JP2723978B2 - 眼科用測定装置 - Google Patents
眼科用測定装置Info
- Publication number
- JP2723978B2 JP2723978B2 JP1157579A JP15757989A JP2723978B2 JP 2723978 B2 JP2723978 B2 JP 2723978B2 JP 1157579 A JP1157579 A JP 1157579A JP 15757989 A JP15757989 A JP 15757989A JP 2723978 B2 JP2723978 B2 JP 2723978B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- measurement
- light
- visual field
- optical system
- scattered light
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Landscapes
- Eye Examination Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は、被検眼の眼球に向かって収束光束が照射さ
れるように収束光照射光学系を構成し、この収束光束の
眼球での反射に基づく散乱光を受光光学系を介して光電
変換器、又はイメージインテンシファイア等を備えた測
定器に導き、眼球の状態を演算測定する眼科用測定装置
の改良に関する。
れるように収束光照射光学系を構成し、この収束光束の
眼球での反射に基づく散乱光を受光光学系を介して光電
変換器、又はイメージインテンシファイア等を備えた測
定器に導き、眼球の状態を演算測定する眼科用測定装置
の改良に関する。
（従来の技術） 従来から、眼科用測定装置には、被検眼の眼球に向か
って収束光束が照射されるように収束光照射光学系を構
成し、この収束光の眼球での散乱に基づく散乱光を受光
光学系を介して光電変換器、又はイメージインテンシフ
ァイア等を備えた測定器に導き、眼球の状態を演算測定
して演算測定結果を表示する構成のものがある。
って収束光束が照射されるように収束光照射光学系を構
成し、この収束光の眼球での散乱に基づく散乱光を受光
光学系を介して光電変換器、又はイメージインテンシフ
ァイア等を備えた測定器に導き、眼球の状態を演算測定
して演算測定結果を表示する構成のものがある。
たとえば、第23図に示すように、前房内混濁度測定に
用いる眼科用測定装置では、レーザー光照射光学系１の
一部を構成するHe−Neレーザー光源２からのレーザー光
Ｐをコンデンサレンズ３により集光し、投光レンズ４に
よって収束光束Ｋとして被検眼５の眼球内の前房Ｍに照
射し、その眼球内での散乱（たとえば、測定点Ｌにおけ
る散乱）に基づく散乱光Ｎを、測定視野Ｓを定める受光
光学系６の受光レンズ７を用いて斜め方向から集光し、
固定視野マスクとしての絞り８を介して光電子増倍管
（PMT）９に導き、この光電子増倍管９の光電変換出力
を増幅器10により増幅して演算測定手段としての演算回
路11に入力し、散乱光Ｎの強度を光子数としてカウント
して、演算により眼内炎症、血液房水柵の透過性の判定
に際してきわめて重要な前房Ｍの混濁度を測定し、その
演算測定結果としての混濁度の数値等をモニター等の表
示器12に表示させるようにしている。
用いる眼科用測定装置では、レーザー光照射光学系１の
一部を構成するHe−Neレーザー光源２からのレーザー光
Ｐをコンデンサレンズ３により集光し、投光レンズ４に
よって収束光束Ｋとして被検眼５の眼球内の前房Ｍに照
射し、その眼球内での散乱（たとえば、測定点Ｌにおけ
る散乱）に基づく散乱光Ｎを、測定視野Ｓを定める受光
光学系６の受光レンズ７を用いて斜め方向から集光し、
固定視野マスクとしての絞り８を介して光電子増倍管
（PMT）９に導き、この光電子増倍管９の光電変換出力
を増幅器10により増幅して演算測定手段としての演算回
路11に入力し、散乱光Ｎの強度を光子数としてカウント
して、演算により眼内炎症、血液房水柵の透過性の判定
に際してきわめて重要な前房Ｍの混濁度を測定し、その
演算測定結果としての混濁度の数値等をモニター等の表
示器12に表示させるようにしている。
この種の眼科用測定装置では、散乱光の光量が極めて
微弱であるために、光電子増倍管（PMT）９の暗電流に
基づくノイズ成分が測定に影響する。そこで、このノイ
ズ成分を除去するために、レーザー光照射光学系１にチ
ョッパー13を設け、このチョッパー13により間欠的に被
検眼５の眼球にレーザー光Ｐを照射し、暗電流による誤
差を含む測定結果から暗電流によるノイズ成分からなる
測定結果を演算回路11により差し引いて正確な測定結果
を得るようにしている。なお、第23図において、14は角
膜、15は水晶体、16は虹彩である。
微弱であるために、光電子増倍管（PMT）９の暗電流に
基づくノイズ成分が測定に影響する。そこで、このノイ
ズ成分を除去するために、レーザー光照射光学系１にチ
ョッパー13を設け、このチョッパー13により間欠的に被
検眼５の眼球にレーザー光Ｐを照射し、暗電流による誤
差を含む測定結果から暗電流によるノイズ成分からなる
測定結果を演算回路11により差し引いて正確な測定結果
を得るようにしている。なお、第23図において、14は角
膜、15は水晶体、16は虹彩である。
しかしながら、測定に影響を及ぼすノイズ成分には暗
電流に起因するものの他に、眼球内に定めた測定視野Ｓ
の近傍からの散乱に基づくノイズ成分もある。
電流に起因するものの他に、眼球内に定めた測定視野Ｓ
の近傍からの散乱に基づくノイズ成分もある。
そこで、本件出願人は、眼球内の測定視野Ｓの近傍か
らの散乱に基づくノイズ成分を取り除くことのできる眼
科用測定装置を先に提案した（特開昭63-265813号公報
参照）。
らの散乱に基づくノイズ成分を取り除くことのできる眼
科用測定装置を先に提案した（特開昭63-265813号公報
参照）。
（発明が解決しようとする課題） この先の出願（特開昭63-265813号公報）に開示のも
のは、定められた測定視野Ｓの片側近傍のみからの散乱
光をモニターし、測定視野Ｓを定めて測定することによ
って得られた測定結果からモニターによって得られた測
定結果を差し引くことにより測定視野Ｓの片側近傍のみ
からの散乱光に基づき、測定視野Ｓでの測定に含まれて
いるノイズ分を除去する構成となっている。
のは、定められた測定視野Ｓの片側近傍のみからの散乱
光をモニターし、測定視野Ｓを定めて測定することによ
って得られた測定結果からモニターによって得られた測
定結果を差し引くことにより測定視野Ｓの片側近傍のみ
からの散乱光に基づき、測定視野Ｓでの測定に含まれて
いるノイズ分を除去する構成となっている。
つまり、この先の出願（特開昭63-265813号公報）に
開示のものでは、第24図に示すように、レーザー光照射
光学系１の光軸O2と受光光学系６の光軸O1とが交わって
おり、レーザー照射光学系１の光軸O2と受光光学系６の
光軸O1とが眼球の光軸O3を境に左右対称である場合に
は、眼球が理想球面であると仮定すると、眼球内での屈
折の有無に拘らず、測定点Ｌが眼球の光軸O3上にあるこ
とになり、レーザー光Ｐの光量分布の中心は第25図に示
すように測定視野Ｓの中心O4にあることになって、レー
