测量设备、测量方法、程序及记录介质.pdf

为了使用光学测量来精确测量静脉中的血液成分，本发明提供了包含如下的测量设备：测量单元，用于将规定波长的测量光照射在身体的至少一部分上，检测在身体内部经过散射和其表面发出的测量光，使用含有以阵列模式布置的多个光接收透镜的透镜阵列收集所述测量光，以及获取身体的图像；静脉地点识别单元，用于根据上述图像识别身体内部的静脉的地点；静脉深度识别单元，用于根据上述图像识别上述静脉的深度；以及血液成分估计单元，用于使用上述的静脉地点和静脉深度，根据从所检测测量光中获得的信息估计上述静脉中的血液成分。

权利要求书
1.  一种测量设备，包含：
测量单元，其被配置成向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，以检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光来获取活体的捕获图像；
静脉位置指定单元，其被配置成根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；
静脉深度指定单元，其被配置成根据捕获的图像指定静脉的深度；以及
血液成分估计单元，其被配置成根据使用静脉的位置和静脉的深度从所检测测量光中获得的信息来估计静脉的血液成分。

2.  按照权利要求1所述的测量设备，其中该血液成分估计单元根据静脉的深度估计存在于活体的表面与静脉之间的体组织的厚度，然后通过根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息排除所估计厚度的体组织的影响来估计静脉的血液成分。

3.  按照权利要求1所述的测量设备，其中该血液成分估计单元通过将从在与静脉的位置相邻的相邻区域中检测的测量光中获得的信息与从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息相比较，估计静脉的血液成分。

4.  按照权利要求3所述的测量设备，其中该血液成分估计单元通过使用从在与静脉的位置相邻的相邻区域中检测的测量光中获得的信息校正从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息，估计静脉的血液成分。

5.  按照权利要求4所述的测量设备，其中该血液成分估计单元根据从在相邻区域中检测的测量光中获得的信息提取从存在于活体内部的动脉的脉博中导出的随时间变化成分，然后通过根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息排除随时间变化成分来估计静脉的血液成分。

6.  按照权利要求1所述的测量设备，
其中该测量单元包括配置成获取捕获的图像的图像传感器，
其中在该图像传感器中，将多个光接收元件分配给光接收透镜之一，以及
其中该静脉深度指定单元根据从与相同光接收透镜相对应的多个光接收 元件获取的捕获的图像中提取的视差信息指定静脉的深度。

7.  按照权利要求6所述的测量设备，其中该静脉深度指定单元使用光场摄影的技术从捕获的图像中提取视差信息。

8.  按照权利要求1所述的测量设备，其中该血液成分估计单元根据通过以前血液采样测量的血液成分对血液成分的估计结果进行校准。

9.  按照权利要求1所述的测量设备，其中该测量单元包括配置成检测所排出测量光和获取捕获的图像的图像传感器。

10.  按照权利要求1所述的测量设备，其中该测量单元包括配置成检测所排出测量光的检测器和配置成获取捕获的图像的图像传感器。

11.  按照权利要求10所述的测量设备，其中该测量单元包括与该透镜阵列分开的透镜阵列和与该图像传感器分开的图像传感器作为检测器。

12.  按照权利要求10所述的测量设备，其中该图像传感器和该检测器沿着排出测量光的方向叠加，以及该图像传感器透射测量光的至少一部分。

13.  按照权利要求1所述的测量设备，
其中该测量单元包括配置成辐射测量光的光源单元，以及
其中该光源单元被配备在该透镜阵列的边缘上。

14.  按照权利要求1所述的测量设备，
其中该测量单元包括配置成辐射测量光的光源单元，以及
其中该光源单元被配备成与该透镜阵列分离。

15.  一种测量方法，包含：
向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光来获取活体的捕获图像；
根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；
根据捕获的图像指定静脉的深度；以及
根据使用静脉的位置和静脉的深度从所检测测量光中获得的信息来估计静脉的血液成分。

16.  一种使计算机能够与测量单元通信以便执行如下功能的程序，该测量单元被配置成向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光来获取活体的捕获图像， 该功能包含：
静脉位置指定功能，用于根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；
静脉深度指定功能，用于根据捕获的图像指定静脉的深度；以及
血液成分估计功能，用于根据使用静脉的位置和静脉的深度从所检测测量光中获得的信息来估计静脉的血液成分。

17.  一种记录程序的计算机可读记录介质，该程序使计算机能够与测量单元通信以便执行如下功能，该测量单元被配置成向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光来获取活体的捕获图像，该功能包含：
静脉位置指定功能，用于根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；
静脉深度指定功能，用于根据捕获的图像指定静脉的深度；以及
血液成分估计功能，用于根据使用静脉的位置和静脉的深度从所检测测量光中获得的信息来估计静脉的血液成分。

18.  一种测量设备，包含：
测量单元，其被配置成向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光来获取活体的捕获图像；
静脉位置指定单元，其被配置成根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；
静脉深度指定单元，其被配置成根据捕获的图像指定静脉的深度；以及
血液成分估计单元，其被配置成根据静脉的深度估计存在于活体的表面与静脉之间的体组织的厚度，根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息来排除所估计厚度的体组织的影响，根据从在与静脉的位置相邻的相邻区域中检测的测量光中获得的信息提取从存在于活体内部的动脉的脉博中导出的随时间变化成分，以及通过根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息进一步消除随时间变化成分来估计静脉的血液成分。

19.  一种测量方法，包含：
向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光来获取活体的捕获图像；
根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；
根据捕获的图像指定静脉的深度；以及
根据静脉的深度估计存在于活体的表面与静脉之间的体组织的厚度，根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息来排除所估计厚度的体组织的影响，根据从在与静脉的位置相邻的相邻区域中检测的测量光中获得的信息提取从存在于活体内部的动脉的脉博中导出的随时间变化成分，以及通过根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息进一步消除随时间变化成分来估计静脉的血液成分。

20.  一种使计算机能够与测量单元通信以便执行如下功能的程序，该测量单元被配置成向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光来获取活体的捕获图像，
该功能包含：
静脉位置指定功能，用于根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；
静脉深度指定功能，用于根据捕获的图像指定静脉的深度；以及
血液成分估计功能，用于根据静脉的深度估计存在于活体的表面与静脉之间的体组织的厚度，根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息来排除所估计厚度的体组织的影响，根据从在与静脉的位置相邻的相邻区域中检测的测量光中获得的信息提取从存在于活体内部的动脉的脉博中导出的随时间变化成分，以及通过根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息进一步消除随时间变化成分来估计静脉的血液成分。

