JP2009502220A - 眼底を観察し、記録作成しおよび／または診断するための装置および方法 - Google Patents

Abstract

【課題】本発明は、眼底を観察、記録作成および／または診断するための装置および方法に関し、記録で裏づけられた眼底の画像を評価することにで診断が行われる。
【解決手段】眼科学の検査機器、マルチスペクトル逐次照明モジュール（１）、画像取得モジュール（４）、制御・安全モジュール（５）および評価ユニット（７）から成り、眼科学検査機器に結合される照明モジュール（１）は少なくとも２個の、強度および継続時間において個別に制御可能な個別光源（６．１）および（６．２）からなり、さまざまな波長の単色光が放射される。眼科学検査機器によって照明モジュール（１）から来る光が、検査すべき眼（３）へ画像取得モジュール（４）上で結像する。制御・安全モジュール（５）によって個別光源（６．１）および（６．２）の時間的な順序、継続時間および強度が制御され、光負荷が監視される。評価ユニット（７）が画像取得モジュール（４）により仲介される眼底の撮像を評価する。
【選択図】 図４

Description

本発明は眼底を観察し、記録作成しおよび/または診断するための装置および方法に関するものであり、診断が記録で裏づけられた眼底の画像、特にその中に含まれる網膜の眼科診断の特徴を、例えば眼底の血管内の血流速度を評価することによって行われる。

知られている従来の技術に従えば、眼底を検査するための古典的眼科学機器と並んで、観察光路内の光学光線分離を有するレーザ走査システムまたはマルチスペクトルセンサシステムも知られている。この場合、システムは多くはデジタル画像取得および処理のための手段を使用する。

古典的眼底カメラの場合、たとえば、赤、緑、青（ＲＧＢ）のように単色光撮像を取得するための機械的に旋回可能なフィルタを使用するのは不利に作用する。網膜は白色光、たとえばハロゲンランプまたはキセノン閃光ランプの光により広帯域に色取得するために照明されるが、電子的評価は非常に狭帯域な範囲でのみ行われる。このため、色マスクが記録作成カメラの電子的画像取得センサへ付けられる。また光学的観察を有する古典的眼底カメラの場合、網膜を連続的に照明するから、光負荷が検査すべき眼に対して特に高くなる。診断学に必要な２０−４０ｎｍの範囲の狭帯域励起は、この場合コストの高いフィルタのみによって実現でき、これはそのためにミリ秒領域で旋回して光路内に入れ、光路から出されねばならない。このグループに特徴的な眼底の観察および写真術のための検眼鏡がＤＥ
２５１２４２７Ａ１に記述されている。

患者の眼を照射するための光学的照射システムを有する眼科機器が、ＥＰ １１１４６０８Ｂ１に記述されている。ここでの光学的照射システムは、多数のＬＥＤおよびＬＥＤの光線を引き合わせるための光学システムから成っている。機器はさらに、診療レーザ光線が操作者の眼に入ることを防ぐ保護フィルタを導入および／または除去するのと協働してＬＥＤの光放出量の割合を変化させるための光量制御装置を使用する。

ＵＳ５９９７１４１Ａには、同様に多数のＬＥＤ並びに各ＬＥＤの照射光量を制御するための光量制御装置を有し、患者の眼を照射するための照射システムを備える眼科機器を公開している。

プログラミング可能な光源がＵＳ３７６０１７４Ａに記述されている。ここでも個別に制御されるＬＥＤによって、ある決まった照射スペクトルが準備されることが保証できる。通常は準備された照射スペクトルにおいて混合された光信号が問題となる。

眼底を検査するためのレーザ走査システムを使用する場合、一方では同時観察が可能でなく、他方では共焦点結像に必要なレーザ光源が比較的高価である。このため、平面的な網膜スキャンを実行するためのレーザ光線は、相応の高価な装置を通じて偏向されねばならない。

これと反対に２次元マルチスペクトル分光計を使用する場合、装置へ偏向させることはしなくてよい。ＵＳ５９２６２８３Ａ１およびＵＳ５９８２４９７Ａ１に記述された配置により、検査すべき対象の同時にスペクトル分離された２次元画像をリアルタイムで得ることができる。

マルチスペクトルの、たとえば「クヮド・ビュー」（Ｑｕａｄ−Ｖｉｅｗ）システムの場合に設けられた観察光路内の光学的光線分離は、光学的に非常に高価にしか実現できず、このことは反射・散乱光による問題によってさらに強められる。そのうえこの場合、約２０度という小さい画像角しか得られない。ここでも、検査すべき眼の光負荷は白色光による広帯域励起によって非常に大きく、また、観察光路内の反射および散乱による問題がある。

現在の技術に従えば眼底撮像は、分解能５−８メガピクセルを有するカラーカメラにより取得される。これらの感度の悪いカメラの場合には必要な非常に高い光電力を作り出すためにハロゲンランプ（観察）および閃光ランプ（記録作成）の組み合わせが使用される。これらのシステムは、眼底画像を必要なダイナミックで作り出すために非常に高い光電力が使用されねばならない短所がある。また、閃光ランプの使用は非常に複雑な制御エレクトロニクスおよび切れた閃光ランプの交換のために高いサービス費用を伴う結果となる。さらに、眼底カメラと共に実現されるべき多くの適用については、５−８メガピクセルという高い分解能は必要でない。むしろ、非常に弱い光信号を記録するために、感度の良いセンサを必要とすることが多い。このことは、検査すべき眼の光負荷を最小にするために、撮像の際に必要な線量がさらに落とされねばならない。

網膜内のもしくは眼底内の血流は、眼の機能性について重要な生理的意味を持ち、おそらくは人のそのほかの健康状態についてのインジケータでもある。赤血球(Erythrozyten)の微小循環は少なくとも敗血症研究および心臓外科において重要な生理学的パラメータとみなされる。同一体面積での酸素飽和に関する情報との組み合わせによって、この発言の価値はさらに本質的に高めることができる。

すでに光学的方法(ＤＥ ３０４１１７８ Ｃ２)があり、それによれば眼底への全血流は二重効果に関して測定することができる。しかし、この測定法は位置分解能がなく、それゆえ制限された用法でしかない。特に、これを用いて血液の微小循環に関して情報が得られないということもある。

眼底血管内の血液の流速を求めるのは、これまでたとえばドプラ技術を通じて研究された(ＤＥ
３０４１１７８ Ｃ２)。この場合、血液内で反射するレーザ波のドプラ周波数偏倚を決定しながら、眼底内の血管の入口点において眼底面に垂直な血流速度の成分を測定する。この方法の問題点は、眼底面に関して垂直な速度成分しか測定できないことにある。これは、眼底内の血管が接線方向に走り、それゆえ眼底内の血管の入口点においてのみ垂直な速度成分が入って来る限り問題である。したがって、レーザ波が異なる２方向から眼の中へ入射し、両方の光束の周波数差から血流速度の接線成分も決定できるようにする。また、位置分解能のあるドプラ周波数偏倚の測定は技術的に費用のかかる方法である。

ＵＳ ５９８３１２０ Ａ１は、非侵入の脈管系インビボ解析を実行するため反射像解析のための解決法を記述している。この場合反射像は、関心のある画像部分を解析するために、背景に関して正規化および区分けされる。提案された解決法によれば、たとえばヘモグロビン濃度すなわち体積単位血液当たりの赤血球数は厚さ０.５ｍｍまでの組織によって求めることができる。しかし、網膜もしくは眼底における血流の測定については、解決法は簡単には使用できない。

血管の状況を可視化するための第１および第２の方法がＥＰ １０８４６７４ Ｂ１に記述されている。静脈注射された蛍光色素に基づく方法により、確かに特に脈絡膜毛細血管が他の脈絡膜内の血管に対して見えるようにできる。しかし、位置分解能のある血流測定が可能でない。

ＥＰ ０８０１５３４ Ｂ１に記述された眼の脈絡膜内の血液循環および異常な血管構造を光学的に表示するための解決法も、静脈内の蛍光色素注射に基づいており、ここで色素は眼の血管配置(Vaskulatur)を満たし、励起によって蛍光を放射し、これによって血管配置を血管造影画像上で結像させる。

光学的な血流測定のための方法がＷＯ ９７０５５３８ Ａ１に記述されている。本質的な構成要素としてこの解決法は、個々に透過中に制御可能ないくつかの領域を使用する制御可能な位置分解能のある変調器を有する。変調器のこれらの領域のそれぞれに、位置分解能のある検出器の放射に鋭敏な領域が割り当てられている。

ＵＳ ６５４９８０１ Ｂ１はＯＣＴ類似の構築が記載されている。これは、本質的な構造特徴として参照光を有する第１アームの光が重ね合わせおよび干渉のためにもたらされることを意味する。

日本国特開平１０−３１４１１８に記述された方法では、点検出器により時間分解能のある信号が記録されることによって、血液の流速が測定される。この信号をフーリエ変換することによって、カットオフ周波数を流速についての大きさとして得る。しかしこのため、検出器の信号を高い時間分解能で記録せねばならない。この時間分解能は、ＣＣＤカメラのような位置分解能のある検出器では達成できても非常に難しい。記載された方法では、位置分解能のある検出器（単純な相対流速の２ｄ測定用）が速い点センサ（絶対流速の点測定用）と組み合わされるべきものである。これによって、この方法は技術的に極度に高級内容のもので価値が高い。
ＤＥ ２５１２４２７ Ａ１ ＥＰ １１１４６０８ Ｂ１ ＵＳ ５９９７１４１ Ａ ＵＳ ３７６０１７４ Ａ ＵＳ ５９２６２８３ Ａ１ ＵＳ ５９８２４９７ Ａ１ ＤＥ ３０４１１７８ Ｃ２ ＵＳ ５９８３１２０ Ａ１ ＥＰ １０８４６７４ Ｂ１ ＥＰ ０８０１５３４ Ｂ１ ＷＯ ９７０５５３８ Ａ１ ＵＳ ６５４９８０１ Ｂ１ 特開平１０−３１４１１８

