JPH0578330B2 - - Google Patents
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- JPH0578330B2 JPH0578330B2 JP61280777A JP28077786A JPH0578330B2 JP H0578330 B2 JPH0578330 B2 JP H0578330B2 JP 61280777 A JP61280777 A JP 61280777A JP 28077786 A JP28077786 A JP 28077786A JP H0578330 B2 JPH0578330 B2 JP H0578330B2
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
- A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
- A61B3/117—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for examining the anterior chamber or the anterior chamber angle, e.g. gonioscopes
-
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Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は眼科測定装置、さらに詳細にはレーザ
ー光を光学系を通して眼内特に前房の所定の点に
照射し、その眼内からのレーザー散乱光を検出し
て眼科疾患を測定する眼科測定装置に関するもの
である。
ー光を光学系を通して眼内特に前房の所定の点に
照射し、その眼内からのレーザー散乱光を検出し
て眼科疾患を測定する眼科測定装置に関するもの
である。
前房内蛋白濃度測定は眼内炎症即ち血液房水棚
を判定する上で極めて重要である。従来は細隙燈
顕微鏡を用いてのグレーデイングによる目視判定
が繁用されている一方、定量的な法としては写真
計測法が報告されているが容易に臨床応用出来る
方法は未だ出来ていない。
を判定する上で極めて重要である。従来は細隙燈
顕微鏡を用いてのグレーデイングによる目視判定
が繁用されている一方、定量的な法としては写真
計測法が報告されているが容易に臨床応用出来る
方法は未だ出来ていない。
従来の目視判定では個人差により判定基準が異
なりデータの信憑性に欠けるという問題点がある
ので、これを解決するためにレーザー光を眼内に
照射し、そこからの散乱光を受光して定量分析す
ることにより眼科測定をすることが行なわれてい
る。しかし、レーザー散乱光を測定する場合、角
膜、虹彩、水晶体又は白内障手術後の人工水晶体
等による反射、散乱光が、レーザー散乱光及び前
房内の測定部位にノイズとして入り込むため測定
精度が悪くなり、測定値の再現性が得られないと
いう問題点がある。
なりデータの信憑性に欠けるという問題点がある
ので、これを解決するためにレーザー光を眼内に
照射し、そこからの散乱光を受光して定量分析す
ることにより眼科測定をすることが行なわれてい
る。しかし、レーザー散乱光を測定する場合、角
膜、虹彩、水晶体又は白内障手術後の人工水晶体
等による反射、散乱光が、レーザー散乱光及び前
房内の測定部位にノイズとして入り込むため測定
精度が悪くなり、測定値の再現性が得られないと
いう問題点がある。
従つて本発明は、このような問題点を解決する
ためになされたもので、測定部位に入り込む反
射、散乱光によるノイズを減少させ、測定精度を
向上させた眼科測定装置を提供することを目的と
する。
ためになされたもので、測定部位に入り込む反
射、散乱光によるノイズを減少させ、測定精度を
向上させた眼科測定装置を提供することを目的と
する。
本発明はこのような問題点を解決するため、眼
内の所定の点に集光されたレーザー光を光電変換
素子の前に配置されるマスクのスリツト幅を越え
て走査させ、スリツト幅を通過する時と、それ以
外の時に得られる信号を処理して眼科測定を行な
う構成を採用した。
内の所定の点に集光されたレーザー光を光電変換