说明书测量设备、测量方法、程序及记录介质
技术领域
本公开涉及测量设备、测量方法、程序及记录介质。
背景技术
最近，人们已经开发出通过光学测量以非侵入方式测量生物物质的技术。这些技术用在，例如，包括在皮下组织或动脉血中的成分的测量中。另一方面，如，例如，专利文献1所公开，通过光学测量识别皮肤下面的静脉的图案的技术也是已知的。
引用列表
专利文献
专利文献1：JP2007-72677A
发明内容
技术问题
但是，在这样的技术中，难以测量静脉的血液成分。这是因为，当试图通过光学测量来测量静脉血时，动脉血和皮下组织的影响相当大，因此难以将该影响分离。但是，在表明成分的浓度不同于血液中的皮下组织的体液的测量或表明用餐等引起的成分浓度的短暂变化相当大的动脉血的测量中，难以精确分析血液成分。
因此，本公开提出了能够通过光学测量来精确测量静脉的血液成分的测定设备、测定方法、程序及记录介质。
问题的解决方案
按照本公开，提供了一种测量设备，其包括：测量单元，其被配置成向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光来获取活体的捕获图像；静脉位置指定单元，其被配置成根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；静脉深度指 定单元，其被配置成根据捕获的图像指定静脉的深度；以及血液成分估计单元，其被配置成根据使用静脉的位置和静脉的深度从所检测测量光中获得的信息估计静脉的血液成分。
按照本公开，提供了一种测量方法，其包括：向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光来获取活体的捕获图像；根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；根据捕获的图像指定静脉的深度；以及根据使用静脉的位置和静脉的深度从所检测测量光中获得的信息估计静脉的血液成分。
按照本公开，提供了一种使计算机能够与测量单元通信以便执行如下功能的程序，该测量单元被配置成向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光获取活体的捕获图像，该功能包含：静脉位置指定功能，用于根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；静脉深度指定功能，用于根据捕获的图像指定静脉的深度；以及血液成分估计功能，用于根据使用静脉的位置和静脉的深度从所检测测量光中获得的信息估计静脉的血液成分。
按照本公开，提供了一种记录程序的计算机可读记录介质，该程序使计算机能够与测量单元通信以便执行如下功能，该测量单元被配置成向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光获取活体的捕获图像，该功能包含：静脉位置指定功能，用于根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；静脉深度指定功能，用于根据捕获的图像指定静脉的深度；以及血液成分估计功能，用于根据使用静脉的位置和静脉的深度从所检测测量光中获得的信息估计静脉的血液成分。
按照本公开，提供了一种测量设备，其包括：测量单元，其被配置成向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光获取活体的捕获图像；静脉位置指定单元，其被配置成根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；静脉深度指 定单元，其被配置成根据捕获的图像指定静脉的深度；以及血液成分估计单元，其被配置成根据静脉的深度估计存在于活体的表面与静脉之间的体组织的厚度，根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息来排除所估计厚度的体组织的影响，根据从在与静脉的位置相邻的相邻区域中检测的测量光中获得的信息提取从存在于活体内部的动脉的脉博中导出的随时间变化成分，以及通过根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息进一步消除随时间变化成分来估计静脉的血液成分。
按照本公开，提供了一种测量方法，其包括：向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光来获取活体的捕获图像；根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；根据捕获的图像指定静脉的深度；以及根据静脉的深度估计存在于活体的表面与静脉之间的体组织的厚度，根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息来排除所估计厚度的体组织的影响，根据从在与静脉的位置相邻的相邻区域中检测的测量光中获得的信息提取从存在于活体内部的动脉的脉博中导出的随时间变化成分，以及通过根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息进一步消除随时间变化成分来估计静脉的血液成分。
按照本公开，提供了一种使计算机能够与测量单元通信以便执行如下功能的程序，该测量单元被配置成向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光获取活体的捕获图像，该功能包含：静脉位置指定功能，用于根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；静脉深度指定功能，用于根据捕获的图像指定静脉的深度；以及血液成分估计功能，用于根据静脉的深度估计存在于活体的表面与静脉之间的体组织的厚度，根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息来排除所估计厚度的体组织的影响，根据从在与静脉的位置相邻的相邻区域中检测的测量光中获得的信息提取从存在于活体内部的动脉的脉博中导出的随时间变化成分，以及通过根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息进一步消除随时间变化成分来估计静脉的血液成分。
按照上述配置，通过指定作为存在于活体内部的测量目标的静脉的位置和深度，可以从在静脉的区域中检测的测量光的光谱中分离由，例如，体成 分的影响和动脉的影响引起的噪声，从而可以精确地测量静脉的血液成分。
本发明的有益效果
按照上述的本公开，可以通过光学测量来精确测量静脉的血液成分。
附图说明
图1是示出按照本公开的第一实施例的测量设备的总体配置的框图；
图2是示出按照本公开的第一实施例的测量设备的测量单元的配置的图形；
图3是描述本公开的第一实施例中从测量光获得的信息的图形；
图4是描述本公开的第一实施例中静脉位置指定单元的处理的图形；
图5是描述本公开的第一实施例中静脉深度指定单元的处理的图形；
