JP2018175481A - Optical measurement device for eyeball - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、眼球の光計測装置に関する。 The present invention relates to a light measurement device for eyeballs.
特許文献１には、直線偏光の近赤外光を偏光状態変調切り換え器によって偏光状態を周期的に切り換え、血糖測定部位に照射し、その透過光を上記切り換え周波数によって同期検波して透過光中の上記直線偏光成分のみを選択的に検出することにより、生体組織による散乱光成分を分離除去して、準直進光成分の血糖による吸収係数の測定を可能とし、それによって、血糖濃度以外の因子よる血糖測定値のばらつきを低減させた血糖測定を可能とする偏光状態利用散乱光成分分離除去法による血糖測定法が記載されている。
In
特許文献２には、血液中のグルコース濃度を、生体の光に対する散乱係数のグルコース濃度依存性を利用し、プローブ入射光の偏光状態を保存している成分のみを透過光中から選択的に検出することによって、高い精度で測定する血糖測定法が記載されている。
In
ところで、被計測者の眼球の前眼房に光を照射し、前眼房を透過した光を受光することで前眼房内の眼房水に関する光計測を行う場合、偏光の特性を利用した光計測を行うと光学系が複雑になるとともに、光計測装置が高価になる。 By the way, when light is irradiated to the anterior chamber of the eyeball of the person to be measured and the light transmitted through the anterior chamber is received to measure light related to aqueous humor in the anterior chamber, the characteristic of polarization is used. When light measurement is performed, the optical system becomes complicated and the light measurement apparatus becomes expensive.
そこで、本発明では、偏光の特性を利用した場合に比べて、簡素な光学系の眼球の光計測装置を提供することを目的とする。 So, in this invention, it aims at providing the light measurement device of the eyeball of an optical system simpler than the case where the characteristic of polarization is used.
請求項１に記載の発明は、被計測者の眼球に前眼房を横切るように光を出射する光出射手段と、前記前眼房を透過した透過光を受光する受光手段と、前記受光手段により受光された前記透過光の強度に基づいて、前記前眼房の眼房水に含まれる物質の濃度を算出する算出手段とを備える眼球の光計測装置である。
請求項２に記載の発明は、前記光出射手段は、出射する光を生成する光源と、前記光源から前記前眼房に向かう光路に設けられた、偏光を解消する偏光解消素子とを備えることを特徴とする請求項１に記載の眼球の光計測装置である。
請求項３に記載の発明は、前記受光手段は、前記透過光の強度を電気信号に変換する受光素子と、前記透過光が前記受光素子に向かう光路に設けられたピンホールとを備えることを特徴とする請求項１又は２に記載の眼球の光計測装置である。
請求項４に記載の発明は、前記眼球の角膜で反射される光を受光する他の受光手段を備え、前記算出手段は、前記眼球に照射される光の強度から前記角膜で反射される光の強度を差し引いた強度を前記前眼房に入射する入射光の強度とすることを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の眼球の光計測装置である。
請求項５に記載の発明は、前記光出射手段が出射する光を予め定められた周波数で変調し、前記透過光の強度を前記周波数により同期検波して計測する計測手段を備えることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の眼球の光計測装置である。
請求項６に記載の発明は、前記光出射手段が出射する光を分割し、分割された一方の光を前記前眼房に向けて照射させる分割手段と、前記分割手段で分割された他方の光の強度を測定する測定手段と、前記計測手段は、前記測定手段により測定された他方の光の強度を参照して、前記透過光の強度を計測することを特徴とする請求項５に記載の眼球の光計測装置である。
請求項７に記載の発明は、前記光出射手段が出射する光を分割し、分割された一方の光を前記前眼房に向けて照射させる分割手段と、前記分割手段で分割された他方の光の強度を測定する測定手段と、前記測定手段により測定された他方の光の強度に基づいて、前記光出射手段が出射する光の強度を制御する制御手段とを備えることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の眼球の光計測装置である。
The invention according to
The invention according to
The invention according to
The invention according to
The invention according to
The invention according to
The invention according to
請求項１の発明によれば、偏光の特性を利用した場合に比べて、光学系を簡素にできる。
請求項２の発明によれば、偏光解消素子を用いない場合に比べて、計測における偏光の影響が抑制される。
請求項３の発明によれば、ピンホールを用いない場合に比べて、回り込み光の影響が抑制される。
請求項４の発明によれば、角膜で反射される反射光を差し引かない場合に比べて、計測精度が向上する。
請求項５の発明によれば、同期検波を用いない場合に比べて、計測におけるＳ／Ｎ比が改善する。
請求項６の発明によれば、分割した光を参照しない場合に比べて、計測に用いる信号の位相制御が容易になる。
請求項７の発明によれば、分割した光により強度を制御しない場合に比べて、計測される出力信号の変動が抑制される。
According to the first aspect of the present invention, the optical system can be simplified as compared to the case of utilizing the polarization characteristic.
According to the second aspect of the present invention, the influence of polarization in measurement is suppressed as compared to the case where the depolarization element is not used.
According to the third aspect of the invention, the influence of the wraparound light is suppressed as compared to the case where no pinhole is used.
According to the invention of
According to the invention of
According to the sixth aspect of the present invention, phase control of the signal used for measurement is facilitated compared to the case where the divided light is not referred to.
According to the invention of
以下、添付図面を参照して、本発明の実施の形態について説明する。なお、添付図面では、眼球と光路との関係を明らかにするため、眼球を他の部材（後述する光学系など）より大きく記載している。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings. In the attached drawings, in order to clarify the relationship between the eyeball and the optical path, the eyeball is described larger than other members (such as an optical system described later).
（眼房水中のグルコース濃度を測定する背景）
まず、眼房水中のグルコース濃度を測定する背景について説明する。
インスリン治療を必要とする１型糖尿病患者、２型糖尿病患者（被計測者）には、自己血糖測定が推奨されている。自己血糖測定では、血糖コントロールを精緻に行うために、家庭などにおいて被計測者自身で自己の血糖値を測定する。
現在流通している自己血糖測定器は、指先などを注射針で穿刺し、微量の血液を採取して、血液中のグルコース濃度を測定する。自己血糖測定は、毎食後や就寝前等での測定が推奨されることが多く、一日に１回から数回行うことが求められる。特に、強化インスリン治療では、さらに多数回の測定が必要とされている。
このため、穿刺式の自己血糖測定器を用いた侵襲式の血糖値測定法は、血液を採取する時（採血時）の痛みによる苦痛から、被計測者の自己血糖測定に対するインセンティブ低下を招きやすい。このため、効率的な糖尿病治療が困難となる場合がある。
(Background to measure glucose concentration in aqueous humor)
First, the background for measuring the glucose concentration in the aqueous humor will be described.
