JP3639658B2

JP3639658B2 - Beam deflector for ophthalmic examination

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Publication number: JP3639658B2
Application number: JP34510095A
Authority: JP
Inventors: 信也田中
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 1995-12-08
Filing date: 1995-12-08
Publication date: 2005-04-20
Anticipated expiration: 2015-12-08
Also published as: JPH09154819A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、対物レンズを介して被検物に検査光を照射し、かつその反射光を再び対物レンズを介し受光する眼科検査用光束偏向装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
近年の眼科機器のコンフォーカル走査型眼底カメラのような光学装置においては、被検物に照射される検査用光束の光路が二次元に走査を行い、その反射光をその光路とほぼ同じ光路に戻し、同一の走査部材を用い再びその走査を相殺するような光束偏向手段が利用されている。より一般的には、コンフォーカル走査型の顕微鏡においても同様のものが用いられたり、又は治療用レーザー装置でその治療部位の情報をも同時に取り込むようなものにも利用が進んでいる。
【０００３】
このような光束偏向器の代表例として、特表平６−５０１１６６号公報が知られている。この装置は図７に示すように、検査用光路と反射光路のクロストークを防ぐために、回転可能な第１の両面ミラー１、第２の両面ミラー２を有している。
【０００４】
発光器３からの検査用光束は光軸Laに沿って進み、第１の両面ミラー１の第１面１ａで反射し、ミラーレンズ４、ミラー５、ミラーレンズ６を介して第２の両面ミラー２の第１面２ａで反射された後に、対物レンズ７により被検眼Ｅへ向けて照射される。一方、被検眼Ｅにおいて反射された反射光は光路Lbに沿って受光されるが、それは対物レンズ７で受光された後に、第１の第１の両面ミラー１の第２面１ｂ、第２の両面ミラー２の第２面２ｂでその偏向角が相殺された形で、図示しない受光素子へ向かうように構成されている。
【０００５】
即ち、対物レンズ７以外では、両光束は完全に分離した状態で偏向が行われるのである。このような光束偏向器を有する眼科装置としては、例えば米国特許公報５１０６１８４号に記載されているように、被検眼の眼圧の血管内を流れる血流速度を計測する眼底血流計が知られている。
【０００６】
その測定原理を図８〜図１０を用いて説明すると、光路K1上には照明光学系が配置されており、照明用光源１１からの白色光束は孔あきミラー１２で反射され、スリット１３、レンズ１４、被検眼Ｅの角膜の屈折力を相殺して眼底Eaを観察可能とするコンタクトレンズ１５を介して、眼底Ea上の血管Evを照明する。また、孔あきミラー１２の背後の光路上には、測定用のＨｅ−Ｎｅレーザー光を発する測定用レーザー光源１６が配置されており、測定用レーザー光源１６からの測定光は孔あきミラー１２の中央の開孔部を通り、照明用光源１１からの光束と同軸にされ、スリット１３、レンズ１４、コンタクトレンズ１５を介して眼底Eaを点状に照射する。
【０００７】
血管Ev内を流れる血球及び血管壁により散乱反射された光束は、角度α’を成す光路K2、K3上に配置された立体観察用の受光光学系の対物レンズ１７ａ、１７ｂを通り、ミラー１８ａ、１８ｂ、ミラー１９ａ、１９ｂで反射され、接眼レンズ２０ａ、２０ｂを介して検者により眼底像として観察され、検者は接眼レンズ２０ａ、２０ｂを覗いて眼底Eaを観察しながら測定部位を選択する。
【０００８】
図９は検者により観察される眼底像であり、照明光により照明されている領域Io内において、測定対象となる血管Evと接眼レンズ２０ａ、２０ｂの焦点面に予め用意されているスケールSCとを合軸にすると、測定用レーザー光源１６による測定光と血管Evが合軸となり、測定用レーザー光源１６によるスポット光PSによって測定部位が決定される。このとき、眼底Eaからの反射光は光ファイバ２１ａ、２１ｂを介してフォトマルチプライヤ２２ａ、２２ｂに受光される。
【０００９】
