JP2011255236A

JP2011255236A - Ophthalmologic device

Info

Publication number: JP2011255236A
Application number: JP2011216773A
Authority: JP
Inventors: Yasuyuki Numajiri; 泰幸沼尻
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 2011-09-30
Filing date: 2011-09-30
Publication date: 2011-12-22
Anticipated expiration: 2021-08-31
Also published as: JP5284437B2

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To enable a user to confirm the safety of a subject's eye more certainly.SOLUTION: An ophthalmologic device measures the time after a noncoherent light is irradiated to the subject's eye when the noncoherent light is not irradiated to the subject's eye within a prescribed time before the noncoherent light is irradiated to the subject's eye (for instance, 24 hours or less).

Description

本発明は、被検眼に光を照射して被検眼を観察又は被検眼に光を照射して被検眼の特性を計測する眼科装置に関するものである。 The present invention relates to an ophthalmologic apparatus for irradiating light to a subject eye to observe the subject eye or irradiating light to the subject eye to measure characteristics of the subject eye.

レーザー光等のコヒーレント光を測定光として眼内に照射して、被検眼の特性を計測する眼科装置としては、眼底血流計やレーザーフレアセルメータ等があり、このような眼科装置では観察用にタングステンランプやハロゲンランプ等の非コヒーレント光を照明光として眼に照射するものも多い。被検者の眼に対する安全上、照射できる最大の積算光量である最大許容露光量（ＭＰＥ：ＭａｘｉｍｕｍＰｅｒｍｉｓｓｉｂｌｅＥｘｐｏｓｕｒｅ）がコヒーレント光についてはＡＮＳＩ（ＡＭＥＲＩＣＡＮＮＡＴＩＯＮＡＬＳＴＡＮＤＡＲＤＳＩＮＳＴＩＴＵＴＥ）に、非コヒーレント光についてはＩＳＯ１５００４に定められている。
コヒーレント光を測定光として眼内に照射する眼科装置において、測定光の出力と出力時間の積算を行って積算光量の計算を行うものが特開平９−１３１３２０号公報に開示され、眼底カメラ等の眼科装置において非コヒーレント光である照明光の出力と出力時間の積算を行って、積算光量の計算を行うものが特開平２−５５０３１号公報に開示されている。 Ophthalmic devices that irradiate the eye with coherent light such as laser light as measurement light and measure the characteristics of the eye to be examined include fundus blood flow meters and laser flare cell meters. In many cases, non-coherent light such as a tungsten lamp or a halogen lamp is irradiated to the eye as illumination light. For the safety of the subject's eyes, the maximum permissible exposure (MPE: Maximum Permissible Exposure), which is the maximum integrated amount of light that can be irradiated, is set to ANSI (AMERICAN NATIONAL STANDARDDS INSTITUTE) for coherent light, and ISO 15004 for non-coherent light. It has been established.
In an ophthalmologic apparatus that irradiates the eye with coherent light as measurement light, an apparatus for calculating the integrated light quantity by integrating the output of the measurement light and the output time is disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 9-131320, and a fundus camera or the like. Japanese Patent Application Laid-Open No. 2-55031 discloses an ophthalmic apparatus that calculates the integrated light amount by integrating the output and output time of illumination light that is non-coherent light.

このように、被検眼への照射時間により被検眼の安全性を確認するためには、非コヒーレント光を被検眼に照射してからの時間を計測することが必要である。このとき、被検眼への照射時間を計測する前の所定時間以内（例えば２４時間以内）に、非コヒーレント光（あるいは非コヒーレント光とコヒーレント光とのうち少なくとも一方の光）を被検眼に照射していた場合を考える。この場合、被検眼への照射時間を計測する前の所定時間以内に照射していた光の照射時間等も考慮する必要がある。また、被検眼への照射時間を計測する前の所定時間以内に、非コヒーレント光を被検眼に照射していない場合には、このまま被検眼への照射時間を計測すれば良い。
本発明の目的は、上述の課題を解決し、ユーザが被検眼の安全性をより確実に確認することである。 Thus, in order to confirm the safety of the eye to be inspected based on the irradiation time to the eye to be examined, it is necessary to measure the time after irradiating the eye to be examined with non-coherent light. At this time, non-coherent light (or at least one of non-coherent light and coherent light) is irradiated to the eye within a predetermined time (for example, within 24 hours) before measuring the irradiation time to the eye. Consider the case. In this case, it is necessary to consider the irradiation time of the light irradiated within a predetermined time before measuring the irradiation time to the eye to be examined. Further, when the non-coherent light is not irradiated to the eye within a predetermined time before measuring the irradiation time to the eye to be examined, the irradiation time to the eye to be examined may be measured as it is.
An object of the present invention is to solve the above-described problems and allow the user to confirm the safety of the eye to be examined more reliably.

本発明に係る眼科装置は、
非コヒーレント光を被検眼に照射する非コヒーレント光照射系と、
前記非コヒーレント光を前記被検眼に照射する前の所定時間以内に前記非コヒーレント光を前記被検眼に照射しているか否かを判断する判断手段と、
前記判断手段が否と判断をした場合に、前記非コヒーレント光を前記被検眼に照射してからの時間を計測する計測手段と、
を有することを特徴とする。 The ophthalmic apparatus according to the present invention is
A non-coherent light irradiation system that irradiates the eye with non-coherent light; and
Determining means for determining whether or not the non-coherent light is irradiated to the eye within a predetermined time before irradiating the non-coherent light to the eye;
A measuring means for measuring a time after irradiating the non-coherent light to the eye to be examined when the judging means judges no;
It is characterized by having.

本発明によれば、被検眼への照射時間を計測する前の所定時間以内に、被検眼に照射していた光の有無を判断することができる。これにより、ユーザが被検眼の安全性をより確実に確認することができる。 According to the present invention, it is possible to determine the presence or absence of light that has been irradiated to the eye within a predetermined time before measuring the irradiation time to the eye. Thereby, the user can confirm the safety | security of an eye to be examined more reliably.

実施の形態の眼底血流計の構成図である。It is a block diagram of the fundus blood flow meter of the embodiment. オペレータ視野の説明図である。It is explanatory drawing of an operator visual field. モニタの表示例の説明図である。It is explanatory drawing of the example of a display of a monitor. 積算光量の割合の算出の動作フローチャート図である。It is an operation | movement flowchart figure of calculation of the ratio of integrated light quantity. オペレータの視野の説明図である。It is explanatory drawing of a visual field of an operator. オペレータの視野の説明図である。It is explanatory drawing of a visual field of an operator.

本発明を図示の実施の形態に基づいて詳細に説明する。 The present invention will be described in detail based on the illustrated embodiment.

図１は本発明を眼底血流計に応用した実施の形態の構成図を示し、被検眼Ｅに対向する対物レンズ１の光路上には、バンドパスミラー２、孔あきミラー３、光路に沿って移動自在なフォーカスレンズ４、リレーレンズ２０、スケール板６、接眼レンズ７を順次に配列し、オペレータ眼ｅに至っている。 FIG. 1 shows a configuration diagram of an embodiment in which the present invention is applied to a fundus blood flow meter. A band pass mirror 2, a perforated mirror 3, and an optical path are provided on the optical path of an objective lens 1 facing the eye E to be examined. The movable focus lens 4, the relay lens 20, the scale plate 6, and the eyepiece lens 7 are sequentially arranged to reach the operator eye e.

孔あきミラー３の反射方向には、リレーレンズ８、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の液晶板９、被検眼Ｅの瞳孔とほぼ共役な位置に設けたリングスリット１０、例えば黄色域の波長光のみを透過するバンドパスフィルタ１１、コンデンサレンズ１２、非コヒーレント光の白色光である観察用照明光を発するハロゲンランプ等から成る観察用光源１３を順次に配列する。なお、リングスリット１０は被検眼Ｅの前眼部において眼底照明光と眼底観察光を分離するためのものであり、必要な遮光領域を形成するものであれば、その形状や数は問題とならない。 In the reflection direction of the perforated mirror 3, a relay lens 8, a transmissive liquid crystal plate 9 which is a fixation target display element movable along the optical path, and a ring provided at a position almost conjugate with the pupil of the eye E to be examined. An observation light source 13 including a slit 10, for example, a band pass filter 11 that transmits only yellow wavelength light, a condenser lens 12, a halogen lamp that emits observation illumination light that is incoherent white light, and the like are sequentially arranged. . The ring slit 10 is used to separate fundus illumination light and fundus observation light in the anterior segment of the eye E. The shape and number of the ring slits 10 are not a problem as long as a necessary light shielding region is formed. .

