。

图14A是示出根据比较示例的光源驱动电流的示例的图表。

图14B是示出高频调制光源驱动电流的示例的图表。

图15A是示出根据第一实施例的血糖水平测量设备中的测量单元的配置示例的图。

图15B是示出根据第一实施例的血糖水平测量设备中的测量单元、照相机和显示器的布置的图。

图16A是示出设置一个压力传感器的配置示例的图。

图16B是示出在ATR棱镜的相对端设置两个压力传感器的配置示例的图。

图16C是示出设置了多个压力传感器的配置示例的图。

图17A是示出在ATR棱镜与嘴唇接触之前，ATR棱镜相对于活体的嘴唇的布置的图。

图17B是示出当活体将ATR棱镜保持在嘴中时，ATR棱镜相对于活体的嘴唇的布置的图。

图18是示出根据第一实施例的处理器的功能配置示例的框图。

图19是示出显示光强度和吸光度的显示屏的示例的图。

图20是示出显示接触压力和接触区域的显示屏的示例的图。

图21A是示出由根据第一实施例的处理器执行的过程的一部分的流程图。

图21B是示出由根据第一实施例的处理器执行的过程的另一部分的流程图。

图22是示出由根据第一实施例的处理器执行的过程的流程图的变型。

具体实施方式

在下文中，将参照附图描述实施例。在每个附图中，相同组件的相同部分由相同的附图标记指示，并且将省略重复的描述。

<实施方式的描述>

(中红外区域)

中红外区域是指2到14μm的波长区域。中红外区域是特定波长区域的示例。

(探测光)

探测光是指用于测量吸光度和生物信息的光。根据实施例，探测光对应于被全反射构件完全反射、被活体衰减、然后被光强度检测器检测的光。

(ATR方法)

ATR方法(衰减全反射法或全反射吸收法)是一种当在与待测对象接触的全反射构件中发生全反射时，通过使用来自全反射表面的场渗透来获取待测对象的吸收光谱的方法。ATM棱镜是全反射构件的示例。

(吸光度)

吸光度是一个无量纲量，指示当光穿过对象时的光强度的降低程度。根据实施例，通过ATR(衰减全反射)方法测量来自全反射表面的场渗透中的活体的衰减作为吸光度。

(血糖水平)

血糖水平是指血液中的葡萄糖(glucose)的浓度。

(检测值)

根据实施例，检测值被定义为由光强度检测器检测的值。

(波数)

波长λ(μm)与波数k(cm^-1)之间的关系表示为k＝10000/λ。

在下文中，将参考用于基于吸光度测量血糖水平(生物信息的示例)的血糖水平测量设备的示例(生物信息测量设备的示例)来描述实施例，该吸光度使用ATR棱镜(全反射构件的示例)来测量。

[实施例]

首先，将描述根据实施例的血糖水平测量设备100。

根据实施例，在中红外区域中具有不同波长的探测光束被注入到与活体接触设置的全反射构件中，基于ATR方法获取每个探测光束的吸光度，并且基于所获取的吸光度测量血糖水平。

<血糖水平测量设备100的整体配置示例>

图1是示出血糖水平测量设备100的整体配置示例的图。如图1所示，血糖水平测量设备100包括测量单元1和处理器2。

测量单元1是用于执行ATR方法的光学头。测量单元1被配置为向处理器2输出生物衰减的探测光的检测信号。处理器2是被配置为基于检测信号获取吸光度数据，并且还基于吸光度数据获取血糖水平并输出所获取的血糖水平的处理设备。

测量单元1包括第一光源111、第二光源112、第三光源113、第一快门121、第二快门122和第三快门123。测量单元1还包括第一半反射镜131、第二半反射镜132、耦合透镜14、第一中空光纤151、ATR棱镜16、第二中空光纤152和光电探测器17。

处理器2包括生物信息获取单元21。测量单元1中的第一光源111、第二光源112和第三光源113分别是电耦合到处理器2的量子级联激光器。测量单元1中的第一光源111、第二光源112和第三光源113也被配置为响应于来自处理器2的控制信号照射中红外区域内的激光。

根据实施例，第一光源111照射波数为1050cm^-1的激光作为第一探测光，第二光源112照射波数为1070cm^-1的激光作为第二探测光，并且第三光源113照射波数为1100cm^-1的激光作为第三探测光。

波数为1050cm^-1、1070cm^-1和1100cm^-1的激光对应于各个葡萄糖吸收峰的波数，并且可以使用这些波数来测量吸光度，以基于吸光度准确地测量葡萄糖浓度。

第一快门121、第二快门122和第三快门123分别是电耦合到处理器2的电磁快门。响应于来自处理器2的控制信号，控制第一快门121、第二快门122和第三快门123打开或关闭。

当第一快门121打开时，来自第一光源111的第一探测光穿过第一快门121到达第一半反射镜131。当第一快门121关闭时，第一探测光被第一快门121遮挡，因此不会到达第一半反射镜131。

当第二快门122打开时，来自第二光源112的第二探测光穿过第二快门122到达第一半反射镜131。当第二快门122关闭时，第二探测光被第二快门122遮挡，因此不会到达第一半反射镜131。

类似地，当第三快门123打开时，来自第三光源113的第三探测光穿过第三快门123到达第二半反射镜132。当第三快门123关闭时，第三探测光被第三快门123遮挡，因此不会到达第二半反射镜132。

第一半反射镜131和第二半反射镜132是被配置为透射入射光的一部分并反射入射光的剩余部分的光学元件。这种光学元件可以通过在光学透明基底上设置光学薄膜来配置，以便透射一部分入射光，并反射入射光的剩余部分。

然而，光学元件不一定限于光学薄膜，而是可以通过形成衍射结构来配置，以透射一部分入射光通过光学透明基底，并反射(衍射)入射光的剩余部分。使用衍射结构是合适的，因为衍射结构会阻止光吸收。

第一半反射镜131透射穿过第一快门121的第一探测光，并反射已经穿过第二快门122的第二探测光。第二半反射镜132还透射第一探测光和第二探测光的每一个，并且反射已经穿过第三快门123的第三探测光。

优选的是，在第一半反射镜131和第二半反射镜132的每一个中，透射光与反射光的光强度比大约为1:1；然而，可以根据由每个光源等照射的探测光强度来调整光强度比。

透过第一半反射镜131或第二半反射镜132的第一至第三探测光经由耦合透镜14被引导到第一中空光纤151中，然后传播到第一中空光纤151中，以经由ATR棱镜16的入射表面161被光学引导到ATR棱镜16中。

ATR棱镜16是光学棱镜，其在全反射从入射表面161入射的第一至第三探测光的同时向出射表面164传播第一至第三探测光，并且从出射表面164照射第一至第三探测光。如图1所示，ATR棱镜16设置在与活体S(待测对象的示例)接触的第一全反射表面162上。

在ATR棱镜16中被引导的第一至第三探测光通过第一全反射表面162和通过与第一全反射表面162相对的第二全反射表面163重复全反射，然后第一至第三探测光经由出射表面164被引导到第二中空光纤152中。

由第二中空光纤152引导的第一至第三探测光到达光电探测器17。光电探测器17是被配置为检测具有中红外区域中的波长的光的检测器，并且对所接收的第一至第三探测光进行光电转换，并且向处理器2输出与光强度相对应的电信号作为检测信号。光电探测器17包括用于红外光的PD(光电二极管)、MCT(碲化汞镉)感测元件、辐射热计等。光电探测器17是光强度检测器的示例。在下文中，当不区分第一至第三探测光时，探测光可以简称为探测光。

处理器2由诸如PC(个人计算机)的信息处理设备组成。处理器2中的生物信息获取单元21基于由光电探测器17获取的检测信号获取每个探测光的吸光度数据，基于吸光度数据获取活体的血糖水平数据，并将血糖水平数据输出到显示设备、存储设备、外部服务器等。

注意，为了明确测量单元1的配置，测量单元1在图1中由实线包围。然而，实线没有示出测量单元1的外壳。ATR棱镜16没有被容纳在外壳内，使得ATR棱镜16的第一全反射表面162或第二全反射表面163中的至少一个被配置成与活体的任何部分接触。

<ATR棱镜16的动作/配置>

接下来，将参照图2描述ATR棱镜16的动作。如图2所示，测量单元1中的ATR棱镜16设置成与活体s接触。入射在ATR棱镜16上的第一至第三探测光各自相对于活体s的对应红外吸收光谱经历衰减。衰减的探测光由光电探测器17接收。光电探测器17检测每个探测光的光强度。检测信号被输入到处理器2，并且处理器2基于检测信号获取并输出吸光度数据和血糖水平数据。

红外光谱的衰减全反射(ATR)(以下称为“红外ATR方法”)对于在获得葡萄糖吸收强度的中红外区域执行光谱检测是有用的。红外ATR方法利用了“场渗透”。在将探测光(即红外光)注入具有高折射率的ATR棱镜16中时出现场渗透，并且在ATR棱镜16与外部环境(例如活体S)之间的界面处发生全反射。当在ATR棱镜16与作为待测对象的活体S接触的同时执行测量时，场渗透被活体S吸收。

