JP2000504256A - 生物の血管を検査するための装置および方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明は、生物の血管、特に網膜の血管を検査するための装置に関する。本発明の装置は、測定ウィンドウの少なくとも部分的なディジタル化または分離を可能にするイメージマニピュレータの形態をした評価ユニットを備えている。これによって、少なくとも１つの血管セグメントが電子イメージまたはイメージシーケンスによって表され、この電子イメージまたはイメージシーケンスは上記評価ユニットに送られる。

Description

【発明の詳細な説明】 生物の血管を検査するための装置および方法 本発明は、少なくとも１つの血管部分が１つの電子イメージ（電子画像）また は一連の電子イメージとして示され、光電レシーバ装置から評価ユニットへ供給 される、生物の血管、好ましくは網膜の血管の検査をするための装置に関する。 本発明は、光学的にアクセス可能（接近可能）なすべての血管、または他の手 段によって結像可能な導管の機能的な診断および解析に対して適用可能である。 大きな網膜血管の導管挙動の検査のために本発明を使用することが好ましい。し かしながら、虹彩の血管、静脈の検査、および顕微鏡または内視鏡または他の手 段によって光学的に接近可能な血管の検査のために、本発明を使用することもで きる。特に、手術の際に外部に露出される血管は、手術用顕微鏡によりモニター し且つ検査することができる。本発明の適用は、人間の血管に対しても、そして また動物の検査に対しても可能である。血管の結像（すなわち像形成）は、光電 イメージ変換を備えた光学結像システムによって、または血管の写真イメージの スキャニング（走査）のような電子イメージ生成システムによって行うことがで きる。本発明の適用はマイクロサーキュレーション（microcirculation）におけ る血管検査に対してだけに限定されるわけではない。むしろ、超音波や他の結像 原理によって作られた血管部分の大きなイメージに対して好ましい態様で本発明 を使用することもできる。 血管の検査に対する従来技術では、眼の後ろの血管の膨張測定が知られている 。これらの方法は、検眼鏡（眼の内部や網膜の検査のための器具）イメージにお ける光学的な精密測定技術、精密な光学測定技術の使用および写真ネガ（陰画） の密度計に基づいているか、あるいは光電測定方法に基づいている。 DE3,839,272によれば、眼の背景を測定するための装置が知られている。この 装置は臨床的目的に適しており、この装置により膨張した血管の測定が可能にな る。これにより、小さく脈動する血管膨張の自動調整変化または局所調整変化を 客観的に取得することが可能である。この場合、眼背景の血管を有する１つのイ メージフィールドが少なくとも２つのＣＣＤラインセグメント上に結像する。こ こで、イメージ位置およびイメージの光学特性を変化させるための手段が設けら れている。この装置は、連続モードまたはフラッシュ（閃光）モードで操作する ことができる。 同様に、スズキ．ワイ．（Surv．Ophthalmol．1995，May; 39 Suppl 1;57-65 ）の測定ステーションは、ＣＣＤラインで作動する。 上述した設計の欠点は、従来技術に比べていくらか改良された再現性をもって 単一のＣＣＤラインで準連続的な測定だけが可能であるが、セッティングの間お よび検査工程に亘って、大きなシステム的なエラーが伴うことである。臨床的に 重要で意味深い情報が、グループ平均として得られるだけである。自由な局所的 調整血管応答および脈動変化を含む血管の複雑な挙動は、特定の場合において信 頼することができず、通常は検出することすらできない。 パルス同期式ＴＶイメージまたは写真イメージの使用を介して網膜血管のパル ス形状を取得するために、様々な装置または方法が開示されている。このタイプ の研究のために、パルス信号の追加的な取得を介して、イメージ記録またはディ ジタル化をパルス同期で制御することができる。この点に関して、装置および方 法がＵＳ５，０３１，６３２に記載されている。この装置および方法では、血管 の１つの位置だけのパルス形状が、パルス同期のＴＶイメージシーケンスからオ ンラインで決定される。しかしながら、提案された本解決方法は、基本的な、著 しく大きな測定不確実性を有する。したがって、臨床的に重要な、網膜の血管直 径のパルス形状の個別取得をすることができない。開示されたパルス形状は、網 膜血管の直径に基づいて測定可能であるため、実際のパルス形状に対応しない。 類似の方法が、ドムスキ(Dumskyi) などによって開示されている（1996 Curr Eye Res．1996 Jun; 15(6):652-632）。これらの方法は、オンライン処理能力が なく、非常に時間消費型であり、精度が悪く、グループ平均に関する記述だけが 価値のあるものである。 もう１つの光電方法が、デロリ（Delori）によって提案されている（Applied Optics Vol 27，No6，1988，1113-1125）。この方法においても、血管直径が決 定される。この測定原理は、後述する提案の解決方法とは基本的に異なっている 。血管方向に垂直な血管の１つの位置において血管直径を横切って、様々なカラ ーの極端に狭帯域の照明のもとで、小さいギャップ状の測定面がスキャンし、そ の結果得られた明るさプロフィールが位置訂正され、略式プロフィールに組み込 まれる。そして、非常にエラーを含んだエッジ半値幅から、血管直径が算出され る。特に眼の移動による（前述の原理で完全には訂正することができない）大き なシステム的エラー発生源、特にスキャンプロセス中の眼運動（全く訂正するこ とができない）が、測定血管に影響する。原則として、測定システムは、約１． ６〜３秒の測定時間で、準連続的な測定値だけを提供することができる。 ときどき、網膜血管の直径を得るためのイメージ処理または複雑な数学アルゴ リズムの標準的な方法に使用のための文献に様々なテストが記載されている。た とえば、シャック(Schack) などは、特別の適応性のある方法を記載している（M ustererkennung 1994，Springer-Pub.，475-481）。しかしながら、これらの方 法では、エッジ認識のイメージ処理に関する公知の不適当な標準方法よりも数学 的原理が初期的にはるかに有望であるけれども、求められる精度が得られないだ けでなく、オンライン処理能力もない。 従来知られた方法および装置では、セッティング間の再現性が非常に低い精度 を有する。この再現性は、患者の個別の血管の調整パラメータおよび病理学的変 化および療法学的変化の意味のある検出には適していない。調整変化および血管 直径の推計変化の生理的リズムは、１０％以下の差を呈し、時には１〜２％の差 しか呈しない。これらは、公知の方法では、個別に且つ実 質的に検出不可能である。従来の方法では、通常オンライン処理能力がなかった り、十分な時間的解像がなかったり、臨床的使用に対して実用的でなかったりし た。 本発明は、複雑な血管挙動を決定することのできる血管検査方法および対応装 置を規定するという問題に基づいている。 本発明によれば、請求の範囲に記載された特性を有する装置および方法によっ て問題が解決される。 本発明は、多くの利点によって特徴付けられている。 本発明は、時間的依存性および局所的依存性およびその変化の準連続的な取得 あるいは正確に並列的な取得に関連して、血管直径の連続的な測定のための技術 的な必要条件を創設している。かくして、エラー発生源として以前とらえた生物 学的多様性（変化しやすさ）、たとえば血管運動、血圧波、細胞間隙の局所変化 が決定可能であり、臨床的に評価可能である。驚くべきことに、ベーリスエフェ クト、マイヤーウェイブ、血管運動、位置に関する血管変化、po2 変化およびpc o2変化のような生理学的効果が、単一の血管部分および人に対して個別に検出可 能である。また、その時間的プロフィールおよび局所的プロフィールが血管に沿 って記録可能である。したがって、マイクロサーキュレーションにおいて全く新 しい品質の血管検査を得ることができる。 本発明により、位置依存性の変数および時間依存性の変数の並列的なオンライ ン取得が可能になるだけでなく、幾つかの血管の並列的なオンライン取得が可能 になる。 本発明により、測定におけるシステム的なエラーが著しく低減され、再現性が 明白に改良され、１つの血管の単一部分の生理学的変化、療法学的変化または刺 激変化の非常に意味のある検出が、特定の人に対して個別に可能になる。かくし て、血管挙動の観点から最適化された個別療法が初めて作られることになる。 本発明は、血管挙動の評価のための数多くの有益な新しい診断方法の効率 的な評価およびデータ取得に対するポテンシャル（潜在能力）を利用しており、 網膜血管に限定されない。 さらに、本発明の適用により、以前は測定不可能であった網膜血管に対して、 パワーフルなパラメータを形成することが可能になる。このパラメータは、図式 的に簡潔な方法で表示され、これにより数多くの測定値の評価が初めて可能にな る。 特に、正しいイメージに戻ってイメージから得られた測定データの後続する割 り当てのように、特別のタイプの表示が、情報の特定ビットに対して仕立てられ る。 さらに、本発明により、血管直径のスペクトル解析（分光解析）からパラメー タを得ることが可能になる。 さらに、所定の構成により本発明の方法が安価なＰＣ（パーソナルコンピュー タ）装置を用いたオンライン処理能力を有することは有用である。 追加的な重要利点は、本発明の装置が様々な特別の装置からなり、各装置が個 別に使用可能であるということにある。最も重要な装置の幾つかは、次の通りで ある。 −比較可能な測定結果が得られるように、眼の背景における物体空間に対する首 尾一貫した固定座標を有する、本発明にしたがう固定装置。 −眼の運動の影響を低減するために、１つまたは複数のヘルプウィンドウの設置 。 −眼への光ストレスが低減されるように、測定フィールドの使用。 本発明の方法および本発明の装置により、同等の臨床的重要性を有する問題群 に対して、様々な臨床的発見を伴う数多くの様々な実施が可能になる。光電レシ ーバユニットとして、イメージシーケンスのためのディジタル記録システムまた はアナログ記録システムの双方を使用することができ、またレーザスキャナシス テムおよび光電結像型の旧来の光学結像システムまたは血管部分の電子イメージ を供給することのできる他のシステムのような結像システムを使用することがで きる。その結果、本発明の可能な設計の数がさら に多く拡張される。 １つの設計例に基づいて、本発明を以下に詳細に説明する。ここで、瞳に近い 網膜分岐血管部分のオンライン検査のための測定ステーションを説明する。臨床 的背景は、局所的な調整の度合いの問題、および血管運動または収縮性機能およ び血管部分に沿った血管壁の剛性に関する限定された局所的調整の原因に対する 探索である。これらの臨床的問題は、従来の方法では研究されていなかった。 添付図面は、以下の通りである。 図１は、装置全体のブロックダイアグラムである。 図２は、設計例に説明された装置のブロックダイアグラムである。 図３は、設計例に説明された装置のブロックダイアグラムであって、ここでは 第２の図が示されている。 図４は、ウィンドウを有するイメージフィールドの表示である。 図５は、プロセスシーケンスのブロックダイアグラムである。 図６は、機能的イメージのサンプル表示である。 図７は、時間表示のサンプル表示である。 図８は、血管流れに対するサンプル表示である。 図９は、ミラー面Ｓ１／Ｓ２／Ｓ３におけるミラー位置および瞳位置である。 図１０は、ＭＳＢの設計例である。 図１１は、ＵＳＢの設計例である。 図１２は、スキャンされた測定面での血管直径に対する一次データストリング （データ列）の形成を示している。 図１３は、局所的依存関係の並行取得での血管直径に対する一次データストリ ング（データ列）の形成を示している。 図１４は、スキャン領域の様々な構成を示している。 図１は、本発明の装置の全体構成を説明している。 物体Ｏは、生物、好ましくは人間の眼の大きい網膜分岐血管である。物体 空間は眼の背景として規定されている。小穴は、物体空間の基準点（すなわち参 照点）として規定されている。ビデオソースとして、本発明では、照明修正型の 網膜カメラ（後述する）の形態をした結像システム（イメージングシステム）Ｂ Ｓと、新たな組み合わせ内側・外側固定装置ＦＩ（同じく後述する）と、イメー ジレシーバＢＥとしてのＣＣＤイメージセンサとを使用する。結像システムＢＳ は、求められている基部部分および検査すべき血管部分の照明および光学像形成 のために使用される。イメージレシーバＢＥは、好ましくは連続的なＴＶイメー ジシーケンスへの光電的なイメージ変換のために使用される。 イメージレシーバＢＥから出力されるイメージシーケンスのアナログビデオ信 号は、イメージマニピュレータＢＭへ供給される。イメージマニピュレータＢＭ 、たとえばフレームグラバ（frame grabber）には、本発明のイメージウィンド ウおよび関連する時間ウィンドウ（後に説明する）を作成するとともに、時間ウ ィンドウの内部のウィンドウの内容をディジタル化して信号処理ユニットＢＶへ 送るための手段が設けられている。イメージウィンドウの幾何学的形状および位 置、時間ウィンドウの測定時間および記録時間、およびそのシーケンスは測定プ ロセスに適用されるイメージによって変化する。イメージマニピュレータユニッ トには、調節可能なモニターＥＰにビデオイメージを表示するための手段、モニ ターの基底部イメージにおいて現行のウィンドウおよびウィンドウ位置を表示す るための手段、および好ましくは現行の検査ＩＤＵのための日付け、参照時間お よび識別番号を伴ってモニター上のビデオイメージを同定（同一性を確認または 識別）するための手段が設けられている。調節可能なモニターＭ１は、結果ＥＰ の表示のための１つの手段であり、検査プロセスの前または間においてセッティ ングを確認または訂正するために、ウィンドウにおける検査中の血管部分のセッ ティングの現行の結果の観察のために使用される。 信号処理ユニットＢＶは、記憶ユニットおよび演算ユニットからなり、ダイア メーターモジュールＤＭと呼ばれている。ダイアメーターモジュールＤ Ｍは、後述する方法にしたがってディジタル化されたウィンドウ内容を処理し、 個別の行または列の血管部分を自動的に認識し、斜め位置状態にある血管の直径 を正しく決定し、ウィンドウにおける血管の中間位置とともにコントロールユニ ットへ送る。 さらに、信号処理ユニットは、血管の直径、ＭＳからの選択的な測定データや 追加データ、およびＳＳからのコントロールデータに関する測定結果を評価する とともに、特徴的数量の形成のための患者データおよびコントロールデータとに 関連して測定結果および評価結果を保管するための演算媒体および記憶媒体（評 価モジュールＡＭ）を含んでいる。 設けられた他の構成は、結果の表示および測定プロトコルの編集の計算に使用 される（表示モジュールＰＭ）。そのデータは、コントロールユニットを介して 評価ユニット内の装置へ送られる（ＥＰ）。 さらにユニットＢＶは、データベース（データベースモジュールＤＢＭ）を保 管し管理するとともにデータを評価モジュールまたは表示モジュールに送るため の手段を含んでいる。データベースでは、測定データ、コントロールデータ、患 者データ、および評価データが後述する好ましいフォーマットで保管され、追加 的な使用のためにコンパイルされている。 上述のモジュールは、好ましくは、それぞれ自分自身の処理装置を特徴とする 。ダイアメーターモジュールは、処理速度を高めるために、マルチプロセッサー システムとして構成することができる。上述のモジュールのもう１つのハードウ ェア構成は、全体的にあるいは部分的にリスクエンジニアリング（Risk Enginee ring）を用いて設計することができる。 コントロールユニットＳＳは、本発明の方法のシーケンスコントロール（後述 ）を実施するための記憶ユニット、および演算ユニットを備えている。また、コ ントロールユニットＳＳは、選択的測定システムＭＳ、選択的マニピュレーショ ンユニット、ＣＣＤカメラ（ＢＥ）のための固定ユニット（ＦＩ）、および結像 システムＢＳのための対話モードの入力ユニットに対するインターフェースを実 現し、駆動し、ポーリングするための手段を備えてい る。