従来の技術に従えば、スペックル相関技術と名づけられ、非常に容易かつ正確な散乱面の移動の測定を可能とする方法がある。

散乱表面をレーザまたは空間的、時間的に非常にコヒーレントな光源により照明すると、表面から散乱し返される光は空間内で干渉することができ、典型的に顆粒状の構造（スペックル）を作り出すことができ、それらはレーザ技術から知られている。これらのスペックルを見るのは、たとえば可視レーザを広げ、散乱表面上（紙、壁）へ向けるときである。主観的スペックルと客観的スペックルとを区別する。散乱表面を光学系によりカメラセンサ上へ結像させるときに、主観的スペックルが生じる。主観的スペックルの大きさは、正確に結像システムの光学的分解能に等しい。このとき記録される散乱パターンは、散乱表面が押される場合に共に移動し、したがって押し動かしの決定を可能とする。

試料から散乱し返される光へ入る光学系なしにカメラセンサが置かれるときに、客観的スペックルが生じる。客観的スペックルは試料表面の傾斜に反応する。客観的スペックルの大きさは放射の波長、照明される試料面の直径および試料面とカメラセンサとの間の距離から算出される。

以下の実施例については、「眼底」（ラテン語：Fundus）は、以下の眼の解剖学上構造の集合概念を示す：
・ 網膜(Retina)
・ 視神経乳頭(Papille)
・ 脈管(ArteriaおよびVena
centralis retinae)
・ 黄斑(Makula Lutea)
・ 網膜周辺および鋸状縁（網膜と毛様体との間の移行部）

血流は、脈管領域に使用するために置かれる代謝生成物についての栄養素および作用物質ならびに運搬容量の供給を記述する。しかし物質交換率が、供給が必要な量と時間とにおいて供給すべき組織領域に届いているかどうかについて決定する。

脈管直径は、一方では局所正常化機構の設定リンクであるが、他方では年齢で制限された病理学上のおよび治療上の作用の着手点でもある。このことから、高度に刷新的な眼の患部の危険分析、早期発見、予後診定、診断および治療についての脈管解析の潜在能力、および必要な場合、他の医療上の専門訓練も導かれる。

時間的および位置的な脈管区分の直径の生体内反応が、異なるダイナミック分光によりさまざまな脈管領域においてまた異なる強さで作用する、さまざまな互いに競合し互いに冗長なおよび互いを補完する規則連鎖の総作用を反映するということから出発せねばならない。

本発明の基礎には、感度が良くかつ高分解能の網膜画像を取得するための解決法を提供し、これらの画像から電子的後処理および評価によって可能な罹病に関して内容が診断できるようにするという課題がある。ここで、特に散瞳しない解決法は４５°までの画像角を可能とし、検査すべき眼の光負荷を最小値まで低減すべきである。

網膜の画像に基づき、網膜内もしくは眼底における血流を決定することを可能とし、これから機能障害および可能な罹病に関する重要な情報を早期診断することができるようにすべきである。

本発明によれば、本課題は独立請求項の特徴によって解決される。推奨される別の形成法および構成法は従属請求項の対象である。

本発明にかかる解決法は、網膜の単色光画像取得、たとえば、赤、緑、青または赤外および蛍光画像の取得にも用いられる。特に、赤外スペクトル領域の蛍光画像も、色素「ドシアニングリーン」（略：ＩＣＧ）の利用によって取得される。

本発明にかかる眼底の観察、記録作成および／または診断するための装置は、眼科学検査機器、マルチスペクトル順次照明モジュール、画像取得モジュール、制御・安全モジュールおよび評価ユニットから成る。

本発明にかかる方法を実行するための眼底カメラの原理の表示が、図１に示されている。ここでは、マルチスペクトル順次照明モジュール１から出発する光は眼底カメラ２を通じて眼３へ結像する。眼３から反射した光は眼底カメラ２により画像取得モジュール４へ結像する。制御・安全モジュール５により、照明モジュール１の個別光源６.１および６.２の時間的な順序、継続時間および強度が制御され、眼３の光負荷が監視される。なおそのほかにある評価ユニット７は、制御・安全モジュール５を調整し、画像取得モジュール４から引き渡された画像をコントラスト、画像鮮明度、色誤差、画素誤差、縁辺低下、歪み、位置偏倚に関して処理し、特に再処理し、これらを評価もする。特に構成にばらつきがあれば、照明モジュール１と眼底カメラ２との間で個別光源６.１および６.２の光を伝達するための光導波路もしくは光導波路束が配置され、両光源が光混合バーおよび／またはマイクロレンズアレーにより結合されることができる。このとき、光混合バーおよび／またはマイクロレンズアレーは照明の放射を均一化するのに用いる。

ここで、眼科学の検査機器へ結合される照明モジュールは、少なくとも２個の強度、時刻および継続時間について個々に調整可能な個別光源を有し、これらにより単色光がさまざまな波長で、特に３５０−９００ｎｍの範囲で放射する。

眼科学の検査機器により、照明モジュールから来る光は、検査すべき眼を通じて画像取得モジュールで結像し、同様に眼科学の検査機器に結合されている画像取得モジュールは、照明モジュールから放射された光の波長に同調し、その発光継続時間に同期している。

制御・安全モジュールにより、照明モジュールの個々の光源の時間的順序、継続時間および強度が制御され、光負荷が監視される。評価ユニットは、制御・安全モジュールを調整し、そして画像取得モジュールから伝達される眼底の撮像を評価するために、算出、補正、改善し、組み合わせる。

有利な構成法においては、照明モジュールに個別光源が使用され、それらのオンオフ遅延は１ｍｓ未満にある。このことは、１ｍｓより短い時間内でどのような放射も０から１００％強度へオンさせ、またこの時間内で１００％強度から０％強度へ再びオフすることを意味する。

２個より多い個別光源を使用する場合、それらの配置については２次元ばかりでなく３次元の配置も考え得る。この場合、個別光源により作出される光束が、ミラーおよび／または格子を通じて、特にダイクロイックの特質により、眼科学検査機器への結合個所で開口と開口角に一致し、そこで画像をできる限り一定の角スペクトルにて作出されるように互いに結合される。

可能な限り狭帯域の個別光源により作出される光束は、眼科学の検査機器へ結合される個所で開口および開口角に一致し、可能な限り一定の角スペクトルで画像を作出する。本発明は照明・観察光路を幾何学的に分割する原理に基づき、多くの眼底カメラ内で利用される環状瞳照明と並んで、原理的に他の幾何学的な照明・観察光路の分割も可能である。

別の実施例が照明光路についての円形画像を作出することができる。このとき、観察光路は同様に円形であり、両方の光路は相並んでいる。この場合、個別光源の光電力はインターフェースにおいて少なくとも１ミリワットのはずである。

個別光源としてはこの場合特に、提案されたフィルタ付きまたはなしのＬＥＤ、またはダイオードレーザも使用することができ、これでできる限り良い色空間のカバーが達せられるはずである。実際にはこの場合、使用可能なＬＥＤにおいてできる限り高い電力を有するものを目指す。個々には個別光源は、感度が良く高分解能のある網膜の画像が取得できるばかりでなく、電子的後処理および評価によって可能性のある罹病に関する内容も診断できるように選択される。

非常に強い強度で眼底を照らし出すためにレーザを使用する場合、有利な実施例では、レーザ放射のコヒーレンスが均質かつ平面的に照らし出しを達成するために、適切な装置を介することで非常に広範に減少させることが可能である。光学的放射による危険に関しては、コヒーレントな放射が非コヒーレントな放射より危険であると見られている。それゆえ主として常に非コヒーレントな放射が高エネルギー、平面的な眼底の照らし出しに使用される。レーザ放射のコヒーレンスを減少させるための装置を、たとえば分散フィルタまたは回転鏡を介して構築することができる。

しかし、スペックル相関技術を通じて血流速度を測定することについて、レーザ光のコヒーレント特性を利用する。この場合、空間的コヒーレンスは付加的な措置によっては悪化せず、このことはこの実施例ではたとえば旋回するフィルタを止めることによって達することができる。

同様に、高エネルギーかつ平面的な眼底のパルス照明について、放射源を気体放電に基礎をおいて使用できる；このような放射源は非均質な放射を放出する。しかし気体放電は相対的に短い間（わずかなミリ秒の領域）でしか行えず、それに続く冷却相（５０ないし１００ｍｓ）が必要となる短所がある。

たとえば、赤外光を放射するＬＥＤをモニタＬＥＤとして画像を調整するために使用することができる。青い光を放射するＬＥＤが蛍光撮像に使用される。青（４８８ｎｍ）および緑（５３２または５５０ｎｍ）の光を放射する２個のＬＥＤを使用する場合、黄斑色素濃度、すなわちキサントフィル濃度が決定できる。蛍光血管造影法の特別な方法の場合、７３０−７８０ｎｍ領域で励起される色素ＩＣＧを使用することによって、脈絡膜の脈管系を検査することができる。

赤色、緑色および青色（ＲＧＢ）を有するＬＥＤが、たとえば結果の色画像を決定するのに必要である。いわゆるクヮドビュー・アナロゴン（Quadview−Analogon）の場合、特別な黄および緑の波長を有する４個のＬＥＤが使用される。これによってたとえば、スカラー（独skallier）可能な酸素飽和および不飽和の血液の違いを検出することが可能である。

特別に同調した放出波長を有するＬＥＤを使用する場合、網膜の単色取得画像を電子的に後処理および評価することによって広範な診断が可能である。この場合、使用されるＬＥＤの数に制限はない。

特に制御・安全モジュールによって、それぞれ検査に必要な個別光源のみが対応する継続時間および強度により制御される。制御・安全モジュールは、画像取得モジュールを照明モジュールと同期させ、各波長で画像を、特にその波長で数枚の最適コントラスト、すなわちできる限り高い信号ノイズ比を有する画像も実現するようにできる。こうするとマイクロレンズアレーを介して、通常４０・・・６０％の範囲にある電子センサの充当率は明瞭に＞＝９０％まで上がる。画像取得モジュールとしては、たとえば感度の高い中程度の分解能約１メガピクセルを有する単色デジタルカメラが使用される。ここでカメラのイメージ変換チップは、可能な限り高い面充当密度を達成するようマイクロレンズアレーを含む。

