【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検眼眼底の網膜上の血管及び視神経乳頭の血流速度を測定する眼底血流計に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来から被検眼眼底に測定光として、レーザー光のような可干渉性の光を入射して、測定部位血管中を流れる赤血球によってドップラシフトした光と、周辺部によって反射された参照光とのビート信号を解析して、血流速度の絶対値を非侵襲で求める眼底血流計が知られている。この眼底血流系では、測定対象となる網膜上血管は１００μｍ前後と極めて細いため、被検者の固視微動によって測定光が測定部位からずれないように、第２の光源による光束を被測定血管を含む領域に照射して、その反射像から固視微動に追尾する固視微動追尾機能を備え、測定精度を高める。
【０００３】
更に、眼底血管の血流速度を求めるだけでなく、視神経乳頭部に測定光を入射して、乳頭部の毛細血管内血流速度を相対値で測定できる装置が、特開平７−１３６１４１号公報に開示されている。また特開平９−１０３４０９号公報には、複数の観察撮像手段を眼底撮像装置に取り付けて撮影条件に合わせて制御することが開示されており、この中で跳ね上げミラーが切換わり保持される実施の形態が記載されているが、これは装置に取り付けた観察撮像手段を検知して切換わるのであって、観察撮影モードによる切換えではなく、更には検者が観察中に任意に切換えることもできない。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
網膜上血管の血流量や血流速度を計測することは、糖尿病における病期の判定や薬効の確認などを、血流速度や血流量の変化で定量化することにより、眼疾患等における眼内循環を診断することができ有用である。一方、乳頭部毛細血管内の血流速度を測定することは、緑内障の診断を行う上で重要な情報となっている。
【０００５】
眼底血流計では、眼底血管内の血流速度を測定する際には、細い血管から波長６７０ｎｍ程度の測定光が外れないようにするために、固視微動追尾機能が必要になる。固視微動追尾用光源は赤外光で行うことも考えられるが、網膜と血管とのコントラストが十分にとれないので、コントラストの良い５５０ｎｍ前後の波長の可視光が適している。
【０００６】
仮に、固視微動追尾機能や血管径計測機能がない場合であっても、血管に測定光が照射されていれば、被検者は眩しさを感じないが、固視微動や被検者の固視不良によって視線が移動してしまうと、測定光は網膜上に照射されることがあり、被検者は同様に眩しさを感じてしまうこともある。
【０００７】
従って、網膜上の血管を測定するためには、被検眼を散瞳させる必要がある。一方、乳頭計測時には測定部位が血管に比べて十分に大きいので、トラッキングの必要がなく、視線が多少動いたとしても問題はない。血流速度を測定するための測定光は６７０ｎｍ程の可視光であるが、乳頭内に照射するので被検者は眩しさを感ずることはなく散瞳の必要はない。
【０００８】
或いは、測定光を照明光の波長と異なる近赤外の波長にすることも考えられ、測定モードによって可視の照明光等を照射しないようにして、被検眼への負担を減らすことが望ましいし、被検者が緑内障の患者である場合にはなおさらのことである。
【０００９】
しかし赤外光で観察する場合には、ファインダなどで検者が被検眼眼底を直接観察することができないので、自動的に光路を切換えて観察手段をＣＣＤなどで撮像して、モニタを介して観察をする必要がある。逆に、可視光で観察するときには、ファインダとモニタ観察を任意に使用できるようにすることが望ましい。
【００１０】
また、血管内血流測定時と乳頭内血流測定時では、必要となる測定光量は異なるので、測定モードの変更に伴って最適光量を設定する必要もある。
【００１１】
本発明の目的は、上述の問題点を解消し、血管と視神経乳頭の血流速度の測定が可能な眼底血流計を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するための本発明に係る眼底血流計は、眼底に前記測定光を照射し、網膜上血管内の血流速度測定を行う血管内血流測定モードと乳頭内血流速度を行う乳頭内血流測定モードとの２つの測定モードを択一的に選択するモード選択手段と、照明光の波長を変更する眼底照明光変更手段と、選択手段によって選択された測定モードによって眼底照明光変更手段に対して照明光の波長を変える制御を行う測定モード制御部とを有する。
【００１３】
【発明の実施の形態】
本発明を図示の実施の形態に基づいて詳細に説明する。
図１は本発明を網膜上血管内血流速度測定と乳頭内血流速度測定の両方を測定可能である眼底血流計の実施の形態の構成図である。白色光を発するタングステンランプ等から成る観察用光源１から被検眼Ｅと対向する対物レンズ２に至る照明光学系上には、赤外の波長域の光を透過しそれよりも短い波長の光を透過させず光路内に挿脱可能な可視カットフィルタ３と光路に沿って移動自在な固視標表示用素子である透過型液晶板４、リレーレンズ５、孔あきミラー６、バンドパスミラー７が順次に配置されている。
【００１４】
孔あきミラー６の背後には、フォーカスレンズ８、結像レンズ９、可動ミラー１０、直視光学系として接眼レンズ１１が配列され、検者眼ｅに至っている。可動ミラー１０の反射方向には、撮像光学系としてレンズ１２を介して二次元ＣＣＤカメラ１３が配置され、眼底観察光学系が構成されている。
【００１５】
バンドパスミラー７の反射方向の光路上には、イメージローテータ１６、紙面に垂直な回転軸を有する両面研磨されたガルバノメトリックミラー１７が配置され、ガルバノメトリックミラー１７の下側反射面１７ａの反射方向には第２のフォーカスレンズ１８が配置され、上側反射面１７ｂの反射方向には、レンズ１９、レーザー光照射の開閉を行うレーザーシャッタ２０、光路に沿って移動自在なフォーカスユニット２１が配置されている。なお、レンズ１９の前側焦点面は被検眼Ｅの瞳孔と共役関係にあり、ガルバノメトリックミラー１７はこの焦点面に配置されている。
【００１６】
フォーカスユニット２１においては、レンズ１９と同一光路上に、ダイクロイックミラー２２、集光レンズ２３が順次に配列され、ダイクロイックミラー２２の反射方向の光路上には、スリット状の開口部を有するスプリットプリズム付マスク２４、ミラー２５が配置されており、このフォーカスユニット２１は一体的に矢印で示す方向に移動ができるようになっている。集光レンズ２３の入射方向の光路上には、コリメータレンズ２６、コヒーレントな例えば波長６７５ｎｍの赤色光を発する測定用のレーザーダイオード２７が配列されている。ミラー２５の入射方向には光輝度な例えば波長５４４ｎｍの緑色光を発するＨｅ−Ｎｅレーザー光のようなトラッキング用光源２８が設けられている。
