JP2001275976A - 眼底検査装置 - Google Patents

眼底検査装置

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JP2001275976A
JP2001275976A JP2000098624A JP2000098624A JP2001275976A JP 2001275976 A JP2001275976 A JP 2001275976A JP 2000098624 A JP2000098624 A JP 2000098624A JP 2000098624 A JP2000098624 A JP 2000098624A JP 2001275976 A JP2001275976 A JP 2001275976A
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JP2000098624A
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Inventor
Shigeaki Ono
重秋 小野
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Canon Inc
キヤノン株式会社
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 血管像データの結果を容易に確認できるよう
にする。 【解決手段】 血管像の一次元CCD25の出力はA/
D変換された後に血管径が算出される。血管像データを
メモリから読み込み、血管像に対して不要な周波数成分
を除去するためのフィルタ処理を行い、微分処理を行っ
て複数の極大・極小点を算出する。算出された複数の極
大・極小点から、血管像のエッジに相当するMax1、Max
2、血管像の頂点に相当するMin1の各特徴点を抽出し
て、Max1−Min1、Max2−Min1のそれぞれの半値間の距離
を血管径として算出し、血管径の値を血管像と共に表示
手段にほぼリアルタイムに表示する。

Description

【発明の詳細な説明】

【0001】

【発明の属する技術分野】本発明は、眼底上の血管を検
査する眼底検査装置に関するものである。

【0002】

【従来の技術】従来から、眼底血流計は被検眼の眼底の
被測定血管にレーザービームを照射し、その散乱反射光
を光検出器により受光し、血流からの散乱反射光である
ドップラシフトした成分と、静止している血管壁からの
散乱反射光との干渉信号を検出し、このデータを周波数
解析して血流速度を求める装置であり、次式によって血
流速度(最大速度Vmax)を求めている。 Vmax={λ/(n・α)}・‖Δfmaxl|−|Δfmax2‖/cosβ …(1)

【0003】ここで、2つの受光器で受光した受光信号
から算出した周波数の最大シフトを、それぞれΔfmax
l、Δfmax2、レーザーの波長をλ、測定部位の屈折率を
n、眼内での2つの受光光軸のなす角度をα、眼内で2
つの受光光軸がつくる平面と血流の速度ベクトルとのな
す角度をβとする。

【0004】このように、2方向から計測を行うことに
よって、測定光の入射方向の寄与が相殺され、眼底上の
任意の部位の血流を計測することができる。また、2つ
の受光光軸がつくる平面と眼底の交線と、血流の速度ベ
クトルとのなす角βを一致させることにより、β=0゜
となって真の最大血流速度を測定することができる。

【0005】更に、眼底血流計により測定を行う際に、
被検眼の固視微動などによって装置の光学系と被測定部
との相対位置が変化すると正確な測定が困難になる。こ
の解決手段として、被測定血管にトラッキング用光源か
らの光束を照射して、その血管像をCCDカメラで撮像
し、被検眼の動きに応じて血管像がCCDカメラ上の固
定位置に安定化するように、トラッキング用光源からの
光束を走査してトラッキングを行う装置が、特開昭63
―288133号公報に開示されている。

【0006】これらの眼科装置では、トラッキング光の
眼底での反射光束を受光する受光手段として、一次元C
CDを用いて血管像信号の波形処理を行い、トラッキン
グ基準位置と血管像の位置信号の偏移量を算出してトラ
ッキングを行っている。これらはトラッキング光を出射
する照明用光源と測定光は瞳共役位置のミラーを経て眼
底上に照射される方式を採用し、トラッキング光の眼底
での反射光束を受光する受光手段として、一次元CCD
を用い血管像信号の波形処理を行い、トラッキング基準
位置と血管像の位置の偏移量を算出してトラッキングを
行っている。

【0007】上述の従来例の眼底血流計において、血流
速度を算出する場合には受光器で検出した信号を周波数
解析して、血流速度の例えば1つの測定値を得るため
に、2つのチャンネルの信号のそれぞれに対して、51
2点のデータをFFT(高速フーリエ変換)処理によっ
て周波数解析し、その結果を波形解析することによりそ
れぞれのカットオフ周波数を求め、その差分を求める演
算が行われている。これは時間分解能を50点/秒とす
ると、動脈の計測を2秒間行う場合にその100倍の演
算を行わなくてはならない。そのため、解析の処理内容
によっては測定後の信号解析に多大な時間を要し、1セ
ットの最終結果を得るまでに数分の演算時間を要し、次
の測定を前回の測定終了後に直ちに行うことができない
ために、次の測定まで患者と検者を長時間待たせること
になる。

