(57)【要約】  眼科測定装置１は、被検眼Ｅの前眼部に対してシート光を照射する照明光学系２と、照明光学系２によって照射されたシート光によって被検眼Ｅの前眼部において発生した散乱光を二次元画像として取得する画像取得部３と、画像取得部３により取得された二次元画像に基づいて散乱光の強度に関する情報を算出する画像処理部４と、を備える。
2018003906.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検眼の前眼部に対してシート光を照射する照明光学系と、
前記照明光学系によって照射されたシート光によって被検眼の前眼部において発生した散乱光を受光して二次元画像として取得する画像取得部と、
前記画像取得部により取得された二次元画像に基づいて前記散乱光の強度に関する情報を算出する画像処理部とを備えた眼科測定装置。
【請求項２】
前記画像取得部がエリアセンサで構成されている、あるいはラインセンサと走査機構を組み合わせて構成されている、ことを特徴とする、請求項１に記載の眼科測定装置。
【請求項３】
前記シート光がスリット開口によって形成されることを特徴とする、請求項１又は２に記載の眼科測定装置。
【請求項４】
前記照明光学系が、照射するシート光の波長を切り替える波長切替機構を備えており、シート光を照射する位置及び散乱光を取得する位置を定めるために前記眼科測定装置と前記被検眼とを位置合わせするアライメント作業時には第一の波長のシート光を照射し、散乱光測定時には第二の波長のシート光を照射することを特徴とする、請求項１〜３のいずれか１項に記載の眼科測定装置。
【請求項５】
前記第一の波長が５５０ｎｍ以上の波長であり、前記第二の波長が５５０ｎｍ未満の波長であることを特徴とする、請求項４に記載の眼科測定装置。
【請求項６】
前記照明光学系の光軸と前記画像取得部の受光光学系の光軸とがなす角度が２５〜９０度の範囲にあることを特徴とする、請求項１〜５のいずれか１項に記載の眼科測定装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、眼球に光を照射して、前眼房水に発生する濁りや浸潤した細胞による散乱光を測定する眼科測定装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ブドウ膜炎に代表される感染症により、前眼房水中に炎症性タンパク質やその凝縮物、炎症性細胞の浸潤が発生し、前眼房水が白濁することが知られており、その濁りを測定することによってブドウ膜炎などの診断が行われている。また近年は、白内障で濁った水晶体を取り除き、眼内レンズ（ＩＯＬ）に置換する手術が多く行われているが、手術後に何らかの感染症に感染していないかどうかを診断する際にも前眼房水の濁りの測定が役立つ。さらには、炎症性タンパク質と浸潤した細胞とを区別して測定することにより、炎症の種類や状態を診断することも可能である。【０００３】
前眼房水の濁りを測定するためには、通常、光散乱現象が用いられる。前眼房水中に含まれるタンパク質やその凝縮物、さらには、炎症性細胞などは前眼房水そのものとは屈折率が異なるため、光の散乱体として働く。そのため、前眼房水中の炎症性タンパク質やその凝縮物、炎症性細胞の濃度が高くなると、それらは眼球中に照射した光源に対する散乱光として捉えることができるようになる。発生する散乱光は微弱であるため、散乱光を計測する方法としては、例えば特許文献１に開示されているように、光源としてエネルギー効率の良いレーザー光を用い、且つ、散乱光を光電子増倍管などの信号増幅器を内在するセンサーによって検出する構成をとるものが多い。特許文献１では、測定部位のアライメント時にはレーザー光を走査し、走査されたレーザー光によって照射される前眼部の断面像を観察光学系を介して観察してアライメントを行い、実際の測定時にはレーザー走査手段の走査を停止し、所定の方向にレーザー光を位置させて測定を実行している。【０００４】