当具有从2到12μm的宽波长范围的红外光被用作探测光时，具有源自活体S的分子振动能量的波长的光被吸收，并且光吸收表现为在通过ATR棱镜16透射的探测光的对应波长处的下降。该技术对于使用弱功率探测光的红外光谱特别有利，因为该技术允许大量检测光穿过ATR棱镜16。

当使用红外光时，从ATR棱镜16渗透活体S的光的渗透深度仅为几微米。因此，光不能到达几百微米深度的毛细管。然而，已知血浆和其他成分作为组织液(间质液)渗入皮肤和粘液细胞中。可以通过检测组织液中存在的葡萄糖成分来测量血糖水平。

可以想象，组织液中葡萄糖成分的浓度在更靠近毛细管的位置处增加，使得ATR棱镜16可能需要在测量期间以恒定的压力被持续按压。有利的是，根据实施例，采用了具有梯形截面的多重反射ATR棱镜。

图3是示出根据实施例的ATR棱镜的结构的透视图。如图3所示，ATR棱镜16是梯形棱镜。ATR棱镜16中的多次反射次数越多，葡萄糖的检测就越灵敏。此外，因为ATR棱镜16与活体S的接触面积大，所以可以最小化由于从活体S施加到ATR棱镜16的压力的变化而导致的检测值波动。ATR棱镜16底部的长度L例如是24mm。厚度t例如是1.6mm或2.4mm，这是能够多次反射的值。

作为用于ATR棱镜16的候选材料，可以给出对人体无毒并且在作为葡萄糖吸收带的大约10微米的波长处表现出高透射特性的材料。在满足这些条件的材料中，可以使用折射率为2.2的ZnS(硫化锌)棱镜。这种ZnS棱镜表现出大的光学渗透力，并且能够探测更大的深度。与通常用作红外材料的ZnSe(硒化锌)不同，ZnS已被证明是非致癌性的，并且也用作牙科材料中的无毒染料(立德粉)。

在典型的ATR测量设备中，ATR棱镜被固定在相对较大的设备上，使得作为待测对象的身体部位被限制在身体的表面，例如指尖和前臂。然而，这些身体部位的皮肤覆盖有厚度约为20μm的角质层，使得检测到的葡萄糖浓度可能很小。此外，角质层受到汗液和皮脂分泌的影响，这两者都限制了测量的再现性。为了克服这种限制，血糖水平测量设备100采用能够以低损耗透射探测光(红外光)的第一中空光纤151和第二中空光纤152，其中第一中空光纤151和第二中空光纤152中的每一个的一端与ATR棱镜16接触。

第一中空光纤151的一端光学耦合到ATR棱镜1的入射表面161，使得来自第一中空光纤151的出射光进入ATR棱镜16的入射表面161。

第二中空光纤152的一端光学耦合到ATR棱镜16的出射表面164，使得来自ATR棱镜16的出射表面164的出射光被引导到第二中空光纤152中。

ATR棱镜16的使用使得能够用没有角质层的口腔粘膜，或者用位置相对靠近皮肤表面并且较少受汗液或皮脂影响的耳垂进行葡萄糖测量。

图4是示出血糖水平测量设备100中使用的中空光纤的结构的示例的透视图。用于测量葡萄糖的具有相对较长波长的中红外光被石英玻璃光纤中的玻璃吸收，并且不能透射。已经开发了使用特殊材料的用于红外透射的各种类型的光纤；然而，由于这些材料的毒性、吸湿性和化学耐久性，这些光纤不用于医学领域。

相比之下，在第一中空光纤151和第二中空光纤152中，金属薄膜242和介电薄膜241依次设置在由诸如玻璃、塑料等无害材料形成的管243的内表面上。金属薄膜242由毒性较小的材料制成，例如银。金属薄膜242涂覆有介电薄膜241，以展现化学和机械耐久性。此外，由于芯245是不吸收中红外光的空气，所以可以在宽波长范围内实现中红外光的低损耗透射。

<处理器2的配置>

接下来，将参照图5和图6描述处理器2的配置。

图5是示出根据实施例的处理器2的硬件配置的示例的框图。如图5所示，处理器2包括CPU(中央处理单元)501、ROM(只读存储器)502、RAM(随机存取存储器)503、HD(硬盘)504、HDD(硬盘驱动器)控制器505和显示器506。处理器2还包括外部设备连接I/F(接口)508、网络I/F 509、总线510、键盘511、定点设备512、DVD-RW(数字多功能盘可重写)驱动器514、介质I/F 516、光源驱动电路517、快门驱动电路518、光电探测器I/F 519、照相机I/F520和压力检测I/F 521。

其中，CPU 501控制整个处理器2的操作。ROM 502存储用于驱动CPU 501的程序，例如IPL(初始程序加载器)。RAM 503被用作CPU 501的工作区域。

HD 504存储各种类型的数据，例如程序。HDD控制器505根据CPU 501的控制，控制相对于HD 504的各种类型数据的读取或写入。显示器506显示各种类型的信息，例如光标、菜单、窗口、字符或图像。

外部设备连接I/F 508是用于连接各种外部设备的接口。在这种情况下，外部设备可以是例如USB(通用串行总线)存储器或打印机。网络I/F 509是用于使用通信网络执行数据通信的接口。总线510是用于电连接诸如图5所示的CPU 501的组件的地址总线、数据总线等。

键盘511也是一种具有用于输入字符、数字、各种指令等的多个键的输入单元。定点设备512是一种用于选择和进行各种指令、选择处理目标、移动光标等的输入单元。DVD-RW驱动器514控制相对于用作可移动记录介质的示例的DVD-RW 513的各种类型数据的读取或写入。可移除记录介质不限于DVD-RW，而是可以是DVD-R等。介质I/F 516控制关于诸如闪存的记录介质515的数据的读取或写入(存储)。

光源驱动电路517是电耦合到第一光源111、第二光源112和第三光源113中的每一个的电路。光源驱动电路517响应于控制信号输出用于驱动第一光源111、第二光源112和第三光源113照射红外光的驱动电压。快门驱动电路518是电耦合到第一快门121、第二快门122和第三快门123中的每一个的电路。快门驱动电路518响应于控制信号输出用于驱动第一快门121、第二快门122和第三快门123打开和关闭的驱动电压。

光电探测器I/F 519是诸如A/D(模拟/数字)转换电路的电路，其用作用于获取光电探测器17的检测信号的接口。照相机I/F 520是用作获取由照相机18捕获的图像的接口的电路。压力检测I/F 521是诸如A/D转换电路的电路，用作从压力传感器30获取检测信号的接口。稍后将参照图16至图18描述照相机18和压力传感器30。

接下来，图6是示出根据实施例的处理器2的功能配置示例的框图。如图6所示，处理器2包括生物信息获取单元21。

生物信息获取单元21包括光源驱动单元211、光源控制器212、快门驱动单元213、快门控制器214、光强度获取单元215、数据记录器216、吸光度输出单元217和生物信息输出单元221。

其中，光源驱动单元211的功能由光源驱动电路517等实现，快门驱动单元213的功能由快门驱动电路518等实现，光强度获取单元215的功能由光检测I/F 519等实现，并且数据记录器216的功能由HD 504等实现。光源控制器212、快门控制器214、吸光度输出单元217和生物信息输出单元221的功能通过由CPU 501等进行预定程序来实现。

光源驱动单元211基于从光源控制器212输入的控制信号输出驱动电压，以使得第一光源111、第二光源112和第三光源113中的每一个照射红外光。光源控制器212根据控制信号控制红外光的出射时间和强度。

快门驱动单元213基于从快门控制器214输入的控制信号输出驱动电压，以打开或关闭第一快门121、第二快门122和第三快门123。快门控制器214根据控制信号控制打开快门的时间和持续时间。

光强度获取单元215向数据记录器216输出光强度的检测值，该检测值是通过对光检测器17在预定周期内连续输出的检测信号进行采样而获得的。数据记录器216记录从光强度获取单元215输入的检测值。

吸光度输出单元217通过基于从数据记录器216读取的检测值执行预定的计算过程来获取吸光度数据，并将获取的吸光度数据输出到生物信息输出单元221。

然而，吸光度输出单元217可以通过外部设备连接I/F 508将获取的吸光度数据输出到诸如PC的外部设备，或者可以通过网络I/F 509和网络将获取的吸光度数据输出到外部服务器。或者，吸光度输出单元217可以将获取的吸光度数据输出到显示器506(见图5)以显示获取的吸光度数据。

生物信息输出单元221通过基于从吸光度输出单元217输入的吸光度数据执行预定的计算过程来获取血糖水平数据，并将获取的血糖水平数据输出到显示器506以显示血糖水平数据。