バンドパスミラー２の反射方向の光路上には、イメージローテータ１４、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１５、凹面ミラー１６を配置し、ガルバノメトリックミラー１５の上側反射面１５ｂで反射されたレーザービームが、ガルバノメトリックミラー１５の切欠部を通過するようにするために、ガルバノメトリックミラー１５の上側反射面１５ｂと下側反射面１５ａとを−１倍で結像するリレー光学系を構成している。 An image rotator 14, a double-side polished galvanometric mirror 15 having a rotation axis perpendicular to the paper surface, and a concave mirror 16 are disposed on the optical path in the reflection direction of the band pass mirror 2, and the upper reflection surface 15 b of the galvanometric mirror 15. Relay optics that images the upper reflective surface 15b and the lower reflective surface 15a of the galvanometric mirror 15 at a magnification of -1 so that the laser beam reflected by the laser beam passes through the notch of the galvanometric mirror 15. The system is configured.

上側反射面１５ｂの反射方向には、前側焦点面が被検眼Ｅの瞳孔と共役関係にあるレンズ１７、光路に沿って移動自在なフォーカスユニット１８を配置する。フォーカスユニット１８においては、レンズ１７と同一光路上にダイクロイックミラー１９、集光レンズ２０を配置し、ダイクロイックミラー１９の反射方向の光路上にはマスク２１、ミラー２２を配列する。集光レンズ２０の入射方向の光路上にはハーフミラー２３、赤色のコヒーレント光を発するレーザーダイオード等から成り集光レンズ２０の光軸から偏心した波長６７５ｎｍの測定用光源２４を順次に配列し、ミラー２２の入射方向の光路上には、ハーフミラー２５、高輝度の例えば緑色の波長５４３ｎｍのコヒーレント光を発するヘリウムネオンレーザーから成るトラッキング用光源２６を配列する。更に、ハーフミラー２３、２５の反射方向には、それぞれフォトセンサ２８、２９を配置する。 In the reflection direction of the upper reflecting surface 15b, a lens 17 whose front focal plane is conjugate with the pupil of the eye E to be examined and a focus unit 18 that is movable along the optical path are disposed. In the focus unit 18, a dichroic mirror 19 and a condenser lens 20 are arranged on the same optical path as the lens 17, and a mask 21 and a mirror 22 are arranged on the optical path in the reflection direction of the dichroic mirror 19. On the optical path in the incident direction of the condenser lens 20, a measurement light source 24 having a wavelength of 675 nm, which is composed of a half mirror 23, a laser diode that emits red coherent light and the like and is decentered from the optical axis of the condenser lens 20, is sequentially arranged. On the optical path in the incident direction of the mirror 22, a half mirror 25 and a tracking light source 26 composed of a helium neon laser emitting coherent light having a high luminance, for example, a green wavelength of 543 nm are arranged. Further, photosensors 28 and 29 are arranged in the reflection direction of the half mirrors 23 and 25, respectively.

ガルバノメトリックミラー１５の下側反射板１５ａの反射方向には、光路に沿って移動自在なフォーカスレンズ３０、ダイクロイックミラー３１、拡大レンズ３２、イメージインテンシファイヤ付きの一次元ＣＣＤ３３を順次に配列し、血管検出系を構成する。 In the reflection direction of the lower reflector 15a of the galvanometric mirror 15, a focus lens 30, a dichroic mirror 31, a magnifying lens 32, and a one-dimensional CCD 33 with an image intensifier that are movable along the optical path are sequentially arranged. Constructs a blood vessel detection system.

またダイクロイックミラー３１の反射方向の光路上には、受光瞳を形成するミラー３４ａ、３４ｂ、フォトマルチプライヤ３５ａ、３５ｂを配置し、測定用受光光学系を構成する。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３４ａ、３４ｂ、フォトマルチプライヤ３５ａ、３５ｂはそれぞれ紙面に直交した方向に配置する。 On the optical path in the reflection direction of the dichroic mirror 31, mirrors 34a and 34b for forming a light receiving pupil and photomultipliers 35a and 35b are arranged to constitute a light receiving optical system for measurement. For the convenience of illustration, all the optical paths are shown on the same plane, but the mirrors 34a and 34b and the photomultipliers 35a and 35b are arranged in directions orthogonal to the paper surface.

一次元ＣＣＤ３３の出力はトラッキング制御部４０に接続し、トラッキング制御部４０の出力はガルバノメトリックミラー１５に接続し、更に装置全体を制御しタイマ機能を有するシステム制御部４１に接続する。また、システム制御部４１にはフォトセンサ２８、２９、フォトマルチプライヤ３５ａ、３５ｂ、操作部４２の出力を接続する。更に、システム制御部４１の出力は、メモリ４３、透過型液晶板９、モニタ４４、電圧調整器４５を介して観察用光源１３に接続する。 The output of the one-dimensional CCD 33 is connected to the tracking control unit 40, and the output of the tracking control unit 40 is connected to the galvanometric mirror 15, and further connected to a system control unit 41 that controls the entire apparatus and has a timer function. Further, the outputs of the photo sensors 28 and 29, the photo multipliers 35a and 35b, and the operation unit 42 are connected to the system control unit 41. Further, the output of the system control unit 41 is connected to the observation light source 13 via the memory 43, the transmissive liquid crystal plate 9, the monitor 44, and the voltage regulator 45.

観察用光源１３から発した白色光はコンデンサレンズ１２を通り、バンドパスフィルタ１１により黄色の波長光のみが透過され、リングスリット１０を通過した光束が透過型液晶９を背後から照明し、リレーレンズ８を通って孔あきミラー３で反射される。その後に、黄色域の光のみがバンドパスミラー２を透過し、対物レンズ１を通り、被検眼Ｅの瞳孔上でリングスリット像として一旦結像した後に、被検眼Ｅの眼底Ｅａをほぼ一様に照明する。このとき、透過型液晶板９には固視標が表示されており、照明光により眼底Ｅａに投影され、視標像として被検眼Ｅに呈示される。 The white light emitted from the observation light source 13 passes through the condenser lens 12, and only the yellow wavelength light is transmitted by the band pass filter 11. The light beam that has passed through the ring slit 10 illuminates the transmissive liquid crystal 9 from the back, and the relay lens. 8 is reflected by the perforated mirror 3. Thereafter, only the light in the yellow region is transmitted through the band-pass mirror 2, passes through the objective lens 1, and once formed as a ring slit image on the pupil of the eye E, the fundus Ea of the eye E is almost uniform. To illuminate. At this time, a fixation target is displayed on the transmissive liquid crystal plate 9, and is projected onto the fundus oculi Ea by illumination light and presented to the eye E as a target image.

眼底Ｅａからの反射光は同じ光路を戻り、瞳孔上から眼底観察光光束として取り出され、孔あきミラー３の中心の開口部、フォーカスレンズ４、リレーレンズ２０を通り、スケール板６で眼底像Ｅａ’として結像した後に、オペレータ眼ｅにより接眼レンズ７を介して観察される。オペレータはこの眼底像Ｅａ’を観察しながら、装置のアライメントを行う。 Reflected light from the fundus oculi Ea returns on the same optical path, is taken out from the pupil as a fundus oculi observation light beam, passes through the opening at the center of the perforated mirror 3, the focus lens 4 and the relay lens 20, and reaches the fundus image Ea on the scale plate 6. After being imaged as', the image is observed through the eyepiece 7 by the operator eye e. The operator aligns the apparatus while observing the fundus oculi image Ea '.

測定用光源２４を発した測定光の約半分はハーフミラー２３を透過し、集光レンズ２０の上方を偏心して通過し、ダイクロイックミラー１９を透過する。測定光の残りはハーフミラー２３で反射され、フォトセンサ２８で受光される。一方、トラッキング用光源２６から発したトラッキング光の約半分はハーフミラー２５を透過し、ミラー２２で反射された後にマスク２１で所望の形状に整形され、更にダイクロイックミラー１９で反射されて、レンズ１７によりマスク２１の開口部中心と共役な位置に、スポット状に結像している測定光と重畳される。トラッキング光の残りはハーフミラー２５で反射され、フォトセンサ２９で受光される。 About half of the measurement light emitted from the measurement light source 24 passes through the half mirror 23, passes above the condenser lens 20 eccentrically, and passes through the dichroic mirror 19. The rest of the measurement light is reflected by the half mirror 23 and received by the photo sensor 28. On the other hand, about half of the tracking light emitted from the tracking light source 26 is transmitted through the half mirror 25, reflected by the mirror 22, then shaped into a desired shape by the mask 21, and further reflected by the dichroic mirror 19, so that the lens 17 As a result, the measurement light imaged in a spot shape is superimposed at a position conjugate with the center of the opening of the mask 21. The remainder of the tracking light is reflected by the half mirror 25 and received by the photo sensor 29.