眼球に光を照射したとき、測定対象物によって発生する散乱光の特徴は異なる。すなわち、タンパク質やその凝縮物のうち粒径が照射する波長よりも小さいものはレイリー散乱として背景の散乱光（フレア）として捉えられる。また、含まれる量が多いことと、散乱光の強度が非常に小さいため、個々の粒子からの散乱光を計測することは難しく、無数の粒子から発生する散乱光の総和という形で検出される。一方、大きな凝縮物や前眼房水に浸潤してきた炎症性細胞はミー散乱として散乱光を発生させる。こちらはレイリー散乱体に比べて個数が極めて少なく、且つ、散乱光の強度が大きいため、個々の粒子の散乱光（セル）が検出信号のピークとして検出される。【０００５】
レーザー光を用いてフレアとセルを同時に測定するには、従来絞ったレーザー光を一軸で走査してシート光状の平面を作り、そのエリアにおける散乱光によるベースラインからのフレアの高さと、そのエリア内で計測されるセル由来のピークの数とを計測することで実現している。そして、そのような方法で計測可能な装置をフレアセルメータと呼ぶ。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開平９−１８２７２５号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
しかし、このような方法では、レーザー光の走査速度や受光素子の感度、実現可能な照射時間等の制約から、測定対象とされるエリアが小さくなってしまうため、得られたセルの数が統計的に前眼房水全体の正しい数値を示しているのか疑問があった。また、光電子増倍管などのセンサーによって得られる散乱光情報は一次元的であるために少ないデータ点列しか得られず、そのような少ないデータ点列からは正しくフレアとセルとを分離するのは困難であり、適切な分析ができないおそれがあった。【０００８】
さらに、前述した眼内レンズ置換手術における感染の発見は、前眼房水の角膜側近傍ではなく、炎症が想定される手術部位、すなわち後嚢付近など比較的深部の状態を見るべきであるが、現状のフレアセルメータでは、レーザーを走査してできる平面が焦点位置に来るようにしないと正しいフレアが測定できないことや、セルからの検出信号のピークが焦点位置以外ではぼやけてしまうこと等から、前眼房の表層付近に対してレーザー光を照射し、それに対して直角の方向の側方散乱を得るほかに方法がなく、結果的に深部の状態を見ることができなかった。【０００９】
本発明は、このような点に鑑みてなされたものであり、被検眼の前眼部に光を照射したときに従来よりも広い領域の散乱光情報を得ることができ、当該得られた散乱光情報から容易にフレアとセルとを分離して評価することが可能な眼科測定装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記目的を達成するために本発明は、被検眼の前眼部に対して照射される照明光のビーム形状の断面が細長い形状（例えば、矩形、矩形の角部分を丸くした形状、短径が長径に比べてかなり短い楕円など）である光、（以下、シート光）を照射する照明光学系と、前記照明光学系によって照射されたシート光によって被検眼の前眼部において発生した散乱光を受光して二次元画像として取得する画像取得部と、前記画像取得部により取得された二次元画像に基づいて前記散乱光の強度に関する情報を算出する画像処理部とを備えた眼科測定装置を提供する（発明１）。【００１１】
上記発明（発明１）によれば、前眼部に照射したシート光が前眼房水中の散乱体に当たって散乱した光を画像取得部で受光して二次元画像として取得することにより、従来よりも広い平面領域における散乱光の情報を一度に記録することができるとともに、取得された二次元画像に基づいて散乱光の強度に関する情報を算出し、散乱光の空間的分布からフレアとセルとを分離し計測することができる。【００１２】
上記発明（発明１）においては、前記画像取得部がエリアセンサで構成されている、あるいはラインセンサと走査機構を組み合わせて構成されている、ことが好ましい（発明２）。【００１３】
上記発明（発明２）によれば、エリアセンサで受光するか、走査機構を介してラインセンサで受光することにより、容易に二次元空間での散乱光が取得できるため、従来の様に一次元的な散乱光情報を得ただけでは困難であったフレアとセルの散乱光の分離を容易に行うことができる。また、解析する散乱光の点の数が圧倒的に従来法よりも多いため、平滑化などが容易であり、ノイズの影響を受けにくい堅牢な計測法を組み立てることができるとともに、セルの数も統計的に高い精度で計測することが可能となる。【００１４】