素子の前に配置されるマスクのスリツト幅を越え
て走査させ、スリツト幅を通過する時と、それ以
外の時に得られる信号を処理して眼科測定を行な
う構成を採用した。
このような構成では、スリツト幅を通過すると
きに得られる信号に含まれる不要な散乱光や反射
光あるいは光電変換素子の暗電流等に基づくノイ
ズを除外することができ、分解能を高め、測定精
度を向上させることができる。
きに得られる信号に含まれる不要な散乱光や反射
光あるいは光電変換素子の暗電流等に基づくノイ
ズを除外することができ、分解能を高め、測定精
度を向上させることができる。
以下、図面に示す実施例に基づき本発明を詳細
に説明する。
に説明する。
第１図、第２図には本発明に関わる眼科測定装
置の概略構成が図示されており、同図において符
号１で図示するものは、ヘリウムネオン、アルゴ
ン等で構成されるレーザー光源で、このレーザー
光源１は架台２上に配置される。レーザー光源１
からの光はレーザー用フイルタ３、プリスム４、
可能ミラー５、プリズム６、レンズ７、ビームス
プリツタ８、レンズ９、プリズム１０を介して被
検眼１１の眼房１１ａの１点に集光される。
置の概略構成が図示されており、同図において符
号１で図示するものは、ヘリウムネオン、アルゴ
ン等で構成されるレーザー光源で、このレーザー
光源１は架台２上に配置される。レーザー光源１
からの光はレーザー用フイルタ３、プリスム４、
可能ミラー５、プリズム６、レンズ７、ビームス
プリツタ８、レンズ９、プリズム１０を介して被
検眼１１の眼房１１ａの１点に集光される。
このレーザー投光部にはスリツト光用光源１２
が設けられ、この光源１２からの光はスリツト光
用シヤツタ１３スリツト、１４を経てビームスプ
リツタ８、レンズ９、プリズム１０を介し眼房１
１ａにスリツト像として結像される。このスリツ
ト像は、上述したレーザー光源からの光が点状に
集光されるため、その周囲を照明して集光点の位
置を容易に確認するためのものである。
が設けられ、この光源１２からの光はスリツト光
用シヤツタ１３スリツト、１４を経てビームスプ
リツタ８、レンズ９、プリズム１０を介し眼房１
１ａにスリツト像として結像される。このスリツ
ト像は、上述したレーザー光源からの光が点状に
集光されるため、その周囲を照明して集光点の位
置を容易に確認するためのものである。
またスリツト１４のスリツト幅並びにスリツト
長さは調整ノブ１５及び切換ノブ１６を介してそ
れぞれ調整ないし切り換えるとができる。
長さは調整ノブ１５及び切換ノブ１６を介してそ
れぞれ調整ないし切り換えるとができる。
眼房１１ａにおける計測点からのレーザー散乱
光の一部は検出部２９の対物レンズ２０を経てビ
ームスプリツタ２１により分確されてその一一部
はレンズ２２、プリズム２３、スリツト２６ａを
有するマスク２６を経て光電変換素子として機能
する光電子増倍管２７に入射される。また、ビー
ムスプリツタ２１により分確された他方の散乱光
は変倍レンズ３０、プリズム３１，３４を経て接
眼レンズ３２により検者３３によつて観察するこ
とができる。
光の一部は検出部２９の対物レンズ２０を経てビ
ームスプリツタ２１により分確されてその一一部
はレンズ２２、プリズム２３、スリツト２６ａを
有するマスク２６を経て光電変換素子として機能
する光電子増倍管２７に入射される。また、ビー
ムスプリツタ２１により分確された他方の散乱光
は変倍レンズ３０、プリズム３１，３４を経て接
眼レンズ３２により検者３３によつて観察するこ
とができる。
また、光電子増倍管２７の出力はアンプ２８′
を経てカウンター４０に入力され、光電子増倍管
によつて検出された散乱光強度が単位時間当りの
パルスとして計数される。このカウンター４０の
出力即ち、サンプリング回数や総パルス数は、各
単位時間ごとに割り当てられたメモリ２５内に格
納される。メモリ２５に格納されたデータは演算
装置４１により後述するように演算処理され、前
房内蛋白濃度が演算される。
を経てカウンター４０に入力され、光電子増倍管
によつて検出された散乱光強度が単位時間当りの
パルスとして計数される。このカウンター４０の
出力即ち、サンプリング回数や総パルス数は、各
単位時間ごとに割り当てられたメモリ２５内に格