コントロールユニットは、以下詳述する本発明の方法の測定・評価プロセス の全体を制御する。 ユニットＤＥは、対話モードの入力手段、好ましくはマウスおよびキーボード を備えている。 参照記号ＥＰは、上述した調節可能なモニターＭ１、および結果の表示のため の手段、好ましくはＰＣモニターおよびカラープリンタＦＤに対する標準である 。システムからの出力は、ＰＣモニターＭ２上に、対話オペレーションの検査者 に対して呈示される。 好ましくは、ＳＳによって制御されるイメージメモリが含まれている。このイ メージメモリは、ＢＥからＢＭへ供給されたイメージシーケンスを全体的または 部分的に記録し（好ましくは測定プロセスと並行して）、調節可能モニター上の 表示または評価のためにＢＥから供給されたＢＭのイメージシーケンスに代えて 、この保管されたイメージシーケンスを随時再生することができる。制御可能な ビデオレコーダー、たとえばシリアルインターフェースのモデルAG7355（パナソ ニック）でのアナログテープ記録の場合に、時間コードおよびテープ識別番号に よってテープが識別（同定）されるように、あるいはディジタルイメージレコー ダーの場合に、各イメージに対して参照時間および検査識別子（ＩＤＥ：後述） でテープが識別（同定）されるように、ビデオメモリおよびＳＳには手段が設け られている。また、これらの手段により、記録、探索（検索）、巻き戻し、早送 り、再生などのようなＴＶイメージメモリのすべての公知の機能の全体範囲を利 用することが可能になる。本発明にとって、イメージシーケンスがアナログで保 管されようとディジタルで保管されようと全く違いはない。イメージの選択的な 並行記録に対して、イメージ識別またはコーディングを含むイメージ記録および 再生を取り扱うために、そしてイメージシーケンスの転送または伝送のために、 フレームグラバは適当に構成されていなければならない。これらの手段により、 ＢＥから供給されるイメージシーケンスをイメージごとに（ＳＳの制御のもと） 識別するとともに、蓄積のためにイメージメモリにこれらを提供するこ とが可能になる。また、保管されたイメージシーケンスの再生の場合には、ＢＥ から供給されるイメージシーケンスに代えて保管されたイメージシーケンスをピ ックアップして処理することが可能である。イメージコーディングは、好ましく は、名前、検査の日付（ＤＵ）、および参照時間を用いて、イメージごとに行わ れる。イメージの他のデータを書き込むことは、有利である。この場合、これら のデータは、ユニットＳＳからＢＭへ送られなければならない。ビデオメモリの 選択的使用の場合には、特定の検査データと患者データとの間の参照が、保管さ れたイメージまたはイメージシーケンスおよびその時間レファレンス（時間参照 ）のためのデータベースにおいて作成される。 測定ユニットおよびマニピュレーションユニットＭＰ／ＭＳは、医学的質問に 対して手で応答するように選択的に構成することもできる。しかしながら、ほぼ 連続した血圧測定のためにすべての検査手段が設けられていることが好ましい。 好ましくは、ＳＳを介した検査プロセスの直前または直後に１分間の間隔で決定 されるべきである。そして、好ましくは、心臓収縮血圧値および心臓弛緩血圧値 がシーケンスコントロールのもとで測定され、これらの値が記憶、評価および表 示のためにユニットＳＳによって移動されるべきである。 本発明にしたがう網膜カメラの修正について以下詳述する。 この修正は、外側および内側固定からなる本発明の固定システムの設置、特別 な測定フィルタおよび追加的な手段の使用、および照明ビーム経路さらに光源を 含む照明ビーム経路のユニットの制御手段における修正に関する。後述する修正 は、特別なフィルタの使用を除いて本発明にとって必須ではなく、本発明の利点 が最も目立って表れる好ましい形態を示しているに過ぎない。 図２および図３には、イメージ生成システムＢＳが詳細に示されている。これ らの図は、互いに垂直に整列した２つの図を示している。そして、図３は、方向 Ａから見た図２の構成の上面図を示している。それは、結像、検眼 鏡レンズＯＬおよびレンズシステムＨＯＳを有するメインビーム（主光線）経路 ＨＳ、ペリメータ照明システムＵＢＳを有するペリメータ照明ビーム経路ＵＳ、 測定フィールド照明システムＭＢＳを有する測定フィールド照明ビーム経路ＭＳ 、および固定ビーム経路ＦＳからなっている。固定ビーム経路は、図３ｂに示す ２つのミラーＳ4aおよびＳ4b（図３）によって外側固定ビーム経路ＦＡＳおよび 内側固定ビーム経路ＦＩＳに分割される。図２には内側固定ビーム経路だけが示 されているが、この内側固定ビーム経路はミラーＳ３を介して図示された瞳面の 領域でメインビーム経路へ反射される。図示された図に関して、それは紙面の鉛 直方向から移動し、次いでメインビーム経路ＨＳ、照明ビーム経路ＵＳおよびＭ Ｓに平行に合流し、検眼鏡レンズＯＬを介して眼に至る。 本発明において、ペリメータ照明ビーム経路ＵＳおよび測定フィールド照明ビ ーム経路ＭＳは、照明測定フィールド（後述する）および照明ペリメータで眼の 背景を相互独立に照明するのに用いられる。双方のビーム経路はミラーＳ１によ って結合し、図９に示すように照明瞳面ｐ”において瞳を分割し、ミラーＳ２に よってメインビーム経路へ反射される。ミラーＳ２およびＳ１は互いに共役であ り、この例では瞳分割によってビーム経路の分割および結合を行う。すなわち、 内側固定ビーム経路の瞳面を含む照明瞳面および結像瞳面はｐ’におけるミラー Ｓ２およびＳ３の領域で一致し、眼の瞳ｐに対して共役である。すべてのビーム 経路は検眼鏡レンズＯＬを介して一緒に進み、物体（眼）の光学層を介して、検 査すべき網膜血管の部分を有する物体空間に侵入する。 メインビーム経路の結像ユニットは、眼の光学層、検眼鏡レンズＯＬおよび光 学システムＨＯＳである。これらは、ＣＣＤレシーバＢＥのセンサー面のイメー ジ面ｙ”に物体面ｙを結像させ、この例の場合には、ｙ’において中間イメージ 面を形成する。ＣＣＤカメラＢＥの検出面における血管部分の無反射イメージの 形成に加えて、ビーム経路における公知光学手段の公知構成に基づいてイメージ の焦点合わせ（プアビジョンコンペンセイション：po or-vision compensation）を行うために、メインビーム経路が用いられている。 これらは、レンズシステムＨＯＳに組み込まれている。 光学システムＨＯＳには、ＳＳによって制御されるプアビジョンコンペンセイ ション（不図示）が設けられている。このコンペンセータは、調節可能モニター Ｍ１のコントロールイメージに基づいて検査者によってコントロールエレメント に調節される。そして、現行のプアビジョン（不良視覚）に対する屈折値が決定 され、信号ＢＳＲとしてコントロールユニットＳＳに送られる。次いで、ｂｓｒ によって得られたプアビジョンコンペンセイションのオフセットに起因する公知 の方法で、検査中の眼の屈折値を無限遠合焦状態におけるガルストランド眼に関 して決定することができる。この値は、基部イメージが先鋭に焦点合わせされた ときの屈折値と一定の関係にある。 他の設計例では、プアビジョンコンペンセイタのオペレーションのための手動 サーボエレメントが、自動サーボエレメントとして設計されている。そして、こ れらのサーボエレメントを制御するための手段により、これらのサーボエレメン トは、公知の方法により、眼の背景のイメージからフォーカス状態を決定し、焦 点合わせを設定するための制御信号を形成する。サーボエレメントの駆動は、Ｓ Ｓによって実行される。 ペリメータ照明ビーム経路ＵＳは、幾何学的ビーム分割によってペリメータ照 明瞳が瞳面の外側ビーム領域を使用するように（図９参照）、穴あきミラーＳ１ （好ましくは照明される瞳に対して共役な面にある）によって測定照明ビーム経 路ＭＳへ反射される。図９ａは、Ｓ１におけるＵＳおよびＭＳの瞳位置を示して いる。図９ｂは、方向Ａと反対側から見た、ミラーＳ２およびＳ３におけるすべ てのビーム経路の瞳位置を示している。図９ｃは、眼の中におけるすべてのビー ム経路の瞳位置を示している。照明レンズユニットＢＯは、ｐ’の照明ビーム経 路、およびペリメータ照明フィールド、並びに眼の背景の測定照明フィールドの 瞳位置の中間像（中間イメージ）の形成のために用いられる。測定照明フィール ドおよびペリメータ照明フィールドの結像のための瞳領域ｐ”におけるビーム空 間は、無限まで行くことが好ま しい。 測定フィールド照明システムＭＢＳは、照明レンズＢＯ、検眼鏡レンズＯＬお よび眼の光学層とともに、眼の背景の物体面に明るい照明および鮮明に規定され た測定フィールドを形成する。図４に示す測定フィールドは、眼の背景における 照明面を有し、この照明面は制御可能な幾何学的形状を有し、ここで測定が実行 される。測定に求められる光の明るさ（輝度）および分光組成は、この照明面に おいて処理される。測定フィールドと観察される測定ウィンドウとの協働関係に ついては、本発明の方法の説明とともに以下に議論される。 この設計例に対して好ましい照明システムＭＢＳは、図１０に示されている。 制御可能なランプ電力供給器ＳＶＭＢによって電力供給されたハロゲンランプＬ ＱＭＢは、開口絞りＭＢＯおよびレンズシステムＭＢＬ１を介して光を測定フィ ールド絞り（視野絞り）ＭＢＦへ送る。レンズシステムＭＢＬ２は、測定フィー ルド絞りＭＢＦを無限遠にフォーカスし、開口絞りＭＢＯは穴あきミラーＳ１が 配置された瞳面ｐ”にフォーカスされる。平行ビーム経路には、以下に規定する 分光特性を有するバンドパスフィルタＭＦＢが設けられている。 照明された測定フィールドは、好ましくはギャップ（間隙）として設計される 。調節ユニットＳＭＢＦには、ギャップ高さおよびギャップ幅、並びにイメージ フィールドの中間に対するギャップの位置の独立調節のための手段が設けられて いる。調節は、２つの互いに垂直な座標および光軸に沿って行われる。かくして 、基部におけるギャップのイメージを、特定の血管部分の所望の表面領域を有す るいかなる血管部分に対しても、調節することができる。光軸方向のギャップ移 動により、ｂｓｒ信号からの所定のプアビジョン値にしたがって眼の背景に測定 フィールド照明をフォーカスさせることが可能になる。 ランプ電力供給器ＳＶＭＢには、ランプ電流を制御するための手段が設けられ ている。開口絞りＭＢＯは、図９に示す瞳イメージを形成するように構 成されている。測定フィールド照明システムＭＢＳの上述のすべてのセッティン グを自動的に制御するのに必要な信号は、照明測定フィールド座標ｂｓｍと総称 される。 ペリメータ照明システムＵＢＳは、結像システムＢＳ、検眼鏡レンズＯＬおよ び眼の光学層とともに、眼の背景を照明するために用いられる。この照明は、眼 の背景を調節するときの概観のために使用される。また、この照明は、網膜血管 の照明剌激のために本発明にしたがって使用される。測定フィールド照明のセッ ティングとは独立に、明るさ、幾何学的形状、眼の背景における位置、ペリメー タフィールド照明の分光組成がすべて別々に調節される。たとえば、これらの座 標において網膜に特定の光剌激を起こすことができ、血管に対する応答を解析す ることができる。ペリメータ照明と観察側測定ウィンドウとの協働関係について は、後述の本発明の方法の説明とともに議論される。 この説明のために選定されたペリメータ照明システムの設計例が図１１に示さ れており、以下詳細に説明する。 制御可能なランプ電力供給器ＳＶＵＢによって電力供給されたハロゲンランプ ＬＱＵＢは、開口絞りＵＢＯを介して光変調器ＬＭＵＢへ光を送るとともに、レ ンズシステムＵＢＬ１を介してペリメータ絞りＵＢＦへ光を送る。レンズシステ ムＵＢＬ２はペリメータ絞りＵＢＦを無限遠へフォーカスし、開口絞りＵＢＯは 穴あきミラーＳ１が配置された瞳面ｐ”にフォーカスされる。平行ビーム経路に は、この設計例のためのバンドパスフィルタＦＵＢが設けられている。このバン ドパスフィルタＦＵＢは、特許請求の範囲に規定された分光特性を有することが 好ましい。 照明側ペリメータ絞りは、調節可能な虹彩開口として設計される。この調節ユ ニットＵＭＢＦは、開口の直径を調節するとともに、虹彩開口の位置を光軸方向 に沿って調節するための手段である。この光軸方向に沿った虹彩開口移動により 、ｂｓｒ信号からの所定のプアビジョン値に対応して眼の背景に対するペリメー タ照明のフォーカスを調節することが可能になる。 ランプ電力供給器ＳＶＵＢには、ランプ電流を制御するための手段が設けられ ている。開口絞りＵＢＯは、図９に示すペリメータビーム経路の瞳イメージを形 成するように構成されている。ライトマニピュレータユニットＬＭＵＢは、開口 絞りの開閉をカバーするためのスイッチであり、ＳＬＭＭＢユニットによって駆 動されるペリメータ照明を変調する。 ペリメータ照明システムＭＢＳの上述のすべてのセッティングを自動的に制御 するのに必要な信号は、照明側測定フィールド座標ｂｓｕと総称されている。 検査すべき眼の最適な固定は、最適な結果のための本質的な前提条件である。 最良の固定は内側固定である。すなわち、内側固定では、固定マークが検査中の 眼に対して提供される。この方法の限界は、イメージフィールドで到達すること のできる基部部分が周辺部分に制限されること、およびある場合には検査されて いる眼が固定マークを見ることができないことである。したがって、外側固定を 用いるのが普通である。外側固定では、空間で移動する照明固定マークが検査さ れない眼に対してその隣接眼から所定の距離だけ離れて提供される。現在のとこ ろ、標準的な固定装置の欠点を解消することを試みるために、内側固定および外 側固定の様々な修正が行われている。例えば、固定マークをフォーカスするため の手段が用いられたり、フラッシング（閃光する）固定マークを用いたり、外側 固定のために空間で用いられる調節可能な固定マークとともにＬＥＤ（ライトエ ミッティングダイオード）アレイが提案されたりしている。しかしながら、従来 の方法は１つの重大な欠点をもっている。それは、固定のタイプ（外側固定また は内側固定）とは独立に固定座標の自動調節および十分に再現性の高い調節を提 供することができない点にある。 網膜カメラの修正として固定に使用される本発明の装置は、幾つかの利点を有 している。本発明の装置では、内側固定および外側固定を連立的に行うことが可 能であり、これらの欠点を同時に解消することを目的としている。また、本発明 の装置は、固定座標の自動セッティングの利点を有する。本発 明にしたがう本質的な考慮は、物体空間における首尾一貫した座標基準である。 すなわち、検査される眼および隣接する眼の角度的セッティングは、内側固定を 用いようと外側固定を用いようと、同じ固定座標において正確に同じでなければ ならない。本発明の解決方法では、メインビーム経路のメイン光軸と外側および 内側固定ビーム経路のメイン光軸との平行性によってこの要求を処理している。 図３は、この設計例の１つを示している。結像システムＢＳは、図２に対して 垂直な図において統合された固定装置で示されている。患者の双方の眼が示され ている。ここで、検査すべき眼は、眼に侵入するメインビーム経路ＨＳによって 識別される。メインビーム経路ＨＳは、その光軸で示されている。固定マークＦ ＭＥは、光学システムＦＯＳ１を介して無限遠にフォーカスされている。ミラー ユニットＳ４は、共通の固定ビーム経路ＦＳを、外側固定ビーム経路ＦＡＳと内 側固定ビーム経路ＦＩＳとに分割する。このミラーユニットは、９０゜だけ偏向 可能な１つのミラーか、あるいは設計例に示すように互いに９０゜だけ偏向可能 な２つのミラーを含んでいる。２つのミラーの各々は、図３ｂに示すように、２ つのビーム経路ＦＩＳおよびＦＡＳに対する開口を有する。ミラーＳ4aは、光学 システムＦＯＳ２によりメインビーム経路の瞳面にＦＩＳの瞳イメージとして結 像し、検査されている眼の方向へメインビーム経路と平行にＦＩＸを反射する。 この場合、固定マークは、イメージ面ｙ’に結像する。また、ミラーＳ4bは、光 学システムＡＡを介して隣接する眼の瞳にフォーカスされている。ここで、光学 システムＡＡはまた、無限遠からくる固定マークＦＭＥを無限遠へフォーカスし ている。光学システムＡＡは、隣接する眼のための固定マークのフォーカスのセ ッティングのために２つの眼の間の異なるプアビジョンの訂正のための手段（不 図示）を含んでいる。