【0008】従って、演算処理をデータ取り込み終了の
直後ではなく、終了後の任意の時点で行うことができる
ように、受光器からの出力を保存し、直ちに次の測定に
備えることが考えられる。しかし、この場合にはデータ
取り込みが正しく行われたかどうかを判断する基準を検
者に提示する手段がないために、データ取り込み時間に
数秒を要し、この間に被検眼の固視微動などによって、
装置の光学系と被測定部との相対位置が変化した場合に
は正確な測定が困難になり、データ取り込みの成否が確
認できないという問題がある。

【0009】上記の問題点を解決するために、受光器か
らの出力を外部記録装置に逐次に保存し、所定のデータ
取込時間経過後に一方のチャンネルを呼び出してFFT
処理を行い、仮のカットオフ周波数を求め、この簡易処
理を全てのデータに対して施こして結果を表示する装置
が、特開平10−85190号公報に開示されている。

【0010】また、上述の従来例の眼底血流計におい
て、血流速度の算出のために受光器で検出した信号を取
り込むと同時に、一次元CCDで撮像された血管像信号
も取り込み、血管径の値を算出している。血管径の算出
の演算処理は、複数の特異点を抽出し、これらの特異点
から血管径を算出しているため、ほぼリアルタイムで血
管径の値を算出することができる。

【0011】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら上述の従
来例の眼科計測装置では、例えば被検眼の涙等の影響に
より血管像のフォーカスがずれてしまう場合があり、こ
の場合に血管径の値が実際の値よりも太く、又は細く算
出されてしまう場合がある。また、まつ毛の影響によっ
て正しい血管像を受像できない場合がある。

【0012】更に、トラッキング光の眼底での反射光束
は極めて微弱であるため、一次元CCDで受像する血管
像が不安定な場合がある。そこで、血管径の測定精度を
安定させるために、複数の血管像を取り込みそれぞれの
血管像について血管径を算出し、平均化することにより
血管径を算出している。しかし、被検眼の固視が安定し
なかったり、まつ毛の影響で別の血管にトラッキングし
てしまったり、同じ血管上でも別の場所にトラッキング
をしてしまい、各血管像から得られる血管径の値がばら
つく場合がある。

【0013】また、この場合に血管像データの取り込み
が正しく行われたかどうかを判断する基準を検者に提示
する手段がないため、血流速度の簡易な処理結果のみで
判断し、誤った測定結果を保存してしまうという欠点が
ある。

【0014】本発明の目的は、上述の問題点を解消し、
血管像データの結果を確認し得る眼底検査装置を提供す
ることにある。

【0015】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
の本発明に係る眼底検査装置は、測定光を眼底上に照射
する第1の照射光学系と、前記測定光による眼底からの
散乱光を受光する受光手段と、該受光手段の出力を取り
込んで演算処理しその結果に基づいて眼底上の標的像の
所定情報を算出する第1の演算手段と、前記受光手段の
出力又は前記受光手段の出力の演算結果を保存する第1
の記憶手段と、眼底上の前記標的像の近傍の領域を照射
する第2の照射光学系と、前記領域の像を撮像して映像
信号を出力する撮像手段と、該撮像手段の出力を保存す
る第2の記憶手段と、前記撮像手段の出力又は前記第2
の記憶手段内のデータを取り込んで演算処理しその結果
に基づいて眼底上の前記標的像の所定情報を算出する第
2の演算手段と、前記第1の演算手段の出力、前記撮像
手段の出力、前記第2の演算手段の出力の少なくとも1
つを表示する表示手段とを有することを特徴とする。

【0016】

【発明の実施の形態】本発明を図示の実施例に基づいて
詳細に説明する。図1は眼底血流計に応用した実施例の
構成図であり、白色光を発するタングステンランプ等か
ら成る観察用光源1から被検眼Eと対向する対物レンズ
2に至る照明光路上には、ほぼ被検眼Eの眼底と光学的
に共役な位置に配され光路に沿って移動自在な固視標表
示素子である透過型液晶板3、リレーレンズ4、孔あき
ミラー5、黄色域の波長光を透過し他の光束を殆ど反射
するバンドパスミラー6が順次に配列されている。孔あ
きミラー5の背後には眼底観察光学系が構成されてお
り、光路に沿って移動自在な結像レンズ7、接眼レンズ
8が順次に配列され、検者眼eに至っている。