Self-glycemia measurement is recommended for patients with
Currently circulating self-blood glucose measuring devices pierce a finger tip or the like with an injection needle, collect a small amount of blood, and measure the glucose concentration in the blood. Self-blood glucose measurement is often recommended after every meal or before going to bed, and is required to be performed once to several times a day. In particular, in the case of intensified insulin treatment, many more measurements are required.
For this reason, the invasive blood glucose level measuring method using a puncture type autologous blood glucose measuring device is likely to cause a decrease in the incentive for the subject's self blood glucose measurement due to pain due to pain when collecting blood (at the time of blood collection) . For this reason, effective diabetes treatment may be difficult.
そこで、穿刺などの侵襲式の血糖値測定法に代わる、穿刺を必要としない非侵襲式の血糖値測定法の開発が進められている。
非侵襲式の血糖値測定法として、近赤外分光法、光音響分光法、旋光性を利用する方法などが検討されている。なお、これらの方法では、グルコース濃度から血糖値を推測する。
近赤外分光法や光音響分光法は、指の血管内の血液における光吸収スペクトルや音響振動を検出する。しかし、血液中には赤血球、白血球などの細胞物質が存在する。このため、光散乱の影響を大きく受ける。さらに、血管内の血液の他に周囲の組織の影響も受ける。よって、これらの方法は、タンパク質、アミノ酸等、莫大な数の物質が関与する信号からグルコース濃度に関する信号を検出することを必要とし、信号の分離が難しい。
Therefore, development of non-invasive blood glucose level measuring methods which do not require puncture is being promoted in place of invasive blood glucose level measuring methods such as puncture.
As non-invasive blood sugar level measurement methods, methods using near infrared spectroscopy, photoacoustic spectroscopy, optical rotatory power, etc. have been studied. In these methods, the blood glucose level is estimated from the glucose concentration.
Near infrared spectroscopy and photoacoustic spectroscopy detect light absorption spectra and acoustic vibrations in blood in the blood vessels of the finger. However, there are cellular substances such as red blood cells and white blood cells in the blood. For this reason, it is greatly affected by light scattering. In addition to blood in blood vessels, it is also affected by surrounding tissues. Thus, these methods require that signals related to glucose concentration be detected from signals involving a large number of substances, such as proteins, amino acids, etc., and the separation of the signals is difficult.
一方、前眼房における眼房水は、血清とほぼ同じ成分であって、タンパク質、グルコース、アスコルビン酸等を含んでいる。しかし、眼房水は、血液と異なり、赤血球、白血球などの細胞物質を含まず、光散乱の影響が小さい。よって、眼房水は、グルコース濃度の光学的な測定に適している。 On the other hand, aqueous humor in the anterior chamber is almost the same component as serum, and contains protein, glucose, ascorbic acid and the like. However, aqueous humor, unlike blood, does not contain cellular substances such as red blood cells and white blood cells, and the effect of light scattering is small. Thus, aqueous humor is suitable for the optical measurement of glucose concentration.
よって、この眼房水から、グルコースなどの物質の濃度を光学的に計測しうる。
なお、眼房水は、グルコースを輸送するための組織液であることから、眼房水のグルコース濃度は、血液中のグルコース濃度と相関すると考えられている。そして、ウサギを用いた測定において、血液から眼房水へのグルコースの輸送にかかる時間（輸送遅延時間）は、１０分以内であると報告されている。
以上説明したように、眼房水のグルコース濃度を計測すると、血液中のグルコース濃度が求められる。
Therefore, the concentration of a substance such as glucose can be optically measured from the aqueous humor.
Since the aqueous humor is a tissue fluid for transporting glucose, it is considered that the glucose concentration in aqueous humor correlates with the glucose concentration in blood. And, in the measurement using a rabbit, it is reported that the time taken for the transport of glucose from blood to the aqueous humor (transport delay time) is within 10 minutes.
As described above, when the glucose concentration in the aqueous humor is measured, the glucose concentration in the blood can be determined.
さて、眼房水に含まれるグルコースなどの物質の濃度を光学的に計測する手法において、ビーム状の光（光ビーム）を前眼房に照射する際に設定されうる光路は以下の２つある。
１つは、眼球に対して垂直に近い角度、すなわち前後方向に沿って光を入射させ、角膜と眼房水との界面又は眼房水と水晶体との界面で光を反射させ、反射した光を受光する光路である。もう１つは、眼球に対して平行に近い角度で光を入射させ、前眼房を横切るように透過（通過）した光を受光する光路である（後述する図１を参照）。
Now, in the method of optically measuring the concentration of a substance such as glucose contained in the aqueous humor, there are the following two optical paths that can be set when irradiating a beam-like light (light beam) to the anterior chamber .
One is that light is incident at an angle close to perpendicular to the eye, that is, along the anteroposterior direction, and light is reflected at the interface between the cornea and the aqueous humor or at the interface between the aqueous humor and the lens Light path to receive light. The other is an optical path which causes light to be incident at an angle close to parallel to the eyeball and receives light transmitted (passed) across the anterior chamber (see FIG. 1 described later).
前者の光路、すなわち、眼球に対して垂直に近い角度で光を入射させる光路は、網膜など意図しない部位に光が達するおそれがある。特に、光源にコヒーレント性が高く、エネルギ密度が高いレーザを用いる場合、網膜に光が直接照射されると、光が照射される時間の長さによっては網膜に悪影響を与える可能性がある。 In the former light path, that is, the light path in which light is incident at an angle close to perpendicular to the eye, light may reach an unintended site such as the retina. In particular, when using a laser with high coherence and high energy density for the light source, direct irradiation of the retina with light may adversely affect the retina depending on the length of time the light is irradiated.
これに対し、後者の光路、すなわち、眼球に対して平行に近い角度で光を入射させ、前眼房を横切るように透過させる光路では、本来的に光が網膜など眼球内の意図しない部位に光が直接到達することが抑制される。
そして、前眼房を透過した透過光の強度の変化や、前眼房に含まれる物質による光学的な作用は、光路長に依存するため光路長が長いほど大きい。よって、前眼房を横切るように光を透過させると、光路長が長く設定されてよい。
On the other hand, in the latter light path, that is, the light path in which light is made incident at an angle close to parallel to the eye and transmitted so as to cross the anterior chamber, light is inherently transmitted to unintended parts of the eye such as the retina. Direct arrival of light is suppressed.
