DE2645340A1

DE2645340A1 - Blutbildmesser fuer den augenhintergrund

Info

Publication number: DE2645340A1
Application number: DE19762645340
Authority: DE
Inventors: Kenji Imura
Original assignee: Minolta Co Ltd
Current assignee: Minolta Co Ltd
Priority date: 1975-10-29
Filing date: 1976-10-07
Publication date: 1977-05-12
Also published as: JPS5834129B2; JPS5254291A; US4157708A

Description

HOFFMANN · EITLE & PARTNER

PATENTANWÄLTE DR. ING. E. HOFFMAN N · DIPL.-ING. W. EITLE · DR. RER. NAT. K.HOFFMAN N · D1PL.-ING. W. LEH N D-8000 MÖNCHEN 81 · ARABELLASTRASSE 4 (STERN HAUS) · TELEFON (089) 9Π087 · TELEX 05-29619 (PATHE)

Anwaltsakte 28 478 vier

Minolta Camera Kabushiki Kaisha, Osaka/Japan

Blutbildmesser für den Augenhintergrund

Die Erfindung betrifft einen Blutbildmesser, somit ein Instrument im Feld der medizinischen Elektronik und insbesondere einen
Blutbildmesser zur Bestimmung und Registrierung von Veränderungen in der Größe eines Organes oder eines Körpergliedes oder in
der darin vorhandenen oder es passierenden Blutmenge.

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Bei der Blutbildmessung (oder auch Blutfarbemessung) ist es bekannt, Lichtstrahlen in einen Bereich eines menschlichen Körpers eintreten zu lassen und die Veränderung in dem Ausgangssignal zu registrieren, das dadurch erhalten wird, daß durch den Körperbereich hindurchgeschickte oder an ihm reflektrierte Lichtstrahlen aufgenommen werden. Auf diese Weise erhaltene Blutbildaufzeichnungen zeigen einen Wellenzug, da das Blut, welches in dem Bereich des menschlichen Körpers vorhanden ist, durch die Pulsation der Arterienblutgefäße in diesem Bereich variiert und daher auch die Leistung der Lichtübertragbarkeit oder der Lichtreflektion dieses Bereiches entsprechend variiert. Medizinische Entscheidungen werden aufgrund der Prüfung der spezifischen Wellenform getroffen, die in der Blutbildaufzeichnung bzw. dem Blutbildsignal auftreten.

Auf diesem Sachgebiet ist es bekannt, Blutbildmesser für eine Blutbildaufzeichnung in einer Fingerspitze oder einem Ohrläppchen zu erhalten.

Demgegenüber trägt die Erfindung zu einem Fortschritt der medizinischen Wissenschaften dadurch bei, daß ein neuartiger Blutbildmesser geschaffen wird, durch welchen eine Blutbildaufzeichnung oder ein Blutbildsignal von einem am menschlichen Körper vorhandenen Bereich erhalten wird, für welchen bisher nicht einmal versucht wurde, eine Blutbildaufzeichnung zu erhalten.

Die Erfindung schafft speziell einen neuartigen Blutbildmesser zur Erzielung einer Blutbildaufzeichnung am Augenhintergrund.

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Insbesondere wird daher durch die Erfindung die Aufgabe gelöst, diejenigen Probleme, die bei der Entwicklung eines Blutbildmessers für den Augenhintergrund maßgeblich sind, aufzudecken und zu lösen.

Gemäß der Erfindung werden Lichtstrahlen in den Augapfel des menschlichen Auges in der Erwartung hineingeschickt, wieder aufgenommen werden zu können, damit eine Blutbildaufzeichnung erhalten wird. Hier besteht ein Problem darin, daß die Gesamtheit der vom Auge wieder erhaltenen Lichtstrahlen nicht nur erwünschte Lichtstrahlen enthalten, die am Augenhintergrund reflektiert werden, sondern außerdem Lichtstrahlen, die nicht in den Augapfel eintreten, sondern unmittelbar durch die Oberfläche der Hornhaut des Auges reflektiert werden. Außerdem wurde erkannt, daß berücksichtigt werden muß, daß der Augapfel fortwährend kleine Zitterbewegungen durchführt, selbst wenn der Patient starr auf eine bestimmte Stelle eines Gegenstandes blickt. Dieses feine Zittern des Augapfels führt zu unregelmäßigen Änderungen der Lichtstrahlen, die unmittelbar an der Hornhaut reflektiert werden, und daher tritt bei der erhaltenen Blutbildaufzeichnung unvermeidlich ein damit einhergehendes Rauschen (eine Störung) auf, die von den unregelmäßigen Änderungen der unmittelbar von der Hornhaut reflektierten Lichtstrahlen herrührt.