【0017】バンドパスミラー6の反射方向の光路上に
は、イメージローテータ9、紙面に垂直な回転軸を有し
両面研磨されたガルバノメトリックミラー10が配置さ
れ、ガルバノメトリックミラー10の下側反射面10a
の反射方向には光路に沿って移動自在なリレーレンズ1
1が配置され、上側反射面10bの反射方向にはレンズ
12、光路に沿って移動自在なフォーカスユニット13
が配置されている。なお、ガルバノメトリックミラー1
0は前述の回転軸の下方に切欠部を有しており、またレ
ンズ12の前側焦点面は被検眼Eの瞳孔と共役関係にあ
り、この焦点面にガルバノメトリックミラー10が配置
されている。また、ガルバノメトリックミラー10の後
方には、レンズ14及び凹面ミラー15が配され、ガル
バノメトリックミラー10の下側反射面10aで反射さ
れず切欠部を通過する光束を、ガルバノメトリックミラ
ー10の上側反射面10bに導くリレー光学系が構成さ
れている。

【0018】フォーカスユニット13においては、レン
ズ12と同ー光路上にダイクロイックミラー16が配列
され、ダイクロイックミラー16の反射方向の光路上に
は矩形状の絞りを有するマスク板17、ミラー18が配
置され、ダイクロイックミラー16の透過方向の光路上
にはレンズ19が配置されており、このフォーカスユニ
ット13は一体的に移動ができるようになっている。

【0019】また、レンズ19の入射方向の光路上に
は、コリメートされたコヒーレントな例えば赤色光を発
するレーザーダイオードなどの測定用光源20が配列さ
れている。更に、ミラー18の入射方向の光路上には、
高輝度の他の光源と異なる例えば緑色光を発するヘリウ
ムネオンレーザー光源などのトラッキング用光源21が
配列されている。

【0020】ガルバノメトリックミラー10の下側反射
面10aの反射方向の光路上には、光路に沿って移動自
在なリレーレンズ11、ダイクロイックミラー22、拡
大レンズ23、イメージインテンシファイヤ24、一次
元CCD25が順次に配列され、血管検出系が構成され
ている。また、ダイクロイックミラー22の反射方向に
は、フォトマルチプライヤ26、27が配置され、測定
用受光光学系が構成されている。なお、図示の都合上、
全ての光路を同一平面上に示したが、ダイクロイックミ
ラー22の反射方向などは紙面に直交している。

【0021】更に、装置全体を制御するためのシステム
制御部30が設けられ、このシステム制御部30には検
者が操作する入力手段31、測定結果を表示する表示手
段32、外部記録装置33、フォトマルチプライヤ2
6、27の出力、イメージインテンシファイヤ24及び
一次元CCD25の出力がそれぞれ接続されており、シ
ステム制御部30の出力はガルバノメトッリクミラー制
御回路34を介してガルバノメトリックミラー10に接
続されている。

【0022】また、前述の透過型液晶板3、結像レンズ
7、フォーカスユニット13及びリレーレンズ11は、
図示しないフォーカシングノブを操作することにより、
被検眼Eの眼底Eaと透過型液晶板3、検者眼eの眼
底、マスク板17及びイメージインテンシファイヤ24
の受光面とが常に光学的に共役になるように、共に連動
して光軸方向に移動するようになっている。

【0023】観察用光源1から発した白色光は透過型液
晶板3を背後から照明し、リレーレンズ4を通って孔あ
きミラー5で反射され、黄色域の波長光のみがバンドパ
スミラー6を透過し、対物レンズ2を通り被検眼Eの瞳
孔Ep上で眼底照明光光束像として一旦結像した後に、
眼底Eaをほぼ一様に照明する。このとき、透過型液晶
板3には図示しない固視標が表示されており、照明光に
より眼底Eaに投影され、視撮像として被検眼Eに呈示
される。

【0024】眼底Eaからの反射光は同じ光路を戻り、
瞳孔上から眼底観察光束Oとして取り出され、孔あきミ
ラー5の中心開口部、結像レンズ7を通り、検者眼eに
より接眼レンズ8を介して図2に示すように眼底像E
a’が観察可能となる。検者はこの眼底像Ea’を観察
しながら接眼レンズ8より装置のアライメントを行う。