納される。メモリ２５に格納されたデータは演算
装置４１により後述するように演算処理され、前
房内蛋白濃度が演算される。
また、可動ミラー５は演算装置４１に接続され
たミラー駆動回路６０を介して揺動され、それに
よりレーザー光をスキヤニングし、前房内のレー
ザー光点を移動させることができる。このレーザ
ー光点の走査は、後述するようにスリツト２６ａ
を中心にして縦方向にスリツト幅を越えて行なわ
れる。
たミラー駆動回路６０を介して揺動され、それに
よりレーザー光をスキヤニングし、前房内のレー
ザー光点を移動させることができる。このレーザ
ー光点の走査は、後述するようにスリツト２６ａ
を中心にして縦方向にスリツト幅を越えて行なわ
れる。
また本発明では電源５１から給電される発光ダ
イオード等からなる固視灯５０が被検者が固視で
きる位置に配置される。この固視灯５０の色光
は、レーザー光源１の色と異なるように、例えば
レーザー光源からの光が色である場合は、緑色の
ように選らばれる。また、この固視灯５０はリン
ク機能５２により矢印方向に回動でき被検者に対
して好適な位置に調節可能である。
イオード等からなる固視灯５０が被検者が固視で
きる位置に配置される。この固視灯５０の色光
は、レーザー光源１の色と異なるように、例えば
レーザー光源からの光が色である場合は、緑色の
ように選らばれる。また、この固視灯５０はリン
ク機能５２により矢印方向に回動でき被検者に対
して好適な位置に調節可能である。
また、架台２上には押しボタン４６を備えた例
えばジヨイステイツク４５のような入力装置が設
けられており、これを操作することによりレーザ
ー用フイルタ３、スリツト光用シヤツタ１３、フ
オトマルシヤツタ２６をそれぞれの光学系に挿入
または離脱させることができる。
えばジヨイステイツク４５のような入力装置が設
けられており、これを操作することによりレーザ
ー用フイルタ３、スリツト光用シヤツタ１３、フ
オトマルシヤツタ２６をそれぞれの光学系に挿入
または離脱させることができる。
次にこのように構成された装置の動作を説明す
る。測定に際しては、先ず光源１２を点灯し、ビ
ームスプリツタ８，１０、レンズ９を介して前房
１１ａの測定点Ｐを含む部分にスリツト１４のス
リツト像を結像する。続いてレーザー光源からの
光をその光学系を介して測定点Ｐに集光させる。
る。測定に際しては、先ず光源１２を点灯し、ビ
ームスプリツタ８，１０、レンズ９を介して前房
１１ａの測定点Ｐを含む部分にスリツト１４のス
リツト像を結像する。続いてレーザー光源からの
光をその光学系を介して測定点Ｐに集光させる。
測定点Ｐで散乱されたレーザー光は、その一部
がビームスプリツタ２１により検者３３の方向に
より向けられ観察されると同時にレンズ２２、プ
リズム２３、マスク２６を介して光電子増倍管２
７に入射される。
がビームスプリツタ２１により検者３３の方向に
より向けられ観察されると同時にレンズ２２、プ
リズム２３、マスク２６を介して光電子増倍管２
７に入射される。
一方、ミラー駆動回路６０を介して可動ミラー
５が矢印で示した方向に揺動され、それによりレ
ーザー光は測定点Ｐを中心にして縦方向に走査さ
れる。その走査幅は、第３図に図示したようにｘ
１−ｘ２の範囲に設定される。これに従い、光電
子増倍管２７の前に設置されるマスク２６のスリ
ツト２６ａの幅はレーザー光の走査幅より小さく
される。光電子増倍管は、スリツト２６ａを介し
て入射されるレーザー散乱光を受光し、前房１１
ａ内の蛋白粒子によつて散乱される散乱光の強度
を検出し、それに応じてパルス列に変換され単時
間当りのパルス数としてカウンター４０で計数さ
れ、その計数値が各単時間ごとに割り当てられた
メモリ２５に格納される。
５が矢印で示した方向に揺動され、それによりレ
ーザー光は測定点Ｐを中心にして縦方向に走査さ
れる。その走査幅は、第３図に図示したようにｘ
１−ｘ２の範囲に設定される。これに従い、光電
子増倍管２７の前に設置されるマスク２６のスリ
ツト２６ａの幅はレーザー光の走査幅より小さく
される。光電子増倍管は、スリツト２６ａを介し
て入射されるレーザー散乱光を受光し、前房１１
ａ内の蛋白粒子によつて散乱される散乱光の強度