The change in the intensity of the transmitted light transmitted through the anterior chamber and the optical action of the substance contained in the anterior chamber depend on the optical path length, and the larger the optical path length, the larger the change. Therefore, when light is transmitted across the anterior chamber, the optical path length may be set long.
以上のことから、ここでは、前眼房を横切るように光を透過させる光路を採用している。
眼房水中のグルコースの濃度は、以下に説明するように、前眼房を透過した透過光の強度から計測する。
以下では、眼房水中のグルコースの濃度の計測を例にして説明するが、ここで説明する眼球の光計測装置は、眼房水中の蛋白（総蛋白）などの濃度の測定にも適用しうる。
ここでは、グルコースや総蛋白など、眼球の眼房水に含まれる物質の濃度を光学的に計測することを眼球の光計測又は光計測と表記する。
From the above, in this case, an optical path for transmitting light so as to cross the anterior chamber is adopted.
The concentration of glucose in the aqueous humor is measured from the intensity of the transmitted light transmitted through the anterior chamber, as described below.
In the following, measurement of the concentration of glucose in aqueous humor will be described as an example, but the light measurement device for eyeball described here can be applied to measurement of concentration of protein (total protein) in aqueous humor .
Here, optically measuring the concentration of a substance contained in the aqueous humor of the eye such as glucose and total protein is referred to as light measurement or light measurement of the eye.
［第１の実施の形態］
図１は、第１の実施の形態が適用される眼球の光計測装置１の構成の一例を示す図である。図１には、上側から見た眼球１０（上下方向における断面図）を合わせて示している。なお、眼球１０は、左目である。そして、顔の内側（鼻側）と外側（耳側）とを示す内外方向、顔の前側と後側と示す前後方向、顔の上側と下側とを示す上下方向を矢印などで示している。
また、図１では、光（入射光３１など）の符号に付した［ ］内に光の強度（Ｉ０など）を表記している。光の強度とは、単位時間当たりの放射エネルギをいう。
First Embodiment
FIG. 1 is a diagram showing an example of the configuration of the
Further, in FIG. 1, the light intensity (such as I 0 ) is indicated in [] attached to the sign of the light (incident light 31 or the like). The light intensity refers to radiant energy per unit time.
この眼球の光計測装置１（以下では、光計測装置１と表記することがある。）は、光学系２０、算出部４０及び制御部５０を備える。
光学系２０は、被計測者（被験者）の眼球（被検眼）１０における前眼房１３に向けて光を出射（照射）するとともに、前眼房１３を横切るように透過した光を受光する。
算出部４０は、光学系２０に接続されて、眼房水に含まれる物質の濃度を算出する。
制御部５０は、光学系２０及び算出部４０を制御する。
算出部４０は、算出手段の一例、制御部５０は、制御手段の一例である。
The
The
The
The
The
光計測装置１は、前眼房１３（眼房水）を透過した透過光の強度から、眼房水に含まれる物質の濃度を計測する。
The
まず、眼球１０の構造について説明をする。
図１に示すように、眼球１０は、ほぼ球体であって、中央にガラス体１１がある。なお、図１では、眼球１０の後側半分の記載を省略している。そして、レンズの役割をする水晶体１２が、ガラス体１１の一部に埋め込まれている。水晶体１２の前側には、前眼房１３があり、さらにその前側に前眼房１３を覆うように角膜１４がある。前眼房１３及び角膜１４は、球体から凸状に飛び出している。
水晶体１２の周辺部は虹彩１７に囲まれ、その中心が瞳孔１５である。水晶体１２に接する部分を除いて、ガラス体１１は、網膜１６で覆われている。そして、網膜１６は、強膜１８で覆われている。すなわち、眼球１０は、外側が角膜１４及び強膜１８で覆われている。
First, the structure of the
As shown in FIG. 1, the
The periphery of the
前眼房１３は、角膜１４と水晶体１２とで囲まれた領域である。この前眼房１３は、正面から見た形状が円形である。そして、前眼房１３は、眼房水で満たされている。
The
次に、光学系２０について説明する。
図１に示す光学系２０は、眼球１０の前眼房１３に向けて光を照射する発光部２０Ａと、前眼房１３を透過した光（透過光）を受光する受光部２０Ｂとを備える。
Next, the
The
発光部２０Ａは、光源２１を備える。光源２１は、眼球１０の前眼房１３に向けて出射する光を生成する。光源２１が出射する光は、眼球１０の前眼房１３に入射する入射光３１である。
光源２１は、レーザのような波長幅が狭い光源である。なお、光源２１は、発光ダイオード（ＬＥＤ）やランプのような波長幅が広い光源であってもよい。また、光源２１は、互いに異なる波長の光を出射するように、レーザやＬＥＤ、ランプを複数備えていてもよい。
The
The
受光部２０Ｂは、受光素子２７を備える。受光素子２７は、例えば、シリコンフォトダイオードなどである。受光素子２７は、眼球１０の前眼房１３を透過した透過光３２の強度を電気信号に変換する。
発光部２０Ａは、光出射手段の一例、受光部２０Ｂは、受光手段の一例である。
The
The
発光部２０Ａの光源２１は、図１に示すように、眼球１０の前眼房１３に向けて照射され、前眼房１３に入射する入射光３１を出射する。入射光３１は、光源２１側の角膜１４の表面の一部から入射して、前眼房１３を横切るように進む。そして、受光部２０Ｂ側の角膜１４の表面の一部から透過光３２となって出射し、受光部２０Ｂの受光素子２７に入射する。つまり、光源２１は、眼球１０の前眼房１３の一部を通過するような、前眼房１３に比べて径の小さいビーム状の光（光ビーム）を出射する。
なお、光源２１は、制御部５０からの光源制御信号により、出射する光の波長、出射する光の強度、光の出射／停止などが制御される。
As shown in FIG. 1, the
The
ここでは、入射光３１は、光源２１が出射する光であり、眼球１０の前眼房１３に向けて照射される光である。
眼球１０の前眼房１３に入射する入射光３１は、強度Ｉ０、前眼房１３を透過した透過光３２は、強度Ｉｔである。
Here, the
The
算出部４０は、ＣＰＵ（中央演算処理装置）、ＲＡＭ（ランダムアクセスメモリ）、ＲＯＭ（読み出し専用メモリ）、ＨＤＤ（ハードディスクドライブ）、Ｉ／Ｏポート（入出力ポート）などを備えたコンピュータとして構成され、ソフトウェアにより動作するものであってもよい。また、算出部４０は、アナログ電子回路などのハードウェアで構成されていてもよい。そして、算出部４０は、受光部２０Ｂの受光素子２７から電気信号を受信して処理し、眼房水に含まれる物質の濃度を算出する。
The
制御部５０は、算出部４０と同様に、ＣＰＵ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ＨＤＤ、Ｉ／Ｏポート（入出力ポート）などを備えたコンピュータとして構成され、ソフトウェアにより動作するものであってもよい。また、制御部５０は、アナログ電子回路などのハードウェアで構成されたものでもよい。そして、制御部５０は、後述するように、光学系２０、算出部４０を制御する。
なお、算出部４０と制御部５０とを分けることなく、一体として構成してもよい。
Similar to the
The
（溶液における溶質の濃度と透過光の強度との関係）
図２は、溶液中における溶質の濃度と透過光の強度との関係を模式的に示す図である。
ここでは、溶液に入射する入射光（図１の入射光３１に対応）を強度Ｉ０とし、溶液を透過した透過光（図１の透過光３２に対応）を強度Ｉｔとする。そして、横軸は、溶質の濃度（％）、縦軸は、１０×ｌｏｇ（Ｉｔ／Ｉ０）である。
溶液に含まれる溶質の濃度が高くなると、１０×ｌｏｇ（Ｉｔ／Ｉ０）は低下する。
この関係は、ランバート・ベール則（後述する式（３）の右辺参照）としてよく知られている。ランバート・ベール則は、透過光の強度Ｉｔが溶質の濃度が高くなると低下する要因を、溶液中の溶質による吸収又は散乱によって説明する式である。
(Relationship between concentration of solute in solution and intensity of transmitted light)
FIG. 2 is a view schematically showing the relationship between the concentration of the solute in the solution and the intensity of the transmitted light.