【0025】測定用光源20を発しコリメートされた測
定光は、レンズ19を通過しダイクロイックミラー16
を透過する。一方、トラッキング用光源21から発した
トラッキング光は、ミラー18で反射された後にマスク
板17で所望の形状に整形された後に、ダイクロイック
ミラー16で反射されて上述の測定光と重畳される。こ
のとき、測定光はレンズ19により、マスク板17の開
口部中心と共役な位置にスポット状に結像されている。
更に、測定光とトラッキング照射光はレンズ12を通
り、ガルバノメトリックミラー10の上側反射面10b
で反射され、レンズ14を一度通った後に、凹面鏡15
により反射され再びレンズ14を通りガルバノメトリッ
クミラー10の方へ戻される。

【0026】ここで、ガルバノメトリックミラー10は
瞳孔Epと共役な位置に配されており、凹面鏡15とレ
ンズ14は光軸上に同心に配置され、かつ共働してガル
バノメトリックミラー10を−1倍で結像するリレー系
の機能が与えられている。従って、ガルバノメトリック
ミラー10の上側反射面10bで反射された光束は、ガ
ルバノメトリックミラー10の切欠部に戻されることに
なり、ガルバノメトリックミラー10で反射されること
なくイメージローテータ9に向かう。イメージローテー
タ9を経て、バンドパスミラー6により対物レンズ2に
偏向された両光束は、対物レンズ2を介して眼底Eaに
照射される。

【0027】このように、測定光とトラッキング照射光
はガルバノメトリックミラー10の上側反射面10bで
反射されて、再び戻されるように対物レンズ2の光軸か
ら偏心した状態でガルバノメトリックミラー10に入射
され、図3に示すように瞳孔Ep上でスポット像P2又
はP2’として結像した後に、眼底Eaを点状に照射す
る。

【0028】眼底Eaからの測定光とトラッキング光の
散乱反射光は再び対物レンズ2で集光され、バンドパス
ミラー6で殆どの光束が反射されてイメージローテータ
9を通り、ガルバノメトリックミラー10の下側反射面
10aで反射され、リレーレンズ11を通り、ダイクロ
イックミラー22において測定光とトラッキング光とが
分離される。

【0029】トラッキング光はダイクロイックミラー2
2を透過し、拡大レンズ23により眼底観察光学系によ
る眼底像Ea’よりも拡大された血管像Ev’として、
イメージインテンシファイヤ24の光電面に結像し、増
幅された後に一次元CCD25上に撮像される。そし
て、一次元CCD25で撮像された血管像Ev’に基づ
いて、システム制御部30において血管像Ev’の移動
量を表すデータが作成され、ガルバノメトリックミラー
制御回路34に血管像Ev’と移動量が出力される。そ
して、ガルバノメトリックミラー制御回路34がこの移
動量を補償するようにガルバノメトリックミラー10を
駆動することにより、被測定部の血管のトラッキングを
実施できる。

【0030】また、測定光はダイクロイックミラー22
により反射され、フォトマルチプライヤ26、27に受
光される。これらのフォトマルチプライヤ26、27の
出力はそれぞれシステム制御部30に出力され、この受
光信号は従来例と同様に周波数解析されて眼底Eaの血
流速度が求められる。

【0031】一方、眼底Eaからの測定光とトラッキン
グ光の散乱反射光は再び対物レンズ2で集光され、バン
ドパスミラー6を透過した一部の光束は、観察用光源1
から発した光束の眼底Eaからの反射散乱光と同様の光
路をたどって検者眼eに達し、観察眼底像Ea’と共に
トラッキング指標像Tとして、図2に示すように検者が
観察できるようになっている。

【0032】検者は図示しない操作桿を操作して、被検
眼Eの光軸と対物レンズ2の光軸が一致するように位置
合わせを行う。次に、眼底像Ea’を観察しながら前述
のフォーカスノブを操作して、眼底Eaにフォーカスを
合わせる。すると、前述したように透過型液晶板3の固
視標Fと眼底Eaが光学的に共役になり被検眼Eに呈示
され、被検者が固視標像F’を固視すると、検者は図2
に示すような眼底像Ea’を観察できる。そして、検者
は被測定部位が観察視野の略中央付近に至るように入力
手段31を操作して固視標Fを動かし、被検眼Eを誘導
する。