評価ユニットは、コントラスト、画像鮮明度、色誤差、画素誤差、縁辺低下、歪み、位置偏倚等に関して、画像取得モジュールから渡される画像を処理する。ここでは、少なくとも１枚、特に数枚の画像がさまざまな色の照明状態で数ミリ秒の照明時間で記録される。

特に評価ユニットにより、画像取得モジュールから渡された個別画像が、それらの品質に関して評価され存在する、たとえば画像鮮明度、画素誤差、縁辺低下および歪みのような画像誤差が修正され、コントラストおよび鮮明度に関して画像の品質が改善され、および機能面の診断について重要な情報が抽出される。

たとえば評価ユニットにより、画像取得モジュールから渡されたさまざまな単色画像から眼底の色彩画像を得ることができる。また、評価ユニットが、画像取得モジュールから渡された個別画像から、画像をサブピクセル領域までの分解能で求めるということも可能である。これら両方の場合で、個別画像が正確に重複するように、存在する位置の偏倚が修正される。

本発明にかかる解決法の別の有利な構成法では、眼科学検査機器が主として非散瞳原理に従い働く眼底カメラである。この場合、結像は主として無限遠へ行われるべきで、眼レンズにより網膜上へ焦点を結ぶ。

別の構成法の眼科学検査機器は、眼の移動を監視し補償するために使用する装置が設けられる。これによって、眼の動きは検出され、画像取得モジュール４のセンサは、調節リンク、たとえば圧電駆動の助けにより回転させて撮影することができる。

別の有利な構成法では、血流を測定するためにマルチスペクトル順次照明モジュール１に第１の偏光フィルタ、および画像取得モジュール４に第２の偏光フィルタがある。これらの偏光フィルタは、主として直線または円偏光として実施され、それぞれ視準された照明もしくは検出光路内に位置する。ここで、両偏光フィルタは、直接眼から反射する光が最も抑えられるように、互いに調整され、何回も散乱され、それによって偏光された光のみが画像取得モジュール４へ届くようになっている。

ここで、眼底は血流測定のために、照明モジュール１により偏光され、主として直線または円偏光された光により照明され、画像取得モジュール４により眼底から反射し、何回か散乱され、偏光された光のみが少なくとも２枚の直接相次ぐ撮像で取得され、そして位置分解能のある相関解析のため評価ユニット７へ転送される。このとき、より深く進入する光が画像取得モジュール４への帰途でよりしばしば散乱され、それによってより強く偏光を解かれるから、画像取得モジュール４での明度コントラストはとりわけ散乱照明光の進入深度によって起こる。典型的には光子は、統計的に偏光を解かれているようにするため、１０回以上散乱されねばならない。

複屈折を、角膜、眼レンズ、網膜および／または眼科学検査機器の光学的構成要素により補償するために、少なくとも１個の複屈折補償板が使用され、主として位置依存の補償特性を有する可変の複屈折補償板として形成されている。

ここで、たとえば従来の技術に従い知られているバビネ補償板、またはソレイユ補償板にふれることができる。両補償板により、ｓ光とｐ光との間の異なる位相偏倚強度、ならびに異なる偏光楕円の長さが補償される。

本発明にかかる眼底における血流測定のための配置が図４に示されている。ここで、第１の偏光フィルタ８がマルチスペクトル順次照明モジュール１の前に、第２の偏光フィルタ９が画像取得モジュール４の前に配置されている。

補償するためにある複屈折補償板１０は、主として偏光フィルタ９の前の検出光路内に配置される。

複屈折補償板１０’は、原則的に、複屈折を事前補償するために照明光路内またはビームスプリッタ１１と対物レンズ１２との間（１０”と記す）に配置されている。それどころか原理的に、数本の複屈折補償板１０，１０’，１０”を使用することさえも可能である。

角膜複屈折は、確かに中央領域（光軸に近く）内で比較的一定であるが、外方では空間的に変化し得るから、空間的変化に補償特性を有する複屈折補償板１０を使用するのが有利である。

どのような場合でも、血管の内容物が最大コントラストで画像作成センサに現れるよう互いに調整された偏光フィルタ８，９および複屈折補償板１０のように、すべてが偏光に関係する要素となる。

この場合画像作成について、人の場合に直径およそ７．５μｍを有する赤血球（Erythrozyten）が少なくとも粗く解像できるよう、水平分解能１ないし７μｍが使用される。しかし分解能７ないし２０μｍでも、血管内部から十分な空間コントラストを保つのに足りる。

血流もしくは血流速度を測定するためには、少なくとも２枚の時間的に続いて相前後する眼底撮像の位置分解能のある相関解析が行われる。この場合、撮像の間に時間的にどれだけ明度輪郭が個別血管に沿って押し動かされたかが決定される。これらの明度輪郭は、各血管内で血流にかかわらず、ある時間滞留する赤血球の偶然の空間分布によって判定される。

別の有利な構成法においては、血液の酸素含有量を測定するため、マルチスペクトル順次照明モジュール１または画像取得モジュール４に少なくとも１枚の色フィルタがあらかじめ配置され、画像取得モジュール４により眼底の各撮像が色フィルタの有無で取得され、評価ユニット７へ転送される。この際、マルチスペクトル順次照明モジュール１により対応する波長の光の使用が設定できるならば、色フィルタの使用はしなくてよい。

血液の酸素含有量を測定する際、常に位置分解能のある酸素飽和の測定、つまり酸素飽和を眼底にわたりマップ作製することが問題となり、この際脈管内の酸素飽和と毛細血管領域内の酸素飽和との間で異ならなければならない。

酸素飽和を測定するためには、少なくとも２枚の撮像を２つの異なる照明スペクトルで行わねばならない。照明スペクトルに依存する（位置依存の）眼底の反射率は、とりわけ酸化および二酸化ヘモグロビンによる吸収スペクトルによって決定されている。これと並んで、反射して戻されるスペクトルは、同時に、ほかの、たとえば脈管厚またはヘマトクリット（赤血球の全血液に対する体積成分）のような、測定時にはわからないパラメータに依存するということもあり得る。適切な波長領域における照明および検出によって、すべてこれらのパラメータは共通に測定データから抽出する（同様に位置分解能をもって）ことが可能である。若干（＞２）の測定時にわからないパラメータ（数：ｎ）の場合、少なくともｎ個の測定が、どの２つを取っても異なる具体的な問題に適切である照明スペクトルにより実行されねばならない。

血液の酸素含有量を測定するためには、画像取得モジュール４により眼底の各撮像が異なる２波長で取得され、評価ユニット７へ転送されることが必要である。このため少なくとも１枚の、しかしそれよりは２枚の、交互に照明モジュール１または画像取得モジュール４の前に配置され撮像のために光路内へ持ち込まれるフィルタが使用される。この場合、照明もしくは検出波長を交換するために２個のフィルタ車が配備される。

この場合、異なる２つの波長での眼底撮像は、照明光の波長が変更されるか、広帯域照明で色フィルタが画像取得モジュール４の前に持ち込まれるという仕方で行うことができる。

図４では、色フィルタが、有利にフィルタ車に配置することができることがわかる。適切なフィルタ車１３、およびフィルタ１４内の色フィルタを組み合わせることによって、この配置により眼底の蛍光撮像を追加することができる。

通例の眼底カメラ撮像ができるようにするため、すべての偏光フィルタおよび補償子を、これらが光路から旋回して出られるように構成してある。

この目的のために、フィルタ交換器は、フィルタなし位置（色カメラ使用時）もしくは赤・緑・青フィルタ用位置（黒白カメラ使用時）を有する。ここでも、マルチスペクトル順次照明モジュール１により対応波長の光が使用設定できるならば、色フィルタの使用はしなくてよい。

この場合有利なのは、必要な眼底の撮像が波長約６５０ｎｍおよび約８１０ｎｍで取得される場合である。酸化および二酸化ヘモグロビンのスペクトルは８１０ｎｍで差がないが、一方６５０ｎｍでは非常に大きく異なるから、酸素飽和を直接求めることができる。波長６５０ｎｍでは、赤い血液色素（ヘモグロビン）が特に強く吸収するから、血管もしくはその内容は周囲の組織より暗く表される。これによって同時に、局所的に異なる眼底の吸収が補償される。このため、波長の一つを透過させるフィルタが使用される一方、他のモジュール１からの波長は遮蔽されるか、または透過領域がこれら両方の波長に対応する２枚のフィルタが使用されるかである。

この場合、ヘモグロビンによる吸収は約１００ｎｍ未満で特に強く、酸化ヘモグロビンによる吸収は６９０ｎｍ前後の領域で極小値を有することを考慮すべきである。眼底で可能な限り良いコントラストが問題であるなら、動脈（強く酸化されたヘモグロビン）がどんな場合にも＜６１０ｎｍ領域で、静脈（より弱く酸化されたヘモグロビン）が約８００ｎｍ未満で結像されねばならない。小さい直径を有する両脈管について良いコントラストを得るには、約６００ｎｍ未満の波長が備えられるべきである。この波長領域内では血管は通常周囲の組織より暗く表される。

他のより重要なコントラストに影響する因子が、局所的に異なる眼底の吸収である。この効果を最大にするためにとりわけ、赤い血液色素（ヘモグロビン）が強く吸収する照明波長（約５００．．．６００ｎｍ）を使用する。これによって、血管もしくはその内容は周囲の組織より暗く見える。

血液の酸素含有量、もしくはその酸素飽和を測定するためには、同様に位置分解能良く、画像取得モジュール４により撮像が少なくとも２つの異なる波長を使用して行われることによって決定される。この際、吸収スペクトルが酸素の多い血液（ＨＢ_ＯＸ）および酸素の少ない血液（ＨＢ_ｄｅＯＸ）により明瞭に区別されることで十分である。このために、図５はヘモグロビン吸収強度の波長依存性ダイヤグラムを示す。優先される波長が約６５０ｎｍおよび約８１０ｎｍにある。