然而，生物信息输出单元221可以通过外部设备连接I/F 508向诸如PC的外部设备输出血糖水平数据，或者生物信息输出单元221可以通过网络I/F509和网络向外部服务器输出血糖水平数据。生物信息输出单元221可以被配置为输出血糖水平测量的可靠性。

因为日本未审查专利申请公开No.2019-037752等中公开的技术可以应用于从吸光度数据获取血糖水平数据的过程，将省略进一步的详细描述。

<血糖水平测量设备100的操作的示例>

接下来，将参照图7A至7C和图8描述血糖水平测量设备100的操作。

(探测光的切换操作的示例)

图7A是示出当使用第一探测光时的切换操作的示例的图；图7B是示出当使用第二探测光时的切换操作的示例的图；并且图7C是示出当使用第三探测光时的切换操作的示例的图。

根据实施例，通过打开和关闭相应的快门来控制由每个光源照射的探测光在ATR棱镜16上的入射。当测量吸光度和血糖水平时，第一光源111、第二光源112和第三光源113一直照射红外光。

根据图7A，第一快门121响应于控制信号而打开。由第一光源111照射的第一探测光穿过第一快门121，并透射穿过第一半反射镜131和第二半反射镜132中的每一个，然后经由耦合透镜14被引导至第一中空光纤151。此后，已经传播通过第一中空光纤151的第一探测光进入ATR棱镜16。

由于第二快门122和第三快门123均关闭，所以第二探测光和第三探测光不会进入ATR棱镜16。因此，在这种状态下，测量在ATR棱镜16处衰减的第一探测光的吸光度。

根据图7B，第二快门122响应于控制信号而打开。由第二光源112照射的第二探测光穿过第二快门122，被第一半反射镜131反射。反射的第二探测光透射穿过第二半反射镜132，并经由耦合透镜14被引导至第一中空光纤151。此后，已经传播通过第一中空光纤151的第二探测光进入ATR棱镜16。

相反，由于第一快门121和第三快门123均关闭，所以第一探测光和第三探测光不进入ATR棱镜16。因此，在这种状态下，测量在ATR棱镜16处衰减的第二探测光的吸光度。

在图7C中，第三快门123响应于控制信号而打开。由第三光源113照射的第三探测光穿过第三快门123，被第二半反射镜132反射。反射的第三探测光经由耦合透镜14被引导至第一中空光纤151。此后，已经传播通过第一中空光纤151的第三探测光进入ATR棱镜16。

相反，由于第一快门121和第二快门122均关闭，所以第一探测光和第二探测光不会进入ATR棱镜16。因此，在这种状态下，测量在ATR棱镜16处衰减的第三探测光的吸光度。

当第一快门121、第二快门122和第三快门123都关闭时，第一探测光、第二探测光和第三探测光都不会进入ATR棱镜16，因此，第一探测光、第二探测光和第三探测光不会到达光电探测器17。

以这种方式，用作入射光控制器的快门控制器214(见图6)可以控制每个快门的打开和关闭，以在第一至第三探测光依次进入ATR棱镜16的状态和第一至第三探测光之一进入ATR棱镜16的状态之间切换。

(血糖水平测量设备100的操作的示例)

图8是示出血糖水平测量设备100的操作的示例的流程图。

首先，在步骤S81中，响应于光源控制器212的控制信号，第一光源111、第二光源112和第三光源113都照射红外光。然而，在该初始状态下，第一快门121、第二快门122和第三快门123都关闭。

随后，在步骤S82中，快门控制器214打开第一快门121，并关闭第二快门122和第三快门123。

随后，在步骤S83中，数据记录器216记录由光强度获取单元215获取的光电探测器17的检测值(第一检测值)。

随后，在步骤S84中，快门控制器214打开第二快门122，并关闭第一快门121和第三快门123。

随后，在步骤S85中，数据记录器216记录由光强度获取单元215获取的光电探测器17的检测值(第二检测值)。

随后，在步骤S86中，快门控制器214打开第三快门123，并关闭第一快门121和第二快门122。

随后，在步骤S87中，数据记录器216记录由光强度获取单元215获取的光电探测器17的检测值(第三检测值)。

随后，在步骤S88中，吸光度输出单元217基于第一至第三检测值获取第一至第三探测光的吸光度数据，并将吸光度数据输出到生物信息输出单元221。

随后，在步骤S89中，生物信息输出单元221基于第一至第三探测光的吸光度数据执行预定的计算过程，并获取血糖水平数据。所获取的血糖水平数据被输出到显示器506(见图5)以用于显示所获取的血糖水平数据。

以这种方式，血糖水平测量设备100可以获取并输出血糖水平数据。

注意，实施例已经示出了一个示例，其中作为电磁快门的第一快门121、第二快门122和第三快门123被控制以切换探测光在ATR棱镜16上的入射；然而，探测光入射在ATR棱镜16上的切换不限于由第一快门121、第二快门122和第三快门123控制。探测光在ATR棱镜16上的入射可以在多个光源的开(照射)与关(非照射)之间切换。被配置成照射多种波长的光的单个光源可以用于基于每个波长来打开和关闭光源。

根据该实施例，第一半反射镜和第二半反射镜用作透射探测光的一部分并反射探测光的剩余部分的元件。然而，本发明不限于这个示例。透射探测光的一部分并反射探测光的剩余部分的元件可以是分束器、偏振分束器等。

此外，透射探测光的高折射率材料(例如锗)由于材料特性而具有高表面反射率。例如，当相对于基底的平面方向在垂直方向上偏振(s偏振)的光以45度的入射角进入基底时，透射与反射的比率变为大约1:1。这可用于以45度的入射角安装锗板来替换半反射镜。背面有50％的反射成分，因此将抗反射涂层施加到背面。

由于不同类型的变型可适用于根据实施例的组件，因此这些变型将描述如下。

(防止光电探测器17的线性误差的不利影响)

血糖水平测量设备100中使用的光电探测器17可能包含线性误差，并且光电探测器17的线性误差可能导致血糖水平测量误差。为了解决这个问题，可以在三个或更多预定步骤中更改探测光强度，并且在每个步骤中比较探测光强度和由光电探测器17获取的检测值，以减少线性误差的不利影响。

图9A和9B是示出如上所述已在三个或更多步骤中更改的探测光强度的示例的图表。图9A示出了根据比较例的探测光强度，并且图9B示出了已经在三个或更多步骤中更改的探测光强度。在图9A和9B中，由斜线阴影指示的部分表示第一探测光强度，由网格阴影指示的部分表示第二探测光强度，并且由无阴影指示的部分表示第三探测光强度。

在图9A中，第一、第二和第三探测光强度都是恒定的，而在图9B中，第一、第二和第三探测光强度在三个或更多步骤中逐渐减小。通过在预定的三个或更多步骤(在图9B的示例中为六个步骤)中更改光源的驱动电压或驱动电流，可以更改探测光的强度以在三个或更多步骤中照射。应当注意，这种情况下的光强度在比由快门控制器214控制的探测光的切换控制周期短的周期(例如，图8中从步骤S82到S84的周期)内更改。

当光电探测器17不包含线性误差时，由光电探测器17获取的检测值将随着探测光强度的变化而线性变化。然而，当光电探测器17包含线性误差时，由光电探测器17获取的检测值随着探测光强度的变化而非线性地变化。

因此，在三个或更多步骤中更改光强度的同时照射探测光，在每个步骤中比较照射的探测光的强度数据和由光电探测器17获取的检测值，并且指定确保线性的光强度范围。在三个或更多步骤变化的探测光强度中，只有确保线性的探测光的一部分强度用于测量吸光度和血糖水平。这减少了光电探测器17在测量吸光度和血糖水平时的线性误差的任何不利影响。

指定确保线性的光强度范围的操作可以在血糖水平测量之前或与血糖水平测量同时执行。

此外，由于相对于多种类型的探测光只有一个光电探测器17，所以减少由于光电探测器17的线性误差引起的不利影响的过程不必使用所有多种类型的探测光来执行，而是可以使用至少一种类型的探测光束来执行。

(通过图像传感器检测探测光)

光电探测器17不限于利用单个像素(光接收元件)的光电探测器，并且光电探测器17可以替代地是线性布置像素的线性图像传感器，或者可以是二维布置像素的区域图像传感器。

应当注意，光电探测器17的检测信号是接收到的探测光强度的积分值。因此，当ATR棱镜16中的入射光或出射光的光路在使ATR棱镜16与活体S接触时更改时，对光路更改前后的探测光强度进行积分。这导致检测误差，因此不能获得准确的吸光度数据。

图10A和10B示出了探测光的这种位置偏移，其中区域171是光电探测器17的探测光接收区域。随着探测光在由图10B中的空心箭头指示的方向上偏移，探测光在区域171中的光强度分布更改，并且由光电探测器17获取的检测信号进而更改。