ザー光Ｐの光量分布の中心は受光光学系６の光軸O1に合
致することになる。
開示のものでは、第24図に示すように、レーザー光照射
光学系１の光軸O2と受光光学系６の光軸O1とが交わって
おり、レーザー照射光学系１の光軸O2と受光光学系６の
光軸O1とが眼球の光軸O3を境に左右対称である場合に
は、眼球が理想球面であると仮定すると、眼球内での屈
折の有無に拘らず、測定点Ｌが眼球の光軸O3上にあるこ
とになり、レーザー光Ｐの光量分布の中心は第25図に示
すように測定視野Ｓの中心O4にあることになって、レー
ザー光Ｐの光量分布の中心は受光光学系６の光軸O1に合
致することになる。
従って、測定視野Ｓを定め、受光光学系６を介して散
乱光Ｎの光量分布Ｄを測定すると、第26図に示すよう
に、測定視野Ｓの中心O4（受光光学系６の中心O1）を境
に対称の光量分布Ｄが得られ、測定視野Ｓの近傍Ｓ′か
らの散乱光Ｎ′をモニターして、この測定結果を測定視
野Ｓでの測定結果から差し引くことによって正確な測定
値を得ることができる。なお、第25図において、BWはレ
ーザー光のビームウエストである。
乱光Ｎの光量分布Ｄを測定すると、第26図に示すよう
に、測定視野Ｓの中心O4（受光光学系６の中心O1）を境
に対称の光量分布Ｄが得られ、測定視野Ｓの近傍Ｓ′か
らの散乱光Ｎ′をモニターして、この測定結果を測定視
野Ｓでの測定結果から差し引くことによって正確な測定
値を得ることができる。なお、第25図において、BWはレ
ーザー光のビームウエストである。
ところで、第27図に示すように、レーザー光照射光学
系１の光軸O2と受光光学系６の光軸O1とが眼球の光軸O3
に対して対称でない状態で測定が行われたとする。この
場合には、入射光線は矢印で示すように屈折して屈折光
線Z1となる。上下方向にずれが生じた場合、この図で
は、屈折光線Z1は平面的に屈折するように図示されてい
るが、実際には、三次元方向に屈折し、角膜14の曲率中
心O5に近づく方向になる。また、受光光学系６に向かっ
て出射する出射光線Z2も三次元的に屈折し、三次元方向
に出射することになる。
系１の光軸O2と受光光学系６の光軸O1とが眼球の光軸O3
に対して対称でない状態で測定が行われたとする。この
場合には、入射光線は矢印で示すように屈折して屈折光
線Z1となる。上下方向にずれが生じた場合、この図で
は、屈折光線Z1は平面的に屈折するように図示されてい
るが、実際には、三次元方向に屈折し、角膜14の曲率中
心O5に近づく方向になる。また、受光光学系６に向かっ
て出射する出射光線Z2も三次元的に屈折し、三次元方向
に出射することになる。
従って、受光光学系６により測定視野Ｓを定めて測定
点Ｌを測定すると、第28図に示すように、レーザー光Ｐ
の光量分布の中心が、測定視野Ｓの近傍Ｓ′から遠い側
にずれ、第29図に示すように、散乱光Ｎの光量分布Ｄの
中心が測定視野Ｓの中心O4から片側にずれることにな
る。よって、測定点Ｌが眼球の光軸O3上にあるときにお
ける測定視野Ｓの近傍Ｓ′からの散乱光の光量に較べ
て、測定点Ｌが眼球の光軸O3からずれているときおける
測定視野Ｓの近傍Ｓ′からの散乱光の光量が低下する。
点Ｌを測定すると、第28図に示すように、レーザー光Ｐ
の光量分布の中心が、測定視野Ｓの近傍Ｓ′から遠い側
にずれ、第29図に示すように、散乱光Ｎの光量分布Ｄの
中心が測定視野Ｓの中心O4から片側にずれることにな
る。よって、測定点Ｌが眼球の光軸O3上にあるときにお
ける測定視野Ｓの近傍Ｓ′からの散乱光の光量に較べ
て、測定点Ｌが眼球の光軸O3からずれているときおける
測定視野Ｓの近傍Ｓ′からの散乱光の光量が低下する。
すなわち、測定視野Ｓの近傍Ｓ′からの散乱光Ｎ′の
光量のみに基づいて得た測定結果をノイズ成分とみなし
て、このノイズ成分を測定視野Ｓにおける測定結果から
差し引いたとしても、ノイズ成分が実際よりも過小評価
される。一方、測定点Ｌが眼球の光軸O3を境に、第27図
に示す測定点Ｌと反対側にある場合には、測定視野Ｓの
近傍Ｓ′からの散乱光に基づく光量が反対に大きくな
り、ノイズ成分が逆に過大評価され、眼球の光軸O3から
測定点Ｌがずれている場合には、いずれにしても正確な
測定値を得ることができないことになる。
光量のみに基づいて得た測定結果をノイズ成分とみなし
て、このノイズ成分を測定視野Ｓにおける測定結果から
差し引いたとしても、ノイズ成分が実際よりも過小評価
される。一方、測定点Ｌが眼球の光軸O3を境に、第27図
に示す測定点Ｌと反対側にある場合には、測定視野Ｓの
近傍Ｓ′からの散乱光に基づく光量が反対に大きくな
り、ノイズ成分が逆に過大評価され、眼球の光軸O3から
測定点Ｌがずれている場合には、いずれにしても正確な
測定値を得ることができないことになる。
この眼球の屈折に基づく影響は、入射点M1から測定点
Ｌまでの距離l1と測定点Ｌから出射点M2までの距離l2と
の差が大きいほど大きくなる。このようなことは、眼球
に散乱、円錐角膜等があるときにも生じる。
Ｌまでの距離l1と測定点Ｌから出射点M2までの距離l2と
の差が大きいほど大きくなる。このようなことは、眼球
に散乱、円錐角膜等があるときにも生じる。
本発明は、上記の事情に鑑みて為されたもので、その
目的とするところは、眼球に乱視、円錐角膜等の異常が
ある場合、眼球の光軸から測定点が多少ずれている場合
にあっても、正確な測定値を得ることのできる眼球用測
定装置を提供することにある。
目的とするところは、眼球に乱視、円錐角膜等の異常が
ある場合、眼球の光軸から測定点が多少ずれている場合
にあっても、正確な測定値を得ることのできる眼球用測
定装置を提供することにある。
（課題を解決するための手段） 本発明に係わる請求項１に記載の眼科用測定装置は、
上記の目的を達成するため、 被検眼の眼球の測定点に向かって収束光束としてのレ
ーザー光が照射されるようにレーザー光照射光学系を構
成し、前記レーザー光の前記測定点での散乱に基づく散
乱光を、測定視野を定めて受光光学系を介して光電変換
器に導き、該光電変換器の光電変換出力に基づき前記眼
球の状態を演算測定する眼科用測定装置において、 前記測定視野の両側近傍でのレーザー光の散乱に基づ
く散乱光が前記光電変換器に導かれるように、前記測定
視野からの散乱光を前記光電変換器に導く姿勢と前記測
定視野の両側近傍からの散乱光を前記光電変換器に導く
姿勢との間で変更可能の測定視野変更用光学要素を前記
受光光学系に設け、前記演算測定手段は前記測定視野で
の測定結果と前記測定視野の両側近傍での測定結果とに
基づき前記測定視野での測定に含まれるノイズ成分を除
去することを特徴とする。
上記の目的を達成するため、 被検眼の眼球の測定点に向かって収束光束としてのレ
ーザー光が照射されるようにレーザー光照射光学系を構
成し、前記レーザー光の前記測定点での散乱に基づく散
乱光を、測定視野を定めて受光光学系を介して光電変換
器に導き、該光電変換器の光電変換出力に基づき前記眼
球の状態を演算測定する眼科用測定装置において、 前記測定視野の両側近傍でのレーザー光の散乱に基づ
く散乱光が前記光電変換器に導かれるように、前記測定
視野からの散乱光を前記光電変換器に導く姿勢と前記測
定視野の両側近傍からの散乱光を前記光電変換器に導く
姿勢との間で変更可能の測定視野変更用光学要素を前記
受光光学系に設け、前記演算測定手段は前記測定視野で
の測定結果と前記測定視野の両側近傍での測定結果とに