图6是描述本公开的第一实施例中血液成分估计单元的处理的图形；
图7是描绘本公开的第一实施例中血液成分估计单元的处理的曲线图；
图8是示出在本公开的第一实施例中进行的处理的流程图；
图9是示出按照本公开的第二实施例的测量设备的测量单元的配置的框图；
图10是示出按照本公开的第三实施例的测量设备的测量单元的配置的框图；
图11是示出按照本公开的第四实施例的测量设备的测量单元的配置的框图；
图12是示出按照本公开的第五实施例的测量设备的测量单元的配置的框图；
图13是示出按照本公开的第六实施例的测量设备的测量单元的配置的框图；以及
图14是描述按照本公开的实施例的信息处理装置的硬件配置的框图。
具体实施方式
在下文中，将参考附图详细描述本公开的优选实施例。注意，在本说明书及附图中，具有基本相同功能和结构的元件用相同标号表示，并省略重复说明。
注意，该描述将按如下次序提供。
1.第一实施例
1-1.测量设备的总体配置
1-2.测量单元的配置
1-3.静脉位置指定单元的处理
1-4.静脉深度指定单元的处理
1-5.血液成分估计单元的处理
1-6.处理流程
2.第二实施例
3.第三实施例
4.第四实施例
5.第五实施例
6.第六实施例
7.补充
(1.第一实施例)
首先，将参考图1到8描述本公开的实施例。
(1-1.测量设备的总体配置)
图1是示出按照本公开的第一实施例的测量设备的总体配置的框图。参照图1，测量设备100包括测量单元110、测量控制单元120、测量数据获取单元130、静脉位置指定单元140、静脉深度指定单元150、血液成分估计单元160、测量结果输出单元170、和存储单元180。
测量单元110起测量活体B的至少一部分的测量探针的作用。测量单元110向活体B的至少一部分辐射具有预定波长的测量光L，检测在活体B内部散射并从活体B的表面排出的测量光L，从而通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光L，获取活体B的捕获图像。
例如，测量单元110向活体B的一部分(测量部分)辐射具有预定波长的红外光或近红外光作为测量光L，以便捕获测量部分的皮肤的图像。另外，测量单元110检测在活体B内部散射的测量光L。在这种情况下，由于测量光L的一部分被动脉、静脉、和其它体组织吸收，所以光量与辐射时相比减少了。例如，测量单元110测量从活体B的表面排放的测量光L的光量的分布以便设置与测量部分有关的测量数据。该测量数据是从测量单元110检测 的测量光中获得的信息的例子。
如下所述，在本实施例中，存在于活体B内部的静脉的血液成分通过光学测量来估计。光学测量的技术可以使用如上所述的身体内的物质的光吸收特性，或可以使用其散射特性或旋光特性。测量单元110按照用在测量设备100中的技术辐射具有适当波长的光作为测量光L。例如，当使用上述的光吸收特性测量包括在静脉血中的葡萄糖的数量时，例如，测量单元110辐射波长为1400nm(纳米)到2200nm的近红外光作为测量光L。注意，测量单元110辐射的测量光L不局限于具有单一波长的光。例如，测量单元110可以以时分方式辐射每一条具有不同波长的多条光束作为测量光L。在这种情况下，测量单元110可以在获取捕获的图像和测量光量的分布的每一种中使用不同光束。
测量控制单元120通过，例如，CPU(中央处理单元)、ROM(只读存储器)、RAM(随机访问存储器)、通信设备等来实现。测量控制单元120控制包括在测量单元110中的光源单元、图像传感器等的驱动，以及控制在测量单元110中进行的活体B的整个测量过程。例如，测量控制单元120根据预定同步信号控制图像传感器的扫描定时、像素的选择等。另外，测量控制单元120控制测量光L的辐射定时和光源单元的光量等。为了进行控制，测量控制单元120可以引用记录在存储单元180等中的各种程序、参数、数据库等。
测量数据获取单元130通过，例如，CPU、ROM、RAM、通信设备等来实现。测量数据获取单元130获取捕获的图像和测量单元110获取的测量数据，然后将它们输出到静脉位置指定单元140、静脉深度指定单元150、和血液成分估计单元160。测量数据获取单元130可以通过在每个预定定时依次获取从测量单元110输出的测量数据，以时序方式获取测量数据。测量数据获取单元130可以和与当获取数据时的日期、时间等有关的时间信息相关联地将所获测量数据存储在存储单元180中作为历史信息。
静脉位置指定单元140通过，例如，CPU、ROM、RAM等来实现。静脉位置指定单元140根据经由测量数据获取单元130从测量单元110中获取的捕获的图像，指定存在于活体B内部的静脉的位置。注意，静脉位置指定单元140的处理细节将在下面描述。
静脉深度指定单元150通过，例如，CPU、ROM、RAM等来实现。静 脉深度指定单元150根据经由测量数据获取单元130从测量单元110中获取的捕获的图像，指定存在于活体B内部的静脉的深度。注意，静脉深度指定单元150的处理细节将在下面描述。
血液成分估计单元160通过，例如，CPU、ROM、RAM等来实现。血液成分估计单元160根据经由测量数据获取单元130从测量单元110中获取的测量数据，估计存在于活体B内部的静脉的血液成分。血液成分估计单元160在估计血液成分时使用静脉位置指定单元140指定的静脉的位置和静脉深度指定单元150指定的静脉的深度。血液成分估计单元160可以进一步让估计的结果经过基于事先通过血液采样测量的静脉的血液成分的信息的校准。血液成分估计单元160可以和与当获取数据时的日期、时间等有关的时间信息相关联地将血液成分的估计数据存储在存储单元180中作为历史信息。
测量结果输出单元170通过，例如，CPU、ROM、RAM、输出设备、通信设备等来实现。测量结果输出单元170输出与血液成分估计单元160估计的存在于活体B内部的静脉的血液成分有关的信息。测量结果输出单元170可以将该信息输出到像测量设备100含有的显示器那样的输出设备，或可以使用打印机等将该信息输出在纸介质上。另外，测量结果输出单元170可以将与静脉的血液成分有关的信息输出到配备在测量设备100外部的显示器、各种类型的信息处理装置等。这样，随着测量结果输出单元170输出与静脉的血液成分有关的信息，测量设备100的用户可以弄清测量结果。
存储单元108通过，例如，测量设备100拥有的RAM、存储设备等来实现。在存储单元180中，可以记录测量单元110测量的测量数据、捕获的图像、和用在测量设备100进行的处理中各种程序、参数、数据等。另外，在存储单元180中，除了数据之外，还可以记录像测量设备100进行处理时生成的变量那样的中间数据。包括测量控制单元120、测量数据获取单元130、静脉位置指定单元140、静脉深度指定单元150、血液成分估计单元160、测量结果输出单元170等的每个处理单元都能够自由地访问存储单元180以便将数据写入其中或从中读取数据。