上記発明（１，２）においては、開口形状が細長い形状（例えば、矩形、矩形の角部分を丸くした形状、短径が長径に比べてかなり短い楕円など）であるスリット開口によって前記シート光が形成されることが好ましい（発明３）。【００１５】
上記発明（発明３）によれば、シート光を照射するために光源を走査する走査機構を設ける必要がなくなり、装置構成を単純化することができる。【００１６】
上記発明（１〜３）においては、前記照明光学系が、照射するシート光の波長を切り替える波長切替機構を備えており、シート光を照射する位置及び散乱光を取得する位置を定めるために前記眼科測定装置と前記被検眼とを位置合わせするアライメント作業時には第一の波長のシート光を照射し、散乱光測定時には第二の波長のシート光を照射することが好ましい（発明４）。また、上記発明（発明４）においては、前記第一の波長が５５０ｎｍ以上の波長であり、前記第二の波長が５５０ｎｍ未満の波長であることが好ましい（発明５）。【００１７】
測定対象となる散乱光、特にフレアはレイリー散乱領域の小さい粒子の散乱光を計測するため、短波長のシート光を照射したほうが効率的に光散乱を発生させることができる。一方、最適な観察領域を決定するアライメント作業時には、光ハザードの問題から短波長ではなく長波長のシート光を照射した方がよい。上記発明（発明４，５）によれば、必要に応じて照射するシート光の波長を容易に切り替えることができるため、光ハザードに配慮しつつ、散乱効率の良い照明光学系を構築することが可能となる。【００１８】
上記発明（発明１〜５）においては、前記照明光学系の光軸と前記画像取得部の受光光学系の光軸とがなす角度が２５〜９０度の範囲にあることが好ましい（発明６）。【００１９】
従来は前眼部の表層付近に対してレーザー光を照射し、それに対して直角の方向の側方散乱を得ることにより散乱光を測定していたが、本発明においては照明光学系によってシート光を前眼部に照射し、シート光の通過する範囲の全ての散乱光を二次元画像として取得することができるため、角膜中心付近から瞳孔側へ光を入射して後方散乱を取得することも可能である。上記発明（発明６）のように、照明光学系の光軸と画像取得部の受光光学系の光軸とがなす角度を９０度以下とすることにより、側方散乱から後方散乱の範囲における散乱光の二次元画像を取得することができ、当該角度を２５度以上とすることにより、シート光の入射軸（照明光軸）に対して画像取得部が干渉することもない。このように後方散乱による散乱光情報を含む二次元画像を取得すれば、前眼部の深部のフレアの情報をも簡単に得ることができる。
【発明の効果】
【００２０】
本発明の眼科測定装置によれば、前眼部に光を照射したときに従来よりも広い領域の散乱光情報を得ることができ、当該得られた散乱光情報から容易にフレアとセルとを分離して評価することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００２１】
【図１】本発明の一実施形態に係る眼科測定装置の構成を示す概要図である。
【図２】同実施形態に係る眼科測定装置の照明光学系によって被検眼へシート光が照射される様子と、同眼科測定装置の画像取得部がその散乱光を受光する様子を説明する模式図である。
【図３】同実施形態に係る眼科測定装置の画像処理部の構成を示すブロック図である。
【図４】（ａ）は従来のレーザー光照射型フレアセルメータで散乱光を計測できる範囲を示す説明図であり、（ｂ）は同実施形態に係る眼科測定装置が散乱光を計測できる範囲を示す説明図である。
【図５】同実施形態に係る眼科測定装置により取得された散乱光の二次元画像を示す説明図と、当該二次元画像の一部（破線部の範囲）の散乱光の強度を数値化して生成したヒストグラムである。
【図６】同実施形態に係る眼科測定装置におけるフレアの測定において、散乱光を測定する角度を変えたときに計測できる深度が変わってくることを説明するための模式図である。（ａ）は側方散乱のみを観察する場合を示すものであり、（ｂ）は後方散乱も含めて観察できる場合を示すものである。
【図７】同実施形態に係る眼科測定装置において、異なる波長のシート光を照射したときに得られる散乱光の強度を比較した結果を示すグラフである。