基づき前記測定視野での測定に含まれるノイズ成分を除
去することを特徴とする。
本発明の請求項２に記載の眼科用測定装置は、上記の
目的を達成するため、 被検眼の眼球の測定点に向かって収束光束としてのレ
ーザー光が照射されるようにレーザー光照射光学系を構
成し、前記レーザー光の前記測定点での散乱に基づく散
乱光を、測定視野を定めて受光光学系を介して光電変換
器に導き、該光電変換器の光電変換出力に基づき前記眼
球の状態を演算測定する眼科用測定装置において、 前記測定視野の両側近傍でのレーザー光の散乱に基づ
く散乱光が前記光電変換器に導かれるように、前記受光
光学系に固定視野マスクと可動視野マスクとを設け、前
記可動視野マスクを可働させて、前記測定視野の片側近
傍から他側近傍に向かって所定ピッチで連続的に測定す
ることにより散乱光の光量分布を求め、該散乱光の光量
分布に基づき前記測定視野での測定結果に含まれている
ノイズ成分を除去することを特徴とする。
目的を達成するため、 被検眼の眼球の測定点に向かって収束光束としてのレ
ーザー光が照射されるようにレーザー光照射光学系を構
成し、前記レーザー光の前記測定点での散乱に基づく散
乱光を、測定視野を定めて受光光学系を介して光電変換
器に導き、該光電変換器の光電変換出力に基づき前記眼
球の状態を演算測定する眼科用測定装置において、 前記測定視野の両側近傍でのレーザー光の散乱に基づ
く散乱光が前記光電変換器に導かれるように、前記受光
光学系に固定視野マスクと可動視野マスクとを設け、前
記可動視野マスクを可働させて、前記測定視野の片側近
傍から他側近傍に向かって所定ピッチで連続的に測定す
ることにより散乱光の光量分布を求め、該散乱光の光量
分布に基づき前記測定視野での測定結果に含まれている
ノイズ成分を除去することを特徴とする。
本発明の請求項４に記載の眼科用測定装置は、上記の
目的を達成するため、 被検眼の眼球の測定点に向かって収束光束としてのレ
ーザー光が照射されるようにレーザー光照射光学系を構
成し、前記レーザー光の前記測定点での散乱に基づく散
乱光を、測定視野を定めて受光光学系を介して光電変換
器に導き、該光電変換器の光電変換出力に基づき前記眼
球の状態を演算測定する眼科用測定装置において、 前記測定視野の両側近傍でのレーザー光の散乱に基づ
く散乱光が前記光電変換器に導かれるように、前記受光
光学系に固定視野マスクと遮光板とを設け、前記遮光板
を可動させて、前記測定視野の片側近傍から他側近傍に
向かって連続的に測定することにより散乱光の光量分布
を求め、該散乱光の光量分布に基づき前記測定視野での
測定結果に含まれているノイズ成分を除去することを特
徴とする。
目的を達成するため、 被検眼の眼球の測定点に向かって収束光束としてのレ
ーザー光が照射されるようにレーザー光照射光学系を構
成し、前記レーザー光の前記測定点での散乱に基づく散
乱光を、測定視野を定めて受光光学系を介して光電変換
器に導き、該光電変換器の光電変換出力に基づき前記眼
球の状態を演算測定する眼科用測定装置において、 前記測定視野の両側近傍でのレーザー光の散乱に基づ
く散乱光が前記光電変換器に導かれるように、前記受光
光学系に固定視野マスクと遮光板とを設け、前記遮光板
を可動させて、前記測定視野の片側近傍から他側近傍に
向かって連続的に測定することにより散乱光の光量分布
を求め、該散乱光の光量分布に基づき前記測定視野での
測定結果に含まれているノイズ成分を除去することを特
徴とする。
本発明の請求項５に記載の眼科用測定装置は、上記の
目的を達成するため、被検眼の眼球の測定箇所に向かっ
て斜め方向から収束光束が照射されるように収束光照射
光学系を構成し、前記収束光の前記測定箇所での散乱に
基づく散乱光を斜め方向から受光光学系によりイメージ
インテンシファイアに導き結像させ、該イメージインテ
ンシファイアにより増幅された像をTVカメラで撮影し、
該TVカメラのTV信号により画像解析して前記眼球の状態
を演算測定する眼科用測定装置において、 前記TVカメラの撮像面に前記測定視野の両側近傍に対
応する近傍対応視野が設けられていることを特徴とす
る。
目的を達成するため、被検眼の眼球の測定箇所に向かっ
て斜め方向から収束光束が照射されるように収束光照射
光学系を構成し、前記収束光の前記測定箇所での散乱に
基づく散乱光を斜め方向から受光光学系によりイメージ
インテンシファイアに導き結像させ、該イメージインテ
ンシファイアにより増幅された像をTVカメラで撮影し、
該TVカメラのTV信号により画像解析して前記眼球の状態
を演算測定する眼科用測定装置において、 前記TVカメラの撮像面に前記測定視野の両側近傍に対
応する近傍対応視野が設けられていることを特徴とす
る。
（作用効果） 本発明に係わる眼科用測定装置によれば、眼球に乱
視、円錐角膜等の異常がある場合、測定点が眼球の光軸
からずれている場合にあっても、その測定視野の両側近
傍からの散乱光の光量をモニターしているので、測定視
野の近傍からの散乱光に基づくノイズ成分を確実に除去
できる。
視、円錐角膜等の異常がある場合、測定点が眼球の光軸
からずれている場合にあっても、その測定視野の両側近
傍からの散乱光の光量をモニターしているので、測定視
野の近傍からの散乱光に基づくノイズ成分を確実に除去
できる。
（実施例） 第１図〜第４図は本発明に係わる眼科用測定装置の第
１実施例を示し、その第１図〜第３図において、従来例
と同一構成要素には、従来例と同一符号を付してその詳
細な説明を省略することにし、異なる部分についてのみ
説明する。
１実施例を示し、その第１図〜第３図において、従来例
と同一構成要素には、従来例と同一符号を付してその詳
細な説明を省略することにし、異なる部分についてのみ
説明する。
その第１図〜第３図において、17は受光光学系６の光
路に挿脱されるミラー、18は平行平面板である。この平
行平面板18は、ここでは、ミラー17と絞り８との間に設
けられている。受光光学系６は測定点Ｌを含む測定視野
Ｓを定めるべく構成されている。この眼科用測定装置で
は、光軸O1を境に対称に測定視野Ｓの両側に測定視野
Ｓ′、Ｓ″が定義されている。
路に挿脱されるミラー、18は平行平面板である。この平
行平面板18は、ここでは、ミラー17と絞り８との間に設
けられている。受光光学系６は測定点Ｌを含む測定視野
Ｓを定めるべく構成されている。この眼科用測定装置で
は、光軸O1を境に対称に測定視野Ｓの両側に測定視野
Ｓ′、Ｓ″が定義されている。
平行平面板18は、測定視野Ｓの近傍Ｓ′、Ｓ″におけ
るレーザー光Ｐの散乱に基づく散乱光がPMT9に主に導か
れるように測定視野Ｓを変更する測定視野変更用光学要
素として機能する。この平行平面板18は、第２図に示す
ように光軸O1に垂直のときに測定視野Ｓからの散乱光Ｎ
をPMT9に導く姿勢となり、測定視野Ｓからの散乱光Ｎが
主に絞り８の開口8aを通過して、PMT9に導かれると共
に、測定視野の近傍Ｓ′からの散乱光の一部が導かれ
る。
るレーザー光Ｐの散乱に基づく散乱光がPMT9に主に導か
れるように測定視野Ｓを変更する測定視野変更用光学要
素として機能する。この平行平面板18は、第２図に示す
ように光軸O1に垂直のときに測定視野Ｓからの散乱光Ｎ
をPMT9に導く姿勢となり、測定視野Ｓからの散乱光Ｎが
主に絞り８の開口8aを通過して、PMT9に導かれると共
に、測定視野の近傍Ｓ′からの散乱光の一部が導かれ
る。