Zur Lösung dieses Rauschproblems werden erfindungsgemäß zwei Arten von Lichtstrahlen mit entsprechend unterschiedlichen Wellenlängen verwendet. Dies baut auf auf einem Untersuchungsergebnis, daß die Hornhaut im wesentlichen dieselbe Relexionsleistung unabhängig von der Wellenlänge des Lichtes zeigt, wohingegen der Augenhintergrund, der Blut enthält, Unterschiede in der Reflexionsleistung in Abhängigkeit von

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der Wellenlänge des Lichtes ausweist. Gemäß der Erfindung wird weiter der erhaltene Lichtausgang, der auf den Gesamtlichtstrahlen mit der ersten Wellenlänge aufbaut, von dem aus den Lichtstrahlen mit der zweiten Wellenlänge abgezogen. Die so erhaltene Abgleichung oder Differenz enthält nicht mehr die Komponente derjenigen Lichtstrahlen, die unmittelbar von der Hornhaut reflektieren, da diese Komponente für die erste Wellenlänge und die zweite Wellenlänge dieselbe ist. Jedoch enthält dieses Differenzergebnis die Information der Lichtstrahlen, die vom Augenhintergrund reflektieren. Diese Information wird als Blutbildaufzeichnung oder Blutbildsignal ohne das angesprochene Rauschen oder die angesprochene Störung verwendet.

Die erfindungsgemäße Blutbildmeßeinrichtung für den Augenhintergrund hat mehrere Vorteile. Die Blutgefäße an dem Augenhintergrund zeigen häufig Symptome abnormalen Blutdurchgangs, der aus verschiedenartigen Krankheiten folgt. Unter diesem Gesichtspunkt ist die Prüfung des Blutbildes des Augenhintergrundes eine große Hilfe für eine Diagnose. Es wird angenommen, daß beispielsweise eine Diagnose über Diabetis oder eine Überwachung der Arteriosclerose durch ein solches Blutbild möglich ist. Ferner sind die Blutgefäße am Augenhintergrund ein Teil der Gehirnblutgefäße. Daher ist es möglich, eine chirugische Operation des Gehirnes mit Hilfe einer Blutbildaufzeichnung des Augenhintergrundes einzuschätzen. Ein weiterer Vorteil besteht darin, daß die Blutbildaufzeichnung des Augenhintergrundes zusammen mit einer Fotografie des Augenhintergrundes für die Diagnose eines Krankheitsfalles verwendet werden kann.

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Die Erfindung wird anhand bevorzugter Ausführungsbeispiele, die aus der Zeichnung ersichtlich sind, näher erläutert.In der Zeichnung zeigt:

Fig. 1 eine schematische Querschnittsansicht des optischen Teils einer ersten Ausführungsform der Erfindung,

Fig. 2 das Schema eines elektrischen Kreises für die erste Ausführungsform,

Fig. 3 einen schematischen Querschnitt durch den optischen Teil einer zweiten Ausführungsform der Erfindung,

Fig. 4 einen Schaltkreis für den elektrischen Teil der zweiten Ausführungsform und

Fig. 5 eine graphische Darstellung des ersten Ausgangssignals, des zweiten Ausgangssignals und der endgültigen Blutbildaufzeichnung, die durch die Ausführungsformen gemäß der Erfindung erhalten werden kann.

Zunächst soll die theoretische Grundlage erläutert werden. Die Messung eines Blutbildes am Hintergrund eines Auges wird derart durchgeführt, daß zunächst Licht auf einen Augapfel gestrahlt wird, und dann das vom Augenhintergrund reflektierte Licht gemessen wird. Die Intensität des vom Augenhintergrund reflektierten Lichtes variiert aufgrund einer Pulsation in Blutgefäßen, die über den Augenhintergrund hin verteilt sind, so daß prinzipiell ein Blutbildsignal entsprechend der sich ändernden Komponente des in der beschriebenen Weise reflektierten Lichtes erhalten werden kann.