重畳された測定光とトラッキング光はレンズ１７を通り、ガルバノメトリックミラー１５の上側反射面１５ｂで一旦反射され、更に凹面ミラー１６で反射され、再びガルバノメトリックミラー１５の方に戻される。ここで、リレー光学系の機能により、ガルバノメトリックミラー１５の上側反射面１５ｂで反射された両光束は、ガルバノメトリックミラー１５の切欠部の位置に戻されることになり、ガルバノメトリックミラー１５に反射されることなく、イメージローテータ１４に向かう。 The superimposed measurement light and tracking light pass through the lens 17, are once reflected by the upper reflection surface 15 b of the galvanometric mirror 15, further reflected by the concave mirror 16, and returned to the galvanometric mirror 15 again. Here, due to the function of the relay optical system, both light beams reflected by the upper reflecting surface 15 b of the galvanometric mirror 15 are returned to the position of the notch portion of the galvanometric mirror 15 and reflected by the galvanometric mirror 15. Without going to the image rotator 14.

イメージローテータ１４を経て、バンドパスミラー２により対物レンズ１の方向に偏向された両光束は、対物レンズ１を介して被検眼Ｅの眼底Ｅａを照射する。このとき、トラッキング光はマスク２１により、測定点を含みその血管をカバーする長方形の領域を照明するように、その大きさが血管走行方向３００〜５００μｍ程度、血管直角方向に５００〜１２００μｍ程度に整形されており、また測定光は測定する血管の太さ程度の５０〜１２０μｍの円形スポット、又は血管走行方向に長手方向を有する楕円形状とされている。 Both light fluxes deflected in the direction of the objective lens 1 by the band pass mirror 2 through the image rotator 14 irradiate the fundus Ea of the eye E to be examined through the objective lens 1. At this time, the tracking light is shaped to have a size of about 300 to 500 μm in the blood vessel traveling direction and about 500 to 1200 μm in the direction perpendicular to the blood vessel so that the mask 21 illuminates a rectangular region including the measurement point and covering the blood vessel. In addition, the measurement light is a circular spot having a diameter of 50 to 120 μm, which is about the thickness of the blood vessel to be measured, or an elliptical shape having a longitudinal direction in the blood vessel running direction.

眼底Ｅａでの散乱反射光は再び対物レンズ１で集光され、バンドパスミラー２で反射されてイメージローテータ１４を通り、ガルバノメトリックミラー１５の下側反射面１５ａで反射され、フォーカスレンズ３０を通り、ダイクロイックミラー３１において測定光とトラッキング光とが分離される。 The scattered reflected light at the fundus oculi Ea is collected again by the objective lens 1, reflected by the bandpass mirror 2, passes through the image rotator 14, is reflected by the lower reflective surface 15 a of the galvanometric mirror 15, and passes through the focus lens 30. In the dichroic mirror 31, the measurement light and the tracking light are separated.

そして、トラッキング光はダイクロイックミラー３１を透過し、拡大レンズ３２により一次元ＣＣＤ３３上で眼底観察光学系による眼底像Ｅａ’よりも拡大された血管像として結像する。このときの撮像範囲は、トラッキング光の照射範囲とほぼ同一の大きさである。この血管像信号はトラッキング制御部４０に入力され、血管の位置信号に変換される。トラッキング制御部４０はこの信号を使用して、ガルバノメトリックミラー１５の回転角を制御し血管のトラッキングを行う。 Then, the tracking light passes through the dichroic mirror 31 and is formed on the one-dimensional CCD 33 by the magnifying lens 32 as a blood vessel image enlarged from the fundus image Ea ′ by the fundus observation optical system. The imaging range at this time is almost the same size as the tracking light irradiation range. The blood vessel image signal is input to the tracking control unit 40 and converted into a blood vessel position signal. The tracking control unit 40 uses this signal to control the rotation angle of the galvanometric mirror 15 to perform blood vessel tracking.

また、測定光とトラッキング光による眼底Ｅａでの散乱反射光の一部は、バンドパスミラー２を透過し、孔あきミラー３の背後の眼底観察光学系に導かれ、トラッキング光はスケール板６上に棒状のインジケータＴとして結像し、測定光はこのインジケータＴの中心部にスポット像として結像する。これらの像は接眼レンズ７を介して、図２に示すように眼底像Ｅａ’及び視標像Ｆと共に観察される。このとき、インジケータＴの中心には図示しない測定ビームのスポット像が重畳して観察される。インジケータＴは操作部４２を介してガルバノメトリックミラー１５を回転することにより、スケール板６上のスケールＳの範囲を一次元に移動することができる。 Further, part of the scattered and reflected light from the fundus oculi Ea due to the measurement light and tracking light is transmitted through the bandpass mirror 2 and guided to the fundus observation optical system behind the perforated mirror 3, and the tracking light is on the scale plate 6. The measurement light is imaged as a spot image at the center of the indicator T. These images are observed through the eyepiece 7 together with the fundus oculi image Ea 'and the target image F as shown in FIG. At this time, a spot image of a measurement beam (not shown) is superimposed on the center of the indicator T and observed. The indicator T can move the range of the scale S on the scale plate 6 in one dimension by rotating the galvanometric mirror 15 via the operation unit 42.

測定を行う場合に、先ずメモリ４３に記憶された被検者のリストがモニタ４４に表示され、オペレータは操作部４２を操作して、以前に測定した被検者の場合は被検者名又は被検者ＩＤと被検眼が左眼であるか右眼であるか、つまり左右眼を選択する。新規の被検者の場合には、操作部４２から新規の被検者名又は被検者ＩＤを入力し、左右眼を選択する。すると、システム制御部４１はモニタ４４に被検者名、被検者ＩＤ、左右眼を表示する。図３のＡはその表示内容を示したものである。Ｂはその時点で許容できる最大の総合的な積算光量に対する被検眼Ｅのその時点の積算光量の割合であり、数値、バーグラフにより表示される。 When performing measurement, first, a list of subjects stored in the memory 43 is displayed on the monitor 44, and the operator operates the operation unit 42, and in the case of a subject who has been measured before, the subject name or The subject ID and the eye to be examined are the left eye or the right eye, that is, the left and right eyes are selected. In the case of a new subject, a new subject name or subject ID is input from the operation unit 42, and left and right eyes are selected. Then, the system control unit 41 displays the subject name, the subject ID, and the left and right eyes on the monitor 44. FIG. 3A shows the display contents. B is a ratio of the integrated light amount at that time of the eye E to the maximum total integrated light amount allowable at that time, and is represented by a numerical value and a bar graph.

以前に測定した被検眼で、２４時間以内に観察用照明光、測定光、トラッキング光の少なくとも１つを照射している場合は、システム制御部４１はメモリ４３を参照し、その間の照射を考慮した値を表示する。本実施の形態では、その割合が４２．３％であることを表示している。なお、逆に１００％からその割合を引いた、即ちこの後に照射できる光量の割合を表示してもよい。 When at least one of observation illumination light, measurement light, and tracking light is irradiated within 24 hours with the previously measured eye, the system control unit 41 refers to the memory 43 and considers the irradiation during that time. Display the value. In the present embodiment, it is displayed that the ratio is 42.3%. On the other hand, the ratio may be displayed by subtracting the ratio from 100%, that is, the ratio of the amount of light that can be irradiated thereafter.

次に、オペレータは観察を始めるために操作部４２を操作して、観察用照明光を照射する要求を入力する。図４はシステム制御部４１の「その時点で許容できる最大の総合的な積算光量に対する積算光量の割合」の算出に係る動作を示すフローチャート図である。 Next, the operator operates the operation unit 42 to start observation, and inputs a request to irradiate observation illumination light. FIG. 4 is a flowchart showing the operation of the system control unit 41 related to the calculation of “the ratio of the integrated light quantity to the maximum total integrated light quantity allowable at that time”.