提案する技術的解決法を用いて、眼底の観察、記録作成および／または診断のための装置および方法が使用に供せられ、それを用いて血流、またはより正確に血液の流速が、網膜もしくは眼底において位置分解能良く測定できる。理想的には、本解決法は小さい可逆的な修正を用いて、血液の酸素含有量を測定するためにも適用され、ここで全解決法は容易に一般の眼底カメラ内へ組み込み可能である。

本発明による眼底の観察、記録作成および／または診断のための方法に際し、眼科学検査機器の助けにより、マルチスペクトル順次照明モジュールの光は眼を通じて画像取得モジュール上へ結像する。眼科学検査機器に結合した強度、および継続時間において個々に調整可能な少なくとも２個の個別光源から成る照明モジュールは、そのためにさまざまな波長の、特に３５０−９００ｎｍ領域の単色光を放射し、眼科学検査機器から検査すべき眼を通じて同様に眼科学検査機器に結合した画像取得モジュールへ結像し、画像取得モジュールはマルチスペクトル照明モジュールから放出された光の波長に同調し、その発光継続時間に同期している。存在する制御・安全モジュールにより、照明モジュールの個別光源の時間的順序、継続時間および強度は制御され、検査すべき眼の光負荷は監視される。評価ユニットは、制御・安全モジュールを調整し、画像取得モジュールから伝達される眼底撮像を評価するための算出し、補正し、改善し、組み合わせる。

有利な構成法においては、照明モジュールについて、オンオフ遅れが１ｍｓ未満に収まる個別光源が使用される。このことは、どの放射も１ｍｓより短い時間内に０から１００％強度までオンとされ、またこの時間内に１００％から０％強度まで再びオフとされることを意味する。

可能な限り狭帯域の個別光源により作り出される光束は、眼科学検査機器への結合個所において開口および開口角に一致し、特にできる限り一定の角スペクトルを有する円形または円環形の結像を作出する。ここで、個別光源の光学的電力は、インターフェースにおいて少なくとも１ミリワットの値であるべきである。

制御・安全モジュールにより、特にそれぞれの検査に必要な個別光源のみが対応する継続時間および強度により制御される。制御・安全モジュールは、画像取得モジュールを照明モジュールと同期させるから、どの波長へも特に１枚の、しかしとりわけ何枚かのそれに属する画像が、最適コントラストで、すなわちできる限り高い信号ノイズ比で実現される。画像取得モジュールとしては、たとえば感度の良い中程度の分解能約１メガピクセルを有する単色光カメラが使用される。この場合、カメラのイメージ変換チップは、できる限り高い面充当密度を達成するためマイクロレンズアレーを含むことができる。

個別スペクトル色の時間的順序は、時間的に、最初に最も軽い眼の刺激、特に瞳孔反射の刺激を惹き起こす波長が放出されるように選ぶのが有利である。有利とするには、それゆえまず撮像が、刺激なしに赤外領域で、続いて赤領域での撮像が少ない刺激で行われるべきである。撮像が青領域で比較的少ない刺激で行われた後、続いて撮像が緑領域でなされ、そのとき眼が最も感度良く、最大の刺激が行われる。

さらに、眼底色画像を撮像するには、個別スペクトル色の強度は網膜の色情報分布に適合するのが有利である。網膜はとりわけ赤成分を有し（約６０…８０％）、続いて緑領域の成分である（２０…３０％）。青の色情報成分は最も少ない（５…１５％）。それゆえ有利とするには、マルチスペクトル照明は相対的に高い赤成分を有するようにすべきである。

すでに記述したように、個別光源としては、この場合特に直列接続フィルタ付き、およびなしのＬＥＤまたはダイオードレーザも使用することができ、ここで個別光源は、高感度かつ高分解能の網膜画像が撮像できるばかりでなく、電子的な後処理、および評価によって可能性のある罹病に関する内容が診断できるように選択される。

評価ユニットは、画像取得モジュールから引き渡された画像をコントラスト、画像鮮度、色誤差、画素誤差、縁辺低下、歪み、位置偏倚等々に関して処理する。このとき、少なくとも１枚、しかし望むらくは数枚の画像がさまざまな色の照明状況で数ミリ秒の露光時間を用いて記録される。

特に評価ユニットにより、画像取得モジュールから引き渡された個別画像は、それらの算出された存在する画像誤差、たとえば画像鮮度、画素誤差、縁辺低下および歪みの品質に関して補正され、撮像の品質はコントラストおよび鮮度に関して改善され、および機能の診断について重要な情報が抽出される。

こうして、たとえば、画像取得モジュール４により、眼底を白色光を用いて照明した単色撮像の代わりに、３枚の単色撮像を青、緑および赤の光を用いた照明で得て、評価ユニット７がこれらの３枚の撮像から１枚の全体画像を得ることによって、コントラスト差が均衡することができる。

本方法の一構成法において、眼底は、マルチスペクトル順次照明モジュール１により照明され、画像取得モジュール４により少なくとも２枚の直接前後する異なる露光時間を用いた撮像が取得され、位置分解能のある組み合わせおよび評価について評価ユニット７へ転送される。この場合、個別には、画像取得モジュール４により第１の眼底撮像が正規の露光時間を用いて、および直接前後する第２の撮像が過露光で撮像され、ここで評価ユニット７により過露光の結像から過照射の領域が切り出され、対応する正規露光撮像の領域によって置き換えられて、ダイナミックな撮像が得られるようにする。

別の有利な構成法では、血流を測定するために、眼底でマルチスペクトル順次照明モジュール１の少なくとも１個の個別光源が、空間的および時間的に非常にコヒーレントな光を放出し、このために、この個別光源について特にパルス運用されるレーザが使用される。

この場合、眼底は血流を測定するために、マルチスペクトル順次照明モジュール１により空間的、および時間的に非常にコヒーレントな光を用いて照明され、画像取得モジュール４により少なくとも２枚の時間的に高分解能のある画像で撮像され、および位置分解能のある相関解析のために、血流の区間および方向を決定するため評価ユニット７へ転送され、血流の速度を決定するために少なくとも２枚の別の時間的に高分解能のある撮像が、空間的および時間的に非常にコヒーレントな眼底照明で撮像され、および位置分解能のある相関解析のために評価ユニット７へ転送される。このとき、画像取得モジュール４は、制御・安全モジュール５により、特にパルス運用される照明モジュール１に同期して制御される。

特に有利な構成法においては、画像取得モジュール４について市販のデジタルカメラが使用される。たとえば１メガピクセルの分解能を有する市販のデジタルカメラの場合、チップに表示された画像の読み取りおよび保存が約６０ｍｓ続く。しかし、この時間的分解能は速いスペックル移動を記録するのに十分でない。この場合に高い時間分解能を達成するために、以下の照明・画像取得法が適用される。

パルス運用される照明モジュール１は、高い時間的分解能の二重撮像について空間的、および時間的に非常にコヒーレントな照明で、第１照明閃光が第１撮像について露光時間の終わりに、および第２照明閃光が第２撮像について露光時間の初めに解放されるように、制御・安全モジュール５により制御される。これによって、時間的分解能はこの二重画像について本質的にレーザの閃光時間によってのみ制限され、それだけ実行上わずかなマイクロ秒まで縮小することができる。

第１の方法ステップにおいて、両方の、画像取得モジュール４により高い時間的分解能で取得された眼底の撮像は、血流の区間および方向を決定するため、位置分解能のある相関解析のために評価ユニット７へ転送される。ここで、両画像の相関は、区間および方向を測定する間に眼底が相互に押し動かされたことを示す。画像が互いに引き離されるなら、スケッチされている明るい血管を有する（スペックルされた）一様な灰色の面を認める。明るい血管の理由は血管内部の血流内に原因を有する。

しかし、血管と眼底との明度差から血液速度を推論できるよう、どれほど多くの光が血管の壁から、およびどれほど多くの光が血管内部の血流から散乱し戻されるかを決定すべきである。このため、少なくとも２枚の別の高い時間的分解能のある撮像が、空間的および時間的に非常にコヒーレントな眼底照明で取得され、位置分解能のある相関解析のために評価ユニット７へ転送される。

これら両方の二重画像は互いに相関を取り、その後差を取り、続いてその値を作り、これによって血管の明度差は眼底に関して測定される。この値から二重画像の両時間間隔の機能として、どれほど多くの光が血流から散乱し戻されるか、および絶対値でどのような速度で血液が血管内で流れているかがが決定できる。時間分解能をできる限り少ない画像を用いて達成するために、記述したように、二重画像を非常に短い時間的順序で取得し、同時に両方の個別パルスのパルス幅を変化させることも可能である。この場合には、血流速度は眼底画像の部分切り出しによる自己相関関数の特性からも決定できる。

眼底カメラの画像は、円形マスクによって検査すべき眼の眼底を示す。眼底の画像もしくは数枚の画像の一連フィルムが記録され、評価される。一連の全画像が第１画像と比較されるから、第１画像はできる限り鮮明で、移動による不鮮明、またはインターフェース・アーチファクトを含まないことに注意しなければならない。各画像中で２^ｎ×２^ｎピクセル（ｎ＝６…８）を有する長方形の部分画像が中央画像領域から選択される。この部分画像は、各フィルムについて、これによって相関の精度が改善されるので、できる限り多くの鮮明な構造が部分画像中に含まれるように選ばれる。
部分画像はＴＢ１…ＴＢｎで記される。一連の画像の一連の第１画像に対する相互相関関数はＫ（ＴＢｎ；ＴＢ１）で記される。すると相互相関関数は以下のようになる：
Ｆ［Ｋ（ＴＢｎ；ＴＢ１）］＝Ｆ［ＴＢｎ］・Ｆ［ＴＢ１］^＊
Ｋ（ＴＢｎ；ＴＢ１）＝Ｆ^−１［Ｆ［ＴＢｎ］・Ｆ［ＴＢ１］^＊］
ここで Ｆはフーリエ変換の演算子、
Ｆ^−１は逆変換の演算子、
^＊は複素共役、を意味する。

