JPH02232030A - 眼科診断方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は眼科診断方法，特に眼底に所定径のレーザー光
を照射し、眼底生体組織からの散乱反射光によって観測
面に形成されるレーザースペックルパターンの変動を、
所定径の微小円形検出開口を介してスペックル光強度変
化として検出し、その光子相関関数を求めることにより
眼底組織の血流状態を測定する眼科誇断方法に関するも
のである． ［従来の技術］ 眼底にレーザー光を照射し、網膜等の組織の血管血流を
測定する方法としては“ＩｎｖｅｔｉｇａｔｉｖｅＯｐ
ｈｔｈａｌ＋ｍｏｌｏｇｙ　　．Ｖｏ１．ｌｌ．Ｎｏ．
ｌｌ，ｐ．９３６．１９７２年１１月．　“Ｓｃｉｅｎ
ｃｅ　　，Ｖｏ１．ｌ８６．Ｎｏｖ．２９．ｐ．８３０
．１９７４年をはじめ特開昭５５−７５６６８．　５５
−７５６６９．　５５−７５６７０号公報、特開昭５２
−１４２８８５号公報（英国１３１３２／７６．ＵＳＰ
４．１６６．６９５に対応），特開昭５６−１２５０３
３号公報（英国（ＧＢ］７９／３７７９９に対応）、特
開昭５８−１１８７３０号公報ＩＵｓＰ　４，４０２．
６０１に対応）あルイはａｓｐ４．１４２．７９６など
に示されるレーザードップラー法が知られている．しか
し、ドップラー法は光学系の複雑さ、精密さ、取り扱い
の煩雑さ、測定結果の不安定さ、不確定さなどから、実
用化が困難なのが現状である． これらの問題を解決するために本出願人により、既に皮
膚血流計測などに応用されているレーザースペックル法
（例えば、特開昭６０−１９９４３０．６０−２０３２
３５．　６０−２０３２３６号公報あるいはＯｐｔｉｃ
ｓＬｅｔｔｅｒ　Ｖｏｌ．１０　，Ｎｏ．３．　１９８
５年３月．　ｐ．１０４などで示される）を眼領域に対
して適用し、眼組織の血流状態を評価する方法が提案さ
れている．これらは特開昭６２−２７５４３１号公報（
ＵＳＰ　４．７４３．ｌ０７，ＥＰＣ２３４８６９１，
特開昭６３−２３８８４３号公報（ＥＰＣ　２８４２４
８）、特開昭６３−２４２２２０号公報（ＥＰＣ　２８
５　３１４）として出願されている． これらの公報に記載された方法では、例えば眼底を測定
する場合、眼底に対する光学的なフーリ工変換面やフラ
ウンホーファ一回折面、または眼底と共役な結像面（あ
るいは拡大結像面）に形成される時間変動スペックルパ
ターンの強度変化を検出開口を用いて抽出するようにし
ている．［発明が解決しようとする課題］ この中で特定の１本の血管の血流を評価する場合はスペ
ックルパターンの検出を像面上で行なえば良い．これに
ついて前記出願の特開昭６３−２４２２２０号公報（Ｅ
ＰＣ　２８５３１４）　　に記載されている．この方法
では、拡大した像面上の所望の血管像の上に検出開口を
設定し、そこでの像面スペックルパターンの時間的な強
度変動を抽出してスペックル信号を得るようにしている
．したがって測定中に眼球運動や装置と被検眼の相対的
位置ずれ、アライメントのず′れ、振動など、種々の要
因で検出面上の眼底像が横ずれすれば、測定中の血管像
が検出開口の位置からはずれたり、血管壁にさしかかっ
たり、隣の別の血管が検出位置に入ってしまったりとい
う事態が頻繁に起こる．これは臨床時の疾患眼では特に
固視が不十分であったり，被検者の恐怖心等でたえず生
じる大きな問題である． 従って，１つの測定から得られる信号の相関関数をみる
と種々の成分が混在したものとなり正しい血管血流が毎
回安定に再現性よく測定できなかった．また一度測定し
た相関関数の曲線データから不用な成分を除去し、本来
の血管血流信号を抽出することは非常に困難な作業であ
り、現実的でない．すなわちどんな成分が不用であり、
それがどの程度含まれて最終結果に寄与しているか不明
な為である．また測定中にまばたきや瞬間的なノイズ不
用信号が入った場合、測定した相関データの形がくずれ
たりして，この場合も正し《評価ができなくなり、単な