【００１７】
また、ガルバノメトリックミラー１７の後方にはリレーレンズ２９、凹面ミラー３０が配され、ガルバノメトリックミラー１７の下面１７ａで反射されず通過する光束を、ガルバノメトリックミラー１７の上面１７ｂに導くリレー光学系が構成されている。
【００１８】
トラッキング用光源２８及びレーザーダイオード２７からガルバノメトリックミラー１７、リレー光学系を通り対物レンズ２を介して被検眼Ｅに至るまでの光学系により、照射光学系及び測定光学系が構成されている。照射光学系はガルバノメトリックミラー１７の上側反射面１７ｂで反射されて再び戻されるように、対物レンズ２の光軸から偏心した状態でカルバノメトリックミラー１７に入射されるので、被検眼Ｅの瞳上では光軸から偏心した位置から眼底Ｅａに照射されることになる。
【００１９】
ガルバノメトリックミラー１７の下側反射面１７ａの反射方向の光路上には、光路に沿って移動自在なフォーカスレンズ１８、測定用のレーザーダイオード２７による反射光を反射し、トラッキング用光源２８による反射光を透過するような特性を持つダイクロイックミラー３１、フィールドレンズ３２、拡大レンズ３３、イメージインテンシファイヤ付の一次元ＣＣＤ３４が順次に配列され、血管検出系が構成されている。
【００２０】
また、ダイクロイックミラー３１の反射方向の光路上には、結像レンズ３５、共焦点絞り３６、被検眼Ｅの瞳孔とほぼ共役に設けられたミラー対３７ａ、３７ｂが配置され、ミラー対３７ａ、３７ｂの反射方向には、それぞれフォトマルチプライヤ３８ａ、３８ｂが配置され、測定用受光光学系が構成されている。なお被検眼Ｅの斜め前方には外部固視標３９が配置されている。
【００２１】
これらの血管検出系と測定用受光光学系及び眼底観察光学系によって受光光学系が構成されている。なお、図示の都合上、全ての光路を同一平面上に示したが、ミラー対３７ａ、３７ｂの反射光路、トラッキング用光源２８の出射方向の測定光路からマスク２４に至る光路はそれぞれ紙面に直交している。
【００２２】
更に、装置全体を制御するためのシステム制御部４１が設けられ、このシステム制御部４１には、フォトマルチプライヤ３８ａ、３８ｂの出力、一次元ＣＣＤ３４の出力、二次元ＣＣＤカメラ１３、測定モード制御部４２、操作桿４３の出力がそれぞれ接続されており、システム制御部４１の出力はガルバノメトリックミラー１７を駆動する駆動手段４４に接続されている。
【００２３】
測定モード制御部４２には、演算手段４５、測定モード選択手段４６、眼底照明光波長変更手段として例えばソレノイドによって可視カットフィルタ３を光路内に挿脱させるフィルタ挿脱手段４７、可動ミラー１０を切り換えるための光路切換手段４８、測定光の光量を設定する測定光量設定手段４９、可動ミラー１０の状態を検知するためのミラー検知手段５０が接続されている。また、演算手段４５にはモニタ５１、記憶手段５２が接続されている。
【００２４】
先ず、検者は被検眼Ｅの眼底血管Ｅｖの血流速度測定しようとして、測定モード選択手段４６により「眼底血管測定モード」を選択したとする。「眼底血管測定モード」が選択されたことを、測定モード制御部４２が検出すると、測定モード制御部４２はフィルタ挿脱手段４７に対して可視カットフィルタ３を光路外に移動し、演算手段４５に対して眼底血管血流解析で解析を行うように設定し、絶対血流速度を求めるアルゴリズムをとるモードになる。
【００２５】
演算手段４５は例えばパーソナルコンピュータから成り、「眼底血管測定モード」時には、トラッキングを行うための信号処理とフォトマルチプライヤ３８ａ、３８ｂで取得された信号を解析して絶対的な血流速度を求め、「乳頭部測定モード」が選択された時には、眼底血管測定時とは異なった速度解析アルゴリズムによって相対的な血流速度を求める。
【００２６】
更に、レーザーダイオード２７の光量を眼底血管測定光量設定手段４９により設定する。ミラー検知手段５０での検出結果に関係なく、可動ミラー１０を駆動する光路切換手段４８に対する操作は行わない。従って、検者は接眼レンズ１１によるファインダで観察するか、二次元ＣＣＤカメラ１３を使ってモニタ５１で観察するかを、図示しない光路切換レバーによって自由に選択することができる。
【００２７】
検者は操作桿４３を操作して被検眼Ｅの光軸と対物レンズ２の光軸が一致するように位置合わせを行う。次に、操作桿４３にある測定スイッチを押すことによりレーザーシャッタ２０が光路から離脱してトラッキング用光源２８が照射を始める。図２に示す眼底像Ｅａ’を観察しながら、フォーカスノブを操作して被検眼Ｅの眼底Ｅａにフォーカスを合わせる。そして、検者は測定部位が測定可能領域を示す点線Ｍ位置するように透過型液晶板４を操作して、被検眼Ｅを誘導する。
【００２８】
更に、トラッキング用光源２８によるスリット照明光Ｔが被測定血管Ｅｖに垂直になるように、ローテータ操作ノブを操作する。更に、被測定血管Ｅｖ上にレーザーダイオード２７による測定光Ｌが照射されるようにガルバノメトリックミラー１７の角度を制御する。トラッキング光によって照射された血管Ｅｖは血管像Ｅｖ’として一次元ＣＣＤ３４に結像し、血管像信号として出力される。
【００２９】
検者は測定部位を決定した後に、再び操作桿４３にある入力手段を操作してトラッキングの開始を入力すると、一次元ＣＣＤ３４の出力信号はシステム制御部４１に入力される。システム制御部４１では、撮像された血管像Ｅｖ’に基づいて、血管像Ｅｖ’の移動量を表すデータが作成され、ガルバノメトリックミラー１７の駆動手段４４に血管像Ｅｖ’と移動量が出力される。そして、駆動手段４４がこの移動量を補償するようにガルバノメトリックミラー１７を駆動することにより、被測定血管Ｅｖのトラッキングが行われ、被検眼Ｅの固視微動に対して追尾することができる。
【００３０】
更に、検者はトラッキング動作が安定したところで、再び操作桿４３の測定スイッチを操作して測定の開始を入力すると、システム制御部４１はレーザーダイオード２７を点灯させる。レーザーダイオード２７の眼底Ｅａからの反射光をフォトマルチプライヤ３８ａ、３８ｂで受光して、この出力信号はシステム制御部４１を介して、演算手段４５により解析されて血流速度が求められる。その解析結果は記憶手段５２に記憶される。これにより、眼底血管内の血流速度の測定に先立って固視微動追尾を行うことができる。
【００３１】