部分画像の大きさは、速度および本方法の精度を最適化するように最適化されねばならない。ｍ×ｍピクセル大の画像の高速２次元ＦＦＴを算出するための速度は次の量に比例する：
ｍ^２・ｌｎ（ｍ）

２次元ＦＦＴではまず各行により、次いで各列によりＦＦＴが算出され、その結果２次元画像がフーリエ空間内で生ずる。部分画像の大きさｍは、カメラ画像の画素ノイズによって惹き起こされる相関関数内の誤差が部分画像にわたり平均されるように、まず期待される画像の移動量の最大値よりはっきり大きいように、次いで最小値を超えないように選ばれなければならない。典型的な眼底画像についてはｍ＝６４，１２８および２５６ピクセルが理に適ったものとわかる。

次のステップとして、相互相関関数内で最大明度を有する画素が決定される。座標（０，０）を有する画素が最も明るいならば、両画像は互いに押し動かされていない。他の画素が相関関数において最も明るいなら、座標原点への距離および方向は移動の強さおよび方向を示す（相関画像が原点において周期的にxおよびｙ方向へ前進する）。押し動かし決定の精度は最大１ピクセルの値である。

評価ユニットにより、押し動かしの決定値だけ補正された画像が重ねられ、色もしくは平均された単色の画像が求められる。

画像平均の基本原理は、撮像間の画像押し動かしを決定するために画像を互いに相関させることにある。このデータの助けにより、数枚の画像が画素に従い重ね合わされ、平均されることができる。これによって、より少ない画素ノイズ、すなわちより良い画像コントラストを得る。

個別的には押し動かしの決定値は、画像をより高いコントラストすなわちより少ないノイズで、つまりより高いダイナミックで確保するため、何枚かの色で撮像された個別画像を誤差なしに重ね合わせ、均すことに利用できる。

しかし押し動かしの決定値を、さまざまな色で撮像された個別画像（色部分画像）を誤差なしに重ね合わせるために、およびそのような眼底の色画像を決定するために利用することも可能である。これは、色ＬＥＤが非常に高いスペクトル強度で使用できる長所を有する。眼底画像の色情報はこの測定様式で、受信機チップの前の色マスクによってではなく、代わりに色照明によって確保する。

たとえば、生眼底観察で全部分画像がビデオタイミングパルスの中で測定され、保存され、続いて重ね合わせられることができる。これによるなら、閃光光源を用いたパルス撮像はもはや全く必要でなく、それにもかかわらず画像を同等またはそれ以上のダイナミックで確保できよう。

この方法は、白色光源をＲＧＢカメラと共に使用する場合より、画像を少なくとも１０倍大きい明度で作り出すことが示される。

別の方法ステップの修正があるなら、色部分画像がそれぞれ異なる画像数を通じて平均されることにあろう。この原理は眼底のスペクトル特性にある。眼底の色画像が情報の主要部分を赤の部分画像で担っている（眼底は赤いから）。したがって、他の色部分画像によるよりも赤の色領域でずっと多くの部分画像がほしい。重ね合わせた後には画像はノイズが少なく見え、最良の信号／ノイズ比を最も短い測定時間で確保する。

本方法の本質的な長所は、画像の分解能をかなり大きくする可能性にある。
このため、従来の技術に数えることができるけれども、ある一点で本質的に変更のある方法が使用される。この方法をここに簡単に記述する。

第１のものとして、それぞれ向かい合ってｘ方向におよびばらばらでｙ方向に画素の第ｎ部分のまわりに押し動かされているｎ^２画像を撮像する。ｎ^２個の画像取得モジュールにより引き渡され、それぞれ画素の第ｎ部分の長さだけｘおよびｙ方向に押し動かされ取得された画像は、それぞれｎ列およびｎ行が他の画像について自由のままでいる。すなわちｎ^２個の画像は互いに組み込まれるほどに、評価ユニットによりｎ倍も大きい画像フィールド内へ画素ごとに書き込まれる。それぞれの方向にｎ倍大きいフル画像フィールドは、その後フーリエ変換され、フーリエ変換によって補正画像の分布に分割される。続いてこの画像は逆フーリエ変換によって変換を戻され、このような画像はｎ倍の分解能で決定される。互いに組み込まれた画像は、相対的にあまりに大きい画素数で取得されたから、フーリエ空間内での補正は必要である。

このため、記述したように、分解能を高めた画像（特にフーリエ空間内の）は補正画像を用いて展開される。補正画像は分解能を高めた画像と同一の画素数を持ち、ここで全画素はゼロ値を有するが、例外はｎ・ｎピクセルを有する長方形の画像領域で値１／ｎ^２である。この補正画像はフーリエ空間内へ変換され、この複素関数の値が作られる。分解能を高めた画像は同様にフーリエ空間内へ変換され、補正関数の被フーリエ変換（ＦＦＴ）の値によって分けられる。このようにして算出された画像は位置空間内へ戻されて変換され、数学的にほとんど完全に等価なｎ倍分解能を有する画像である。

たとえば分解能を２倍にするために、分解能１０００×１０００ピクセルを有する画像が取得される。第２のものとして、画像は画像取得モジュールで別の撮像のために、まず半ピクセル水平に、次いで半ピクセル垂直に、その後、半ピクセル水平に戻り、その後、半ピクセル垂直に戻り押し動かされる。４枚のこのようにして得た画像を互いに組み込むと、両方向に２倍の分解能を有する画像を得る。しかし、全体が２倍の分解能で取得された画像の画素は、そうでなければならないより２倍大きいから、画像は確かに２倍の分解能を持つが、画像の鮮度は４メガピクセルを有するカメラの画像より悪い。この問題は、組み込まれた画像がフーリエ空間内で補正されるとき、画像がフーリエ変換され補正画像の分配のフーリエ変換の複素数によって分割されることによって、取り除くことができる。補正画像はゼロ値を有する１０００×１０００ピクセル、および値１／４を有する２×２ピクセルの画像である。このように補正された画像の戻し変換の後、どの空間方向にも真の２倍の分解能を有する画像を得る。

ここで分解能を３倍とすることが、９画像をそれぞれ３分の１ピクセル押し動かすことを用いて撮像することによって達成することができる。フーリエ変換によって画像内で得られるノイズも増幅されるから、より高い分解能が多くの場合もはや意味を有しない。

さて、本質的な現在技術との違いは、画像は能動的に互いに対して押し動かされるのでなく、眼の断続性移動が、サブピクセル領域内での画像押し動かしについて利用されるというように記述することができる。このことは、統計的な画像押し動かしを断続的移動によって記録することを意味する。そしてもはや画像押し動かしをサブピクセル精度で調整せねばならないのではなく、画像押し動かしだけをサブピクセル精度を用いた相関によって算出せねばならないのみである。

多くは何個かの画素が各方向に広がっている相関画像内のピークが、たとえば放物線のような関数によって可変の幅および頂点位置を用いて近似されるなら、相関分解能はかなり拡大できる。このようにして、相関関数およびそれを用いて相対的な画像押し動かしの最大値の位置は、第１の画像に対してサブピクセル精度で決定することができ、まさに今記述した分解能を高めるためのアルゴリズムの適用を可能とする。

個別的には、このために評価ユニットにより画像取得モジュールから引き渡された画像の押し動かしは、相関画像の最も明るい画素およびその両隣がｘ方向に決定され、方程式系
ｙ_１＝Ａ・（ｘ_１−ｘ０）^２＋Ｂ
ｙ_２＝Ａ・（ｘ_２−ｘ０）^２＋Ｂ
ｙ_３＝Ａ・（ｘ_３−ｘ０）^２＋Ｂ
が解かれ、求められた押し動かしの値が整数部とサブピクセル残余とへ分解され、および求められた押し動かしの全成分が補償されるように、画像が押し動かされることによって、サブピクセル領域で求められ、ここでこの経過がｙ方向についてもう一度繰り返される。

分解能を２倍にするためには、評価ユニットにより画像取得モジュールから引き渡され、整数のピクセル指数を有する値が部分画像１および整数でないピクセル指数を有する値が部分画像２を作り、各部分画像について０と置かれた計数変数が割り当てられるように、それぞれ整数部だけｘおよびｙ方向に押し動かされた取得画像が２倍の大きさの画像フィールド内へ画素ごとに書き入れられ、ここで押し動かしのサブピクセル残余が、参照画像へ０．２５と０．７５との間にある画像が部分画像１に加算されて、対応する計数変数は１だけ大きくされ、押し動かしのサブピクセル残余が、参照画像へ０と０．２５との間または０．７５と１との間にある画像が部分画像２に加算されて、対応する計数変数は１だけ大きくされ、このプロシジャが全画像について、および等価にｙ方向について繰り返され、部分画像をそれに属する計数変数で除することによって、２倍分解能を有する画像が生ずる。

個別的には、このために画像の押し動かしは互いに対してサブピクセル精度で決定されねばならない。このために、第１ステップとしてマスタ画像が選択され、それに対して全個別画像が相互相関される。

次のステップとして、すでに挙げた３方程式および３個の未知のパラメータを有する方程式系が２本の放物線について解かれることによって、相関関数の最も明るい画素およびその次のｘおよびｙ方向の両隣へ両放物線を適合させる。強度最大値の位置は画像をマスタ画像へ押し動かすことを示す。分解能の高められた画像を算出するために、２倍の分解能を有する新しい画像が両空間方向に当てられ、ここで今２×２ピクセルが原初画像の１ピクセルに割り当てられる。一連の画像は画素押し動かしの全成分のまわりに押し動かし返される。これを用いて、今や画像はどんな場合でも１ピクセルより少なくマスタ画像に対して押し動かされる。次のステップとして、部分画像は２倍の分解能を有する画像に加算される。４枚の下部画像のどれに部分画像が加算されるかは、サブピクセル押し動かしの大きさに依存する。サブピクセル押し動かしは間隔を置いて調整され、各間隔は下部画像に割り当てられる。こうして加算された下部画像は、算術平均するためにそれぞれの画像の数によって割られる。