【図８】同実施形態に係る眼科測定装置による散乱光の測定結果と、従来のレーザー光照射型フレアセルメータによる測定結果とを示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００２２】
以下、本発明の実施形態を図面に基づいて詳細に説明する。図１に示すように、本実施形態に係る眼科測定装置１は、被検眼Ｅの前眼房部に対してシート光を照射する照明光学系２と、照明光学系２によって照射されたシート光によって被検眼Ｅの前眼房部において発生した散乱光を受光して二次元画像として取得する画像取得部３と、画像取得部３により取得された二次元画像に基づいて散乱光の強度に関する情報を算出する画像処理部４から構成されている。角度θは照明光学系２の照明光軸Ｌ１と画像取得部３の受光光軸Ｌ２とがなす角度である。
【００２３】
本実施形態における照明光学系２は、図２に示すように、ＬＥＤ光源２１、集光レンズ２２、スリット２３、コリメータレンズ２４及び反射ミラー２５から構成されている。ＬＥＤ光源２１から発した光が集光レンズ２２によってスリット２３のスリット開口部に集光され、スリット２３を通過した光がコリメータレンズ２４によって平行光線となり、反射ミラー２５で向きを変えて被検眼Ｅの前眼房部へとシート光として照射される。
【００２４】
照明光学系２から照射するシート光は、所定の幅と高さを持って被検眼Ｅの角膜から前眼房水へと照射される。被検眼に対してシート光を照明光として照射する手段としては、本実施形態の照明光学系２の構成や、レーザー光源と走査機構とを組み合わせる構成などが考えられるが、本発明においてはこれらの構成に限られることなく、さまざまな構成を採用することが可能である。例えば、照明光学系２に用いられる光源はレーザー光源やＬＥＤ光源に限られるものではなく、ハロゲンランプ、キセノンランプなどの白色光源や、これらの光源の中から特定の波長領域を取り出すためのバンドパスフィルタを組み合わせたものを使用してもよい。また、照明光学系の光源からの光をシート光にする手段としては、シリンドリカルレンズ、パウエルレンズ、スリットなどから一つ以上を選択して組み合わせることにより構成することもできる。あるいはガルバノスキャナやポリゴンミラーによって光源からの光を走査することにより照明光をシート光にすることもできる。
【００２５】
照明光学系２のＬＥＤ光源２１は、照射するシート光の波長を切り替えることができるように、少なくとも二種類の波長の異なるＬＥＤ（不図示）を組み合わせて構成されている。二種類のＬＥＤのうち一方は波長が５５０ｎｍ以上（波長が５５０ｎｍ、またはそれより大きい波長）のＬＥＤ、もう一方は波長が５５０ｎｍ未満（５５０ｎｍより小さい波長）のＬＥＤであり、点灯させたいＬＥＤにのみ電圧を付加することにより、必要に応じて照射するシート光の波長を切り替えることができるようになっている。例えば、波長が５５０ｎｍ未満のＬＥＤとしては光ハザードの低い赤色ＬＥＤを用いることができ、波長が５５０ｎｍ以上のＬＥＤとしては効率よく散乱光を取得できる短波長の青色ＬＥＤを用いることができる。
【００２６】
眼球で炎症反応が起こると、前眼房水中のアルブミンやグロブリンの濃度が上昇する。これらは粒径が数ナノ〜十数ナノメーターのタンパク質であり非常に小さな散乱光しか発生しない（レイリー散乱）。レイリー散乱は下記の数式１に示すように使用する光源の波長の４乗に反比例して散乱光の強度が減弱する。
【００２７】
【数１】
2018003906.tif 000003
【００２８】
ここで、Ｋｓは散乱光強度、ｎは粒子数、ｍは反射係数、ｄは粒径、λは入射光の波長をそれぞれ示す。数式１が示すように、波長が短いと非常に大きな散乱光を得ることができるため、短波長光源を使用することにより散乱光の検出感度を大幅に向上させることができる。
【００２９】
しかし、その一方で短い波長の光は光ハザードを有するので、シート光を照射する位置及び散乱光を取得する位置を位置合わせし、最適な観察領域を決定するアライメント調整を行っている間、眼球を短波長に曝露し続けるのは好ましくない。そこで、アライメント調整は光ハザードが少ない長波長側の光の下で行い、アラインメント調整が終わった時点で短波長側の光源に切り替え、撮影終了後に長波長側の光源に切り替えるか、あるいは、どちらの光源も消灯するようにすることで、散乱光検出の感度を上げつつ、光ハザードの少ない測定系を構築することができる。