この受光信号は血管Ev内を流れる血流によりドップラーシフトした成分と、静止している血管壁で反射された成分とが、それぞれ干渉することによって生ずる所定のビート信号成分を含んでおり、このビート信号を周波数解析して血管Ev内の血流速度を求めることができる。
【００１０】
図１０はフォトマルチプライヤ２２ａ、２２ｂで測定された受光信号を周波数解析した結果の一例であり、横軸は周波数Δf 、縦軸はその出力ΔＳを示している。周波数の最大シフトΔfmaxと、入射光の波数ベクトルκi 及び受光光の波数ベクトルκs と、血流の速度ベクトルυとの関係は、次の式(1) で表すことができる。
Δfmax＝（κs −κi)・υ …(1)
【００１１】
従って、フォトマルチプライヤ２２ａ、２２ｂのそれぞれの受光信号から算出された周波数の最大シフトΔfmax1 、Δfmax2 、レーザー光の波長λ、測定部位の屈折率ｎ、眼内での受光光軸K2、K3のなす角度α、眼内で受光光軸K2、K3の作る平面と血流の速度ベクトルυとのなす角度βを用いて式(1) を変形すると、血流の最大速度Vmaxは、次式で表すことができる。
Vmax＝｛λ／（ｎ・α)}・｜Δfmax1 −Δfmax2 ｜／ cosβ …(2)
【００１２】
このように、２方向から計測を行うことにより測定光の入射方向の寄与が相殺され、眼底Ea上の任意の部位の血流を計測することができる。
【００１３】
また、図９に示す２本の受光光路K2、K3が作る平面と眼底Eaとの交線Ａと、この交線Ａと血流の速度ベクトルυとのなす角βとの関係から、真の血流速度を測定するためには、式(2) においてβ＝０°として、交線Ａを速度ベクトルυに一致させる必要がある。このため従来例では、受光光学系全体を回転させるか又は受光光学系中にイメージローテータを配置して、光学的に一致させるような構成となっている。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述のこの種の光束偏向手段においては、検査光と反射光が共用する対物レンズ６によるフレアを考慮する必要がある。その他の光路については、光路の分離がなされており、特に光束偏向器として作用する両面ミラーは各面が各光束に割り当てられ、そこで発生するクロストークは十分に抑制されているが、この対物レンズ６によるクロストークに対する処理も必要である。
【００１５】
このことは、特に反射率の非常に低い被検物を対称とする装置にとって重要であり、その代表例は被検物が被検眼内にある眼科装置である。眼科装置においては、被検物は被検眼前眼部の中間透光体であったり眼底であり、これらの反射率は極めて低いことはよく知られている。
【００１６】
本発明の目的は、反射率の低い被検眼内の被検物でも正確に測定し得る眼科検査用光束偏向装置を提供することにある。
【００１７】
【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科検査用光束偏向装置は、被検眼に対向する対物レンズと、該対物レンズを介して被検眼内の被検物の検査のために検査光を照射する照射手段と、前記対物レンズを介して前記検査光による被検物からの反射光を受光する受光手段と、該受光手段の出力に基づいて被検物の特性を算出する特性算出手段と、前記対物レンズによって作られる被検眼瞳と略共役な位置に配置し前記対物レンズの光軸に垂直な方向の軸を中心に回転する回転ミラーにより前記検査光を被検眼の所定位置に導く光束偏向器とを有する眼科検査用光束偏向装置において、前記回転ミラーは前記検査光を反射する第１反射面と、前記対物レンズにより集光された前記反射光を反射し前記受光手段に偏向する第２反射面を有する両面ミラーであり、被検眼瞳との共役面において被検眼瞳を前記対物レンズの光軸を含む第１の領域とそれ以外の第２の領域とに分離するように配し、かつ前記両面ミラーの第１反射面で反射した前記検査光の反射方向における前記対物レンズの光軸と同軸に配した被検眼瞳を略等倍で結像する反射型リレー光学系を有し、前記検査光が前記両面ミラーの第１反射面上の前記対物レンズの光軸外の領域で反射し、前記反射型リレー光学系により再び前記両面ミラーを配した被検眼共役面の前記第２の領域に偏向し、前記両面ミラーを介さずに前記対物レンズに向かうようにすると共に、前記受光手段内の被検眼瞳と略共役な平面上における受光光束を前記受光手段の光学系光軸上に配し、前記受光手段内の被検眼瞳の瞳共役面から前記対物レンズを構成するレンズ面までを反射面とみなし、前記第２の領域を通り前記反射型リレー光学系に至る光学系において、前記瞳共役面の共役位置の光軸上に遮光部材を設けたことを特徴とする。
【００１９】
【発明の実施の形態】
