JPH02268727A - 眼科測定方法及び装置 - 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、眼科測定方法及び装置、さらに詳細には、眼
底部に所定径のレーザー光を照射し、眼底部からの散乱
反射光によって形成されるレーザースペックルパターン
の移動を観測点で光強度変゛化として検出し、それによ
り得られるスペックル信号を解析することにより眼科測
定を行う眼科測定方法及び装置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、眼底からの散乱反射光を検
出しこれを解析ないし評価することにより眼科測定を行
う方法が種々知られている０例えば、網膜等の組織の血
管血流を測定する方法としてはｒｌｎｖｅｓｔｉｇａｔ
ｉｖｅ　Ｏｐｈｔｈａｌｓｏｌｏｇｙ」、Ｖｏｌ、１１
．Ｎｏ。

１１、Ｐ　９３６．　１９７２年１１月、’５ｃｉｅｎ
ｃｅＪＶａｔ、　　１８６、Ｎｏｖ　、　２９．１９７
４；　Ｐ　８３０をはじめ特開昭５５−７５６６８゜７
５６６９、７５６７０、あるいは特開昭５２−１４２８
８５　　（英国１３１３２／７６、１ｌｓＰ４，１８６
，６９５）、特開昭５６−１２５０３３　（英国［ＧＢ
］　７９／３７７９９）、特開昭５８−１１８７３０　
（ＩＪｓＰ４，４０２゜６０１）あるいはＵＳＰ４，１
４２，７９６等に示されるレーザードツプラー法が知ら
れている。しかし、ドツ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、不確実
さなどから実用化困難なのが現状である。

一方、散乱物体にレーザー光を照射すると、その散乱光
は゛、コヒーレント光の干渉現象によりランダムな斑点
模様のスペックルパターンを形成することが知られてい
る。これを利用して眼底組織の血流状態を評価するレー
ザースペックル法が知られている。この方法は、例えば
、特開昭６２−２７５４３１（ＵＳＰ４，４７３，１０
７．　ＥＰＣ２３４８６９５，特開昭６３−２３８８４
３　（ＥＰＣ２８４２４８）、特開昭６３−２４２２２
０　（ＥＰ（：２８５３１４）に開示されており、眼底
を測定する場合、眼底に対する光学的なフーリエ変換面
又はフランホーファー回折面や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し、それによ
り得られるスペックル信号を評価することにより血流状
態を測定し眼科測定を行っている。

［発明が解決しようとするｎｍ］ ところが眼球運動やその地被検者の動き、振動等により
、検出面のスペックルパターンが不用に移動したり、レ
ーザースポットがずれたり、検出開口位置がずれて測定
点が測定中に簡単にずれてしまい失敗するというケース
が非常に多く、臨床上大きな問題となっている。これに
対してドツプラー法では特開昭５６−ｉ２５０３３に示
されているように、眼底像を検出面上で機械的に走査し
、管壁と他のところでの光反射率の差から血管を認識し
、位置ずれを補正している。しかし、この方法は、眼底
像を機械的に走査する機構を必要とし、装置は複雑かつ
大がかりになり実用的でない。

また雑誌ｒＡｐｐｌｉａｄ　０ｐｔｉｃｓＪＶｏｉ、２
７．　Ｎｏ、　８゜Ｍａｒｃｈ　１５，１９８８　Ｐ　
１１１３あるいは特開昭６３−２８８１３；ｌ　（ＩＪ
ｓＰ−０１４９９４）、でも同様に像を走査し血管認識
を行ない自動追従の可能性を示しているが、異なる複数
の波長の光で順次照明、検出し、反射光の波長依存性を
利用しているため、装置が極めて複雑になり、実用性が
欠けると共に装置が高価になってしまうという欠点があ
る。また角膜反射を利用した眼球運動の検出に基づいて
、血管移動を補正するには十分な精度の眼球運動検出が
困難であるという問題もある。

従来眼球運動を検出して追従する方法としては、角膜表
面に照明光をあて、その照明光の角膜反射光の動きで眼
球運動を検出して追従する方法、又、ＴＶカメラ等によ
って撮像された眼底画像に対して２つの画像間の差をと
って動きを検出して追従する方法等が知られている。

しかし、この様な方法では眼の表面の動きを検出するも
のなので、眼底部の動きに対して追従動作を行なわせよ
うとした場合には、低い精度しか得られないことになる
。又、ＴＶカメラ等で撮像された眼底画像は、−数的に
光量不足となり十分なＳＮ比がとれないため、２つの画
像間の差をとって動きを検出する装置は非常に大がかり
で複雑になってしまうという欠点がある。