Here, incident light (corresponding to incident light 31 in FIG. 1) incident on the solution has intensity I 0, and transmitted light (corresponding to transmitted light 32 in FIG. 1) transmitted through the solution is intensity I t . The horizontal axis is the concentration (%) of the solute, and the vertical axis is 10 × log (I t / I 0 ).
As the concentration of the solute contained in the solution increases, 10 × log (I t / I 0 ) decreases.
This relationship is well known as the Lambert-Beil rule (see the right side of equation (3) described later). Lambert-Beer law, the factors intensity I t of the transmitted light is reduced and the concentration of the solute increases, an equation describing the absorption or scattering by the solute in the solution.
しかし、指の血管内など、皮膚の下（皮下）の血管に流れる血液を計測対象とする場合、溶質である血漿の濃度は、７％前後である。そして、血液中には赤血球、白血球などの細胞物質が存在するため、光散乱の影響を大きく受ける。さらに、血管内の血液の他に皮膚などの周囲の組織の影響も受ける。これらにより、回り込み光が重畳し、７％前後において、αで示すような溶質の濃度に対する変化が得られにくく、βで示すように溶質の濃度に対してほとんど変化しないことが分かっている。
すなわち、皮膚の下（皮下）の血管に流れる血漿を対象にした場合には、グルコースなどの濃度は、透過光の強度Ｉｔからは求めづらい。
However, when blood flowing into blood vessels under the skin (subcutaneously) such as in blood vessels of a finger is to be measured, the concentration of plasma which is a solute is around 7%. And, since there are cellular substances such as red blood cells and white blood cells in the blood, they are greatly affected by light scattering. In addition to blood in blood vessels, it is also affected by surrounding tissue such as skin. From these, it is known that the wraparound light is superimposed, and it is difficult to obtain a change to the concentration of the solute as indicated by α at around 7%, and hardly changes to the concentration of the solute as indicated by β.
That is, when the target plasma flowing through the blood vessels under the skin (subcutaneous), the concentration of such glucose difficult determined from the intensity I t of the transmitted light.
これに対し、眼房水では、溶質（眼房水に含まれる物質）の濃度は、０．０３％近傍である。よって、図２から分かるように、この濃度の近傍では、１０×ｌｏｇ（Ｉｔ／Ｉ０）が溶質（眼房水に含まれる物質）の濃度によって変化しうる。
よって、前眼房１３の眼房水を対象とした場合には、グルコースの濃度などの眼房水に含まれる物質の濃度は、透過光３２の強度Ｉｔの計測によって求められやすい。
なお、Ｉｔ／Ｉ０における入射光３１の強度Ｉ０の計測については、後述する。
On the other hand, in the aqueous humor, the concentration of the solute (a substance contained in the aqueous humor) is around 0.03%. Therefore, as can be seen from FIG. 2, in the vicinity of this concentration, 10 × log (I t / I 0 ) may change depending on the concentration of the solute (a substance contained in the aqueous humor).
Therefore, when intended for aqueous humor of the
The measurement of the intensity I 0 of the incident light 31 at I t / I 0 will be described later.
（眼房水に含まれる物質の濃度を算出する方法）
前眼房１３に入射する入射光３１の強度Ｉ０と、前眼房１３を透過した透過光３２の強度Ｉｔとは、式（１）で表されることが知られている。ここで、Ｋは、浮遊粒子のサイズ、波長に依存した定数、ｄは、光が透過する長さ（サンプル長）、Ｃｐは、浮遊粒子の濃度（％）、ｎｐは、浮遊粒子の屈折率、ｎｇは、グルコース溶液の屈折率である。なお、眼房水に含まれる浮遊粒子は、主に蛋白（総蛋白）である。
式（１）は、拡張ランバート・ベール則と呼ばれる。
(Method to calculate the concentration of substances contained in aqueous humor)
It is known that the intensity I 0 of the incident light 31 incident on the
Equation (1) is called the extended Lambert-Beil rule.
なお、式（２）に示すように、式（１）の｛ ｝内の一部を、散乱係数μ（％−１・ｃｍ−１）に置き換えると、式（１）は、式（３）に示すように、ランバート・ベール則になる。 In addition, as shown in the equation (2), when a part of {} in the equation (1) is replaced with the scattering coefficient μ (% −1 · cm −1 ), the equation (1) can be expressed by the equation (3) As shown in, it becomes Lambert-Bale law.
また、グルコース溶液の屈折率ｎｇは、グルコースの濃度Ｃｇと式（４）に示す関係にあることが知られている。 The refractive index n g of glucose solution, it is known that a relationship shown in the concentration C g and expressions glucose (4).