さらに、眼幅に対してＦＡＳを調節するための公知手段（ 不図示）が設けられている。この手段によってＦＩＳの光軸とＦＡＳの光軸との 平行性が変化することはない。 固定マークとして、ライトエミッティングダイオードが使用される。ＳＦ ＭＥは、ライトエミッティングダイオードの微同調のための特徴的な要素である 。そして、固定マークの移動が十分に大きいとき、小穴に対する共役イメージ面 へ入る。これは、光軸方向および眼の背景に対する共役イメージ面の２つの直交 座標の調節によってなされる。ここで、固定座標軸線は、ＣＣＤマトリックスの 座標軸線および照明システムの座標軸線と一致していることが好ましい。検査さ れる眼への固定マークのフォーカスセッティングは、すでに決定したプアビジョ ン値に基づいたセッティングによって行われる。このことから、基部に対して共 役な面の位置が固定ビーム経路で計算され、固定座標およびＳＦＭＥによって調 節される。 ライトエミッティングダイオードの明るさは、電力供給ユニットＳＶＦＬＱに よって変調される。制御信号は、コントロールユニットＳＳからＳＶＦＬＱを得 る。ライトエミッティングダイオードの移動のための固定制御座標およびその明 るさは参照ＦＫのもとで組み合わされ、コントロールユニットによって使用可能 になる。 図３は、検査すべき眼として、右眼を示している。左眼が検査されるべき場合 には、メインビーム経路は左眼へ調節される。この場合、固定システムは、メイ ン軸線のミラーイメージとして位置決めされなけれならない。回動ポイントＤＰ に対して９０゜だけセッティングＳ３からセッティングＳ３’へミラーを偏向さ せることに関連して、メイン軸線ＨＳに関して１８０゜だけ固定システム全体を 回動させることによって、この反射を回転させるための機械的な手段が設けられ ている。今、方位角比率が一度だけ交換される。そして、固定システム（右また は左）のセッティングを検出するための手段が設けられる。固定システムはこの セッティングをントロールユニットへ送り、固定座標の適当な計算のために考慮 される。 恐らく固定マークの色は赤として選定され、固定光を遮断するためにＣＣＤカ メラの直ぐ前には赤遮断フィルタが位置決めされる。 選定された設計例に基づいて、本発明の方法について以下詳細に説明すること とする。 上述の装置を用いた方法により、オンライン測定（好ましくは）、およびオフ ライン測定が可能になる。また、検査すべき血管部分に沿った血管直径の局所的 依存関係の適切な表示が可能になると同時に、時間に応じた表示が可能である。 また、剌激方法の包含に起因する血管挙動を解析することや、局所的および一次 的な血管挙動を説明する関連パラメータを形成して表示することが可能である。 かくして、位置−依存関係が、１つの同じ時間間隔で、たとえば１つのイメー ジの中で、少なくとも適当な長さ（好ましくは１．５ｍｍの長さ）の１つの血管 部分に亘って決定される。しかしながら、この正確な同時性は、必要ではない。 １つの血管部分に沿った位置−依存関係の決定は、手元の生物学的事項または医 学的事項に対して到達可能な正確さがそれでも十分であるとき、１つの血管部分 から次の血管部分への時間シーケンスにおいて行うことができる。 検査プロセスは、特定のウィンドウの中で行われる。図４は、イメージフィー ルドウィンドウと、測定ウィンドウと、ヘルプウィンドウと、ペリメータ照明ま たは剌激照明と、測定フィールド照明との間における関係を示している。 ＵＢＳによって作られたペリメータ照明は、検査すべき血管領域のセッティン グの間に、眼の背景に対する方向付けのために使用される。ペリメータ照明の直 径および光強度は、基部への方向付けが可能な程度に十分強い。標準のセッティ ングは、ペリメータ照明がイメージフィールドの全体を照明するが瞳および血管 が丁度かろうじて識別できる程度が好ましい。 ＭＢＳによって作られた測定フィールドは、測定ウィンドウおよびヘルプウィ ンドウの照明のために使用される。 測定ウィンドウは、ある目的に合わせて切り取られ、イメージマニピュレータ ユニットＢＭによってディジタル化され、データ処理（ＤＶ）ユニットに送られ るイメージ領域である。これは、血管ダイアメータモジュールによって自動的に 認識され、ピクセルラインまたはピクセルカラムに沿って解析 される、血管部分の領域である。すなわち、血管部分のすべての血管の直径およ び関連する血管中間位置が測定ウィンドウで認識され、交差するピクセルライン またはピクセルカラムが決定され、コントロールユニットへ出力され、相対時間 に対して割り当てられ現行のイメージが記録されている一次データマトリックス に保管される。この場合、まれな場合を除いて血管方向が測定方向に十分に垂直 であるため、血管直径の斜め状態はダイアメーターモジュールにおいてすでに訂 正されている。もし、ピクセルカラムの方向に血管直径が決定されると、血管直 径の局所的依存関係の記録が垂直ピクセルライン方向で血管に沿って行われる。 その逆も同様である。本発明によれば、測定方向および互いに垂直な局所的依存 関係は、ピクセルラインおよびピクセルカラムに対応して決定されることが好ま しい。血管直径に対する測定方向における測定ウィンドウの幅は、眼の移動にも かかわらず血管が測定ウィンドウを横断するように十分大きく設定されることが 好ましい。もう１つの利点は、測定ウィンドウが幾つかの血管を横切り、この場 合ダイアメーターモジュールＤＭが測定面を横切るすべての血管部分を解析し測 定することである。測定ウィンドウの血管中間位置のシフトから斜め状態が決定 され、斜め状態の訂正のための値が形成されるように、測定方向に垂直に測定ウ ィンドウのピクセル数は少なくとも十分大きくなければならない。斜め状態の訂 正は、ダイアメーターモジュールの間に行われることが好ましい。この想定原理 は、ピクセルカラム毎に、またはピクセルライン毎に、血管直径に対する測定方 向に垂直な血管に沿って血管直径の局所的依存関係を自動的に生成する。測定の 最初（参照時間）から相対時間を増大させながら測定プロセスがイメージごとに 繰り返されたとき、血管直径に関する時間的依存関係は、後述する一次マトリッ クスに生成される。ヨーロッパの標準ＴＶカメラを用いるとき、可能な時間的解 像は４０ｍｓである。 斜め状態の訂正には、測定方向に対して垂直な数ピクセルだけが必要である。 血管方向の数ピクセルは、血管直径の適切な医学的に評価可能な局所的依存関係 には十分ではない。局所的依存関係の満足な決定を行うためには、 次に考慮される２つの好ましい方法がある。 第１の場合、イメージフィールドにおける検査血管の状態に依存して、すなわ ち図４の例におけるように検査中においてイメージフィールドが水平に血管を横 切るか血管を鉛直に横切るかに依存して、カラム状の測定ウィンドウが用いられ る。この交差は検査者によって設定されるか、あるいは自動的に起こる。たとえ ば、カラム状測定ウィンドウの幅は１０ピクセルに、測定ウィンドウの高さは１ ００ピクセルに選定されることが好ましい。本発明のコントロールユニットを用 いたウィンドウ形状および位置のイメージごとの制御は、測定ウィンドウの位置 に対する時間的な変化のために利用される。測定ウィンドウはそれ自体、検査者 によって規定されるスキャン領域の内部で確率的にあるいはシステマチック（統 括的）に移動している。検査者または参照検査のコントロールマトリックスが、 図４に示すように２つの外側境界層（Ｇ１およびＧ２）のために測定ウィンドウ の座標を特定する。この内部において、測定ウィンドウは、１つのイメージの内 部で、またはイメージからイメージへ移動し、血管に沿った位置を感知する。こ の領域は、スキャン領域と呼ばれる。この場合、斜め状態に対して訂正されたカ ラム状の測定面の直径は、カラムの幅に亘って平均化され出力される。図１２は 、測定プロセスおよび一次マトリックスのデータ流れの生成を示している。図１ ２ａは、図４からすでに知られているように、眼の背景に対するイメージフィー ルドを測定ウィンドウおよびスキャン領域とともに示している。ＲＺ１およびＲ Ｚ２は、図１２ａに入った２つの測定ウィンドウ位置に対応した２つの時間ポイ ントである。図１２ｂは、検査の開始の参照時間ＢＺから進む参照時間軸線、お よび２つの測定血管１および２に対する相対時間ＲＺ、スキャン位置および血管 直径からのデータ空間を示している。 この測定方法の利点は、１つの測定面に対して要求される演算能力が小さいこ と、およびイメージにおいて多数の平行測定面を規定する潜在能力にある。 測定方法のもう１つの設計では、幅広い測定ウィンドウを利用する。幅広 い測定ウィンドウは、たとえば検査すべき血管部分が眼の移動に対して十分感度 が低くなるように、調節可能モニター上で検査者によって規定される。測定面は イメージフィールドにおいてより長いイメージシーケンスに亘って変化すること なく留まる。そして、図１３に示すように、時間的に平行に測定方向に垂直な測 定ウィンドウの内部で測定血管部分に沿って血管直径の局所的依存関係を表して いる。この図は、図１２と同様に理解されるべきである。ここで、スキャン位置 の座標はピクセル位置によって置換されている。局所的最小解像度は、ライン幅 またはカラム幅によって設定される。好ましくは大きなコンピュータ能力、およ び血管の好ましい斜め状態により、同じ測定プロセスを、血管直径の測定方向お よび局所的依存関係が交換されたときイメージごとに並行に、オンラインで実行 することができる。かくして、斜め状態の訂正について、より大きな正確性、お よびより良好な制御を得ることができる。 ヘルプウィンドウは、測定プロセスの間に眼の移動を確認して訂正するのに使 用される。血管部分は、測定ウィンドウに対してシフトすることができる。これ は、４０ｍｓの時間的解像を用いた血管直径の測定方向に沿った眼移動の成分に 対して無視できる。しかしながら、イメージからイメージへの血管に沿った変位 に対しては問題であり、測定の大きな不確実性につながることになる。血管直径 は位置に沿って１０％以上まで変化し、これは再現性およびシステム的なエラー に反映される。 ２つの互いに垂直なカラム状のヘルプウィンドウが、ピクセルラインおよびピ クセルカラムの方向に規定されることが好ましい。上述した幅広い測定面の第２ の場合には、第１の規定された測定ウィンドウの中間から少なくとも３つのピク セルラインおよび３つのピクセルカラムが、ヘルプウィンドウとして追加的に使 用される。カラム状の測定面の場合、好ましくは測定ウィンドウと同じ高さを有 する少なくとも３つのピクセルラインおよび３つのピクセルカラムからなるヘル プウィンドウの中間におけるのと同様に、コントロールユニットが双方のヘルプ ウィンドウを作る。このことは、イメージか らイメージへその位置を変えない。図４は、鉛直ヘルプウィンドウが測定ウィン ドウによってカバーされているので、水平ヘルプウィンドウだけを示している。 ヘルプウィンドウの血管中間はヘルプウィンドウで決定され、第１のイメージ からの設定値と比較される。これらの値から、１つのイメージから次のイメージ へ血管部分の移動に対して訂正値が決定され、各イメージに対する訂正値として 一次マトリックスに保管される。 眼移動に起因するエラー要素を解消するための訂正値を形成する他の可能性は 、ヘルプウィンドウ情報を第１イメージと相関させること、または眼移動の補足 測定装置を使用することである。ここで、測定値は、公知の形状関係の包含のも とで血管位置に対する訂正値に変換される。これらの訂正された値は、訂正値と して上述した方法で位置マトリックスに保管される。 照明測定フィールドは、照明ストレスを減少させるために用いられる。カラム 状の測定ウィンドウの場合、測定ウィンドウを規定した後に、コントロールユニ ットが照明測定フィールドの座標を設定する。その結果、座標が測定ウィンドウ をカバーし、すなわち測定フィールドのサイズが測定ウィンドウのサイズまで減 じられる。利点は、照明ストレスの著しい減少である。測定プロセスの間、ＵＢ Ｓによって作られた照明ペリメータはかなり限定された直径または照明強度を有 することができ、またはスイッチオフすることさえ可能である。ペリメータ照明 の位置は、コントロールユニットまたは検査者によって自動的に調節される。本 発明にしたがって光剌激のためにペリメータ照明を使用することが、以下詳細に 説明される。 図４は、円形フィールドの形状をした測定フィールドを示している。この場合 、フィールド絞りが虹彩絞りとしてＭＢＳに形成される。図４の照明ペリメータ は、イメージフィールドの全体を照明する。しかしながら、ハロゲンランプＬＱ ＵＢのランプ電流の減少により、著しく弱められた照明強度を有する。特定の場 合、網膜カメラにおいて修正された制御可能な照明ＵＢＳおよびＭＢＳを省略す ることが有用である。これに代えて、網膜カメラの照 明フィールド絞りが測定フィールドのように固定の中央直径を有する減光フィー ルド絞りとして設計される。この場合、眼の背景におけるイメージは、図４に示 すように表れるであろう。 ペリメータ照明ＢＳＵおよび測定フィールド照明ＢＳＭの形状座標、位置およ びランプ電流は、コントロールユニットＳＳからＵＢＳおよびＭＢＳへ送られる 。測定ウィンドウおよびヘルプウィンドウの形状座標および位置座標は、同様に コントロールユニットＳＳからＢＭによって受け取られる。コントロールユニッ トは、検査者によってまたは対話モードを介して直接に特定された参照コントロ ールマトリックスから、上記座標を受ける。後者の場合、検査者は、好ましくは コンピュータマウスを用いることによって、ウィンドウおよびフィールドおよび 明るさの設定を制御する。公知の方法で、マウス移動および作用は、コントロー ルユニットによってコントロール座標に変換され、調節モニター上でオンライン 作用により制御されたフィールドおよびウィンドウがモニターされる。 装置のモジュールおよびユニットの能力に依存して、検査者によって幾つかの 測定ウィンドウを使用することができる。この場合、照明測定フィールドの形状 および長さは、測定ウィンドウに適合させることができる。本発明にしたがう測 定プロセスのもう１つの形態は、照明測定フィールドと同じ形状および位置を有 する幾つかの測定ウィンドウを設定することである。一定の時間間隔の測定ウィ ンドウは、イメージフィールドにおいて１つだけの一定の形状および位置を有す るが、コントロールユニットによって制御された一定時間間隔のイメージフィー ルドにおいてその形状および位置を変える。これらはすべて、検査が中断するこ となく次々と異なる血管部分を検査するためである。測定ウィンドウおよび測定 フィールドが一旦規定されると、必要な回数だけ同じ血管部分を検査することが できる。これは、多くの血管部分の検査と同様に、遅い時間プロセスの検査も１ つの検査期間内でオンラインで可能であるという利点を有する。 本発明の方法は、様々なプロセスグループからなる。 ０．患者データの取得（デフォルトセッティング） 眼の背景の再現可能なセッティング、特にコントロールユニットおよび調節可 能モニターの助けにより、修正された網膜カメラおよび固定装置を用いてイメー ジフィールドで検査すべき血管部分のセッティング。 コントロールユニットとマニピュレーションユニットとＤＥ（マウスおよびキ ーボード）とにより、照明および／または結像ウィンドウ（後述する）の規定を 介して、調節可能モニター上に検査すべき血管部分を設定し、コントロールマト リックスＳを形成すること。 血管位置および時間に沿って血管直径を検定するための測定プロセス、および 各検査に対して、次の一次データの間の関係を設定する一次データマトリックス Ｐの形成。Ｐ（ＩＤＵ，ＩＤＰ，Ａ，ＤＦＤＰ，ＤＦＭｉ，ＤＦＰｉ，Ｓ，ＢＺ ，ＤＺ，ＢＦ）、および選定された相互依存関係のオンライン図式表示、好まし くはすべての検査血管部分に対する時間の関数としての血管直径の表示。 識別番号ＩＤＵの検査。 患者コードＩＤＰ、 検査される眼Ａ（右または左）、 血管直径Ｄに対するデータシーケンスＤＦＤ、 追加的測定数量ＤＦＭｉに対するデータシーケンース、 追加的剌激イベントＤＦＰｉに対するデータシーケンース、 検査プロセスに対するコントロールマトリックスＳ、 参照日付ＢＤおよび参照時間ＢＺを有する測定開始、 検査されたビデオイメージシーケンスＢＦ 訂正データマトックスの計算 パラメータマトリックスの解析プロセスおよび形成、およびパラメータの表示 および出力。 