次に、検者が乳頭部を測定しようとして、測定モード選択手段４６により「乳頭部測定モード」を選択すると、システム制御部４１からの信号を受けて、測定モード制御部４２は演算手段４５に対しては乳頭部内の相対血流速度を求めるためのアルゴリズムにするように設定し、フィルタ挿脱手段４７により可視カットフィルタ３を光路内に移動させる。可視カットフィルタ３が光路内に挿入されると照明光は赤外光となるので、検者は接眼レンズ１１を介して直視で観察することはできない。
【００３２】
従って、ミラー検知手段５０による検知結果が、「可動ミラー１０が光路から離脱している」であったときには、測定モード制御部４２は二次元ＣＣＤカメラ１３によって眼底観察測定が行えるように、光路切換手段４８により可動ミラー１０を動かして光路を切換え、二次元ＣＣＤカメラ１３によって撮像された画像は、例えばモニタ５１で観察できるようにする。また、被検眼Ｅは透過型液晶板４で呈示される固視標を視認することができなくなるので、外部固視標３９を点灯させる。更に、乳頭計測時には固視微動追尾は必要ないので、トラッキング用光源２８を消灯し、レーザーダイオード２７の光量を乳頭内血流測定光量に設定する。
【００３３】
以上の操作を行うことにより、乳頭計測時には観察光として可視光を被検眼Ｅに照射せずに、モニタ５１で観察できるようになる。検者はモニタ５１の画面を見て、眼底血管Ｅｖの血流速度を測定したときと同じように、操作桿４３を操作して被検眼Ｅの光軸と対物レンズ２の光軸が一致するように位置合わせを行う。次に、眼底像Ｅａ’を観察しながら、フォーカスノブを操作して被検眼Ｅの眼底Ｅａにフォーカスを合わせる。図３に示すように、検者は被検眼Ｅの乳頭部Ｄが観察視野の略中央付近にくるように外部固視標３９の位置を操作して、乳頭部Ｄ内で太い血管のないところに、レーザーダイオード２７による測定光が照射できるように、被検眼Ｅを誘導し再度の位置合わせを行う。
【００３４】
そして、検者が操作桿４３の測定スイッチを操作して、測定の開始を入力する。システム制御部４１は共焦点絞り３６を光路上から退避させ、レーザーダイオード２７を点灯する。レーザーダイオード２７からの測定光は乳頭部Ｄ内で等方的に散乱し、その反射光をフォトマルチプライヤ３８ａ、３８ｂで受光し、この出力信号はシステム制御部４１を介して、演算手段４５で解析されて相対的な血流速度が求められる。この解析結果は記憶手段５２に記憶される。
【００３５】
再度、検者が被検者の眼底血管Ｅｖの血流速度測定しようとして、モード選択手段４６により「眼底血管測定モード」を選択すると、前記した通りの制御が行われるが、更に外部固視標３９を内部固視標である透過型液晶板４に変更し、二次元ＣＣＤカメラ１３になっている観察系光路をファインダによる直視観察に切換えるか、前回の眼底血管測定時に選択されていた観察方法を記憶しておき、その記憶の結果に合わせるように制御するようにしてもよい。次表は測定モードによる設定条件をまとめたものである。
【００３６】
【００３７】
本実施の形態では、眼底照明系の照明光の波長を変更するために可視光カットフィルタ３を使用したが、例えば光源としてタングステンランプ等の眼底血管測定用光源と、乳頭測定用光源として赤外光を照射するレーザー光源とを備えておき、モード選択手段４６で選択された測定部位に応じて、光源を切換えるように構成することも考えられる。
【００３８】
測定光に関して、実施の形態中では選択された測定モードに拘らず、波長６７５ｎｍの赤色光を発する測定用のレーザーダイオード１５を使用するようにしているが、例えば赤色光を発する光源と近赤外光を発する光源とを備え、２つの光源を切換える測定光変更手段を設け、「眼底血管測定モード」が選択されたときには可視光である赤色光の光源を使用し、「乳頭測定モード」が選択されたときには近赤外光を発する光源に変更するようにすることもできる。
【００３９】
本発明の実施の形態をまとめて次に列挙する。
【００４０】
［実施の形態１］ 被検眼眼底に照明光を照射する照明光学系と、眼底中の測定部位に血流速度を測定する測定光を導く測定光学系と、前記測定光による前記測定部位からの反射光を受光する受光光学系と、前記照明光により照明された前記測定部位を含む眼底を観察する観察光学系とを備えた眼底血流計において、眼底に前記測定光を照射し、網膜上血管内の血流速度測定を行う血管内血流測定モードと乳頭内血流速度を行う乳頭内血流測定モードとの２つの測定モードを択一的に選択するモード選択手段と、前記照明光の波長を変更する眼底照明光変更手段と、前記選択手段によって選択された測定モードによって前記眼底照明光変更手段に対して前記照明光の波長を変える制御を行う測定モード制御部とを有することを特徴とする眼底血流計。
【００４１】
この構成により、選択された測定モードによって眼底照明光波長変更手段に対して照明光学系の照明光の照明波長を変えるように制御するにより、網膜上血管の血流速度測定時で被検眼に可視光を照射する必要があるときのみ可視光を照射し、乳頭内血流速度測定時には可視光を照射しないので、被検者は眩しさを必要以上に感ずることがなくなり、測定に伴う負担が少ない。特に、乳頭内測定を行うことは、緑内障の患者であることが多いことから、散瞳剤を使用する必要がないことが極めて重要である。
【００４２】
［実施の形態２］ 前記眼底照明光変更手段は、可視光を透過しない光学部材を前記照明光学系の光路内に挿脱することにより前記照明光の波長変更を行い、前記モード選択手段によって前記血管内血流測定モードを選択した場合には前記光学部材を光路から離脱させ、前記乳頭内血流測定モードを選択した場合には前記光学部材を前記光路内に挿入することを特徴とする実施の形態１に記載の眼底血流計。
【００４３】
この構成により、眼底照明光変更手段は可視光を透過しない光学部材を眼底照明光学系の光路内に挿脱することにより照明光の波長変更を行い、測定モード選択手段によって血管内血流測定モードが選択された場合には光学部材を光路から離脱させ、乳頭内血流測定モードが選択された場合には光学部材を光路内に挿入することにより、乳頭測定時は可視光を照射されないので例えば乳頭内血流速度のみを測定しようとする場合には、被検者は散瞳剤を点眼して散瞳をする必要がなくなるので、無散瞳で測定することが可能となり、散瞳による不快感を被検者は感ずることがなくなる。
【００４４】
［実施の形態３］ 前記眼底照明光変更手段は、可視光の照明光源と赤外光の照明光源を切換えることにより前記照明光の波長変更を行い、前記モード選択手段によって前記血管内血流測定モードが選択した場合には前記可視光の照明光源を前記光路内に挿入し、前記乳頭内血流測定モードを選択した場合には前記赤外光の照明光源を前記光路内に挿入することを特徴とする実施の形態１に記載の眼底血流計。
【００４５】