【００３０】
本実施形態では、照射するシート光の波長を切り替えるための波長切替機構として少なくとも二種類の波長の異なるＬＥＤを組み合わせる技術を採用しているが、波長切替機構はこれに限られるものではない。例えば、ハロゲンランプやキセノンランプ、さらには白色ＬＥＤなどの白色光源といくつかのバンドパスフィルタの組み合わせ、あるいは、短波長域の光を透過するローパスフィルタと長波長域の光を透過するハイパスフィルタの組み合わせによっても波長切替機構は実現可能である。あるいは、白色のシート光を前眼部に照射し、発生した散乱光を分光するという方法も考えられる。具体的にはハロゲンランプやキセノンランプ、あるいは、白色ＬＥＤの光をシート状にして前眼部に照射し、発生した散乱光を撮像素子の手前に設けた２種類以上の分光フィルタなどを用いて分光する方法である。この場合、モノクロカメラとフィルタ切替機構を組み合わせる方法、あるいは、カラーカメラを用いて、フィルタ切替機構なしに散乱光の赤色成分と青色成分を取得する方法によって実現することができる。本実施形態のように波長の異なる複数のＬＥＤを組み合わせて用いる場合、機構的な制御を必要とすることなく、単に点灯したいＬＥＤに電圧を付加させるだけで容易にシート光の波長を切り替えることができるという利点がある。
【００３１】
画像取得部３は、図２に示すように、少なくとも撮像レンズ３１と撮像素子３２とを備えたカメラ機構となっている。本発明では散乱光の検出をシート光が横切った前眼房水から発生した散乱光を面として捉えて二次元画像を取得するため、撮像素子３２としてＣＣＤ（電荷結合素子）カメラやＣＭＯＳ（相補性金属酸化膜半導体素子）カメラといったエリアセンサが用いられる。あるいは、ＣＣＤやＣＭＯＳのラインセンサを機構的に走査することによって二次元画像を得ることもできる。
【００３２】
なお、前眼房水に含まれる光散乱体の量は非常に微量であり、得られる散乱光はあまり強くないため、ビデオレート（３０ミリ秒）など１フレームの撮影にかける露光時間が短いと散乱光を検出することができない。そこで、露光時間は散乱光を検出できる程度に十分に伸ばしたいが、光ハザードを考慮した最大可能な露光時間や、受診者が瞬きせずにいられる時間などを考慮して決定する必要がある。そのため、１００ミリ秒から１秒程度の範囲が現実的な露光時間と考えられる。
【００３３】
画像処理部４は、画像取得部３により取得された二次元画像に基づいて散乱光の強度に関する情報を算出するものであり、本実施形態においては、図３に示すように、後述する画像処理を実施する主体となるＣＰＵ４１、画像取得部３により取得された二次元画像や当該二次元画像に基づいて算出された散乱光の強度に関する情報等が記憶されるデータ記憶部４２及び前述の二次元画像や散乱光の強度に関する情報等が表示される表示出力部４３から構成されている。データ記憶部４２には画像取得部３が接続されており、画像取得部３により取得された二次元画像がデータ記憶部４２に記憶される。
【００３４】
続いて、本実施形態に係る眼科測定装置１を用いて被検眼の前眼房水に発生する濁りや浸潤した細胞による散乱光（フレア及びセル）を測定する方法を説明する。従来のフレアメータやフレアセルメータでは、図４（ａ）に示すように、前眼房部の角膜近くに点光源であるレーザー光を一方向に走査し、前眼房部内部のレーザー光が通過する各点における散乱光の強度を、入射角に対して垂直になる部分に配置された点受光素子である光電子増倍管で検出している。一方、本発明の眼科測定装置１では、図４（ｂ）に示すように、照明光学系２によりシート光を生成してこれを被検眼の前眼房部に照射し、シート状に広がる散乱光を画像取得部３においてエリアセンサである撮像素子４２で検出することにより二次元画像として取得する。すなわち、従来のレーザー光照射型フレアセルメータでは、散乱光は一次元のデータとして得られるのに対し、本発明に係る眼科測定装置１では、広い平面領域の散乱光を二次元で計測できることになる。このようにして得られる二次元画像を図５に示す。
【００３５】