を検出し、それに応じてパルス列に変換され単時
間当りのパルス数としてカウンター４０で計数さ
れ、その計数値が各単時間ごとに割り当てられた
メモリ２５に格納される。
上述したようにレーザー光を第３図に図示した
ように、ｘ１からｘ２へ１回走査し、ｎ個のメモ
リに計数値を格納したときメモリ２５に入つてい
る計値を時系列的に並べると第４図に図示したよ
うになる。
ように、ｘ１からｘ２へ１回走査し、ｎ個のメモ
リに計数値を格納したときメモリ２５に入つてい
る計値を時系列的に並べると第４図に図示したよ
うになる。
第４図においてａ，ｃの区間はスリツト２６ａ
内にレーザー光が入射していないときの区間で、
眼内の反射光や散乱光がノイズ成分として入り込
んだ状態を示している。ａ，Ｃ区間のメモリ２５
の計数値の平均値をＡ，Ｃとする。なおＡ，Ｃに
は光電子増倍管２７の暗電流もノイズとして含ま
れており、これらのノイズ成分が測定毎に変動す
るため測定値の安定性が悪くなる。
内にレーザー光が入射していないときの区間で、
眼内の反射光や散乱光がノイズ成分として入り込
んだ状態を示している。ａ，Ｃ区間のメモリ２５
の計数値の平均値をＡ，Ｃとする。なおＡ，Ｃに
は光電子増倍管２７の暗電流もノイズとして含ま
れており、これらのノイズ成分が測定毎に変動す
るため測定値の安定性が悪くなる。
一方、ｂの区間はスリツト２６ａを介してレー
ザー散乱光が入り込む区間であり、前房内蛋白濃
度に対応する信号成分と、反射、散乱によるノイ
ズ成分と光電子増倍管の暗電流によるノイズ成分
を含んでいる。この区間でのメモリ２５の計数値
の平均はＢとなる。
ザー散乱光が入り込む区間であり、前房内蛋白濃
度に対応する信号成分と、反射、散乱によるノイ
ズ成分と光電子増倍管の暗電流によるノイズ成分
を含んでいる。この区間でのメモリ２５の計数値
の平均はＢとなる。
演算装置４１では、メモリ２５に格納されてい
るＢのデータ値からＡあるいはＣのデータ値を差
し引き、効信号成分だけを抽出し、前房内蛋白濃
度を演算する。従来では、ｂの区間しか測定して
いないので、Ｓ／Ｎ比が悪くデータのバラツキも
大きく再現性がよくないが（第５図Ａ）、本発明
では蛋白濃度対計数値の関係は第５図Ｂに示した
ようにノイズ成分が差し引かれることによりＳ／
Ｎ比が向するとともにダイナミツクレンジが広が
り再現性がよくなる。
るＢのデータ値からＡあるいはＣのデータ値を差
し引き、効信号成分だけを抽出し、前房内蛋白濃
度を演算する。従来では、ｂの区間しか測定して
いないので、Ｓ／Ｎ比が悪くデータのバラツキも
大きく再現性がよくないが（第５図Ａ）、本発明
では蛋白濃度対計数値の関係は第５図Ｂに示した
ようにノイズ成分が差し引かれることによりＳ／
Ｎ比が向するとともにダイナミツクレンジが広が
り再現性がよくなる。
以上説明したように、本発明によれば、レーザ
ー光を光電変換素子の前に配置されるマスクのス
リツト幅を越えて走査し、スリツト幅を通過する
ときとそれ以外のときに得られる両信号を処理す
るようにしているので、スリツト幅を通過すると
きに得られる信号に含まれている種々のノイズを
除外することができ、測定精度をよくするととも
にデータの再現性を向上させることができる。
ー光を光電変換素子の前に配置されるマスクのス
リツト幅を越えて走査し、スリツト幅を通過する
ときとそれ以外のときに得られる両信号を処理す
るようにしているので、スリツト幅を通過すると
きに得られる信号に含まれている種々のノイズを
除外することができ、測定精度をよくするととも
にデータの再現性を向上させることができる。
第１図は本発明に係る装置の外観を示す斜視
図、第２図は装置の光学的配置を示す構成図、第
３図はレーザー光の走査幅を示説明図、第４図は
１回のレーザー光の走査によつて得られる信号を
示した信号波形図、第５図Ａ，Ｂはそれぞれ従来
による方法と本発明による方法によつて得られる
データ値を示した特性図である。 １……レーザー光源、１２……スリツト光用光
源、２５……メモリ、２６……マスク、２６ａ…
…スリツト、２７……光電子増倍管、４０……カ
ウンター、４１……演算装置。
図、第２図は装置の光学的配置を示す構成図、第
３図はレーザー光の走査幅を示説明図、第４図は