省略記号ＢＺ、ＢＤ（参照日付および参照時間）は、評価可能なイメージが採 られたときの日付および時間を意味する。オンラインモード中、イメー ジ記録と測定とが同じ時間間隔で起こるとき、参照時間ＢＺは実際のシステム時 間ＳＺと等しい。システム時間またはシステム日付は、現行の時間または現行の 日付を意味する。相対時間ＲＺは、時間差を意味する。 コントロールマトリックスＳの一次データセットは、次の数量に対して基準を 設定する。 １感度（倍率セッティング） ２固定座標（ｘ，ｙ座標、ランプ電流、内側／外側固定） ３プアビジョン値 ４照明測定フィールド座標（高さ、幅、イメージフィールドでの位置、開始時 におけるランプ電流） ５開始時における照明ペリメータ座標（直径、イメージフィールドでの位置、 ランプ電流、照明マニピュレータ状態） ６参照値：開始時における時間およびデータ（ＢＺ，ＢＤ） ７選択的レコーダーコントロールを使用するときテープＩＤ ８開始イメージの時間コードまたは開始イメージのファイル名 血管直径の一次データシーケンスに対して、一次データセットは、次の数量の 関数として血管直径Ｄを含んでいる。Ｄ＝Ｆ（ １直径 ２測定ウィンドウにおける血管直径の現行位置（座標） ３イメージフィールドにおける測定ウィンドウの現行位置 ４ヘルプウィンドウまたは眼移動を決定するための追加的測定ユニットからの 現行訂正座標 ５測定プロセスの初期における相対時間ＲＺ ６血管直径に属する物体空間における血管中間の位置訂正位置 図１２および図１３は、直径および相対時間ＲＺおよびピクセル位置またはス キャン位置を示している。スキャン位置は、血管直径の現行位置とは異なる表示 である。しかしながら、血管直径のこの一次データシーケンスのデータから算出 することができる。 マニピュレーションマトリックスの一次データマトリックス イベント値 相対時間 測定データマトリックスの一次データシーケンス（一般） 測定値 相対時間 図５には、検査シーケンスが模式的に説明されている。 中断されない相対時間および１つだけの参照時間および相対時間ポイント＝０ における１つの参照日付で、時間的に結合した検査時間間隔内での関係した測定 データ、制御データおよび解析データが、「検査」と呼ばれる。各検査は、Ｐを 介した検査イメージシーケンス、患者データ、測定データ、制御データおよび解 析データに検査を関連付ける固有の識別番号を有する。患者の血管に関する幾つ かの検査が１つのセッティングで実行可能である。 検査は、新しいＩＤＵおよび患者の識別（デフォルト値）を付与することで開 始する。患者データの入力、その編集およびデータベースへの記憶、および患者 に関する一般データのためのデータモデルは公知の方法により進むので、ここで はその詳細を省略する。本発明にとって、測定データと制御データと解析データ とのデータ関係が一人の特定の患者に対して明確（すなわち一意に）に存在する ことが重要である。 デフォルト値が一旦設定されると、検査すべき血管部分が調節可能モニターの イメージフィールドに対して調節される。そして、眼の背景のために必要な制御 パラメータが検査すべき血管部分に対して調節される。次いで、ウィンドウ位置 がコントロールユニットおよび検査者によって設定される。検査者は、修正され た網膜カメラのセッティングを行い、キーボードおよびマウスによって調節可能 モニター上でセッティングを確認する。調節可能モニター上で十分に鮮明で且つ 高いコントラストで特定の血管部分を有する眼の背景が見られるように、セッテ ィングは行われなければならない。ウィンドウ（後述）は、検査血管部分に対し て適当に配列されなければならない。装 置の瞳は、眼の瞳に対して正確に中心決めされなければならない。 繰り返し検査の場合、すべての左側ウィンドウおよびイメージ側ウィンドウ（ 以下参照）はすでに保管されたデフォルトデータをもっており、調節可能モニタ ー上でこれを見ることができる。この場合、参照検査が検査者によって選定され る。そのコントロールマトリックスは、参照マトリックスとして採り上げられる 。繰り返し条件のためにコントロールユニットによって特定された調節パラメー タ（コントロールデータ）は、参照マトリックスから採られ、デフォルトとして 設定される。参照マトリックスは、検査者によって選定されたすでに完了した検 査を用いることによって、繰り返し条件のために必要なセッティングを設定する 。対話モニター（ＰＣモニター）上で、血管を伴うイメージおよびウィンドウ位 置が、参照測定のための調節可能モニター上に検査者に対して表示される。参照 測定のための固定座標のデフォルトセッティングにより、検査者は、装置瞳が眼 瞳にしっかりと固定されるように、装置と眼との間のセッティングを行うことだ けが必要である。参照検査からのプアビジョンが参照マトリックスから知られて おり、フォーカスセッティングが制御座標ｂｓｒを介して自動デフォルトである ため、イメージのフォーカスセッティングは通常必要とされない。イメージフォ ーカスおよび固定またはウィンドウ位置の再セッティングは、手動的手段でも可 能であり、現行値にしたがってコントロールマトリックスで訂正可能である。セ ッティングを完了した後に、たとえばマウスを用いて、測定プロセスが開始する 。 繰り返し測定が行われない場合には、検査者はデフォルト参照マトリックスの うちの１つを選定し、対応するデフォルトセッティングを実行する。様々な検査 プログラムに対して検査者にデフォルトが提供され、参照マトリックスに保管す ることができる。同じ検査条件が使用されることを確かめるために、検査者は保 管された参照マトリックスを呼び出すことができる。 装置と眼とのセッティングに加えて、調節可能モニターの表示フィールド内に 検査すべき血管部分を調節するために、またイメージフォーカスを調節 するために、検査者は固定ユニットを使用する（マウスまたはキーボードを用い た固定マークの移動）。ウィンドウがデフォルトに設定されていない場合、次の ステップでウィンドウ位置（前述）が調節可能モニター上で好ましくはマウスを 用いて検査プログラムにしたがって調節される。そして、一次データを記録する 測定プロセスがスタートする。 測定プロセスがスタートした時点において、この検査のためのコントロールユ ニットの新しい現行のセットパラメータがこの検査のためのコントロールマトリ ックスに保管されることが好ましい。またこの時点において、ウィンドウ位置内 の基部イメージが、この検査で使用される測定セッティングのための制御イメー ジとして記録されることが好ましい。同時にこれは、ｂ＝ｎイメージ（ｂ＝１） のイメージシーケンスの第１の評価可能なイメージ、および検査が開始したとき の時間ポイントおよびデータ（ＢＺ，ＢＤ）に対する参照値である。測定プロセ スの間、検査者は固定座標または装置瞳と眼瞳とのセッティングを訂正すること ができ、いかなる特定の時間ポイントにおいても測定プロセスを終了させること ができる。眼の背景、ウィンドウの位置および血管部分は、調節可能モニター上 でも並行にモニターすることができる。各血管の血管直径は、時間の関数として 対話モニター上にオンラインで記録されることが好ましい。 このセッティングは標準デフォルトの使用によって行われ、患者に対するデー タモデル特性を保管するための一般的に知られた原理にしたがって保管される。 図５は、ブロックダイアグラムを用いてプロセスシーケンスを説明している。 測定ウィンドウおよびヘルプウィンドウにおける本発明のイメージおよび信号 処理の説明は、複数のウィンドウを用いても手順は類似であるため、１つのウィ ンドウの一例を利用して行われる。 すべてのウィンドウはダイアメーターモジュールＤＭ（図１）によって処理さ れる。測定ウィンドウに位置する血管は、その血管直径（斜め状態に対 して訂正された）、測定ウィンドウにおける血管中間位置、およびウィンドウに 対する血管の平均斜め状態とともに出力され、シーケンスのイメージ数の関数と して保管される。イメージフィールドにおけるウィンドウの現行位置は、一次デ ータセットに保管される。斜め状態に対する訂正を行うことなく、ダイアメータ ーモジュールから血管直径を出力することもできる。 現行のウィンドウで認識された血管は、その特性に応じて互いに割り当てられ る。一次データマトリックスの血管直径に関するデータシーケンスの各直径値は 、いくつの異なる分類の血管が検出されたかによって、血管ごとに１からｉまで 参照が割り当てられる。検査の後の検査者による視覚検査（たとえば保管された イメージシーケンスに基づく検査）の後に必要に応じて、分類を訂正するために ソフトウエアプログラムを引続き利用することが可能である。前述したように本 発明にしたがって、血管中間位置および血管の斜め状態の違いから、ヘルプウィ ンドウの方向に沿った同じ血管の位置シフトが、ヘルプウィンドウモジュールに おいて小さな恣意的な眼移動に対する訂正値として決定される。これらの訂正値 から、結像条件、現行ウィンドウ座標、固定座標、およびイメージフィールドで の血管中間から、本発明にしたがって、血管直径に属する血管中間の物体位置（ 以下、血管位置という）が参照点（小穴）に関して算出される。計算は血管およ びイメージに関連し、一次データマトリックスの血管直径のためのデータシーケ ンスに保管される（基部イメージにおいて血管直径の訂正された物体位置）。こ れにより、調節された物体フィールドおよび眼移動の影響の除外にもかかわらず 、血管直径が測定位置において比較可能になる。現行ヘルプウィンドウに対して 第１ヘルプウィンドウのイメージ情報を相関させることによりイメージシフトを 算出することによって、小さな眼移動を解消する類似の効果を得ることができる 。次いで、ピクセルの隣接行からの相関関係によって、血管の斜め状態が互いに 対して決定される。もう１つの可能性は、測定プロセスの間に並行して視線移動 を測定することである。ヘルプウィンドウから算出された訂正値に代えて、測定 位置における眼移動の影響を訂正するのに、たとえば第１ イメージのような参照イメージに対する視線方向の変化を使用することができる 。 本発明にしたがうダイアメーターモジュールは、迅速なアルゴリズムを有する 。すなわち、このアルゴリズムでは、ウィンドウのライン信号において血管エッ ジを認識し、血管エッジにおける光度測定エッジ集中を内挿し、血管エッジの斜 め位置を算出し、互いに正しい血管エッジを割り当て、光度測定エッジ集中の間 の血管直径（斜め状態に対して訂正された）を決定し、ウィンドウにおける血管 中間位置を算出する。 血圧を測定するために、特別を測定ユニットが使用される。周期的圧力測定の ための測定ユニットＭＳ１は、コントロールユニットＳＳからの制御信号によっ て測定プロセスを開始および終了させるコンピュータインターフェースを特徴と する。決定された血圧データは、コントロールユニットによって、関連する固有 の時間およびイメージをともなって一次データマトリックスに割り当てられる。 測定ユニットＭＳ２は、コンピュータインターフェースを介してＥＫＧのＲ− ピークをコントロールユニットに供給するためのＥＫＧユニットを備えている。 データはそこから一次データセットに保管され、イメージおよび時間に対して正 確にデータセットに割り当てられる。 Ｒ−ピークによって脈動解析が単純化されるので、ＭＳ１およびＭＳ２が常に 測定プロセスに含まれることが好ましい。次に、血圧は、血管直径に影響する重 要なパラメータである。この追加的な記録により、エラーの源が解消される。追 加的な測定数量は、並行に記録される必要がない。 追加的な測定システム（ＭＳ３）もまた有用である。追加的な測定の一例は、 呼吸ガス解析によって呼吸ガスを決定することである。あるいは、吸入方法によ って増大した眼圧での局所的および時間的血管直径の測定の組み合わせとして吸 入圧力を測定することである。 さらに、対応する検査のための所定の状態を引き起こすために、剌激装置ＭＰ を使用することが可能である。呼吸ガス剌激装置ＭＰ１は、自由呼吸の ための呼吸経路と、吐き出しのための追加的な呼吸経路とがスイッチ交換可能に 構成されていることを特徴とすることが好ましい。呼吸空気の酸素−二酸化炭素 パーセンテージはマウスピースに十分接近して周期的に測定され、イメージおよ び時間に対して正確に一次データマトリックスに記録するためにコントロールユ ニットＳＳに送られる。コントロールユニットからの制御信号を用いることによ り、シーケンスコントロールのもとで呼吸ガスルートが逆転される。単一値の測 定およびグループ比較での評価を介して、網膜血管への酸素の影響の研究は知ら れている。本発明の装置および方法では、呼吸空気の中で様々な濃度を有する酸 素、二酸化炭素の刺激に対する血管の時間的および局所的応答、または純粋な形 態の酸素の刺激に対する応答が興味の有るところである。たとえば、好ましくは ５分以上に亘る１００％酸素での剌激が、血管部分のエッジ集中の機能的な診断 のための好ましい方法である。 物理的ストレスのための剌激装置Ｍｐｓは、一連の把持用重りと、音響信号発 生器とからなる。重りは患者の体重に対して標準化され、信号の後に患者が手で 重りを把持し、第２の信号まで水平に広げる。その後、患者は重りを元へ戻す。 両方の信号がＰＣ出力ユニットによって音響的に生成される。そして、制御信号 がコントロールユニットから供給される。シーケンスプランに依存して、眼の測 定の間、または眼の測定の前、あるいは２つの眼の測定の間に、この剌激が起こ る。 追加的な組み合わせ剌激装置は、吸入ディスクを使用することによって眼圧を 増大させるための従来のシステムの１つである（ＭＰ３）。 剌激装置を並列に設定することができる。しかしながら、個別に使用すること ができる。 本発明によれば、修正された網膜カメラ自体を用いた前述の装置によって剌激 を作ることが好ましい。このために、剌激のためのペリメータ照明ビーム経路を 使用する。コントロールユニットおよびＵＢＳの前述装置（図１１参照）によっ て、制御座標ｂｓｕを介して、測定プロセスの間に、ランプ電 流、光変調器、ペリメータ照明の形状および位置が眼の背景で変化する。その結 果、検査中の眼の背景の規定された位置において連続的または一時的な光剌激が 生成される。基部のもう１つの位置における血管直径に関するこの剌激の効果は 、局所的に一時的に記録される。１つの可能な設計様式によれば、静脈の血管応 答を検査するために、網膜黄斑に位置する小穴に対する瞳サイズの中央面の内部 で、他の循環パラメータを測定するために一種の閃光として明るさ可変の照明を 使用することができる。この利点は、血管直径でマイクロサーキュレーション（ microcirculation）の挙動が直接的に、たとえば直径の変化により起こる血流の 速度の変化を介して間接的に決定されることである。前述の組み合わせは、網膜 血管の機能的診断のための単純な方法であり、さらに神経繊維の機能的全体性の ための単純な方法である。 まず追加的血管信号の形成を介して、測定結果の追加的処理を行うことが好ま しい。ここで、すべての血管直径が１／４に減少し、２乗は再び分割されて１／ ４になり、速度関連直径Ａｇ（x,y,t）および流れ関連直径Ｑｇ（x,y,t）として の評価のために一次データマトリックスの追加的な時間カラムに保管される。こ こで、血管、位置、時間およびイメージにしたがってすべて正しい。これらのス テップにより、本発明の有効性を著しく拡張することが可能になる。これは、血 の速度および血の流れの流れ数量に関する血管直径の血管作用ファクタの複合効 果を直接的に説明しているからである。これらのパラメータの包含は、選択的で ある。 まず追加的血管信号の形成を介して、測定結果の追加的処理を行うことが好ま しい。ここで、すべての血管直径が１／４に減少し、２乗は再び分割されて１／ ４になり、速度関連直径Ａｇ（x,y,t）および流れ関連直径Ｑｇ（x,y,t）として の評価のために一次データマトリックスの追加的な時間カラムに保管される。こ こで、血管、位置、時間およびイメージにしたがってすべて正しい。これらのス テップにより、本発明の有効性を著しく拡張することが可能になる。これは、血 の速度および血の流れの流れ数量に関する血管直径の血管作用ファクタの複合効 果を直接的に説明しているからである。こ れらのパラメータの包含は、選択的である。 オンライン評価とオフライン評価とは、区別される。 