る瞬間の信号のために１測定が無駄となり再度とり直し
をしなければならなかった． 従って、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、確実な相関データ値を得、正確な眼科診
断が可能な眼科診断方法を提供することを課題とする． ｒ課題を解決するための十段Ｊ このような課題を解決するために、本発明では、眼底に
所定径のレーザー光を照射し、眼底生体組織からの散乱
反射光によって観測面に形成されるレーザースペックル
パターンの変動を、検出開口を介してスペックル光強度
変化として光電検出し、その光子相関関数を測定した結
果に基づいて、眼底組織の血流状態を測定する眼科診断
方法において、光電検出信号を所定の単位サンプリング
時間ごとに光電子パルスとして計数し、その計数値デー
タな一測定時間内にわたって時系列的にコンピュータの
メモリに格納し，測定終了後格納されたデータを複数の
ユニット時間毎に分割して各ユニット時間ごとに順次光
子相関関数と時間相関長？：Ｃを求め，前記時間相関長
を所定の基準値と比較することにより測定データを分類
する構成を採用した． ［作用］ 本発明実施例では、眼底からの微弱光スペックルを光電
子パルス信号として検出，その時系列パルスを所定のサ
ンプリング時間毎に計数した値をメモリに格納しておき
、測定終了後、再度データを読み出して評価し，あらか
じめ設定していた基準を基に、血管からの信号か周辺組
織にはずれた時の信号か、どちらとも言えない不明確な
信号か等の判別を行ないグループ分けし、個々について
最終評価をするようにした． これにより、異なった信号成分を混在せず個別に評価で
き、眼底が動いてしまった時でも、血管からの信号のみ
を抽出できるので正しい評価ができ、データも無駄にな
らず有効に使える．この判別により，周辺組織に存在す
る毛細血管領域の血流状態や脈絡膜層の血流状態も評価
できる可能性があり，非常に有効な方法となる． ［実施例］ 以下、図面に示す実施例に従い本発明を詳細に説明する
．本発明は眼領域の特に眼底を対象としており，以下で
は眼底カメラを使用して眼底血流を測定する場合を例に
して説明する． 第１図は、本発明に係る方法が適用される装置全体の概
略図である．例えば、赤色のＨｅ−Ｎｅ（波長６３２．
　８ｎ■）レーザー光源Ｉからのレーザー光束は、コン
デンサレンズ１′を介し光強度を調整するための光量調
整フィルター２を通過する．さらに、リレーレンズ３、
４を介して眼底カメラの眼底照明光学系に導かれる． またリレーレンズ３と４の間には絞り５と６が設置され
ており、これによって眼底に８けるレーザー光の照射領
域の大きさと形状を選択するようになっている．また，
レーザー光源ｌの出射口にはシャッター７があり、必要
に応じて開閉する．リレーレンズ４で導かれたレーザー
光は第２図に示すように眼底照明光学系内のリングスリ
ット８の環状開口８ａの一部に設置したミラー９で反射
されて、眼底観察撮影用光束が眼底に入射するのと同じ
光路上に導かれる．このため、レーザー光はリレーレン
ズ１０、ｌ１を介して穴開きミラーＩ２で反射され、対
物レンズ１３′を介して被検眼１３の角膜１３ａの上に
一度集光した後、拡散する状態で眼底１３ｂに達して、
血管径に比べて広い照射領域を形成する． この照射領域は、眼底カメラとして用いられる照明光学
系によって照明され、観察が容易にされる。この観察光
学系は、撮影光源２４と同一光軸上に配置された観察光
源２２、コンデンサレンズ２３、コンデンサレンズ２５
．フィルター２７、ミラー２６から構成される．レーザ
ー光はこの観察撮影光束と同じ光路に配置されるため、
眼底カメラの左右、上下のスウイング機構や固視誘導機
構を利用してレーザー光を眼底の１３ｂの所望の位置に
照射することができる． なお、コンデンサレンズ２５とミラー２６間に配置され
るフィルター２７は、第３図に図示したように波長分離