よって、定数Ｋ、サンプル長ｄ、浮遊粒子の濃度Ｃｐ及び浮遊粒子の屈折率ｎｐが既知の固定値（変化しない値）であれば、入射光３１の強度Ｉ０に対する透過光３２の強度Ｉｔの比（Ｉｔ／Ｉ０）を計測することで、式（１）により散乱係数μが求められる。そして、式（２）により、散乱係数μからグルコース溶液の屈折率ｎｇが求められる。さらに、式（３）により、グルコース溶液の屈折率ｎｇから、グルコースの濃度Ｃｇが求められる。
すなわち、１型糖尿病患者、２型糖尿病患者など、グルコースの濃度Ｃｇの変化が浮遊粒子の濃度Ｃｐの変化に比べて大きい場合には、前眼房１３の眼房水は、グルコースの濃度Ｃｇが変化するグルコース溶液であると仮定しうる。よって、前眼房１３の眼房水により、グルコースの濃度Ｃｇが計測される。このとき、浮遊粒子の濃度Ｃｐ及び浮遊粒子の屈折率ｎｐは、固定値（変化しない値）であるとみなせる。
Therefore, if the constant K, the sample length d, the concentration C p of the suspended particles, and the refractive index n p of the suspended particles are known fixed values (values that do not change), the intensity of the transmitted light 32 relative to the intensity I 0 of the
That is, when the change in glucose concentration C g is larger than the change in suspended particle concentration C p , such as in
また、定数Ｋ、サンプル長ｄ、浮遊粒子の屈折率ｎｐ及びグルコースの濃度Ｃｇが既知の固定値（変化しない値）であれば、入射光３１の強度Ｉ０に対する透過光３２の強度Ｉｔの比（Ｉｔ／Ｉ０）を計測することで、式（３）によりグルコースの濃度Ｃｇからグルコース溶液の屈折率ｎｇが求められ、式（１）により、散乱係数μからグルコースの屈折率ｎｇが求められる。さらに、式（３）により、浮遊粒子の濃度Ｃｐが求められる。浮遊粒子は、前述したように、総蛋白である。
すなわち、グルコースの濃度Ｃｇの変化に比べて浮遊粒子（例えば総蛋白）の濃度Ｃｐの変化が大きい病気の患者に対しては、前眼房１３の眼房水により、浮遊粒子（例えば総蛋白）の濃度Ｃｐが計測される。このとき、浮遊粒子の濃度Ｃｐ及び浮遊粒子の屈折率ｎｐは、変化しない値であるとみなせる。このとき、グルコースの濃度Ｃｇは、固定値（変化しない値）であるとみなせる。
If the constant K, the sample length d, the refractive index n p of suspended particles, and the concentration C g of glucose are known fixed values (values that do not change), the intensity I of the transmitted light 32 relative to the intensity I 0 of the
That is, for the concentration C p ill patients a large change in the suspended particles as compared to changes in the concentration C g glucose (e.g. total protein), the aqueous humor of the
入射光３１の強度Ｉ０と透過光３２の強度Ｉｔとの比（Ｉｔ／Ｉ０）を計測することにより、式（１）を用いて、グルコースの濃度Ｃｇや浮遊粒子（総蛋白）の濃度Ｃｐが求められる。
By measuring the ratio (I t / I 0 ) of the intensity I 0 of the incident light 31 to the intensity I t of the transmitted
以上説明したように、前眼房１３の眼房水を対象にすることにより、入射光３１の強度Ｉ０に対する透過光３２の強度Ｉｔの比（Ｉｔ／Ｉ０）を計測することにより、眼房水に含まれる物質の濃度が算出される。この場合、光源２１と受光素子２７とを用いて、前眼房１３に入射する入射光３１の強度Ｉ０と、前眼房１３を透過した透過光３２の強度Ｉｔとを計測すればよい。
As described above, by targeting the aqueous humor of the
つまり、図１に示すように、光源２１と受光素子２７とを、入射光３１から透過光３２に至る光路が眼球１０の前眼房１３を横切って透過するように対向させる。そして、眼球１０をこの光路に挿入しない状態において、光源２１から出射される光の強度（入射光３１の強度Ｉ０となる）を受光素子２７により計測する。次に、光路に眼球１０の前眼房１３を挿入して、前眼房１３の眼房水を透過した透過光３２の強度Ｉｔを受光素子２７により計測する。
なお、上記の入射光３１の強度Ｉ０の計測と透過光３２の強度Ｉｔの計測との順序を逆にしてもよい。
That is, as shown in FIG. 1, the
The order of the measurement of the intensity I 0 of the
なお、入射光３１の強度Ｉ０の変化の程度が無視しうる場合であって、計測ごとの相対値を求める場合には、入射光３１の強度Ｉ０を計測することを要しない。この場合であって、後述する校正計測を行う場合には、入射光３１の強度Ｉ０を計測することなく、透過光３２の強度Ｉｔのみを求めてもよい。
ただし、入射光３１の強度Ｉ０が計測ごとに変動する場合には、計測ごとに入射光３１の強度Ｉ０を計測し、入射光３１の強度Ｉ０に対する透過光３２の強度Ｉｔの比（Ｉｔ／Ｉ０）によって、グルコースの濃度などの眼房水に含まれる物質の濃度を求めればよい。
In the case where the degree of change in the intensity I 0 of the incident light 31 can be ignored, and it is not necessary to measure the intensity I 0 of the
However, when the intensity I 0 of
第１の実施の形態における光計測装置１では、光の強度を計測するので、偏波を用いて計測する場合に使用する偏光子、検光子などの光学素子を必要としない。すなわち、光計測装置１を構成する光学系が簡素になる。また、光計測装置１は、偏波を用いて計測する場合における偏波に関連する複雑な光学系の調整を要しない。
In the
なお、グルコースの濃度Ｃｇを算出する場合に、既知の固定値（変化しない値）とした定数Ｋ、サンプル長ｄ、浮遊粒子の濃度Ｃｐ及び浮遊粒子の屈折率ｎｐは、被計測者間で差（個人差）がある。このため、初回の計測の際に校正計測を行って設定すればよい。また、定期的に校正計測を実施して、校正計測毎に数値の変更（書き換え）を行ってもよい。
また、浮遊粒子（総蛋白）の濃度Ｃｐを算出する場合に、既知の固定値（変化しない値）とした定数Ｋ、サンプル長ｄ、浮遊粒子の屈折率ｎｐ及びグルコースの濃度Ｃｇについても同様である。
When the concentration C g of glucose is calculated, the constant K, sample length d, concentration C p of suspended particles, and refractive index n p of suspended particles, which are known fixed values (values that do not change), are There are differences (individual differences). Therefore, calibration measurement may be performed and set at the time of the first measurement. Also, calibration measurement may be performed periodically to change (rewrite) a numerical value for each calibration measurement.
Also, when calculating the concentration C p of suspended particles (total protein), a known fixed value (no change value) and the constant K, the sample length d, the concentration C g in the refractive index n p and glucose suspended particulate The same is true.
