DE69020410T2

DE69020410T2 - Verfahren und Gerät für augenoptische Messungen.

Info

Publication number: DE69020410T2
Application number: DE69020410T
Authority: DE
Inventors: Kiyoshi Hashimoto; Misao Makino; Toshiaki Sugita
Original assignee: Kowa Co Ltd
Current assignee: Kowa Co Ltd
Priority date: 1989-04-10
Filing date: 1990-04-05
Publication date: 1995-12-21
Anticipated expiration: 2010-04-06
Also published as: US5090799A; DE69020410D1; EP0392742A1; EP0392742B1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Gebiet der Erfindung

Diese Erfindung bezieht sich auf ein ophthalmologisches Meßverfahren und Gerät und genauer auf ein opthalmologisches Meßverfahren und Gerät, bei dem der Augenfundus durch einen Laserstrahl beleuchtet wird, der einen vorbestimmten Durchmesser hat und die Bewegung eines Laserfleckmusters, das durch Laserlicht gebildet wird, das gestreut und von dem Augenfundus reflektiert wird, wird an einem Beobachtungspunkt als Fluktuationen in der Flecklichtintensität erfaßt, um ein Flecksignal herzustellen, das zur ophthalmologischen Messung ausgewertet wird.
Beschreibung des Standes der Technik Verschiedene herkömmliche Verfahren werden zur ophthalmologischen Messung verwendet einschl. dem Beleuchten des Augenfundus mit einem Laserstrahl, Erfassen des Lichtes, das durch den Augenfundus gestreut wird und Analysieren und Auswerten dieses Lichtes. Es gibt beispielsweise Laser-Doppler-Verfahren zur Messung des Blutflusses in retinalem und anderem Gewebe, die in "Investigative Ophthalmology", vol. 11 No. 11, Seite 936 (November 1972) und "Science", vol. 186 (November 1974) Seite 830 und in den japanischen ungeprüften Patent-Offenlegungsschriften No. 55-75668, 55-75669, 55-75670, 52-142885 (entsprechend der GB 1 564 315 und USP 4 166 695), 56-125033 (entsprechend der GB 2 069 284 und DE 3 041 178), 58-118730 (entsprechend der USP 4 402 601) und USP 4 142 796 beschrieben werden. Jedoch schließen diese Laser- Doppler-Verfahren die Verwendung eines hochpräzisen optischen Systems ein, sind kompliziert anzuwenden und ergeben Resultate, denen es an Wiederholbarkeit und Zuverlässigkeit mangelt, wobei dies alles die praktische Anwendbarkeit erschwert.
Es ist andererseits bekannt, daß, wenn ein Laserstrahl auf ein Objekt stößt, dadurch eine Diffusion oder ein Streuen des Strahles verursacht, wobei das Streulicht von dem Objekt ein Fleckmuster verursacht, das durch die Interferenz zwischen reflektierten Strahlen des kohärenten Lichtes verursacht wird. Das Laserfleckverfahren benutzt dies, um den Gewebestatus in dem Augenfundus auszuwerten. Es gibt beispielsweise die Verfahren, die in den japanischen ungeprüften Patent-Offenlegungsschriften 62-275431 (USP 4 734 107 und EPC 234 869), 63-238843 (EPC 284 248) und 63-242220 (EPC 285 314) beschrieben werden.
Diese Publikationen beschreiben die Verwendung einer Detektoröffnung, um zeitabhängige Fluktuationen in der Intensität der Flecken zu extrahieren, die auf einer optischen Fourier Transform Ebene im Hinblick auf den Augenfundus gebildet werden oder an der Fraunhofer Refraktionsebene, oder an einer Bildebene (oder einer vergrößerten Bildebene), die konjugiert ist im Hinblick auf den Augenfundus, und der Blutflußstatus wird mittels einer Auswertung des derart erhaltenen Flecksignales bestimmt.
Ein größeres Hindernis der klinischen Anwendbarkeit der oben benannten Systeme war deren Anfälligkeit gegenüber den Wirkungen von Bewegungen, wie beispiel swei se den Bewegungen des Patientenauges, Vibration u. dgl. Dies verursacht häufig unerwünschte Bewegungen des Fleckmusters auf der Detektorebene, wodurch die Detektoröffnung und der Laserstrahl während der Messung aus der Ausrichtung heraus geraten. Eine Möglichkeit, um dies zu umgehen, wird bei dem Laser-Doppler-Verfahren der japanischen Patent-Offenlegungsschrift No. 56-125033 beschrieben. Dies schließt das mechanische Scannen des Augenfundusbildes auf der Detektorebene ein und verwendet Unterschiede zwischen der Lichtreflektion der Wände eines Blutgefäßes und der anderer Gewebeflächen, um Blutgefäße zu unterscheiden und um Positionsabweichungen zu korrigeren. Ein Nachteil dieses Verfahren ist, daß es einen Mechanismus für das mechanische Scannen des Augenfundusbildes benötigt, wodurch das Gerät zu groß und zu komplex wird, um praktisch anwendbar zu sein.
Ein anderes Verfahren, das in Applied Optics, Vol 27, No. 6, Seite 1113 (15. März 1988) und in der japanischen Patent-Offenlegungsschrift No. 63-288133 (USP 4 856 891, EP 279 589) beschrieben wird, zeigt die Durchführbarkeit einer Bild-scannenden Anordnung, die die Unterscheidung von Blutgefäßen erlaubt und automatisch nachführt. Jedoch basiert dieses Verfahren auf der Wellenlängenabhängigkeit von reflektiertem Licht und ist für die Anwendung auf eine Vielzahl von Laserstrahlen verschiedener Wellenlängen angewiesen, die nacheinander projiziert werden. Wiederum wird dadurch das Gerät komplex, unpraktisch und kostenintensiv. Ein weiterer Nachteil ist, daß die Erfassungspräzision nicht hoch genug für die Korrektur der Bewegung durch das Blutgefäß ist, wenn Hornhautreflexion für die Erfassung von Augenbewegung verwendet wird.
Herkömmliche Nachführverfahren einschl. der Aufspürung von Augenbewegung schließen das eine mit ein, wobei die Hornhautoberfläche mittels eines Laserstrahles beleuchtet wird und die Bewegung des reflektierten Lichtes wird zur Aufspürung und Nachführung von dieser Augenbewegung verwendet, während ein anderes Verfahren die Unterschiede zwischen zwei Bildern des Augenfundus verwendet, die von einer Fernsehkamera oder einer anderen derartigen Abbildungsvorrichtung erhalten werden.
Jedoch schließen derartige Verfahren die Erfassung der Augenoberflächenbewegung ein und sind nur dazu fähig, eine intraokulare Nachführpräzision geringen Niveaus zu liefern. Darüber hinaus leiden Augenfundusbilder, die über eine TV-Kamera erhalten werden, an einer geringen S/N Beziehung aufgrund der für diese Aufgabe unzureichenden Lichtmenge und die Vorrichtung, die für die Erfassung von Bewegung notwendig ist, die auf den Unterschieden zwischen zwei Bildern basiert, ist groß und komplex.
Auf der anderen Seite bewegt sich das Fleckmuster, wenn sich das Streuobjekt bewegt, so daß vorgeschlagen wird, seine Bewegung als Fluktuation in der Lichtintensität an dem Beobachtungspunkt zu erfassen, um den Unterschied der Bewegungsgeschwindigkeit des Objektes in Abhängigkeit von der Signal intensität zu erhalten.
Um das Blutgefäß zu unterscheiden und den Durchmesser des Blutgefäßes zu messen, wurde ein Verfahren vorgeschlagen, bei dem der Augenfundus fotografi ert wird bei Verwendung einer Funduskamera, um den Durchmesser des Blutgefäßes auf der Basis des fotografierten Augenfundus zu messen oder ein Verfahren, bei dem eine Fernsehkamera verwendet wird, um ein Bild des Augenfundus zu nehmen und das Augenfundusbild wird einer Bildverarbeitung unterzogen (beispielsweise Bildnahme, A/D Umwandlung, Scharfstellen, Maskieren, Filtern), um den Durchmesser des Blutgefäßes zu bestimmen.
Derartige herkömmliche Verfahren benötigen eine lange Zeit, um Meßresultate zu erhalten, da der Augenfundus fotografiert werden muß, wodurch es unmöglich wird, den Durchmesser des Blutgefäßes bei Echtzeit zu messen. Auf der anderen Seite ist das durch eine Fernsehkamera aufgenommene Augenfundusbild im allgemeinen unterentwickelt, bei einer geringen S/N Beziehung. Daher wird eine komplizierte Bildverarbeitung benötigt und dies resultiert in einem großen und kostenintensiven Gerät.