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Es sei angenommen, das Io die Intensität des auftreffenden Lichtes, A die Transparenz des Raumes von der Außenseite des Augapfels bis zum Augenhintergrund, wenn aufgestrahltes Licht durch diesen Raum übertragen wird, k der Lichtabsorptionskoeffizient einer Blutschicht, x(t) die Dicke der Blutschicht, R die Reflexionsleistung eines Augenreceptors und anderer Schichten und B der Übertragungsgrad des Raumes von dem Augenhintergrund zur Außenseite des Augapfels sind, wenn das reflektierte Licht durch diesen Raum übertragen wird. Dann ist die Intensität S1 des von der Innenseite des Augapfels reflektierten Lichtes gegeben durch (wobei die Dicke der Blutschicht x(t) mit der Zeit t aufgrund einer Pulsation variiert):

51 = Io · A . e~^k"^x(t) -R-B

Jedoch enthält das von einem Augapfel reflektierte Licht nicht nur das Licht von der Innenseite des Augapfels, sondern außerdem das Licht, welches unmittelbar von der Oberfläche der Hornhaut reflektiert wird. Wenn man eine Reflexionsleistung C der Hornhaut unterstellt, dann ist die Intensität S2 des an der Oberfläche der Hornhaut reflektierten Lichtes wie folgt gegeben:

52 = Io · C

Somit ist das insgesamt von einem Augapfel reflektierte Licht S, welches Zeichen S die aktuell zu messende Lichtintensität angibt, wie folgt gegeben:

—Ic · -χ ( +■ )
S = S1+S2 = Io-A*e ^K '-R-B+IO'C (1)

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Wesentlich in diesem Bezug ist es, daß der Augapfel selbst kleine Bewegungen durchführt und fortsetzt. Daher muß zur Festlegung eines Augapfels in einer gegebenen Stellung ein Ziel vorhanden sein, auf welches sich das Auge fixiert, und dann muß ein Bild des auf das Ziel gerichteten Auges aufgenommen werden. Ein solcher Versuch kann jedoch nicht vollständig erfolgreich sein, da kleine Bewegungen eines Augapfels in der Größenordnung von 30 bis 100 Hz überwiegend bei 50 Hz vorhanden sind. Im Hinblick auf den Einfluß der vorgenannten kleinen Bewegungen auf die zu messende Lichtintensität können die Faktoren A,R,B als Konstante angesehen werden, die von den vorgenannten kleinen Bewegungen eines Augapfels unabhängig sind. Jedoch ändert sich die Reflexionsleistung C der Hornhaut, da der Reflexionswinkel der reflektierenden Oberfläche in geringem Ausmaß aufgrund der geringen Bewegungen des Augapfels variiert, so daß die zu messende Lichtintensität entsprechend variiert und dadurch ein Rauschen erzeugt wird, das nicht vernachlässigt werden kann.

Zur Lösung dieses Problems werden aufgestrahlte Lichtstrahlen verwendet, die zwei unterschiedliche Wellenlängen Al,λ 2 haben. Die Gleichung (1) kann durch zusätzliches Hinzufügen der Zeichen ^1,^2 wie folgt umgeschrieben werden:

S al = Io*1 · ΑΛ1 · e~^k*¹*^x(t)-RM-BA1+Io;\1-C Λ1 S Λ2 = Ιολ2 · ΑΛ2 - e"^{k λ2}*^χ(ζ)-RA2-B?v2+IoA 2ΌΛ2

In den obigen Gleichungen variieren Ra1, R^2 und k^1, kA2, die sich auf den Augenhintergrund beziehen, mit den Wellenlängen, wohingegen die Durchlässigkeiten A?i1, AA 2,

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B7V 1, Β\2 und die Reflexionsleistungen C>1, O 2 einem transparenten Teil in einem Wellenlängenbereich zugeordnet sind, der für die Messung verwendet wird, so daß sie als Konstante betrachtet werden können, die unabhängig von den Wellen längen sind. Somit kann im Zusammenhang mit den obigen Gleichungen die folgende Beziehung gegeben werden:

Αλ1 = Αλ 2 = A, ΒΛ 1 = BX 2 = B, C\ 1 = C"h 2 = C

Wenn daher die Fußpunkte der Veränderungen von SA 1 und STv 2 in Übereinstimmung gebracht werden, um eine Differenz zwischen S*1 und SA 2 zu erhalten, (unter diesem Gesichtspunkt ist dieses entsprechend zu IoT^ 1=Ιολ 2=Io), dann ist