１回のレーザー光の走査によつて得られる信号を
示した信号波形図、第５図Ａ，Ｂはそれぞれ従来
による方法と本発明による方法によつて得られる
データ値を示した特性図である。 １……レーザー光源、１２……スリツト光用光
源、２５……メモリ、２６……マスク、２６ａ…
…スリツト、２７……光電子増倍管、４０……カ
ウンター、４１……演算装置。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ レーザー光源からの光を眼内の所定の点に集
光させるレーザー投光部と、 集光されたレーザー光を所定の方向に走査する
手段と、 眼内からのレーザー散乱光を所定幅のスリツト
を有するマスクを介して受光する光電変換素子
と、 光電変換素子からの信号を処理して眼科測定を
行なう処理手段とを設け、 前記レーザー光を前記マスクのスリツト幅を越
えて走査させ、スリツト幅を通過するとき得られ
る信号とスリツト幅以外の部分を通過するときに
得られる信号を処理して眼科測定を行なうことを
特徴とする眼科測定装置。 ２ 前記スリツト幅を通過したとき得られる信号
の平均値からスリツト幅以外の部分を通過したと
き得られる信号の平均値を差し引き有効信号成分
を求めるようにした特許請求の範囲第１項に記載
の眼科測定装置。 ３ 前記処理手段は、光電変換素子からの電気信
号より散乱光強度を光子の数として計数するカウ
ンターと、カウンターからの出力を格納するメモ
リと、メモリのデータを処理し前房内蛋白濃度を
演算する手段とから構成されることを特徴とする
特許請求の範囲第１項又は第２項に記載の眼科測
定装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61280777A JPS63135128A (ja) | 1986-11-27 | 1986-11-27 | 眼科測定装置 |
| US07/111,014 US4832043A (en) | 1986-11-27 | 1987-10-20 | Ophthalmic disease detection apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61280777A JPS63135128A (ja) | 1986-11-27 | 1986-11-27 | 眼科測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63135128A JPS63135128A (ja) | 1988-06-07 |
| JPH0578330B2 true JPH0578330B2 (ja) | 1993-10-28 |
Family
ID=17629813
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61280777A Granted JPS63135128A (ja) | 1986-11-27 | 1986-11-27 | 眼科測定装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4832043A (ja) |
| JP (1) | JPS63135128A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007307089A (ja) * | 2006-05-18 | 2007-11-29 | Kowa Co | 眼科測定装置 |
Families Citing this family (23)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02119837A (ja) * | 1988-10-28 | 1990-05-07 | Kowa Co | 眼科測定方法および装置 |
| EP0389120B1 (en) * | 1989-03-06 | 1995-01-18 | Kowa Company Ltd. | Ophthalmological diagnosis method |
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