Zusammenfassung der Erfindung

Es ist daher ein Ziel der Erfindung, ein verbessertes ophthalmologisches Meßverfahren und Gerät zu schaffen, das das Laserfleckphänomen anwendet, das einfach und geradlinig in der Konstruktion ist und das dazu fähig ist, Augenbewegungen zu erfassen und die Bewegung in dem Augenfundus mit hoher Genauigkeit automatisch nachzuführen.
Es ist ein anderes Ziel der Erfindung, ein verbessertes ophthalmologisches Meßverfahren und Gerät zu schaffen, das das Laserfleckphänomen anwendet, das einfach und geradlinig in der Konstruktion ist und dazu fähig ist, den Durchmesser des Blutgefäßes mit einer hohen Genauigkeit zu messen.
Die Erfindung schafft ein ophthalmologisches Meßverfahren, bei dem mittels einer basisoptischen Anordnung eine Augenfunduskamera der Augenfundus durch einen Laserstrahl beleuchtet wird, der einen vorbestimmten Durchmesser hat und die Bewegung eines Laserfleckmusters, das durch Laserlicht gebildet wird, das gestreut und von dem Augenfundus reflektiert wird, wird an einem ersten Beobachtungspunkt, der mit dem Augenfundus konjugiert ist, als Fluktuationen in der Flecklichtintensität erfaßt, um ein Flecksignal herzustellen, das ausgewertet wird, um den Blutflußstatus in dem Augenfundusgewebe zu messen, dadurch gekennzeichnet, daß die Fluktuationen in der Flecklichtintensität an einem zweiten Beobachtungspunkt, der mit dem Augenfundus konjugiert ist und unterschiedlich von dem ersten Beobachtungspunkt ist, als Bewegungen des Laserfleckmusters erfaßt wird entsprechend der Geschwindigkeit des Blutflusses in dem Augenfundus, wobei die Erfassung an dem zweiten Beobachtungspunkt erfaßte Signale produziert und eine Hochfrequenzkomponente der erfaßten Signale wird integriert, um eine Integrationskurve zu erhalten, deren Neigung zur Identifizierung der Ränder eines Blutgefäßes verwendet wird, so daß der Durchmesser des Blutgefäßes gemessen wird.
Die besagte Integrationskurve wird vorteilhafterweise anhand der Änderungsrate analysiert und ein Punkt, bei dem die Änderungsrate Null wird oder sich Null nähert, wird als ein Rand des Blutgefäßes bestimmt, um das Blutgefäß in dem Augenfundus zu identifizieren.
Jegliche Bewegung des identifizierten Blutgefäßes des Augenfundus wird erfaßt und die Position der Region, die durch den Laserstrahl beleuchtet wird, und die Position des zweiten Beobachtungspunktes werden durch einen Betrag einreguliert, der dem Betrag der Blutgefäßbewegung entspricht, um das Blutgefäß automatisch nachzuführen. Weiterhin werden beide Ränder des identifizierten Blutgefäßes dazu verwendet, um den Durchmesser davon zu bestimmen.
In einer derartigen Anordnung wird der Laserstrahl mit vorbestimmtem Durchmesser in den Augenfundus mittels eines Laserstrahlprojektors projiziert und die Bewegung eines Fleckmusters, das durch Streulicht gebildet wird, das durch Blutzellen innerhalb des Augengewebes gestreut wird, gelangt durch ein lichtaufnehmendes System und wird durch einen Fotosensor als Fluktuation in der Flecklichtintensität erfaßt. Das Flecksignal spiegelt die Bewegungsgeschwindigkeit der Blutzellen in den Augengeweben wieder. Die Größe der Flecken auf dem Fotosensor und die Scanngeschwindigkeit des Fotosensors werden optimal eingestellt. Die Flecklichtintensität wird schneller flukturieren, wenn die Zellgeschwindigkeiten hoch sind und der Mittelungseffekt der Speicherzeit des Fotosensors wird in einem geringeren Output resultieren. Umgekehrt wird eine geringe Zellenbewegungsgeschwindigkeit die Verringerung des Outputs von dem Fotosensor erniedrigen. Die Flecklichtintensität wird der Reihe nach aus dem Fotosensor ausgelesen und integriert, um ein integriertes Flecksignal herzustellen, das einen geringer geneigten Bereich aufweist, der ein Blutgefäß in dem Augenfundus repräsentiert. Um einen Rand des Blutgefäßes zu lokalisieren, wird das integrierte Flecksignal anhand der Änderungsrate analysiert und ein Punkt, bei dem die Änderungsrate Null wird oder sich Null annähert, wird als ein Rand des Blutgefäßes bestimmt, um das Blutgefäß in dem Augenfundus zu identifizieren.
Bewegbare Spiegel werden um einen Betrag bewegt, der den Veränderungen der Position des Blutgefäßes entspricht, die beispielsweise durch Augenbewegung verursac ht wird, so daß die Position der durch den Laserstrahl beleuchteten Region und die Beobachtungsposition kontrolliert werden, um das Blutgefäß automatisch nachzuverfolgen. Weiterhin werden beide Ränder des identifizierten Blutgefäßes verwendet, um den Durchmesser des Blutgefäßes zu bestimmen. Daher schafft die Erfindung ein verbessertes ophthalmologisches Meßverfahren und Gerät, das dazu fähig ist, Augenbewegung zu erfassen und automatisch die Bewegung in dem Augenfundus nachzuverfolgen oder den Durchmesser des Blutgefäßes zu messen, mit einer vereinfachten Struktur und mit einer guten Genauigkeit.

KURZE BESCHREIBUNG DER FIGUREN

Die Ziele und Merkmale der vorliegenden Erfindung werden offensichtlicher bei Betrachtung der nachfolgenden detaillierten Beschreibung, die in Verbindung mit den begleitenden Figuren vorgenommen wird, wobei
Fig. 1 ein Diagramm ist, das die Struktur einer ersten Ausführungsart eines Gerätes gemäß der vorliegenden Erfindung darstellt,
Fig. 2 ist eine Abbildung, um die Struktur eines Ringspaltes zu beschreiben,
Fig. 3 ist eine charakteristische Kurve, die die Charakteristika eines Filters zeigt,
Fig. 4 und 5 zeigen beobachtete Bilder des Augenfundus
Fig. 6 ist ein Blockdiagramm eines Signal prozessors, der in der Ausführungsform verwendet wird,
Fig. 7 zeigt die Wellenform des Signaloutputs eines Absolutwert-Schaltkreises;
Fig. 8a und 8b sind die Wellenformen des Signaloutputs, die eine Signalverarbeitung zur Bestimmung von Blutgefäßrändern darstellen,
Fig. 9a und 9b sind die Wellenformen des Signaloutputs, die eine Signalverarbeitung zur Bestimmung von Blutgefäßrändern darstellen;
Fig. 10 ist ein Flußdiagramm des Steuerungsprozesses zur Nachführung eines Blutgefäßes;
Fig. 11 ist ein Flußdiagramm des Steuerungsprozesses für die Korrektur der zentralen Position;
Fig. 12a bis 12f sind Diagramme, die die Beziehung zwischen Fleckgröße und CCD Pixelgröße und den Outputsignalen zeigen;
Fig. 13a und 13b sind Abbildungen, die die Fleckmusterbewegungsgeschwindigkeit und die Wellenform eines CCD Outputsignals zeigen;
Fig. 14 ist eine schematische Ansicht einer weiteren Ausführungsform des erfindungsgemäßen Gerätes;
Fig. 15 zeigt Einzelheiten eines bewegbaren Spiegels;
Fig. 16 zeigt die Anordnung eines Bildrotators und
Fig. 17 und 18 zeigen eine Anordnung zum Oszillieren eines Bildes auf dem CCD.

DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUS- FÜHRUNGSFORMEN

Die Erfindung wird nun im Detail unter Bezugnahme auf Ausführungsbeispiele beschrieben, die in den Zeichnungen dargestellt sind.
Die Erfindung wird insbesondere für ein ophthalmologisches Meßgerät verwendet, bei dem der Augenfundus durch einen Laserstrahl beleuchtet wird, der einen vorgeschriebenen Durchmesser hat und die Bewegung eines Laserfleckmusters, das durch Laserlicht gebildet wird, das gestreut und reflektiert von dem Augenfundus wird, wird an einem Beobachtungspunkt als Fluktuationen in der Flecklichtintensität erfaßt, um ein Flecksignal herzustellen, das ausgewertet wird, um ei nen Blutflußstatus in den Geweben des Augenfundus zu messen. Daher sind die weiter unten beschriebenen Ausführungsformen solche, die auf das opthalmologische Meßgerät einschließlich einer basisoptischen Anordnung einer Augenfunduskamera angewendet werden, um den Blutflußstatus in dem Augenfundusgewebe zu messen. Die Erfindung jedoch ist nicht auf derartige Ausführungsformen beschränkt, sondern kann auch auf andere Arten eines ophthalmologischen Apparates angewendet werden.
Unter Bezugnahme auf Fig. 1 gelangt ein Laserstrahl von einer Laserlichtquelle 1 z. B. Rotlicht He-Ne (Wellenlänge:632.8 nm) durch eine Kondensorlinse 2 und einen Lichtmengeneinstellfilter 3, um die Strahlintensität einzustellen und wird dann durch eine Kollimatorlinse 4 gesammelt. Zwei Öffnungen 5 und 6 sind im Pfad des Strahles vorgesehen, um selektiv die Größe und Form der Region eines Augenfundus 16b eines Patientenauges 16 einzustellen, die durch den Laserstrahl beleuchtet werden soll.
Der Laserstrahl gelangt durch eine Kondensorlinse 9 und wird durch einen Spiegel 10 reflektiert, der in einem transparenten Bereich einer runden Form 11a ausgebildet ist, die in einem Ringspalt 11 ausgebildet ist, angeordnet in einem den Augenfunduskamera beleuchteten Projektor, wie in Fig. 2 dargestellt ist (in der der nicht transparente Bereich durch Schattierung angedeutet ist). Eine derartige Anordnung ermöglicht es dem Laserstrahl, entlang des gleichen optischen Pfades zu dem Augenfundus geleitet zu werden, wie demjenigen, der durch den Lichtstrahl gefolgt wird, der in den Augenfundus projiziert wird, um eine Beleuchtung für fotografie und Beobachtung zu schaffen. Der Laserstrahl gelangt daher durch Relaislinsen 12 und 13, wird durch einen Ringspiegel 14 reflektiert und gelangt über eine Objektivlinse 15 über die Hornhaut 16a des untersuchten Auges 16 zu dem Augenfundus 16b, wo das interessierende Blutgefäß mit dem Laserstrahl zum Zwecke der Messung und Nachführung bestrahlt wird.
Ein schwenkbarer Spiegel 8 ist in dem optischen Laserstrahlbeleuchtungssystem vorgesehen, um den Laserstrahlpunkt in dem Augenfundus 16b abzulenken. Vor dem Start der Messung wird diese Ablenkung über eine Outputsektion 46 durchgeführt unter Verwendung eines Mittels, wie beispielsweise eines Trackballs 17. Der schwenkbare Spiegel 8 kann über ein herkömml iches Verfahren gesteuert werden, wie eine Koagulatoranordnung, die die unabhängige Kontrolle des Winkels der Spiegelablenkung in den X und Y Richtungen relativ zu der optischen Achse erlaubt.
Um den zu korrigierenden Unterschied zu minimieren, der sich aus den Unterschieden in den Laserstrahlablenkungswinkeln in den X und Y Richtungen ergibt, wird der Winkel, bei dem der Laserstrahl durch den schwenkbaren Spiegel 8 reflektiert wird, so klein gehalten wie es der Platz erlaubt. Der schwenkbare Spiegel 8 ist an einer Position angeordnet, die im wesentlichen mit der Hornhaut 16a oder Augenpupille konjugiert ist. Dadurch wird sichergestellt, daß der Laserstrahl über den Augenfundus bewegt werden kann, ohne größere Veränderung in der Position des Strahleinfalls auf der Hornhaut.
Der Laserstrahl ist auf dem gleichen optischen Pfad vorgesehen wie der Fotografie- und Beobachtungslichtstrahl. Diese Anordnung ist besonders vorteilhaft, da sie die Lokalisierung innerhalb des Augenfundus 16b ermöglicht, bei der der Laserstrahl durch den schwenkbaren Spiegel 8 projiziert wird, um innerhalb des Sichtfeldes für Fotografie oder Beobachtung eingebracht zu werden unter Verwendung von Mechanismen zum Schwenken und Kippen der Augenfunduskamera vertikal und horizontal und der Augenfixiermittel.
Diese Meß- und Nachführregion wird ebenfalls durch einen beleuchtenden Projektor der Funduskamera beleuchtet, um die Beobachtung zu erleichtern. Das System zur Schaffung der Beleuchtung für die Beobachtung setzt sich zusammen aus einer Beobachtungslichtquelle 18, einer Kondensorlinse 19, einer Kondensorlinse 21, einem Filter 22 und einem Spiegel 23, der auf dem gleichen Lichtpfad angeordnet ist wie eine fotografische Lichtquelle 20.
Der Filter 22, der zwischen der Kondensorlinse 21 und dem Spiegel 23 angeordnet ist, ist ein Wellenlängenseparationsfilter, der die Art von Charakteristika aufweist, die in Fig. 3 gezeigt wird, um rote Komponenten von dem Beobachtungs- und Fotografielicht herauszufiltern. Ein Filter wird ausgewählt, der Spektral-Charakteristika aufweist, die der Wellenlänge der verwendeten Laserstrahlquelle angemessen sind.
Das Flecklicht, das durch das Streuen des Laserstrahles in dem Augenfundus hergestellt worden ist und reflektiertes Beobachtungs- und fotografisches Licht gelangt durch die Objektivlinse 15, den Ringspiegel 14, eine Fokussierlinse 24, eine abbildende Linse 25 oder 26 und eine Relaislinse 29, wird durch einen bewegbaren Spiegel 30 reflektiert und gelangt durch eine Relaislinse 31 und wird dadurch an einem Ringspiegel 32 zu einem Bild geformt. Das Licht, das durch den Ringspiegel 32 reflektiert wird, gelangt durch eine Relaislinse 33 und wird durch einen Wellenlängenseparationsspiegel 34 aufgeteilt. Zylindrische abbildende Linsen 42a und 42b bauen Flecklicht, das durch den Wellenlängenseparationsspiegel 34 reflektiert worden ist, zu einem Bild auf dem scannenden Typsensor CCD 43 aus. Der Wellenlängenseparationsspiegel 34 ist in einem Winkel von ca. 45º relativ zu der optischen Achse eingestellt, und da der Wellenlängenseparationsspiegel 34 die gleiche Art von spektralen Charakteristika aufweist wie der Wellenlängenseparationsfilter 22, der in Fig. 3 dargestellt ist, reflektiert er das meiste des Flecklichtes, das durch den roten He-Ne Laserstrahl projiziert worden ist.
Licht, das durch den Wellenlängenseparationsspiegel 34 weitergeleitet worden ist, gelangt durch eine abbildende Linse 35 und bildet ein Bild auf einer Zielmarke 36. Der Untersuchende kann dieses Bild durch ein Okular 37 sehen. Das Okular 37 kann eingestellt werden, um individuelle Unterschiede in der Sehstärke zu kompensieren; die Zielmarke 36 wird als eine Referenz für derartige Einstellungen verwendet.