フィルターとして構成されるので，観察、損影光に含ま
れる赤色成分はカットされる． レーザー光が眼底血管内を移動する血球で散乱されて生
ずるスペックル光は、再び対物レンズ１３′で受光され
、穴開きミラーｌ２を通過して機影レンズ１４ならびに
波長分離ミラーｌ５に到達する．この波長分離ミラー１
５は、フィルター２７と同様第３図に図示したような分
光特性を有しており，赤色域の波長の光の大部分が反射
され，それ以外の光は透過するので、Ｈｅ−Ｎｅレーザ
ー光によって生じたスペックル光（赤色）は、大部分が
反射される．この反射光はレンズ１６で一度、像面３５
に結像されさらに顕微鏡光学系ｌ９の対物レンズ１９ａ
と接眼レンズ１９ｂを介して拡大される．拡大像は検出
開口２０を通過し、再び集光レンズ２ｌで集められ、光
電子増倍管（フォトマル）４０で検出される．光電子増
倍管４０の前にはシャッター４０′が配置され、開放時
に得られるそこからの出力信号は信号処理回路５０に入
力される． この信号処理回路５０は第４図に示すようにアンブ５１
、光子計数ユニット５２、相関器５３、マイクロコンピ
ュータ５４、ＣＲＴ５５、プリンタ５６、メモリ５７か
ら構成される． 一方，波長分離ミラーｌ５を通過した光は，リレーレン
ズ２８、跳ね上げミラー２９，ミラー３０、レチクル３
ｌ、接眼レンズ３３を介して観察でき、また撮影フィル
ム３２で撮影できるように構成されている． このように構成された装置において、まず電源をオンに
した後被検者を設定し、観察光学系２２〜２６を介し被
検眼ｌ３の眼底１３ｂを観察し、レーザー光源ｌを作動
する．この時光量調整フィルター２で出力レベルを調整
時のレベルにし、絞り５，６でレーザー照射領域の大き
さ，形状を設定し、シャッター７を開放し，測定位置を
設定してから観察光学系２８〜３１を介してスペックル
パターンを確認する．　本実施例においては、レーザー
照射を容易にするために、眼底１３ｂの測定部位でのレ
ーザー光照射領域を血管に比べて広い領域，例えば１〜
３ｍｓφのように設定するため、この中には、毛細血管
の他に、比較的太い血管が複数本含まれる場合も当然あ
ろうる．したがって特定の１本の血管の血流を測定する
ために，拡大像面上にて測定すべき血管像を選択し，そ
の像中に検出開口２０を設定する．すなわち眼底の共役
像を第１図の結像面３５に形成する．これを顕微鏡光学
系１９の対物レンズ１９ａと接眼レンズ１９ｂで拡大し
，その拡大像の面に検出開口２０を置いてスペックル光
強度変化を検出する．検出された光は集光レンズ２ｌで
集められ、光電子増倍管４０で信号に変換される（シャ
ッタ４０′は開放されている）．測定時光電子増倍管４
０からの出力は，血球の移動に伴い時間と共に変動する
スペックル信号となる．スペックル信号は信号処理回路
５０内のアンブ５ｌで増幅され、光子計数ユニット５２
を介して光強度に応じた光電子パルスの時系列データを
一定の時間毎に計数し、その計数値を紅メモリ５７に格
納する．？Ｍ定後メモリ５７からデータを読みだし相閏
器５３で光子相閏閏数を求め，解析、評価結果とあわせ
てＣＲＴ５５あるいはプリンタ５６に表示出力される．
これらの一連の制御はマイクロコンピュータ５４で行わ
れる．上述したように本実施例では、検出開口２０は拡
大像面に置かれるので、レーザー照射領域中の所望の測
定しようとする血管像を選択し，その血管像内に検出開
口２０が設置されるように検出開口２０の位置あるいは
対象眼ｌ３の固視を調整することで、特定の１本の血管
血流を測定することができる． 検出開口２０としては、ビンホールなどの微小円形開口
が良好に使える．例えば，第５図のように所望の血管１
本６０が拡大像で得られている時，少な《とも、この像
上での血管径よりは小さい径を持つ第６図のようなピン
ホール６ｌを血管内の像面スペックル６２が変動してい
る部分に配置してやれば検出開口２０をスペックルが横
切るのに応じて、検出光強度が変化しスペックル信号が