オンライン評価の制御は、デフォルトまたはユーザー指定のセッティングにし たがって、コントロールユニットＳＳによって行われる。オフライン評価の制御 は、興味ある血管部分および信号のメニュー選定によって、また評価方法および パラメータを公知方法で選定することによって行われる。 パラメータの形成のためのこの設計例において検査者に提供された評価方法は 、図５においてブロックに組み込まれている。この選定の基準は、その局所的お よび時間的関係で一時的にまたは恒久的に一次データマトリックスに保管された 血管信号、測定信号および刺激信号である。１つの血管部分の評価のためだけに 、また血管信号としての血管直径Ｄｇのためだけに、次の説明が設けられている 。これは、他の血管部分または他の血管信号（Ａｇ，Ｑｇ）に対しても同様であ るからである（ｇは血管直径に対する血管関連を示す）。 データマスクによって、時間、位置および血管において正確に、解析データが 一次データマスクから読み出される。そして、評価の目的にしたがって分光フィ ルタリングおよび／または局所的フィルタリングのために従来技術のフィルタへ 送られる。 局所的周波数解析の方法は、パワースペクトルを決定し、実質的な局所的周波 数Ｆｏを検出する。そして、フィルタで調節された時間間隔の関数として、時間 依存性の分光パラメータとして、あるいは複合分光パラメータとして、データス トリームに対する位相位置Ｐｏの関連を決定する。時間的周波数解析のためのブ ロックは、選定された信号シーケンスのパワースペクトルを決定し、実質的な周 波数Ｆｔを検出し、そのパワーＬｔおよび位相位置Ｐｔを決定し、これらの決定 された分光パラメータＩを関連するパラメータマトリックスに保管する。決定さ れた分光パワーから、パラメータＶＡＰＵが血管運動および脈動の商として決定 され、パラメータＰＰＵが脈動に対する剌激応答の商として決定され、パラメー タＰＶＡが血管運動に対する剌激応 答の商として決定され、パラメータＰＵＢが脈動に対する第１オーダーの血圧波 の商として決定される。これらは、データマスクまたはフィルタにしたがってパ ラメータマトリックスの１つに割り当てられる。 特定された測定部分の間の位相差が算出され、血管部分が密着している場合、 波の速度は関連する経路長さから算出される。 脈動解析の方法は、対応する局所部分、および一次パラメータマトリックスに 脈動信号として保管されている脈動期間によるパルス位相の関数としての時間平 均脈動信号に対して誘発されたＲ−ピークを決定する。パルス信号のピーク値は 分離されたパラメータとして決定され保管される。 局所的解析処理グループは、位置、その時間間隔ＴＯ、および関連するピーク 値ＳＯ、平均値ＭＷＯ、その散乱（拡散）ＳＭＷＯ、および特定の静的信頼性の ための信頼間隔ＭＷＯＫ、および含まれるイメージ「ｎｂ」の数、および測定位 置「ｎｏ」に関するデータシーケンスの最大値ＭａＯおよびＭｉＯを提供する。 ピクセルに属する血管経路は平均値の算出のための基準を形成する。 静的時間解析処理グループは、データシーケンス、その時間間隔ＴＴ、および 関連するピーク値ＳＴ、平均値ＭＷＴ、その散乱ＳＭＷＴ、および特定の静的信 頼性のための信頼間隔ＭＷＴＫ、および含まれるイメージ「ｎｂ」の数、および 測定位置「ｎｏ」に関するデータシーケンスの実質的な時間的極値ＭＡＴおよび ＭＯＴを提供する。フィルタ選定およびパラメータに依存して、血管運動に対す る追加的なパラメータ、脈動および血圧もまた、この方法で決定される。 動的時間解析処理グループは、時間的な傾向、およびライズ（すなわち立ち上 がり）ＢＴの初期から実質的なライズＡＰＲＯＶ（負のライズも同様）の値を見 積もるために適応性のある方法を使用する。データマスクのパラメータおよびフ ィルターパラメータの適当なセッティングにより、全体の平均値および関連する 散乱が決定され、局所的および時間的に独立な複合パラメータ（ＫＭＷ，ＫＳＭ Ｗ）として、関連する血管部分のための複合パラメー タマトリックスに保管される。 １つのイメージから次のイメージへ行く反復評価方法は、測定結果または評価 結果のオンライン評価およびオンライン表示のためにモニターウィンドウに表示 されるように、反復的に構成される。 クロス相関関係処理グループは、血管応答と補足剌激と測定信号との間の関係 を説明するパラメータを決定するために、クロス相関関係ファクタを使用する。 時間依存性パラメータが、時間依存性パラメータマトリックスに保管される。 また、位置依存性パラメータが位置依存性パラメータマトリックスに保管される 。そして、時間非依存性パラメータおよび位置非依存性パラメータが複合パラメ ータマトリックスに保管される。 イメージシーケンス比較処理グループは、同じ血管部分および血管位置（ｘ， ｙ）からパラメータのパーセンテージ差を形成し、現行のイメージシーケンスお よび好ましくは関連した信頼間隔を用いて、選定されたイメージシーケンスのパ ラメータマトリックスから時間位相（ｔ）を形成する。参照イメージシーケンス はオペレータにより規定されるが、前のイメージシーケンスはデフォルトである 。比較可能なコントロールデータマトリックスを有するこれらのパラメータだけ が比較される。 時間比較比較処理グループは、イメージシーケンスの同じ血管部分のパラメー タおよび好ましくは関連した信頼間隔から時間的なパーセンテージ差を形成する 。ここで、参照値の時間部分はオペレータにより特定される。参照値に対するデ フォルトは、イメージシーケンスのパラメータの第１番目の値である。剌激応答 のピーク値は、調整領域ＲＢに対する追加的比較パラメータとして決定される。 剌激で引き起こされる最大値は、上部調整区域に対する比較パラメータとして決 定される。また、最小値は、下部調整区域に対するＵＲＲとして決定される。 図６および図７は、表示方法を説明している。 本発明による結果は、並列的にあるいはシーケンシャル（次から次へ）に モニターイメージ上に次の表示方法で表示される。 機能的イメージ表示グループは、血管位置に対応するイメージとして、あるい は図６に示すように中央図式として、パラメータおよび測定値を表示する。垂直 バーおよび水平バーが血管位置の破線断面と比較されるので、測定値、パラメー タ、または比較数量は十分視覚的に区別することができる。様々なパラメータが カラーコーディングによって示されている。これらの機能的イメージは、各イメ ージシーケンスの初期において文書化された基部イメージとともに灰色の背景に 現れる。測定値と同様に、これらはまず物体面の座標へ変換される。イメージフ ィールド座標に基づいて表示方法を構築することもできる。この場合、使用され るのは血管位置ではなく、むしろ血管中間である。一例として、図６は血管運動 のＬｔに対してプロットされた脈動のパラメータＬｔを示している。そして、脈 動に対する値は血管位置の下方に示され、血管運動に対する値は血管位置の上方 に示されている。一見すると、これらの血管領域は、堅牢で、脈動も血管運動も 呈しておらず、識別できる。また、これらの血管部分は、パルスに対して柔軟に 応答するが、血管運動はもはや検出不可能である。同様に、物質代謝パラメータ または刺激パラメータ、調整領域、調整区域、または他のパラメータを表示する こともできる。適当な制御により、様々なイメージシーケンスから様々な血管部 分を１つの機能イメージへ収集することも可能である。たとえば、血管部分は、 シーケンシャルに記録されている。 時間表示グループは、評価プロセスの様々なレベルから時間の関数として値シ ーケンスの表示を可能にする。表示タイプは、ユーザーによって規定される。 位置表示グループにより、評価プロセスの様々なレベルから血管経路の関数と して値シーケンスの表示が可能になる。ここで、表示は、ユーザーによって規定 される。血管経路は、血管中間（血管距離）あるいは血管位置（血管経路）に対 する斜め状態訂正距離として算出され、一次マトリックスに保管される。したが って、血管距離は、物体面における血管経路のイメージで ある。 前述のすべての評価方法は、研究目的のために使用されるべき装置システムに 対して利用可能でなければならない。しかしながら、幾つの方法が実際に利用可 能であるか、あるいは特定の適用に使用されているかは、本発明にとって意味が ない。医師による評価のための数値の単純な表示により、著しく拘束されたとし ても、従来技術と比較して数量的に新たな明察が可能になるであろう。一次デー タマトリックスのデータの図式的な表示、特性値の形成およびその図式的表示は 、内容および効率性に関して、一次データの単なる表示よりも比較することがで きないくらい良い。これは、本発明にしたがって得られた新たな関係が、その完 全性および有効性において、単なる数値によって容易に見分けられないからであ る。 本発明はまた、結果のオンライン表示を可能にする。 オンライン出力オペレーションは、シーケンスプランにしたがって、コントロ ールユニットによって制御される。結果の表示は、デフォルトセッティング、あ るいはオンライン評価方法を伴うユーザー規定のセッティングである。調節可能 モニターＭ１は、眼の背景のイメージおよび現行のウィンドウ位置を連続的に表 示する。測定プロセスの初期において、眼の背景の最初のイメージが完全にディ ジタル化され、イメージシーケンスのためにコントロールデータマトリックスに したがって保管され、モニターイメージウィンドウにおいて利用可能になる。測 定プロセスの初期において、検出された血管の血管直径が制御信号として時間の 関数で剌激信号と並列的に追加的なモニターウィンドウに出力される。また、選 択的に、未処理のまたはフィルタリング後の追加的に決定された測定信号ととも に出力してもよい。 追加的なモニターウィンドウにおいて、測定プロセスおよび他の命名されたモ ニターウィンドウの優先権をもって、反復的に決定された評価方法のパラメータ をオンラインで表示することができる。 コントロールユニットＳＳは、測定および評価の全体プロセス制御、ユニット との制御信号および測定信号の交換に対するインターフェース制御、制 御信号形成、ユニット間の同調、特に入力ユニットおよび出力ユニットとの対話 モードを支配する。コントロールユニットはまた、データベースシステムを統括 する。データベースシステムでは、形成されたコントロールマトリックス、パラ メータマトリックスおよび一次データマトリックスまたはイメージシーケンスが 、保管され、且つ１つのイメージシーケンス識別子および検査コードＩＤＵのも とで統括される。イメージシーケンスコードは、コントロールユニットのための データベース管理システムによって形成された一次キーからなり、イメージシー ケンスＢＦの識別および増分されたイメージコーディング「ｂ」のために企図さ れている。検査に属するイメージは、イメージシーケンスとして指定される。自 律的なビデオソースが用いられる場合、コントロールユニットは、ビデオソース のイメージシーケンス周波数を記録されたシリーズとしてとらえ、イメージシー ケンスに対して時間基準を付与する。制御可能なビデオソースの場合、コントロ ールユニットは、イメージシーケンス周波数のためのタイミング信号または次の イメージの転送のためのタイミング信号を供給する。この場合、イメージコード はイメージシーケンスコードと、現行イメージに対する識別子としてのシーケン スナンバーとからなる。さらに、コントロールマトリックスは、メモリ媒体の識 別子をもち、評価されたイメージシーケンスはひ評価のために並列的に記録され る。 他のプロセスステップに加えて、測定方法は、臨床問題および使用される刺激 方法にしたがって機能的時間セグメントが一種の測定段階および休止段階として 形成されていることを特徴としている。プログラムシーケンスは、測定段階およ び休止段階からなる。これらは、段階の数ｚ、段階当たりのイメージ数ｂｚ、イ メージ繰り返し周波数ｆｂ、イメージ評価周波数ｆａに関連してユーザーによっ て規定される。標準的な手順に対してデフォルトセッティングが設定されること が好ましい。標準的な手順が、予備段階、剌激段階１、応答段階１、剌激段階２ 、応答段階２、および後段階からなる。各段階の間に１つの休止段階を設けるこ とができるが、０イメージの例に対する デフォルトである。休止段階は、イメージ評価がなく患者による回復のための照 明の自動的抹消および固定照明の低減に関連した測定シーケンスにおける時間基 準の連続性を意味する。標準的な評価のためのマスクおよびフィルタによってこ れらの時間領域が含まれていることが好ましい。 １つのイメージシーケンスにおいて評価不可能な幾つかの測定ウィンドウの場 合、様々な測定ウィンドウのシーケンシャルポーリングおよび様々な測定ウィン ドウに属するスキャン領域における測定ウィンドウの変化のためにシーケンス制 御が機能的段階において存在する。内部ポーリングサイクルは一連の様々な測定 ウィンドウからなることが好ましい。そして、スキャン領域における確率的に規 定された測定ウィンドウの位置変化によって他のサイクルが決定されることが好 ましい。 本発明によれば、コントロールユニットＳＳのヘルププログラムは、次のよう に作用する。測定ウィンドウおよび検査プログラムを規定するとき、所望の時間 的解像および局所的解像並びに測定時間に基づいて、このヘルププログラムは実 質的に検出可能な変化に対して予期される限界を算出する。この場合、反復測定 で用いられるとき、データベースからの患者グループに対する予期されるシステ ム的なエラーを決定するか、あるいはパラメータセットに保管されたパラメータ を表す患者グループを参照する。そして、これらのパラメータセットは、新たな 各検査によって更新され、これらの計算のためのベータベースに供給される。調 節を行う場合、検査者は、臨床問題における優先度に依存して、患者のストレス と予期される情報取得との間で最適の妥協を行い、患者および特定の問題に対し てシステムの測定特性を調節することができる。 設計例では、本発明にしたがって、２つの刺激システムの組み合わせが使用さ れている。これは、一方では反対の応答（膨張／収縮）を実行し調整領域を示し 、他方では物質代謝調整に対する血圧の影響を検出し算出する。かくして、脈動 波および血圧波を、様々な観点から評価することができる。セットに関連した物 理的ストレスに起因する剌激された血圧変化に対する単一 の測定時間における脈動活動および血管運動の新しいパラメータは、診断的な意 味を示しており、ランダムに規定可能で呈示可能な前述の方法とともにある。 図５は、１つのイメージのサイクルに対する組み合わされたプロセスステップ のグループの全体図である。 デフォルトセッティングにより、製造者デフォルトセッティングの変化、ユー ザー指定の測定方法、評価方法および表示方法のプログラミング、制御のための パラメータのデフォルトセッティング、測定ウィンドウを調節するための対話モ ードの範囲のセッティング、測定ステーションを検査者および患者の個別の要求 に適合させるためのヘルプウィンドウおよび測定フィールドが可能になる。様々 なデフォルトセッティングは保管され、引き続きメニューに更新される。この点 で、デフォルトセッティングは方法における測定段階および休止段階に対して作 られ、ユーザーはモニターへの結果の表示タイプ、測定プロトコルおよび患者デ ータの収集を特定することがきる。 調節方法により、製造者デフォルトによって処理されないパラメータの対話モ ードにおけるセッティング、装置およびプログラムユニットの初期化が可能にな る。デフォルトの更新はユーザーに提供され、このとき修正することができる。 比較イメージのシーケンスを規定することができる。これはデータベースから取 り出され、作業用メモリで利用可能となる。選択的に、パラメータまたは比較イ メージシーケンスの制御マトリックス全体をデフォルトとして使用することがで きる。反復測定の場合、先行するすべての検査のセッティングがデフォルトとし て提供される。そして、測定位置の再現性を含む自動化された精密比較条件が実 行される。比較しうる検査条件（特に測定位置）を欠くことは、特に生物学的な 多様性の観点から従来技術方法の重要な欠点である。患者の眼に対して検査装置 をセッティングした後、コントロールモニターで観察されるイメージフィールド に結像した物体フィールド部分が現れる（固定装置のデフォルトセッティングに 対応して）。測定ウィンドウ、ヘルプウィンドウおよび測定フィールドのデフォ ルトセッティング は、コントロールモニターＭ１上において基部イメージに重ね合わされる。