また、第３図に示すように、平行平面板18を受光レン
ズ７の光軸O1に対して斜めに設定すると、測定視野Ｓの
近傍Ｓ′からの散乱光Ｎ′が主にPMT9に導かれる。更
に、平行平面板18を受光レンズ７の光軸O1に対して平行
平面板18を第３図に示す傾き方向とは逆方向に傾ける
と、測定視野Ｓの近傍Ｓ″からの散乱光Ｎ″が絞り８の
開口8aを通過してPMT9に導かれる。これによって、PMT9
は、第４図に示すように、測定視野Ｓに対応する光電変
換出力S1と、測定視野Ｓの近傍Ｓ′に対応する光電変換
出力S2と、測定視野Ｓの近傍Ｓ″に対応する光電変換出
力S3とを出力する。ここで、測定点Ｌが眼球の光軸O3か
らずれているとき、第５図に示すように、レーザー光Ｐ
の光量分布の中心が測定視野Ｓの中心O4からずれ、散乱
光Ｎの光量分布Ｄが第29図に示すように、測定視野Ｓの
中心O4（受光光学系６の光軸O1）からずれる。
ズ７の光軸O1に対して斜めに設定すると、測定視野Ｓの
近傍Ｓ′からの散乱光Ｎ′が主にPMT9に導かれる。更
に、平行平面板18を受光レンズ７の光軸O1に対して平行
平面板18を第３図に示す傾き方向とは逆方向に傾ける
と、測定視野Ｓの近傍Ｓ″からの散乱光Ｎ″が絞り８の
開口8aを通過してPMT9に導かれる。これによって、PMT9
は、第４図に示すように、測定視野Ｓに対応する光電変
換出力S1と、測定視野Ｓの近傍Ｓ′に対応する光電変換
出力S2と、測定視野Ｓの近傍Ｓ″に対応する光電変換出
力S3とを出力する。ここで、測定点Ｌが眼球の光軸O3か
らずれているとき、第５図に示すように、レーザー光Ｐ
の光量分布の中心が測定視野Ｓの中心O4からずれ、散乱
光Ｎの光量分布Ｄが第29図に示すように、測定視野Ｓの
中心O4（受光光学系６の光軸O1）からずれる。
この場合、測定視野Ｓの近傍Ｓ″からの散乱光Ｎ″の
光量D2が測定視野Ｓの近傍Ｓ′からの散乱光Ｎ′の光量
D1よりも大きくなる。従って、PMT9の光電変換出力S3の
大きさは光電変換出力S2の大きさよりも大きくなる。す
なわち、測定視野Ｓの近傍Ｓ′からの散乱光Ｎ′に基づ
く光電変換出力S2は測定点Ｌが眼球の光軸O3にあるとき
に対して過小評価されたものが得られ、測定視野Ｓの近
傍Ｓ″からの散乱光Ｎ″に基づく光電変換出力S3は測定
点Ｌが眼球の光軸O3あるときに対して過大評価されたも
のが得られる。
光量D2が測定視野Ｓの近傍Ｓ′からの散乱光Ｎ′の光量
D1よりも大きくなる。従って、PMT9の光電変換出力S3の
大きさは光電変換出力S2の大きさよりも大きくなる。す
なわち、測定視野Ｓの近傍Ｓ′からの散乱光Ｎ′に基づ
く光電変換出力S2は測定点Ｌが眼球の光軸O3にあるとき
に対して過小評価されたものが得られ、測定視野Ｓの近
傍Ｓ″からの散乱光Ｎ″に基づく光電変換出力S3は測定
点Ｌが眼球の光軸O3あるときに対して過大評価されたも
のが得られる。
そこで、測定視野Ｓの近傍Ｓ″からの散乱光Ｎ″の光
量に対応する光電変換出力S3と測定視野Ｓの近傍Ｓ′か
らの散乱光Ｎ′の光量に対応する光電変換出力S2との和
をとって、平均光電変換出力SM＝（S2＋S3）/2を求めれ
ば、平均光電変換出力SMは測定点Ｌが眼球の光軸O3上に
あるときの測定視野Ｓにおける測定に含まれているノイ
ズ成分とみなすことができる。
量に対応する光電変換出力S3と測定視野Ｓの近傍Ｓ′か
らの散乱光Ｎ′の光量に対応する光電変換出力S2との和
をとって、平均光電変換出力SM＝（S2＋S3）/2を求めれ
ば、平均光電変換出力SMは測定点Ｌが眼球の光軸O3上に
あるときの測定視野Ｓにおける測定に含まれているノイ
ズ成分とみなすことができる。
演算回路11は、PMT9からの光電変換出力S1、S2、S3に
基づき測定視野Ｓでの測定結果と測定視野の近傍Ｓ′、
Ｓ″での測定結果とを演算し、この演算結果に基づき測
定視野Ｓでの測定に含まれているノイズ成分を除去す
る。これによって、混濁度が正確に測定される。なお、
第１図は眼球の前眼部を水平方向に断面した光学図であ
り、第２図、第３図は眼球の前眼部を垂直方向に断面し
た光学図である。
基づき測定視野Ｓでの測定結果と測定視野の近傍Ｓ′、
Ｓ″での測定結果とを演算し、この演算結果に基づき測
定視野Ｓでの測定に含まれているノイズ成分を除去す
る。これによって、混濁度が正確に測定される。なお、
第１図は眼球の前眼部を水平方向に断面した光学図であ
り、第２図、第３図は眼球の前眼部を垂直方向に断面し
た光学図である。
この実施例では、測定視野変更用光学要素として、平
行平面板18を用いることにしたが、偏角プリズムを用い
てもよい。
行平面板18を用いることにしたが、偏角プリズムを用い
てもよい。
第６図は本発明に係わる眼科用測定装置の第２実施例
を示し、チョッパー13と同期して演算回路11により演算
を実行させて、PMT9の暗電流に基づくノイズ成分の除去
を図ると共に、ミラー17と絞り８との間に平行平面板18
を設けて測定視野Ｓの近傍Ｓ′、Ｓ″からの散乱光
Ｎ′、Ｎ″に基づくノイズ成分の除去を図る構成とした
ものである。
を示し、チョッパー13と同期して演算回路11により演算
を実行させて、PMT9の暗電流に基づくノイズ成分の除去
を図ると共に、ミラー17と絞り８との間に平行平面板18
を設けて測定視野Ｓの近傍Ｓ′、Ｓ″からの散乱光
Ｎ′、Ｎ″に基づくノイズ成分の除去を図る構成とした
ものである。
第７図は本発明に係わる眼科用測定装置の第３実施例
を示し、レーザー光照射光学系１のチョッパー13を廃止
する一方、測定視野Ｓからの散乱光ＮをPMT9に導く姿勢
と測定視野Ｓの近傍Ｓ′、Ｓ″からの散乱光Ｎ′、Ｎ″
をPMT9に導く姿勢との間で平行平面板18を周期的に交互
に矢印方向に振らせる構成とし、演算回路11による演算
を平行平面板18の周期動作に同期させることにしたもの
である。
を示し、レーザー光照射光学系１のチョッパー13を廃止
する一方、測定視野Ｓからの散乱光ＮをPMT9に導く姿勢
と測定視野Ｓの近傍Ｓ′、Ｓ″からの散乱光Ｎ′、Ｎ″
をPMT9に導く姿勢との間で平行平面板18を周期的に交互
に矢印方向に振らせる構成とし、演算回路11による演算
を平行平面板18の周期動作に同期させることにしたもの
である。
この実施例によれば、測定視野Ｓの近傍Ｓ′、Ｓ″か
らの散乱光Ｎ′、Ｎ″に基づくノイズ成分の除去とPMT9
の暗電流に基づくノイズ成分の除去とを、第２実施例に
示す眼科用測定装置よりも簡単な構成で行なうことがで
きる。
らの散乱光Ｎ′、Ｎ″に基づくノイズ成分の除去とPMT9
の暗電流に基づくノイズ成分の除去とを、第２実施例に
示す眼科用測定装置よりも簡単な構成で行なうことがで
きる。
第８図〜第11図は本発明に係わる眼科用測定装置の第
４実施例を示し、その第８図、第９図において、20は筺
体である、この筺体20にはその下部に、ヨーク21がネジ
22によって固定され、ヨーク21にはマグネット23と鉄芯
24とが設けられている。筺体20の上部には、下方に向か
って延びるガイド棒25、26が設けられている。筺体20の
中央には、固定視野マスク27と鏡筒28とが固定されてい
る。その鏡筒28はフィルター29と集光レンズ30とを有す
る。固定視野マスク27は第10図に示すように固定視野開
口31を有する。
４実施例を示し、その第８図、第９図において、20は筺
体である、この筺体20にはその下部に、ヨーク21がネジ
22によって固定され、ヨーク21にはマグネット23と鉄芯