得られる． 実際に観測される像面スペックル６２は、多重散乱効果
などにより，生体からのスペックル特有のボイリング的
な運動をする．つまり、血球が一定方向に流れて移動し
ていても、像面スペックル６２は単純な像のように流れ
に応じて一定方向に移動する、いわゆる並進運動になる
のではなく個々のスペックルが、場所を変えず、その場
その場で時間と共にランダムに明暗の点滅を繰り返し，
全体として斑点模様のスペックルパターンが絶えず、ラ
ンダムに強度変動を起こすような性質の運動であること
が分かってきた．しかし，この場合にもビンホール６ｌ
でのスペックルの点滅の不規則変化がスペックル信号と
なって得られることにはまったく変りはない． 血流が速ければ、像面スペックル６２が拡大像上で明暗
の点滅を繰り返す変動の速度も速くなり、スペックル信
号の時間変化が速《なるため、信号は高周波成分が多く
なる．これを、信号処理回路５０で信号の自己相関関数
を求め、その相関時間によって減衰度，を評価する．そ
の場合は例えば第７図のように相関値がｌ／ｅ（または
ｌ／２など）になる遅れ時間を相関時間−ｃｃとすれば
、その逆数ｌ／てＣと像面スペックル６２の変動速度が
直線関係にある．像面スペックル６２の変動速度は血流
速度を直接反映しているので，１／τＣより血流速度Ｖ
が第８図のような関係から評価できる． 信号処理回路５０内では光子計数ユニット５２から得ら
れる時系列パルス信号は、第９図（ｂ）のように（ａ）
のスペックル信号の強度に比例した密度でパルス列信号
に変換される．これを１つ１つメモリに格納するのは非
常に多大なメモリを要し、かつ高速の時間応答性が処理
系に要求され実用的でない． 従って・、本実施例では、所定の短いサンプリング時間
Δｔごとに、第９図（Ｃ）のごとくパルスを計数し、そ
の計数値をｎｌ．ｎ２．ｎ３．＝−ｎｉ・−ｎ　ｍとし
てメモリに格納する．従って、１つの測定時間Ｔ中にｍ
回のサンプリングが行なわれ，ｍ個のデータが格納され
る．すなわちＴ＝ｍΔｔとなる．Δｔは測定しようとす
る信号が有する時間相関長てＣのうち最短と思われる程
度の値τｃｍｉｎを参考に，それを十分に分割して測定
できる時間に設定するのがよい．例えばτｃｍｉｎ＝２
　０　７１　ｓｅｃであれば、Δｔ≦０．５　〜１　ｕ
ｓｅｃの値に設定する．というのはΔｔが最小時間単位
となって測定の時間分解能を決めるからである．次に第
１０図（ａ）．（ｂ）に示すように、１つの測定時間Ｔ
＝ｍΔｔでｍ個のデータを格納した時、Ｔ　ｆ！：ｍ　
／　ｈ個に等分割し、各分割時間Ｔ′＝ｈΔｔをユニッ
ト時間Ｕｌ．Ｕ２．Ｕ３＝Ｕｗ／ｈとし、第ＩＯ図（Ｃ
）のように各ユニット毎に順次相関関数を求めていく．
この時Ｕ１からＵｓ／ｈまで同一の遅れ時間Δτを設定
しても良いし，個々に最適なΔτを設定しても良い．こ
うしてＩ澗定Ｔ内をｍ／ｈ個に分けた時間分解能Ｔ’＝
ｈΔｔで１つの測定が時分割評価できるようになる． 但しＴ”＝ｈΔｔが短かすぎると各ユニットの相関関数
が十分に収束しないので、Δｔ＜＜Ｔ”が必要である．
また分割数が少な＜Ｔ’がＴに近いと、時間分割の意味
がないので、少なくともＴ　’　＜Ｔ／１０　（ｍ／ｈ
２１　０）の条件が好ましい．この時分解数ｍ／ｈは何
度でも繰り返して変更できるし、最適分解数を探すこと
もできる．途中，まばたき等で明らかに異常なデータが
あれば、それを含むユニットは除いて評価することもで
きるので臨床上大いに実用的である．各ユニットの相関
関数が第！Ｏ図（Ｃ）のように得られたら，各々スムー
ジング後に相関時間ｔ　Ｃｌ．　　１：　Ｃ２．　ｒ．
　ｃ３−　ｚ　ｃｍ／ｈを求める．一般に像面検出の場
合，血管からの信号の場合、第１１図のようにスペック
ルの動きが速く、τＣは短くなり、周辺組織からの信号
の場合第１２図のようにスペックルの動きは遅く，τＣ
は長くなる．血管信号でのてＣのしきい値をてＶ、周辺
組織信号でのてＣのしきい値をてｔとしてあらかじめ設