本発明を図１〜図６に図示の実施例に基づいて詳細に説明する。
図１は本発明を眼底血流計へ応用した実施例の構成図であり、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３１から被検眼Ｅと対向する対物レンズ３２へ至る照明光路上には、コンデンサレンズ３３、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付のフィールドレンズ３４、被検眼Ｅの瞳孔とほぼ共役な位置に設けられたリングスリット３５、被検眼Ｅの水晶体とほぼ共役な位置に設けられた遮光部材３６、リレーレンズ３７、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３８、リレーレンズ３９、被検眼Ｅの角膜近傍と共役に設けられた遮光部材４０、孔あきミラー４１、黄色域の波長光を透過し他の光束を殆ど反射するバンドパスミラー４２が順次に配列されている。
【００２０】
孔あきミラー４１の背後には眼底観察光学系が構成されており、光路に沿って移動自在なフォーカシングレンズ４３、リレーレンズ４４、スケール板４５、光路中に挿脱自在な光路切換えミラー４６、接眼レンズ４７が順次に配列され、検者眼ｅに至っている。光路切換えミラー４６が光路中に挿入されているときの反射方向の光路上には、テレビリレーレンズ４８、ＣＣＤカメラ４９が配置されており、ＣＣＤカメラ４９の出力は液晶モニタ５０に接続されている。
【００２１】
バンドパスミラー４２の反射方向の光路上には、イメージローテータ５１、紙面に垂直な方向に回転軸を有するガルバノメトリックミラー５２が配置され、ガルバノメトリックミラー５２の右側反射面５２ａの反射方向には第２のフォーカシングレンズ５３が配置され、左側反射面５２ｂの反射方向にはレンズ５４、光路に沿って移動自在なフォーカスユニット５５が配置されている。なお、レンズ５４の前側焦点面は被検眼Ｅの瞳孔と共役関係にあり、この焦点面に光束偏向器である例えばガルバノメトリックミラー５２が配置されている。
【００２２】
また、ガルバノメトリックミラー５２の後方には、光路長補償半月板５６、光路中に遮光部を有する黒点板５７、凹面ミラー５８が配され、ガルバノメトリックミラー５２の右側反射面５２ａで反射されず通過する光束を左側反射面５２ｂへ導くリレー光学系を構成している。
【００２３】
フォーカスユニット５５においては、レンズ５４と同一光路上に、ダイクロイックミラー５９、集光レンズ６０が順次に配列され、ダイクロイックミラー５９の入射方向の光路上にはマスク６１、ミラー６２が配置されており、このフォーカスユニット５５は一体的に矢印で示す方向に移動可能とされている。
【００２４】
集光レンズ６０の入射方向の光路上には、固定ミラー６３、光路から退避可能な光路切換えミラー６４が平列して配置され、光路切換えミラー６４の入射方向の光路上には、コリメータレンズ６５、コヒーレントな赤色光を発する測定用のレーザーダイオード６６が配列されている。光路切換えミラー６４が光路上にないときは、レーザーダイオード６６からの測定光は集光レンズ６０に直接入射し、光路上にあるときは光路切換えミラー６４、固定ミラー６３を介して集光レンズ６０に入射するようになっている。更に、ミラー６２の入射方向の光路上には、シリンドリカルレンズ等から成るビームエクスパンダ６７、高輝度の緑色光を発するトラッキング用光源６８が配列されている。
【００２５】
ガルバノメトリックミラー５２の右側反射面５２ａ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シングレンズ５３、ダイクロイックミラー６９、フィールドレンズ７０、拡大レンズ７１、イメージインテンシファイヤ付の一次元ＣＣＤ７２が順次に配列され、血管検出系が構成されている。
【００２６】
また、ダイクロイックミラー６９の反射方向の光路上には、結像レンズ７３、共焦点絞り７４、被検眼Ｅの瞳孔とほぼ共役に設けられたミラー対７５ａ、７５ｂが配置され、ミラー対７５ａ、７５ｂの反射方向にはそれぞれフォトマルチプライヤ７６ａ、７６ｂが配置され、測定用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７５ａ、７５ｂの反射光路、トラッキング用光源６８の出射方向の測定光路、レーザーダイオード６６からマスク６１に至る光路はそれぞれ紙面に直交している。
【００２７】