相反，当图像传感器用作光电探测器17时，从图像传感器捕获的探测光图像获得探测光的位置偏移量。因此，位置偏移后的探测光的光强度分布的积分值可以用作检测信号，以校正由于探测光的位置偏移引起的任何不利影响。图10B的区域172示出了获得位置偏移的探测光的光强度分布的积分值的区域。

此外，当诸如激光的相干光被用作探测光时，被称为散斑的细斑点状光强度分布可能被重叠在探测光上。图10C示出了包含散斑的探测光的截面光强度分布的示例。附图标记174指示可能包含在散斑图像中的光强度的奇点，并且奇点174包含在区域173中。

图10D示出了图10C的探测光在由向右的空心箭头指示的方向上位置偏移的情况。在这种情况下，奇点174不再包括在区域173中，并且位置偏移前后的检测信号的变化变得显著。因此，根据从探测光图像检测到的探测光的位置偏移量，通过使用光强度分布的积分值作为区域175中的检测信号，可以更优选地校正位置偏移的探测光的任何不利影响。

另外，基于图像传感器上的探测光强度分布来估计活体S与ATR棱镜16之间的接触区域，并且根据ATR棱镜16平面内的灵敏度分布来校正基于图像传感器的检测信号的检测值。这可以减少测量中的可变性误差。注意，ATR棱镜16平面内的灵敏度分布已经在测量开始前获得并存储。

(全反射构件的入射表面)

根据上述实施例，ATR棱镜16的入射表面161被示出为平坦表面，但是入射表面161不限于平坦表面。ATR棱镜16的入射表面161可以具有各种形状，例如具有漫射面的表面或具有曲率的表面。

如图11A所示，当入射表面161是平坦表面时，探测光在ATR棱镜16内的传播方向根据入射表面161上的入射角变得均匀。因此，在与活体S接触的ATR棱镜16的全反射表面中，可能存在基于每个区域的测量灵敏度的区域依赖性。

光电探测器17的检测信号取决于接触状态，例如活体S相对于ATR棱镜16的接触面积的大小。具体地，当诸如嘴唇或手指的活体S是待测对象时，接触状态的再现性往往较低，并且由于测量灵敏度的区域依赖性，测量中的可变性可能增加。

然而，使用漫射表面作为入射表面161随机地更改了探测光在ATR棱镜16中的传播方向。这降低了测量灵敏度的区域依赖性，并且还降低了测量中的可变性，如图11B所示。

除了图11B所示的扩散表面之外，可以使用图11C所示的另一扩散表面。此外，入射表面161可以是图11D所示的凹面或图11E所示的凸面。图11D中的凹面和图11E中的凸面是具有曲率的入射表面的示例。在这种情况下，探测光的光路可以像在扩散表面中一样更改，并且可以通过减轻测量灵敏度的区域依赖性来减少测量中的可变性。

通过在探测光进入ATR棱镜16之前的位置处的光路上设置漫射板或透镜，可以获得相同的效果。然而，在这种情况下，由于装配误差，设备组件数量的增加可能导致成本的增加或装置之间测量值的差异(机器差异)。因此，更优选将漫射表面或曲面应用于ATR棱镜16的入射表面161，因为将漫射表面或曲面应用于入射表面161可以减少机器差异并防止成本变高。

(全反射构件的光导单元和支撑构件单元)

当第一中空光纤151和第二中空光纤152响应于活体S接触ATR棱镜16而相对于ATR棱镜16偏移时，探测光相对于ATR棱镜16的入射效率和出射效率发生变化，因此测量中的可变性可能增加。

图12A至12C是示出这种第一中空光纤151和第二中空光纤152与ATR棱镜16之间的相对位置偏移的图。图12A示出了ATR棱镜16不与活体S接触的情况。图12B示出了活体S与ATR棱镜16的第一全反射表面162接触的情况。图12C示出了活体S与ATR棱镜16的第二全反射表面163接触的情况。

如图12B所示，当活体S接触ATR棱镜16的第一全反射表面162时，如空心箭头所示向下施加压力，以使ATR棱镜16向下偏移。结果，ATR棱镜16偏移到ATR棱镜16’的位置，因此第一空心光纤151和第二空心光纤152与ATR棱镜16’之间的相对位置更改。

如图12C所示，当活体S接触ATR棱镜16的第二全反射表面163时，如空心箭头所示向上施加压力，以使ATR棱镜16向上偏移。结果，ATR棱镜16移动到ATR棱镜16”的位置，从而第一中空光纤151和第二中空光纤152与ATR棱镜16”之间的相对位置发生变化。

这种相对位置偏移可能导致探测光相对于ATR棱镜16的入射效率和出射效率的波动。具体地，当待测对象是活体时，不容易保持从活体施加到ATR棱镜16的恒定接触压力。因此，特别是由于相对位置偏移而导致的测量可变性趋于增加。

因此，第一中空光纤151和第二中空光纤152以及ATR棱镜16最好由同一支撑构件支撑，以减少相对位置偏移。

图13是示出支撑第一中空光纤151、第二中空光纤152和ATR棱镜16的构件的配置示例的图。图13中的光导支撑构件153是一体地支撑第一中空光纤151和ATR棱镜16的构件。出射支撑构件154也是一体地支撑第二中空光纤152和ATR棱镜16的构件。

当第一中空光纤151和ATR棱镜16被一体地支撑，并且活体S与ATR棱镜16接触时，这两个组件(即，第一中空光纤151和ATR棱镜16)一起移动。因此，在第一中空光纤151与ATR棱镜16之间不会发生相对位置偏移。同样，当第二中空光纤152和ATR棱镜16被一体地支撑，并且活体S与ATR棱镜16接触时，这两个组件(即，第二中空光纤152和ATR棱镜16)一起移动。因此，在第二中空光纤152与ATR棱镜16之间不会发生相对位置偏移。因此，可以减少由活体S与ATR棱镜16之间的接触引起的探测光的入射效率和出射效率的波动，从而可以减少测量中的可变性。

在上述示例中，光导支撑构件153和出射支撑构件154是单独的支撑构件。然而，第一中空光纤151、第二中空光纤152和ATR棱镜16可以由单个支撑构件支撑。

此外，即使在光导单元由诸如反射镜或透镜的光学元件形成的情况下，代替使用第一中空光纤151作为光导单元，通过一体地支撑光学元件和ATR棱镜16可以获得与上述相同的有利效果。

此外，以类似于光导单元的方式，第一光源111、第二光源112、第三光源113和光电探测器17可以由同一支撑构件一体地支撑，从而可以减少测量中的可变性。

(光源驱动电流的高频调制)

当探测光包括散斑时，光电探测器17的检测值可能根据散斑图案而变化，从而增加测量的可变性。由于散斑是由漫射探测光的干涉等生成的，所以可以通过降低探测光的相干性来减少散斑的生成。因此，根据实施例，通过将高频调制分量重叠到驱动光源的电流上，可以降低血糖水平测量设备中包括的光源的相干性。这可以减少由探测光的散斑引起的吸光度测量的可变性。

图14A和14B是示出光源驱动电流的示例的图表。图14A示出了根据比较示例的光源驱动电流，并且图14B示出了具有高频调制的光源驱动电流。

光源控制器212(见图6)周期性地向第一光源111、第二光源112和第三光源113中的每一个输出如图14(a)所示的脉冲驱动电流，以照射脉冲探测光。

根据实施例，高频调制分量被重叠到图14A中的脉冲驱动电流上，然后重叠到脉冲驱动电流上的高频调制分量被输出到第一光源111、第二光源112和第三光源113。高频调制分量的波形可以是正弦波或矩形波。调制频率可以是从1MHz(兆赫)到几GHz(千兆赫)的任何调制频率。

通过将高频调制分量重叠到脉冲驱动电流上，第一光源111、第二光源112和第三光源113中的每一个虚假地照射多模激光作为探测光，以降低探测光的相干性。因此，可以通过减少相干性来减少探测光的散斑，因此也可以减少由散斑引起的测量中的可变性。

[第一实施例]

接下来，将描述根据第一实施例的血糖测量设备。

根据第一实施例的血糖水平测量设备基于在全反射构件与待测对象接触的情况下从全反射构件反射的探测光的光强度，输出血糖水平信息。此外，血糖水平测量设备显示与探测光的光强度和吸光度相关的信息，以及与测量期间待测对象相对于全内反射构件的压力相关的信息，或者血糖水平测量设备显示与待测对象与全反射构件的全反射表面之间的接触区域相关的信息。基于全反射构件与待测对象之间的接触图像生成与接触区域相关的信息。

探测光的光强度或吸光度随着待测对象相对于全反射构件的接触区域而变化。吸光度是对象与全反射构件接触之前和之后的光强度的计算值。其中的一个因素是，随着接触面积的大小增加，在全反射构件的界面处，待测对象接触渗透发生区域的面积的大小将增加，并且更多的光将被吸收。