マウ スを移動させることにより、固定装置を調節して、眼の背景から結像した物体フ ィールドを変化させることができる。プアビジョンに対するデフォルトコンペン セーションと同様に、測定ウィンドウ、ヘルプウィンドウおよび測定フィールド の位置および形状を変化させることができる。 測定を開始すると、イメージシーケンスコードが生成され、最初のイメージと ともに制御マトリックスによって保管される。シーケンス制御は、まずコントー ルプログラムを呼出し、インターフェースを介して、装置を駆動する。そして、 測定データをポーリングし、イメージおよび時間に固有のコントロールまたは一 次データマトリックスに保管し、制御信号を生成して転送する。測定を開始する と、ペリメータ照明をデフォルト値に減少させ、通常は完全に照明を遮断する。 そして、測定フィールド照明をデフォルト値まで増大させる。 シーケンス制御により、イメージが次々にイメージマニピュレータへ移動し、 識別コードとともに保管され、コントロールモニター上に測定ウィンドウおよび ヘルプウィンドウとともに表示される。これと並行して、イメージのウィンドウ がディジタル化され、前述したプロセスステップで評価され、結果が一次データ マトリックスに保管される。シーケンスプランにしたがって、各イメージにおけ るウィンドウ座標は、イメージマニピュレータを駆動することによって変化する 。そして、測定フィールド座標もまた、結像システムを駆動することによって変 化する。 この設計例では、測定ウィンドウの数に対する検出血管の数の商を品質パラメ ータＱＵＡＬＩとして使用することが好ましい。この品質識別子は、照明ストレ スを最小限にするために、測定フィールドの明るさを制御するのに使用される。 本発明によれば、アルゴリズムが中間結果からウィンドウ評価のための追加的パ ラメータを誘導する。この追加的パラメータは、品質パラメータとして、イメー ジコントラストＳＮＲ、現行の光度測定解像度などを検出する。これは、ビーム 経路で偏向させることによって光学フィルタ位置 を最適化して、照明ストレスおよびＣＣＤカメラ特性を最適化するために使用さ れる。測定判定式を用いた本発明におけるＣＣＤカメラの適応性のある制御によ り、生物学的に引き起こされたイメージ品質の多様性に対する調整が可能になる 。しかしながら、品質識別子に使用は必須ではない。 前述したように血管直径の２乗および４乗が決定され、パラメータの決定にお ける使用にために一次データマトリックスに保管されたとき、血管信号の追加形 成が本発明の価値の著しい拡張を提供するが、そのことは必須ではない。このプ ロセスグループはまた、追加的なプレシスモグラフィック（plethysmographic） な血管信号の決定を含み、その変化をプレシスモグラフィックに決定し、直径血 管信号との比較を可能にする。 次のプロセスグループで、パラメータの形成、選定された評価方法、関連する マスクパラメータおよびフィルターパラメータがデフォルトにしたっがって順次 呼び出され、調節される。調節可能なマスクおよびフィルタによって、データが 一次データマトリックスあるいは現行のイメージシーケンスのパラメータマトリ ックスから、あるいは参照イメージシーケンスからコンパイルされ、次いで処理 され、現行の評価方法でパラメータを決定するのに使用され、パラメータマトリ ックスに保管される。 オンライン表示のプロセスブロックは、選定された表示方法から出力データを 算出し、次のサイクルでの出力のためにコントロールユニットＳＳへ転送するた めに、一次データおよびパラメータマトリックス、あるいはまた調節可能なマス クによってコントロールマトリックスに言及する。 シーケンスプログラムの特定数のイメージの作業を終了した後、オンライン測 定プロセスが終了し、現行のイメージシーケンスのマトリックスが保管される。 必要であれば、文書プログラムがメニューから呼び出され、測定値プロトコルお よび結果の表示がオンラインで準備されて、プリンタに送られる。 次に、オフライン評価に対してアクセス可能になる。デフォルトプログラムが 自動的に実行され、パラメータおよび関連した表示プログラムが形成さ れる。あるいは、適切な結果の表示および出力とともに、メニュー駆動によるパ ラメータの個別形成が可能になる。データベース管理者の統合により、データベ ースに保管された他のイメージシーケンスからの結果を含めて比較することが可 能になる。 本発明の従来技術に優る１つの重要な改革は、血管に沿った位置と連動してオ ンラインで連続的に血管直径を決定し、それらを解析することができることであ る。この品質的なステップを超えて、本発明ではまた、測定エラーを、ひいては 血管直径の変化に対する検出限界を１／１０まで減少させ、生物学的に引き起こ された血管直径の変化および血圧の影響の分野に入り込むことが可能になる。 図７、図８および図９は、本発明の効果を表現する測定結果に対する３つの例 を示している。 図６は、血管運動ピーク値および脈動ピーク値の比較表示を伴う機能チャート を示している。脈動周波数および血管運動周波数の分光出力（スペクトルパワー ）は類似しているように見える。パラメータに対する値が、血管断面とともにｙ 軸方向に沿って、血管運動に対して正の横座標で脈動に対して負の横座標として 、プロットされている。パラメータおよびその測定位置が眼の背景において割り 当てられるように、チャート背景は基部のイメージである。このイメージに基づ いて、この結果表示の平均が明らかであり、それにより問題の迅速な決定および 評価が可能になる。 血管運動および脈動が非常に小さいかあるいは全くないような不動血管領域は 、硬化症に冒された血管領域を示している。血管運動はないが脈動のある血管領 域は、この領域が血圧に対して未だに柔軟に応答しているが、血管筋肉構成の活 動を全く呈しないことを意味している。血管運動および脈動だけを検出すること はできないが、局所的に解像され、定量化される。 測定に含まれる血管部分が多いほど、基部状態の評価がわかり易いものとなる 。本発明の潜在能力（ポテンシャル）は、１つの測定ウィンドウで幾つかの血管 部分を同時に測定することだけでなく、すなわち並列的に測定を行 うだけでなく、１つのセッティングにおいて幾つかの測定ウィンドウでほぼ並列 的に様々な象限の血管を決定することであり、これはもう１つの意味のある利点 である。 図７は、時間および測定段階に対してプロットされた平均血管直径Ｄ（血管部 分を横切って測定された）の変化を、平均上腕血圧ＰＰとともに示している。剌 激のもとでの血管直径の本発明の連続的な記録の利点、この例において用いられ た剌激タイプの本発明の組み合わせと血圧との関係が、ここに明瞭に示されてい る。予備段階では、血管直径の初期値が測定される。すなわち、現行の血圧条件 におけるオペレーティングポイントである。物理的な負荷により血圧が上昇し、 その結果血管が受動的に拡張する。これにより、伸長に起因する障害応答につな がる（自動調整）。たとえば血圧および血管直径の変化または増加からパラメー タとして算出された商は、血管壁の柔軟性（剌激段階Ｐ１）、および第２最大値 における収縮応答（応答段階１）に対する測定である。一方、再呼吸に起因する 剌激段階Ｐ２では、段階Ｐ１と同様に上昇血圧が低減される。そして、収縮自動 調整の始まりがほとんど識別不可能であり、Ｐ２の第２部分では物質代謝調整が 再呼吸への応答として始まる。最大値は調整膨張の区域を示し、再び剌激の大き さに対して、たとえば再呼吸された空気の二酸化炭素含有量および酸素含有量の 変化または増加（このダイアグラムでは不図示）に対して、関係付けることがで きる。 このダイアグラムは、パラメータとして算出することもできる調整領域、上部 調整区域、下部調整区域を示している。次に、血管の調整能力が初めて評価され る。 本発明の顕著な利点は、現行の血管直径の評価に対する新たな可能性にある。 個体における網膜分岐血管直径の解剖学的な散乱は、１５〜２０％であり、これ により収縮状態および膨張状態の認識は変化の大きい場合だけ可能となり、非常 に信頼性が小さい。本発明の測定ステーションにより、収縮状態または膨張状態 が上部調整区域および下部調整区域に基づいてはるかに高い感度で且つ高い信頼 性で決定される。ここで、血管直径の絶対値はほとん ど意味をもたなくなる。かくして、各検査における眼の光学特性の変化を無視す ることができれば、眼の個別結像のエラー発生源が解消される。 かくして、血管に作用する薬物療法を評価し、危険ファクターとして硬化症の 程度を評価するために、マイクロサーキュレーションの機能的診断およびスクリ ーン方法に対して技術的要件が設定される。測定ウィンドウにより確かめられた すべての血管が測定されてそのパラメータが表示されるので、図８のダイアグラ ムは、分岐動脈と分岐静脈の比較表示としても役立ち、これによりさらに広範囲 な結論が可能になる。 図７におけるダイアグラムは、モニターＭ２のウィンドウでの表示のようなオ ンライン表示に対して特に適している。この点に関して、呼吸空気の酸素含有量 および二酸化炭素含有量を並列に表示することは意味なすことになる。 図８は、２つの異なる時間、たとえば療法の前後における分岐血管の挙動に関 する結果の比較表示のためのもう１つの例を示している。横座標には血管方向に 沿った実際の経路が示され、縦座標には血管運動スペクトルパワー並びに現行イ メージシーケンス（実線）および参照イメージシーケンスに対する血管部分の局 所的変化が示されている。なお、参照イメージシーケンスの血管直径が座標原点 における参照値として用いられている。参照時間を参照すると、この血管は特に 部分の最初の半分において拡張している。しかしながら正確には、この領域では 参照時間において血管運動がないのは全く正常であり、元々収縮した血管領域で の血管運動が再設定される。 以上説明した設計例では、本発明の装置および方法に対する様々な解決が互い に組み合わされているが、測定結果に関するその効果は従来技術とは大きく異な る。その理由は、本発明により、これまで不可能だと思われていた以前には知ら れていない再現性および検出限界を用いて血管直径の変化をわかり易く解析する ことが可能になるからである。しかしながら、パラメータ形成に対してリストア ップされた方法のすべてが各医学的問題に対して必要なわけではない。あるケー スでは、１つのパラメータを決定するだけで十分 である。 本発明の適用により、１つのパラメータだけ、あるいはすべてのパラメータを 形成し、血管直径の局所的プロフィールおよび／または時間的プロフィールを記 録し且つ評価することができる。本発明のさらに単純な設計例は、驚くような効 果、満足すべき再現性、または直径変化に対する満足すべき検出限界を有する。 これらは、臨床的問題群に対して十分である。 たとえば、血管部分の相互的な割り当てに関する不正確さが省略可能であれば 、本発明の固定装置による測定位置の自動的再現は省略可能である。同様に、測 定値割り当ての局所的な不正確さが許容されるならば、ヘルプウィンドウを省略 することができる。これが、眼移動により、局所的解像の減少に関連した局所的 信頼性を越えて多少パワーフルで正確な浮動平均値形成につながる。単純な設計 は、たとえば全く修正されていない公知の照明ビーム経路および結像ビーム経路 を有する網膜カメラとして存在する。通常の赤色光透過フィルタを使用すること ができる。追加的な刺激システムおよび測定システム並びにＴＶイメージの並列 記録も省略可能である。スキャン領域を有するたった１つの測定ウィンドウが、 イメージ内に位置決めされるか、あるいはスキャン領域全体を完全にカバーする １つの測定ウィンドウが位置決めされる。この場合、パラメータの決定および表 示が最初の設計例と同様に起こるが、時間的プロフィールおよび局所的プロフィ ールだけが、または平均化された脈動周期だけが視覚的に評価される。このこと から、スキャンしていない測定ウィンドウでは、スキャンしている測定ウィンド ウにおけるような測定ウィンドウのための平均値としてではなく、局所的に解像 された血管直径が決定されることがわかる。このタイプの装置では、次のような 驚くべき効果が得られる。すなわち、従来の設計例におけるような検出限界およ び解像度をもった手段によってではなく、血管運動および脈動、機能的に剌激さ れた変化の治療を観察することができる。 同様に、カメラに代えて、規定された時間間隔を有するフラッシュイメージシ ーケンスを使用し、前述した方法でオンラインまたはオフラインで評価 することができる。この場合、欠点は時間的な解像の欠如にある。そこで、イメ ージシーケンスにおいて脈動または血管運動の影響がたとえばランダム手法によ って抹消されるように、シーケンスコントローラ（シーケンス制御装置）がイメ ージ記録を形成しなければならない。本発明のオフライン適用により、イメージ で測定可能なすべての血管部分の評価が可能になる。ここで、スキャン運動が、 断面的に且つシーケンシャルにイメージフィールド全体をカバーする。あるいは 、血管中間が測定ウィンドウの中央に常に位置決めされ、血管が測定可能である 限り血管方向の双方の方向に沿ったスキャン運動が連続するように、測定ウィン ドウのスキャン運動が本発明によって制御される。この場合、瞳の直径よりも大 きな直径を有するリング状のヘルプウィンドウで十分である。識別可能な血管の 位置において、このヘルプウィンドウは、スキャン運動が血管方向を適合的に追 従する小さな測定ウィンドウを生成する。 もう１つの単純な設計様式は、結膜血管に対するプレシスモグラフィックスペ クトル解析であり、もう１つの単純な設計例を示している。結像システムとして 、１００ｎｍの帯域幅を有し５４０ｎｍの赤色光遮断バンドパスフィルタを備え た照明ビーム経路、および結像ビーム経路が使用される。これは、たとえばスリ ットランプであり、結像ビーム経路において単一面光電センサーがフィルタのス ペクトルトランスミッションに向けられる。センサーに接続された出口には、増 幅器、およびパワースペクトルを出力する周波数アナライザが設けられている。 この結像システムにより、マイクロサーキュレーションのより大きな血管がセン サーの光電測定面に結像する。血管部分の血管直径が測定面によって完全にカバ ーされるように、この結像が起こらなければならない。周波数スペクトルは、脈 動パワーおよび血管運動パワーを供給する。その値またはその商は、臨床的評価 のためのパラメータとして表示される。 結像システムとして、たとえば内視鏡を使用するだけで、他の光学的に接近可 能な領域まで設計例を拡張することができる。蛍光血管結像システムの 使用もまた、１つの可能性である。この点に関して、結像システムとして、従来 の光学システムが使用されるか、あるいはレーザスキャナが使用されるかは、本 発明にとって違いのないことである。しかしながら、レーザスキャナの使用は、 到達可能な再現性および局所的解像、または局所測定値割り当ての正確性が著し く減少するという欠点を有する。 さらに、測定ウィンドウでの血管直径に対する１つの平均値を生成する狭い測 定ウィンドウからなり、測定ウィンドウのスキャン移動によって局所プロフィー ルを順次（シーケンシャルに）決定する場合、好ましい方法を用いて設計例で説 明したように最小の演算労力を使用して、測定面がスキャン領域の全体をカバー するか、測定面の評価が血管直径の局所プロフィールを反映するかは、本発明に とって違いのないことである。 本発明にとって、演算ハードウエアがどのように構成されているかということ は重要ではない。演算ハードウエアは、時間的解像、局所的解像、測定ウィンド ウの数および面積、および結果のオンライン表示の実行能力の妥協を特定するに すぎない。 本発明の特に好ましい設計様式は、リング状の測定面に合同なリング状の測定 フィールドを形成することである。リング状の測定面は、好ましくは端部が相互 に重なり合って多角形状のリングに構成された幾つかのストリップ状の測定面か ら構成することができる。しかしながら、本発明のこの設計では、オンライン処 理能力に対してより大きな演算労力が要求される。 さらに、本発明にとって、物体面に対する戻し計算が適当な結像倍率で起こる か、あるいは関連するユニットに記述されるかは重要ではない。この場合、イメ ージまたは物体面内での相互的な測定値および測定位置の正確な局所割り当てが 決定的である。 参照記号リスト Ｏ 物体 ＢＳ 結像システム ＦＩ 固定装置 ＢＥ イメージレシーバ ＢＭ イメージマニピュレータ ＥＰ 結果の表示ユニット、たとえばＴＶモニター ＥＳ 制御可能なビデオレコーダー ＳＳ コントロールユニット ＢＶ 評価ユニット ＤＥ キーボード ＭＰ マニピュレーションユニット ＭＳ 測定ユニット ＨＳ メインビーム経路 ＵＳ ペリメータ照明ビーム経路 ＵＢＳ ペリメータ照明システム ＢＯ 照明レンズ ＢＬＳ 照明ビーム経路 ＦＳ 固定ビーム経路 ＦＡＳ 外側固定ビーム経路 ＦＩＳ 内側固定ビーム経路 ＳＥ ミラーユニット Ｓ１〜Ｓ４ ミラー ＯＬ 検眼鏡レンズ ＨＯＳ 光学システム ＭＢＳ 測定フィールド照明システム ｙ 固定マーク ｙ’，ｙ” 固定マークのイメージ ＦＭＥ 固定マークユニット ＦＯＳ 固定光学システム ＡＡ 光学ユニット ＭＳＢ 測定照明ビーム経路 ＭＢＯ 開口絞り ＭＢＯ’開口絞りの瞳 ＦＭＢ フィルタ ＭＢＬ１ レンズシステム１ ＭＢＬ２ レンズシステム２ Ｙ” 眼の背景と共役な面のイメージ ＭＢＦ フィールド絞り（眼の背景において生成されるイメージ） ＳＭＢＦ フィールド絞りの調節ユニット ＳＭＢＯ 開口絞りの調節ユニット（明るさの制御） ＬＱＭＢ 光源 ＳＶＭＢ 光源に対する制御可能な電力供給器 ＵＢＳ 測定照明ビーム経路 ＵＢＯ 開口絞り ＵＢＯ’開口絞りの瞳 ＦＵＢ フィルタ ＵＢＬ１ レンズシステム１ ＵＢＬ２ レンズシステム２ ＵＢＦ フィールド絞り（眼の背景において生成されるイメージ） ＳＵＢＦ フィールド絞りの調節ユニット ＳＵＢＯ 開口絞りの調節ユニット ＬＱＵＢ 光源に対する制御可能な電力供給器 ＬＭ 光変調器 ＳＬＭＵＢ 光変調器のための調節ユニット ｐ，ｐ’，ｐ” 瞳位置 Ｇ１，Ｇ２ 血管方向のスキャン領域または測定面の終点 ＢＺ 参照時間 ＢＤ 参照日付 ＩＤＵ 検査者の識別番号 ＲＺ 相対時間