このプロセスステップによって、２倍の分解能を有する画像を得る。しかしこの画像は、そのように２倍に分解能のあるカメラチップを用いて取得された画像とは異なる。カメラ画素は、単純に分解能に対応する大きさを持っているから、確かに何倍ものサンプルによってサブピクセル押し動かしを用いてより多くのデータ点を獲得するのが可能である。しかし相対的に大きすぎるカメラの画素によって、分解能の高められた画像内の高い位置頻度が抑圧され、もしくは減衰する。しかし、この効果はフーリエ空間内で対応する逆フィルタによって補償されることができる。このフィルタによって、高い位置頻度は画像内で増幅される。これを用いて画像はより鮮明に見えるが、よりノイズの多いようにも見える。

アルゴリズムは分解能を３倍化するのについてたやすく変更される。この場合、各方向に３枚の部分画像がサブピクセル押し動かしを用いて間隔（１／６…３／６，３／６…５／６，５／６…１／６）内で当てられ、画像はサブピクセル押し動かしの大きさに従いこれらの間隔階級へ分類される。

これまで記述された方法ステップでは、可能な限り誤差の少なく、または誤差の含まれない別の処理法へ画像を選択することが特に重要である。

部分画像の大きさｍは、カメラ画像の画素ノイズによって惹き起こされる相関関数中の誤差が部分画像を通じて平均されるように、第１に最大の期待されるべき画像の押し動かしよりはっきりと大きく、第２に最小の大きさを超えないよう、選ばれねばならない。不適正な部分画像の選択はさらなる誤差が起こり得る。

たとえば、強い明度の揺れが相関関数算出について選択された部分画像の縁で現れると、アーチファクトが相互相関関数中で惹き起こされ得る。図２はそのために不適正に選ばれた部分画像、および起こった相関関数の結果を示す。ここで最も明るい画素は得られていない。しかし、これらのアーチファクトは適切な部分画像を選ぶことによって避けることができる。このため、図３は適切な部分画像を起こった相関関数の結果と共に示す。この原理から別の評価全体について、部分画像については可能な限り適正な部分画像が切り出されることに留意する。

特に、これについてある領域が眼底から選択されたなら、その中で明らかにｘおよびｙ方向に、血管、沈着等のような構造化画像要素が存在する。特に、部分画像は比較的一様に照らし出されているか、または明度は画像領域の縁で強く変化しないかに留意すべきである。この原則から、血管が明るい構造として認識されるべき血管造影法では、部分画像が眼の明るい瞳のまわりで選択される。

マスタ画像と一連画像との間の相関関数から、よろめきについて重要なサブピクセル精度を有する押し動かしが決定されるべきである。この場合、精度は高いほど、相関ピークは狭く、明るい。それゆえ、インタレースおよび不鮮明の可能な限り少ない画像が選択されねばならない。平均されおよび／または分解能の高められた画像を算出するために、不鮮明またはインタレースの画像は、これらはアルゴリズムの目的画像を劣化（ぼやけ）させるから、選り分けることも非常に重要である。

それゆえ目標が、不鮮明な、もしくはインタレースの画像を選り分けるための、不適切な画像をできる限り自動的に、および迅速に認識するアルゴリズムを使用することである。したがって、画像鮮明度の強さについて測定量を算出することについて、およびすでに算出された画像の大きさのインタレース誤差について、手をつけることが試みられた。

評価ユニットからは、画像取得モジュールから引き渡された画像が２次元フーリエ変換形が作られ、最高の位置頻度の場所が求められ（中央行のピクセル値の総和もしくは２次元フーリエ画像の中央空隙）および両方の値が除されることによって、インタレース誤差が検査される。これら両方の量の商の画像ははっきりと１だけずれてインタレース誤差を含み、処理は続けられない。

いわゆるインタレース・カメラでは、２枚の半画像がそれぞれすべて直線行で、および１拍遅れですべて非直線行で読み取られる。両方の半画像の読み取り事象の間の時間は約２０ｍｓである。この時間で眼底の画像はカメラ上で押し動かすことができ、このことは、両方のカメラ半画像は互いに対して押し動かされることができるという結果となる。この両方の半画像の押し動かしは、画像を平均し分解能を高める際に画像誤差へ導く。

両方の半画像は両方向で互いに対して押し動かされていることができるから、インタレース誤差が計算機によって補償されることは原理的に可能でない。画像がこのアーチファクトを用いて分解能を高めるためのアルゴリズムにより処理され、それによって目標画像がぼやけることを妨げるためには、対応する画像が確実に選り分けられねばならない。

これはたとえば、相関の算出のために、ある画像領域が切り出され、高速ＦＦＴのアルゴリズムを用いて変換されることによって行うことができる。インタレース誤差は、直線および非直線の行指数を用いて逐次的に半画像を取得する間の移動によって惹き起こされる。この誤差は画像中で典型的な「フリンジ」垂直縁へ導く。これによって画像空隙の周波数スペクトルにおいて周波数成分は最高の位置周波数により高められる。

しかしこの高まりは、行の周波数スペクトルにおいて認識されない。それゆえ、画像（ｘ_ｉ，ｙ_ｊ）により２次元ＦＦＴが算出される。
ここで ｉ,ｊ ０…２５６，
ｘ 行座標、および
ｙ 列座標

この画像により以下の２つの量が導かれる：

画像がｘおよびｙ方向に類似に構造化されており、インタレース様の因子が現れないならば、商Ｓ_νｘ／Ｓ_νｙは１に近いはずである。インタレース様の因子が現れるならば、商は大きくなる。インタレースのある画像を選り分けるためには、以下の閾値が有意に示される：

この算出は、画像が完全自動処理されるべきものであれば、マスタ画像および一連の各個別画像について推奨される。

不鮮明な画像の選り分けは、インタレース画像の場合のような絶対的な閾値が定義できないから、明らかにもっと難しい。一連の個別画像の相対的な鮮明度の値が以下のように実現できる。相関関数はマスタ画像および個別画像から算出される。この関数の最も明るい画素およびその次のｘ方向の両隣は、放物線によって方程式
ｙ＝Ａ・（ｘ−ｘ０）^２＋Ｂ
および３個の決定すべきパラメータＡ，ｘ０およびＢを用いて近似される。量ｘ０は求めるサブピクセル精度での両画像の押し動かしである。量Ａはマスタ画像と個別画像との間の相互相関関数の幅についての尺度であり、したがって固定のマスタ画像のとき相対的な個別画像鮮明度についての尺度である。この計算はｙ方向について繰り返される。両パラメータＡ_ｘ，Ａ_ｙの一つがある決まった適合する閾値を超えると、画像は不鮮明として選り分けられる。量Ａ_ｘ，Ａ_ｙの算出は、ｘ０を決定する際に付加的結果として生じるから、本質的には付加的計算時間は要さない。

最も鮮明な画像を一連のものからマスタ画像として選択するために、記述された個別画像の自己相関関数についてのアルゴリズムが実行できる。最も鮮明な画像は最も小さいＡパラメータを有する画像である。しかし反対に、個別画像の鮮明度をマスタ画像に対する相関で決定するために、この計算はかなりの計算にかかる余分な消費を惹き起こす。

本発明にかかる眼底を観察し、記録作成しおよび／または診断するための装置および方法を用いて、網膜の順次マルチスペクトル照明を大きい画像角で可能とし、検査すべき眼の光負荷を最小まで減少させる解決法が、評価にも用いられる波長でのみ励起させられることによって、使用できるように設定される。

マルチスペクトルで順次的な単色光ＬＥＤに基づく照明モジュールは、スペクトル幅を狭く調整かつ迅速に切り替え可能にするために、検査すべき対象を照明することを可能とする。順次画像、単色で感度良く高分解能のカメラを重ね合わせることによって、蛍光・単色・色撮像を記録することばかりでなく、診断的評価をも、最小に可能な網膜の光負荷で実行することが、電子的後処理によって可能である。

ここで有利なのは、単一、単色のデジタルカメラのみを使用することである。蛍光撮像でフィルタが観察光路内へ旋回し入れられるほかには、フィルタおよびシャッタのようなすべての機械的移動部分を使わないことができる。

本発明にかかる方法を用いて、血液の流速を眼底の血管内で決定することを可能とする解決法が使用のため設定される。眼底におけるＯ_２飽和の指示に結びついた血液の流速の大きさは、組織内で貯蔵された酸素量に関する情報を引き渡す。この方法で、血行の乱れおよび特に代謝（物質交替）における乱れが診断できる。

本発明にかかる方法を実行するための眼底カメラの原理説明 不利に選択された部分画像および結果として得られる相関関数の結論 適切な部分画像および結果として得られる相関関数の結論 本発明にかかる眼底における血流測定のための配置、および ヘモグロビンの吸収強度の波長依存性を示すダイヤグラム。

符号の説明

１ 照明モジュール
２ 眼底カメラ
３ 眼
４ 画像取得モジュール
５ 制御・安全モジュール
６ 光源
７ 評価ユニット
８ 偏光フィルタ
９ 偏光フィルタ
１０ 複屈折補償板
１１ ビームスプリッタ
１２ 対物レンズ
１３ フィルタ車
１４ フィルタ

Claims (66)