Unter Bezugnahme auf Fig. 4 können die Linien der Zielmarke 36, die sich in rechten Winkeln schneiden, unterschieden werden und die Überschneidungsbereiche stimmen mit dem Zentrum einer Öffnung 32a in dem Ringspiegel 32 überein. Die Zielmarke 36 kann um den Schneidungsbereich rotiert werden. Die Drehung der Zielmarke 36, um sie mit einem Blutgefäß 16c in Übereinstimmung zu bringen, wie in Fig. 4 dargestellt ist, schafft eine synchrone Drehung der zylindrischen abbildenden Linsen 42a und 42b und des CCD 43, wodurch das CCD 43 automatisch senkrecht zu dem Bild des Blutgefäßes ausgerichtet wird. Fig. 5 veranschaulicht den Augenfundus, der derart auf der Fläche des CCD 43 gebildet wird. In der Abbildung bezeichnet 1a den durch den Laserstrahl beleuchteten Bereich.
In Anbetracht der Faktoren in bezug auf den Durchmesser von Flecken, der Siede-Bewegung des Fleckmusters und der Sensitivität des CCD 43, sind die zylindrischen abbildenden Linsen 42a und 42b so gesetzt, daß das Bild des Augenfundus auf dem CCD 43 mit einer geringeren Vergrößerung geformt wird, wenn es in einer Richtung parallel zu dem Blutgefäß 16c ist, als wenn es rechtwinklig zu dem Blutgefäß ist. Wie in Fig. 5 dargestellt ist, ist der CCD 43 in einer Position vorgesehen, bei der das Bild der Öffnung 32a des Ringspiegels 32 nicht die Vorderseite des CCD 43 kreuzt und der CCD 43 ist senkrecht zu dem interessierenden Blutgefäß 16c angeordnet.
Für fotografische Zwecke ist ein schwenkbarer Spiegel 27 um einen Punkt 27a in der Richtung schwenkbar, die durch den Pfeil angedeutet wird, um sich in eine Position 27' anzuheben, wodurch das Beobachtungs- und fotografische Licht einschl. des Flecklichtes von dem Augenfundus durch den schwenkbaren Spiegel 27 reflektiert wird und ein Bild formt, das auffotografischem Film 28 fotografiert wird. Daher kann das System für die Beobachtung und Fotografie des Augenfundus wie eine gewöhnliche Funduskamera verwendet werden. Die Fähigkeit, den Augenfundus beobachten und zu fotografieren, wenn er durch den Laserstrahl beleuchtet wird, ist sehr wünschenswert, da sie es ermöglicht, daß der Meßpunkt direkt bestätigt und fotografiert werden kann.
In einem System zur Aufnahme von Flecklicht von dem Augenfundus und von reflektiertem Licht für die Beobachtung und für die Fotografie bildet Licht, das durch die Öffnung 32a des Ringspiegels 32 gelangt, ein Bild des Augenfundus 16b an einer Nadellochöffnung 38. Das Licht von der Nadellochöffnung 38 gelangt durch einen Interferenzfilter 39 und wird, wenn die Messung begonnen hat, durch einen Fotovervielfältiger 40 aufgenommen, der ein Flecksignal an eine Analysis Sektion 41 ausgibt. Der Interferenzfilter 39 blockiert Licht mit einer anderen Wellenlänge als das 632.8 nm Rotlicht, das durch den He-Ne Laser hergestellt wird.
Der schwenkbare Spiegel 30 ist in dem System vorgesehen, um Flecklicht von dem Augenfundus und Licht für die Beobachtung und Fotografie für die Positionskorrekturzwecke aufzunehmen, so daß das Bild des Blutgefäßes in dem Augenfundus 16b an der Nadellochöffnung 38 ausgebildet wird, nachdem es durch den Ringspiegel 32 gelangt ist. Vor dem Meßbeginn wird diese Einstellung über die Outputsektion 46 unter Verwendung eines Mittels, beispiel sweise eines Trackballs 17, vorgenommen.
Wie oben beschrieben worden ist, wird der Trackball 17 ebenfalls verwendet für die Bedienung des schwenkbaren Spiegels 8 vor der Messung. Ein Schalter oder ein anderes derartiges Mittel kann vorgesehen sein, um die Trackballsteuerung zwischen dem schwenkbaren Spiegel 8 und dem schwenkbaren Spiegel 30 hin- und herzuschalten. Der schwenkbare Spiegel 30 kann über ein herkömmliches Mittel gesteuert werden, das eine unabhängige Steuerung des Winkels der Spiegelablenkung in den X und Y Richtungen relativ zu der optischen Achse ermöglicht. Dies trifft ebenfalls auf den schwenkbaren Spiegel 8 zu. Um den Unterschied zu minimieren, der aufgrund der Unterschiede in den Laserstrahlablenkwinkeln in den X und Y Richtungen korrigiert werden muß, wird der Winkel, bei dem der Laserstrahl durch den schwenkbaren Spiegel 30 reflektiert wird, so klein gehalten wie der Platz es ermöglicht. Durch eine Lokalisierung des schwenkbaren Spiegels 30 an einer Position, die im wesentlichen konjugiert mit der Hornhaut 16a oder der Augenpupille ist, kann der Spiegel 30 abgelenkt werden, um das Bild des Augenfundus 16b an der Nadellochöffnung 38 zu bewegen, ohne daß der Strahl durch die Pupille oder andere Teile des Auges blockiert wird.
In dem lichtaufnehmenden System ist die abbildende Linse 25 ein Weitwinkeltyp, wobei sie weit genug ist, um eine Sicht zu schaffen, die eine Kontrolle des Bildes des Augenfundus 16b ermöglicht. Die abbildende Linse 26 ist ein engwinkliger Typ mit einem hohen Vergrößerungsfaktor, die ei n vergrößertes Bild schafft, der es einfach macht, das Blutgefäßbild in der durch den Laserstrahl beleuchteten Region mit der Nadellochöffnung 38 auszurichten.
Die abbildenden Linsen 25 und 26 sind so angeordnet, daß sie sofort geschaltet werden können, ohne die optische Achse zu bewegen. Diese variable Stromlinsenanordnung vereinfacht die genaue Strahlausrichtung mit der benötigten Meßposition. Der Durchmesser des Ringspiegels 32 ist gerade groß genug, um die Passage des Lichtstrahles von dem interessierenden Blutgefäß 16c zu erlauben, und der Ringspiegel 32 ist an einer Position angeordnet, die im wesentlichen konjugiert mit dem Augenfundus 16b ist. Dadurch wird sichergestellt, daß der Untersuchende das System genau durch Manipulation des Bildes des interessierenden Blutgefäßes ausrichten kann, so daß das Bild die Öffnung des Ringspiegels 32 überlagert. Fig. 4 zeigt das Bild, das dadurch hergestellt wird. Da der Wellenlängensepartionsspiegel 34 eine geringe Menge von Flecklicht hindurchläßt, ist es für den Untersuchenden möglich, die Position der beleuchteten Gegend 1a zu bestätigen.
Wenn die Messung begonnen wird, wird Flecklicht durch den CCD 43 aufgenommen, dessen Output ein Signal zu einem Signalprozessor 44 ist. Der Signalprozessor 44 stellt ein Blutgefäßunterscheidungssignal her, das zu einem digitalen Signal und Output umgewandelt wird. Wenn das Blutgefäß sich aufgrund der Bewegung des Augapfels beispielsweise bewegt hat, wird der Betrag dieser Bewegung von dem digitalen Blutgefäßunterscheidungssignal durch eine arithmetische Einheit 45 erfaßt, die einen Korrekturbetrag berechnet, durch den das Blutgefäß, wie es erfaßt worden ist, zu einer ursprünglichen Position zurückbewegt wird. Diese Berechnung resultiert in der Ausgabe zu der Outputsektion 46, die eine Feedbackkorrektur verwendet, um den schwenkbaren spiegel 30 und schwenkbaren Spiegel 8 zu steuern, so daß das Bild des Augenfundus konstant an der gleichen Position an der Nadellochöffnugn 38 beibehalten wird und der Laserstrahl fährt darin fort, die gleiche Region in dem Augenfundus 16b zu beleuchten.