校正計測は、例えばグルコースの濃度Ｃｇを算出する場合、光計測装置１により計測された眼房水中のグルコースの濃度Ｃｇと、血液を採取することにより計測された血液中のグルコースの濃度とを対比することで行える。
なお、血液を採取することにより計測された血液中のグルコースの濃度が分かることで、光計測装置１により計測される眼房水中のグルコースの濃度Ｃｇは、絶対値でなくともよく、相対値であればよい。血液を採取することにより計測された血液中のグルコースの濃度により、この相対値を校正すればよい。
Calibration measurement, for example, when calculating the concentration C g glucose, and the concentration C g of glucose aqueous humor which is measured by the
Incidentally, the blood that can be seen the concentration of glucose in the measured blood by taking the concentration C g in the aqueous humor of glucose measured by the
［第２の実施の形態］
図３は、第２の実施の形態が適用される眼球の光計測装置１の構成の一例を示す図である。
光計測装置１は、図１に示した第１の実施の形態が適用される光計測装置１の光学系２０における受光素子２７と算出部４０との間に、ロックインアンプ６０をさらに備える。そして、ロックインアンプ６０は、制御部５０と接続されている。
ロックインアンプ６０は、計測手段の一例である。
図１に示した第１の実施の形態と同様の部分は、同じ符号を付して説明を省略する。
Second Embodiment
FIG. 3 is a view showing an example of the configuration of the
The
The lock-in
The same parts as those of the first embodiment shown in FIG.
制御部５０は、光学系２０における発光部２０Ａの光源２１の制御において、光源制御信号に加えて、予め定められた周波数の変調信号を送信する。つまり、光源２１から出射される光（入射光３１）の強度を、変調信号に基づいて変動させる。そして、制御部５０は、ロックインアンプ６０に変調信号と同じ周波数による参照信号（方形波）を送信する。
これにより、ロックインアンプ６０は、参照信号に同期させて、光学系２０の受光素子２７からの電気信号から、透過光３２の強度Ｉｔに関する信号を取り出す。すなわち、ロックインアンプ６０は、同期検波により、透過光３２の強度Ｉｔを計測する。
The
Thus, the lock-in
このようにすることで、信号対雑音比（Ｓ／Ｎ比）が向上する。
つまり、受光素子２７には、透過光３２以外に、周囲から回り込んでくる不要な光（雑音）が入射する。しかし、ロックインアンプ６０を用いることにより、透過光３２の強度Ｉｔに関する信号が、受光素子２７に入射する不要な光（雑音）に埋もれていても、透過光３２の強度Ｉｔが計測される。
なお、入射光３１の強度Ｉ０を計測する場合も同様にすればよい。
By doing this, the signal to noise ratio (S / N ratio) is improved.
That is, in addition to the transmitted
The same may be applied to the case of measuring the intensity I 0 of the
［第３の実施の形態］
図４は、第３の実施の形態が適用される眼球の光計測装置１の構成の一例を示す図である。
光計測装置１は、図３に示した第２の実施の形態が適用される光計測装置１の光学系２０における受光部２０Ｂにピンホール２８を備える。第２の実施の形態と同様の部分は、同じ符号を付して説明を省略する。
Third Embodiment
FIG. 4 is a view showing an example of the configuration of the
The
ピンホール２８は、中心に光が通過する穴（ピンホール）が設けられた光学部品である。そして、ピンホール２８は、受光素子２７に近づけて設けられるとともに、ピンホール２８の中心の穴（ピンホール）を、透過光３２が通過するように設定されている。つまり、ピンホール２８は、透過光３２が受光素子２７に向かう光路に設けられている。
The
このようにすることで、受光素子２７の周囲から回り込む不要な光（雑音）が受光素子２７に入射することが抑制される。よって、眼房水に含まれる物質の濃度の計測精度が向上する。
なお、入射光３１の強度Ｉ０を計測する場合も同様にすればよい。
By doing this, it is possible to suppress the incidence of unnecessary light (noise) entering the
The same may be applied to the case of measuring the intensity I 0 of the
ここでは、図３に示した第２の実施の形態が適用される光計測装置１に、ピンホール２８を設けたが、図１に示した第１の実施の形態が適用される光計測装置１に、ピンホール２８を設けてもよい。
Here, although the
［第４の実施の形態］
図５は、第４の実施の形態が適用される眼球の光計測装置１の構成の一例を示す図である。
光計測装置１は、図３に示す第２の実施の形態が適用される光計測装置１の光学系２０における発光部２０Ａに、光源２１が出射する出射光３３を分割するビームスプリッタ２２と、ビームスプリッタ２２が分割した参照光３４を受光する受光素子２３とを備える。受光素子２３は、ロックインアンプ６０に接続されている。
そして、ピンホール２８を備えない。
第３の実施の形態と同様の部分は、同じ符号を付して説明を省略する。
なお、ビームスプリッタ２２は、分割手段の一例、受光素子２３は、測定手段の一例である。
Fourth Embodiment
FIG. 5 is a diagram showing an example of the configuration of the
The
And, the
The same parts as those of the third embodiment are given the same reference numerals, and the description thereof is omitted.