更に、装置全体を制御するためのシステム制御部７７が設けられ、このシステム制御部７７には検者が操作する入力手段７８、フォトマルチプライヤ７６ａ、７６ｂの出力がそれぞれ接続されており、システム制御部７７の出力はガルバノメトリックミラー５２を制御するミラー制御回路７９、光路切換えミラー６４にそれぞれ接続されている。また、ミラー制御回路７９には一次元ＣＣＤ７２の出力が血管位置検出回路８０を介して接続されている。
【００２８】
使用に際して、観察用光源３１から発した白色光はコンデンサレンズ３３を通り、バンドパスフィルタ付のフィールドレンズ３４により黄色の波長光のみが透過され、リングスリット３５、遮光部材３６、リレーレンズ３７を通り、透過型液晶板３８を背後から照明し、リレーレンズ３９、遮光部材４０を通って孔あきミラー４１で反射され、黄色域の波長光のみがバンドパスミラー４２を透過し、対物レンズ３２を通り、被検眼Ｅの瞳孔上で眼底照明光束像Ｉとして一旦結像した後に、眼底Eaをほぼ一様に照明する。
【００２９】
このとき、透過型液晶板３８には固視標が表示されており、照明光により被検眼Ｅの眼底Eaに投影され、視標像として被検眼Ｅに呈示される。なお、リングスリット３５、遮光部材３６、４０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は問題とならない。
【００３０】
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束Ｏとして取り出され、孔あきミラー４１の中心の開口部、フォーカシングレンズ４３、リレーレンズ４４を通り、スケール板４５で眼底像Ea’として結像した後に、光路切換えミラー４６に至る。ここで、光路切換えミラー４６が光路から退避しているときは、検者眼ｅにより接眼レンズ４７を介して眼底像Ea’が観察可能となり、一方、光路切換えミラー４６が光路に挿入されているときは、スケール板４５上に結像された眼底像Ea’がテレビリレーレンズ４８によりＣＣＤカメラ４９上に再結像され、液晶モニタ５０に映出される。
【００３１】
この眼底像Ea’を接眼レンズ４７又は液晶モニタ５０を介して観察しながら装置のアライメントを行う。このとき、適切な目的に応じて観察方式を採用することが好適であり、接眼レンズ４７による観察の場合は、一般的に液晶モニタ５０等よりも高解像かつ高感度なので、眼底Eaの微細な変化を読み取って診断する場合に適している。一方、液晶モニタ５０による観察の場合は、視野を制限しないので検者の疲労を軽減することができ、更にＣＣＤカメラ４９の出力を外部のビデオテープレコーダやビデオプリンタ等に接続することにより、眼底像Ea’上の測定部位の変化を遂次に電子的に記録することが可能となるので、臨床上極めて有効である。
【００３２】
レーザーダイオード６６を発した測定光はコリメータレンズ６５によりコリメートされ、光路切換えミラー６４が光路に挿入されている場合には、測定光は光路切換えミラー６４、固定ミラー６３でそれぞれ反射され、集光レンズ６０の下方を通過し、光路切換えミラー６４が光路から退避している場合には、測定光は直接集光レンズ６０の上方を通過し、それぞれダイクロイックミラー５９を透過する。
【００３３】
一方、トラッキング用光源６８から発したトラッキング光は、ビームエクスパンダ６７により縦横異なる倍率でビーム径が拡大され、ミラー６２で反射された後に整形用マスク６１で所望の形状に整形され、ダイクロイックミラー５９で反射されて上述の測定光と重畳される。このとき、測定光は集光レンズ６０によりマスク６１の開口部中心と共役な位置にスポット状に結像されている。
【００３４】
更に、測定光とトラッキング光はレンズ５４を通ってガルバノメトリックミラー５２の左側反射面５２ｂで一旦反射され、黒点板５７を通った後に、凹面ミラー５８において反射され、再び黒点板５７、光路長補正用半月板５６を通りガルバノメトリックミラー５２に戻される。ここで、ガルバノメトリックミラー５２は被検眼Ｅの瞳と共役な位置に配されており、その形状は瞳上において例えば図２の破線Ｍで示した非対称な形状となされている。そして、凹面ミラー５８、黒点板５７、光路長補償半月板５６は光軸上に同心に配置され、かつ共働してガルバノメトリックミラー５２の左側反射面５２ｂと右側反射面５２ａとを−１倍で結像するリレー系の機能が与えられている。
【００３５】