24とが設けられている。筺体20の上部には、下方に向か
って延びるガイド棒25、26が設けられている。筺体20の
中央には、固定視野マスク27と鏡筒28とが固定されてい
る。その鏡筒28はフィルター29と集光レンズ30とを有す
る。固定視野マスク27は第10図に示すように固定視野開
口31を有する。
ガイド棒25、26には、上下動可能に可動体32が設けら
れている。可動体32にはその中央に貫通孔33が設けら
れ、貫通孔33の一側には可動視野マスク34が設けられて
いる。可動視野マスク34には、第10図に示すように、測
定視野Ｓに対応する測定視野対応開口35と測定視野Ｓの
近傍Ｓ′、Ｓ″に対応する測定視野近傍対応開口36、3
6′とが設けられている。
れている。可動体32にはその中央に貫通孔33が設けら
れ、貫通孔33の一側には可動視野マスク34が設けられて
いる。可動視野マスク34には、第10図に示すように、測
定視野Ｓに対応する測定視野対応開口35と測定視野Ｓの
近傍Ｓ′、Ｓ″に対応する測定視野近傍対応開口36、3
6′とが設けられている。
可動体32はネジ37によって筒状吸引用芯38に固定され
ている。筒状吸引用芯38の外周には、コイル39が設けら
れている。可動体32はそのコイル39への通電方向を切り
換えることによりガイド棒25、26に沿って上下方向にス
ライドされ、可動視野マスク34は測定視野対応開口35が
受光光学系６の光路Ｑに挿入される位置と測定視野近傍
対応開口36、36′が受光光学系６の光路Ｑに挿入される
位置との間で可動され、散乱光Ｎ、Ｎ′、Ｎ″は可動視
野マスク34の位置で結像される。なお、散乱光Ｎ、
Ｎ′、Ｎ″は第９図において、矢印方向から入射する。
ている。筒状吸引用芯38の外周には、コイル39が設けら
れている。可動体32はそのコイル39への通電方向を切り
換えることによりガイド棒25、26に沿って上下方向にス
ライドされ、可動視野マスク34は測定視野対応開口35が
受光光学系６の光路Ｑに挿入される位置と測定視野近傍
対応開口36、36′が受光光学系６の光路Ｑに挿入される
位置との間で可動され、散乱光Ｎ、Ｎ′、Ｎ″は可動視
野マスク34の位置で結像される。なお、散乱光Ｎ、
Ｎ′、Ｎ″は第９図において、矢印方向から入射する。
第10図において、可動視野マスク34が実線で示す位置
にあるときには、測定視野Ｓからの散乱光Ｎが測定視野
対応開口35、固定視野開口31を通ってPMT9に入射する。
また、可動視野マスク34が二点鎖線で示す位置にあると
きには、測定視野Ｓ′、Ｓ″からの散乱光Ｎ′、Ｎ″が
測定視野近傍対応開口36、36′、固定視野開口31を通っ
てPMT9に入射する。
にあるときには、測定視野Ｓからの散乱光Ｎが測定視野
対応開口35、固定視野開口31を通ってPMT9に入射する。
また、可動視野マスク34が二点鎖線で示す位置にあると
きには、測定視野Ｓ′、Ｓ″からの散乱光Ｎ′、Ｎ″が
測定視野近傍対応開口36、36′、固定視野開口31を通っ
てPMT9に入射する。
従って、散乱光Ｎに基づく光電変換出力をＣ、散乱光
Ｎ′に基づく光電変換出力をＡ、散乱光Ｎ″に基づく光
電変換出力をＢとすると、散乱光Ｎ′、Ｎ″に基づくノ
イズ成分を除去した測定値は、Ｃ−（Ａ＋Ｂ）/2として
得られることになる。
Ｎ′に基づく光電変換出力をＡ、散乱光Ｎ″に基づく光
電変換出力をＢとすると、散乱光Ｎ′、Ｎ″に基づくノ
イズ成分を除去した測定値は、Ｃ−（Ａ＋Ｂ）/2として
得られることになる。
この実施例によれば、可動視野マスク34を可動させて
その位置を変更するのみという簡単な構成で、測定視野
Ｓでの測定に含まれているノイズ成分を除去できる。
その位置を変更するのみという簡単な構成で、測定視野
Ｓでの測定に含まれているノイズ成分を除去できる。
第11図は、第10図に示す可動視野マスク34の変形例を
示すもので、可動視野マスク34の開口をコ字形状とし、
可動視野マスク34が実線で示す位置にあるときには、測
定視野Ｓからの散乱光Ｎを除いて測定視野Ｓの近傍
Ｓ′、Ｓ″からの散乱光Ｎ′、Ｎ″を同時に受光する。
散乱光Ｎ′に基づく光電変換出力をA1、散乱光Ｎ″に基
づく光電変換出力をB1とすると、可動視野マスク34が実
線で示す位置にあるときの光電変換出力は、A1＋B1であ
る。次に、可動視野マスク34を二点鎖線で示す位置に移
動させると、測定視野Ｓ、その近傍Ｓ′、Ｓ″からの散
乱光Ｎ、Ｎ′、Ｎ″が同時に受光される。散乱光Ｎに基
づく光電変換出力をC1とすると、可動視野マスク34が二
点鎖線で示す位置にあるときの光電変換出力は、散乱光
Ｎ、Ｎ′、Ｎ″に基づく光電変換出力A1、B1、C1の総和
であるから、A1＋B1＋C1である。従って、散乱光Ｎに基
づく光電変換出力C1からノイズ成分を除いた測定値は、 （A1＋B1＋C1）−（A1＋B1）−（A1＋B1）/2として得ら
れることになる。
示すもので、可動視野マスク34の開口をコ字形状とし、
可動視野マスク34が実線で示す位置にあるときには、測
定視野Ｓからの散乱光Ｎを除いて測定視野Ｓの近傍
Ｓ′、Ｓ″からの散乱光Ｎ′、Ｎ″を同時に受光する。
散乱光Ｎ′に基づく光電変換出力をA1、散乱光Ｎ″に基
づく光電変換出力をB1とすると、可動視野マスク34が実
線で示す位置にあるときの光電変換出力は、A1＋B1であ
る。次に、可動視野マスク34を二点鎖線で示す位置に移
動させると、測定視野Ｓ、その近傍Ｓ′、Ｓ″からの散
乱光Ｎ、Ｎ′、Ｎ″が同時に受光される。散乱光Ｎに基
づく光電変換出力をC1とすると、可動視野マスク34が二
点鎖線で示す位置にあるときの光電変換出力は、散乱光
Ｎ、Ｎ′、Ｎ″に基づく光電変換出力A1、B1、C1の総和
であるから、A1＋B1＋C1である。従って、散乱光Ｎに基
づく光電変換出力C1からノイズ成分を除いた測定値は、 （A1＋B1＋C1）−（A1＋B1）−（A1＋B1）/2として得ら
れることになる。
第12図、第13図は本発明に係わる眼科用測定装置の第
５実施例を示し、可動視野マスク34をスライド式の代わ
りに回転式としたもので、可動視野マスク34は、ここで
は、ギヤ40に固定され、ギヤ40はベアリング41により取
付け板42に回転可能に設けられている。このギヤ40はギ
ヤ43に噛合され、ギヤ43はモータ44の出力軸45に取り付
けられ、モータ44は取付け板42に固定されている。
５実施例を示し、可動視野マスク34をスライド式の代わ
りに回転式としたもので、可動視野マスク34は、ここで
は、ギヤ40に固定され、ギヤ40はベアリング41により取
付け板42に回転可能に設けられている。このギヤ40はギ
ヤ43に噛合され、ギヤ43はモータ44の出力軸45に取り付
けられ、モータ44は取付け板42に固定されている。
可動視野マスク34には、扇形の測定視野対応開口46と
測定視野近傍対応開口47、47′とが設けられ、モータ44
を駆動することにより、可動視野マスク34は測定視野対
応開口46が受光光学系６の光路Ｑに挿入される位置と測
定視野近傍対応開口47、47′が受光光学系６の光路Ｑに
挿入される位置との間で回転される。
測定視野近傍対応開口47、47′とが設けられ、モータ44
を駆動することにより、可動視野マスク34は測定視野対
応開口46が受光光学系６の光路Ｑに挿入される位置と測
定視野近傍対応開口47、47′が受光光学系６の光路Ｑに
挿入される位置との間で回転される。
この第５実施例の効果は、第４実施例に効果と大略同