この構成により、眼底照明光変更手段は可視光の照明光源と赤外光の照明光源を切換えることにより照明光の波長変更を行い、選択手段によって血管内血流測定モードが選択された場合には可視光の照明光源を、乳頭内血流測定モードが選択された場合に赤外光の照明光源を光路内に挿入することにより、照明光源の切換えのみで照明光の波長を変えることができるので、複数の照明光学系を備える必要がなくなり、簡便な構成で目的を達成することができる。
【００４６】
［実施の形態４］ 前記観察光学系は観察手段として撮像光学系とファインダ光学系とを有し、前記観察光学系内に設けた可動ミラーを動作させることにより前記２つの観察手段を切換える光路切換手段と、前記可動ミラーの位置を検知する検知手段とを備えることにより、前記モード選択手段によって前記乳頭内血流測定モードを選択すると、前記測定モード制御部は前記検知手段が前記観察手段として前記ファインダ光学系が選択されていると検知した場合に、前記光路切換手段によって前記観察手段を前記撮像光学系に切換えることを特徴とする実施の形態１に記載の眼底血流計。
【００４７】
この構成により、測定モードで乳頭内血流測定モードが選択されると、観察手段が撮像光学系に切換わるので、ファインダ光学系が選択されていた場合に、検者がわざわざ切換える煩わしさがなくなる。
【００４８】
［実施の形態５］ 測定光量設定手段を有し、前記モード選択手段によって選択した測定モードに応じて、前記測定モード制御部は前記測定光量設定手段に対して前記測定光の光量を設定する制御を行うことを特徴とする実施の形態１に記載の眼底血流計。
【００４９】
この構成により、選択された測定モードに応じて、測定モード制御部は測定光量設定手段に対して測定光の光量を設定させる制御を行うことにより、更に測定モードに応じて測定光量が設定されるので、より精度の高い測定を行うことが可能となる。
【００５０】
［実施の形態６］ 前記測定光を変更する測定光変更手段を有し、前記モード選択手段によって前記血管内血流測定モードを選択した場合に、前記測定モード制御部は前記眼底照明光変更手段に対して前記照明光の波長と異なる可視光の測定光を設定し、前記乳頭内血流測定モードを選択した場合には前記照明光の波長と異なる近赤外光の測定光を設定する制御を行うことを特徴とする実施の形態１に記載の眼底血流計。
【００５１】
この構成により、血管内血流測定モードが選択された場合には、測定モード制御部は眼底照明光変更手段に対して照明光波長と異なる可視光の測定光を設定し、乳頭内血流測定モードが選択された場合には照明光波長と異なる近赤外光の測定光を設定する制御を行うことにより、血管内血流測定時は、赤血球に対して反射率の良い可視光、特に赤色光を使用でき、乳頭内血流測定時は近赤外光にすることによって被検者へ与える不快感をより軽減できると共に、検者が誤って被検眼網膜上に測定光を照射してしまったときに、被検者に不快感を与えたり縮瞳させたりすることがなくなる。
【００５２】
【発明の効果】
以上説明したように本発明に係る眼底血流計は、粗散瞳することなく血管と視神経乳頭の血流速度測定が可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】実施の形態の構成図である。
【図２】眼底血管測定モード時のアライメント画像の説明図である。
【図３】乳頭測定モード時の眼底画像の説明図である。
【符号の説明】
１ 観察用光源
２ 対物レンズ
４ 透過型液晶板
６ 孔あきミラー
７ バンドパスミラー
１３ 二次元ＣＣＤカメラ
１６ イメージローテータ
１７ ガルバノメトリックミラー
２７ レーザーダイオード
２８ トラッキング用光源
３４ 一次元ＣＣＤ
３８ａ、３８ｂ フォトマルチプライヤ
３９ 外部固視灯
４１ システム制御部
４３ 操作桿
４５ 演算手段
４６ モード選択手段
４９ 測定光量設定手段
５０ 検知手段
５１ モニタ
５２ 記憶手段[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a fundus blood flow meter for measuring a blood flow velocity of a blood vessel on a retina of a fundus of a subject's eye and a optic disc.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, coherent light such as laser light is incident on the fundus of the subject's eye as measurement light, and the beat between the light that has been Doppler shifted by red blood cells flowing through the blood vessel at the measurement site and the reference light reflected by the peripheral part A fundus blood flow meter is known which analyzes a signal to determine the absolute value of the blood flow velocity in a non-invasive manner. In this fundus blood flow system, the supra-retinal blood vessels to be measured are extremely thin, around 100 μm, so that the luminous flux by the second light source is measured so that the measurement light does not deviate from the measurement site due to the subject's fixation tremor. A fixation fine movement tracking function of irradiating a region including a blood vessel to track fixation fine movement from a reflected image thereof is provided, thereby improving measurement accuracy.