此外，在以下情况下，根据全反射构件的位置，渗透深度将无法均匀：

当全反射构件的两个相对表面不严格平行，但是探测光相对于全反射构件的角度在入射时和出射时更改时；和

当在全反射构件中传播的探测光不是严格平行而是漫射时。

因此，为了更准确地估计血糖水平，考虑到测量的再现性，期望不仅测量接触面积的大小，而且测量对象以一致的方式接触全反射构件的区域。

探测光的光强度和吸光度也根据对象相对于全反射构件的压力(接触压力)而变化。

这可能是因为，当对象是诸如活体(例如，嘴唇、手指等)的弹性体时，接触区域的大小由于接触压力而改变，并且对象的内部组成由于接触压力的变化而更改，这影响了含葡萄糖的体液(如血液或间质液)的流动。

因此，优选以一致的方式测量接触压力。

由于探测光的光强度或吸光度随着接触压力和待测对象相对于全反射构件的接触区域而变化，所以探测光的光强度或吸光度可以被认为是使上述接触区域或接触压力一致的指标。然而，即使接触压力或接触区域是相同的，在待测对象与全反射构件接触之后，探测光的光强度和吸光度也立即随时间更改。这被认为是由于体液在压力下流动，并且即使接触压力没有更改，待测对象的内部组成也发生变化，等等。因此，在光强度已经充分收敛时记录的数据可以用作估计血糖水平的数据，从而提高估计的精度。

此外，例如，当待测对象是嘴唇时，对象相对于全反射构件的接触压力通常首先较弱。因此，要检测的信号强度小，并且压力的检测精度可能经常不足。另外，就接触区域而言，基于使用来自全反射构件的渗透光的测量原理，不优选将接触传感器直接设置在待测对象与全反射构件之间。此外，即使接触区域是通过例如照相机间接估计的，估计接触区域的精度也常常不够。

可以通过显示接触压力或接触区域来提高测量的再现性，使得对象可以使用显示的接触压力或接触区域作为指标来调整接触区域。然而，从上述观点来看，将探测光的光强度或吸光度调节到一个指标，该指标允许分辨率或再现性的进一步提高，从而对估计血糖水平的精度提供显著影响。

探测光的光强度或吸光度的分辨率由将来自光电探测器的模拟信号转换成数字信号的A/D转换器的性能决定。然而，相对于接触压力或接触区域的分辨率或精度，信号的分辨率或精度通常较高。

根据本实施例，血糖测量设备的用户在视觉上观察关于探测光强度、吸光度、接触压力或接触区域的信息的同时，调整他的嘴唇与全反射构件的接触方式。这允许血糖测量设备准确地测量血糖水平，同时减少了对象与全反射构件之间的接触状态波动。注意，根据本实施例，作为示例，显示了与探测光强度、吸光度、接触压力或接触区域相关的所有信息，但是可以显示与这些信息中的任何一个相关的信息。

此外，血糖水平测量设备的用户可以包括接受血糖水平测量的患者，以及操作血糖水平测量设备的医生和护士。在下文中，将描述用户是对象的示例。

<血糖水平测量设备100a的配置的示例>

首先，将描述根据第一实施例的血糖水平测量设备100a的配置。图15A和15B是示出血糖水平测量设备100a的配置的示例的图。图15A是示出测量单元1a的配置的图，并且图15B是示出测量单元1a、照相机18和显示器506的布置的图。

如图15A和15B所示，血糖水平测量设备100a包括测量单元1a、处理器2a和照相机18。

测量单元1a包括红外光源单元110。

红外光源单元110可以包括多个光源，其中探测光由各自的快门切换，如图1中的整体配置示例所示。然而，该配置不限于该示例。红外光源单元110可以是包括各种波长的光的连续光谱光源，或者可以是当光包括用于估计血糖的红外区域中的波长时的可变波长光源。在这种情况下，处理器中吸光度计算方法的细节是不同的。然而，在连续光谱光源的情况下，例如，使用傅立叶变换红外光谱中通常使用的操作来计算探测光的吸光度。

在下文中，红外光源单元110是可变波长量子级联激光器的示例。红外光源单元110包括被配置为照射1050cm^-1的激光的第一探测光、被配置为照射1070cm^-1的激光的第二探测光和被配置为照射1100cm^-1的激光的第三探测光。

换句话说，根据上述实施例，红外光源单元110包括第一光源111、第二光源112和第三光源113的相应功能(参见图1)。根据第一实施例，可以通过控制信号来切换红外光源单元110出射第一至第三探测光。因此，将省略对用于切换图1中的第一快门121、第二快门122、第三快门123、第一半反射镜131和第二半反射镜132的波长的配置的示出。下文中，除非另有说明，第一至第三探测光统称为探测光P。

从红外光源单元110照射的探测光P经由入射表面161进入ATR棱镜16，进入的探测光P被与ATR棱镜16接触的活体S衰减，然后衰减的探测光P经由出射表面164从ATR棱镜16照射。从ATR棱镜16照射的探测光P到达光电探测器17，在那里检测到探测光P的光强度。

图15A示出了来自红外光源单元110的探测光P直接进入ATR棱镜16的示例。然而，探测光P可以被配置为通过第一中空光纤151进入ATR棱镜16，如图1所示。图15A还示出了来自ATR棱镜16的探测光P直接进入光检测器17的示例。然而，探测光P可以被配置为通过第二中空光纤152进入光电探测器17，如图1所示。

如图15B所示，处理器2a电耦合到测量单元1a和照相机18，以使得显示器506基于由测量单元1a获取的光强度、吸光度和稍后描述的接触压力以及由照相机18捕获的图像，向对象可视地显示各种类型的信息。在这种情况下，照相机18是成像单元的示例，该成像单元被配置为捕获全反射构件的全反射表面与待测对象之间的接触区域附近的图像。

在对象将测量单元1a的ATR棱镜16保持在嘴中使得对象的嘴唇与ATR棱镜16的全反射表面接触的状态下，执行血糖水平测量设备100a的测量。在这种状态下，将ATR棱镜16保持在嘴中的对象能够调整对象的嘴唇与ATR棱镜16的全反射表面之间的接触状态，同时观察显示器506上显示的各种类型的信息。

接下来，将描述设置在ATR棱镜16上的压力传感器30(压力检测器的示例)。图16A是示出设置一个压力传感器30的配置示例的图。图16B是示出将两个压力传感器30设置在ATR棱镜16的相应相对端的配置示例的图。图16C是示出设置压力传感器30(在这种情况下为三个)的配置示例的图。

如图16A至16C所示，全反射支撑部件31是被配置为接触ATR棱镜16的一侧(除了探测光入射和出射表面之外)以支撑ATR棱镜16或者支撑设置在第一全反射表面162上的压力传感器30的构件。

压力传感器30通过粘附等方式固定，与ATR棱镜16或压力传感器30中的至少一个接触。压力传感器30是被配置为当对象将ATR棱镜16保持在嘴中时检测ATR棱镜16从嘴唇接收的接触压力的传感器。各种类型的压力传感器可以用作压力传感器30；示例包括电容传感器、应变仪传感器、电阻随压力变化的压敏电阻传感器以及利用MEMS技术的压力传感器。

图16A至16C示出了压力传感器30仅设置在ATR棱镜16的第一全反射表面162上的示例；然而，压力传感器30可以设置在ATR棱镜16的第一全反射表面162或第二全反射表面163中的至少一个上。

注意，靠近唇部两端的棱镜上的接触压力容易波动，因为用户用唇部两端向棱镜施加力相对困难，或者嘴的大小存在个体差异。因此，如图16B所示，两个压力传感器30设置在ATR棱镜16的相应相对端附近，以便检测嘴唇两端附近的接触压力。此外，如图16C所示，可以设置三个压力传感器30，以便检测接触压力的分布。

当压力传感器30设置在全反射表面上时，在设置压力传感器30的区域中不会发生来自全反射表面的场渗透，并且不再获得活体S的衰减作用。结果，设置压力传感器30的区域不用作测量灵敏度区域。

因此，通过将压力传感器30设置在接触区域容易波动的区域中(例如在ATR棱镜16的两个相对端附近)，可以减少由接触区域波动引起的吸光度测量的可变性。

然而，当压力传感器30设置在ATR棱镜16中发生全反射的所有区域中时，基于ATR方法的测量是不可能的。因此，优选不将压力传感器30设置在发生全反射的区域的至少一部分中，以确保测量灵敏度区域。

图17A和17B是示出ATR棱镜16和压力传感器30相对于嘴唇的布置示例的图。图17A示出了指示ATR棱镜16和压力传感器30在接触嘴唇之前的位置的布置，并且图17B示出了指示人将ATR棱镜16保持在他嘴中的位置的布置。

如图17A和17B所示，ATR棱镜16相对于对象嘴唇的大小较小。结果，当对象将ATR棱镜16保持在嘴中时，嘴唇与ATR棱镜16和全反射支架31两者都接触。因此，尽管图17A和17B示出了将压力传感器30设置在ATR棱镜16的全反射表面和全反射支架31两者上的示例，但是压力传感器30可以仅设置并固定到全反射支架31。