先ず、ステップＳ１でシステム制御部４１は操作部４２で要求の入力がされたか否かを判断する。要求の入力がされていない場合（ＮＯ）にはステップＳ１が繰り返され要求の入力待機状態となる。そして、要求の入力がされる（ＹＥＳ）と、システム制御部４１はステップＳ２で、電圧調整器４５を制御して観察用光源１３を点灯し観察用照明光を照射する。 First, in step S1, the system control unit 41 determines whether or not a request is input through the operation unit 42. If no request is input (NO), step S1 is repeated to enter a request input standby state. When a request is input (YES), the system control unit 41 controls the voltage regulator 45 to turn on the observation light source 13 and irradiate observation illumination light in step S2.

システム制御部４１は続いてステップＳ３で、メモリ４３に記憶された前回測定終了の時刻を参照して、現在の被検眼Ｅに２４時間以内に観察用照明光、測定光、トラッキング光の少なくとも１つを照射しているかどうかを判断し、照射していない場合（ＮＯ）は、ステップＳ４でシステム制御部４１が持つタイマ機能を利用して、現在の時刻つまり観察用照明光を照射し始めた時刻を基準時刻として記憶し、また後述の各積算光量をリセットして初期値として設定する。照射している場合（ＹＥＳ）は、メモリ４３に基準時刻、各積算光量が記憶されているので、そのまま次のステップに進む。 Subsequently, in step S3, the system control unit 41 refers to the previous measurement end time stored in the memory 43, and at least one of the illumination light for observation, the measurement light, and the tracking light for the current eye E within 24 hours. If it is not irradiated (NO), the timer function of the system control unit 41 is used in step S4 to start irradiating the current time, that is, the illumination light for observation. The time is stored as the reference time, and each integrated light quantity described later is reset and set as an initial value. In the case of irradiation (YES), since the reference time and each integrated light quantity are stored in the memory 43, the process proceeds to the next step as it is.

オペレータは必要に応じて操作部４２を操作して観察用照明光の光量を変更する。メモリ４３には電圧調整器４５の電圧値と被検眼Ｅに照射される観察用照明光の考慮すべき光量との関係が記憶されており、光量の検出手段を設けなくとも電圧調整器４５の電圧値から観察用照明光の光量が分かるようになっている。ステップＳ５では、このようにして観察用照明光の光量Ｐｏｂ［ｍＷ・ｓｒ／ｃｍ^２］を求め、次のステップＳ６では前回測定までの積算光量に加算して、今回の測定を含めた積算光量Ｅｏｂ［ｍＪ・ｓｒ／ｃｍ^２］を次の式（１）によって算出する。 The operator operates the operation unit 42 as necessary to change the amount of observation illumination light. The memory 43 stores the relationship between the voltage value of the voltage adjuster 45 and the amount of light to be taken into account of the observation illumination light irradiated to the eye E, and the voltage adjuster 45 can be provided without providing a light amount detecting means. The amount of illumination light for observation can be understood from the voltage value. In step S5, the light amount Pob [mW · sr / cm ² ] of the illumination light for observation is obtained in this way, and in the next step S6, the integrated light amount including the current measurement is added to the integrated light amount up to the previous measurement. Eob [mJ · sr / cm ² ] is calculated by the following equation (1).

Ｅｏｂ＝Ｅｏｂ＋Ｐｏｂ×Ｔｉｔ …（１）
ここで、Ｔｉｔ［秒］は次回にステップＳ６を行うまでの予め定められた時間であり、本実施の形態では１［秒］である。ステップＳ７では、次の式（２）によって観察用照明光の最大許容積算光量ＭＰＥｏｂ［ｍＪ・ｓｒ／ｃｍ^２］を計算する。
ＭＰＥｏｂ＝Ｃｏｂ×Ｔｓ^０．７５ …（２）
ここで、Ｃｏｂは装置の構成によって決まる定数、Ｔｓ［秒］は基準時刻から現在までの時間である。 Eob = Eob + Pob × Tit (1)
Here, Tit [seconds] is a predetermined time until the next step S6 is performed, and is 1 [seconds] in the present embodiment. In step S7, the maximum allowable integrated light amount MPEob [mJ · sr / cm ² ] of the observation illumination light is calculated by the following equation (2).
MPEob = Cob × Ts ^0.75 (2)
Here, Cob is a constant determined by the configuration of the apparatus, and Ts [seconds] is a time from the reference time to the present.

次のステップＳ８では、最大許容積算光量ＭＰＥｏｂに対する積算光量Ｅｏｂの割合が１に達しているかどうかを判断し、達していたら（ＹＥＳ）ステップＳ２６で全ての光の照射を停止し、一連の測定シーケンスを終了する。このとき、図３のモニタ４４のＢに示すバーグラフの１００％の部分が点滅して警告し、更に図示しないブザーを鳴らして警告を行う。ステップＳ８に戻り、割合が１に達していなければ（ＮＯ）次のステップＳ９に遷移し、この最大許容積算光量ＭＰＥｏｂに対する積算光量Ｅｏｂの割合の百分率を計算して、モニタ４４のＢに表示される数値、バーグラフを更新する。 In the next step S8, it is determined whether or not the ratio of the integrated light amount Eob to the maximum allowable integrated light amount MPEob has reached 1, and if so (YES), irradiation of all light is stopped in step S26, and a series of measurement sequences is performed. Exit. At this time, 100% of the bar graph indicated by B on the monitor 44 in FIG. 3 blinks to give a warning, and further, a buzzer (not shown) is sounded to give a warning. Returning to step S8, if the ratio has not reached 1 (NO), the process proceeds to the next step S9, where the percentage of the integrated light quantity Eob relative to the maximum allowable integrated light quantity MPEob is calculated and displayed on B of the monitor 44. Update the value and bar graph.

オペレータが操作部４２を操作してトラッキング光を眼底Ｅａに照射する要求を入力すると、システム制御部４１はステップＳ１０で操作部４２にトラッキング光照射の要求ありと判断し（ＹＥＳ）、ステップＳ１１でトラッキング光を照射すると、インジケータＴが被検眼Ｅの眼底Ｅａに投影される。 When the operator operates the operation unit 42 to input a request to irradiate the fundus Ea with tracking light, the system control unit 41 determines in step S10 that there is a request for tracking light irradiation in the operation unit 42 (YES), and in step S11. When the tracking light is irradiated, the indicator T is projected onto the fundus oculi Ea of the eye E to be examined.

ステップＳ１０でトラッキング光照射の要求なしと判断した場合（ＮＯ）は、予め定めた時間経過の後に上記のステップＳ５〜Ｓ１０を繰り返し、トラッキング光照射の要求の入力待機状態となる。この間に、オペレータは操作桿を操作して、被検眼Ｅの光軸と対物レンズ１の光軸が一致するように位置合わせを行い、次に眼底像のピント合わせを行う。操作部４２のフォーカスノブを調整すると、駆動手段により透過型液晶板９、フォーカスレンズ４、３０、フォーカスユニット１８が連動してそれぞれ光路に沿って移動する。 If it is determined in step S10 that there is no request for tracking light irradiation (NO), the above steps S5 to S10 are repeated after the elapse of a predetermined time, and the input of the tracking light irradiation request is awaited. During this time, the operator operates the operating rod to perform alignment so that the optical axis of the eye E and the optical axis of the objective lens 1 coincide with each other, and then focuses the fundus image. When the focus knob of the operation unit 42 is adjusted, the transmissive liquid crystal plate 9, the focus lenses 4 and 30, and the focus unit 18 are moved along the optical path by the driving means.

眼底像Ｅａ’のピントが合うと、透過型液晶板９、スケール板６、一次元ＣＣＤ３３は同時に眼底Ｅａと共役になる。オペレータは眼底像のピントを合わせた後に、被検眼Ｅの視線を誘導して観察領域を変更し、測定対象とする血管Ｅｖをスケール板６のスケールＳ内へ移動するために操作部４２を操作する。そして、システム制御部４１は透過型液晶９を制御し視標像Ｆを移動する。 When the fundus image Ea 'is in focus, the transmissive liquid crystal plate 9, the scale plate 6, and the one-dimensional CCD 33 are simultaneously conjugated with the fundus Ea. After focusing the fundus image, the operator changes the observation region by guiding the eye of the eye E, and operates the operation unit 42 to move the blood vessel Ev to be measured into the scale S of the scale plate 6. To do. Then, the system control unit 41 controls the transmissive liquid crystal 9 to move the visual target image F.