SA 1-8Λ 2=IO.A.B(R7S 1 .e"^k* ¹ '^x(t) -R* 2.e"^{kX 2}'^X(t) ) . . (2)

Wie von der Gleichung (2) ersichtlich, kann der Einfluß einer Reflexionsleistung C beseitigt werden. In der Gleichung (2) ist:

KM-w(t)«1, kX2-x(t)«1
Somit ist:

(1-kX 1.x(t))-R*2(1-k?v 2-x(t))} =Io-A.B(R7\ 1-RÄ 2)
+Ιο-A-B(RA 2-kA 2-R7\ 1 -kX 1) -x(t) (3)

In der Gleichung (3) sind Io,A,B,R7\ 1 ,R>\ 2,k>\1, k?S2 Konstante. Daraus folgt, daß eine Gleichung einer linearen Funktion x(t) erhalten wird, in der als Variable nur die Dicke einer Blut-

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_ ty _

schicht vorhanden ist, die mit der Zeit variiert. Daher kann (S?v1-S^.2) als Signal verwendet werden, welches eine Blutbildaufzeichnung repräsentiert. Zusätzlich ist der Einfluß . des von der Hornhaut reflektierten Lichtes, d.i. eines Rauschens aufgrund kleiner Bewegungen eines Augapfels, eliminiert.

Die Vorrichtungen und die durch diese verwirklichten Verfahren sind wie folgt:

Fig. 1 zeigt einen optischen Teil einer Ausführungsform der Erfindung. Gezeigt sind ein Augapfel 1 und eine Lichtquelle 2, die Lichtstrahlen mit Wellenlängenin einem breiten Bereich ausstrahlt. Licht mit den Wellenlängen Λ1/^2 werden abwechselnd auf den Augapfel 1 aufgestrahlt, nachdem sie an einem halbdurchlässigen Spiegel 6 nach Durchgang durch einen Lichtunterbrecher bzw. eine Lochscheibe reflektiert werden, der bzw. die Filter 3,4 unterschiedlicher Farben enthält. Die Umdrehungszahl des Unterbrechers ist ausreichend hoch im Vergleich mit einem Zyklus kleiner Bewegungen eines Augapfels, so daß Lichtstrahlen mit den Wellenlängen ^1,λ 2 so betrachtet werden können, daß sie gleichzeitig auf einen Augapfel 1 auftreffen. Das von dem Augapfel 1 reflektierte Licht wird durch den halbdurchlässigen Spiegel 6 hindurch mit einem Lichtaufnahmeelement 7 aufgenommen. Als auftreffende Lichtstrahlen X1, "λ 2 wird Licht auf der Seite einer längeren Wellenlänge als einer Rotzone (etwa 60 πιμ) und Licht mit einer Wellenlänge kürzer als die Rotzone ausgewählt. In diesem Zusammenhang zeigt Blut im Augenhintergrund eine geringere Lichtabsorption für Lichtstrahlen mit der Wellenlänge "λ 1 an der Seite einer längeren Wellenlänge als für Licht ^2 an der Seite einer kürzeren Wellenlänge, so daß die Differenz zwischen den beiden Absorptionen eine Information der Blutmenge im Augenhintergrund repräsentieren kann.

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Alternativ können die Filter 3,4 und die Lochscheibe 5 unmittelbar stromauf des Lichtaufnahmeelementes 7 angeordnet sein, wobei dieselben Ergebnisse erzielt werden.

Fig. 2 zeigt ein Beispiel eines Signalverarbeitungskreises, der stromab des Lichtaufnahmeelementes 7 aus Fig. 1 angeordnet ist.