<处理器2a的功能配置的示例>

接下来，将描述处理器2a的功能配置。图18是示出根据第一实施例的处理器2的功能配置示例的框图。如图18所示，处理器2a包括生物信息获取单元21a。

生物信息获取单元21a包括图像获取单元218、接触压力获取单元219、吸光度输出单元217a、吸光度收敛输出单元220、接触压力收敛输出单元222、光强度收敛输出单元223、接触区域输出单元224、差分区域输出单元225、显示单元226、确定单元227、生物信息输出单元221a和时钟单元228。

其中，图像获取单元218的功能由照相机I/F 520等提供，接触压力获取单元219的功能由压力检测I/F 521等提供，并且显示单元226的功能由显示器506等提供。吸光度输出单元217a、吸光度收敛输出单元220、接触压力收敛输出单元222、光强度收敛输出单元223、接触区域输出单元224、差分区域输出单元225、确定单元227和生物信息输出单元221a的各个功能通过使CPU 501等进行预定程序来实现。时钟单元228通过对CPU 501等的时钟进行计数来实现。

图像获取单元218获取与ATR棱镜16接触的对象嘴唇的接触图像。与ATR棱镜16接触的对象嘴唇的接触图像由照相机18在预定周期内连续输出。图像获取单元218将获取的接触图像输出到数据记录器216。数据记录器216记录该接触图像。

接触压力获取单元219通过采样检测信号来获取与ATR棱镜16接触的对象的嘴唇的接触压力数据(压力)。压力传感器30在预定周期内连续输出检测信号。接触压力获取单元219将获取的接触压力数据输出到数据记录器216。数据记录器216记录接触压力数据。接触压力数据可以是在预定周期期间采样的接触压力的平均值。

吸光度输出单元217a将通过基于从数据记录器216读取的检测值的计算获得的吸光度数据(吸光度)输出到吸光度收敛输出单元220、生物信息输出单元221a和显示单元226中的每一个。

吸光度收敛输出单元220将通过基于吸光度数据的计算获得的吸光度收敛数据(吸光度收敛)输出到显示单元226。这里，吸光度收敛指示在预定时间段内吸光度波动范围与吸光度平均值的比率，并表示要获取的吸光度的稳定性。吸光度波动范围通过预定时间段内吸光度的标准偏差来计算。这同样适用于接触压力的波动范围等，如下所述。

接触压力收敛输出单元222(压力收敛输出单元)将接触收敛数据(压力收敛)输出到显示单元226。通过基于从数据存储单元216读取的接触压力数据的计算获得接触收敛数据。这里，接触压力收敛指示在预定时间段内接触压力波动范围与接触压力平均值的比率，并表示要获取的接触压力的稳定性。

光强度收敛输出单元223向显示单元226输出光强度收敛数据(光强度收敛)。通过基于从数据记录器216读取的光强检测值的计算获得光强度收敛数据。这里，光强度收敛是在预定时间段内光强度波动范围与光强度平均值的比率。光强度收敛表示要获取的光强度的稳定性值。

接触区域输出单元224向差分区域输出单元225和显示单元226中的每一个输出对象的嘴唇与ATR棱镜16的全反射表面之间的接触区域数据(接触区域)。通过基于从数据记录器216读取的接触图像的计算获取接触区域数据。

差分区域输出单元225计算接触区域与预定目标接触区域之间的差分区域数据(差分区域),并将差分区域数据输出到显示单元226。

显示单元226在显示器506上显示吸光度数据、吸光度收敛数据、接触压力收敛数据、光强度收敛数据、接触区域数据和差分区域数据。

显示单元226在显示器506上显示从数据记录器216读取的接触压力数据、从生物信息输出单元221输入的光强度数据血糖水平数据、以及从时钟单元228输入的指示直到测量结束的剩余时间的信息中的每一个。

此外，显示单元226向确定单元227输出吸光度数据、吸光度收敛数据、接触压力数据、接触压力收敛数据、光强度数据、光强度收敛数据、接触区域数据和差分区域数据。

确定单元227做出开始获取血糖水平的确定，该确定是基于光强度收敛数据、吸光度收敛数据或接触收敛数据中的至少一个，并且基于接触压力数据和接触区域数据的组合做出的。确定单元227然后将确定结果输出到生物信息输出单元221。

具体地，当接触压力数据Pr在预定接触压力范围(压力范围)内，并且接触区域数据A在预定接触区域范围内时，确定单元227确定开始获取血糖水平，并将确定结果输出到生物信息输出单元221；并且当满足以下条件a)至c)中的至少一个时：

a)光强度收敛数据I_c不大于预定的光强度阈值I_cth，

b)吸光度收敛数据K_c不大于预定的吸光度阈值K_cth，以及

c)接触压力收敛数据P_c不大于预定的接触压力阈值P_cth。

根据第一实施例，当接触压力数据P_r在预定接触压力范围(压力范围)内、接触区域数据A在预定接触区域范围内、光强度数据I在预定光强度范围内，光强度收敛数据I_c不大于预定光强度阈值I_cth、吸光度数据K在预定吸光度范围内、吸光度收敛数据K_c不大于预定吸光度阈值K_cth、并且接触压力收敛数据P_c不大于预定接触压力阈值P_cth时，确定单元227确定开始获取血糖水平，并将确定结果输出到生物信息输出单元221。

这里，术语“在预定光强度范围内”意味着光强度数据I在最小光强度I_min或更大和最大光强度I_max或更小之间的范围内，并且术语“在预定接触压力范围内”意味着接触压力数据P_r在接触压力最小值P_min或更大和接触压力最大值P_max或更小之间的范围内。另外，术语“在预定吸光度范围内”意味着吸光度数据K在吸光度最小值K_min或更大和吸光度最大值K_max或更小之间的范围内，并且术语“预定接触区域范围”意味着接触区域数据(接触面积)A在接触区域最小值A_min或更大和接触区域最大值A_max或更小之间的范围内。

当确定单元227确定开始获取血糖水平时，生物信息输出单元221a向显示单元226输出通过基于从吸光度输出单元217输入的吸光度数据的计算获取的血糖水平数据。

时钟单元228向显示单元226输出到测量结束的剩余时间，其中剩余时间是基于预定测量时间和测量已经开始的时间获取的。

<显示单元226的显示屏幕的示例>

接下来，将参照图19和20描述显示单元226的显示屏。图19是示出显示光强度和吸光度的显示屏的示例的图，并且图20是示出显示接触压力和接触区域的显示屏的示例的图。

如图19所示，显示屏2260a显示表示光强度随时间更改的光强度图表2261，并且还显示光强度信息2262和光强度收敛信息2263，它们在光强度图表2261的右侧示出。

此外，显示屏2260a显示表示吸光度随时间更改的吸光度图表2264，并且还在吸光度图表2264的右侧显示吸光度信息2265和吸光度收敛信息2266。

根据图19所示的光强度图表2261，在早期阶段(图表的左侧)，ATR棱镜16尚未与对象的嘴唇接触，使得环境光等也入射到光电探测器17上。因此，光强度在早期阶段(图表的左手侧)大了对应于环境光等的量。随后，在ATR棱镜16和对象的嘴唇彼此接触时，由于环境光的阻挡等，光强度的输出显著降低。此后，光强度逐渐降低，然后稳定。

根据图20所示的吸光度图表2264，吸光度小是因为在ATR棱镜16和对象的嘴唇还没有接触的期间，较少的探测光进入光电探测器17。随后，当ATR棱镜16接触对象的嘴唇时，探测光增加，并且吸光度大大增加。吸光度然后逐渐增加，然后稳定下来。

到测量结束的剩余时间信息2267显示在显示屏2260a的上部。该时间显示为随着时间倒计时。

如图20所示，显示屏2260b显示表示接触压力随时间更改的接触压力图表2268，并且还在接触压力图表2268的右侧显示接触压力信息2269和接触压力收敛信息2270。

显示屏2260b下部的接触区域图2271是表示对象的嘴唇与ATR棱镜16的全反射表面之间的接触区域的图。接触区域图2271中的网格表示图的像素。

在接触区域图2271中，由斜阴影像素描绘的接触区域信息2272表示ATR棱镜16的全反射表面与对象的嘴唇接触的区域。由白色像素描绘的非接触区域信息2273表示ATR棱镜16的全反射表面不与对象的嘴唇接触的区域。

由粗实线包围的目标接触区域信息2274是对象的嘴唇与ATR棱镜16的全反射表面之间的理想接触区域。这个理想的接触区域是预定的。用黑色填充的差分区域信息2275是表示接触区域信息2272与目标接触区域信息2274之间的差分的区域。差分区域信息2275表示接触区域信息2272与目标接触区域信息2274的偏差。