The
なお、制御部５０は、ロックインアンプ６０に接続されていなくてもよい。つまり、制御部５０は、ロックインアンプ６０に参照信号を送信しなくてもよい。
The
ロックインアンプ６０では、計測信号と参照信号との位相を合わせることが求められる。このため、第２の実施の形態では、制御部５０は、発光部２０Ａの光源２１から出射される光を変調する信号と同じ周波数の参照信号を生成して、ロックインアンプ６０に送信した。
これに対して、第４の実施の形態では、受光部２０Ｂの受光素子２３は、ビームスプリッタ２２で分割された参照光３４の強度を測定する。そして、参照光３４の強度に対する信号（参照光信号）をロックインアンプ６０に送信する。これにより、受光部２０Ｂの受光素子２７で計測される信号と参照光信号との間の位相差の発生がより抑制される。
The lock-in
On the other hand, in the fourth embodiment, the
ここでは、発光部２０Ａの光源２１が出射する出射光３３を強度Ｉｅとする場合、ビームスプリッタ２２は、それぞれが強度Ｉｅ／２の二つの光に分割する。分割された一方の光は、前眼房１３に向かう入射光３１である。入射光３１の強度Ｉ０は、Ｉｅ／２である。分割された他方の光は、参照光３４として受光素子２３に向かう。そして、受光素子２３が受光した参照光３４に対する電気信号（参照光信号）は、ロックインアンプ６０に入力する。参照光３４は、強度Ｉｅ／２である。
ここでは、入射光３１は、眼球１０の前眼房１３に入射する光であるとともに、眼球１０の前眼房１３に照射される光でもある。
Here, when the emitted light 33 emitted from the
Here, the
ビームスプリッタ２２は、一つの光を複数（ここでは、二つ）の光に分割するものである。ビームスプリッタ２２は、例えば、光学薄膜を介して二つの直角プリズムの斜面同士を接合したキューブ型のビームスプリッタであってもよく、一方の面に、光学薄膜や薄い金属膜を設けたプレート型のハーフミラーであってもよい。ビームスプリッタ２２は、偏光依存性が少ないものがよい。
ここでは、ビームスプリッタ２２は、出射光３３を強度が等しい二つの光に分割するとしたが、強度は等しくなくてもよい。
以上の悦明では、ビームスプリッタ２２による吸収を無視している。
The
Here, the
In the above description, the absorption by the
ロックインアンプ６０は、二つのＰＳＤ（フェーズデテクタ）を備える。一方のＰＳＤは、受光部２０Ｂの受光素子２７から、透過光３２の強度Ｉｔに関する信号が入力される。他方のＰＳＤは、発光部２０Ａの受光素子２３からの参照光信号を９０°位相をずらした信号が入力される。そして、二つのＰＳＤの出力を乗算することで、透過光３２と参照信号との位相を合わせることを要することなく、透過光３２の振幅（強度Ｉｔ）と、透過光３２の信号と参照光信号との位相差とが求められる。
なお、入射光３１の強度Ｉ０を計測する場合も同様にすればよい。
The lock-in
The same may be applied to the case of measuring the intensity I 0 of the
［第５の実施の形態］
図６は、第５の実施の形態が適用される眼球の光計測装置１の構成の一例を示す図である。
第５の実施の形態が適用される眼球の光計測装置１は、図５に示した第４の実施の形態が適用される光計測装置１と同様に、光学系２０における発光部２０Ａに光源２１が出射する出射光３３を二つの光に分割するビームスプリッタ２２と、ビームスプリッタ２２が分割した他方の光を参照光３４として受光する受光素子２３とを備える。
なお、受光素子２３は、制御部５０に接続されている。
図５に示した第４の実施の形態と同様の部分は、同じ符号を付して説明を省略する。
Fifth Embodiment
FIG. 6 is a view showing an example of the configuration of the
Similar to the
The
The same parts as those of the fourth embodiment shown in FIG.
受光素子２３は、ビームスプリッタ２２で分割された参照光３４の強度を測定する。
ここでも、光源２１が出射する出射光３３を強度Ｉｅとする場合、ビームスプリッタ２２は、それぞれが強度Ｉｅ／２の二つの光に分割する。分割された一方の光は、前眼房１３に向かう入射光３１である。入射光３１の強度Ｉ０は、Ｉｅ／２である。分割された他方の光は、参照光３４として受光素子２３に向かう。そして、受光素子２３が受光した参照光３４に対する電気信号（参照光信号）は、制御部５０に入力する。参照光３４は、強度Ｉｅ／２である。
The
Also here, when the emitted light 33 emitted from the
制御部５０は、光学系２０における発光部２０Ａの光源２１の制御において、光源制御信号及び変調信号に加えて、強度調整信号を送信する。強度調整信号は、受光素子２３に受光された参照光３４の強度Ｉｅ／２を計測し、光源２１から出射される出射光３３の強度Ｉｅの変動が抑制されるように、光源２１を制御する。すなわち、制御部５０は、受光素子２３により計測した参照光３４の強度Ｉｅ／２を監視し、参照光３４の強度Ｉｅ／２を参照して、フィードバックにより光源２１から出射される出射光３３の強度Ｉｅを制御する。
The
このようにして、光源２１から出射される出射光３３の強度Ｉｅの変動が抑制されることで、前眼房１３の眼房水に含まれる物質の濃度の計測精度が向上する。
Thus, the measurement accuracy of the concentration of the substance contained in the aqueous humor of the
［第６実施の形態］
図７は、第６の実施の形態が適用される眼球の光計測装置１の構成の一例を示す図である。
光計測装置１は、図５に示した第４の実施の形態が適用される光計測装置１の光学系２０における発光部２０Ａに受光素子２４をさらに備える。受光素子２４は、眼球１０の前眼房１３に向かう光の内、角膜１４で反射された光を受光する位置に設けられている。そして、受光素子２４は、算出部４０に接続されている。
第４の実施の形態と同様の部分は、同じ符号を付して説明を省略する。
受光素子２４は、他の受光手段の一例である。
Sixth Embodiment
FIG. 7 is a view showing an example of the configuration of the
The
The same parts as in the fourth embodiment are assigned the same reference numerals and descriptions thereof will be omitted.
The light receiving element 24 is an example of another light receiving unit.