注意，上述的测量控制单元120、测量数据获取单元130、静脉位置指定单元140、静脉深度指定单元150、血液成分估计单元160、和测量结果输出单元170可以实现成测量设备100的一部分，或可以通过像与测量设备100 连接的计算机那样的外部设备实现。另外，通过将测量数据存储在可换式存储介质等中，并将该存储介质与测量设备100分开，以便与含有测量控制单元120、测量数据获取单元130、静脉位置指定单元140、静脉深度指定单元150、血液成分估计单元160、和测量结果输出单元170的另一个设备连接，分析测量单元110生成的测量数据。
另外，作为本公开的另一个实施例，可以编写实现如上所述的按照本实施例的测量设备的每种功能的计算机程序，并将其安装在个人计算机等中。可以提供存储这样的计算机程序的计算机可读记录介质。该记录介质可以是，例如，磁盘、光盘、磁光盘、闪速存储器等。另外，该计算机程序可以不使用这样的记录介质地经由，例如，网络来分配。
(1-2.测量单元的配置)
图2是示出按照本公开的第一实施例的测量设备的测量单元的配置的图形。参照图2，测量单元110包括光源单元111、微型透镜阵列113、和图像传感器115。
光源单元111向活体B辐射具有预定波长的测量光L。在本实施例中，光源单元111被配置成与微型透镜阵列113相邻，以便测量光L的发射表面面对活体B。光源单元111可以配备在微型透镜阵列113的边缘上。作为光源单元111，可以使用，例如，发光二极管(LED：Light Emitting Diode)、小型激光器等。如上所述，光源单元111可以辐射具有单一波长的光作为测量光L，或可以以时分方式辐射具有不同波长的多条光束。
微型透镜阵列(MLA：Micro Lens Array)113将在活体B内部反射和扩散然后从活体B的表面排出的测量光L引导到图像传感器115。微型透镜阵列113包括以，例如，网格形状布置的多个光接收透镜，每个光接收透镜将从预定区域的活体B的表面排出的测量光L引导到图像传感器115的预定光接收元件。由于微型透镜阵列113是在深度方向有一点场曲但没有失真的透镜阵列，所以通过使用微型透镜阵列113将测量光L引导到图像传感器115，可以获得满意的测量数据。
图像传感器115将光电检测器(Photo Detector：PD)感测的测量光L的强度转换成电信号，然后将该信号输出到测量数据获取单元130。作为图像传感器115，可以使用，例如，CCD(Charge Couple Device(电荷耦合器件))型图像传感器、CMOS(Complementary Metal Oxide Semiconductor(互补金 属氧化物半导体)型图像传感器、含有有机EL的光接收元件的传感器、或像TFT(薄膜晶体管)型图像传感器那样的二维区域传感器。在本实施例中，通过图像传感器115获取指定后面将描述的静脉的位置和深度的捕获图像和估计血液成分的光量的分布两者。因此，最好让图像传感器115对付具有宽波段的光。注意，当以时分方式从光源单元111辐射具有不同波长的光束时，图像传感器115可以使用具有不同波长的光束分别获取捕获的图像和光量的分布。
这里，如图所示光源单元111辐射和在活体B内部反射和扩散的测量光L的至少一部分通过存在于活体B内部的静脉V。此时，由于静脉V的血液成分的特性，使测量光L发生变化。测量设备100使用微型透镜阵列113和图像传感器115测量测量光L的变化，然后指定静脉V的血液成分。如上所述，这里使用的血液成分的特性可以是光吸收特性，或可以是散射特性、旋光特性等。测量单元110按照这里使用的这样特性适当包括其它组成元件。例如，当使用血液成分的旋光特性时，可以在微型透镜阵列113与活体B之间配备极化滤波器。
图3是描述本公开的第一实施例中从测量光中获得的信息的图形。由于活体B是使光散射得非常好的介质，所以从光源单元110辐射的测量光L在活体B内部扩散的同时向前运动，在某个位置上从活体B的表面排出然后入射在微型透镜阵列113上，然后被图像传感器115测量。
此时，随着微型透镜阵列113的光接收透镜的位置更远离光源单元111，检测到散射到活体B的更深位置然后返回到活体的表面的测量光L。换句话说，图中沿着x轴方向的位置被设置得更远离光源单元111的光接收透镜检测到渗透到更深位置的测量光L。在本实施例中，测量设备100的血液成分估计单元160通过，例如，模拟微型透镜阵列113的每个光接收透镜的位置上像光的散射或衰减那样的特性来估计测量光L的光路，以便用在血液成分的估计中。
测量光L在如上所述的散射的过程中受特定波长的能量的吸收、极化的发生、或由像处在光路上的血管、皮肤、或皮下组织那样的体成分引起的散射影响。如图所示，从光源单元111辐射和入射在微型透镜阵列113上的测量光L不仅受处在光路上的静脉V影响，而且受存在于活体B内部的动脉和像皮肤或皮下组织那样的体组织影响。因此，为了精确估计静脉V的血液成 分，最好从测量结果中排除这样包括动脉A和体组织的其它成分的影响。
为此，在本实施例中，由静脉位置指定单元104指定静脉V的位置和由静脉深度指定单元150指定静脉V的深度。注意，在本实施例的描述中，“位置”对应于与测量单元110平行的方向的位置，换句话说，图的x轴和y轴的坐标，“深度”对应于与测量单元110垂直的方向的深度，换句话说，图的z轴的坐标。
(1-3.静脉位置指定单元的处理)
图4是描述本公开的第一实施例中静脉位置指定单元的处理的图形。参照图4，静脉位置指定单元140对如(a)所示测量单元110获得的捕获图像进行图像处理，然后生成如(b)所示指示静脉V的位置的信息。
从测量单元110的光源单元111发射和入射在活体B的内部上的测量光L在活体B的内部散射然后入射在微型透镜阵列113上。此刻，在活体B内部的静脉V的位置中，由于静脉血而发生光吸收，于是从活体B排出的测量光L的强度降低。因此，在测量单元110获取的捕获的图像中，与静脉V相对应的位置是亮度比周围低的区域。注意，在下文中，表达在捕获的图像中的静脉V的形状也被称为静脉图案。
静脉位置指定单元140通过将，例如，差异滤波函数应用于捕获的图像提取静脉图案。差异滤波函数是针对感兴趣像素及其周围像素，输出感兴趣像素与其周围像素之间差异大的部分的较高值作为输出值的滤波函数。换句话说，差异滤波函数是使用感兴趣像素和附近像素的灰度值之间的差值通过算术运算强调图像中的线条或边界的滤波函数。
一般说来，当使用滤波函数h(x,y)对具有作为变量的二维平面上的网格点(x,y)的图像数据u(x,y)进行滤波处理时，如下公式101所示生成图像数据v(x,y)。注意，在下面的公式101中，“*”表示卷积。
[数字公式1]
v(x,y)=u(x,y)*h(x,y)=Σm1Σm2h(m1,m2)u(x-m1,y-m2)=Σm1Σm2u(m1,m2)h(x-m1,y-m2)]]>...(公式101)
在按照本实施例提取静脉图案时，像一阶空间差分滤波函数或二阶空间 差分滤波函数那样的差分滤波函数可以用作差异滤波函数。一阶空间差分滤波函数是针对感兴趣像素计算沿着横向和纵向彼此相邻的像素的灰度值的差值的滤波函数，二阶空间差分滤波函数是针对感兴趣像素提取灰度值之间的差值的大变化量的部分的滤波函数。