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． 少なくとも１つの血管部分が１つの電子イメージまたは一連の電子イメー ジとして示され、光電レシーバ装置から評価ユニットへ供給される、生物の血管 、好ましくは網膜の血管の検査をするための装置において、 上記評価ユニットは、上記光電レシーバ装置によって作られたイメージにおい て少なくとも１つの測定ウィンドウのディジタル化および抹消を部分ごとに行う とともに、イメージの識別およびイメージでの測定ウィンドウの位置の識別を行 うためのイメージマニピュレーションユニット（ＢＭ）と、イメージにおける測 定ウィンドウの位置および形状を説明する測定ウィンドウ座標およびイメージ識 別子を作るためのコントロールユニット（ＳＳ）と、イメージ処理または信号処 理演算記憶ユニット（ＢＶ）と、イメージの表示および／または測定値の表示お よび／または測定結果の表示のための出力ユニット（ＥＰ）とを備えていること を特徴とする装置。 ２． イメージにおける上記測定ウィンドウの形状および／または位置、および イメージにおけるその方向付けは制御可能であることを特徴とする請求項１に記 載の装置。 ３． 少なくとも１つの測定ウィンドウは、ストリップ状に設計されていること を特徴とする請求項１または２に記載の装置。 ４． 水平位置と鉛直位置との間でスイッチングするための手段が設けられてい ることを特徴とする請求項３に記載の装置。 ５． 血管方向を横切る測定面の成分は予期される血管直径の成分の１０倍に達 し、少なくとも６つのピクセルラインまたは６つのピクセルカラムが、上記血管 方向を横切るように位置決めされた測定ウィンドウの成分上に同時 に位置決めされてい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 装置。 ６． 少なくとも１つの測定ウィンドウが、リング状ストリップとして、または 好ましくは互いにコーナーで重なり合う矩形ストリップを用いたリング状の多角 形断面として設計されていることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に 記載の装置。 ７． 眼の背景への適用に対して、上記リング、または多角形断面の内側直径は 、少なくとも瞳の直径と同じ大きさであることを特徴とする請求項５に記載の装 置。 ８． 血管直径の準周期的な局所的変化の最大変化および最小変化が確かめられ るように、血管方向の測定ウィンドウの成分に対応するように少なくとも多くの ピクセル層を調節するための手段が設けられていることを特徴とする請求項１乃 至７のいずれか１項に記載の装置。 ９． 測定ウィンドウが１つのイメージから次のイメージへ確率的にあるいは統 括的にその位置を変化させるスキャン領域を手動的または自動的に規定するため の手段が設けられ、上記スキャン領域は好ましくは少なくとも１．５ｍｍのサイ ズを有することを特徴とする請求項１乃至８のいずれか１項に記載の装置。 １０． １つのイメージから次のイメージへ手動的または自動的に規定されたス キャン領域の内部で、円形または多角形状の測定面の半径を変化させるための手 段が設けられ、上記スキャン領域は好ましくは少なくとも１．５ｍｍのサイズを 有することを特徴とする請求項１乃至９のいずれか１項に記載の装置。 １１． 上記光電レシーバ装置は、少なくとも１つのイメージレシーバを有する 結像システムであり、１つの照明ビーム経路が設けられ、物体面と共役な照明ビ ーム経路の面には、測定領域を規定するための部分的に透明な開口が存在し、上 記開口は全体的に透明な測定フィールド領域と部分的に透明なペリメータ領域と からなることを特徴とする請求項１乃至１０のいずれか１項に記載の装置。 １２． 照明光の強度および／または部分的に透明な開口の位置は、物体フィー ルド座標によって制御されることを特徴とする請求項１乃至１１のいずれか１項 に記載の装置。 １３． 上記光電レシーバ装置は、少なくとも１つのレシーバを有する結像シス テムであり、ペリメータ照明のための少なくとも１つの照明ビーム経路を有し、 物体面において１つの追加的照明測定フィールドを作るとともに、上記メインビ ーム経路によって形成された測定フィールドおよびペリメータフィールドへ幾何 学的に照明の観点から物体フィールドを分離する照明メインビーム経路には、少 なくとも１つの追加的な照明ビーム経路が位置決めされることを特徴とする請求 項１乃至１２のいずれか１項に記載の装置。 １４． 位置および／または幾何学的形状および／または強度および／または分 光特性を制御するために、メイン照明またはペリメータ照明から独立に測定フィ ールド座標を使用するサーボエレメントが設けられ、 上記測定フィールド座標はコントロールユニットで作られ、上記サーボエレメ ントへ伝えられることを特徴とする請求項１３に記載の装置。 １５． 上記測定ウィンドウおよび上記測定面をコンフォーカル（共焦点）に移 動設定することができる手段が設けられていることを特徴とする請求項 １乃至１４のいずれか１項に記載の装置。 １６． 上記測定ウィンドウに加えて、イメージに対する固定位置に少なくとも １つのヘルプウィンドウがイメージにおいて作られるように、上記イメージマニ ピュレーションユニットに手段が設けられ、 この手段は、ヘルプウィンドウにおいて物体エッジの移動および／または位置 を検出し、一次マトリックスに訂正座標として保管し、１つのイメージシーケン スの間にイメージフィールドにおける血管中間位置の移動を直ちに訂正するため にイメージについて使用されることを特徴とする請求項１乃至１５のいずれか１ 項に記載の装置。 １７． 上記ヘルプウィンドウは、測定初期における第１イメージの測定ウィン ドウと同一であることを特徴とする請求項１６に記載の装置。 １８． 上記ヘルプウィンドウは、ストリップ状のウィンドウとして設計され、 測定初期において上記測定ウィンドウに対して垂直に且つ中央に位置することを 特徴とする請求項１６または１７に記載の装置。 １９． 照明および／または結像光の分光調節のための手段が設けられ、 上記手段は中間波長および帯域幅に対して最小の可能な許容範囲を有し、次の ような例に関して直列に存在するように、急勾配のエッジおよび特性をもったバ ンドパス特徴を有することを特徴とする請求項１乃至１８のいずれか１項に記載 の装置。 中間波長 帯域幅（半値幅） ５４０ｎｍ １００ｎｍ ５３３ｎｍ ７０ｎｍ ５６３ｎｍ ５０ｎｍ ５７４ｎｍ １０ｎｍ ２０． 眼への適用のために、固定サーボエレメントを有する内側および／また は外側固定装置が設けられ、 この固定装置は、規定された固定座標において眼の光軸と結像システムの光軸 との間の角度を明瞭に説明し、固定セッティングを実行し、 これらの固定座標を制御および／または決定するとともに、上記コントロール ユニットと上記固定装置との間で固定座標を転送するための手段が、設けられて いることを特徴とする請求項１乃至１９のいずれか１項に記載の装置。 ２１． 上記内側固定装置および外側固定装置の固定座標は、相互に重なり合う 固定領域に対して同一であり、 これらの固定座標を制御および／または決定するとともに、上記コントロール ユニットと上記固定装置との間で固定座標を転送するための手段が、設けられて いることを特徴とする請求項１乃至２０のいずれか１項に記載の装置。 ２２． 測定値シーケンスの開始前に一度患者に対して固定マークをフォーカス させることのできる屈折サーボエレメントが設けられ、 適切な屈折測定を介してフォーカシングのための調節された固定屈折値が測定 され、上記コントロールユニットへ転送されることを特徴とする請求項２０また は２１に記載の装置。 ２３． 検査すべき眼の基部を少なくともカバーするか、あるいは外側固定の場 合には隣接する眼をカバーするように、照明ビーム経路中または外側固定マーク の後ろに開口が位置決めされていることを特徴とする請求項２０乃至２２のいず れか１項に記載の装置。 ２４． 固定マークの明るさまたは形状を確率的に変化させるための手段が設け られていることを特徴とする請求項１乃至２３のいずれか１項に記載の装置。 ２５． 不明確に決定された相対位置シフトの場合に、音響信号および／または 時間的に異なるように変調された明るさ変調または固定マークの形状制御を起こ すための手段が設けられていることを特徴とする請求項１乃至２４のいずれか１ 項に記載の装置。 ２６． 測定初期において測定ウィンドウとともにイメージ全体を測定位置のた めの制御として保管するための手段が設けられていることを特徴とする請求項１ 乃至２５のいずれか１項に記載の装置。 ２７． ディジタル化された測定ウィンドウにおいて血管エッジを認識し、 測定ウィンドウにおいてすべての識別可能な血管に対して、光度測定のエッジ 集中を外挿し、 個別の血管部分に対して決定された値を明確に付与することによって血管エッ ジの割り当てを実行し、 同じイメージの相互に結合した血管部分の中央位置またはエッジ位置の局所的 なシフトから、測定ウィンドウに対する血管の斜め状態を計算し、 相互に結合した光度測定エッジ集中の斜め状態訂正距離から血管直径を決定し 、 各血管直径に対してイメージにおける血管中間位置を決定し、 イメージごとに認識された各血管に対して設定された一次データに決定された 血管直径および血管中間位置を保管するための手段が設けられていることを特徴 とする請求項１乃至２６のいずれか１項に記載の装置。 ２８． 血管割り当てのための手段が設けられ、 この手段は、現行の認識された血管をとり、先行するイメージの認識された血 管に対して明確にそれを付与し、あるいは新たな血管を規定し、新しい血管によ って設定された一次データを拡張することを特徴とする請求項２５に記載の装置 。 ２９． 現行の測定ウィンドウまたは測定ウィンドウの領域における平均明るさ を計算し、イメージごとに血管信号として、血管直径を説明する一次データセッ トに記憶するための手段が設けられていることを特徴とする請求項１乃至２８の いずれか１項に記載の装置。 ３０． 中央における平均明るさを血管明るさとして決定し、エッジ領域におけ る平均明るさをエッジ明るさとして決定し、血管ペリメータにおける平均明るさ をペリメータ明るさとして決定し、各血管に対して適当なデータを一次データセ ットへ保管するための手段が設けられていることを特徴とする請求項２８に記載 の装置。 ３１． 追加的な測定手段（ＭＳ）が設けられ、この測定信号が各イメージまた はイメージシーケンスに対して正しく一次データセットまたはコントロールに割 り当てられて保管されることを特徴とする請求項１乃至３０のいずれか１項に記 載の装置。 ３２． 上記測定手段は、血圧信号および／または眼圧信号および／またはＥＫ Ｇ信号および／またはパルス信号のほぼ連続的な取得を実行することを特徴とす る請求項３０に記載の装置。 ３３． 上記測定手段は、上記コントロールユニットによって制御可能であるこ とを特徴とする請求項３０または３１に記載の装置。 ３４． マイクロサーキュレーションおよび／または物質代謝に関する生物パラ メータに一定の変化を生じさせるためのマニピュレーションシステム（ＭＰ）が 設けられ、 関連した剌激信号が各イメージに固有に割り当てられた一次データセットに保 管されることを特徴とする請求項１乃至３３のいずれか１項に記載の装置。 ３５． 上記生物パラメータは、眼圧および／または呼吸ガス成分および／また は物理的ストレスおよび／または温度および／または光剌激であることを特徴と する請求項３３に記載の装置。 ３６． 上記マニピュレーションシステムは、上記コントロールユニットによっ て制御されることを特徴とする請求項３４または３５に記載の装置。 ３７． イメージシーケンスのためのオンラインメモリユニットＥＳが設けられ 、 イメージマニピュレーションは、各イメージに対してイメージ識別子と測定シ ーケンスコードとを供給し、 イメージ識別子および測定シーケンスコードは上記コントロールユニットによ って作られ、上記イメージマニピュレータに送られ、特定の評価されたイメージ のイメージ識別子は各一次データセットに保管され、測定シーケンスコードは関 連したコントロールデータセットに保管されることを特徴とする請求項１乃至３ ６のいずれか１項に記載の装置。 ３８． 血管信号および測定信号を分光解析するとともに、分光解析の結果を表 示し記憶するためのユニットが設けられていることを特徴とする請求項１乃至３ ７のいずれか１項に記載の装置。 ３９． 血管信号に対して選択的時間および空間でフィルタリングするための手 段が設けられ、 フィルタリングされた血管信号は分光解析のためのユニットへ送られることを 特徴とする請求項１乃至３８のいずれか１項に記載の装置。 ４０． 少なくとも１つの血管部分が１つの電子イメージまたは電子イメージシ ーケンスとして示され、光電レシーバから評価ユニットへ供給される、生物の血 管、好ましくは網膜の血管を検査するための方法において、 少なくとも１つの血管部分の血管直径を説明する血管信号が、時間的および／ または空間的解像を用いて作られることを特徴とする方法。 ４１． 少なくとも１つの測定ウィンドウの自動的または手動的セッティングに よって、測定領域のセッティングによって、および上記測定領域内での測定ウィ ンドウの多重移動によって、光電レシーバ装置でイメージを取得する際に、空間 的および時間的解像度をもって少なくとも１つの血管直径を表す測定データが作 られることを特徴とする請求項４０に記載の方法。 ４２． 測定ウィンドウの時間的変化測定データは、記憶され、保管され、処理 されることを特徴とする請求項４０または４１に記載の方法。 ４３． タスク特定ストラクチャープランにしたがってイメージシーケンスのイ メージが、特定の数において特定の時間間隔で評価されまたは作られ、 この時間間隔は、血管信号の時間基準として用いられ、 血管中間位置および／または測定ウィンドウ座標および／または測定フィール ド座標とともに、血管信号値が、評価された各イメージに対して時間および空間 において互いに割り当てられ、一次データセットに保管されること を特徴とする請求項４０乃至４２のいずれか１項に記載の方法。 ４４． 上記測定手順の一次データセットは、一次データマトリックスに組み込 まれることを特徴とする請求項４０乃至４３のいずれか１項に記載の方法。 ４５． 