定しておく． これらのデータは複数の人眼データから統計的に調べて
大略の値が得られている．また必要に応じて設定値τＶ
．てｔは変更可能である．そこで各ユニウトのτＣ（て
ｃｌ．　てｃ２・・−τＣ■／ｈ）を順次τＶ，てｔで
判別してグループ分けを行なう．すなわち（ｉ）τＣ〈
τｖ　．　（ｉｉｌτＶ≦てＣ≦τｔ．　（ｉｉｉｌ　
てｔ〈てＣの３つに分割する．区分けした後にグループ
毎にτＣの平均値を算出すれば、（ｉ）の平均ｉｃｉは
血管信号の値、（ｉｉ）の平均テ丁はどちらとも言えな
い不確定なデータの値、（ｉｉｉ）の平均てｃｉｉｉが
周辺組織信号の値と分けて評価できたことになる． このように測定中に測定点が血管からはずれても、また
偶然にも再び血管に戻ったような場合にも血管部を測定
していた時のデータのみを集めてきて評価しており、測
定結果が良好に評価できると共に無駄にならず，効率の
良い臨床計測が可能となる．また血管壁付近のデータ等
は（ｉｉ）のグループに分けられるため、血管壁付近の
遅い血管血脈の測定データを（ｉ）のグループで評価す
ることは避けられる． また逆にそうした成分も含めて（ｉ）としてオーバー才
一ルに評価したいのであれば、しきい値τＶを長めに調
整すればよい．測定データのうちまばたきやノイズ等で
明らかに異常なデータも上記グループ分けで少なくとも
（ｉ）に混入することはなく、除いて評価できるため大
変実用的である．この時（ｉｉｉ）のデータは毛細血管
領域や脈絡膜の血流状態の評価に使える可能性があり，
全体として無駄になるデータは殆どなく、動きがあって
も評価が可能なため，再測定は必要なくなる．また第１
３図で各グループごとのＴ．Ｃの平均値を出すかわりに
、振り分けられたτＣのユニットの番号（Ｕｌなら１番
目、Ｕｉならｉ番目）をもとに、（ｉｌ　に属するユニ
ット中のｎの全データをつなぎあわせて１つの相関関数
を演算し、スムージングしてτｃｉを求めてもよい．　
（ｉｉ）や（ｉｉｉ）についても同様な処理を行いてｃ
ｉｉ　．　τｃｉｉｉを求める． さらに第１３図で得た各ユニット毎のＴ　Ｃｌ．てｃ２
−・・の逆数を第１４図のように時間軸スケールに対し
てプロットし、しきい値ｌ／てＶ．１／τｔを併せてラ
イン表示させｌ／てｃ＞１／τＶ１１／ を血管信号、ｌ　／　τＶ　２１　／　ｔ　ｃ　＞　１
　／　Ｔ：　ｔを不確定信号、ｌ／τｔ≧ｌ／τｃを周
辺組織信号として表示することによって、例えば第１４
図のよτ゜ うな特性図を得ることが出きる．同図の例について言え
ば、途中で血管からはずれて再び戻ったことが推察でき
る．したがって測定データの示す時系列的な変化の様子
が良くわかり、評価の上で大いに役立つ． また第１４図中のあるデータ７５は血管信号となってい
るが、これがもしデータ７５′のようなブロツットで周
辺組織信号になった場合、これはデータ７５　（７５”
）の前後間近のデータがｌ／τＣ，≧１　７　ｔ：　ｖ
であることから、ユニットＵ２のみ血管から、はずれて
いたとは考＾にく《、これはまばたきや他の不用なノイ
ズにより正しい測定ができなかったという評価を加える
ことができる．すなわちデータの時系列変化が系統的で
あるか否かを第１４図から判定、考察できる点も非常に
有用である． また上記の例の特別なケースとして、ＺＶ＝ｚｔとし．
ｒｃ＜ｚｖ＝ｉｔとｚｃ＞Ｔ．ｖ＝τｔの２グループに
分けて評価することもできる．この場合は不確定信号の
グループはなく、（ｉ）か（ｉｉｉ）のいずれかに区分
けするためその分信号処理は簡単になるが境界付近のデ
ータについては判定誤差のもとになりやすい欠点もある
．しかし、これはデータ数が十分多ければ無視できるよ
うになる． さらに第１４図のデータは眼球運動の様子の一端を示す
データとしても大いに検討価値がある．すなわち、どの
くらいの速度で動いていくのかの目安がつかめるし，血
管からはずれる時と戻る時の運動の比較も行なえるなど