1. 眼科学の検査機器、マルチスペクトル順次照明モジュール（１）、画像取得モジュール（４）、制御・安全モジュール（５）および評価ユニット（７）からなる眼底を観察、記録作成および／または診断するための装置であって、眼科学検査機器に結合された照明モジュール（１）が、少なくとも２基の強度および継続時間において、個々に調整可能な様々な波長の単色光が放出される個別光源（６.1，６.２）からなり、眼科学検査機器により、照明モジュール（１）から来る光が、検査すべき眼（３）を通じて画像取得モジュール（４）で結像し、同様に眼科学検査機器に結合された画像取得モジュール（４）が、照明モジュール（１）から放出される光の波長に同調し、その発光継続時間に同期するようになっており、制御・安全モジュール（５）により、照明モジュール（１）の個別光源（6.1，6.2）の時間的な順序、継続時間および強度が制御され、光負荷が監視され、および評価ユニット（７）により、制御・安全モジュール（５）が調整され、画像取得モジュール（４）から転送される眼底の撮像が算出され、補正され、改善され、組み合わされ、位置精度をもって重ね合わされる、眼底を観察、記録作成および／または診断するための装置。
2. 照明モジュール（１）が、主として単色の放射を眼の媒質の透明な領域３５０−９００ｎｍおよび１０００−１１５０ｎｍ内で放出し、個別光源（６.１， ６.２）が、４０ｎｍ未満のスペクトル半値幅を有する、請求項１に記載の装置。
3. マルチスペクトル順次照明モジュール（１）の少なくとも1基の個別光源（６.１， ６.２）が、空間的および時間的に非常にコヒーレントな光を放出する、請求項１あるいは２に記載の装置。
4. 空間的および時間的に非常にコヒーレントな光を放出する照明モジュール（１）の個別光源（６.１, ６.２)が、主としてパルス運用されるレーザである、請求項１ないし３のうちの１項に記載の装置。
5. 眼底を非常に高い放射強度で平面照射するため、変化する散乱フィルタまたは回転鏡がレーザ放射のコヒーレンスを減少させるために存在する、請求項１ないし４のうちの１項に記載の装置。
6. 照明モジュール（１）が、眼底を平面・高エネルギー照射するために、少なくとも1基のパルス型に運用される気体放電光源の形の個別光源（６.１)を使用する、請求項１ないし５のうちの１項に記載の装置。
7. 照明モジュール（１）について、オンオフ遅れが１ms未満である個別光源（６.１， ６.２）が使用される、請求項１ないし６のうちの１項に記載の装置。
8. 個別光源が2次元で、または3次元でも配置されている、請求項１ないし７のうちの１項に記載の装置。
9. 個別光源（６.１，
   ６.２）により作り出される光束が、眼科学検査装置への結合個所で開口および開口角において一致し、そこで結像を可能な限り一定の角スペクトルで作り出す、請求項１ないし８のうちの１項に記載の装置。
10. 個別光源（６.１，
    ６.２）により作り出される光束を結合させるために、鏡、ダイクロイク鏡および／または格子が使用される、請求項１ないし９のうちの１項に記載の装置。
11. 照明モジュール（１）と眼科学検査機器との間で、光導波管もしくは光導波管束、光混合スタブまたはマイクロレンズアレーが、個別光源６.１および６.２の光を伝達するために配置されている、請求項１ないし１０のうちの１項に記載の装置。
12. 制御・安全モジュール（５）により、各画像が必要とする対応する継続時間および強度を有する個別光源（６.１， ６.２）のみが制御される、請求項１ないし１１のうちの１項に記載の装置。
13. 制御・安全モジュール（５）により、個別光源（６.１， ６.２）が、それらにより呼び起こされる眼(３)の刺激の大きさの順序で、最も少ない刺激を呼び起こす個別光源（６.１， ６.２）で始まり制御される、請求項１ないし１２のうちの１項に記載の装置。
14. 制御・安全モジュール（５）により、個別光源（６.１， ６.２）の継続時間および強度が、複写すべき対象の色情報の配分に適合させられる、請求項１ないし１３のうちの１項に記載の装置。
15. 制御・安全モジュール（５）により、画像取得モジュール（４）が、照明モジュール（１）に同期して、各波長へ１枚の、または特に数枚の関連する画像も、最適なコントラストで実現するように制御される、請求項１ないし１４のうちの１項に記載の装置。
16. 画像取得モジュール（４）が感度の良い単色カメラを含み、単色カメラのイメージ変換チップがマイクロアレーチップを前置されている、請求項１ないし１５のうちの１項に記載の装置。
17. 評価ユニット（７）により、画像取得モジュール（４）から引き渡される画像が、コントラスト、画像鮮明度、色誤差、画素誤差、縁辺低下、歪み、位置偏倚等々に関して追処理される、請求項１ないし１６のうちの１項に記載の装置。
18. 評価ユニット（７）により、画像取得モジュール（４）から引き渡される数枚の単色画像から、眼底の平均された画像または色画像が求められる、請求項１ないし１７のうちの１項に記載の装置。
19. 評価ユニット（７）により、数枚の画像取得モジュール（４）から引き渡される個別画像から、各空間方向にｎ倍大きい分解能を有する画像が算出される、請求項１ないし１８のうちの１項に記載の装置。
20. 眼科学検査機器が、散瞳性または非散瞳性の原理に従い動作する眼底カメラ(２)である、請求項１ないし１９のうちの１項に記載の装置。
21. 血流の測定のために、偏光を用いてする眼底照明のために、マルチスペクトル順次照明モジュール（１）に、第１の偏光フィルタ、そして何回か分散した復極光を検出するために、画像取得モジュール（４）に、第２の偏光フィルタが前置された、請求項１ないし２０のうちの１項に記載の装置。
22. マルチスペクトル順次照明モジュール（１）の前に、もしくは画像取得モジュール（４）の前に配置された偏光フィルタが、直線偏光子または円偏光子として実施されている、請求項２１に記載の装置。
23. 角膜、接眼レンズ、網膜および／または眼科学検査機器の光学部品による複屈折を補償するために、少なくとも１基の複屈折補償子を有する、請求項２１ないし２２のうちの１項に記載の装置。
24. 複屈折補償子として、特に位置依存の補償特性を有する可変の複屈折補償子が使用される、請求項２１ないし２３のうちの１に記載の装置。
25. 眼底が、血液の酸素含有量を測定するために、マルチスペクトル順次照明モジュール（１）により２個の異なる波長を用いて照明され、画像取得モジュール（４）により撮像され、そして撮像が評価ユニット（７）へ転送される、請求項２１ないし２４のうちの１項に記載の装置。
26. 血液の酸素含有量を測定するために、マルチスペクトル順次照明モジュール（１）または画像取得モジュール（４）に、少なくとも１基の色フィルタが前置されており、画像取得モジュール（４）により眼底の各撮像が、色フィルタ付きもしくは無しで撮像され、そして評価ユニット（７）へ転送される、請求項２１ないし２５のうちの１に記載の装置。
27. 血液の酸素含有量を測定するために、マルチスペクトル順次照明モジュール（１）または画像取得モジュール（４）に、画像取得モジュール（４）により眼底の撮像が両方の色フィルタを用いて取得され、評価ユニット（７）へ転送されるよう、相前後して光路内へ持ち込まれる２基の色フィルタが前置されている、請求項２１ないし２５のうちの１項に記載の装置。
28. 血液の酸素含有量の測定が、色フィルタ、特に波長約６５０ｎｍおよび８１０ｎｍで行われる、請求項２６ないし２７のうちの１項に記載の装置。
29. 偏光フィルタ、複屈折補償子並びに色フィルタが、光路から旋回して出されることができるように形成されている、請求項２６ないし２８のうちの１項に記載の装置。
30. 眼科学検査機器が、眼の移動を検出し補償するための装置を使用する、請求項１ないし２９のうちの１項に記載の装置。
31. 個別撮像の形で組み合わされて得られたデータ、ならびにソフトウェアを介して処理される個別撮像、ならびに少なくとも秒当たり１０画像を有するライブシーケンスによる撮像が、評価ユニット（７）により現在的かつ永続的に保存される、請求項１なし３０のうちの１項に記載の装置。
32. 眼科学の検査機器の助けにより、マルチスペクトル順次照明モジュール（１）の光が、眼（３）を通じて画像取得モジュール（４）へ結像する、眼底を観察し、記録作成しおよび／または診断するための方法であって、強度および継続時間において個々に調整可能な眼科学検査機器に結合された少なくとも２基の個別光源（６.１， ６.２）から成る照明モジュール（１）が、さまざまな波長の単色光を放出し、この光は眼科学検査機器により、検査すべき眼（３）を通じて、同様に眼科学検査機器に結合された画像取得モジュール（４）で結像し、画像取得モジュール（４）は照明モジュールから放出される光の波長に同調し、その発光継続時間に同期する装置であって、制御・安全モジュール（５）により照明モジュール（１）の個別光源（６.１， ６.２）の時間的な順序、継続時間および強度が制御され、検査すべき眼（３）の光負荷が監視され、および評価ユニット（７）により制御・安全モジュール（５）が調整され、画像取得モジュール（４）から転送される眼底の撮像が算出され、補正され、改善され、組み合わされ、位置精度をもって重ね合わされる方法。
33. 照明モジュール（１）により主として単色の放射が、眼の媒質の透明な領域３５０−９００ｎｍおよび１０００−１１５０ｎｍ内で放出され、個別光源が、４０ｎｍ未満のスペクトル半値幅を有する、請求項３２に記載の方法。
34. 照明モジュール（１）の個別光源（６.１， ６.２）が、１ｍｓ未満のオンオフ遅れを有する、請求項３２または３３に記載の方法。
35. 個別光源（６.１，
    ６.２）が、光束を作り出し、この光束が眼科学検査装置への結合個所で開口および開口角に一致し、そこで特に円形または円環形の結像を可能な限り一定の角スペクトルで作り出す、請求項３２ないし３４のうちの１項に記載の方法。
36. 制御・安全モジュール（５）が、眼底の各画像について必要とされる対応する継続時間および強度を有する個別光源（６.１， ６.２）のみを制御する、請求項３２ないし３５のうちの１項に記載の方法。