【0033】次に入力手段31を操作して、トラッキン
グ光を眼底Eaに照射し、更にトラッキング指標像Tと
被測定血管に垂直になるように図示しないローテータ操
作ノブを操作し、被測定血管上に測定光が照射されるよ
うにガルバノメトリックミラー10の角度を制御する。
トラッキング光で照射された血管Evは、前述のように
血管像Ev’としてイメージインテンシファイヤ24の
光電面に結像し、増幅された後に一次元CCD25上に
撮像され、血管像信号として出力される。

【0034】測定部位を決定した後に再び入力手段31
を操作して、トラッキングの開始を入力する。血管像E
v’のコントラストが所望な値を越えている場合には、
システム制御部30において、一次元CCD25の受光
信号に基づいて血管像Ev’の一次元基準位置からの移
動量が算出される。そして、この移動量に基づいてガル
バノメトリックミラ−制御回路34によりガルバノメト
リックミラー10が駆動され、一次元CCD25上の血
管像Ev’の受像位置がー定になるように制御される。

【0035】一方、システム制御部30に入力された一
次元CCD25の出力はA/D変換された後に、図4に
示すフローチャート図による方法で血管径が算出され
る。ステップS1で血管像データをメモリから読み込
む。ステップS2で読み込んだ血管像に対して不要な周
波数成分を除去するためのフィルタ処理を行い、ステッ
プS3で微分処理を行って複数の極大・極小点を算出す
る。

【0036】ステップS4で算出された複数の極大・極
小点から、図5に示すように血管像のエッジに相当する
Max1、Max2、血管像の頂点に相当するMin1の各特徴点を
抽出して、ステップS5において、Max1−Min1、Max2−
Min1のそれぞれの半値間の距離を血管径Dとして算出す
る。算出された血管径Dの値は、血管像と共に図6に示
すように表示手段32にほぼリアルタイムに表示され
る。

【0037】ここで、トラッキングの状態や表示手段3
2に表示された血管像と血管径の値が安定したところ
で、入力手段31の測定スイッチを押すと、システム制
御部30に入力されたフォトマルチプライヤ26、27
の出力はA/D変換された後に、一旦外部記録装置33
に逐次に保存されてゆく。そして、所定のデータ取込時
間が経過した後にトラッキング及び保存動作は終了し、
その直後にシステム制御部30は記録されたフォトマル
チプライヤ26、27の出力の内の一方のチャンネルだ
けを呼び出してFFT処理を行う。その後に、システム
制御部30に内蔵する演算回路によって波形解析を行っ
て、仮のカットオフ周波数を求める第1の処理を行う。

【0038】例えば、図7は数m秒間のフォトマルチプ
ライヤ26、27からの出力をFFT処理した結果であ
り、実線のfmax'は本来の波形処理を行った結果で、点
線で示したfmaxが本来のカットオフ周波数である。これ
は最終的な測定値を求めるための第2の処理の内容であ
るが、このような波形処理を行う工程は過大な時間が掛
かるために、第1の処理では例えば閾値SLを超える最
大の周波数fmax’を仮のカットオフ周波数と定める。

【0039】そして、最終的な測定値を求めるために
は、この第2の処理をフォトマルチプライヤ26、27
の両方のチャンネルの出力に対して行わなければならな
いが、ここでは何れか一方のチャンネルの出力に対して
のみ簡易処理を行う。例えば、この簡易の第1の処理が
本来の第2の処理の60%の時間で可能であれば、この
片チャンネルの簡易処理では、本来の処理の30%の時
間で仮の結果を出力することが可能となる。

【0040】この簡易処理の結果を全ての生データに施
こし、その処理が終了した後にその結果を表示手段32
に出力する。システム制御部30に入力された一次元C
CD25の出力はA/D変換された後に、一旦外部記録
装置33に逐次に保存されてゆく。そして、所定のデー
タ取込時間が経過した後にトラッキング及び保存動作は
終了し、その直後にシステム制御部30は記録された一
次元CCD25の出力を呼び出して、前述したトラッキ
ング動作時と同様の方法で、個々の血管像から血管径を
算出する処理を行う。