従って本発明は、この様な従来の欠点を解決するために
なされたもので、レーザースペックル現象を用いて簡単
な構成で精度良く眼底部の血管部分を識別でき、血管部
分の自動追従を可能にする眼科測定方法及び装置を提供
することを課題とする。

［課題を解決するための手段］ 本発明は、この様な問題点を解決するために、眼底部に
所定径のレーザー光を照射し、生体組織の血球からの拡
散反射光により形成されるレーザースペックルパターン
の移動を観測点でスペックルの光強度変化として検出し
、さらに、スペックル信号を信号処理することによって
重心位置を求め、その重心位置を血管の中心位置と判別
し血管位置を識別する構成を採用した。

［作　用］ この様な構成において、投光光学系により所定径のレー
ザー光を眼底部に照射し、生体組織の血球からの拡散反
射光により形成されるレーザースペックルパターンの移
動を受光光学系を通してスペックルの光強度変化として
光電変換素子を用いて検出する。スペックル信号は生体
組織の血球移動速度を反映する。光電変換素子上のスペ
ックル径と光電変換素子の走査速度を最適に設定するこ
とにより、生体組織の血球移動速度が速い場合、スペッ
クルの光強度変化が激しいので、光電変換素子の蓄積時
間による平均化により出力は小さくなる。逆に遅い場合
は出力の減少は少なくなる。

その場合スペックル信号を信号処理することによって重
心位置を求め、その重心位置を血管の中心位置と判別し
血管位置を識別する。このように血管部分が高精度識別
できるので、眼球運動による血管位置の移動が発生して
もその移動量に対応して可動ミラーを駆動することによ
ってレーザー光の照射位置と観測点の位置を制御し血管
部分を自動追従することが可能になる。

［実施例］ 本発明は特に、眼底に所定径のレーザー光を照射し、眼
底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運動をスペックル強度変化
として検出し、得られたスペックル信号の解析結果に基
づいて、眼底組織の血流状態を測定する眼科測定装置に
適用される。

従って、以下に示す実施例では、眼底カメラの光学系を
基本とした眼底組織の血流状態を測定する眼科測定装置
へ付属する型の場合を例にして説明するが、本発明は、
このような眼科装置に限定されるものでなく、その他の
眼科装置にも適用されるものである。

第１図において、例えば赤色のＨｅ−Ｈｅ　　（波長８
３２．８ｎｍ　）レーザー光源１からのレーザー光束は
、コンデンサレンズ２を介し光強度を調節するための光
量調節フィルター３を通過する。さらにコリメートレン
ズ４で平行ビームとなり、その平行ビーム中に開口５．
６が設置されており、これによっ−て被検眼１６の眼底
１６ｂ上におけるレーザー光の照射領域の大きさと形状
を選択で幹るようになっている。

さらにレーザービームは集光レンズ９を介して、第２図
に示すように眼底カメラ照明光学系内のリングスリット
１１の透明な環状開口１１ａの一部に設置したミラー１
０上に集光され反射される（第２図において斜線部は不
透明部分である）、この構成により眼底観察撮影用光束
が眼底に入射するのと同じ光路に導かれる。レーザー光
はリレーレンズ１２，１３、穴開きミラー１４、対物レ
ンズ１５を経て被検眼１６の角膜１６ａから眼底１６ｂ
に達し、測定及び追従すべき血管に照射される。

以上のレーザー照射光学系において、可動ミ処 ラー８は被検番１６の眼底１６ｂ上のビームスポット位
置を移動可能とするためのものであり、測定開始前は例
えばトラックボール１７を操作することによフて出力部
４６．を介してその制御が行なわれる。可動ミラー８は
光軸に対するＸと７両方向で各々独立にミラーの傾き角
を変えられるようになっており、コアギユレータ−等で
通常用いられている方法により可動ミラーが制御される
。

また可動ミラー８によるレーザーの反射角は、ＸとＹ方
向のミラーの傾き角に対するレーザー光の傾幹角の違い
によって生じる差の補正を最小限にするために、スペー
スの許す限り小さくとっである。また可動ミラー８の位
置は被検眼１６の角膜１６ａあるいは瞳との略共役な位
置に設置しておくことにより、被検眼１６の角膜上のレ
ーザービーム入射位置を大きく変えることなく、眼底上
でビームを移動することができる。