これまで説明した実施の形態では、眼球１０の前眼房１３に向かって進む光（前眼房１３に入射する直前の光）を、入射光３１とした。しかし、前眼房１３の表面の角膜１４の表面で反射する光が存在する。このため、前眼房１３に実際に入射する光の強度は、眼球１０の前眼房１３に向かって進む光の強度より弱くなる。
そこで、第６の実施の形態が適用される光計測装置１では、前眼房１３の表面の角膜１４の表面で反射する光を入射光３１から除いている。
In the embodiment described above, the light traveling toward the
Therefore, in the
前述したように、前眼房１３及び角膜１４は、眼球１０の外形である球体から凸状に飛び出している。前眼房１３を横切るように光を透過させようとすると、角膜１４の表面に斜めに光が入射する。よって、角膜１４の表面で反射する光の方向は、予め予測される。これにより、角膜１４の表面で反射する反射光を受光する受光素子２４を設ける位置を設定しやすい。
As described above, the
ここでも、光源２１が出射する出射光３３を強度Ｉｅとする場合、ビームスプリッタ２２は、それぞれが強度Ｉｅ／２の二つの光に分割する。分割された一方の光は、前眼房１３に照射される照射光３５である。照射光３５の強度は、Ｉｅ／２である。分割された他方の光は、参照光３４として受光素子２３に向かう。そして、受光素子２３が受光した参照光３４に対する電気信号（参照光信号）は、ロックインアンプ６０に入力する。参照光３４は、強度Ｉｅ／２である。
角膜１４の表面で反射され、受光素子２４が受光する反射光３６を強度Ｉｒとする。すると、実際に前眼房１３に入射する入射光３１の強度Ｉ０は、（Ｉｅ／２−Ｉｒ）となる。
よって、算出部４０は、入射光３１の強度Ｉ０を（Ｉｅ／２−Ｉｒ）として、前眼房１３の眼房水に含まれる物質の濃度を算出することで、濃度の計測精度が向上する。
Also here, when the emitted light 33 emitted from the
The reflected light 36 reflected by the surface of the
Therefore, the
なお、受光素子２４を設けて、角膜１４の表面で反射する光の強度Ｉｒを求めて、入射光３１の強度Ｉ０を補正する方法を、他の実施の形態に適用してもよい。
Note that the method of correcting the intensity I 0 of the
［第７の実施の形態］
図８は、第７の実施の形態が適用される眼球の光計測装置１の構成の一例を示す図である。
光計測装置１は、図７に示した第６の実施の形態が適用される光計測装置１の光学系２０における発光部２０Ａの光源２１とビームスプリッタ２２との間に、偏光解消素子２５を備える。つまり、偏光解消素子２５は、光源２１から前眼房１３に向かう光路（出射光３３の光路）に設けられている。
偏光解消素子２５は、光源２１が出射する出射光３３の偏光状態を解消し、眼球１０の前眼房１３に偏光が入射することを抑制する。
Seventh Embodiment
FIG. 8 is a view showing an example of the configuration of the
The
The
発光部２０Ａの光源２１からの出射光３３が偏光であると、透過光３２の強度Ｉｔが、角膜１４の複屈折や眼房水に含まれる光学活性物質の円偏光吸収性により影響を受けるおそれがある。そこで、偏光解消素子２５を設けて、光源２１からの出射光３３の偏光状態を解消するようにしている。
When the emitted light 33 from the
偏光解消素子２５は、例えば、偏光をランダム化して空間的に多様な偏光状態となった疑似ランダム偏光に変換するデポラライザや、光拡散による拡散デポラライザなどである。
なお、偏光解消素子２５は、眼球１０の前眼房１３の表面に偏光が入射することによる影響が抑制されればよく、偏光の解消が不完全であってもよい。
The depolarizing
In the
なお、偏光解消素子２５は、他の実施の形態に適用してもよい。なお、ビームスプリッタ２２を備えない場合（第１の実施の形態から第３の実施の形態）は、光源２１と眼球１０の前眼房１３との間に、偏光解消素子２５を設ければよい。
The
上記では種々の実施の形態を説明したが、これらの実施の形態を組み合わせて構成してもよい。
また、本開示は上記の実施の形態に何ら限定されるものではなく、本開示の要旨を逸脱しない範囲で種々の形態で実施することができる。
Although various embodiments have been described above, these embodiments may be combined and configured.
Further, the present disclosure is not limited to the above embodiment at all, and can be implemented in various forms without departing from the scope of the present disclosure.
１…光計測装置、１０…眼球、１１…ガラス体、１２…水晶体、１３…前眼房、１４…角膜、１５…瞳孔、１６…網膜、１７…虹彩、１８…強膜、２０…光学系、２０Ａ…発光部、２０Ｂ…受光部、２１…光源、２２…ビームスプリッタ、２３、２４、２７…受光素子、２８…ピンホール、３１…入射光、３２…透過光、３３…出射光、３０…算出部、３４…参照光、３５…照射光、３６…反射光、４０…算出部、５０…制御部、μ…散乱係数、Ｃｇ…グルコースの濃度
DESCRIPTION OF
Claims (7)
前記前眼房を透過した透過光を受光する受光手段と、
前記受光手段により受光された前記透過光の強度に基づいて、前記前眼房の眼房水に含まれる物質の濃度を算出する算出手段と
を備える眼球の光計測装置。 A light emitting means for emitting light so as to cross the anterior chamber of the subject's eyeball;
Light receiving means for receiving the transmitted light transmitted through the anterior chamber;
And a calculating unit configured to calculate the concentration of a substance contained in the aqueous humor of the anterior chamber based on the intensity of the transmitted light received by the light receiving unit.
出射する光を生成する光源と、
前記光源から前記前眼房に向かう光路に設けられた、偏光を解消する偏光解消素子と
を備えることを特徴とする請求項１に記載の眼球の光計測装置。 The light emitting means is
A light source that generates light to be emitted;
The light measurement device for the eye according to claim 1, further comprising: a depolarization element for depolarization provided in an optical path from the light source toward the anterior chamber.
前記透過光の強度を電気信号に変換する受光素子と、
前記透過光が前記受光素子に向かう光路に設けられたピンホールと
を備えることを特徴とする請求項１又は２に記載の眼球の光計測装置。 The light receiving means is
A light receiving element that converts the intensity of the transmitted light into an electrical signal;
The light measurement device for the eye according to claim 1 or 2, further comprising: a pinhole provided in an optical path toward the light receiving element in which the transmitted light is directed.
前記算出手段は、前記眼球に照射される光の強度から前記角膜で反射される光の強度を差し引いた強度を前記前眼房に入射する入射光の強度とすることを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の眼球の光計測装置。 And other light receiving means for receiving light reflected by the cornea of the eyeball,
The calculation means is characterized in that the intensity obtained by subtracting the intensity of the light reflected by the cornea from the intensity of the light irradiated to the eyeball is the intensity of the incident light entering the anterior chamber. The light measurement device for an eye according to any one of items 1 to 3.
前記透過光の強度を前記周波数により同期検波して計測する計測手段を備える
ことを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の眼球の光計測装置。 The light emitting means modulates the light emitted by the light emitting means at a predetermined frequency,
The light measurement device for the eye according to any one of claims 1 to 4, further comprising a measurement unit that synchronously detects the intensity of the transmitted light according to the frequency and measures the intensity.
前記分割手段で分割された他方の光の強度を測定する測定手段と、
前記計測手段は、前記測定手段により測定された他方の光の強度を参照して、前記透過光の強度を計測することを特徴とする請求項５に記載の眼球の光計測装置。 A dividing unit that divides the light emitted from the light emitting unit and emits one of the divided lights toward the anterior chamber;
Measuring means for measuring the intensity of the other light split by the splitting means;
The apparatus according to claim 5, wherein the measuring unit measures the intensity of the transmitted light with reference to the intensity of the other light measured by the measuring unit.
前記分割手段で分割された他方の光の強度を測定する測定手段と、
前記測定手段により測定された他方の光の強度に基づいて、前記光出射手段が出射する光の強度を制御する制御手段と
を備えることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項に記載の眼球の光計測装置。 A dividing unit that divides the light emitted from the light emitting unit and emits one of the divided lights toward the anterior chamber;
Measuring means for measuring the intensity of the other light split by the splitting means;
The control means for controlling the intensity of the light emitted by the light emitting means based on the intensity of the other light measured by the measuring means is provided, according to any one of claims 1 to 4, The light measurement device of the eyeball as described.
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