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 |
US5061265A (en) * | 1989-06-20 | 1991-10-29 | University Of Florida | Laser treatment apparatus and method |
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