[0003]
Furthermore, Japanese Patent Application Laid-Open No. Hei 7-136141 discloses an apparatus that can not only determine the blood flow velocity of the fundus blood vessels but also measure the blood flow velocity in the capillaries of the nipple by measuring light incident on the optic disc. Is disclosed. Japanese Patent Application Laid-Open No. 9-103409 discloses that a plurality of observation and imaging means are attached to a fundus imaging apparatus and controlled according to imaging conditions, in which a flip-up mirror is switched and held. However, this is performed by detecting the observation / imaging means attached to the apparatus, and is not switched by the observation / photographing mode. Furthermore, the examiner cannot arbitrarily switch during observation. .
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
Measuring the blood flow and blood flow velocity of the supra-retinal blood vessels can be performed by quantifying the stage of diabetes and confirming the efficacy of the disease based on changes in blood flow velocity and blood flow, thereby enabling the measurement of intraocular diseases such as eye diseases. It can be useful for diagnosing circulation. On the other hand, measuring the blood flow velocity in the nipple capillaries is important information for diagnosing glaucoma.
[0005]
When measuring the blood flow velocity in the blood vessels of the fundus oculi, the fundus blood flow meter requires a fixation fine movement tracking function in order to prevent measurement light having a wavelength of about 670 nm from coming off from thin blood vessels. Although it is conceivable that the light source for fixation fine movement tracking is infrared light, the contrast between the retina and the blood vessel cannot be sufficiently obtained, and therefore, visible light having a wavelength of about 550 nm with good contrast is suitable.
[0006]
Even if there is no fixation tremor tracking function or blood vessel diameter measurement function, if the measurement light is applied to the blood vessel, the subject does not feel dazzling, but the fixation tremor and the If the line of sight moves due to poor fixation, the measurement light may be irradiated on the retina, and the subject may also feel glare.
[0007]
Therefore, in order to measure blood vessels on the retina, it is necessary to dilate the subject's eye. On the other hand, at the time of measuring the nipple, since the measurement site is sufficiently larger than the blood vessel, there is no need for tracking, and there is no problem even if the line of sight slightly moves. The measurement light for measuring the blood flow velocity is visible light of about 670 nm. However, since the light is irradiated into the nipple, the subject does not feel dazzling and does not need to have a mydriasis.
[0008]
Alternatively, it is also conceivable that the measurement light has a near-infrared wavelength different from the wavelength of the illumination light, so that the measurement mode does not emit visible illumination light or the like, and it is desirable to reduce the burden on the eye to be examined. This is even more so if the subject is a glaucoma patient.
[0009]
However, when observing with infrared light, the examiner cannot directly observe the fundus of the subject's eye with a finder or the like. It is necessary to observe. Conversely, when observing with visible light, it is desirable that the finder and monitor observation can be used arbitrarily.
[0010]
Further, the required amount of measurement light is different between the measurement of the blood flow in the blood vessel and the measurement of the blood flow in the nipple, so it is necessary to set the optimum light amount in accordance with the change of the measurement mode.
[0011]
SUMMARY OF THE INVENTION It is an object of the present invention to provide a fundus blood flow meter capable of solving the above-mentioned problems and measuring a blood flow velocity between a blood vessel and an optic disc.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
The fundus blood flow meter according to the present invention for achieving the above object, irradiates the measurement light to the fundus, the blood flow measurement mode and blood flow velocity in the nipple to measure the blood flow velocity in the retinal blood vessels Mode selection means for selectively selecting two measurement modes, i.e., a nipple blood flow measurement mode, fundus illumination light changing means for changing the wavelength of illumination light, and fundus illumination according to the measurement mode selected by the selection means. A measurement mode control unit that controls the light changing unit to change the wavelength of the illumination light.
[0013]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
The present invention will be described in detail based on the illustrated embodiment.
FIG. 1 is a configuration diagram of an embodiment of a fundus blood flow meter capable of measuring both the blood flow velocity measurement in the blood vessel on the retina and the blood flow velocity measurement in the nipple according to the present invention. On the illumination optical system from the observation light source 1 such as a tungsten lamp that emits white light to the objective lens 2 facing the subject's eye E, light in the infrared wavelength range is transmitted and light with a shorter wavelength is transmitted. A visible cut filter 3 that can be inserted into and removed from the optical path without transmitting light, a transmissive liquid crystal plate 4 that is a fixation target display element that is movable along the optical path, a relay lens 5, a perforated mirror 6, and a band-pass mirror 7 are provided. They are arranged sequentially.
[0014]
Behind the perforated mirror 6, a focus lens 8, an imaging lens 9, a movable mirror 10, and an eyepiece 11 as a direct-view optical system are arranged, and reach the examiner's eye e. A two-dimensional CCD camera 13 is arranged in the reflection direction of the movable mirror 10 via a lens 12 as an imaging optical system, and forms a fundus observation optical system.
[0015]
An image rotator 16 and a double-side polished galvanometric mirror 17 having a rotation axis perpendicular to the paper surface are arranged on the optical path in the reflection direction of the bandpass mirror 7, and the reflection direction of the lower reflection surface 17 a of the galvanometric mirror 17 is arranged. A second focus lens 18, a lens 19, a laser shutter 20 for opening and closing laser light irradiation, and a focus unit 21 movable along an optical path are arranged in the reflection direction of the upper reflection surface 17 b. I have. The front focal plane of the lens 19 has a conjugate relationship with the pupil of the eye E, and the galvanometric mirror 17 is arranged on this focal plane.