また、レーザー光は観察撮影光束と同じ光路に配置され
る為、眼底カメラの左右、上下のスウィング機構や固視
誘導機構を利用することにより、可動ミラー８によるレ
ーザー光の眼底１６ｂの位置への照射を観察撮影視野内
において行なうことができる為極めて好適である。

眼底の測定及び追従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
の照明光学系は撮影光源２０と同一光軸上に配置された
観察光源１８、コンデンサレンズ１９，２１．フィルタ
２２．ミラー２３から構成される。

以上の照明光学系においてコンデンサレンズ２１とミラ
ー２３の間に配置されるフィルター２２は、第３図に図
示した様な分光特性を有する波長分離フィルターとして
構成されるので、観察、撮影光に含まれる赤色成分はカ
ットされる。

この分光特性は使用するレーザー光源の波長に応じて適
切なものが使われる。

レーザー光が眼底上で散乱されて生ずるスペックル光と
、他の観察撮影用の反射光は、ともに、再び対物レンズ
１５で受光され穴開きミラー１４の穴を通過してフォー
カシングレンズ２４、結像レンズ２５又は２６を介して
一度空間上に結像され再びリレーレンズ２９を介して可
動ミラー３０で反射されリレーレンズ３１を介して穴開
きミラー３２の付近に結像される。穴開きミラー３２で
反射された光はリレーレンズ３３を介して波長分離ミラ
ー３４で分離される。スペックル光は、波長分離ミラー
３４で反射され、シリンドリカル結像レンズ４２ａ、４
２ｂにより走査型センサーであるＣＣＤ４３上に結像さ
れる。なお、波長分離ミラー３４は、光軸に対して約４
５°で設置されており、波長分離フィルター２２と同様
、第３図に示す様な分光特性を有し、赤色の）Ｉｅ−Ｎ
ｅレーザー光によるスペックル光の大半を反射する。

波長分離ミラー３４を通過した光は、結像レンズ３５を
介してレチクル３６の面上に結像され、接眼レンズ３７
を介して検者に観察される。ここで、接眼レンズ３７は
、レチクル３６を基準に検者の視度補正が行なえる様に
構成されている。

また、レチクル３６は第４図に示した様に直角に印しで
あるレチクルのうち一方が区別できる様な模様になって
おり、その直角に交わる部分が穴開きミラー３２の穴３
２ａの中心と一致している。またその直角に交わってい
る部分を中心に回転可能となっている。また、レチクル
３６を回転させ、第４図の様に血管１６ｃの像の傾きに
合わせることにより、その方向にシリンドリカルレンズ
４２ａ、４２ｂ、ＣＣＤ４３が同期して回転し自動的に
ＣＣＤ４３と血管像が垂直方向になる。

このときのＣ０Ｄ４３の面上に形成される眼底像を第５
図に示す、ｌａは、照射されるレーザービームのスポッ
トを示す。

なおＣＣＤ４３上に結像される眼底像は、スペックル径
、スペックルパターンのボイリング運動及びＣＣＤ４３
の感度の関係から第５図に示す様にシリンドリカル結像
レンズ４２ａ、４２ｂによって血管１６ｃの方向と同方
向の倍率が血管方向と直角方向の倍率より小さくなるよ
うに設定されている。また、第５図の様にＣＣＤ４３の
面上の穴開きミラー３２の穴３２ａの像に交わらない位
置にＣ０Ｄ４３が設置してあり、またそのＣＣＤ４３は
、血管１６ｃの方向と垂直方向に設置される。

写真撮影時には跳ね上げミラー２７が２７ａを支点とし
て矢印の方向に２７°まで跳ね上げられ、跳ね上げミラ
ー２７で反射されてきた眼底からのレーザースペックル
光を含む観察撮影光束が写真フィルム２８上に結像され
撮影が行なわれる０以上の様に通常は眼底カメラとして
眼底の観察撮影が可能であり、しかもレーザー光が照射
されている時であれば、その状態が観察撮影できるため
測定点の確認や記録が直接行なえる点でもきわめて好ま
しい作用が得られる。

以上の眼底からのスペックル光、観察撮影用の反射光を
受ける受光光学系において穴開きミラー３２の穴３２ａ
を通過した光はピンホール３８上に被検者１６の眼底１
６ｂの像を形成する。ビンホール３８のピンホールを通
過した光は、干渉フィルタ３９を経て測定開始によりフ
ォトマル（光電子増倍管）４０で受光されこのフォトマ
ル４０で検出されたスペックル信号は解析部４１に送ら
れ、血流状態の解析が行なわれる。なお、干渉フィルタ
３９は、赤色Ｈｅ−Ｎｅレーザーの波長８３２．８ｎｍ
の光のみを通過させる分光特性を有している。