【0041】本実施例において、システム制御部30が
一次元CCD25から出力される血管像を読み出す周期
をTread[m]、データ取込時間をTget[秒]
とすると、N=Tget/Tread[個]の血管像が
一旦外部記録装置33に逐次に保存される。システム制
御部30はこれらN個の血管像について個々に血管径を
算出して、これらN個の血管径の値を平均したものを最
終的な血管径の測定結果として算出する。血管径の測定
結果が算出されると、血管径の測定結果と同時にN個の
血管像を重ね合わせたものが表示手段32に表示され
る。また、標準偏差、変動係数、分散等の統計的な数値
も同時に計算し、表示手段32に表示してもよい。

【0042】図8は本実施例において、測定血管を表示
手段32に表示した様子を示し、簡易処理の結果、N個
の血管像を重ね合わせた画像、血管径の測定結果、N個
の血管径の変動係数を同時に表示している。

【0043】検者はこれらの表示からデータ取り込みの
成否を確認して、次の測定の準備をする。データの取り
込みが失敗に終わっている場合は同一の個所を再度測定
し、成功している場合には別の個所の測定を行ってもよ
い。

【0044】また、血管径の標準偏差、変動係数、分散
等の統計的な数値を基にデータ取り込みの成否を自動的
に判断し、成功した場合には自動的にデータの保存を行
ったり、失敗した場合にはエラー表示を行うなども可能
であり、更にこのような情報を最終処理結果と共に記憶
することもできる。

【0045】

【発明の効果】以上説明したように本発明に係る眼底検
査装置は、測定直後に血管像を表示するため、血管径測
定の良否をその場で判断でき、誤った測定データを保存
してしまうことを避けることができる。また、リアルタ
イムに血管像を表示するため、涙や瞳等の影響を受けな
い状態での測定が可能になり、血管径に対してより信頼
性の高いデータを得ることができ、再測定の回数を減ら
すことができる。

【0046】更に、血管径の測定精度を安定させるため
に、複数の血管像を取り込み、それぞれの血管像につい
て血管径を算出し、平均化することにより血管径を算出
する場合に、測定直後に測定血管像を重ね合わせ表示
し、同時に相対標準偏差等の統計的な数値を算出、表示
することにより、測定のばらつきが明瞭になり、被検眼
の固視状態が悪い場合の測定データを保存してしまうこ
とを避けることが可能になる。

【図面の簡単な説明】

【図1】実施例の構成図である。

【図2】観察眼底像の説明図である。

【図3】被検眼の瞳面上の各光束の様子の説明図であ
る。

【図4】血管径算出のフローチャート図である。

【図5】血管径算出の説明図である。

【図6】表示部の表示例の説明図である。

【図7】スペクトル密度のグラフ図である。

【図8】表示部の表示例の説明図である。

【符号の説明】

1 観察用光源 2 対物レンズ 3 透過型液晶板 5 孔あきミラー 9 イメージローテータ 10 ガルバノメトリックミラー 20 測定用光源 21 トラッキング用光源 20、27 フォトマルチプライヤ 25 一次元CCD 30 システム制御部 31 入力手段 32 表示手段 33 外部記憶装置

Claims (4)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項1】 測定光を眼底上に照射する第1の照射光
    学系と、前記測定光による眼底からの散乱光を受光する
    受光手段と、該受光手段の出力を取り込んで演算処理し
    その結果に基づいて眼底上の標的像の所定情報を算出す
    る第1の演算手段と、前記受光手段の出力又は前記受光
    手段の出力の演算結果を保存する第1の記憶手段と、眼
    底上の前記標的像の近傍の領域を照射する第2の照射光
    学系と、前記領域の像を撮像して映像信号を出力する撮
    像手段と、該撮像手段の出力を保存する第2の記憶手段
    と、前記撮像手段の出力又は前記第2の記憶手段内のデ
    ータを取り込んで演算処理しその結果に基づいて眼底上
    の前記標的像の所定情報を算出する第2の演算手段と、
    前記第1の演算手段の出力、前記撮像手段の出力、前記
    第2の演算手段の出力の少なくとも1つを表示する表示
    手段とを有することを特徴とする眼底検査装置。
  2. 【請求項2】 前記標的像は血管像であり、前記第2の
    演算手段により血管径を算出する請求項1に記載の眼底
    検査装置。
  3. 【請求項3】 前記第1の記憶手段がデータ取り込み中
    又は直後に前記表示手段により前記血管像を表示する請
    求項2に記載に眼底検査装置。
  4. 【請求項4】 前記第2の演算手段は前記第2の記憶手
    段の出力に基づいて複数の前記血管像を重ね合わせ、前
    記表示手段により表示する請求項2に記載の眼底検査装
    置。
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