[0016]
In the focus unit 21, a dichroic mirror 22 and a condenser lens 23 are sequentially arranged on the same optical path as the lens 19, and a split prism having a slit-shaped opening is provided on the optical path in the reflection direction of the dichroic mirror 22. A mask 24 and a mirror 25 are arranged, and the focus unit 21 can be integrally moved in a direction indicated by an arrow. A collimator lens 26 and a measuring laser diode 27 that emits coherent red light having a wavelength of, for example, 675 nm are arranged on the optical path in the incident direction of the condenser lens 23. In the incident direction of the mirror 25, a tracking light source 28 such as a He-Ne laser beam that emits green light having a light intensity of, for example, 544 nm is provided.
[0017]
In addition, a relay lens 29 and a concave mirror 30 are arranged behind the galvanometric mirror 17, and a relay optical system that guides a light flux that is not reflected by the lower surface 17 a of the galvanometric mirror 17 to the upper surface 17 b of the galvanometric mirror 17 is provided. It is configured.
[0018]
An optical system from the tracking light source 28 and the laser diode 27 to the eye E via the objective lens 2 through the galvanometric mirror 17 and the relay optical system constitutes an irradiation optical system and a measuring optical system. The irradiating optical system is decentered from the optical axis of the objective lens 2 and enters the carbometric mirror 17 so as to be reflected by the upper reflecting surface 17b of the galvanometric mirror 17 and returned again. Above, the fundus oculi Ea is irradiated from a position decentered from the optical axis.
[0019]
On the optical path in the direction of reflection of the lower reflective surface 17a of the galvanometric mirror 17, the light reflected by the focus lens 18 and the laser diode 27 for measurement, which is movable along the optical path, is reflected by the light source 28 for tracking. A dichroic mirror 31, a field lens 32, a magnifying lens 33, and a one-dimensional CCD 34 with an image intensifier are sequentially arranged to form a blood vessel detection system.
[0020]
On the optical path in the reflection direction of the dichroic mirror 31, an imaging lens 35, a confocal stop 36, and mirror pairs 37a and 37b provided substantially conjugate with the pupil of the eye E to be examined are arranged. The photomultipliers 38a and 38b are respectively arranged in the reflection directions of, and constitute a light receiving optical system for measurement. An external fixation target 39 is disposed diagonally forward of the eye E.
[0021]
A light receiving optical system is configured by the blood vessel detection system, the light receiving optical system for measurement, and the fundus observation optical system. Although all the optical paths are shown on the same plane for the sake of illustration, the reflected optical paths of the mirror pairs 37a and 37b, and the optical paths from the measurement optical path in the emission direction of the tracking light source 28 to the mask 24 are each orthogonal to the plane of the paper. ing.
[0022]
Further, a system control unit 41 for controlling the entire apparatus is provided. The system control unit 41 includes outputs of the photomultipliers 38a and 38b, an output of the one-dimensional CCD 34, a two-dimensional CCD camera 13, a measurement mode control unit. The output of the operating rod 43 is connected to the output of the operation rod 43, and the output of the system control unit 41 is connected to a driving unit 44 that drives the galvanometric mirror 17.
[0023]
The measurement mode control unit 42 switches a calculation unit 45, a measurement mode selection unit 46, a filter insertion / removal unit 47 as a fundus illumination light wavelength changing unit for inserting / removing the visible cut filter 3 into the optical path by a solenoid, for example, and the movable mirror 10. Path switching means 48, a measuring light quantity setting means 49 for setting the measuring light quantity, and a mirror detecting means 50 for detecting the state of the movable mirror 10. A monitor 51 and a storage unit 52 are connected to the calculation unit 45.
[0024]
First, it is assumed that the examiner selects the “fundus blood vessel measurement mode” by the measurement mode selecting unit 46 in order to measure the blood flow velocity of the fundus blood vessel Ev of the eye E to be examined. When the measurement mode control unit 42 detects that the “fundus blood vessel measurement mode” has been selected, the measurement mode control unit 42 moves the visible cut filter 3 out of the optical path to the filter insertion / removal unit 47, and Is set so that analysis is performed by fundus blood flow analysis, and an algorithm for obtaining an absolute blood flow velocity is set.
[0025]
The calculation means 45 is composed of, for example, a personal computer, and in the “fundus blood vessel measurement mode”, the signal processing for performing tracking and the signals obtained by the photomultipliers 38a and 38b are analyzed to obtain the absolute blood flow velocity. When the “nipple measurement mode” is selected, a relative blood flow velocity is obtained by a velocity analysis algorithm different from that used when measuring fundus blood vessels.
[0026]
Further, the light quantity of the laser diode 27 is set by the fundus blood vessel measurement light quantity setting means 49. Regardless of the detection result by the mirror detection unit 50, the operation on the optical path switching unit 48 that drives the movable mirror 10 is not performed. Therefore, the examiner can freely select whether to observe with a finder using the eyepiece lens 11 or to observe with the monitor 51 using the two-dimensional CCD camera 13 with an optical path switching lever (not shown).
[0027]
The examiner operates the operating rod 43 to perform positioning so that the optical axis of the eye E to be inspected and the optical axis of the objective lens 2 coincide. Next, when the measurement switch on the operation stick 43 is pressed, the laser shutter 20 is separated from the optical path, and the tracking light source 28 starts irradiation. While observing the fundus image Ea ′ shown in FIG. 2, the focus knob is operated to focus on the fundus Ea of the eye E to be inspected. Then, the examiner operates the transmission type liquid crystal plate 4 so that the measurement site is positioned at the dotted line M indicating the measurable region, and guides the eye E to be examined.