作为上述的二阶空间差分滤波函数，可以使用，例如，下面所示的Log(Laplacian of Gaussian(高斯型拉普拉斯))滤波函数。Log滤波函数(公式103)通过作为使用高斯函数的平滑滤波函数的高斯滤波函数(公式102)的二次微分来表达。这里，在下面的公式102中，σ表示高斯函数的标准偏差，是指示高斯滤波函数的平滑度的变量。另外，下面公式103中的σ是与公式102一样指示高斯函数的标准偏差的参数，通过改变σ的值，可以改变进行Log滤波处理时获得的输出值。
[数字公式2]
hgauss(x,y)=12πσ2exp{-(x2+y2)2σ2}]]>
            ...(公式102)
hLog(x,y)=▿2·hgauss(x,y)=(∂2∂x2+∂2∂y2)hgauss=(x2+y2-2σ2)2πσ6exp{-(x2+y2)2σ2]]>...(公式103)
静脉位置指定单元140可以对如上所述应用了差异滤波函数的捕获图像进行像阈值处理、二进制处理、或线条薄化处理那样的后处理。在经过这样的后处理之后，提取了如图的(b)所示的静脉图案的轮廓。静脉位置指定单元140将，例如，如上所述提取的静脉图案提供给血液成分估计单元160作为指示存在于活体内部的静脉V的位置的信息。
(1-4.静脉深度指定单元的处理)
图5是描述本公开的第一实施例中静脉深度指定单元的处理的图形。参照图5，静脉深度指定单元150通过如(a)所示的设置对测量单元110获得的如(b)所示的捕获图像进行图像处理，从而获得如(c)所示的视差信息。 而且，静脉深度指定单元150根据该视差信息获取如(d)所示的静脉V的深度信息。在这种情况下，静脉深度指定单元150可以使用光场摄影的技术。
如(a)所示，在测量单元110中，从活体B的表面(体表)排出的测量光入射在微型透镜阵列113上。如上所述，微型透镜阵列113包括以网格形状等布置的多个光接收透镜1131。这里，每个光接收透镜1131引导的光在图像传感器115上的光接收元件1151中形成图像，从而由光接收元件1151生成捕获图像。
这里，如图所示，在本实施例中将多个光接收元件1151分配给一个光接收透镜1131。在分配给相同光接收透镜1131的光接收元件1151中形成基本相同图像，但成像目标相对于每个光接收元件1151的方向随光接收元件1151的排列位置而不同。因此，如(b)所示，在分配给相同光接收透镜1131的每个光接收元件1151生成的捕获的图像中沿着纵向和横向存在视差。
例如，静脉深度指定单元150对从与相同光接收透镜1131相对应的每个光接收元件1151获得的捕获图像进行差分处理，从而检测边缘。静脉深度指定单元150通过比较处在每个捕获图像中的边缘所指的成像目标的相同点的位置检测视差。这里检测的和表示成地图的视差显示在(c)中。注意，在本实施例中，由于光接收透镜1131被设置成使活体B内部的静脉V包括在景深中，所以检测的边缘可属于静脉V的图像。
而且，静脉深度指定单元150使用如上所述检测的捕获的图像之间的视差和与获得每个捕获的图像的光接收元件1151之间的位置关系有关的信息，计算光接收元件1151与成像目标，即，静脉V之间的隔开距离。当从该分隔距离中减去从光接收元件1151到活体B的距离时，计算出从活体B的表面到静脉V的深度。如上计算的深度的地图显示在(d)中。在显示在该图中的例子中，检测深度的部分是静脉V的区域，不检测深度的部分是不包括静脉V的皮下区域。
另一方面，与相同光接收透镜1131相对应的每个光接收元件1151之间成像目标的方向的差异也是入射在光接收透镜1131上的光的方向的差异。换句话说，每个光接收元件1151接收沿着不同方向入射在光接收透镜1131上的光。当使用在JP2008-515110T等中介绍的光场摄影的技术时，例如，可以通过使用软件组合表达在与每个光接收透镜1131相对应的光接收元件1151获得的图像中的光束生成焦点在任意位置上的图像。当使用这种技术时，静 脉深度指定单元150可以获得任意设置焦点位置的捕获图像，并更确切地计算静脉V的深度。
(1-5.血液成分估计单元的处理)
图6和7是描述本公开的第一实施例中血液成分估计单元的处理的图形。
血液成分估计单元160分析从与活体B的静脉V相对应的区域排出的测量光L的光谱。与静脉V相对应的区域根据，例如，静脉位置指定单元140指定的静脉V的位置的信息找出。这里，如图6和7所示，在静脉V的区域中的测量光L的光谱中，静脉V的血液成分引起的变化、动脉A的血液成分的影响、和存在于静脉V与活体B的表面之间的皮肤或皮下组织中的成分的影响重叠。因此，血液成分估计单元160从测量结果中分离这样成分的影响。
首先，关于皮肤或皮下组织的影响，血液成分估计单元160根据指示静脉深度指定单元150获得的静脉V的深度的信息分离该影响。如图所示，作为静脉深度指定单元150进行的处理的结果，计算出静脉V相对于活体B的表面的深度(例如，D1到D3)。血液成分估计单元160通过将深度D1到D3，即，皮肤和皮下组织的厚度乘以事先测量的皮肤和皮下组织的光吸收谱，计算加入测量光L的光谱中的皮肤和皮下组织的影响，然后从测量结果中除去该影响。
接着，关于动脉A的血液成分的影响，血液成分估计单元160根据指示静脉位置指定单元140获得的静脉V的位置的信息和测量光L的光谱的时序变化分离该影响。例如，血液成分估计单元160提取与脉动同步和包括在在与静脉V的位置相邻的区域中检测的测量光L的光谱中的随时间变化成分，然后从测量结果中除去作为从动脉的脉博中导出的成分的矢量成分。使用在与静脉V的位置相邻的区域中检测的测量光L的光谱的原因是因为在相邻区域中检测的测量光L被认为未通过静脉V和被认为适合作为示出噪声成分的光谱。
通过上述的处理，血液成分估计单元160从从静脉V的区域中排出的测量光L的光谱中分离动脉A、皮肤、和皮下组织的影响。在测量设备100中，通过分析从中分离了动脉A、皮肤、和皮下组织的影响的光谱，血液成分估计单元160可以更精确地估计静脉V的血液成分。
(1-6.处理流程)
图8是示出在本公开的第一实施例中进行的处理的流程图。
首先，测量单元110测量活体(步骤S101)。这里，测量单元110以这样的方式测量活体B，即从光源单元111辐射测量光L入射在活体B上，然后使在活体B内部散射然后从活体B的表面排出的测量光L入射在微型透镜阵列113上被图像传感器115接收。
接着，静脉位置指定单元140指定存在于活体B内部的静脉的位置(步骤S103)。这里，静脉位置指定单元140通过，例如，将使用差异滤波函数的图像处理应用于图像传感器115获得的活体B的捕获图像来指定静脉V的位置。
接着，静脉深度指定单元150指定静脉V的深度(步骤S105)。这里，静脉深度指定单元150根据从每一个由与微型透镜阵列113的光接收透镜1131相对应的图像传感器115的多个光接收透镜1151获得的捕获图像中提取的视差指定静脉V的深度。
接着，血液成分估计单元160根据静脉深度指定单元150指定的静脉V的深度，估计像存在于静脉V与活体B之间的皮肤、皮下组织等那样的体组织的厚度，然后从图像传感器115在静脉V的区域中获得的测量光L的光谱中分离该厚度的体组织的影响(步骤S107)。