Die arithmetische Einheit 45 dient weiter dazu, die Blutgefäßteile auf der Basis des Blutgefäßunterscheidungssignales zu unterscheiden, und zur Berechnung des Blutgefäßdurchmessers. Nach der Berechnung werden die Ergebnisse zu der Outputsektion 46 ausgegeben, die dann den Gefäßdurchmesser auf einem Display ausgibt.
Beobachtungs- und Fotografielicht (anderes als Rot-Komponentenlicht) wird zusammen mit dem kleinen Betrag an Flecklicht durch den Wellenlängenseparationsfilter 46 geleitet und bildet ein Bild des Augenfundus an der Zielmarke 36 auch während des Meßvorganges und kann daher von dem Untersuchenden beobachtet werden. Die Fähigkeit, derart den Augenfundus während der Blutflußmessung zu beobachten, ist sehr effektiv, um Fehler zu vermeiden, da sie die Beobachtung jeglicher Abweichung von der interessierenden Gegend ermöglicht.
Das elektrische System von dem Signalprozessor 44 an wird nun beschrieben werden. Fig. 6 ist ein schematisches Diagramm des Signalprozessors. Unter Bezugnahme auf die Zeichnung besteht der Signalprozessor 44 aus einem Antriebsschaltkreis 56, einem Hochpaßfilter 51, einem Verstärker 52, einem Absolutwertschaltkreis 53, einem Integrator 54, einem A/D Wandler 55 und einem Controller 57. Antriebsimpulse, die von dem Antriebsschaltkreis 56 erzeugt werden, sind Eingaben für einen 1,024-Pixel linear CCD 43. Der CCD 43 wandelt zum Flecklicht um, um ein Flecksignal zu erhalten, das durch den Hochpaßfilter 51 gelangt, um genau die Hochfrequenzkomponenten herauszufiltern. Dieses Hochfrequenzkomponentensignal wird dann durch den Verstärker 52 verstärkt und gelangt durch den Absolutwert- Schaltkreis 53, um einen Absolutwert zu erhalten.
Das derart erhaltene Outputsignal von dem Absolutwertschaltkreis 53 ist in Fig. 7 dargestellt. Die dargestellte Signalwellenform ist nur diejenige, die von dem zentralen Bereich des CCD erhalten wird und nicht die gesamte; dies trifft ebenfalls auf Fig. 12 und 13 zu. Das Signal, das den Absolutwert aufweist, ist dann Eingabe für den Integrator 54. Das Signal von dem Integrator ist in Fig. 8a dargestellt. Das integrierte Signal wird in ein 8-bit Digitalsignal durch den A/D Konverter 55 umgewandelt und der arithmetischen Einheit 45 zugeführt.
Das Signal, das von dem Signalprozessor 44 erhalten wird und Input für die arithmetische Einheit ist, enthält Rauschen, wie in Fig. 8a gezeigt wird. Das Signal wird daher einem Glättungsprozess unterworfen, um ein geglättetes Signal zu erhalten, wie in Fig. 8b dargestellt ist, bei dem ein mittlerer, wenig geneigter Bereich W einen Teil des Blutgefäßes anzeigt. Um die Blutgefäßränder zu erhalten, werden daher tangentiale Linien A und B von dem Ursprung gezeichnet, um Tangentenpunkte zu lokalisieren, die die Blutgefäßränder anzeigen.
Es wird daher vorgeschlagen, daß die Änderungsrate (Neigung) für Linien zwischen dem Ursprung und n-Punkten erhalten wird, um einen Punkt C (Fig. 9a, 9b) zu lokalisieren, der einen Übergang der Änderungsrate von Zunahme nach Abnahme hat und ein Punkt D hat einen Übergang von Abnahme nach Zunahme. Für Punkte im Bereich zwischen C plus minus und D plus minus wird die Änderungsrate, gesehen von dem Ursprung, nach und nach erhalten, um einen Punkt zu erhalten, bei dem ein Unterschied der Änderungsrate zwischen benachbarten Punkten Null wird oder sich Null annähert. Die derart erhaltenen Punkte werden mit dem Ursprung verbunden, um tangentiale Linien E und F mit tangentialen Punkten E' und F' herzustellen, die beide als Ränder des Blutgefäßes identifiziert werden.
Der Durchmesser des derart identifizierten Blutgefäßes kann durch Multiplikation der Weite zwischen beiden Rändern des Blutgefäßes mit einem Koeffizienten bestimmt werden, der durch das lichtaufnehmende System bestimmt wird. Es ist vorteilhaft, die Weite des identifizierten Blutgefäßes mehrere Male zu erhalten und auf diese Art einen Durchschnittswert. oder den kleinsten der gemessenen Weiten des Blutgefäßes zu erhalten, um eine Verbesserung in der Bestimmung des Blutgefäßdurchmessers zu erreichen.
Eine Vielzahl von Positionsinformationen wird verlangt, wenn der Betrag, mit dem sich das Blutgefäß bewegt hat, lediglich auf Basis der Blutgefäßrandinformation erhalten wird. Ebenfalls wird diese Information in gewissem Maße durch die Flecken beeinflußt. Es ist daher notwendig, Information von zumindest drei Randsuchvorgängen zu erhalten, um die Bewegung des Blutgefäßes zu bestimmen. Durch Vergleich des Unterschiedes zwischen (m)ten und (m+1)ten Daten mit der Differenz zwischen den (m+1)ten und (m+2)ten Daten wird es möglich, zu prüfen, ob es oder ob es nicht eine Bewegung des Blutgefäßes in dem Zeitraum zwischen dem Sammeln der (m)ten Daten bis zu den (m+2)ten Daten gab. Wenn bestimmt worden ist, daß es eine Bewegung gab, ist es möglich, den Bewegungsbetrag zu bestimmen, beispielsweise durch Erhalt der gewichteten Mittel der Unterschiede, aber in Übereinstimmung mit dem Ansatz, der zusammengefaßt werden kann als "korrigiere nicht, wenn es keine Bewegung gab", wobei das Verfahren nun beschrieben wird, das daraus besteht, den geringsten der Unterschiede als Bewegungsbetrag zu nehmen.
Fig. 10 ist ein Flußdiagramm des Verfahrens zur Bestimmung des Bewegungsbetrages des Blutgefäßes in Übereinstimmung mit diesem Verfahren. In Schritt T1 werden die Daten bis zu den vorangegangenen zwei Suchvorgängen gespeichert, bis die Daten erneuert werden. Schritt T2 ist eine Blutgefäßsuche. In diesem Verfahrensschritt werden neue Blutgefäßranddaten mithineingezogen. In Schritt T3 wird entschieden, ob genügend Daten vorbereitet sind oder nicht, um den Bewegungsbetrag zu erhalten. Wenn es nicht genügend Daten gibt, kehrt das Verfahren zu Schritt T1 zurück; wenn die Daten ausreichend sind, rückt das Verfahren zu Verfahrensschritt T4 vor. Im Schritt T4 werden die Differenzen C1, C2, D1, D2 zwischen aufeinanderfolgenden Datensätzen für beide Ränder erhalten und in Schritt T5 wird das Vorhandensein oder das Fehlen von Bewegung bestimmt, indem entschieden wird, ob es besagte Unterschiede C1, C2, D1, D2 gibt oder nicht, die das gleiche Signal haben, d. h. ob die Bewegung in der gleichen Richtung in jedem Fall gegeben war oder nicht.