Das Lichtaufnahmeelement 7 besteht aus einer Fotodiode. Mit A1 ist ein Differentialverstärker gezeigt. G1, G2 sind Tore, die abwechselnd in Antwort auf den Wechsel der Filter 3 und 4 bei der Drehung der Lochscheibe 5 geöffnet werden können. Somit ist das Tor G1 offen und leitend, wenn das Licht mit einer Wellenlänge λ1 auf dem Lichtaufnahmeelement 7 auftrifft, wobei ein Kondensator C1 geladen wird, der auf den Ausgang des Differentialverstärkers A1 angepaßt ist. Wenn das Tor G1 umgeschaltet wird, so daß es in Antwort auf die Drehung der Lochscheibe geschlossen und nichtleitend ist, wird ein erzeugter Ausgang in dem Kondensator C1 gespeichert. A3 ist ein Halteverstärker (Buffer), welcher einen Wert des Kondensators C1 konstant hält, bis das Tor G1 zum erneuten öffnen desselben umgeschaltet wird. Da das Tor G2 mit dem Schließen des Tores G1 geöffnet und leitend wird, wird der Ausgang des Lichtaufnahmeelementes 7, das nun das Licht mit der Wellenlänge λ 2 erhält, in einen Kondensator C2 geladen. Wenn das Tor G2 umgeschaltet wird, so daß es schließt und nichtleitend wird, wird der erhaltene Wert in dem Kondensator C2 gespeichert. A2 ist ein Trennverstärker (Buffer) . Unter dieser Beddaiung wird neues Licht mit einer Wellenlänge Λ1 auf das Lichtaufnahmeelement 7 gestrahlt und dann wird die Subtraktion über den Differentialverstärker A1 zwischen einem Ausgang des Lichtaufnahmeelementes 7 bezogen auf Licht mit Λ1 und einer Spannung an dem

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Kondensator C2 bezogen auf Licht mit Ti 2 durchgeführt. Der Kondensator C1 wird erneut mit dem Ausgangswert von A1 geladen, da G1 wieder geöffnet ist. Wenn das Tor T2 wieder umgeschaltet wird, so daß es geöffnet ist, wird der Kondensator C2 erneut mit einem Wert geladen, der dem neuen Licht mit Pv 2 zugeordnet ist. Somit wird eine Differenz der Ausgangssignale aufgrund der Lichtwellenlängen ?v 1, 7\ 2 an dem Differentialverstärker A1 in den Kondensator C1 in gleicher Weise danach eingespeist. Ein Wert des Kondensators C1 wird mittels des Trennverstärkers A3 als Verstärker für einen Trennverstärker (Buffer) A4 verstärkt und dann als Ausgang durch L.P.E, (ein Tiefpaßfilter) ausgegeben, durch welches ein Rauschen beseitigt werden kann. Die Umdrehungszahl eines Unterbrechers oder einer Lochscheibe wird bestimmt gemäß einem Versuchs-Lehrsatz.

An dem Verstärker A1 soll die Subtraktion so durchgeführt werden, daß die Bezugslinien des Ausgangs des Lichtaufnahmeelementes und des Wertes des Kondensators C2 in Übereinstimmung gebracht sind. Zur automatischen Abstimmung der Bezugslinie kann ein A.G.C. (eine Selbstverstärkungsregelung) als Dämpfungsglied an der Stelle a eingefügt werden. Oder es kann alternativ ein Bandpaßfilter stromauf des Lichtaufnahmeelements zur Variierung eines Durchlässigkeitsbereiches eingestzt werden.

Fig. 3 zeigt den optischen Teil einer anderen Ausführungsform der Erfindung. In dieser Ausführungsform wird Licht von einer Lichtquelle 2 mit einer großen Bandbreite an einem halbdurchlässigen Spiegel 6 auf einen Augapfel 1 reflektiert. Das von dem Augapfel 1 reflektierte Licht wird durch den halbdurchlässigen Spiegel 6 übertragen und dann durch einen dichroitischen Spiegel 8 in Lichtstrahlen mit

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den Wellenlängen Tv 1, /V 2 getrennt. Die Lichtaufnahmeelemente 9,10 erhalten entsprechend Lichtstrahlen mit den Wellenlängen Λ1,Λ2. Durch das ND-Filter 11 kann die Intensität des auf dem Lichtaufnahmeelement 10 auftreffenden Lichtes einjustiert werden, wohingegen das Filter 11 vorgesehen ist, die Basislinien für die Variation der Ausgangssignale miteinander in Übereinstimmung zu bringen.

Fig. 4 zeigt einen Signal-Verarbeitungskreis für diese Ausführungsform. Bei 12,13 sind Lichtaufnahmekreise gezeigt,die die Lichtaufnahmeelemente 9,10 aus Fig. 3 enthalten. Eine Differenz zwischen den Ausgängen der Kreise 12,13 wird in einem Differentialverstärkerkreis 14 festgestellt.