一である。
一である。
第14図、第15図は本発明に係わる眼科用測定装置の第
６実施例を示すもので、固定視野マスク27に形成された
測定視野開口31により測定視野Ｓ、その近傍Ｓ′、Ｓ″
を定義する構成とすると共に、遮光板27′を測定視野Ｓ
の片側の近傍Ｓ′から他側の近傍Ｓ″に向かって移動す
る構成とする。このように構成すると、測定視野開口31
が遮光板27′で遮光されていない状態では、測定視野
Ｓ、その両側の近傍Ｓ′、Ｓ″からの散乱光Ｎ、Ｎ′、
Ｎ″が測定視野開口31を通ってPMT9に入射する。測定視
野開口31を遮光板27′を移動させて、近傍Ｓ′の側から
近傍Ｓ″の側に向かって順次遮光すると、まず、散乱光
Ｎ′の通過が阻止され、次に、散乱光Ｎの通過が阻止さ
れ、最後に散乱光Ｎ″の通過が阻止され、第15図（Ａ）
に示すような散乱光の光量変化曲線Ｄ′が得られる。こ
の散乱光の光量変化曲線Ｄ′を微分すると、散乱光の光
量分布Ｄが第15図（Ｂ）に示すように求められる。従っ
て、この散乱光の光量分布Ｄに基づき、測定視野Ｓの近
傍Ｓ′、Ｓ″からの散乱光Ｎ′、Ｎ″に基づくノイズ成
分を除去できる。
６実施例を示すもので、固定視野マスク27に形成された
測定視野開口31により測定視野Ｓ、その近傍Ｓ′、Ｓ″
を定義する構成とすると共に、遮光板27′を測定視野Ｓ
の片側の近傍Ｓ′から他側の近傍Ｓ″に向かって移動す
る構成とする。このように構成すると、測定視野開口31
が遮光板27′で遮光されていない状態では、測定視野
Ｓ、その両側の近傍Ｓ′、Ｓ″からの散乱光Ｎ、Ｎ′、
Ｎ″が測定視野開口31を通ってPMT9に入射する。測定視
野開口31を遮光板27′を移動させて、近傍Ｓ′の側から
近傍Ｓ″の側に向かって順次遮光すると、まず、散乱光
Ｎ′の通過が阻止され、次に、散乱光Ｎの通過が阻止さ
れ、最後に散乱光Ｎ″の通過が阻止され、第15図（Ａ）
に示すような散乱光の光量変化曲線Ｄ′が得られる。こ
の散乱光の光量変化曲線Ｄ′を微分すると、散乱光の光
量分布Ｄが第15図（Ｂ）に示すように求められる。従っ
て、この散乱光の光量分布Ｄに基づき、測定視野Ｓの近
傍Ｓ′、Ｓ″からの散乱光Ｎ′、Ｎ″に基づくノイズ成
分を除去できる。
第16図、第17図は、本発明に係わる眼科用測定装置の
第７実施例を示し、可動視野マスク34に螺旋状の開口4
6′を形成し、測定視野Ｓの近傍Ｓ′から測定視野Ｓを
経由して測定視野Ｓの近傍Ｓ″までに渡って、散乱光Ｎ
の光量を所定ピッチで連続的に測定することにより、第
17図に示すような光量分布Ｄを得て、ノイズ成分を除去
する構成としたものである。
第７実施例を示し、可動視野マスク34に螺旋状の開口4
6′を形成し、測定視野Ｓの近傍Ｓ′から測定視野Ｓを
経由して測定視野Ｓの近傍Ｓ″までに渡って、散乱光Ｎ
の光量を所定ピッチで連続的に測定することにより、第
17図に示すような光量分布Ｄを得て、ノイズ成分を除去
する構成としたものである。
この実施例によれば、光量分布のピーク値に対応する
光電変換出力をP1とし、そのピークからＸだけずれた位
置での光電変換出力をP2、P3とすると、この光電変換出
力P1からその平均光電変換出力（P2＋P3）/2を差し引け
ば、測定視野Ｓにおいての測定結果に含まれているノイ
ズ成分を除去できる。
光電変換出力をP1とし、そのピークからＸだけずれた位
置での光電変換出力をP2、P3とすると、この光電変換出
力P1からその平均光電変換出力（P2＋P3）/2を差し引け
ば、測定視野Ｓにおいての測定結果に含まれているノイ
ズ成分を除去できる。
第18図〜第20図は本発明に係わる眼科用測定装置の第
８実施例を示すもので、 被検眼５の眼球の測定点Ｌに向かって斜め方向から収
束光束Ｋが照射されるように収束光照射光学系としての
細隙灯48を構成し、前記収束光束Ｋの測定点Ｌにおける
散乱に基づく散乱光Ｎを斜め方向から受光光学系６とし
ての顕微鏡49によりイメージインテンシファイア50に導
き結像させ、このイメージインテンシファイア50により
増幅された像をTVカメラ51で撮影し、このTVカメラ51の
TV信号を画像解析装置52′により画像解析するに際し、
TVカメラ51の撮像面の視野52に、測定視野Ｓ（第19図参
照）に対応する測定対応視野S1（第20図参照）と測定視
野Ｓの両側近傍Ｓ′、Ｓ″に対応する近傍対応視野
S1′、S1″とを設け、測定視野Ｓからの散乱光Ｎの光量
と測定視野Ｓの両側近傍Ｓ′、Ｓ″（第19図参照）から
の散乱光Ｎ′、Ｎ″の光量とをTVカメラ51に彩り込み、
測定視野Ｓの近傍Ｓ′、Ｓ″からの散乱光Ｎ′、Ｎ″に
基づくノイズ成分を除去するようにしたものである。
８実施例を示すもので、 被検眼５の眼球の測定点Ｌに向かって斜め方向から収
束光束Ｋが照射されるように収束光照射光学系としての
細隙灯48を構成し、前記収束光束Ｋの測定点Ｌにおける
散乱に基づく散乱光Ｎを斜め方向から受光光学系６とし
ての顕微鏡49によりイメージインテンシファイア50に導
き結像させ、このイメージインテンシファイア50により
増幅された像をTVカメラ51で撮影し、このTVカメラ51の
TV信号を画像解析装置52′により画像解析するに際し、
TVカメラ51の撮像面の視野52に、測定視野Ｓ（第19図参
照）に対応する測定対応視野S1（第20図参照）と測定視
野Ｓの両側近傍Ｓ′、Ｓ″に対応する近傍対応視野
S1′、S1″とを設け、測定視野Ｓからの散乱光Ｎの光量
と測定視野Ｓの両側近傍Ｓ′、Ｓ″（第19図参照）から
の散乱光Ｎ′、Ｎ″の光量とをTVカメラ51に彩り込み、
測定視野Ｓの近傍Ｓ′、Ｓ″からの散乱光Ｎ′、Ｎ″に
基づくノイズ成分を除去するようにしたものである。
なお、53は固視標等であり、細隙灯48はレーザー光を
照射する構成であってもよい。また、撮像面に特別視野
を設けないで、撮像面の情報を前記視野に対するエリア
内を画像処理してもよい。
照射する構成であってもよい。また、撮像面に特別視野
を設けないで、撮像面の情報を前記視野に対するエリア
内を画像処理してもよい。
第21図、第22図は本発明に係わる眼科用測定装置の第
９実施例を示すもので、TVカメラ51の視野52に測定視野
Ｓの片側の近傍Ｓ′から他側の近傍Ｓ″に渡る対応視野
S3を設け、一走査線Ｇ毎に走査して積分することによ
り、第22図に示すような連続的な光量分布Ｄを得るよう
にしたものである。
９実施例を示すもので、TVカメラ51の視野52に測定視野
Ｓの片側の近傍Ｓ′から他側の近傍Ｓ″に渡る対応視野
S3を設け、一走査線Ｇ毎に走査して積分することによ
り、第22図に示すような連続的な光量分布Ｄを得るよう
にしたものである。
以上、実施例においては、前房内の混濁度を測定する
眼科用測定装置について説明したが、本発明は、角膜、
水晶体、眼底等の検査を行なう眼科用測定装置にも適用
できる。
眼科用測定装置について説明したが、本発明は、角膜、
水晶体、眼底等の検査を行なう眼科用測定装置にも適用
できる。
第１図〜第５図は、本発明に係わる眼科用測定装置の第
１実施例を示す図であって、 第１図はその概略構成を示す光学図、 第２図、第３図はその受光光学系の作用を説明するため
の拡大光学図、 第４図はその第１図に示すPMTの光電変換出力を示す
図、 第５図は測定視野と測定視野の近傍との位置関係の説明
図、 第６図は本発明に係わる眼科用測定装置の第２実施例の
概略構成を示す光学図、 第７図は本発明に係わる眼科用測定装置の第３実施例の