また、眼底からのスペックル光観察撮影用の反射光を受
ける受光光学系において可動ミラー３０は被検者１６の
眼底１６ｂ上の血管を穴開きミラー３２を介してピンホ
ール３８上に結像させる様に位置補正を行なう為のもの
であり、測定開始前は例えばトラックボール１７を操作
することにより、出力部４６を介してその制御が行なわ
れる。

ここでトラックボール１７は測定開始前は可動ミラー８
を操作するためにも使用されたが、例えば切替えスイッ
チ等で可動ミラー８と可動ミラー３０を各々独立に操作
することができるようにしている。可動ミラー３０は光
軸に対するＸとＹ方向で各々独゛立にミラーの傾き角を
変えられるものであり、これは可動ミラー８と同様であ
る。

また可動ミラー３０での光束の反射角は、ＸとＹ方向の
ミラーの傾き角に対する光束の傾ぎ角の違いによって生
じる差の補正を最小限にする為に、スペースの許す限り
小さくなるように設定されている。

また可動ミラー３０の位置は、被検眼１６の角膜１６ａ
あるいは瞳と略共役な位置に設置しておくことにより、
可動ミラー３０を傾けても被検眼の瞳等で光束が遮られ
ることなく眼底１６ｂの像をピンホール３８上で移動す
ることができる。

また受光光学系において結像レンズ２５は広画角用結像
レンズであり、被検眼の眼底１６ｂの全体像が確認でき
るくらい広視野で観察することが可能な画角を有し、こ
の広視野のときレーザースポットを所望の血管に位置合
わせできるようになっている。一方路像レンズ２６は狭
画角用結像レンズであり、この高倍率レンズにより高倍
率で観察することにより眼底１６ｂ上のレーザースポッ
ト１６ｃ内の血管像を穴開きミラー３２を介してピンホ
ール３８上に位置合わせすることが可能になる。

なお結像レンズ２５と２６は光軸をずらすことなく瞬時
に交換できるように構成されている。この２つの変倍レ
ンズによって所望の測定点への位置合わせが正確かつ容
易に行なうことができる。

また受光光学系において、穴開きミラー３２の穴径は被
検眼１６の眼底１８ｂ上の測定すべき血管上からの光束
が通るぐらい小さくしであることと、穴開きミラー３２
が被検眼１６の眼底１６ｂと略共役な位置に設置しであ
ることにより、観察者は測定すべき血管の像を穴開きミ
ラー３２の穴と重ね合わす操作をすることにより確実に
位置合わせすることができる。第４図にその時の観察さ
れる像を示す、なお、波・長分離ミラー３４をスペック
ル光はわずかに透過するため観察者はレーザースポット
１ａの位置を確認することが可能になる。

測定開始によりスペックル光はＣＣＤ４３で受光されＣ
Ｃ’Ｄ４３からの出力信号は信号処理部４４に送られる
。信号処理部４４では血管判別信号を得て＾／Ｄ変換し
てデジタル信号として出力する。演算部４５ではデジタ
ル化された血管判別信号より血管位置の検出を行い眼球
運動などにより血管移動があった場合そのＢ動量を検出
し初期位置に戻す様な補正量を演算する。演算結果を出
力部４６に出力し、出力部では、演算結果に基づいて可
動ミラー３０、可動ミラー８の制御を行いピンホール３
８上に常に眼底像の同じ位置がある様に又、眼底１６ｂ
の同じ位置にレーザースポットがある様に、フィードバ
ック補正を行なう。

なお測定中、波長分離ミラー３４を透過した広底像が形
成され、観察者は観察可能であるため、対象位置がずれ
ていないか監視することができ、極めて好ましい作用が
得られる。

次に、信号処理部４４以降の電気系について詳しく説明
する。

３４６図は信号処理部ブロック図である。信号処理部４
４は駆動回路５６、バイパスフィルター５１、増＃！器
５２、絶対値回路５３、リミッタ付増幅器５４、Ａ／Ｄ
変喚器５５で構成される。駆動回路５６で発生する駆動
パルスを１０２４画素のリニアＣＣＤ４３に供給する。

ＣＣＤ４３ではスペックル光の充電変換を行ないスペッ
クル信号を得る。ＣＣ０４３で得られたスペックル信号
は、バイパスフィルター５１を通通し、高周波成分だけ
が抽出される。高周波成分だけになったスペックル信号
を増幅器５２で増幅し、絶対値回路５３を通して信号の
絶対値をとる。