ステップＳ１１の後にシステム制御部４１は、ステップＳ１２で被検眼Ｅに照射される観察用照明光、トラッキング光の考慮すべき光量Ｐｏｂ［ｍＷ・ｓｒ／ｃｍ^２］、Ｐｔｒ［ｍＷ］を算出する。トラッキング光の光量は、メモリ４３に記憶されたフォトセンサ２９の出力と被検眼Ｅに照射されるトラッキング光の光量との関係から算出される。 After step S11, the system control unit 41 calculates the observation illumination light and the light amounts Pob [mW · sr / cm ² ] and Ptr [mW] to be considered for the tracking light irradiated to the eye E in step S12. The amount of tracking light is calculated from the relationship between the output of the photosensor 29 stored in the memory 43 and the amount of tracking light emitted to the eye E.

次のステップＳ１３では、前回測定までの積算光量に加算して、今回の測定を含めた観察用照明光、トラッキング光の積算光量Ｅｏｂ［ｍＪ・ｓｒ／ｃｍ^２］、Ｅｔｒ［ｍＪ］を観察用照明光については先の式（１）により算出し、トラッキング光については次の式（３）によって算出する。
Ｅｔｒ＝Ｅｔｒ＋Ｐｔｒ×Ｔｉｔ …（３）
ステップＳ１４では、式（２）によって観察用照明光の最大許容積算光量ＭＰＥｏｂ［ｍＪ・ｓｒ／ｃｍ^２］を、次の式（４）又は式（５）によってトラッキング光の最大許容積算光量ＭＰＥｔｒ［ｍＪ］を計算する。
基準時刻から現在までの時間Ｔｓが、０から１００００［秒］の場合には、
ＭＰＥｔｒ＝Ｃｔｒ …（４）
基準時刻から現在までの時間Ｔｓが、１００００から３００００［秒］の場合には、
ＭＰＥｔｒ＝Ｃｔｒ／１００００×Ｔｓ …（５）
ここで、Ｃｔｒは装置の構成によって決まる定数である。次のステップＳ１５では、Ｅｏｂ／ＭＰＥｏｂとＥｔｒ／ＭＰＥｔｒの和が１に達しているかどうかを判断し、達していれば（ＹＥＳ）ステップＳ２６で全ての光の照射を停止し、一連の測定シーケンスを終了する。 In the next step S13, the illumination light for observation including the current measurement, the accumulated light amount Eob [mJ · sr / cm ² ], and Etr [mJ] including the current measurement are added for observation. The illumination light is calculated by the previous equation (1), and the tracking light is calculated by the following equation (3).
Etr = Etr + Ptr × Tit (3)
In step S14, the maximum allowable integrated light amount MPEob [mJ · sr / cm ² ] of the illumination light for observation is expressed by Equation (2), and the maximum allowable integrated light amount MPEtr [of tracking light is calculated by the following Equation (4) or Equation (5). mJ].
When the time Ts from the reference time to the present time is 0 to 10,000 [seconds],
MPEtr = Ctr (4)
When the time Ts from the reference time to the present is 10000 to 30000 [seconds]
MPEtr = Ctr / 10000 × Ts (5)
Here, Ctr is a constant determined by the configuration of the apparatus. In the next step S15, it is determined whether or not the sum of Eob / MPEob and Etr / MPEtr has reached 1, and if so (YES), all light irradiation is stopped in step S26, and a series of measurement sequences is performed. finish.

このとき、モニタ４４のＢに示すバーグラフの１００％の部分が点滅して警告し、更にブザーを鳴らして警告を行う。ステップＳ１５に戻り、１に達していなければ（ＮＯ）次のステップＳ１６に遷移し、このＥｏｂ／ＭＰＥｏｂとＥｔｒ／ＭＰＥｔｒの和の百分率を計算して、モニタ４４のＢに表示される数値、バーグラフを更新する。 At this time, a 100% portion of the bar graph indicated by B on the monitor 44 flashes and warns, and further a buzzer sounds to give a warning. Returning to step S15, if it has not reached 1 (NO), the process proceeds to the next step S16, the percentage of the sum of Eob / MPEob and Etr / MPEtr is calculated, and the numerical value and bar displayed on B of the monitor 44 Update the graph.

ここで、Ｅｏｂ／ＭＰＥｏｂとＥｔｒ／ＭＰＥｔｒの和が、非コヒーレント光である観察用照明光と、コヒーレント光であるトラッキング光の両者についての、その時点で許容できる最大の総合的な積算光量に対する積算光量の割合となる。また、ステップＳ１５ではその和を１と比較しているが安全を高めるために、例えば０．９と比較してもよい。更に、逆に１からその和を引いた即ちこの後に照射できる光量の割合を算出してもよく、その場合は０や０．１を下回っているかどうかを判断することになる。 Here, the sum of Eob / MPEob and Etr / MPEtr is the sum of the observation light that is non-coherent light and the tracking light that is coherent light with respect to the maximum total light amount that is allowed at that time. It is the ratio of the amount of light. Moreover, although the sum is compared with 1 in step S15, in order to raise safety, you may compare with 0.9, for example. Further, conversely, the sum of 1 may be subtracted, that is, the ratio of the amount of light that can be irradiated after that may be calculated. In this case, it is determined whether the amount is below 0 or 0.1.

次に、オペレータが操作部４２を操作して測定開始の要求を入力すると、システム制御部４１はステップＳ１７で操作部４２に測定開始の要求ありと判断し（ＹＥＳ）、ステップＳ１８で測定光を被測定血管へ照射する。 Next, when the operator operates the operation unit 42 to input a measurement start request, the system control unit 41 determines that there is a measurement start request to the operation unit 42 in step S17 (YES), and in step S18 emits measurement light. Irradiate the target blood vessel.

ステップＳ１７で測定開始の要求なしと判断した場合（ＮＯ）は、予め定めた時間経過の後に上記のステップＳ１２からＳ１６を繰り返し、測定開始の要求の入力待機状態となる。この間に、オペレータは操作部４２を操作してイメージローテータ１４を回転させることにより、図５に示すようにインジケータＴを回転させて、測定対象とする血管Ｅｖの走行方向に対してインジケータＴが直交するようにする。すると、血管Ｅｖの走行方向に対してフォトマルチプライヤ３５ａ、３５ｂの中心を結んだ線が平行になる。 If it is determined in step S17 that there is no measurement start request (NO), steps S12 to S16 are repeated after a predetermined time has elapsed, and a measurement start request input standby state is entered. During this time, the operator operates the operation unit 42 to rotate the image rotator 14, thereby rotating the indicator T as shown in FIG. 5 so that the indicator T is orthogonal to the traveling direction of the blood vessel Ev to be measured. To do. Then, the line connecting the centers of the photomultipliers 35a and 35b becomes parallel to the traveling direction of the blood vessel Ev.

このとき、操作部４２によってガルバノメトリックミラー１５を回転することにより、一次元ＣＣＤ３３の画素配列の方向と測定ビームの移動方向は、同時にこれと直角の血管Ｅｖに対して垂直な方向に調整される。角度合わせが終了した後に、オペレータは操作部４２を操作して、図６に示すようにインジケータＴの中心付近を測定部位に移動する。 At this time, by rotating the galvanometric mirror 15 by the operation unit 42, the direction of the pixel array of the one-dimensional CCD 33 and the moving direction of the measurement beam are simultaneously adjusted to a direction perpendicular to the blood vessel Ev perpendicular thereto. . After the angle adjustment is completed, the operator operates the operation unit 42 to move the vicinity of the center of the indicator T to the measurement site as shown in FIG.

そして、測定部位を決定した後に再び操作部４２を操作して、眼底Ｅｒの動きに伴う血管Ｅｖの動きの追尾、即ちトラッキングの開始を入力する。操作部４２からシステム制御部４１を介してトラッキング開始の指令がトラッキング制御部４０に入力されると、トラッキング制御部４０において一次元ＣＣＤ３３の受光信号に基づいて血管像の一次元基準位置からの移動量が算出される。そして、トラッキング制御部４０によりこの移動量に基づいてガルバノメトリックミラー１５が駆動され、一次元ＣＣＤ３３上の血管像の受像位置が一定になるように制御される。 Then, after determining the measurement site, the operation unit 42 is operated again, and the tracking of the movement of the blood vessel Ev accompanying the movement of the fundus oculi Er, that is, the start of tracking is input. When a tracking start command is input from the operation unit 42 via the system control unit 41 to the tracking control unit 40, the tracking control unit 40 moves the blood vessel image from the one-dimensional reference position based on the light reception signal of the one-dimensional CCD 33. A quantity is calculated. The tracking control unit 40 drives the galvanometric mirror 15 based on the amount of movement, and controls the receiving position of the blood vessel image on the one-dimensional CCD 33 to be constant.