なお、従来のレーザー光照射型フレアセルメータでは線状の散乱光信号（一次元のデータ）しか得られなかったため、少ないデータ点列から正しくフレアとセルとを分離するのは困難であった。本発明に係る眼科測定装置１では、散乱光は面状の画像として得られるので、フレアとセルの分離が容易である。また、データ点数が多いため、ノイズの除去なども行いやすく、安定したフレアの測定が期待できる。
【００３６】
図５に示した二次元画像を取得するために、眼科測定装置１の照明光学系２によってシート光を被検眼に対して照射し、被検眼前眼房部の角膜部位でスリット（シート光の入射口）の形状が幅０．２ｍｍ、高さ２ｍｍの矩形になるように合焦させた。また、眼科測定装置１の画像取得部３として、Ｔｈｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ  Ｓｏｕｒｃｅ社（ドイツ、ブレーメン）製の高感度ＣＭＯＳモノクロームカメラＤＭＫ２３ＵＸ１７４（撮像素子３２としてＳＯＮＹ製ＩＭＸ１７４を搭載）を使用し、カメラに付属するソフトウェア開発キット（ＳＤＫ）を用いてカメラの制御及び撮影を行うソフトウェアを作成し、ゲインと露光時間を調整して微弱な散乱光を撮影できるようにした。当該高感度ＣＭＯＳモノクロームカメラからは８ビット、または、１２ビットのグレー階調の輝度データを得ることができる。
【００３７】
取得した二次元画像が画像処理部４のデータ記憶部４２に記憶され、当該二次元画像に基づいて画像処理部４のＣＰＵ４１が散乱光の強度に関する情報を算出する。具体的には、ＣＰＵ４１が二次元画像上に観察領域Ｒ（図５中の破線で囲まれた領域）を設定し、この観察領域Ｒ内の各画素の輝度データを用いて、図５右側に示すような散乱光輝度のヒストグラムを作成する。観察領域Ｒには入射したシート光が横切る領域（信号領域）と、それを挟む上下の領域（背景領域）があり、信号領域の輝度と背景領域の輝度の差を真の散乱光強度として算出することができる。すなわち、ヒストグラム中央部の輝度とその両袖の低い部分（ベースライン）の輝度の差を計算することによりフレア値を算出することができる。セルの検出は得られた真の散乱光強度を移動平均、近傍画素を用いた平均値算出、近傍画素から得られる中央値などを利用して平滑化処理を行い、平滑化した散乱光の画像を真の散乱光強度画像から差し引くことで、フレアのみが消失してピークが残る。これをセルとして計測する。得られた二次元画像や輝度データ、ヒストグラム、フレア値、セル数等は全てデータ記憶部４２に記憶され、必要に応じて表示出力部４３に表示される。
【００３８】
本実施形態において、照明光学系２の光軸Ｌ１と画像取得部３の受光光学系の光軸Ｌ２とがなす角度θは互いの軸が干渉しない範囲で自由に設定できるが、側方散乱から後方散乱の範囲における散乱光の二次元画像を取得することができる点で、角度θが２５〜９０度の範囲に設定されることが好ましい。角度θを９０度以下とすることにより、側方散乱から後方散乱の範囲における散乱光の二次元画像を取得することができ、角度θを２５度以上とすることにより、シート光の入射軸（照明光軸Ｌ１）に対して画像取得部３が干渉することもない。眼科測定装置１が側方散乱から後方散乱の範囲における散乱光の二次元画像を取得する仕組みについては以下に詳説する。
【００３９】
従来のフレアセルメータは図６（ａ）に示すように側方散乱のみを観察している。このように側方から散乱光を取得しないとレーザー光が照明光軸方向に進行して発生する全ての散乱光を取得してしまい、フレア物質の濃度が高い場合には多重散乱するなどして正しい計測を行うことができなかったり、取得する散乱光の位置をアライメント調整することがきわめて困難であったりした。このように従来のフレアセルメータでは側方散乱のみを観察せざるを得なかったため、結果的に前眼房部の表層における散乱光しか観察することができなかった。
【００４０】
本発明の眼科測定装置１においては散乱光が二次元画像として広い平面領域に広がって画像取得部３のカメラ機構で捉えられるため、多重散乱の影響は小さく、また、画像処理部４の表示出力部４３に二次元画像を表示することができるため、表示出力部４３を見ながら観察領域の位置も容易に決定することができる。したがって、側方散乱のみを観察する必要がなく、後方散乱も含めた散乱光を観察することができる。後方散乱を含めて観察できるようになると、図６（ｂ）に示すように、眼球の深部における散乱光を計測できる利点がある。これにより、後嚢に至る深部のフレアとセルの評価を行うことができ、例えば眼内レンズ挿入手術後のレンズ付近のフレアを測定して炎症反応の早期発見に結びつくことが期待できる。