絶対値回路５３の出力信号は第７図のようになる。なお
、同図において信号波形は、ＣＯＤ全体からの波形では
なく、中心付近のみの波形である。これは、第８図、第
１２図、第１３図についても同様である。絶対値をとっ
た信号をリミッタ付増幅Ｗ５４に入力し、必要部分を選
択的に、例えば第７図に示された信号の点線の範囲Ａの
部分を増幅し、不必要部分はリミッタ−で制限すること
により血管判別信号を抽出する。リミッタ付増幅器５４
の出力信号は第８図のようになる。得られた血管判別信
号はＡ／Ｄ変換回路５５でＡ／Ｄ変換されてデジタル信
号のデータとして演算部４５に出力される。

第９図は、演算部の構成を示すブロック図である。演算
部４５は、インバーター５７、セレクター５８、メモリ
ー５９、レジスタ６０、加算器６１〜６３、レジスター
６４、メモリー６５、ＣＰＵ６６で構成される。入力デ
ーターはインバーター５７を経てメモリー５９に書き込
まれる。メモリー５９には積分回数分だけのバンクがあ
り、ｋ回積分ならばにバンクあることになる。

メモリー５９．６５はシステムのクロックの前半で読み
出し、後半で書き込みを行う、メモリー５９から読み出
されたデータは、ｋバンク前、すなわち１周期前に書き
込まれたデータでレジスタ６０に取り込まれる。

またレジスタ６０はに−ｉ回レジスタ６４より遅れて動
作を開始する。また、レジスタ６４にはメモリー６５よ
り１バンク前までの積分値、すなわち、５ｔ−１＋５ｉ
−２＋５ｉ−３＋−・−３ｔ−ｋ（ｋ個）が取り込まれ
、加算器６１にてレジスタ６０とレジスタ６４の値が加
算され、さらに１加えられる。ここで、レジスタ６０よ
りのデータはＳ　ｉ−にの反転したデータであるから、
さらに１加えることで、レジスタ６４からレジスタ６０
の本来の値を減算することになる。

すなわち、加算器６１によってＳ　ｌ−１＋　Ｓ　Ｉ−
２＋　Ｓ　Ｉ−３＋・・・Ｓ　１−（ｋ−１）　となる
、これが加算器６２でｓｉが加算されるのでＳ　ｉ　＋
　Ｓ　ｉ−１＋　Ｓ　ｉ−２＋Ｓ＋−３＋・・・Ｓ　１
−（ｋ−１）　　となり新しい積分値となる。加算器６
２によって得られた新しい積分値はメモリー６５に書き
込まれる。また、加算器６２の出力は加算１６３によっ
て１バンク分加算される。すなわち１バンク分の画素の
積分した総和が得られる。

加算器６３による総和及びメモリー６５に書き込まれた
積分値は、ＣＰｔＪ６６によって読み込まれ、加算器６
３の総和の１／２になるまでメモリー６５に゛内容が順
次加算される。加算器６３の総和はメモリー６５の内容
の総和であるから、総和の１７２になるまで加算したと
きのメモリー６５のアドレスはメモリー６５の重心のア
ドレスに等しい、このとき血管像は左右はぼ対称なので
重心が血管中心と考えられる。

また、メモリー６５は積分値であるので、ノイズの影響
は殆ど受けず、血管が動かなければ、重心位置は安定し
ている。従フて、重心位置を１ノてンク毎に求め、喜々
比較すると、血管位置の移動が認識でき、追従開始時の
初期位置と比較することにより、初期位置からの穆動量
が求められる。

初期位置からの穆動量が求められれば、これを初期位置
に戻すための補正演算を行い、補正量を求め出力する。

出力部４６では、演算部４５の補正量に基づし１てパル
スモータ−を駆動し、パルスモータ−に連結された可動
ミラー８、可動ミラー３０の制御を行なう。可動ミラー
８の駆動によりレーザー先の照射位置が調節され眼底の
追従すべき血管の中心にレーザー光の照射位置が移動さ
れ、自動追従力（行われる。また、可動ミラー３０の駆
動によりスペックルパターンの観測点が調節され眼底の
追従すべき血管の中心にスペックルパターンの観測点が
移動され、自動追従が行われる。

眼底上の血管からの情報を得ようとする場合、計測点が
血管の中心部と端とでは、計測結果に差異が生じる場合
がある。これによるバラツキをなくするため中心位置補
正を行なっている。