固定マークをフォーカスさせるための装置の固定座標およびヘルプウィ ンドウ座標および／またはスキャン領域および／または屈折値が決定または形成 され、 測定プロセスまたはイメージシーケンスの間中変化することなく、測定プロセ スの識別子とともにイメージシーケンスの一次データマトリックスのためのコン トロールデータセットに割り当てられることを特徴とする請求項４０乃至４４の いずれか１項に記載の方法。 ４６． ヘルプウィンドウおよび／またはメインウィンドウにおいて各評価イメ ージにおける少なくとも１つの特徴的イメージパターンの局所的シフトが、測定 プロセスの第１のイメージまたは先行する各イメージに対して適当な座標におい て決定され、ヘルプウィンドウ訂正として年代順の正確さをもって一次データセ ットに保管されることを特徴とする請求項４０乃至４５のいずれか１項に記載の 方法。 ４７． 上記特徴的イメージパターンは、解析すべき実際の血管であり、血管パ ターンの位置は、血管の中間位置であることを特徴とする請求項４６に記載の方 法。 ４８． 特定の血管直径値の訂正された血管中間位置は、固定座標および／また は測定ウィンドウ座標および／またはイメージ面の一定の参照点に対するヘルプ ウィンドウ訂正値から計算され、年代順の正確さをもって一次デー タマトリックスに保管されることを特徴とする請求項４０乃至４７のいずれか１ 項に記載の方法。 ４９． 位置依存の血管信号は、位置および／または時間の関数としてフィルタ リングされる前および／または後に周波数解析され、周波数スペクトルおよび位 相位置が図式的に表示され、その次の局所的周波数パラメータおよび／または年 代順の周波数パラメータが決定され、複合識別マトリックスに保管されることを 特徴とする請求項４０乃至４８のいずれか１項に記載の方法。 ５０． 血管運動神経周波数の１つ以上の数量、帯域幅、パワーおよび位相位置 、脈動周波数、帯域幅、パワーおよび位相位置、および周波数、位相位置、追加 的検出可能周波数の帯域幅およびパワーが識別子として用いられることを特徴と する請求項４９に記載の方法。 ５１． 血管直径に影響するパラメータを説明する追加的な測定信号が、イメー ジシーケンスのコントロールデータセットの少なくとも１つの値に対して付与さ れ、または一次データセットの血管信号に対して年代順に付与されることを特徴 とする請求項４０乃至５０のいずれか１項に記載の方法。 ５２． 血圧パラメータおよび／または眼圧および／またはパルスおよび／また は心臓位相がパラメータファクターとして用いられることを特徴とする請求項５ １に記載の方法。 ５３． 血管直径に影響する人工パラメータを説明する追加的マニピュレーショ ン信号が、少なくとも時間的に解像され、一次データセットにおいて血管信号に 割り当てられることを特徴とする請求項４０乃至５２のいずれか１項に記載の方 法。 ５４． 上記血管信号から追加的血管信号が形成され、この追加的血管信号にお いて値の２乗および／または値の４乗が形成され、一次データセットに保管され ることを特徴とする請求項４０乃至５３のいずれか１項に記載の方法。 ５５． 血管信号、測定信号および／またはマニピュレーション信号から特徴的 数量が形成されることを特徴とする請求項３９乃至４４のいずれか１項に記載の 方法。 ５６． 血管信号および／または測定信号および／またはマニピュレーション信 号および／またはパラメータが血管イメージの上に重ね合わされ、あるいは割り 当てられ、あるいは機能的な診断イメージとして、時間プロフィールとしておよ び／または局所的二次元または三次元プロフィールとして表示され、および／ま たは数値的にあるいは図式的に、時間および位置から独立した複合的な全体値と して表示されることを特徴とする請求項４０乃至５５のいずれか１項に記載の方 法。 ５７． 血管信号の時間的および／または局所的フィルタリングの後および／ま たは前に、血管信号の訂正された血管中間位置から、少なくとも１つの値を含む 局所領域および時間領域が形成され、 局所領域および時間領域内の血管信号から、位置依存性の時間パラメータが決 定され、特定の規定された時間領域および位置領域に対して時間的パラメータマ トリックスに保管され且つ表示され、元のイメージの上に訂正された血管中間位 置の関数で一定の時間領域および位置領域に対する機能的診断イメージとして重 ね合わされて出力されることを特徴とする請求項４０乃至５６のいずれか１項に 記載の方法。 ５８． 位置依存性時間パラメータは、時間に関して、および／または血管信号 、その時間的散乱、信頼間隔および／または血管直径の２乗からの時間的平均値 の平方根、関連した散乱および信頼間隔および／または血管直径の４乗からの時 間的平均値の１／４乗およびその散乱および信頼間隔からの時間的平均値に関し て最大値および最小値であることを特徴とする請求項４０乃至５７のいずれか１ 項に記載の方法。 ５９． 心臓パルス領域が規定され、 各局所的領域に対して血管信号または血管直径のＥＫＧトリガー信号平均によ って、心臓パルス領域内で平均値、散乱および信頼間隔が形成され保管されるこ とを特徴とする請求項５７または５８に記載の方法。 ６０． パルス位相位置、最大パルス値および最小パルス値のようなパルスパラ メータが、パルスプロフィールから決定され保管されることを特徴とする請求項 ５９に記載の方法。 ６１． 血管信号を処理する信号フィルタは連結された出口を有するバンドパス フィルタであり、 浮動平均値形成は、心臓脈動および／または心臓血管運動および／または第１ オーダーの血圧波および／または第２オーダーの血圧波および／または呼吸周波 数および／または滑らかな外来信号および／または干渉を選定しまたは滑らかに することを特徴とする請求項５７乃至６０のいずれか１項に記載の方法。 ６２． 血管信号のデフォルト局所的フィルタリングおよび／またはデフォルト 時間的フィルタリングの前および／または後に、少なくとも１つの値を含んだ時 間的領域および血管領域が形成され、 時間領域および血管領域内の局所血管方向から、時間依存性の局所パラメ ータが決定され、規定された位置領域および時間領域に対して局所パラメータマ トリックスに保管され、特定の血管領域に対して時間の関数として図式的に出力 されることを特徴とする請求項４０乃至６１のいずれか１項に記載の方法。 ６３． 時間依存性の局所パラメータが血管信号の最大値および最小値および／ または局所平均値であり、その散乱および信頼間隔が時間の関数として局所パラ メータマトリックスに形成され、血管直径の２乗からの局所平均値の平方根、関 連する散乱および信頼間隔、および／または血管直径の４乗からの局所平均値の １／４乗、およびその散乱および信頼間隔であることを特徴とする請求項６２に 記載の方法。 ６４． 心臓パルス範囲が特定され、 各時間領域に対して、心臓パルス領域内の平均値、散乱および信頼間隔が血管 信号または血管直径のＥＫＧトリガー信号平均によって位置に関する平均値とし て形成され、保管され且つ表示されることを特徴とする請求項６２または６３に 記載の方法。 ６５． パルス特性パラメータがパルスプロフィールから決定され且つ保管され 、 パルスパラメータは、局所的平均パルス位相位置、局所的平均パルス最大値お よび局所的平均パルス最小値であることを特徴とする請求項６４に記載の方法。 ６６． 複合パラメータが局所パラメータマトリックスおよび／または時間パラ メータマトリックスまたは一次データマトリックスから形成され、時間非依存性 および位置非依存性の複合パラメータマトリックスに、血管、時間領域および局 所領域に関して正確に保管され且つ出力されることを特徴とす る請求項４０乃至６５のいずれか１項に記載の方法。 ６７． 最大値および最小値、時間的平均および局所的平均およびその散乱は、 局所的パラメータおよび／または時間的パラメータおよび／または血管信号から 、たとえば血管直径から形成され、 局所的平均、および／または時間的平均、および／または血管信号の平方根は 、特定の血管信号の２乗から形成され、 局所的平均および／または時間的平均および／または血管信号の１／４乗は、 血管信号の値、たとえば血管直径の４乗から形成されることを特徴とする請求項 ６６に記載の方法。 ６８． 位置パラメータ、時間パラメータおよびそれらの複合パラメータから誘 導されたパラメータとして、商および／または差および／またはパーセンテージ 差が形成され、位置パラメータマトリックスまたは時間パラメータマトリックス または複合パラメータマトリックスに保管され、位置パラメータ、時間パラメー タまたは複合パラメータとして表示され且つ出力されることを特徴とする請求項 ４０乃至６７のいずれか１項に記載の方法。 ６９． 誘導パラメータとして、パルスピーク値および血管運動ピーク値か相互 関係へ導かれ、 パルスおよび血管運動の周波数パワーおよび／または周波数または位相位置が 新たなパラメータとして関係付けられ、血管直径のピーク値が局所的平均値また は時間的平均値または複合平均値に関する関係へ導かれることを特徴とする請求 項６８に記載の方法。 ７０． 刺激された信号変化、あるいは病理学的または療法学的に引き起こされ た信号変化の時間プロフィールからの信号解析によって動的パラエータが決定さ れ、 血管および／または位置に関して正確に、動的パラメータとして、複合パラメ ータマトリックスまたは時間的パラメータマトリックスに保管され、且つ表示さ れることを特徴とする請求項４０乃至６９のいずれか１項に記載の方法。 ７１． 酸素吸入および／または等軸ストレスおよび／または眼圧変化および／ または光剌激に対する、血管部分の直接応答および反応位相のデッドタイム（死 時間）定数、減衰時間定数および立ち上かり時間定数が、血管領域の応答として 局所解像によって決定されることを特徴とする請求項７０に記載の方法。 ７２． 様々な血管および／または１つの血管の様々な血管領域が、同じイメー ジシーケンス内で並列的にまたはシーケンシャルに解析され、訂正された血管中 間位置の間隔が比較可能な血管長さ単位に変換され、その血管信号またはパラメ ータの比較のために二次元または三次元で図式的に表示されることを特徴とする 請求項４０乃至７１のいずれか１項に記載の方法。 ７３． １つの血管および／または１つの参照血管に関する血管部分または１つ の血管部分の局所的変化および／または時間的変化および／または複合変化に関 係するパラメータが形成されることを特徴とする請求項４０乃至７２のいずれか １項に記載の方法。 ７４． 少なくとも２つの関連した血管部分または血管領域の並列測定が行われ 、 １つの血管領域および／または様々な血管領域の互いに関連した血管部分の位 相差が決定され、 血管部分間の流れ経路が決定され、位相差および流れ経路からパルス波速度が 決定され出力されることを特徴とする請求項４０乃至７３のいずれか１ 項に記載の方法。 ７５． 訂正されたおよび／または未訂正の血管信号と、剌激信号および／また は補足測定信号および／またはパラメータとの間の時間的関係および局所的関係 が二次元および／または三次元で図式的に表示されることを特徴とする請求項４ ０乃至７４のいずれか１項に記載の方法。 ７６． 新たな各評価イメージに対してパラメータが新たに決定され、図式表示 装置またはテキスト表示装置の１つに出力されることを特徴とする請求項４０乃 至７５のいずれか１項に記載の方法。 ７７． コノトロールパラメータは、双方の方向に沿ったヘルプウィンドウ訂正 値の散乱として、位置決め不確実性を反復的に計算し、および／または連続的に その値を表示し、測定シーケンスの最終値が測定値シーケンスとともにコントロ ールパラメータセットに保管されることを特徴とする請求項４０乃至７６のいず れか１項に記載の方法。 ７８． 位置決め不確実性のパラメータに起因する特定値に対して、シーケンス コントロールにより、音響信号または目立つ視覚信号が、シーケンスコントロー ルにより固定マークの明るさまたは形状に導入されることを特徴とする請求項７ ６に記載の方法。 ７９． 音響信号または視覚信号は、位置決め不確実性が増大するにつれて大き くなることを特徴とする請求項７７に記載の方法。 ８０． 一次データセット内のイメージ品質パラメータが、各評価イメージに対 して、正しい年代順で保管されることを特徴とする請求項４０乃至７９のいずれ か１項に記載の方法。 ８１． 値がデフォルト値の範囲を越えている場合に、血管信号値のキャンセル のためにイメージ品質パラメータが使用されることを特徴とする請求項７９に記 載の方法。 ８２． 非常に良好なイメージ品質の場合に特定の値を有し、非常に悪い品質に 対して０の値を有し、その間のイメージ品質の値として漸増する値を有するよう な重みファクタの付いた各測定値を提供するためにイメージ品質パラメータが使 用され、 これらの重みファクタは、さらに信頼性の高い測定値のより大きな重みの平均 値の決定、およびさらに不確実な測定値の低減または抹消のために使用されるこ とを特徴とする請求項７０または８０に記載の方法。 ８３． 測定シーケンスの最初のイメージその全体が保管され、測定シーケンス 、測定ウィンドウおよびヘルプウィンドウのコントロールセットに割り当てられ 、 イメージ内のスキャン領域が、測定シーケンスの関連した名前付与により識別 され、局所的測定イメージとして図式的に表示され、または出力されることを特 徴とする請求項４０乃至８２のいずれか１項に記載の方法。 ８４． 反復測定の間、測定ウィンドウ座標および／またはヘルプウィンドウ座 標および形状座標および／または固定座標および／または測定フィールド座標お よび／またはスキャン領域が、シーケンスコントローラーによってそのデフォル ト値に自動的にセットされ、あるいは手動セッティングのために表示され、 先行する測定プロセスの局所的測定イメージが呈示されることを特徴とする請 求項４０乃至８３のいずれか１項に記載の方法。 ８５． 測定信号または測定パラメータが、その時間的プロフィールまたは局所 的プロフィールで、あるいはその決定とともに、オンラインで図式的に表示され ることを特徴とする請求項４０乃至８４のいずれか１項に記載の方法。 ８６． 平均値および平均値の信頼間隔が反復的に決定され、各評価イメージと ともに現行の値として表示され、あるいは測定信号とともに、図式的に表示され ることを特徴とする請求項８４に記載の方法。 ８７． 特定のスキャン領域内の測定ウィンドウおよび／または測定フィールド が、様々なイメージの間で、または１つのイメージ内で確率的に、あるいは血管 方向に沿ってピクセルまたは部分ごとに移動することを特徴とする請求項４０乃 至８６のいずれか１項に記載の方法。 ８８． 様々な臨床的な標準的な質問が測定プロセスのための様々な進行コント ロールに付与され、 イメージシーケンスの準備または現存するイメージシーケンスの評価が、イメ ージの数量および／または時間的イメージ間隔での測定プロセスのために行われ 、および／または特定のコントロールデータセットで自動的に制御され、 このデータがコントロールデータセットにコントロールパラメータとして保管 され、 信頼間隔がデフォルト値を下回ると、測定プロセスが終了することを特徴とす る請求項４０乃至８７のいずれか１項に記載の方法。 ８９． 所望の再現性が検査者によって対話モードで要求され、デフォルトのコ ントロール値から、測定値の必要数および／または検査時間が算出されることを 特徴とする請求項８７に記載の方法。 ９０． 少なくとも１０秒に亘って少なくとも毎秒１０イメージまたは少なくと も１２０秒に亘って少なくとも毎秒１イメージまたは少なくとも６００秒に亘っ て少なくとも毎秒０．２イメージのイメージシーケンスが記録されおよび／また は評価されることを特徴とする請求項８７に記載の方法。 ９１． 少なくとも５分に亘って確率的に分配された少なくとも１０イメージの イメージシーケンスが記録されおよび／または評価されることを特徴とする請求 項８７に記載の方法。 ９２． シーケンスコントローラが測定フィールドの照明を制御し、測定の期間 だけ最大限の強度へスイッチされ、その他の場合には低減値を使用することを特 徴とする請求項４０乃至９１のいずれか１項に記載の方法。 ９３． 測定フィールドにおける照明強度が測定の間シーケンスコントロールに よって調整され、コントロール数量としてイメージ品質パラメータのためのデフ ォルトが使用され、特定のイメージ品質パラメータに必要な最小照明強度が常に 使用されることを特徴とする請求項４０乃至９２のいずれか１項に記載の方法。