接触区域信息2272是基于照相机18捕获的图像生成的。该图像是从将ATR棱镜16保持在嘴中的对象的正面捕获的。具体而言，处理接触图像以检测全反射表面与嘴唇之间是否存在间隙。对应于检测到间隙的嘴唇部位的图像区域被显示为非接触区域信息2273。对应于没有检测到间隙的嘴唇部位的图像区域被显示为接触区域信息2272。根据嘴唇的预定形状，关于深度方向的信息(图20的接触区域图2271中的接触区域的垂直方向)被显示为接触区域信息2272。

显示屏2260a和显示屏2260b可以同时显示在显示器506上，或者显示屏2260a和显示屏2260b中的任一个可以切换显示。

显示屏2260a和2260b上的诸如图表、图和光强度的数字数据以预定周期更新，从而实时显示最新信息。随着ATR棱镜16与对象嘴唇之间的接触状态变化，光强度、吸光度和接触压力图表和数值以及接触区域图根据接触状态而更改。

对象可以在观察显示在显示屏2260a和2260b上的信息的同时调整ATR棱镜16在他嘴中的保持方式。因此，对象可以调整他的嘴唇与ATR棱镜16的全反射表面之间的接触，以稳定显示在显示屏2260a和2260b上的图表、数值和接触区域图。

作为对象进行调整的结果，当接触压力数据P_r在预定接触压力范围内、接触区域数据A在预定接触区域范围内、光强度收敛数据I_c是预定光强度阈值I_cth或更小、吸光度收敛数据K_c是预定吸光度阈值K_cth或更小、以及接触压力收敛数据P_c是预定接触压力阈值P_cth或更小时，确定单元227确定开始获取血糖水平。换句话说，确定单元227确定在保持在对象嘴中的ATR棱镜16变为预定稳定状态的时刻开始获取血糖水平。响应于该确定，生物信息输出单元221向显示单元226输出血糖水平，该血糖水平是通过基于在保持在对象口中的ATR棱镜16变为预定稳定状态的时刻从吸光度输出单元217a输入的吸光度的计算获得的。

<处理器2a处理的示例>

接下来，将描述由处理器2a执行的过程。图21A和21B示出了由处理器2a执行的过程的流程图。

首先，在步骤S211中，显示单元226开始显示从时钟单元228输入的到测量结束的时间信息。

随后，在步骤S212中，数据记录器216记录由光强度获取单元215获取的光强度数据I。

随后，在步骤S213中，光强度收敛输出单元223获取光强度收敛数据I_c，并将光强度收敛数据I_c输出到显示单元226。

随后，在步骤S214中，吸光度输出单元217a获取吸光度数据K，并将吸光度数据K输出到显示单元226。

随后，在步骤S215中，吸光度收敛输出单元220获取吸光度收敛数据K_c，并将吸光度收敛数据K_c输出到显示单元226。

随后，在步骤S216，数据记录器216记录由接触压力获取单元219获取的接触压力数据P_r。

随后，在步骤S217中，接触压力收敛输出单元222获取接触压力收敛数据P_c，并将接触压力收敛数据P_c输出到显示单元226。

随后，在步骤S218中，数据记录器216记录由图像获取单元218获取的接触图像。

随后，在步骤S219中，接触区域输出单元224基于从数据记录器216读取的接触图像，向差分区域输出单元225和显示单元226中的每一个输出通过来自对象的嘴唇和ATR棱镜16的全反射表面的计算获取的接触区域数据A。

随后，在步骤S220中，差分区域输出单元225计算接触区域数据A与预定目标接触区域之间的差分区域数据A_c，并将差分区域数据Ac输出到显示单元226。

随后，在步骤S221中，显示单元226在显示器506上显示光强度数据I、光强度收敛数据I_c、吸光度数据K、吸光度收敛数据K_c、接触压力数据P_r、接触压力收敛数据P_c、接触区域数据A和差分区域数据A_c中的每一个。此外，这些数据被输出到确定单元227。

随后，在步骤S222中，确定单元227确定是否满足由I_min≤I≤I_max、I≤I_cth、K_min≤K≤K_max、K_c≤K_cth、P_min≤P≤P_max、P_c≤P_cth和A_min≤A≤A_max表示的所有条件。

在步骤S222中，当确定单元227确定满足所有上述条件时(步骤S222中的“是”)，在步骤S223中，显示单元226在显示器506上显示“光强度正常”、“吸光度正常”、“接触压力正常”和“接触区域正常”，并且过程进行到步骤S224。相反，当确定单元227确定不满足所有上述条件时(步骤S222中的“否”)，过程返回到步骤S212，以再次进行步骤S212之后的步骤。

随后，在步骤S224中，诸如RAM 503的存储设备存储当时第一至第三探测光的每一个的光强度数据。

随后，在步骤S225中，吸光度输出单元217a向生物信息输出单元221a输出通过基于存储在RAM 503中的第一至第三探测光的光强度数据的计算获得的第一至第三探测光的吸光度数据。

随后，在步骤S226中，生物信息输出单元221a基于第一至第三探测光的吸光度数据获取血糖水平数据，并将血糖水平数据输出到显示单元226。

随后，在步骤S227中，显示单元226在显示器506上显示血糖水平数据。

随后，在步骤S228中，显示单元226结束时间信息的显示，直到从时钟单元228输入的测量结束。

如上所述，处理器2a可以执行测量血糖水平的处理。

从步骤S212到S219的处理的顺序可以以适当的方式更改，或者从步骤S211到S219的处理可以并行执行。

<血糖水平测量设备100a的效果>

如上所述，根据第一实施例，基于从与对象的嘴唇接触的ATR棱镜16照射的探测光P的光强度来输出血糖水平。显示单元显示与光强度和吸光度相关的信息。检测对象嘴唇相对于ATR棱镜16的接触压力，并显示为接触压力数据Pr。捕获对象嘴唇相对于ATR棱镜16的接触图像，并显示为对象嘴唇相对于ATR棱镜16的全反射表面的接触区域数据A。基于接触图像生成接触区域数据A。

血糖水平测量设备100a的用户可以在视觉上观察与所显示的光强度、吸光度、接触压力数据P_r或接触区域数据A相关的信息的同时，调整如何使他的嘴唇与ATR棱镜16接触。因此，血糖水平测量设备100a可以准确地测量血糖水平，同时减小对象的嘴唇与ATR棱镜16之间的接触状态波动。

根据第一实施例，进一步显示光强度收敛数据I_c、吸光度收敛数据K_c或接触压力收敛数据P_c中的至少一个。因此，可以在光强度数据I、吸光度数据K和接触压力数据P_r稳定的情况下获得数据，并且可以准确地测量血糖水平。

根据第一实施例，血糖水平测量设备100a基于接触压力数据P_r、接触区域数据A、光强度收敛数据I_c、吸光度收敛数据K_c和接触压力收敛数据P_c，确定开始获取血糖水平。除了接触压力数据P_r和接触区域数据A之外，血糖水平测量设备100a还基于光强度收敛数据I_c、吸光度收敛数据K_c和接触压力收敛数据P_c来确定开始获取血糖水平。因此，血糖水平的获取可以在对象的嘴唇与ATR棱镜16之间稳定接触时自动开始。

根据第一实施例，显示接触区域数据A与预定目标接触区域之间的差分区域。这允许对象可视化接触区域数据A与理想接触条件的偏差，使得对象更容易调整接触区域。

[其他实施例]

根据上述第一实施例，当接触压力数据P_r在预定接触压力范围内、接触区域数据A在预定接触区域范围内、光强度数据I在预定光强度范围内、光强度收敛数据I_c是预定光强度阈值I_cth或更小、吸光度数据K在预定吸光度范围内、吸光度收敛数据K_c是预定吸光度阈值K_cth或更小、并且接触压力收敛数据P_c是预定接触压力阈值P_cth或更小时，确定单元227确定开始获取血糖水平。然而，本发明不限于这个示例。

当接触压力数据P_r在预定接触压力范围内并且接触区域数据A在预定接触区域范围内时，确定单元227可以确定开始获取血糖水平。或者，当接触压力数据P_r在预定接触压力范围内，并且接触区域数据A在预定接触区域范围内，并且另外满足以下条件a)至c)中的至少一个时，确定单元227可以确定开始获取血糖水平：

a)光强度收敛数据I_c是预定的光强度阈值I_cth或更小，

b)吸光度收敛数据K_c是预定的吸光度阈值K_cth或更小，或者

c)接触压力收敛数据P_c是预定的接触压力阈值P_cth或更小。

虽然上面已经描述了实施例，但是本发明不限于上面具体公开的实施例，并且在不脱离权利要求的范围的情况下，各种变化和改变是可能的。在上述第一实施例中，通常不需要光强度、吸光度、接触压力或接触区域的所有过程，并且可以处理和显示这些元素中的至少一个。在这种情况下，可以从设备的配置中省略不必要的检测器。