Wenn die Signale gleich sind und bestimmt worden ist, daß die Bewegung in der gleichen Richtung in jedem Fall stattgefunden hat, rückt das Verfahren zu Schritt T4 vor. Wenn die Signale unterschiedlich sind und es daher bestimmt wurde, daß keine Bewegung in der gleichen Richtung stattgefunden hat, rückt das Verfahren zu Schritt T7 vor. In Schritt T6 wird der Minimumwert unter den C1, C2, D1, D2 Werten genommen als Bewegungsbetrag und nach Berechnung des Korrekturbetrages, wobei die Vergrößerung und andere derartige optische Systemfaktoren berücksichtigt werden, wird der notwendige Korrekturwert für die Rückführung des Blutgefäßes zu der ursprünglichen Position erhalten und ausgegeben.
Schritt T7 ist vorgesehen, wenn die Bewegung des Blutgefäßes so geringfügig ist, daß sie nicht von nur einer oder zwei Suchvorgängen erfaßt wird. In einem derartigen Fall werden in Schritt T7 die Unterschiede C02, C01, C00, D02, D01, D00 zwischen den ursprünglichen Positionen (a0, b0) und jedem Rand(am, bm), (am-1, bm-1), (am-2, bm-2) erhalten. Die Signale von C02, C01, C00, D02, D01, D00 werden in Schritt T8 bestimmt. Wenn die Signale sämtlich gleich sind, wird dadurch verdeutlicht, daß es bereits eine Bewegung zu einer Seite von der ursprünglichen Position gegeben hat und das Verfahren rückt zu Schritt T9 vor, während dann, wenn die Unterschiede zwischen den Signalen unklar sind, ob eine Bewegung zu einer Seite von der ursprünglichen Position stattgefunden hat oder nicht, so wird das Verfahren zu Schritt T1 zurückkehren. In Schritt T9 wird das Minimum der Diskrepanzwerte C02, C01, C00, D02, D01, D00 als Wert der Abweichung genommen und ein Korrekturbetrag wird erhalten und ausgegeben.
In der Outputsektion 46 wird ein Impulsmotor durch einen Betrag angetrieben, der in Abhängigkeit mit der Korrekturausgabe durch die arithmetische Einheit 45 steht, wodurch die schwenkbaren Spiegel 8 und 30 gesteuert werden, die mit dem Impulsmotor verbunden sind. Zum automatischen Nachführen wird der schwenkbare Spiegel 8 angetrieben, um den Laserstrahl zu der Mitte des betroffenen Blutgefäßes zu bewegen. In gleicher Weise wird der schwenkbare Spiegel 30 angetrieben, um ein automatisches Nachführen durch Bewegen des Fleckmusterbeobachtungspunktes zu der Mitte des betroffenen Blutgefäßes zu erreichen.
Wenn Informationen von einem Blutgefäß in dem Augenfundus erhalten werden, wird es in einigen Fällen Differenzen zwischen den erhaltenen Meßwerten von der Mitte und den Rändern eines Blutgefäßes geben. Eine zentrale Positionskorrektur wird verwendet, um die Varianz zu eliminieren, die durch eine derartige Differenz verursacht wird.
Fig. 11 ist ein Flußdiagramm, das das Korrekturverfahren bezüglich der zentralen Position darstellt. Schritt R1 dient zum Erfassen der Position des Blutgefäßes und in Schritt R2 wird die Position des Blutgefäßes kontinuierlich erfaßt, bis die Untersuchung begonnen hat.
In Schritt R3 wird die zentrale Position des Blutgefäßes von den jüngsten Blutgefäßpositionsinformationsdaten erhalten, die unmittelbar nach dem Start der Untersuchung erhalten werden, wobei der Grad der Diskrepanz zwischen dieser Position und der zentralen Position des CCD 43 erhalten wird, und eine Korrektur wird angewandt, um jegliche Positionsdiskrepanz zwischen dem Blutgefäßzentrum und der Mitte des CCD zu eliminieren. Im Verfahrensschritt R4 wird die ursprüngliche Position des Blutgefäßes so eingestellt, daß die Blutgefäßmitte mit der Mitte des CCD übereinstimmt. In Übereinstimmung mit der ursprünglichen Position, die in Schritt R4 eingestellt wurde, wird im Verfahrensschritt R4 eine Positionskorrektur andauernd angewandt, um sicherzugehen, daß die Mitte des Blutgefäßes mit der zentralen Position des CCD 43 übereinstimmt und dies wird fortgeführt, bis die Untersuchung in Schritt R4 beendet wird. Mit diesem Verfahren ist, selbst wenn die Systemausrichtung durch den Untersuchenden sich in bezug auf das Blutgefäß außermittig befindet, möglich, die Blutgefäßmitte unmittelbar nach dem Start der Untersuchung zu untersuchen.
Wie oben beschrieben wurde, ist das System so angeordnet, daß, wenn die Zielmarke 36 relativ zu der optischen Achse des CCD 43 gedreht wird, sie sich ebenfalls relativ zu der optischen Achse bewegt, weil das CCD senkrecht zu dem Blutgefäß eingestellt werden kann. Ein Potentiometer 47 ist für die Erfassung des Rotationswinkels des CCD vorgesehen. Eine Winkelerfassungssektion 48 verwendet eine 8-bit A/D Umwandlung für die Ausgabe des Potentiometers 47, um Winkeldaten zu erhalten, die Eingabe für die arithmetische Einheit 45 sind, um den Rotationswinkel des CCD zu bestimmen. Die arithmetische Einheit 45 berechnet Korrekturwerte und gibt sie aus, die in x und y Richtungen anwendbar sind, um die Bewegung des Blutgefäßes zu korrigieren.
Es ist nicht möglich, ein gutes Flecksignal zu erhalten, wenn es eine große Diskrepanz zwischen der Größe von Fleckbildern auf dem CCD 43 und der Größe der CCD Pixel gibt. Wie in Fig. 12a dargestellt, werden Flecken 93', die größer als eines der Pixel G auf dem CCD 43 sind, den Betrag des vorhandenen Lichtes auf den Pixeln reduzieren, wodurch es unmöglich wird, ein ausreichend starkes Flecksignal zu erhalten. Fig. 12b zeigt die Art eines Flecksignales 93a, das sich in einem derartigen Fall ergibt. Andererseits wird aufgrund der Flecken 93', die im Vergleich zu den Pixeln G des CCD 43 klein sind, wie in Fig. 12e dargestellt ist, die Menge des einfallenden Lichtes auf den Pixeln gemittelt, wodurch die Art von Flecksignal 93a entsteht, das in Fig. 12f dargestellt ist und dem es an Kontrast fehlt. Flecken mit mehr oder weniger der gleichen Größe wie den Pixeln, wie sie in Fig. 12c dargestellt sind, werden ein gutes Flecksignal herstellen, wie das Signal 93a, das in Fig. 12d dargestellt ist.
Ein Verfahren zur Verwendung von Flecksignalen als Grundlage für die Unterscheidung von Objekten, die sich mit unterschiedlichen Geschwindigkeiten bewegen, wird nun beschrieben. Flecken, die eine siedende Bewegung aufweisen, benötigen eine komplizierte Beschreibung, so daß das Verfahren im Hinblick auf die Einfachheit anhand von Translationsbewegung beschrieben wird. Die linke Hälfte von Fig. 13a schildert Blutzellen in Geweben in der Nachbarschaft eines Blutgefäßes, die eine niedrige bewegungsgeschwindigkeit aufweisen, so daß die Flecken 93' ebenfalls eine geringe Bewegungsgeschwindigkeit zeigen. Die rechte Hälfte der Abbildung zeigt Blutzellen mit einer hohen Bewegungsgeschwindigkeit, wie die Blutzellen in einem Blutgefäß und daher verursachen sie Flecken mit einer hohen Bewegungsgeschwindigkeit. Fig. 13b zeigt die Wellenform der entsprechenden Signalausgaben durch einen Fotosensor (z. B. einem CCD). Wenn die Geschwindigkeit des Fleckmusters höher als die Scanngeschwindigkeit eines scannenden Sensors ist, gelangt eine große Anzahl von dunklen und hellen Teilen von Flecken 93' durch den lichtaufnehmenden Teil des CCD 43 und veranlassen eine Ausgabe, bei der die hellen und dunklen Teile gemittelt werden und es gibt einen geringen Unterschied zwischen den Signalen, die an unterschiedlichen, lichtaufnehmenden Punkten erzeugt worden sind.