中心位置補正フローチャート図を第１０図に示す。ステ
ップＲ１は血管位置を検出する検出部分でステップＲ２
で検査開始となるまで常に血管位置を検出しつづける。

ステップＲ３では検査開始直後、最新の血管位置情報か
ら血管中心位置を求め、ＣＣＤ４３の中心位置とのずれ
量を求めて血管中心とＣＣＤ中心のずれがなくなるよう
補正する。又ステップＲ４では血管の初期位置を血管中
心とＣＣＤ中心が一致するように設定する。初期位置を
ステップＲ４のように設定することによってステップＲ
５の追従もステップＲ６で検査終了となるまで″血管中
心がＣＣＤ４３の中心位置と一致するように常に補正す
ることになる。この方法により、検者によるアライメン
トが血管中心よりずれていても、検査開始直後には常に
血管中心の検査ができるようになる。

チク レ架手ル３６を光軸に関して回転させることによってＣ
ＣＤ４３も光軸に関して回転し、ＣＣＤが血管と垂直方
向に設定できるような構造となっていることは先に説明
したが、ざらにＣＣＤの回転角を検出するためにポテン
ショメーター４７が取りつけられている。角度検出部４
８ではポテンショメーターの出力を８ビツトにＡ／Ｄ変
換して角度データを得ている。得られた角度データは演
算部４５に送られ角度データよりＣＣＤの回転角を判定
される。演算部４５では血管位置移動に対してＸ、Ｙ方
向への補正量を演算して出力する。

ＣＣＤ４３上に結像するスペックルサイズとＣ０Ｄ４３
の１画素のサイズの関係が大きくずれると、良好なスペ
ックル信号を得ることができない。たとえば第１１図（
ａ）のようにスペックル９３゛のサイズがＣＣＤ４３の
１画素Ｇに比較して大きい場合には、ＣＣＤ４３の１画
素に入射する光量が減ってしまい十分な強度のスペック
ル信号が得られず第１１図（ｂ）のようなスペックル信
号９３ａになる。又逆に３４１１図Ｃ６）のようにスペ
ックル９３′のサイズがＣＣＤ４３の１画素Ｇに比較し
て小さい場合にはＣＣＤ４３の各画素に入射する光量が
平均化されてしまい、第１１図（ｆ）に図示したように
コントラストのないスペックル信号９３ａのようになっ
てしまう。スペックルサイズとＣＣＤ４３の１画素のサ
イズの関係は第１１図（Ｃ）のようにほぼ等しいような
関係になると第１１図（ｄ）に図示したように良好なス
ペックル信号９３ａが得られる。

次にスペックル信号に基づき移動速度の異なる物体を判
別する方法を説明する。

スペックルのボイリング運動の場合の説明は複雑なので
、簡単のためにスペックルの並進運動におきかえて説明
する。第１２図（ａ）の左半分は、例えば、血管の周辺
組織で血球の移動速度が遅く、従っ″てスペックル９３
°の移動速度が遅い１２図（ｂ）はそれぞれに対応した
センサーの出力信号の図である。スペックルパターンの
移動速度の方が走査型センサーの走査速度よりも速い場
合には、スペックルの明るい部分と暗い部分がＣＣＤ４
３の受光部を数多く通過するので、そのセンサーの出力
は明るい部分、暗い部分の平均化された出力が得られ、
受光位置による信号出力の差も少ない。

逆にスペックルパターンの移動速度の方が走査型センサ
ーの走査速度よりも遅い場合には、スペックル９３°の
明るい部分と暗い部分が受光部を通過する数は少なくな
≠ことになり、走査型センサーであるＣＣＤ４３の受光
部の位置によってスペックルの明るい部分が多く通過し
た所では、出力は強くなり、スペックルの暗い部分が多
く通過した所では出力は弱くなる。従ってスペックルパ
ターンの移動速度の異なる物体に対して、走査型センサ
ーの走査速度を最適に設定して走査型センサーの出力信
号の強弱の比を求めることによって移動速度の異なる物
体の判別を行なうことができる。

第５図のようにＣＣＤ４３面上に結像するレーザースペ
ックル光による眼底像の血管像の血管方向と血管１６ｃ
に対して垂直方向の比を変えて、血管方向の圧縮を行な
うと血管に対して垂直方向の分解能は劣化させることな
く、ＣＣＤ４３への入射光量を増加させることができる
。またスペックルの明るい部分と暗い部分の信号強度比
は若干悪くなるが、極端に暗い部分が少なくなるので、
血管判別の際誤判別が少なくなる。