従って、光路切換えミラー６４の光路中への挿入、退避により、ガルバノメトリックミラー５２の像Ｍの裏側の図２中のP1、P1' の何れかの位置で反射された両光束は、今度はガルバノメトリックミラー５２の切欠部に位置するP2、P2' 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５２で反射されることなくイメージローテータ５１へ向かうことになる。イメージローテータ５１を経て、バンドパスミラー４２により対物レンズ３２へ偏向された両光束は、対物レンズ３２を介して被検眼Ｅの眼底Eaに照射される。なお、光路長補償半月板５６はガルバノメトリックミラー５２の左側反射面５２ｂ、右側反射面５２ａの位置がそのミラー厚によって図面上で上下方向へのずれが生ずることを補正するためのものであり、イメージローテータ５１へ向かう光路中にのみ作用するが、必ずしも不可欠なものではない。
【００３６】
このように、測定光とトラッキング光はガルバノメトリックミラー５２の左側反射面５２ｂ内で反射されて、再び戻されるように対物レンズ３２の光軸から偏心した状態でガルバノメトリックミラー５２に入射が行われ、その結果として図２に示すように、瞳孔上でスポット像P2又はP2' として結像した後に眼底Eaを点状に照射している。
【００３７】
眼底Eaでの散乱反射光は再び対物レンズ３２で集光され、バンドパスミラー４２で反射されてイメージローテータ５１を通り、ガルバノメトリックミラー５２の右側反射面５２ａで反射され、フォーカシングレンズ５３を通り、ダイクロイックミラー６９において測定光とトラッキング光とが波長により分離される。
【００３８】
トラッキング光はダイクロイックミラー６９を透過し、フィールドレンズ７０、結像レンズ７１により一次元ＣＣＤ７２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Ev' として結像する。そして、一次元ＣＣＤ７２で撮像された血管像Ev' に基づいて、血管位置検出回路８０において血管像Ev' の移動量を表すデータが作成され、ミラー制御回路７９に出力される。ミラー制御回路７９は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５２を駆動する。
【００３９】
一方、測定光はダイクロイックミラー６９により反射され、結像レンズ７３、共焦点絞り７４の開口部を経てミラー対７５ａ、７５ｂでそれぞれ反射され、それぞれフォトマルチプライヤ７６ａ、７６ｂで受光される。フォトマルチプライヤ７６ａ、７６ｂの出力はそれぞれシステム制御部７７に出力され、この受光信号は従来例と同様に周波数解析されて眼底Eaの血流速度が求められる。
【００４０】
このとき、バンドパスミラー４２の分光特性のため、観察用光源３１からの照明光は一次元ＣＣＤ７２には到達せず、その上、撮像範囲が狭く設定されているので、有害なフレア光も混入し難くなっている。この結果、一次元ＣＣＤ７２にはトラッキング光による血管像Ev' のみが撮像されることになる。また、血中ヘモグロビンと色素上皮上メラニンとは、緑色の波長域においてその分光反射率が大きく異なるため、トラッキング光を緑色光にすることにより、血管像Ev' をコントラス良く撮像することが可能となる。
【００４１】
図２には被検眼Ｅの瞳孔上の各光束の配置を合わせて示してあるが、Ｉは黄色の照明光により照明される領域でリングスリット３５の像、Ｏは眼底観察光束で孔あきミラー４１の開口部の像、Ｖは測定／血管受光光束で、ガルバノメトリックミラー５２の左右反射面５２ｂ、５２ａの有効部の像、Da、Dbは２つの測定受光光束で、それぞれミラー対７５ａ、７５ｂによる像である。P1、P2、P1’、P2' は測定光の入射位置で光路切換ミラー６４を切換えることによって選択される測定用であるスポット像であり、鎖線で示す領域Ｍはガルバノメトリックミラー５２の像であることは前述した通りである。
【００４２】
一次元ＣＣＤ７２に受光される光束は、被検眼Ｅの瞳孔上で測定／血管受光光束Ｖから取り出された光束であり、この光束からミラー対７５ａ、７５ｂにより測定受光光束Da、Dbを通る光束を取り出して、フォトマルチプライヤ７６ａ、７６ｂで受光する。眼底観察光光束Ｏに比べて測定／血管受光光束Ｖを大きくしているのは、一次元ＣＣＤ７２の方が眼底観察光学系のＣＣＤカメラ４９よりも眼底Eaの結像倍率が大きいので、一次元ＣＣＤ７２上での像面照度が確保し難いためである。
【００４３】
一方、光束を大きくしたことによる被検眼Ｅの前眼部で発生するフレア光の影響は、その受像範囲が血管受像光学系の方が小さいために問題とならない。また、測定受光光束Da、Dbの瞳孔上の間隔は血流速度計測の分解能に直接影響するが、測定／血管受光光束Ｖを大きくすることにより、測定受光光束Da、Dbの間隔を十分に確保することが可能となる。
【００４４】