学術的にも非常に有益な情報をもたらすと考えられる． ［発明の効果］ 以上説明したように、本発明によれば、光電検出信号を
所定の単位サンプリング時間ごとに光電子パルスとして
計数し、その計数値データを一測定時間内にわたって時
系列的にコンピュータのメモリに格納し、測定終了後格
納されたデータを複数のユニット時間毎に分割して各ユ
ニット時間ごとに順次光子相関関数と時間相関長τＣを
求め、前記時間相関長を所定の基準値と比較することに
より測定データを分類するようにしているので、測定終
了後，再度データを読み出して分類にしたがって、例え
ば、血管からの信号か周辺組織にはずれた時の信号か、
どちらとも言えない不明確な信号か等の判別を容易に評
価することができ、正確で確実な眼科診断が可能になる
．

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明方法が用いられる眼科装置の構成を示
した構成図，第２図は、リングスリットの構成図，第３
図は，フィルタの分光特性を示した説明図，第４図は、
信号処理装置の構成を示したブロック図，第５図は、検
出開口の面で観察される像面スペックルを示した説明図
、第６図は，検出開口の構成を示した説明図、第７図は
、遅れ時間に対する相関値を示した特性図、第８図は、
速度と相関値の関係を示した特性図、第９図（ａ）〜（
Ｃ）は、スペックル信号のサンプリングを説明した波形
図、第ｌＯ図（ａ）〜（ｅ）は、測定時間を分割して相
関関数を演算する動作を説明した信号波形図、第１１図
と第１２図は，血管とその周辺組織での相関関数を示し
た特性図、第１３図は，グループ分けされた時間相関長
の平均を求める状態を示した説明図、第１４図は、時間
相関長の逆数を時系列的に示した特性図である． ２０・・・検出開口 ３　５　−−・像面 ４０・・・光電子増倍管 ５０・・・信号処理装置 ５３・・・相関器 ５４・・・マイクロコンピュータ 第７図 ＊Ｍ　ヒ相ｍＪｔ＃，Ｅ，ｉｆ＊ｉｌｅ第８図 スΔ′−７フーし椹｛Ｉ一諸１杉ｔ 第９図 相関自ｔｔ，ｒ，ｉ怜壬躬 第１１図 ６２イ勲免スどッフ１レ 相關馴較Ｌ承す譬寄生図 第１２図 第１３図 綺聞柑藺長め遵宿１ホず特ｌ庁旧 第１４図

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）眼底に所定径のレーザー光を照射し、眼底生体組織
   からの散乱反射光によって観測面に形成されるレーザー
   スペックルパターンの変動を、検出開口を介してスペッ
   クル光強度変化として光電検出し、その光子相関関数を
   測定した結果に基づいて、眼底組織の血流状態を測定す
   る眼科診断方法において、 光電検出信号を所定の単位サンプリング時間ごとに光電
   子パルスとして計数し、 その計数値データを一測定時間内にわたって時系列的に
   コンピュータのメモリに格納し、 測定終了後格納されたデータをユニット時間毎に複数に
   分割して各ユニット時間ごとに順次光子相関関数と時間
   相関長τｃを求め、 前記時間相関長を所定の基準値と比較することにより測
   定データを分類することを特徴とする眼科診断方法。 ２）前記基準値を１つあるいは２つ設けて測定データを
   ２種類あるいは３種類に分類するようにしたことを特徴
   とする請求項第１項に記載の眼科診断方法。 ３）前記順次求めた時間相関長の各逆数の値に従って血
   管信号、周辺組織信号、いずれか不明の不確定信号を得
   るようにしたことを特徴とする請求項第１項または第２
   項に記載の眼科診断方法。 ４）前記分類された測定データのグループごとにその時
   間相関長の平均値を算出することを特徴とする請求項第
   １項から第３項までのいずれか１項に記載の眼科診断方
   法。 ５）前記分類された測定データのグループごとに一つの
   光子相関関数を求めることを特徴とする請求項第１項か
   ら第４項までのいずれか１項に記載の眼科診断方法。