［他の実施例］ 第１３図以下に説明する実施例は、前実施例と目的は同
じであるが、眼底カメラの光学系を基本としてない型の
場合の実施例である。以下の説明では前実施例と同じも
のは図示が省略されており、また同一部分には同一の参
照番号が付されており、その説明は省略されている。

第１３図においてレーザー光は角ｌｌ１１６　ａと共役
な位置にある微小ミラー１０２に集光されリレーレンズ
１０３，１０４を介し、フォーカッシングレンズ１０５
を経て、角膜１６ａと共役な位置にある可動ミラー１０
６で反射されて対物レンズ１５を介して眼底１６ｂに照
射される。可動ミラー１０６の詳細は第１４図に図示し
たように、光を全部反射する全反射ミラー１０６ａ、透
明部１０６ｂ、光を透過させず、反射率の低い部分１０
６ｃから構成されている。

眼底１６ｂで拡散反射されたレーザー光のうち、同光路
を介して穴開きミラー１０１で反射されたものはＣＣＤ
４３上に結像する。穴開きミラー１０１及び微小ミラー
１０２で遮られずに通過したレーザー光は結像レンズ１
０７によりピンホール３８上に結像される。

前実施例ではビームの位置合わせ・追従用ミラーと観測
点位置合わせ用・追従用ミラーが独立して動くため、位
置合わせの操作が複雑になるという欠点がある。又追従
時、互いの位置関係にずれが生じる場合があるが、本実
施例ではそれを解決するために各々のミラーを一枚に構
成しである。

第１５図は信号処理部のブロック図であり、セレクター
６７、メモリ６８、ラッチ６９、大小比較器７０、コン
トロール７１で構成される。コントロール７１ではメモ
リ６８からの読出し及びメモリ６８への書込タイミング
をコントロールする。メモリ６８から読出された前回の
値はラッチ６９によって係持される。Ａ／Ｄ変換回路５
５で８ビツトにＡ／Ｄ変換された前回の値との大小比較
が行なわれる。大小比較器７０の判定結果より、大きい
方の値がセレクター６７により選択されその値がメモリ
６８内に記憶されていた前回の値を消去して新たーぐ書
込まれる。同様のことを順次Ｃ０Ｄ４３から出力される
信号の全部の値について行なう。これを複数回行ない、
得られた血管判別信号の８ビットデジタル信号を演算部
に出力する。このような処理を行なうことによってスペ
ックル信号の暗い部分は補正され、より忠実な血管判別
信号を得ることができる。

更に同様の効果を得るために第１６図の信号処理ブロッ
ク図のような構成にしてもよい。ＣＣＤ４３と同様なＣ
ＣＤ４３’を設は眼底像を受光するように配置する。Ｃ
ＣＤ４３．４３　’からの出力信号は各バイパスフィル
タ−５１，５１増幅器５２．５２’を通り、第１７図（
ａ）、（ｂ）のような出力信号となる。大小比較回路７
２ではそれぞれの絶対値回路の出力信号を入力信号とし
、それぞれの入力信号のうち信号強度の大きい方の信号
を選択し、出力する。大小比較回路７２の出力波形は３
４１７図（Ｃ）のようになる。

大小比較回路フ２の出力信号はリミッタ付増幅器５４に
入力され信号の必要部分の増幅を選択的に行ない、不必
要部分はリミッタで制限することにより第１７図（ｄ）
のようになり血管判別信号を抽出する。−本実施例では
ＣＣＤを２個使った場合について説明したが、２個に限
らず複数個使用しても同様である。更に第１５図のＣＣ
Ｄ４３にリニアセンサーでなくエリアセンサーを用いて
エリアセンサーの複数ラインを加えることによっても同
等の効果が得られる。

ＣＣＤ４３と血管像が垂直方向になるようにするために
、イメージローチーターフ０を使用して第１８図のよう
にＣＣＤ４３面上に形成される血管像を回転させてもよ
い。イメージローチーターをレチクル３６と連動して回
転させる構造とし、更にイメージローチーターの回転角
を検出するためにポテンショメーター４７°を取り付け
て、角度データを得るようにしている。

ＣＣＤ４３を第１９図のようにバイブレータ７１で振動
させ、ＣＣＤ面上に形成される血管像の血管方向にスペ
ックルの動きに比較してゆっくりど小さく振動させるが
、または第２０図のようにＣＣＤ直前のレンズ４２ｂを
バイブレータ７１で撮動させ、スペックルの動きに比較
してゆっくりと小さく振動させることによっても、ＣＣ
Ｄ４３面上のレーザースペックル光による眼底像の血管
像の血管方向と血管に対して垂直方向の比を変えて垂直
方向の圧縮を行なうのと同等の効果が得られる。