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４２を透過し、孔あきミラー４１の背後の眼底観察光学系に導かれ、図３に示すように、トラッキング光はスケール板４５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。
【００４５】
これらの像は接眼レンズ４７又は液晶モニタ５０を介して眼底像Ea’、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スポット像P2又はP2' が重畳して観察されており、インジケータＴは入力手段７８の操作桿等の操作部材により、眼底像Ea’上を一次元に移動させることができる。また、視野の中心の正円はスケール板４５に予め用意されているスケールＳであり、インジケータＴを移動できる範囲を示している。
【００４６】
測定に際して、検者は先ず眼底像Ea’のピント合わせを行う。入力手段７８のフォークカスノブを調節すると、図示しない駆動手段により透過型液晶板３８、フォーカシングレンズ４３、５３、フォーカスユニット５５が連動して光路に沿って移動する。眼底像Ea’のピントが合うと、透過型液晶板３８、スケール板４５、一次元ＣＣＤ７２、共焦点絞り７４は同時に眼底Eaと共役になる。
【００４７】
このときの共焦点絞り７４は、所望の血管Evにピントを合わせるためのものであり、その作用を図４により説明する。測定対象となる眼底Ea上の血管Evの位置を測定部位S1で表し、この血管Evの後方にある脈絡膜Sc内の血管Evの位置を測定部位S2で表す。測定用のレーザーダイオード６６からの光束はミラー８１に下方から入射し、左右方向へ反射されて測定部位S1を照射する。測定部位S1での反射光は、ミラー対７５ａ、７５ｂと同等の受光方向を決定する機能を有する開口８２を通過して、レンズ８３により測定部位S1に共役とされ、小孔８４を通過した後に図示しないフォトマルチプライヤへ受光される。上述の光学系では、点線で示す測定部位S2での反射光は、実線で示す測定部位S1で反射された光束と同様にレンズ８３により結像されるが、小孔８４を通ることができないためフォトマルチプライヤで受光されることはない。
【００４８】
このように本実施例では、上述の小孔８４と同様の機能を有する共焦点絞り７４を設け、特定の深さにある血管Evでの反射光のみをフォトマルチプライヤ７６ａ、７６ｂに受光させることにより、所望の血管Evの血流速度を計測することが可能となる。実際の検査においては、検者は図３に示す眼底像Ea’上のフォーカス状態を見ながら測定対象となる血管Evの深さを設定し、眼底像Ea’のピントを合わせる。
【００４９】
ピント合わせが終了した後に、検者は入力手段７８を操作して視標像Ｆを移動し、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４５のスケールＳ内へ移動する。そして図５に示すように、入力手段７８によりイメージローテータ５１を操作してインジケータＴを回転し、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が垂直になるようにする。
【００５０】
このとき、眼底観察光はイメージローテータ５１を通過していないために、インジケータＴのみが回転するように認識される。この結果、図２に示した瞳孔上の各光学部材の像も原点を中心に同じ方向に同じ角度回転し、測定受光光束Da、Dbの中心を結んだ直線とスポット像P2、P2' の中心を結んだ直線、即ちｘ軸は血管Evの走行方向に一致する。
【００５１】
この操作は従来例で述べた速度算出のための(2) 式において、β＝０°としたことに相当し、β＝０°とすることにより、次の(a) 〜(c) の利点が生ずる。
【００５２】
(a) (2) 式からβ＝９０°即ち cosβ＝０となった場合には、最大周波数シフトΔfmax1 とΔfmax2 だけから最大血流速度Vmaxの絶対値を求めることができなくなるが、β＝０°となるように眼底像Ea’を回転することにより、測定不能位置を回避することができる。
【００５３】
(b) 角度βを測定する必要がなくなるために、誤差要因が減り操作が簡略化される。
【００５４】
(c) 従来例で述べたように、血流速度は血管壁からの散乱反射光と血液中の散乱反射光との干渉信号から求めているので、測定中にｘ軸方向に眼底Eaが移動しても、血管Evをｘ軸方向にほぼ平行にしておけば測定結果は影響されない。
【００５５】
一方、ｘ軸と直交するｙ軸方向に眼底Eaが移動した場合には、レーザーダイオード６６からの測定光が測定部位の血管Evから逸脱して測定値が不安定になるが、その場合はｙ軸方向についてのみ血管Evの移動量を検知すればよく、本実施例ではダイクロックミラー５９の背後の血管検出系とガルバノメトリックミラー５２により、この一方向のみのトラッキングを行っている。