Fig. 5 zeigt eine Aufzeichnung, durch welche die Meßergebnisse mit den erfindungsgemäßen Ausführungsformen erläutert sind. Mit (a) ist in Fig. 5 ein Lichtaufnahmeausgangssignal mit einer Wellenlänge λ 2 und mit (b) ein Lichtaufnahmeausgangssignal mit einer Wellenlänge ^1 gezeigt. Die Lichtaufnahmeausgangssignale (a), (b) enthalten ein Rauschen oder eine Störung, die von den geringen Bewegungen des Augapfels herrühren, so daß eine Auswertung oder Bestimmung der Wellenform schwierig ist. Der Ausgang (c) ist das Ergebnis einer Subtraktion der Ausgangssignale (a) und (b), wodurch ein Rauschen vermieden ist und eine Blutbildaufzeichnung erhalten ist. Als Abszisse ist zur üblichen Beurteilung der Ausgangssignale (a), (b), (c) die Zeit gegeben.

- Ansprüche -

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Claims

Ansprüche

( 1.)Blutbildmesser zur Erzielung einer Blutbildaufzeichnung eines Bereichs eines menschlichen Körpers durch fotoelektrisches Aufnehmen von an diesem Bereich reflektierten Lichtstrahlen, dadurch gekennzeichnet, daß zur Erzielung einer Blutbildaufzeichnung am Augenhintergrund eine Meßeinrichtung (2 bis 7; 2,6,8 bis 11) zur Erzeugung eines ersten Ausgangssignals, das auf am Auge reflektierten Lichtstrahlen mit einer ersten Wellenlänge basiert, unter denen am Augenhintergrund reflektierte Lichtstrahlen vorhanden sind, und zur Erzeugung eines zweiten Ausgangssignals, das auf am Auge reflektierten Lichtstrahlen einer zweiten Wellenlänge basiert, unter denen am Augenhintergrund reflektierte Lichtstrahlen vorhanden sind, und eine Subtraktionseinrichtung (A1,. C2; 14) zum Subtrahieren der beiden Ausgangssignale voneinander vorgesehen sind, so daß aus am Augenhintergrund reflektierten Lichtstrahlen eine Information erhalten wird, die als die Blutbildaufzeichnung verwendet wird.
2. Blutbildmesser nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die erste Wellenlänge größer als 600 ΐημ und die zweite Wellenlänge kürzer als 600 πιμ sind.
3. Blutbildmesser nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß eine Abstimmeinrichtung vorgesehen ist, durch welche die Basislinie der Änderung des ersten Ausgangssignals mit der Basislinie der Änderung des zweiten Ausgangssignals in Übereinstimmung gebracht werden kann.

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4. Blutbildmesser nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Meßeinrichtung eine Lichtquelle (2) für einen breiten Wellenlängenbereich, ein Lichtaufnahmeelement (7), durch welches von der Lichtquelle ausgesendete und dann von dem Auge reflektierte Lichtstrahlen unter Erzeugung eines Signals aufnehmbar sind, ein Paar Farbfilter (3,4) zum wahlweisen Durchlassen von Lichtstrahlen der ersten bzw. zweiten Wellenlänge, eine Einrichtung zum vorbestimmt periodischen abwechselnden Setzen der Filter in den Lichtweg zwischen der Lichtquelle und dem Lichtaufnahmeelement und eine Auswerteinrichtung aufweist, durch welche das Signal von dem Lichtaufnahmeelement als erstes Ausgangssignal, wenn der erste Filter in den Lichtweg gesetzt ist, und das Signal von dem Lichtaufnahmeelement als das zweite Ausgangssignal identifizierbar sind, wenn der zweite Filter in den Lichtweg gesetzt ist.
5. Blutbildmesser nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Meßeinrichtung eine Lichtquelle (2) mit einem breiten Lichtwellenlängenbereich zum Ausstrahlen von Lichtstrahlen zum Auge, einen lichtteilenden dichroitischen Spiegel (8) zum wahlweisen Durchlassen von am Auge reflektierten Lichtstrahlen der ersten Wellenlänge und Reflektieren von am Auge reflektierten Lichtstrahlen der zweiten Wellenlänge, ein erstes Lichtaufnahmeelement (9) zum Aufnehmen der durch den dichroitischen Spiegel durchgehenden Lichtstrahlen zur Erzeugung eines ersten Ausgangssignals und ein zweites Lichtaufnahmeelement (10) zum Aufnehmen der am dichroitischen Spiegel reflektierten Lichtstrahlen zur Erzeugung des zweiten Ausgangssignals aufweist.

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