Wenn andererseits die Geschwindigkeit des Fleckmusters geringer als die scannende Geschwindigkeit des scannenden Sensors ist, wird die Anzahl der dunklen und hellen Teile der Flecken 93a, die durch den lichtaufnehmenden Teil des CCD 43 gelangt, abnehmen, so daß ei n starkes Signal der Output von einem Punkt auf dem lichtaufnehmenden Teil des CCD 43 sein wird, durch den mehr Lichtfleckenteile gelangen, und ein schwaches Signal wird der Output von einem Punkt sein, durch den dunkle Fleckbereiche gelangen. Daher wird es möglich, zwischen Objekten zu unterscheiden, die sich mit unterschiedlichen Geschwindigkeiten bewegen, durch eine Optimierung der Scanngeschwindigkeit des scannenden Sensors unter Berücksichtigung der Fleckmuster, die von Objekten entstehen, die sich mit unterschiedlichen Geschwindigkeiten bewegen und durch Erhalt der Intensitätsbeziehung der Signalausgabe durch den scannenden Sensor.
In Fig. 5 wird dargestellt, wenn, unter Berücksichtigung des auf dem CCD 43 aufgebauten Blutgefäßbildes, die Beziehung zwischen dem Bild in einer parallelen Richtung zu dem Blutgefäß 16c und dem Bild in einer senkrechten Richtung zu dem Blutgefäß geändert wird, um es in der Richtung parallel zu dem Blutgefäß zu komprimieren. Dies ermöglicht, daß die Menge des einfallenden Lichtes auf dem CCD 43 angehoben wird, ohne eine Absenkung der Auflösung in der senkrechten Richtung zu dem Blutgefäß. Es wird eine geringe Degradation in der Signalintensitätsbeziehung der hellen und dunklen Flechenbereiche geben, da es jedoch eine beträchtliche Absenkung in den dunklen Bereichen gibt, wird es wenige Unterscheidungsfehler geben.
Fig. 14 bis 18 beziehen sich auf weitere Ausführungsformen, die das gleiche Ziel der oben beschriebenen Ausführungsform haben, jedoch nicht auf dem obtischen Sytem einer Funduskamera basieren. In den Beschreibungen haben die Teile, die gleich den Teilen in der oben beschriebenen Ausführungsform sind, die gleichen Bezugszeichen und auf eine detaillierte Beschreibung dieser Teile wurde verzichtet.
Unter Bezugnahme auf Fig. 14 wird ein Laserstrahl auf einen schmalen Spiegel 102 konvergiert, der an einer Position angeordnet ist, die konjugiert mit der Hornhaut 16a ist. Das Licht gelangt durch Relaislinsen 103 und 104 und eine Fokussierlinse 105, wird durch einen schwenkbarne Spiegel 106 reflektiert, der an einer Position lokalisiert ist, die mit der Hornhaut 16a konjugiert ist und wird in den Augenfundus 16b über die Objektivlinse 15 projeziert. Wie in Fig. 15 dargestellt ist, besteht der schwenkbare Spiegel 106 aus einem völlig reflektierenden Spiegel 106a, einem durchscheinenden Bereich 106b und einem Bereich 106c mit einem geringen Reflektionsvermögen, die nicht Licht hindurchläßt.
Ein Teil des Lichtes, das von dem Augenfundus 16b gestreut und reflektiert wird, gelangt entlang des gleichen Lichtpfades zurück, wird durch einen Ringspiegel 101 reflektiert und bildet ein Bild auf dem CCD 43. Licht, das durch den Ringspiegel 101 und den kleinen Spiegel 102 geleitet wird, wird an der Nadellochöffnung 38 durch eine abbildende Linse 107 zu einem Bild geformt.
In der ersten Ausführungsform bewegen sich der Spiegel, der für die Strahlausrichtung und Nachführung verwendet wird, und der Spiegel, der für die Ausrichtung des Beobachtungspunktes und das Nachführen verwendet wird, unabhängig voneinander, wobei ein Nachteil davon ist, daß dies die Ausrichtungsdurchführung verkompliziert. Zusätzlich können während der Nachführung die Spiegel manchmal aus ihrer gemeinsamen Ausrichtung herausgeraten. Um derartige Probleme zu lösen, ist in dieser Ausführungsform die Funktion der beiden Spiegel in einen einzelnen Spiegel integriert. Ein Bildrotator 70 kann verwendet werden, um das Blutgefäßbild senkrecht zu dem CCD 43 anzuordnen. Unter Bezugnahme auf Fig. 16 kann das Blutgefäßbild, das auf der Oberfläche des CCD 43 gebildet wird, auch rotiert werden. Der Bildrotator ist mit der Zielmarke 36 verbunden, so daß beide zusammen rotieren. Für die Winkeldaten ist ein Potentiometer 471 vorgesehen, um den Rotationswinkel des Bildrotators zu erfassen.
Unter Bezugnahme auf Fig. 17 kann der CCD 43 durch einen Vibrator bei einer niedrigen Frequenz und Amplitude, verglichen mit der Bewegung der Flecken in der Richtung des Blutgefäßes, oszilliert werden, dessen Bild auf dem CCD gebildet wird. Alternativ dazu kann der Vibrator 71 so angeordnet werden, daß er die Linse 42b oszilliert, die vor dem CCD (Fig. 18) angeordnet ist. Selbst bei Verwendung von Oszillationen, die eine geringe Frequenz und Amplitude im Vergleich zu der Bewegung der Flecken aufweisen, ist die Wirkung die gleiche, als wenn das Bild in einer Richtung parallel zu dem Blutgefäß komprimiert wird.
Wenn der CCD 43 ein linearer Sensor ist, wird keine Auflösung in einer Richtung parallel zu der langen Achse des Blutgefäßes verlangt, dessen Bild durch das Laserflecklicht hergestellt wird. Daher kann die Kompression entlang der langen Achse des Blutgefäßes an der Fourierebene erzielt werden, jedoch muß es an der Bildebene in der senkrechten Richtung zu dem Blutgefäß erzielt werden, da es Auflösung benötigt.
Während die Erfindung anhand einer bevorzugten Ausführungsform beschrieben worden ist, ist es von den Fachleuten so zu verstehen, daß vielerlei Änderungen vorgenommen werden können und Äquivalente können Elemente davon ersetzen, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen, wie er in den Ansprüchen davon definiert ist. Zusätzlich können viele Veränderungen vorgenommen werden, um eine bestimmte Situation oder Material an die Lehren der Erfindung anzupassen, ohne den wesentlichen Bereich davon zu verlassen, wie er in den Ansprüchen davon definiert worden ist. Daher ist die Erfindung nicht auf die bestimmte Ausführungsform begrenzt, die als beste Art offenbart worden ist, um die Erfindung auszuführen, sondern die Erfindung schließt alle Ausführungsbeispiele mit ein, die im Bereich der beigefügten Ansprüche liegen.