概略構成を示す光学図、 第８図〜第11図は本発明に係わる眼科用測定装置の第４
実施例を示す図であって、 第８図は可動マスクと固定視野マスクとの詳細取付け構
造を示す正面図、 第９図は可動マスクと固定視野マスクとの詳細取付け構
造を示す断面図、 第10図はその可動マスクの作用を説明するための光学
図、 第11図は第10図に示す可動視野マスクの変形例を示す
図、 第12図、第13図は本発明に係わる眼科用測定装置の第５
実施例を示す図であって、 第12図はその可動マスクと固定視野マスクとの取付け構
造を示す断面図、 第13図は第12図に示す可動視野マスクの拡大平面図、 第14図、第15図は本発明に係わる眼科用測定装置の第６
実施例を示し、 第14図はその第６実施例の概略構成を示す光学図、 第15図（Ａ）、第15図（Ｂ）はその第14図に示す受光光
学系によって得られる光量変化曲線及び光量分布の説明
図、 第16図、第17図は本発明に係わる眼科用測定装置の第７
実施例を示し、 第16図は第13図に示す可動視野マスクの変形例を示す
図、 第17図は第16図に示す可動視野マスクによって得られる
光量分布の説明図、 第18図ないし第20図は本発明に係わる眼科用測定装置の
第８実施例を示し、 第18図はその眼科用測定装置の概略構成を示す光学図、 第19図は測定視野とその近傍の位置関係とを示す説明
図、 第20図はTVカメラの撮像面に形成された測定対応視野と
近傍対応視野との位置関係を示す説明図、 第21図、第22図は本発明に係わる眼科用測定装置の第９
実施例を示し、 第21図はその撮像面の走査を説明するための説明図、 第22図はその走査によって得られる光量分布の説明図、 第23図は従来の眼科用測定装置の概略構成を示す光学
図、 第24図は眼球の光軸に測定点がある場合の光線の屈折と
眼科用測定装置の光軸との関係を説明するための模式
図、 第25図は測定点が眼球の光軸にあるときのレーザー光の
光量分布の中心と測定視野との関係を示す図、 第26図は測定点が眼球の光軸にあるときの散乱光の光量
分布と測定視野の中心との関係を示す図、 第27図は眼球の光軸から測定点がずれている場合の光線
の屈折と眼科用測定装置の光軸との関係を説明するため
の模式図、 第28図はその測定点が眼球の光軸からずれているときの
レーザー光の中心と測定視野との関係の説明図、 第29図は測定点が眼球の光軸からずれているときの散乱
光の光量分布の説明図、 である。 １……レーザー光照射光学系（収束光照射光学系） ５……被検眼、６……受光光学系 ７……受光レンズ ９……PMT（光電変換器） 11……演算回路（演算測定手段） 18……平行平面板（測定視野変更用光学要素） 27……固定視野マスク 31……測定視野開口 34……可動視野マスク 35、46……測定視野対向開口 36、36′、47、47′……測定視野近傍対応開口 48……細隙灯（収束光照射光学系） 50……イメージインテンシファイア 51……TVカメラ 52′……画像解析装置 Ｌ……測定点、Ｋ……収束光束、Ｐ……レーザー光 Ｎ、Ｎ′、Ｎ″……散乱光、Ｓ……測定視野 Ｓ′、Ｓ″……測定視野の近傍 S1′、S1″……近傍対応視野
１実施例を示す図であって、 第１図はその概略構成を示す光学図、 第２図、第３図はその受光光学系の作用を説明するため
の拡大光学図、 第４図はその第１図に示すPMTの光電変換出力を示す
図、 第５図は測定視野と測定視野の近傍との位置関係の説明
図、 第６図は本発明に係わる眼科用測定装置の第２実施例の
概略構成を示す光学図、 第７図は本発明に係わる眼科用測定装置の第３実施例の
概略構成を示す光学図、 第８図〜第11図は本発明に係わる眼科用測定装置の第４
実施例を示す図であって、 第８図は可動マスクと固定視野マスクとの詳細取付け構
造を示す正面図、 第９図は可動マスクと固定視野マスクとの詳細取付け構
造を示す断面図、 第10図はその可動マスクの作用を説明するための光学
図、 第11図は第10図に示す可動視野マスクの変形例を示す
図、 第12図、第13図は本発明に係わる眼科用測定装置の第５
実施例を示す図であって、 第12図はその可動マスクと固定視野マスクとの取付け構
造を示す断面図、 第13図は第12図に示す可動視野マスクの拡大平面図、 第14図、第15図は本発明に係わる眼科用測定装置の第６
実施例を示し、 第14図はその第６実施例の概略構成を示す光学図、 第15図（Ａ）、第15図（Ｂ）はその第14図に示す受光光
学系によって得られる光量変化曲線及び光量分布の説明
図、 第16図、第17図は本発明に係わる眼科用測定装置の第７
実施例を示し、 第16図は第13図に示す可動視野マスクの変形例を示す
図、 第17図は第16図に示す可動視野マスクによって得られる
光量分布の説明図、 第18図ないし第20図は本発明に係わる眼科用測定装置の
第８実施例を示し、 第18図はその眼科用測定装置の概略構成を示す光学図、 第19図は測定視野とその近傍の位置関係とを示す説明
図、 第20図はTVカメラの撮像面に形成された測定対応視野と
近傍対応視野との位置関係を示す説明図、 第21図、第22図は本発明に係わる眼科用測定装置の第９
実施例を示し、 第21図はその撮像面の走査を説明するための説明図、 第22図はその走査によって得られる光量分布の説明図、 第23図は従来の眼科用測定装置の概略構成を示す光学
図、 第24図は眼球の光軸に測定点がある場合の光線の屈折と
眼科用測定装置の光軸との関係を説明するための模式
図、 第25図は測定点が眼球の光軸にあるときのレーザー光の
光量分布の中心と測定視野との関係を示す図、 第26図は測定点が眼球の光軸にあるときの散乱光の光量
分布と測定視野の中心との関係を示す図、 第27図は眼球の光軸から測定点がずれている場合の光線
の屈折と眼科用測定装置の光軸との関係を説明するため
の模式図、 第28図はその測定点が眼球の光軸からずれているときの
レーザー光の中心と測定視野との関係の説明図、 第29図は測定点が眼球の光軸からずれているときの散乱
光の光量分布の説明図、 である。 １……レーザー光照射光学系（収束光照射光学系） ５……被検眼、６……受光光学系 ７……受光レンズ ９……PMT（光電変換器） 11……演算回路（演算測定手段） 18……平行平面板（測定視野変更用光学要素） 27……固定視野マスク 31……測定視野開口 34……可動視野マスク 35、46……測定視野対向開口 36、36′、47、47′……測定視野近傍対応開口 48……細隙灯（収束光照射光学系） 50……イメージインテンシファイア 51……TVカメラ 52′……画像解析装置 Ｌ……測定点、Ｋ……収束光束、Ｐ……レーザー光 Ｎ、Ｎ′、Ｎ″……散乱光、Ｓ……測定視野 Ｓ′、Ｓ″……測定視野の近傍 S1′、S1″……近傍対応視野
Claims (5)
- 【請求項１】被検眼の眼球の測定点に向かって収束光束
としてのレーザー光が照射されるようにレーザー光照射
光学系を構成し、前記レーザー光の前記測定点での散乱
に基づく散乱光を、測定視野を定めて受光光学系を介し
て光電変換器に導き、該光電変換器の光電変換出力に基
づき前記眼球の状態を演算測定する眼科用測定装置にお
いて、 前記測定視野の両側近傍でのレーザー光の散乱に基づく
散乱光が前記光電変換器に導かれるように、前記測定視
野からの散乱光を前記光電変換器に導く姿勢と前記測定
視野の両側近傍からの散乱光を前記光電変換器に導く姿