这里，图22是示出仅显示吸光度的血糖测量设备的操作的示例的流程图。除了仅显示吸光度的操作之外，其他操作与图21A和21B所示的操作相同。因此，省略了重复的描述。

在上述实施例中，实现了诸如生物信息获取单元21和驱动控制器23的功能，但是本发明不限于这些示例。这些功能可以由单独的处理器来实现，或者生物信息获取单元21的功能可以分散在多个处理器中。这些功能可以由单独的处理器实现，或者生物信息获取单元21的功能可以分散在多个处理单元中。此外，处理器的功能和诸如数据记录器216的存储设备的功能可以被配置为由诸如云服务器的外部设备来实现。

此外，上述实施例示出了测量血糖水平作为生物信息的示例。然而，本发明不限于这些示例。这些实施例可以采用其他生物信息的测量，只要测量是根据ATR方法执行的。

此外，诸如分束器的光学元件被配置为分离从光源或从中空光纤照射的探测光的一部分，以及被配置为检测探测光的一部分的检测元件被设置为使得分离部分的探测光强度控制光源的驱动电压或驱动电流的反馈，以减少探测光强度的波动。这减少了光源中的功率波动，从而能够进行更精确的生物信息测量。

这些实施例还可以应用于包括一个光源的血糖水平测量设备，以从该一个光源照射一种波长的探测光来测量血糖水平。

实施例还包括生物信息测量方法。例如，生物信息测量方法包括照射探测光，当全反射构件与对象接触时，使入射的探测光被全反射构件全反射，检测从全反射构件反射的探测光的光强度，输出基于光强度获取的生物信息，显示来自对象相对于全反射构件的压力，以及基于全反射构件与对象之间的接触图像生成的全反射构件的全反射表面与对象之间的接触区域。通过这种生物信息测量方法，可以获得与根据第一实施例的生物信息测量设备相同的效果。

上述实施例的功能也可以由一个或多个处理电路来实现。如这里所使用的，“处理电路”包括被编程为通过软件执行每个功能的处理器，例如在电子电路、被设计为执行如上所述的每个功能的ASIC(专用集成电路)、数字信号处理器(DSP)、现场可编程门阵列(FPGA)或传统电路模块中实现的处理器。

[参考符号列表]

1、1a 测量单位

100、100a 血糖水平测量设备(生物信息测量设备的示例)

110 红外光源(光源的示例)

16 ATR棱镜

161 入射表面

162 第一全反射表面

163 第二全反射表面

164 出射表面

17 光电探测器(光强度探测器示例)

18 照相机(成像单元的示例)

2、2a 处理器

21、21a 生物信息获取单元

211 光源驱动单元

212 光源控制器

213 快门驱动单元

214 快门控制器

215 光强度获取单元

216 数据记录单元

217、217a 吸光度输出单元

218 图像获取单元

219 接触压力获取单元

220 吸光度收敛输出单元

221、221a 生物信息输出单元

222 接触压力收敛输出单元

223 光强度收敛输出单元

224 接触区域输出单元

225 差分区域输出单元

226 显示单元

2261 光强度图表

2262 光强度信息

2263 光强度收敛信息

2264 吸光度图表

2265 吸光度信息

2266 吸光度收敛信息

2267 剩余时间信息

2268 接触压力图表

2269 接触压力信息

2270 接触压力收敛信息

2271 接触区域图

2272 接触区域信息

2273 非接触区域信息

2274 目标联系区域信息

2275 差分区域信息

227 确定单元

228 时钟单元

30 压力传感器(压力检测器的示例)

501 CPU

506 显示器

S 活体(待测对象的示例)

P 探测光

I 光强度数据

I_c 光强度收敛数据

I_cth 光强度阈值

P_r 接触压力数据

P_c 接触压力收敛数据

P_cth 接触压力阈值

K 吸光度数据

K_c 吸光度收敛数据

k_cth 吸光度阈值

A 接触区域数据

A_c 差分区域数据

本申请基于并要求2019年10月28日提交的日本优先权申请No.2019-195631、2019年10月28日提交的日本优先权申请No.2019-195632、2019年10月28日提交的日本优先权申请No.2019-195634、2019年10月28日提交的日本优先权申请No.2019-195635、2019年11月6日提交的日本优先权申请No.2019-201352以及2020年9月28日提交的日本优先权申请No.2020-162222的优先权，它们的全部内容通过引用并入本文。

Claims (15)

1.一种生物信息测量设备，包括：

光源，被配置为照射探测光；

全反射构件，被配置为在所述全反射构件与待测对象接触的情况下全反射所述探测光；

光强度检测器，被配置为检测从所述全反射构件反射的所述探测光的光强度；

生物信息输出单元，被配置为输出生物信息，所述生物信息是基于所述光强度获取的；以及

显示单元，被配置为显示所述探测光的光强度或吸光度，所述吸光度是基于所述光强度获取的。

2.根据权利要求1所述的生物信息测量设备，还包括：

压力检测器，被配置为检测所述对象相对于所述全反射构件的压力，其中，

所述显示单元还显示所述压力检测器的输出。

3.根据权利要求1或2所述的生物信息测量设备，还包括：

成像单元，被配置为捕获所述全反射构件的全反射表面与所述待测对象之间的接触区域附近的图像，其中，

所述显示单元还显示与所述接触区域相关的信息，所述接触区域是基于所述成像单元捕获的图像生成的。

4.一种生物信息测量设备，包括：

光源，被配置为照射探测光；

全反射构件，被配置为在所述全反射构件与待测对象接触的情况下全反射所述探测光；

光强度检测器，被配置为检测从所述全反射构件反射的所述探测光的光强度；

生物信息输出单元，被配置为输出生物信息，所述生物信息是基于所述光强度获取的；和

显示单元，被配置为显示所述对象相对于所述全反射构件的压力，以及所述全反射构件的全反射表面与所述对象之间的接触区域，所述接触区域是基于所述全反射构件与所述对象之间的接触图像生成的。

5.根据权利要求4所述的生物信息测量设备，还包括：

压力检测器，被配置为检测所述压力；和

成像单元，被配置为捕获所述接触图像。

6.根据权利要求4或5所述的生物信息测量设备，还包括：

吸光度输出单元，被配置为输出所述探测光的吸光度，所述吸光度是基于所述光强度获取的，其中，

所述显示单元还显示与所述光强度和所述吸光度相关的信息。

7.根据权利要求4至6中任一项所述的生物信息测量设备，还包括：

以下中的至少一项：

光强度收敛输出单元，被配置为输出光强度收敛，所述光强度收敛是基于所述光强度获取的；

吸光度收敛输出单元，被配置为输出吸光度收敛，所述吸光度收敛是基于所述光强度获取的；或者

压力收敛输出单元，被配置为输出压力收敛，所述压力收敛是基于所述压力获取的，其中，

所述显示单元还显示所述光强度收敛、所述吸光度收敛或所述压力收敛中的至少一个。

8.根据权利要求4至7中任一项所述的生物信息测量设备，其中，

所述生物信息输出单元输出所述生物信息，所述生物信息是基于响应于所述压力在预定压力范围内并且所述接触区域在预定接触区域内而检测到的所述光强度获取的。

9.根据权利要求4至8中任一项所述的生物信息测量设备，还包括：

确定单元，被配置为确定是否开始获取所述生物信息，所述确定是基于所述压力和所述接触区域进行的。

10.根据权利要求7所述的生物信息测量设备，其中，

所述生物信息输出单元基于响应于所述压力在预定压力范围内并且所述接触区域在预定接触区域内并且满足以下条件a)、b)、或c)中的至少一个而获取的所述光强度来输出所述生物信息：

a)所述光强度收敛等于或小于预定光强度阈值，

b)所述吸光度收敛等于或小于预定吸光度阈值，以及

c)所述压力收敛等于或小于预定压力阈值。

11.根据权利要求7或10所述的生物信息测量设备，还包括：

确定单元，被配置为确定是否开始获取所述生物信息，所述确定是基于所述光强度收敛、所述吸光度收敛或所述压力收敛中的至少一个，并且基于所述压力和所述接触区域的组合来进行的。

12.根据权利要求4至11中任一项所述的生物信息测量设备，还包括：

差分区域输出单元，被配置为输出所述接触区域与预定目标接触区域之间的差分区域，其中，

所述显示单元还显示所述差分区域。

13.根据权利要求1至12中任一项所述的生物信息测量设备，其中，

所述生物信息是血糖水平信息。

14.根据权利要求13所述的生物信息测量设备，其中，

所述探测光的波数包括1050cm^-1、1070cm^-1或1100cm^-1中的至少一个。

15.一种用于测量生物信息的方法，所述方法包括：

照射探测光；

在全反射构件与待测对象接触的情况下，通过所述全反射构件全反射所述探测光；

检测从所述全反射构件反射的所述探测光的光强度；

输出基于所述光强度获取的生物信息；和

显示所述对象相对于所述全反射构件的压力，以及所述全反射构件的全反射表面与所述对象之间的接触区域，所述接触区域是基于所述全反射构件与所述对象之间的接触图像生成的。

Images