【００５６】
このトラッキングを行って、全ての被検血管Evについて精度良くかつ迅速に血流速度を測定するためには、血管像Ev’の移動量を検知する一次元ＣＣＤ７２を測定対象となる血管Evに垂直に配置するとよく、更にβ＝０°とすることにより二次元センサを使用する必要がなくなるという利点も生ずる。
【００５７】
本実施例では、トラッキング光の長手方向に一次元ＣＣＤ７２の素子が配列されており、図５に示すように測定部位の角度合わせが終了している場合は、トラッキング光を示すインジケータＴの長手方向は測定血管Evの走行方向と直交しているので、血管検出系の一次元ＣＣＤ７２にはインジケータＴで指示された眼底像Ea’が拡大して撮像されている。
【００５８】
角度合わせが終了した後に入力手段７８を操作して、図６に示すようにインジケータＴを矢印で示す方向に移動し、トラッキング光に重畳しているスポット像を測定部位に合致させて測定部位を選択する。そして、測定部位を決定した後に再び入力手段７８を操作して、トラッキングの開始を入力する。
【００５９】
入力手段７８からシステム制御部６０を介してトラッキング開始の指令がミラー制御回路７９に入力されると、血管位置検出回路８０において、一次元ＣＣＤ７２の受光信号に基づいて血管像Ev’の一次元基準位置からの移動量が算出される。そして、ミラー制御回路７９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５２が駆動され、一次元ＣＣＤ７２上の血管像Ev' の受像位置が一定になるように制御される。
【００６０】
測定光とトラッキング光が被検眼Ｅの前眼部を通過する際に、前眼部において散乱光が発生するが、このとき入射側と受光側それぞれの光束が前眼部で重畳すると受光側にフレア光が生ずることは、一般の眼底カメラでよく知られている。従って、本実施例においても、測定光及びトラッキング光の入射光と受光光との重畳がフレア光が発生する原因の１つになる。
【００６１】
しかし、図２に示すように被検眼Ｅの瞳孔上において、入射光は原点から偏心しているガルバノメトリックミラー５２の切欠部を通過して眼底Eaを照射しており、一方で受光光は原点を中心とする測定／血管受光光束の瞳Ｖを通過し、ガルバノメトリックミラー５２の右側反射面５２ａで反射されて受光される。このように、ガルバノメトリックミラー５２により瞳孔上で入射光と反射光とが完全に分離されているので、本実施例においてはフレア光の発生を回避することができる。
【００６２】
このように、１個の両面研磨されたガルバノメトリックミラー５２の左右反射面５２ｂ、５２ａを使って、被検眼Ｅの眼底Eaへの入射光の入射位置と、眼底Eaから反射される受光光の受光位置の制御を行うことにより、単一の制御信号により両光束を完全に分離した状態で位置制御を行い、光束が照射されている眼底Ea上の部位を確実に受光／受像することができる。この結果、トラッキングの制御機構が簡素化され、装置を小型かつ安価に構成することが可能となり、更に入射光と受光光間のクロストークを大幅に軽減できるので、測定精度を向上させることが可能となる。
【００６３】
また、測定光、トラッキング光による入射光と眼底観察光との重畳もフレア光の発生する原因となる。本実施例においては、測定光は被検眼Ｅの瞳孔上で原点から偏心しているスポット像P2、P2' を通過するようにし、トラッキング光はスポット像P2、P2' を含むｙ軸方向に長手方向を有する棒状の領域から入射してｙ軸方向に移動するようにしている。いま、両光束による瞳孔上のスポット像P2、P2' の原点からのｘ軸、ｙ軸方向の変位をそれぞれｘ、ｙとしたときに、ｘ＞＞ｙとなるようにスポット像P2、P2' の位置をｙ軸方向に比べてｘ軸方向に大きく偏心させることにより、両光束がｙ軸方向に移動しても眼底観察光光束Ｏに重ならないようにしている。
【００６４】
ここで、ｙ軸方向への変位ｙは、ガルバノメトリックミラー５２の左右反射面５２ｂ、５２ａで光束が別々に反射させるために生ずるものであり、そのフレア光が発生しない最小値をｙmin とする。そして、ｙmin が決定された後に、測定光、トラッキング光が可動範囲の全ての位置において、眼底照明光学系に設けられたリングスリット３５、遮光部材３６、４０が形成する遮光領域と重ならないようなｘ軸方向の変位ｘをｘmin とする。
【００６５】