[0028]
Further, the rotator operation knob is operated so that the slit illumination light T from the tracking light source 28 is perpendicular to the blood vessel Ev to be measured. Further, the angle of the galvanometric mirror 17 is controlled such that the measurement light L from the laser diode 27 is irradiated onto the blood vessel Ev to be measured. The blood vessel Ev irradiated by the tracking light forms an image on the one-dimensional CCD 34 as a blood vessel image Ev ′, and is output as a blood vessel image signal.
[0029]
When the examiner operates the input means on the operation stick 43 again to input the start of tracking after determining the measurement site, the output signal of the one-dimensional CCD 34 is input to the system control unit 41. The system control unit 41 creates data representing the movement amount of the blood vessel image Ev ′ based on the captured blood vessel image Ev ′, and outputs the blood vessel image Ev ′ and the movement amount to the driving unit 44 of the galvanometric mirror 17. You. Then, by driving the galvanometric mirror 17 so that the driving means 44 compensates for this movement amount, tracking of the blood vessel Ev to be measured is performed, and tracking of the fixation fine movement of the eye E can be performed.
[0030]
Further, when the examiner operates the measurement switch of the operation stick 43 again and inputs the start of measurement when the tracking operation is stabilized, the system control unit 41 turns on the laser diode 27. The reflected light from the fundus oculi Ea of the laser diode 27 is received by the photomultipliers 38a and 38b, and the output signal is analyzed by the arithmetic means 45 via the system control unit 41 to obtain the blood flow velocity. The analysis result is stored in the storage means 52. Thus, fixation fine tracking can be performed prior to measurement of the blood flow velocity in the fundus blood vessel.
[0031]
Next, when the examiner attempts to measure the nipple and selects the “nipple measurement mode” by the measurement mode selection unit 46, the signal from the system control unit 41 is received, and the measurement mode control unit 42 On the other hand, an algorithm for obtaining the relative blood flow velocity in the nipple is set, and the visible cut filter 3 is moved into the optical path by the filter insertion / removal means 47. When the visible cut filter 3 is inserted into the optical path, the illumination light becomes infrared light, so that the examiner cannot observe directly through the eyepiece 11.
[0032]
Therefore, when the detection result by the mirror detection means 50 is “the movable mirror 10 has departed from the optical path”, the measurement mode control unit 42 switches the optical path so that the fundus observation measurement can be performed by the two-dimensional CCD camera 13. The optical path is switched by moving the movable mirror 10 by the means 48, so that the image captured by the two-dimensional CCD camera 13 can be observed on the monitor 51, for example. In addition, since the subject's eye E cannot see the fixation target presented by the transmissive liquid crystal panel 4, the external fixation target 39 is turned on. Further, since the fixation fine tracking does not need to be performed during the measurement of the nipple, the tracking light source 28 is turned off, and the light amount of the laser diode 27 is set to the amount of blood flow measured in the nipple.
[0033]
By performing the above operation, it is possible to observe the monitor 51 without irradiating the eye E with visible light as observation light at the time of measuring the nipple. The examiner looks at the screen of the monitor 51 and operates the operating rod 43 so that the optical axis of the eye E to be inspected and the optical axis of the objective lens 2 coincide with each other as in the case where the blood flow velocity of the fundus blood vessel Ev is measured. Alignment. Next, while observing the fundus image Ea ′, the focus knob is operated to focus on the fundus Ea of the eye E to be inspected. As shown in FIG. 3, the examiner operates the position of the external fixation target 39 so that the nipple D of the eye to be examined E is located substantially near the center of the observation field of view. Then, the eye E is guided and the alignment is performed again so that the measurement light from the laser diode 27 can be irradiated.
[0034]
Then, the examiner operates the measurement switch of the operation stick 43 to input the start of measurement. The system control unit 41 retracts the confocal stop 36 from the optical path, and turns on the laser diode 27. The measuring light from the laser diode 27 isotropically scattered in the nipple D, and the reflected light is received by the photomultipliers 38a and 38b. The output signal is transmitted to the arithmetic unit 45 via the system control unit 41. Analyzed to determine relative blood flow velocities. This analysis result is stored in the storage means 52.
[0035]
When the examiner again attempts to measure the blood flow velocity of the fundus blood vessel Ev of the subject and selects the “fundus blood vessel measurement mode” by the mode selecting means 46, the control as described above is performed. 39 is changed to a transmissive liquid crystal plate 4 as an internal fixation target, and the optical path of the observation system of the two-dimensional CCD camera 13 is switched to direct observation using a finder, or the observation method selected at the time of the last fundus blood vessel measurement. May be stored and controlled so as to match the result of the storage. The following table summarizes the setting conditions depending on the measurement mode.
[0036]
[0037]
In the present embodiment, the visible light cut filter 3 is used to change the wavelength of illumination light of the fundus illumination system. For example, a light source for fundus blood vessel measurement such as a tungsten lamp as a light source, and an infrared light source as a light source for nipple measurement are used. It is also conceivable to provide a laser light source for irradiating light, and switch the light source according to the measurement site selected by the mode selection means 46.
[0038]
Regarding the measurement light, the measurement laser diode 15 that emits red light having a wavelength of 675 nm is used regardless of the measurement mode selected in the embodiment. For example, a light source that emits red light and a near-infrared light are used. A light source that emits light, and a measuring light changing unit that switches between the two light sources is provided. When the “fundus blood vessel measurement mode” is selected, a red light source that is visible light is used, and the “nipple measurement mode” is selected. In this case, the light source may emit a near-infrared light.
[0039]
Embodiments of the present invention are listed below.
[0040]
[Embodiment 1] An illumination optical system that irradiates illumination light to the fundus of a subject's eye, a measurement optical system that guides measurement light that measures a blood flow velocity to a measurement site in the fundus, and a measurement optical system that transmits the measurement light from the measurement site by the measurement light. In a fundus blood flow meter having a light receiving optical system for receiving reflected light and an observation optical system for observing the fundus including the measurement site illuminated by the illumination light, the fundus is irradiated with the measurement light, Mode selecting means for selecting one of two measurement modes of an intravascular blood flow measurement mode for measuring a blood flow velocity in a blood vessel and an intra-nipple blood flow measurement mode for measuring an intra-nipple blood flow velocity, and the illumination light A fundus illumination light changing unit that changes the wavelength of light, and a measurement mode control unit that controls the fundus illumination light changing unit to change the wavelength of the illumination light according to the measurement mode selected by the selection unit. Characteristic fundus blood Flow meter.