接着，血液成分估计单元160根据动脉成分的影响，从图像传感器115在静脉V的区域中获得的测量光L的光谱中分离与静脉V的位置相邻的区域中与脉动同步的测量光L的光谱的随时间变化成分(步骤S109)。
接着，血液成分估计单元160根据在步骤S107和S109中分离了动脉A、皮肤、和皮下组织的影响的光谱估计静脉V的血液成分。
注意，在上述的处理流程中，接收在步骤S101中获得的捕获图像作为输入的步骤S103和S105可以，例如，在执行了步骤S101之后相互并行地或以相反次序执行。另外，同样地，使用在步骤S103中指定的静脉V的位置的信息的步骤S109可以与步骤S105或S107并行地或在这些步骤之前执行。
在上文中，描绘了本公开的第一实施例。在本实施例中，通过指定作为存在于活体B内部的测量目标的静脉V的位置和深度，从在静脉V的区域中检测的测量光L的光谱中分离体成分的影响和动脉A的影响，从而可以精确地测量静脉V的血液成分。
另外，在本实施例中，通过使用在测量单元110中包括微型透镜阵列113和图像传感器115的光学系统，可以使测量单元110变薄。这里，图像传感 器115的多个光接收元件1151对应于微型透镜阵列113的光接收透镜1131的每一个。根据视差信息指定静脉V的深度可以与捕获的图像的分辨率相容。另外，通过将光源单元111配备成与微型透镜阵列113相邻，可以使测量单元110小型化。
(2.第二实施例)
接着，参考图9，描述本公开的第二实施例。在按照本实施例的测量设备中，测量单元210的配置不同于按照上述第一实施例的测量单元110的配置，但其它组成元件基本相同，因此省略除了测量单元210之外的其它详细描述。
参照图9，测量单元210包括光源单元111、微型透镜阵列113、图像传感器215、和光检测器217。光源单元111和微型透镜阵列113是与第一实施例中的那些相同的组成元件。
与第一实施例的图像传感器115不同，图像传感器215只获取捕获图像，不获取测量光L的光量的分布。因此，图像传感器215可以不必对付宽波段的光。另外，如下所述，测量光L的光量的分布在本实施例中由从活体B的角度看过去配备在图像传感器215的对侧的光检测器217获取。由于这个原因，在图像传感器215中，使用像透射具有作为光检测器217的检测目标的波长的光的硅那样的材料。
光检测器217从活体B的角度看过去配备在图像传感器215的内侧，以获取测量光L的光量的分布。光检测器217最好使用像，例如，砷化铟镓(InGaAs)等那样的材料来对付具有宽波段的光。
在上述的本公开的第二实施例中，与获取活体B的捕获图像的图像传感器215分开地配备检测测量光L的光检测器217。因此，在本实施例中，可以不将图像传感器215设置成对付宽波段。
(3.第三实施例)
接着，参考图10，描述本公开的第三实施例。在按照本实施例的测量设备中，测量单元310的配置不同于按照上述第一实施例的测量单元110的配置，但其它组成元件基本相同，因此省略除了测量单元310之外的其它详细描述。
参照图10，测量单元310包括光源单元111、微型透镜阵列113和313、和图像传感器215和315。光源单元111和微型透镜阵列113是与第一实施例 中的那些相同的组成元件。图像传感器215是与第二实施例中的那个相同的组成元件。
微型透镜阵列313和图像传感器315用于取代第二实施例的光检测器217。换句话说，微型透镜阵列313和图像传感器315从活体B的角度看过去配备在图像传感器215的内侧。换句话说，微型透镜阵列113和图像传感器215沿着排出测量光L的方向叠加在微型透镜阵列313和图像传感器315上。
与上述的光检测器217一样，图像传感器315最好使用像，例如，砷化铟镓(InGaAs)等那样的材料来对付具有宽波段的光，以便获取测量光L的光量的分布。注意，微型透镜阵列313和图像传感器315的面积可以小于微型透镜阵列113和图像传感器215的面积。
在上述的本公开的第三实施例中，与获取活体B的捕获图像的图像传感器215分开地配备其它微型透镜阵列313和其它图像传感器315。于是，除了图像传感器215可以不对付宽波段的事实之外，还可以使测量单元110变薄。
(4.第四实施例)
接着，参考图11，描述本公开的第四实施例。在按照本实施例的测量设备中，测量单元410的配置不同于按照上述第一实施例的测量单元110的配置，但其它组成元件基本相同，因此省略除了测量单元410之外的其它详细描述。
参照图11，测量单元410包括光源单元411、微型透镜阵列113、和图像传感器115。微型透镜阵列113和图像传感器115是与第一实施例中的那些相同的组成元件。
光源单元411向活体B辐射具有预定波长的测量光L。光源单元411包括，例如，LED阵列、极化滤波器、物镜等。光源单元411与按照第一实施例的光源单元111的相同之处在于将测量光L的发射平面布置成面对活体B，而与光源单元111的不同之处在于被配备成与微型透镜阵列113分立。
如图所示，在本实施例中，从光源单元411辐射然后入射在微型透镜阵列113上的测量光L通过活体B内部的更宽范围。换句话说，测量单元410可以在活体B内部的更宽范围中获取测量数据。因此，可以与放置在测量单元410上的活体B的位置和取向无关地对，例如，要测量的人测量静脉V的血液成分。
(5.第五实施例)
接着，参考图12，描述本公开的第五实施例。在按照本实施例的测量设备中，测量单元510的配置不同于按照上述第一实施例的测量单元110的配置，但其它组成元件基本相同，因此省略除了测量单元510之外的其它详细描述。
参照图12，测量单元510包括光源单元411、微型透镜阵列113、图像传感器215、和光检测器217。光源单元411是与第四实施例中的那个相同的组成元件。微型透镜阵列113、图像传感器215、和光检测器217是与第二实施例中的那些相同的组成元件。
如上所述，本实施例是上述第二和第四实施例的组合。因此，除了可以在活体B内部的更宽范围中获取测量数据的事实之外，图像传感器215可以不对付宽波段。
(6.第六实施例)
接着，参考图13，描述本公开的第六实施例。在按照本实施例的测量设备中，测量单元610的配置不同于按照上述第一实施例的测量单元110的配置，但其它组成元件基本相同，因此省略除了测量单元610之外的其它详细描述。
参照图13，测量单元610包括光源单元411、微型透镜阵列113和313、和图像传感器215和315。光源单元411是与第四实施例中的那个相同的组成元件。微型透镜阵列113和313、和图像传感器215和315是与第三实施例中的那些相同的组成元件。
如上所述，本实施例是上述第三和第四实施例的组合。因此，除了可以在活体B内部的更宽范围中获取测量数据的事实之外，图像传感器215可以不对付宽波段，以及可以使测量单元610更薄。
(7.补充)
如上所述，在本公开的实施例中，可以通过光学测量来精确测量静脉中的血液成分。于是，可以以非侵入的方式实现与在医院中测量的静脉的血液成分的分析相同的测量。另外，血液成分的分析可以通过校准在比过去的血液的分析低的频率上进行。另外，通过消除皮肤组织等的影响，可以降低可归因于各自差异的对测量结果的影响。另外，由于食物等的影响引起的静脉血中的血液成分的变化被证明稍大于动脉血中的血液成分的变化，所以可以 稳定地测量。