オペレータはトラッキングを開始してその良否を確認した後で、操作部４２の測定スイッチを押すと、システム制御部４１は上述のように、ステップＳ１７を経てステップＳ１８で測定光を被測定血管に照射して２秒間の測定を開始する。次のステップＳ１９では、被検眼Ｅに照射される観察用照明光、トラッキング光、測定光の考慮すべき光量Ｐｏｂ［ｍＷ・ｓｒ／ｃｍ^２］、Ｐｔｒ［ｍＷ］、Ｐｍｅ［ｍＷ］を算出する。測定光の光量は、メモリ４３に記憶されたフォトセンサ２８の出力と被検眼Ｅに照射される測定光の光量との関係から算出される。 After the operator starts tracking and confirms the quality, when the measurement switch of the operation unit 42 is pressed, the system control unit 41 irradiates the blood vessel to be measured with step S17 through step S17 as described above. Then, the measurement for 2 seconds is started. In the next step S19, the observation illumination light, the tracking light, and the light to be taken into consideration for the measurement light Pb [mW · sr / cm ² ], Ptr [mW], and Pme [mW] are calculated. . The amount of measurement light is calculated from the relationship between the output of the photosensor 28 stored in the memory 43 and the amount of measurement light irradiated to the eye E.

次のステップＳ２０では前回測定までの積算光量に加算して、今回の測定を含めた観察用照明光、トラッキング光、測定光の積算光量Ｅｏｂ［ｍＪ・ｓｒ／ｃｍ^２］、Ｅｔｒ［ｍＪ］、Ｅｍｅ［ｍＪ］を、観察用照明光については式（１）により、トラッキング光については式（３）により、測定光については次の式（６）によって算出する。
Ｅｍｅ＝Ｅｍｅ＋Ｐｍｅ×Ｔｉｔ …（６）
ステップＳ２１では、式（２）によって観察用照明光の最大許容積算光量ＭＰＥｏｂ［ｍＪ・ｓｒ／ｃｍ^２］を算出し、式（４）、（５）によってトラッキング光の最大許容積算光量ＭＰＥｔｒ［ｍＪ］を算出し、次の式（７）、（８）、（９）によって測定光の最大許容積算光量ＭＰＥｍｅ［ｍＪ］を計算する。
基準時刻から現在までの時間Ｔｓが０から３１６２［秒］の場合には、
ＭＰＥｍｅ＝Ｃｍｅ×Ｔｓ^０．７５ …（７）
基準時刻から現在までの時間Ｔｓが３１６２から１００００［秒］の場合には、
ＭＰＥｍｅ＝Ｃｍｅ×３１６２^０．７５ …（８）
基準時刻から現在までの時間Ｔｓが１００００から３００００［秒］の場合には、
ＭＰＥｍｅ＝Ｃｍｅ×３１６２^０．７５／１００００×Ｔｓ …（９）
ここで、Ｃｍｅは装置の構成によって決まる定数である。次のステップＳ２２では、Ｅｏｂ／ＭＰＥｏｂとＥｔｒ／ＭＰＥｔｒとＥｍｅ／ＭＰＥｍｅの和が１に達しているかどうかを判断し、達していれば（ＹＥＳ）ステップＳ２６で全ての光の照射を停止し、一連の測定シーケンスを終了する。このときのモニタ４４のＢに示すバーグラフの１００％の部分が点滅して警告し、更にブザーを鳴らして警告を行う。ステップＳ２２に戻り、１に達していなければ（ＮＯ）次のステップＳ２３に遷移し、このＥｏｂ／ＭＰＥｏｂ、Ｅｔｒ／ＭＰＥｔｒ、Ｅｍｅ／ＭＰＥｍｅの和の百分率を計算して、モニタ４４のＢに表示される数値、バーグラフを更新する。 In the next step S20, the total amount of light up to the previous measurement is added to the observation illumination light including the current measurement, the tracking light, the total amount of light Eob [mJ · sr / cm ² ], Etr [mJ], Eme [mJ] is calculated by Equation (1) for the illumination light for observation, Equation (3) for the tracking light, and Equation (6) for the measurement light.
Eme = Eme + Pme × Tit (6)
In step S21, the maximum allowable integrated light amount MPEob [mJ · sr / cm ² ] of the observation illumination light is calculated by the equation (2), and the maximum allowable integrated light amount MPEtr [mJ of the tracking light is calculated by the equations (4) and (5). ] And the maximum allowable integrated light quantity MPEme [mJ] of the measurement light is calculated by the following equations (7), (8), and (9).
When the time Ts from the reference time to the present is 0 to 3162 [seconds],
MPEme = Cme × Ts ^0.75 (7)
When the time Ts from the reference time to the present is 3162 to 10000 [seconds],
MPEme = Cme × 3162 ^0.75 (8)
When the time Ts from the reference time to the present time is 10,000 to 30000 [seconds]
MPEme = Cme × 3162 ^0.75 / 10000 × Ts (9)
Here, Cme is a constant determined by the configuration of the apparatus. In the next step S22, it is determined whether or not the sum of Eob / MPEob, Etr / MPEtr, and Eme / MPEme has reached 1, and if so (YES), the irradiation of all light is stopped in step S26. End the measurement sequence. At this time, a 100% portion of the bar graph indicated by B on the monitor 44 flashes and warns, and a buzzer sounds to warn. Returning to step S22, if it has not reached 1 (NO), the process proceeds to the next step S23, and the percentage of the sum of Eob / MPEob, Etr / MPEtr, Eme / MPEme is calculated and displayed on B of the monitor 44. Update the value and bar graph.

次に、ステップＳ２４でシステム制御部４１が測定終了かどうかを判断し、終了（ＹＥＳ）の場合はステップＳ２５で全ての光の照射を停止し、観察用照明光、トラッキング光、測定光の積算光量Ｅｏｂ［ｍＪ・ｓｒ／ｃｍ^２］、Ｅｔｒ［ｍＪ］、Ｅｍｅ［ｍＪ］と測定終了の時刻をメモリ４３に記憶し、ステップＳ１に戻って以上の動作を繰り返す。 Next, in step S24, the system control unit 41 determines whether or not the measurement is finished. If the measurement is finished (YES), the irradiation of all light is stopped in step S25, and the observation illumination light, tracking light, and measurement light are integrated. The amount of light Eob [mJ · sr / cm ² ], Etr [mJ], Eme [mJ] and the measurement end time are stored in the memory 43, and the process returns to step S1 and the above operations are repeated.

ステップＳ２４で測定が終了していない（ＮＯ）場合は、予め定めた時間経過後に上記のステップＳ１９〜Ｓ２３を繰り返し、測定が終了するのを待つ。この間に、測定光の眼底Ｅａでの散乱反射光はダイクロイックミラー３１、ミラー３４ａ、３４ｂにより反射され、フォトマルチプライヤ３５ａ、３５ｂに受光される。この受光出力信号がシステム制御部４１に取り込まれ、２秒間の測定が行われる。この測定の間は、測定ビームはトラッキング制御部４０の働きにより血管Ｅｖ上に保持される。システム制御部４１ではＦＦＴ処理などの周波数解析が行われ、血管Ｅｖの血流速度が求められる。 If the measurement is not completed in step S24 (NO), steps S19 to S23 are repeated after a predetermined time has elapsed, and the process waits for the measurement to end. During this time, the scattered and reflected light from the fundus Ea of the measurement light is reflected by the dichroic mirror 31 and the mirrors 34a and 34b, and received by the photomultipliers 35a and 35b. This light reception output signal is taken into the system control unit 41 and measurement is performed for 2 seconds. During this measurement, the measurement beam is held on the blood vessel Ev by the action of the tracking control unit 40. The system control unit 41 performs frequency analysis such as FFT processing, and obtains the blood flow velocity of the blood vessel Ev.