[0041]
With this configuration, by controlling the fundus illumination light wavelength changing means to change the illumination wavelength of the illumination light of the illumination optical system in accordance with the selected measurement mode, the fundus illumination light wavelength is visible to the subject's eye when measuring the blood flow velocity of the blood vessels on the retina. Visible light is illuminated only when it is necessary to illuminate the light, and the visible light is not illuminated when measuring the blood flow velocity in the nipple, so that the subject does not feel the glare unnecessarily and the burden associated with the measurement is small . In particular, it is extremely important that the intramedullary measurement does not require the use of a mydriatic, since glaucoma patients are often used.
[0042]
[Embodiment 2] The fundus illumination light changing means changes the wavelength of the illumination light by inserting and removing an optical member that does not transmit visible light into and from the optical path of the illumination optical system. When the intravascular blood flow measurement mode is selected, the optical member is separated from the optical path, and when the intrapapillary blood flow measurement mode is selected, the optical member is inserted into the optical path. The fundus blood flow meter according to aspect 1.
[0043]
With this configuration, the fundus illumination light changing means changes the wavelength of the illumination light by inserting and removing an optical member that does not transmit visible light into the optical path of the fundus illumination optical system, and the blood flow measurement mode in the blood vessel is measured by the measurement mode selection means. When is selected, the optical member is separated from the optical path, and when the intra-nipple blood flow measurement mode is selected, the optical member is inserted into the optical path. When only the blood flow velocity in the nipple is to be measured, the subject does not need to apply a mydriatic agent to perform the mydriasis, so that the measurement can be performed without the mydriasis. The subject does not feel the pleasure.
[0044]
Embodiment 3 The fundus illumination light changing means changes the wavelength of the illumination light by switching between a visible light illumination light source and an infrared light illumination light source, and the intravascular blood flow measurement by the mode selection means. When the mode is selected, the visible light illumination light source is inserted into the optical path, and when the intra-papillary blood flow measurement mode is selected, the infrared light illumination light source is inserted into the optical path. A fundus blood flow meter according to the first embodiment.
[0045]
With this configuration, the fundus illumination light changing unit changes the wavelength of the illumination light by switching between the illumination light source of visible light and the illumination light source of infrared light, and when the intravascular blood flow measurement mode is selected by the selection unit. By inserting an infrared light source into the optical path when the intra-nipple blood flow measurement mode is selected, the wavelength of the light source can be changed only by switching the light source. Therefore, there is no need to provide a plurality of illumination optical systems, and the object can be achieved with a simple configuration.
[0046]
[Embodiment 4] The observation optical system has an imaging optical system and a finder optical system as observation means, and an optical path switching for switching between the two observation means by operating a movable mirror provided in the observation optical system. Means, and detecting means for detecting the position of the movable mirror, when the mode in the nipple blood flow measurement mode is selected by the mode selection means, the measurement mode control unit, the detection means as the observation means the observation means The fundus blood flow meter according to the first embodiment, wherein, when it is detected that a finder optical system is selected, the optical path switching unit switches the observation unit to the imaging optical system.
[0047]
With this configuration, when the intra-nipple blood flow measurement mode is selected in the measurement mode, the observation unit is switched to the imaging optical system. Therefore, when the finder optical system is selected, the examiner does not have to bother to switch. .
[0048]
[Fifth Embodiment] A control having a measurement light amount setting unit, wherein the measurement mode control unit sets the measurement light amount to the measurement light amount setting unit in accordance with the measurement mode selected by the mode selection unit. The fundus blood flow meter according to the first embodiment, wherein the measurement is performed.
[0049]
With this configuration, the measurement mode control unit controls the measurement light amount setting means to set the measurement light amount according to the selected measurement mode, and further sets the measurement light amount according to the measurement mode. Therefore, more accurate measurement can be performed.
[0050]
[Embodiment 6] There is a measuring light changing unit for changing the measuring light, and when the intravascular blood flow measuring mode is selected by the mode selecting unit, the measuring mode control unit is configured to change the fundus illumination light changing unit. Control for setting a measurement light of visible light different from the wavelength of the illumination light, and setting a measurement light of near infrared light different from the wavelength of the illumination light when the intra-nipple blood flow measurement mode is selected. The fundus blood flow meter according to the first embodiment, wherein the measurement is performed.
[0051]
With this configuration, when the intravascular blood flow measurement mode is selected, the measurement mode control unit sets the measurement light of visible light different from the illumination light wavelength to the fundus illumination light changing unit, and measures the blood flow in the nipple. When the mode is selected, by performing control to set the measurement light of near-infrared light different from the illumination light wavelength, at the time of measuring blood flow in a blood vessel, visible light having a high reflectance with respect to red blood cells, particularly red light. Light can be used, and by measuring near-infrared light when measuring blood flow in the nipple, discomfort to the subject can be further reduced, and the examiner mistakenly irradiates the measurement light onto the retina of the eye to be examined. The subject does not have any discomfort or miosis in the subject.
[0052]
【The invention's effect】
As described above, the fundus blood flow meter according to the present invention can measure the blood flow velocity of the blood vessel and the optic disc without coarse pupil.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram of an embodiment.
FIG. 2 is an explanatory diagram of an alignment image in a fundus blood vessel measurement mode.
FIG. 3 is an explanatory diagram of a fundus image in a nipple measurement mode.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Observation light source 2 Objective lens 4 Transmissive liquid crystal plate 6 Perforated mirror 7 Bandpass mirror 13 Two-dimensional CCD camera 16 Image rotator 17 Galvanometric mirror 27 Laser diode 28 Light source for tracking 34 One-dimensional CCD
38a, 38b Photomultiplier 39 External fixation lamp 41 System control unit 43 Operation stick 45 Operation unit 46 Mode selection unit 49 Measurement light amount setting unit 50 Detection unit 51 Monitor 52 Storage unit