37. 制御・安全モジュール（５）が、個別光源（６.１， ６.２）をそれらにより呼び起こされる眼（３）の刺激の大きさの順序で、最も少ない刺激を呼び起こす個別光源（６.１， ６.２）で始まり制御する、請求項３２ないし３６のうちの１項に記載の方法。
38. 制御・安全モジュール（５）が、個別光源（６.１， ６.２）の継続時間および強度を、複写すべき対象の色情報の配分に適合させる、請求項３２ないし３７のうちの１項に記載の方法。
39. 制御・安全モジュール（５）が、画像取得モジュール（４）をマルチスペクトル照明モジュール（１）に同期させて、各波長へ１枚の、または数枚の属する画像も、最適なコントラストで実現するように制御する、請求項３２ないし３８のうちの１項に記載の方法。
40. 画像取得モジュール（４）が感度の良い単色カメラを含み、その単色カメラのイメージ変換チップにマイクロアレーチップを前置されている、請求項３２ないし３９のうちの１項に記載の方法。
41. 評価ユニット（７）が、画像取得モジュール（４）から引き渡される画像を、コントラスト、画像鮮明度、色誤差、画素誤差、縁辺低下、歪み、位置偏倚等に関して追処理する、請求項３２ないし４０のうちの１項に記載の方法。
42. 評価ユニット（７）が、画像取得モジュール（４）から引き渡される数枚の単色画像から、眼底の平均された画像または色画像を求める、請求項３２ないし４１のうちの１項に記載の方法。
43. 画像取得モジュール（４）により、単色撮像の代わりに眼底を白色光を用いて照明し、３枚の単色撮像が、青、緑および赤の光を有する照明であり、そして評価ユニット（７）がこれらの３枚の撮像から全画像を得、ここでコントラストの決定が均衡させられ、ダイナミック分光が各部分撮像において最適に制御される、請求項３２ないし４２のうちの１項に記載の方法。
44. 眼底がマルチスペクトル順次照明モジュール（１）により照明され、画像取得モジュール（４）により少なくとも２枚の直接続く撮像が異なる露光時間を用いて取得され、そして位置分解能のある組み合わせおよび評価のため評価ユニット（７）へ転送される、請求項３２ないし４３のうちの１項に記載の方法。
45. 画像取得モジュール（４）により、第１の眼底撮像が正規の露光時間を用いて、および直接続く撮像が過露光で取得され、ここで評価ユニット（７）により過露光の結像から過放射の領域が切り出され、ダイナミック分光のある撮像を得るために、対応する正規露光撮像の領域によって置き換えられる、請求項３２ないし４４のうちの１項に記載の方法。
46. 評価ユニット（７）により、画像取得モジュール（４）から引き渡された数枚の個別画像から、各方向にｎ倍大きい分解能を有する画像が算出される、請求項３２ないし４５のうちの１項に記載の方法。
47. 評価ユニット（７）が、画像取得モジュール（４）から引き渡された画像の押し動かしを、相関アルゴリズムを適用することによって画像の切り出しから決定する、請求項３２ないし４６のうちの１項に記載の方法。
48. 評価ユニット（７）が決まった値だけ押し動かした補正画像を重ね合わせ、色の、もしくは平均された単色画像を得る、請求項３２ないし４７のうち少なくとも１項に記載の方法。
49. 評価ユニット（７）が、画像取得モジュール（４）から引き渡された画像の押し動かしを、両画像の相互相関の最も明るい画素およびｘ方向でその次の両隣画素が決定され、方程式系
    ｙ_１＝Ａ・（ｘ_１−ｘ０）^２＋Ｂ
    ｙ_２＝Ａ・（x_２−ｘ０）^２＋Ｂ
    ｙ_３＝Ａ・（ｘ_３−ｘ０）^２＋Ｂ
    が解かれ、求められた押し動かしの値が整数部とサブピクセル残余とに分解され、そして求められた押し動かしの全成分が補償されることによって、サブピクセル領域で求め、以上の経過がｙ方向についてもう一度繰り返される、請求項３２ないし４８のうちの１項に記載の方法。
50. 評価ユニット（７）が、数枚の画像を各空間方向でそのサブピクセルを押し動かし、大きさに従いｎ等分の間隔階級に分け、その後全画像を１間隔階級内で算術平均し、この間隔階級は、各ｎ列およびｎ行が他の画像について自由のままであり、ｎ倍大きい分解能に高められた画像をその後フーリエ変換し、補正画像の配分のフーリエ変換の複素量によって分け、得られた画像を逆フーリエ変換し、そのようなｎ倍分解能を有する画像を決定するように成り立つｎ^２枚の下部画像をｎ倍大きい画像フィールド内へ画素ごとに互いへ組み込み書き入れ、ここで補正画像が分解能を高められた画像と同じ分解能を持ち、補正画像の全画素は値０を持ち、例外として、ｎ−ｎピクセルの正方形が値１／ｎ^２を有する、請求項４９に記載の方法。
51. 評価ユニットが、画像取得モジュール（４）から引き渡され、それぞれ整数部だけｘおよびｙ方向に押し動かされ取得された画像を、整数の画素指数を有する値が部分画像１、非整数を有するものが部分画像２を作り、各部分画像について０と置かれた計数変数が割り当てられているように、２倍の大きさの画像フィールド内へ画素ごとに書き入れ、ここで押し動かされのサブピクセル残余が参照画像へ０．２５と０．７５との間にある画像が部分画像１に加算されて、対応する計数変数が１だけ大きくされ、押し動かしのサブピクセル残余が参照画像へ０と０．２５との間または０．７５と１との間にある画像は部分画像２に加算されて、対応する計数変数が１だけ大きくされ、このプロシジャが全画像について、およびｙ方向について等価のものが繰り返され、および部分画像を属する計数変数によって除することによって、２倍分解能を有する画像が発生する、請求項５０に記載の方法。
52. 評価ユニット（７）が、画像取得モジュール（４）から引き渡された画像のインターレース誤差を平均された行および平均された列のフーリエ変換されたものが作られ、両関数において最も位置頻度の高い位置が求められ、両値が除せられ、商が明らかに１からずれている画像がインターレース誤差を含み、追処理されないことにより、検査する、請求項３２ないし５１のうちの１項に記載の方法。
53. 評価ユニット（７）が、画像取得モジュール（４）から引き渡された不鮮明な画像を、画像の最も明るい画素およびその次のｘ方向の両隣が決定され、放物線によって方程式
    ｙ＝Ａ・（ｘ−x０）^２＋Ｂ
    に近似され、値Ａが整数を超えれば選りのけられることによって、認識し、ここでこの過程がｙ方向についてもう一度繰り返される、請求項３２ないし５２のうちの１項に記載の方法。
54. 眼底が、マルチスペクトル順次照明モジュール（１）により血流を測定するために、偏光を用いて照明され、画像取得モジュール（４）により眼底から反射し、数回散乱され、復極した光が少なくとも２枚の直接続く撮像の形で取得され、および位置分解能のある相関解析のため評価ユニット（７）へ転送される、請求項３２ないし５３のうち少なくとも１項に記載の方法。
55. 眼底が直線または円偏光を用いて照明される、請求項３２ないし５４のうち少なくとも１項に記載の方法。
56. 角膜、接眼レンズ、網膜および／または眼科学検査機器の光学部品による複屈折が、少なくとも１基の複屈折補償子によって補償される、請求項３２ないし５５のうち少なくとも１項に記載の方法。
57. 複屈折が、主として位置依存の補償特性を有する可変の複屈折補償子によって補償される、請求項３２ないし５６のうち少なくとも１項に記載の方法。
58. 血液の酸素含有量を測定するために、画像取得モジュール（４）により各眼底撮像が異なる２波長で撮像され、評価ユニット（７）へ転送される、請求項３２ないし５７のうち少なくとも１項に記載の方法。
59. 眼底を異なる２波長で撮像するために、照明モジュール（１）または画像取得モジュール（４）の前に配置され、撮像のため光路内に持ち込まれる少なくとも１枚の色フィルタが使用される、請求項３２ないし５８のうち少なくとも１項に記載の方法。
60. 眼底を異なる２波長で撮像するために、照明モジュール（１）または画像取得モジュール（４）の前に配置され、１枚ごとの撮像のために光路内に持ち込まれる２枚の色フィルタが使用される、請求項３２ないし５９のうち少なくとも１項に記載の方法。
61. 単数または複数の色フィルタが、眼底の撮像が主として約６５０ｎｍおよび約８１０ｎｍで実現することができるように形成されている、請求項３２ないし６０のうち少なくとも１項に記載の方法。
62. 眼底が、血流を測定するためにマルチスペクトル順次照明モジュール（１）により空間的および時間的に非常にコヒーレントな光を用いて照明され、画像取得モジュール（４）により少なくとも２枚の時間的高分解能の撮像の形で取得され、および位置分解能のある相関解析のため血流の区間および方向を決定するために評価ユニット（７）へ転送され、ここで血流の速度を決定するために少なくとも２枚の別の時間的高分解能の撮像が、空間的および時間的に非常にコヒーレントな眼底の照明で取得され、位置分解能のある相関解析のため評価ユニット（７）へ転送され、ここで撮像が異なる露光時間で取得でき、部分画像の自己相関関数の特性が血流速度を決定するために利用される、請求項３２ないし６１のうち少なくとも１項に記載の方法。
63. 画像取得モジュール（４）が、制御・安全モジュール（５）により主としてパルス運用される照明モジュール（１）に同期して制御される、請求項３２ないし６２のうち少なくとも１項に記載の方法。
64. パルス運用される照明モジュール（１）が、時間的高分解能の二重撮像について空間的および時間的に非常にコヒーレントな照明で、第１の照明閃光が第１の露光時間の終わりに、および第２の照明閃光が第２の露光時間の初めに解放され、これを用いて画像取得モジュール（４）として市販のデジタルカメラが使用できるように、制御・安全モジュール（５）により制御される、請求項３２ないし６３のうち少なくとも１項に記載の方法。
65. 眼の移動が、検出され、画像取得モジュール（４）のセンサの回し撮影によって補償される、請求項３２ないし６４のうち少なくとも１項に記載の方法。
66. 評価ユニット（７）が、得られたデータを、個別撮像、組み合わされてならびにソフトウェアを介して処理される個別撮像の形で、ならびに少なくとも秒当たり１０画像を有するライブシーケンスによる撮像の形で、現代的にかつ永続的に保存する、請求項３２ないし６５のうち少なくとも１項に記載の方法。