(硬件配置)
最后，将参考图14详细描述能够实现按照本公开的实施例的测量设备的信息处理装置900的硬件配置。图14是例示按照本公开的实施例的信息处理装置900的硬件配置的框图。
信息处理装置900主要包括CPU901、ROM903、和RAM905。而且，信息处理装置900还包括主机总线907、桥接器909、外部总线911、接口913、传感器914、输入设备915、输出设备917、存储设备919、驱动器921、连接端口923、和通信设备925。
CPU901用作算术处理设备和控制设备，按照记录在ROM903、RAM905、存储设备919、或可换式记录介质927中的各种程序控制信息处理装置900的总体操作或部分操作。ROM903存储CPU901使用的程序、操作参数等。RAM905主要存储CPU901使用的程序和在执行程序期间适当变化的参数等。这些设备经由由像CPU总线等那样的内部总线构成的主机总线907相互连接。
主机总线907经由桥接器909与像PCI(外围组件互连/接口)总线那样的外部总线911连接。
传感器914是检测用户特有的生物信息或用于获取这样的生物信息的各种信息的检测部件。这种传感器914包括，例如，像CCD(电荷耦合器件)或CMOS(互补金属氧化物半导体)等那样的各种图像传感器。另外，传感器914可以进一步含有像用于成像机体部位的透镜或光源等那样的光具。传感器914还可以是获取声音等的麦克风等。注意，除了上述的那些之外，传感器914还可以包括像温度计、亮度计、湿度计、速度计、加速度计等那样的各种测量仪器。
输入设备915是像鼠标、键盘、触摸面板、按钮、开关等那样，供用户操作的操作部件。此外，输入设备915可以是使用红外光或其它无线电波的遥控部件(所谓的遥控器)，或可以是像合乎信息处理装置900的操作的移动电话或PDA(个人数字助理)那样的外连装置929。而且，输入设备915根据，例如，用户利用上述部件输入的信息生成输入信息，并由将输入信号输出到CPU901的输入控制电路构成。信息处理装置900的用户可以将各种数据输入信息处理装置900中，并可以通过操作这种输入装置915指示信息处 理装置900进行处理。
输出设备917由能够可视或可听地将所获信息通知用户的设备构成。这样设备的例子包括像CRT(阴极射线管)显示设备、液晶显示设备、等离子体显示设备、EL显示设备和灯泡那样的显示设备、像扬声器和耳机那样的音频输出设备、打印机、移动电话、传真机等。例如，输出设备917输出信息处理装置900进行的各种处理获得的结果。更具体地说，显示设备以文本或图像的形式显示信息处理装置900进行的各种处理获得的结果。另一方面，音频输出设备将像再现音频数据和声音数据那样的音频信号转换成模拟信号，并输出模拟信号。
存储设备919是作为信息处理装置900的存储单元的例子构成的存储数据的设备，用于存储数据。存储设备919由，例如，像HDD(硬盘驱动器)那样的磁存储设备、半导体存储设备、光存储设备、或磁光存储设备构成。这种存储设备919存储CPU901要执行的程序、各种数据、和从外部获得的各种数据。
驱动器921是记录介质的读写器，内置在信息处理装置900中或从外部附在信息处理装置900上。驱动器921读取记录在像磁盘、光盘、磁光盘、或半导体存储器那样的所附可换式记录介质927中的信息，并将读取的信息输出到RAM905。而且，驱动器921可以写入像磁盘、光盘、磁光盘、或半导体存储器那样的所附可换式记录介质927中。可换式记录介质927是，例如，DVD介质、HD-DVD介质、或蓝光介质。可换式记录介质927可以是CompactFlash(CF；注册商标)、闪速存储器、SD存储卡(安全数字存储卡)等。可替代地，可换式记录介质927可以是，例如，装有非接触IC芯片的IC卡(集成电路卡)或电器。
连接端口923是允许设备直接与信息处理装置900连接的端口。连接端口923的例子包括USB(通用串行总线)端口、IEEE1394端口、SCSI(小型计算机系统接口)等。连接端口923的其他例子包括RS-232C端口、光学音频端口、HDMI(高清晰度多媒体接口)端口等。通过与这个连接端口923连接的外连装置929，信息处理装置900直接从外连装置929获取各种数据，并向外连装置929提供各种数据。
通信设备925是由，例如，与通信网络931连接的通信设备构成的通信接口。通信设备925是，例如，有线或无线LAN(局域网)、蓝牙(注册商 标)、WUSB(无线USB)的通信卡等。可替代地，通信设备925可以是光通信的路由器、ADSL(非对称数字用户线)的路由器、各种通信的调制解调器等。这种通信设备925可以依照，例如，依照像互联网上的TCP/IP那样的预定信协议和依照其它通信设备发送和接收信号等。与通信设备925连接的通信网络931由经由有线或无线连接的网络等构成，并可以是例如互联网、家用LAN、红外通信、无线电波通信、卫星通信等。
到此为止，已经示出了能够实现按照本公开的实施例的信息处理装置900的功能的硬件配置的例子。上述的每个组成元件可以使用通用材料构成，或可以由每种组成元件的功能专用的硬件构成。于是，可以按照实现本实施例时的技术水平适当改变要使用的硬件配置。
上面参考附图描述了本发明的优选实施例，但本发明当然不局限于上面的例子。本领域的普通技术人员可以在所附权利要求书的范围内作出各种变更和修改，不言而喻，它们自然在本发明的技术范围之内。
另外，本技术也可以按如下配置。
(1)
一种测量设备，其包括：
测量单元，其被配置成向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，以检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光来获取活体的捕获图像；
静脉位置指定单元，其被配置成根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；
静脉深度指定单元，其被配置成根据捕获的图像指定静脉的深度；以及
血液成分估计单元，其被配置成根据使用静脉的位置和静脉的深度从所检测测量光中获得的信息来估计静脉的血液成分。
(2)
按照(1)所述的测量设备，其中该血液成分估计单元根据静脉的深度估计存在于活体的表面与静脉之间的体组织的厚度，然后通过根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息排除所估计厚度的体组织的影响来估计静脉的血液成分。
(3)
按照(1)或(2)所述的测量设备，其中该血液成分估计单元通过将从在与静脉的位置相邻的相邻区域中检测的测量光中获得的信息与从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息相比较，估计静脉的血液成分。
(4)