なお本実施の形態では、測定光、トラッキング光の光量をそれぞれフォトセンサ２９、２８の出力を基に算出しているが、別の実施の形態として、トラッキング光、測定光の光量変動が少ない場合には、光量を所定値として積算光量の算出に用いてもよい。また、眼底血流計に応用したものを例にしているが、コヒーレント光と非コヒーレント光を被検眼に照射する眼科装置ならば、他の装置でも応用可能である。 In this embodiment, the light amounts of the measurement light and tracking light are calculated based on the outputs of the photosensors 29 and 28, respectively. However, as another embodiment, the light amount fluctuation of the tracking light and measurement light is small. Alternatively, the light quantity may be used as a predetermined value for calculating the integrated light quantity. Further, although an example applied to a fundus blood flow meter is taken as an example, other devices can be applied as long as they are ophthalmologic apparatuses that irradiate the eye to be examined with coherent light and non-coherent light.

（その他の実施形態）
その他の本発明の実施形態に係る眼科装置は、コヒーレント光を被検眼に照射するコヒーレント光照射系と、非コヒーレント光を被検眼に照射する非コヒーレント光照射系と、前記コヒーレント光及び前記非コヒーレント光の照射時間を計測するタイマと、前記コヒーレント光と前記非コヒーレント光による被検眼への積算光量を算出するコントローラとを有することを特徴とする。すなわち、コヒーレント光と非コヒーレント光との両方による被検眼への積算光量を算出する。これにより、被検眼の総合的な安全性を確保する（被検者の眼に対する安全をより高める）ことができる。 (Other embodiments)
Other ophthalmologic apparatuses according to embodiments of the present invention include a coherent light irradiation system that irradiates the eye to be inspected with coherent light, a non-coherent light irradiation system that irradiates the eye to be inspected with non-coherent light, the coherent light, and the non-coherent light. It has a timer which measures the irradiation time of light, and a controller which calculates the integrated light quantity to the eye to be examined by the coherent light and the non-coherent light. That is, the integrated light amount to the eye to be examined by both coherent light and non-coherent light is calculated. Thereby, the total safety of the eye to be examined can be ensured (the safety for the eye of the subject is further increased).

また、前記コヒーレント光照射系により被検眼から生ずる反射光を受光する受光器を有し、前記コントローラは前記該受光器からの受光出力信号を解析して被検眼の測定を行うことが好ましい。すなわち、測定用のコヒーレント光について積算光量を算出することが好ましい。これにより、被検眼の安全性を確保しながら、実際に測定できる回数を減らすことなく、コヒーレント光を照射した測定を行うことができる。 It is preferable that the coherent light irradiation system has a light receiver that receives reflected light generated from the eye to be examined, and the controller analyzes the light reception output signal from the light receiver to measure the eye to be examined. That is, it is preferable to calculate the integrated light amount for the coherent light for measurement. Thereby, it is possible to perform measurement by irradiating coherent light without reducing the number of times of actual measurement while ensuring the safety of the eye to be examined.

また、前記コヒーレント光と前記非コヒーレント光のうち少なくとも１つについて、出力を測定する手段を有することが好ましい。すなわち、コヒーレント光又は非コヒーレント光の出力を測定する出力測定手段を設けることが好ましい。これにより、出力を変えた場合や出力が変動した場合でも、正確に積算光量の算出ができる。 Moreover, it is preferable to have a means for measuring the output of at least one of the coherent light and the non-coherent light. That is, it is preferable to provide output measuring means for measuring the output of coherent light or non-coherent light. Thereby, even when the output is changed or the output fluctuates, the integrated light quantity can be calculated accurately.

また、前記コヒーレント光と前記非コヒーレント光のうち少なくとも１つの光量を変えるために電圧を変更する電圧調整器と、該電圧調整器の電圧値と前記光量の対応を記憶するメモリとを有し、前記コントローラが前記メモリに記憶した前記電圧値と前記光量の対応に応じて前記電圧調整器の入力値を変更することにより前記光量を所望の値にすることが好ましい。すなわち、メモリに記憶された電圧値と光量の対応に応じて電圧調整器の入力値を変更することにより光量を所望の値にさせることが好ましい。これにより、光量測定手段を使わず安価にそして装置の小型化を図りながら、光量を変えた場合や光量が変動した場合でも、正確に積算光量の算出ができる。 A voltage regulator that changes a voltage to change at least one light quantity of the coherent light and the non-coherent light; and a memory that stores a correspondence between a voltage value of the voltage regulator and the light quantity, It is preferable that the controller changes the input value of the voltage regulator according to the correspondence between the voltage value stored in the memory and the light amount so that the light amount becomes a desired value. That is, it is preferable to change the input value of the voltage regulator in accordance with the correspondence between the voltage value stored in the memory and the light amount so that the light amount becomes a desired value. As a result, the integrated light quantity can be accurately calculated even when the light quantity is changed or the light quantity fluctuates while reducing the size of the apparatus at low cost without using the light quantity measuring means.

また、前記コントローラは前記コヒーレント光と前記非コヒーレント光それぞれの最大許容積算光量に対する前記積算光量の比率を算出し、これら２つの比率の和又は所定値との差を表示する表示手段を有することが好ましい。すなわち、コヒーレント光と非コヒーレント光それぞれの最大許容積算光量に対する積算光量の比率を算出し、それら２つの比率の和又はその和の所定値との差を表示することが好ましい。これにより、オペレータはより容易に光量の積算状態を把握することができるため、被検眼の安全性を確保することができる。 In addition, the controller includes a display unit that calculates a ratio of the integrated light amount to a maximum allowable integrated light amount of each of the coherent light and the non-coherent light, and displays a sum of these two ratios or a difference from a predetermined value. preferable. That is, it is preferable to calculate the ratio of the integrated light amount to the maximum allowable integrated light amount of each of the coherent light and the non-coherent light, and to display the sum of these two ratios or the difference between the two values. Thereby, since the operator can grasp | ascertain the integrating | accumulating state of light quantity more easily, it can ensure the safety | security of an eye to be examined.

また、前記コントローラは前記２つの比率の和又は前記所定値との差を第２の所定値と比較し、該第２の所定値を越える或いは下回ると警告することが好ましい。すなわち、２つの比率の和又はその和の所定値との差を第２の所定値と比較し、第２の所定値を越える又は下回ると警告を行うことが好ましい。これにより、オペレータが気付かずに最大許容積算光量を越えて被検者に光を照射することを防ぐことができる。 The controller preferably compares the sum of the two ratios or the difference from the predetermined value with a second predetermined value and warns when the second predetermined value is exceeded or below. That is, it is preferable to compare the difference between the sum of the two ratios or a predetermined value of the sum with the second predetermined value, and issue a warning when the second predetermined value is exceeded or below. As a result, it is possible to prevent the subject from being irradiated with light exceeding the maximum allowable integrated light amount without the operator's knowledge.

また、前記コントローラは前記２つの比率の和又は前記所定値との差を第２の所定値と比較し、該第２の所定値を越える或いは下回ると前記コヒーレント光と前記非コヒーレント光のうちの少なくとも１つの照射を制御することが好ましい。すなわち、２つの比率の和又はその和の所定値との差を第２の所定値と比較し、第２の所定値を越える又は下回るとコヒーレント光と非コヒーレント光のうちの少なくとも１つの照射を制御することが好ましい。これにより、オペレータがそれらの光の出力を下げたり止めたりという煩わしい操作を行う必要がなくなる。 The controller compares the sum of the two ratios or the difference between the predetermined value and a second predetermined value. If the controller exceeds or falls below the second predetermined value, the controller outputs the coherent light and the non-coherent light. It is preferred to control at least one irradiation. That is, the difference between the sum of the two ratios or a predetermined value of the sum is compared with a second predetermined value, and if the second predetermined value is exceeded or decreased, at least one of coherent light and non-coherent light is irradiated. It is preferable to control. This eliminates the need for the operator to perform troublesome operations such as lowering or stopping the light output.

また、被検者と左右眼の特定を行うための入力装置、特定した被検眼への前記コヒーレント光と前記非コヒーレント光それぞれの前記積算光量を被検者の左右眼毎に記憶するメモリを有することが好ましい。すなわち、複数の被検者や左右眼に入れ代り、コヒーレント光と非コヒーレント光を照射する場合でも、被検眼ごとに積算光量を管理することが好ましい。これにより、オペレータは全ての被検眼に対して被検眼の安全性を確保しながら、実際に測定できる回数を減らすことなく、容易にかつより確実に最大許容積算光量を越えないコヒーレント光と非コヒーレント光の照射を行うことができる。 Also, an input device for specifying the subject and the left and right eyes, and a memory for storing the accumulated light amounts of the coherent light and the non-coherent light to the specified eye for each of the left and right eyes of the subject. It is preferable. That is, it is preferable to manage the integrated light amount for each eye to be examined even when a plurality of subjects and left and right eyes are replaced and the coherent light and the non-coherent light are irradiated. As a result, the operator can easily and more reliably avoid coherent light and non-coherent light that do not exceed the maximum allowable integrated light quantity without reducing the number of actual measurements while ensuring the safety of the eye to be examined. Light irradiation can be performed.