勢との間で変更可能の測定視野変更用光学要素を前記受
光光学系に設け、前記演算測定手段は前記測定視野での
測定結果と前記測定視野の両側近傍での測定結果とに基
づき前記測定視野での測定に含まれるノイズ成分を除去
することを特徴とする眼科用測定装置。 - 【請求項２】被検眼の眼球の測定点に向かって収束光束
としてのレーザー光が照射されるようにレーザー光照射
光学系を構成し、前記レーザー光の前記測定点での散乱
に基づく散乱光を、測定視野を定めて受光光学系を介し
て光電変換器に導き、該光電変換器の光電変換出力に基
づき前記眼球の状態を演算測定する眼科用測定装置にお
いて、 前記測定視野の両側近傍でのレーザー光の散乱に基づく
散乱光が前記光電変換器に導かれるように、前記受光光
学系に固定視野マスクと可動視野マスクとを設け、前記
可動視野マスクを可動させて、前記測定視野の片側近傍
から他側近傍に向かって所定ピッチで連続的に測定する
ことにより散乱光の光量分布を求め、該散乱光の光量分
布に基づき前記測定視野での測定結果に含まれているノ
イズ成分を除去することを特徴とする眼科用測定装置。 - 【請求項３】前記散乱光の光量分布のピークを中心に演
算することにより前記測定視野での測定結果に含まれて
いるノイズ成分を除去することを特徴とする請求項２に
記載の眼科用測定装置。 - 【請求項４】被検眼の眼球の測定点に向かって収束光束
としてのレーザー光が照射されるようにレーザー光照射
光学系を構成し、前記レーザー光の前記測定点での散乱
に基づく散乱光を、測定視野を定めて受光光学系を介し
て光電変換器に導き、該光電変換器の光電変換出力に基
づき前記眼球の状態を演算測定する眼科用測定装置にお
いて、 前記測定視野の両側近傍でのレーザー光の散乱に基づく
散乱光が前記光電変換器に導かれるように、前記受光光
学系に固定視野マスクと遮光板とを設け、前記遮光板を
可動させて、前記測定視野の片側近傍から他側近傍に向
かって連続的に測定することにより散乱光の光量分布を
求め、該散乱光の光量分布に基づき前記測定視野での測
定結果に含まれているノイズ成分を除去することを特徴
とする眼科用測定装置。 - 【請求項５】被検眼の眼球の測定箇所に向かって斜め方
向から収束光束が照射されるように収束光照射光学系を
構成し、前記収束光の前記測定箇所での散乱に基づく散
乱光を斜め方向から受光光学系によりイメージインテン
シファイアに導き結像させ、該イメージインテンシファ
イアにより増幅された像をTVカメラで撮影し、該TVカメ
ラのTV信号により画像解析して前記眼球の状態を演算測
定する眼科用測定装置において、 前記TVカメラの撮像面に前記測定視野の両側近傍に対応
する近傍対応視野が設けられていることを特徴とする眼
科用測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1157579A JP2723978B2 (ja) | 1989-06-19 | 1989-06-19 | 眼科用測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1157579A JP2723978B2 (ja) | 1989-06-19 | 1989-06-19 | 眼科用測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0321220A JPH0321220A (ja) | 1991-01-30 |
| JP2723978B2 true JP2723978B2 (ja) | 1998-03-09 |
Family
ID=15652781
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1157579A Expired - Lifetime JP2723978B2 (ja) | 1989-06-19 | 1989-06-19 | 眼科用測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2723978B2 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3318379B2 (ja) * | 1993-01-29 | 2002-08-26 | 興和株式会社 | 眼科測定装置 |
| JP3340808B2 (ja) * | 1993-08-09 | 2002-11-05 | 興和株式会社 | 眼科測定装置の校正器 |
-
1989
- 1989-06-19 JP JP1157579A patent/JP2723978B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0321220A (ja) | 1991-01-30 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4900145A (en) | Ophthalmic disease detection apparatus | |
| US4832043A (en) | Ophthalmic disease detection apparatus | |
| JPS624967B2 (ja) | ||
| US4957360A (en) | Ophthalmic disease detection apparatus | |
| KR101062279B1 (ko) | 안굴절력 측정장치 | |
| US4950068A (en) | Ophthalmic disease detection apparatus | |
| US4991954A (en) | Ophthalmic disease detection apparatus | |
| JP2723978B2 (ja) | 眼科用測定装置 | |
| JP2520426B2 (ja) | 眼科測定装置 | |
| JP2723930B2 (ja) | 眼科用測定装置 | |
| JP3318379B2 (ja) | 眼科測定装置 | |
| US4988184A (en) | Ophthalmic disease detection apparatus | |
| US5098181A (en) | Ophthalmic measuring apparatus | |
| JP2688231B2 (ja) | 眼科測定装置 | |
| JP4235504B2 (ja) | 眼科測定装置 | |
| JPH0341925A (ja) | 眼科用測定装置 | |
| JPH10314118A (ja) | 眼底血流測定方法及び装置 | |
| JP2002336200A (ja) | 検眼装置 | |
| JP2817791B2 (ja) | 眼屈折力測定装置 | |
| JPH02177934A (ja) | 眼科測定装置 | |
| JPH03254725A (ja) | 眼屈折力測定装置 | |
| CH706603B1 (de) | Aufnahmevorrichtung zur Aufnahme einer Netzhaut eines Auges sowie Aufnahmeverfahren. | |
| JPH03210231A (ja) | 眼屈折力測定装置 | |
| JP2005102938A (ja) | 眼科測定装置及び位置合わせ方法 | |
| JPH0580897B2 (ja) |