按照(3)所述的测量设备，其中该血液成分估计单元通过使用从在与静脉的位置相邻的相邻区域中检测的测量光中获得的信息校正从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息，估计静脉的血液成分。
(5)
按照(4)所述的测量设备，其中该血液成分估计单元根据从在相邻区域中检测的测量光中获得的信息提取从存在于活体内部的动脉的脉博中导出的随时间变化成分，然后通过根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息排除随时间变化成分来估计静脉的血液成分。
(6)
按照(1)到(5)的任何一项所述的测量设备，
其中该测量单元包括配置成获取捕获的图像的图像传感器，
其中在该图像传感器中，将多个光接收元件分配给光接收透镜之一，以及
其中该静脉深度指定单元根据从与相同光接收透镜相对应的多个光接收元件获取的捕获的图像中提取的视差信息指定静脉的深度。
(7)
按照(6)所述的测量设备，其中该静脉深度指定单元使用光场摄影的技术从捕获的图像中提取视差信息。
(8)
按照(1)到(7)的任何一项所述的测量设备，其中该血液成分估计单元根据通过以前血液采样测量的血液成分对血液成分的估计结果进行校准。
(9)
按照(1)到(8)的任何一项所述的测量设备，其中该测量单元包括配置成检测所排出测量光和获取捕获的图像的图像传感器。
(10)
按照(1)到(8)的任何一项所述的测量设备，其中该测量单元包括配置成检测所排出测量光的检测器和配置成获取捕获的图像的图像传感器。
(11)
按照(10)项所述的测量设备，其中该测量单元包括与该透镜阵列分开的透镜阵列和与该图像传感器分开的图像传感器作为检测器。
(12)
按照(10)到(11)的任何一项所述的测量设备，其中该图像传感器和该检测器沿着排出测量光的方向叠加，以及该图像传感器透射测量光的至少一部分。
(13)
按照(1)到(12)的任何一项所述的测量设备，
其中该测量单元包括配置成辐射测量光的光源单元，以及
其中该光源单元被配备在该透镜阵列的边缘上。
(14)
按照(1)到(12)的任何一项所述的测量设备，
其中该测量单元包括配置成辐射测量光的光源单元，以及
其中该光源单元被配备成与该透镜阵列分离。
(15)
一种测量方法，其包括：
向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光来获取活体的捕获图像；
根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；
根据捕获的图像指定静脉的深度；以及
根据使用静脉的位置和静脉的深度从所检测测量光中获得的信息来估计静脉的血液成分。
(16)
一种使计算机能够与测量单元通信以便执行如下功能的程序，该测量单元被配置成向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光来获取活体的捕获图像，该功能包含：
静脉位置指定功能，用于根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的 位置；
静脉深度指定功能，用于根据捕获的图像指定静脉的深度；以及
血液成分估计功能，用于根据使用静脉的位置和静脉的深度从所检测测量光中获得的信息来估计静脉的血液成分。
(17)
一种记录程序的计算机可读记录介质，该程序使计算机能够与测量单元通信以便执行如下功能，该测量单元被配置成向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光来获取活体的捕获图像，该功能包含：
静脉位置指定功能，用于根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；
静脉深度指定功能，用于根据捕获的图像指定静脉的深度；以及
血液成分估计功能，用于根据使用静脉的位置和静脉的深度从所检测测量光中获得的信息来估计静脉的血液成分。
(18)
一种测量设备，其包括：
测量单元，其被配置成向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光来获取活体的捕获图像；
静脉位置指定单元，其被配置成根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；
静脉深度指定单元，其被配置成根据捕获的图像指定静脉的深度；以及
血液成分估计单元，其被配置成根据静脉的深度估计存在于活体的表面与静脉之间的体组织的厚度，根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息来排除所估计厚度的体组织的影响，根据从在与静脉的位置相邻的相邻区域中检测的测量光中获得的信息提取从存在于活体内部的动脉的脉博中导出的随时间变化成分，以及通过根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息进一步消除随时间变化成分来估计静脉的血液成分。
(19)
一种测量方法，其包括：
向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光来获取活体的捕获图像；
根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；
根据捕获的图像指定静脉的深度；以及
根据静脉的深度估计存在于活体的表面与静脉之间的体组织的厚度，根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息来排除所估计厚度的体组织的影响，根据从在与静脉的位置相邻的相邻区域中检测的测量光中获得的信息提取从存在于活体内部的动脉的脉博中导出的随时间变化成分，以及通过根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息进一步消除随时间变化成分来估计静脉的血液成分。
(20)
一种使计算机能够与测量单元通信以便执行如下功能的程序，该测量单元被配置成向活体的至少一部分辐射具有预定波长的测量光，检测在活体内部散射然后从活体的表面排出的测量光，以及通过使用含有排列成阵列形状的多个光接收透镜的透镜阵列收集排出测量光来获取活体的捕获图像，
该功能包含：
静脉位置指定功能，用于根据捕获的图像指定存在于活体内部的静脉的位置；
静脉深度指定功能，用于根据捕获的图像指定静脉的深度；以及
血液成分估计功能，用于根据静脉的深度估计存在于活体的表面与静脉之间的体组织的厚度，根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息来排除所估计厚度的体组织的影响，根据从在与静脉的位置相邻的相邻区域中检测的测量光中获得的信息提取从存在于活体内部的动脉的脉博中导出的随时间变化成分，以及通过根据从在静脉的位置中检测的测量光中获得的信息进一步消除随时间变化成分来估计静脉的血液成分。
标号列表
100  测量设备
110  测量单元
140  静脉位置指定单元
150  静脉深度指定单元
160  血液成分估计单元
180  存储单元