また、被検眼に対してコヒーレント光と非コヒーレント光を個別に照射する照射系と、前記コヒーレント光の照射時間及び前記非コヒーレント光の照射時間の両方から被検眼への積算光量を算出するコントローラとを有することが好ましい。すなわち、コヒーレント光の照射時間と非コヒーレント光との双方から被検眼への積算光量を算出することが好ましい。これにより、正確に積算光量の算出ができる。 An irradiation system for individually irradiating the eye to be examined with coherent light and non-coherent light; and a controller for calculating an integrated light amount to the eye to be examined from both the irradiation time of the coherent light and the irradiation time of the non-coherent light; It is preferable to have. That is, it is preferable to calculate the integrated light amount to the eye to be examined from both the irradiation time of the coherent light and the non-coherent light. Thereby, the integrated light quantity can be calculated accurately.

また、被検眼の眼底の血流速度を計測し、前記コヒーレント光はトラッキング光と測定用レーザー光の少なくとも一方であり、前記非コヒーレント光は観察用照明光とすることが好ましい。すなわち、眼底の血流速度を測定する眼科装置において積算光量を算出することが好ましい。これにより、被検眼の安全性を確保しながら、実際に測定できる回数を減らすことなく、眼底の血流速度の測定を行うことができる。 Further, it is preferable that the blood flow velocity of the fundus of the eye to be examined is measured, the coherent light is at least one of tracking light and measurement laser light, and the non-coherent light is observation illumination light. That is, it is preferable to calculate the integrated light quantity in an ophthalmologic apparatus that measures the blood flow velocity of the fundus. Thereby, the blood flow velocity of the fundus can be measured without reducing the number of times of actual measurement while ensuring the safety of the eye to be examined.

また、前記コントローラは前記算出した積算光量を基に、前記コヒーレント光と前記非コヒーレント光の少なくとも一方の照射を制御することが好ましい。すなわち、算出した積算光量を基に、コヒーレント光と非コヒーレント光の少なくとも一方の照射を制御することが好ましい。これにより、オペレータがそれらの光の出力を下げたり止めたりという煩わしい操作を行う必要がない。 Further, it is preferable that the controller controls irradiation of at least one of the coherent light and the non-coherent light based on the calculated integrated light amount. That is, it is preferable to control irradiation of at least one of coherent light and non-coherent light based on the calculated integrated light quantity. This eliminates the need for the operator to perform troublesome operations such as lowering or stopping the light output.

１対物レンズ
２バンドパスミラー
３孔あきミラー
６スケール板
９透過型液晶板
１３観察用光源
１４イメージローテータ
１５ガルバノメトリックミラー
１８フォーカスユニット
２３、２５ハーフミラー
２４測定用光源
２６トラッキング用光源
２８、２９フォトセンサ
３３一次元ＣＣＤ
３４ａ、３４ｂフォトマルチプライヤ
４０トラッキング制御部
４１システム制御部
４２操作部
４３メモリ
４４モニタ
４５電圧調整器 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Objective lens 2 Band pass mirror 3 Perforated mirror 6 Scale plate 9 Transmission type liquid crystal plate 13 Observation light source 14 Image rotator 15 Galvanometric mirror 18 Focus unit 23, 25 Half mirror 24 Measurement light source 26 Tracking light source 28, 29 Photo Sensor 33 One-dimensional CCD
34a, 34b Photomultiplier 40 Tracking control unit 41 System control unit 42 Operation unit 43 Memory 44 Monitor 45 Voltage regulator

Claims

A non-coherent light irradiation system that irradiates the eye with non-coherent light; and
Determining means for determining whether or not the non-coherent light is irradiated to the eye within a predetermined time before irradiating the non-coherent light to the eye;
A measuring means for measuring a time after irradiating the non-coherent light to the eye to be examined when the judging means judges no;
An ophthalmologic apparatus comprising:

A calculating means for calculating an integrated light amount to the eye based on an irradiation time of the non-coherence light to the eye;
Display control means for displaying on the display means a display form indicating a ratio between the integrated light quantity and a predetermined light quantity for each of the left and right eyes of the eye to be examined;
The ophthalmic apparatus according to claim 1, comprising:

A non-coherent light irradiation system that irradiates the eye with non-coherent light; and
A calculating means for calculating an integrated light amount to the eye based on an irradiation time of the non-coherence light to the eye;
Display control means for displaying on the display means a display form indicating a ratio between the integrated light quantity and a predetermined light quantity for each of the left and right eyes of the eye to be examined;
An ophthalmologic apparatus comprising:

A coherent light irradiation system for irradiating the eye to be examined with coherent light;
A non-coherent light irradiation system for irradiating the eye to be examined with non-coherent light; and
Determining means for determining whether or not at least one of the coherent light and the non-coherent light is irradiated on the eye within a predetermined time before the non-coherent light is irradiated on the eye; ,
A measuring means for measuring a time after irradiating the non-coherent light to the eye to be examined when the judging means judges no;
An ophthalmologic apparatus comprising:

A calculating means for calculating an integrated light amount to the eye based on an irradiation time of the coherent light and the non-coherence light to the eye;
Display control means for displaying on the display means a display form indicating a ratio between the integrated light quantity and a predetermined light quantity for each of the left and right eyes of the eye to be examined;
The ophthalmic apparatus according to claim 4, comprising:

A coherent light irradiation system for irradiating the eye to be examined with coherent light;
A non-coherent light irradiation system for irradiating the eye to be examined with non-coherent light; and
A calculating means for calculating an integrated light amount to the eye based on an irradiation time of the coherent light and the non-coherence light to the eye;
Display control means for displaying on the display means a display form indicating a ratio between the integrated light quantity and a predetermined light quantity for each of the left and right eyes of the eye to be examined;
An ophthalmologic apparatus comprising:

The ratio is a sum of a ratio of an integrated light amount to the eye to be examined and the predetermined light amount for each of the coherent light and the non-coherent light for each of the left and right eyes of the eye to be examined. Item 5. The ophthalmic apparatus according to Item 5 or 6.

The ophthalmologic apparatus according to any one of claims 4 to 7, wherein the coherent light is at least one of tracking light and measurement laser light, and the non-coherent light is observation illumination light.

The said display control means displays the said ratio on the said display means as a bar graph for every right-and-left eye of the said to-be-tested eye, The any one of Claim 2, 3, 5, 6, 7 characterized by the above-mentioned. Ophthalmic equipment.

The ophthalmologic apparatus according to any one of claims 2, 3, 5, 6, 7, and 9, wherein the display control unit blinks the display form when the ratio exceeds a predetermined value.

The ophthalmologic apparatus according to any one of claims 2, 3, 5, 6, 7, 9, and 10, further comprising control means for stopping irradiation of the eye to be examined when the ratio exceeds a predetermined value. .

A determination step of determining whether or not the non-coherent light is irradiated to the eye within a predetermined time before irradiating the non-coherent light to the eye;
A measurement step of measuring a time after irradiating the eye to be examined with the non-coherent light when it is determined as NO in the determination step;
A method for controlling an ophthalmic apparatus, comprising:

Calculating an integrated light amount to the eye to be examined based on an irradiation time of the non-coherence light to the eye to be examined;
Displaying a display form indicating a ratio between the integrated light amount and a predetermined light amount for each of the left and right eyes of the eye to be examined; and
A method for controlling an ophthalmic apparatus, comprising:

A determination step of determining whether or not at least one of the coherent light and the non-coherent light is irradiated on the eye within a predetermined time before irradiating the eye with the non-coherent light;
A measurement step of measuring a time after irradiating the eye to be examined with the non-coherent light when it is determined as NO in the determination step;
A method for controlling an ophthalmic apparatus, comprising:

Calculating an integrated light amount to the eye based on the irradiation time of the coherent light and non-coherence light to the eye;
Displaying a display form indicating a ratio between the integrated light amount and a predetermined light amount for each of the left and right eyes of the eye to be examined; and
A method for controlling an ophthalmic apparatus, comprising:

A program for causing a computer to execute each step of the method for controlling an ophthalmologic apparatus according to any one of claims 12 to 15.