【００４１】
このように眼科測定装置１により得られる二次元画像は前眼房部深部の散乱光情報も含むものであり、二次元画像中の任意の位置を指定することにより、照明光学系２の照明光軸Ｌ１と画像取得部３の受光光軸Ｌ２とがなす角度θと二次元画像上での距離から、当該指定した位置の深度を知ることができるため、散乱体の空間分布を評価することも可能となる。具体的には、照明光学系２の照明光軸Ｌ１と画像取得部３の受光光軸Ｌ２とがなす角度θ、画像上の照明光の入射座標をＰ１（ｘ１，ｙ１）、画像上で散乱光が観察される任意の観察座標をＰ２（ｘ２，ｙ２）とした場合、スリット光（／シート光）が通過する領域のＰ２の深度（Ｄ）は、カメラと照明光が同一水平面上に配置されているため、下記の数式２で与えられる。
【００４２】
【数２】
2018003906.tif 000004
【００４３】
以上、本発明に係る眼科測定装置について図面に基づいて説明してきたが、本発明は上記実施形態に限定されることはなく、種々の変更実施が可能である。またその実施の形態においての各種パラメータ等は適宜選択すればよい。例えば、測定時の照明光の波長（第二の波長）の選択においては、眼球内部の炎症反応による前眼房水の濁りは主として前眼房水に浸潤したアルブミンやグロブリンといったタンパク質、ならびに、その変性凝縮物であるため粒径が非常に小さく、得られる散乱光はレイリー散乱に依存するので、前述の数式１に示したように、レイリー散乱の光強度は粒子の大きさの６乗に比例し、照明光の波長の４乗に反比例するため、微弱な散乱光を取得するにはできる限り波長が短い照明光を使うことが望ましいと考えられる。そこで、図７に種々の波長のＬＥＤを用いた場合の散乱光強度を示す。散乱光の強度は波長が短いほど強く発生し、波長の４乗の逆数（１／λ４）に比例しており、これはレイリー散乱の式に当てはまった。また、横軸に波長の４乗分の１（λ４）をとり、縦軸に散乱光強度（画素の輝度値）をとると直線関係が得られた結果もこのことを支持していた。
【００４４】
図７に示された結果から青色のＬＥＤを光源として用いることが好ましいと思われるので、前述の眼科測定装置１に青色のＬＥＤの光源を使用して、種々濃度の標準粒子を含む模型眼を用いて粒子の濃度と得られる散乱光の強度の関係を調べた。図８には露光時間を５００ミリ秒、シート光の照明光軸Ｌ１と画像取得部３の受光光軸Ｌ２のなす角度θを２５度とした場合のポリスチレン標準粒子の希釈系列における散乱光の強度（画素の輝度値）を示した。本実施形態の測定法による散乱光強度は粒子濃度に対して非常に高い相関の直線関係を示した（図８−Ａ）。この結果は従来の測定法であるレーザーフレアセルメータ（興和株式会社製ＦＭ−７００）で得られた結果と同等以上の直線性と検出下限を示していた（図８−Ｂ）。なお図８−Ｂの散乱光強度は画素の輝度値ではなく、ミリ秒あたりの検出フォトン数（Photon count/ms）である。以上の結果から、測定時の照明光の波長（第二の波長）の選択においては青色ＬＥＤ（可視光短波長）を使用するのが好ましいと結論付けられた。なお短波長の光を人眼に照射するのは、光ハザードの面からなるべく短時間であることが望ましい。従って、測定前におけるシート光を照射する位置及び散乱光を取得する位置を定めるために眼科測定装置と被検眼とを位置合わせするアライメント作業時には、５５０ｎｍ以上の波長（第一の波長）の光、より好ましくは赤外光をシート光として照射するのがよい。
【符号の説明】
【００４５】
１  眼科測定装置
２  照明光学系
２１  ＬＥＤ光源
２２  集光レンズ
２３  スリット
２４  コリメータレンズ
２５  反射ミラー
３  画像取得部
３１  撮像レンズ
３２  撮像素子
４  画像処理部
４１  ＣＰＵ
４２  データ記憶部
４３  表示出力部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【国際調査報告】
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