Claims

1. Ophthalmologisches Meßverfahren, bei dem mittels einer basisoptischen Anordnung einer augenfunduskamera der Augenfundus (16b) durch einen Laserstrahl beleuchtet wird, der einen vorbestimmten Durchmesser hat und die Bewegung eines Laserfleckmusters, das durch Laserlicht gebildet wird, das gestreut und von dem Augenfundus (16b) reflektiert wird, wird an einem ersten Beobachtungspunkt (38), der mit dem Augenfundus konjugiert ist, als Fluktuationen in der Flecklichtintensität erfaßt, um ein Flecksignal herzustellen, das ausgewertet wird, um den Blutflußstatus in dem Augenfundusgewebe zu messen, dadurch gekennzeichnet, daß die Fluktuationen in der Flecklichtintensität an einem zweiten Beobachtungspunkt (43), der mit dem Augenfundus konjugiert ist und unterschiedlich von dem ersten Beobachtungspunkt (38) ist, als Bewegungen des Laserfleckmusters erfaßt, entsprechend der Geschwindigkeit des Blutflusses in dem Augenfundus, wobei die Erfassung an dem zweiten Beobachtungspunkt erfaßte Signale (93a) produziert, und eine Hochfrequenzkomponente der erfaßten Signale (93a) wird integriert, um eine Integrationskurve zu erhalten, deren Neigung zur Identifizierung der Ränder (E', F') eines Blutgefäßes (16c) verwendet wird, so daß der Durchmesser des Blutgefäßes gemessen wird.

2. Ophthalmologisches Meßverfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die besagte Integrationskurve analysiert wird bezüglich der Veränderungsrate und ein punkt (E',F'), bei der die Änderungsrate Null wird oder sich Null nähert wird als ein Rand des Blutgefäßes bestimmt.

3. Ophthalmologisches Meßverfahren gemäß Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Laserstrahl mittels eines ersten schwenkbaren Spiegels (8) in Richtung des Augenfundus (16b) geleitet wird und das Laserlicht, das durch den Augenfundus (16b) reflektiert wird, wird zum ersten Beobachtungspunkt (38) mittels eines zweiten schwenkbaren Spiegels (30) geleitet, wobei die Winkelpositionen der Spiegel (8, 30) durch die erfaßten Signale in Abhängigkeit von der relativen Positionsdifferenz zwischen dem unterschiedenen Blutgefäß (16c) und dem ersten Beobachtungspunkt (38) gesteuert werden, wodurch es ein automatisches Nachführen gibt, durch das das erfaßte Blutgefäß (16c) und der erste Beobachtungspunkt (38) ausgerichtet werden.

4. Ophthalmologisches Meßverfahren gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Durchmesser des Blutgefäßes (16c) durch Multiplikation der Entfernung zwischen beiden Rändern des Blutgefäßes mit einem vorher bestimmten Koeffizienten bestimmt wird.

5. Ophthalmologisches Meßverfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß eine Vielzahl von Meßschritten ausgeführt werden und die Datensätze der Blutgefäßränder, die durch die besagten Meßschritte erhalten worden sind, werden gesammelt (T3), die Unterschiede (T4) zwischen aufeinanderfolgenden Datensätzen werden gewichtet, um den Bewegungsbetrag des erfaßten Blutgefäßes zu erhalten, und Korrekturbeträge (T6) zum automatischen Nachführen werden vom Bewegungsbetrag erhalten.

6. Ophthalmologisches Meßgerät bei dem, bei der Benutzung, mittels einer basisoptischen Anordnung einer Augenfunduskamera der Augenfundus (16b) mittels eines Laserstrahles beleuchtet wird, der ei nen vorbestimmten Durchmesser hat und die Bewegung eines Laserfleckmusters, das durch Laserlicht gebildet wird, das gestreut und von dem Augenfundus (16b) reflektiert wird, wird als Fluktuationen in der Flecklichtintensität erfaßt, um ein Flecksignal herzustellen, wobei das Gerät umfaßt:

Eine Laserlichtquelle (1),

ein laserstrahloptisches System, um das Laserlicht von der Laserstrahlquelle zu leiten, es auf einen vorbestimmten Durchmesser einzustellen und um es zu veranlassen, eine Region (16b) des Augenfundus zu beleuchten,

Mittel (40), um das Laserlicht zu messen, das von der beleuchteten Region gestreut worden ist, an einem ersten Beobachtungspunkt (38), der mit dem Augenfundus konjugiert ist und um ein erstes Signal entsprechend der Meßergebnisse herzustellen,

und Mittel (41), um das erste Signal zu verarbeiten, um den Blutflußstatus in dem Augenfundusgewebe zu messen,

gekennzeichnet durch weitere Mittel (43), um Streulicht von der beleuchteten Region zu messen, angeordnet an einem zweiten Beobachtungspunkt, der, in Betrieb, mit dem Augenfundus konjugiert ist und um ein zweites Signal entsprechend dem Ergebnis der Messung herzustellen;

Mittel (44, 45) zum Aufspüren, basierend auf dem zweiten Signal der Bewegung des Laserfleckmusters entsprechend der Geschwindigkeit des Blutflusses in dem Augenfundus und zum Herstellen von Erfassungssignalen (93a);

und durch Integriermittel (54) zum Integrieren einer Hochfrequenzkomponente des Erfassungssignales (93a), um eine Integrationskurve zu erhalten, um aus der Neigung davon eine Identifizierung der Ränder eines Blutgefäßes (16c) zu ermöglichen, so daß der Durchmesser des Blutgefäßes meßbar ist.

7. Ophthalmologisches Meßgerät gemäß Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß der Laserstrahl in Richtung des Augenfundus (16b) mittels eines ersten schwenkbaren Spiegels (8) geleitet wird und das Laserlicht, das von dem Augenfundus (16b) reflektiert wird, wird zu dem Beobachtungspunkt (38) mittels eines zweiten schwenkbaren Spiegels (30) geleitet, wobei die Winkelstellungen der Spiegel (8, 30) über die Erfassungssignale gesteuert werden in Abhängigkeit von der relativen Positionsdifferenz zwischen dem unterschiedenen Blutgefäß (16c) und dem ersten Beobachtungspunkt (38), wodurch sich ein automatisches Nachführen ergibt, wodurch das erfaßte Blutgefäß (16c) und der erste Beobachtungspunkt (38) ausgerichtet werden.

8. Ophthalmologisches Meßgerät gemäß einem der Ansprüche 6 und 7, dadurch gekennzeichnet, daß das weitere Meßmittel ein scannender Sensor (43) zum Erfassen von Fluktuationen in der Flecklichtintensität ist.

9. Ophthalmologisches Meßgerät gemäß Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß beide der Spiegel (106) integriert sind.