又、使用するＣＣＤ４３がリニアセンサーの場合、レー
ザースペックル光による眼底像の血管像の血管方向の分
解能は必要ないので、血管方向の圧縮を行なう時フーリ
エ面でも可能である。血管と垂直方向は分解能が必要な
ので結像面でなくてはならない。

［発明の効果］ 以上説明したように本発明では、　スペックル信号を信
号処理することによって重心位置を求め、その重心位置
を血管の中心位置と判別し血管位置を識別するようにし
ているので、容易にまた確実に眼底部の血管位置を識別
することが可能になる。従って、血管の移動量も容易に
検出できるので、血管部分が移動した場合その移動量に
応じてレーザー光の照射位置あるいは観測点の位置を制
御し血管部分を自動追従することが可能になる。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明装置の全体構成を示した構成図、第２
図は、リングスリットの構成を示した構成図、第３図は
、フィルタの分光特性を示した説明図、第４図及び第５
図は、観察される眼底像を示した説明図、第６図は、信
号処理装置の構成を示したブロック図、第７図は、絶対
値回路からの出力信号の波形を示した波形図、第８図は
、リミッタ付増幅器の出力信号の波形を示した波形図、
第９図は、演算部の構成を示すブロック図、第１０図は
、中心位置補正の制御の流れを示したフローチャート図
、第１１図（ａ）〜（ｆ）は、スペックルサイズ、ＣＣ
Ｄの画素サイズの関係と出力信号を示した説明図、第１
２図（ａ）、（ｂ）は、スペックルパターンの８動速度
とＣＣＤの出力信号の波形を示した説明図、第１３図は
、本発明装置の他の実施例の構成を示した構成図、第１
４図は、可動ミラーの詳細な構成を示した構成図、第１
５図及び第１６図は、それぞれ信号処理部の構成を示し
たブロック図、第１７図（ａ）〜（ｄ）は、ＣＣＤから
の出力信号の波形を示した波形図、第１８図は、イメー
ジローチーターの配置を示した配置図、第１９図及び第
２０図は、ＣＣＤ上の像を振動させる構成を示した配置
図である。 １・・・レーザー光源 ８・・・可動ミラー １６ｂ・・・眼底 １８・・・観察光源 ２０・・・撮影光源 ３０・・・可動ミラー ４０・・・フォトマル ４１・・・信号解析部 ４４・・・信号処理部 ４５・・・演算部 眼底像の説明口 第４図 眼底像の説明Ｚ 第５図 信号処理部のフｂツク図 第６図 出力波形図 出力波形図 第７図 第 図 中心位置補正フローチャート図 第１０図 ＣＣＤ１画素 ＣＣＤ１画素 スベ・ンクルの検出状態を示す説明図 第１１図 スベ・ソクルの移動速度と信号の説明図第１２図 信号虜形図 第１７図 イメージローチーターの妃１図 第１８図 バイブし−９の配置図 第１９図 バイブし−９の配置図 第２０図

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）眼底部に所定径のレーザー光を照射し、眼底部から
   の散乱反射光によって形成されるレーザースペックルパ
   ターンの移動を観測点で光強度変化として検出し、それ
   により得られるスペックル信号を解析することにより眼
   科測定を行う眼科測定方法において、 スペックル信号を信号処理することによって重心位置を
   求め、その重心位置を血管の中心位置と判別し血管位置
   を識別することを特徴とする眼科測定方法。 ２）前記血管の中心位置データを連続して数回取り込み
   、各連続データ間の差分から血管像の移動量を求め、そ
   の移動量にしたがって測定する血管を自動追従すること
   を特徴とする請求項第１項に記載の眼科測定方法。 ３）眼底部に所定径のレーザー光を照射し、眼底部から
   の散乱反射光によって形成されるレーザースペックルパ
   ターンの移動を観測点で光強度変化として検出し、それ
   により得られるスペックル信号を解析することにより眼
   科測定を行う眼科測定装置において、 レーザー光を対象血管を含む眼底部に所定径の光束とし
   て照射する光学系と、 眼底部の散乱反射光により形成されるレーザースペック
   ルパターンの移動を観測点でスペックル光強度変化とし
   て検出する手段と、 前記検出手段より得られるスペックル信号を処理して重
   心位置を求める手段とを設け、 前記求められた重心位置を血管の中心位置と判別し血管
   位置を識別することを特徴とする眼科測定装置。