Ｒ² ＝ｘmin²＋ｙmin²で定義される測定に必要な被検眼Ｅの瞳孔径Ｒは、できる限り小さいことが望ましく、本実施例においては、瞳孔径Ｒを最小とするためにトラッキング方向は一次元のみに限定し、測定光、トラッキング光の入射位置ｘ、ｙを被検眼Ｅの瞳上において、ｙmin ≒ｙ＜＜ｘmin ≒ｘとなるように設定している。
【００６６】
従来例の場合はトラッキングを二次元で行っているために、ｙmin ＜＜ｘmin ≒ｘ≒ｙとしなければならず、必然的に測定可能な瞳孔径Ｒの下限は大きくなる。これに対し本実施例では、上述のように十分に小さな瞳孔径Ｒの被検眼Ｅにおいても測定が可能であり、眼底観察光学系、測定光学系、血管検出系において、測定光、トラッキング光により被検眼Ｅの前眼部に生ずるフレア光の発生も回避することができる。
【００６７】
もう１つのノイズとして、測定光、トラッキング光の対物レンズ３２による反射光の存在が考えられる。これは、両光束の対物レンズ３２の両面からの反射戻り光が、図２の測定／血管受光光束の瞳Ｖへ混入するノイズ光である。
【００６８】
本実施例では、これを除去するための測定光、トラッキング光が、ガルバノメトリックミラー５２の左側反射面５２ｂ、５２ａで偏向された後の光路中に、光軸上に上遮光領域を有する黒点板５７が設けられている。その遮光領域の位置と大きさは次のように決定される。即ち、受光瞳Ｖを仮想物体として把え、これをガルバノメトリックミラー５２の右側反射面５２ａに想定する。そして、イメージローテータ５１、バンドパスミラー４２を経由して、対物レンズ３２の何れかの一面で反射し、再びバンドパスミラー４２、イメージローテータ５１、光路長補償用半月板５６を経由して凹面鏡４８で反射し、ガルバノメトリックミラー５２に戻る光学系によって、その仮想物体の結像する位置と大きさをその遮光領域の基準としている。
【００６９】
このように構成することにより、両光束がガルバノメトリックミラー５２に対し何れの方向に偏向されていても、受光瞳Ｖへ混入することを防止できることになる。ここで重要なことはイメージローテータ５１の存在であって、受光瞳Ｖの像はイメージローテータ５１の回転により、その回転面の２倍回転する。従って、仮に受光瞳Ｖがその光軸上に存在しないとすると、遮光しなくてはならない領域は、その偏心によって生ずる移動領域の全てをカバーしなくてはならず、必然的に大きくなってしまう。
【００７０】
本実施例では、これを避けるために受光瞳Ｖは光軸上に設けられているが、このためにガルバノメトリックミラー５２の形状が図２に示すようにその光軸とスポット像P2、P2' をカバーするような特殊な形状となされている。また、本実施例においては、構造の単純化のため、対物レンズ３２の第１面、第２面のそれぞれの反射光を除去するための遮光部材を平行平面板の第１面、第２面のそれぞれに設け、単一部材により２つの反射光を除去する構成としている。
【００７１】
検者はトラッキング開始を確認した後に、入力手段７８の測定スイッチを押して測定を開始する。システム制御部７７により光路切換えミラー６４が光路に挿入され、先ず被検眼Ｅの瞳孔上のスポット像P1、P1' の位置から入射した光束がフォトマルチプライヤ７６ａ、７６ｂに受光され、この受光信号がシステム制御部７７に取り込まれ、最大周波数シフト｜Δfmax1 ｜、｜Δfmax2 ｜が求められる。ここで、｜Δfmax1 ｜、｜Δfmax2 ｜はそれぞれフォトマルチプライヤ７６ａ、７６ｂからの出力信号の処理結果である。
【００７２】
このとき、入射される光束はスポット像P1、P1' に位置し、測定受光光束Da、Dbに対し十分に変位した位置に設けられているため、通常であれば最大速度Vmaxは従来例の式(2) において、 cosβ＝１とし、Vmax＝｛λ／（ｎ・α)}・||Δfmax1 ｜−｜Δfmax2 ||によって求められるが、眼底Ea上の血管Evの位置によっては、真の流速はVmax＝｛λ／（ｎ・α)}・||Δfmax1 ｜＋｜Δfmax2 ||としなくてはならない場合も存在する。本実施例では、初めに仮測定として、この状態で先の式(2) による最大速度Vmaxを算出した後に、システム制御部７７により光路切換えミラー６４を光路中から退避し、被検眼Ｅの瞳孔上のスポット像P1、P2' の位置から光束を入射させて測定を行う。
【００７３】
瞳孔上のスポット像P2、P2' の位置は、図２に示すように他方のスポット像P1、P1' の中心を通り、測定受光光束Da、Dbの中心を結んだ直線と平行な直線上に中心を持つように配置されるが、特に本実施例ではスポット像P1、P1' とP2、P2' の間隔は測定受光光束Da、Dbの中心間の距離よりも大きく、かつ２つの直線の中点を結ぶ直線がそれぞれの中心を結んだ直線と直交するように選択されている。
【００７４】
入射光位置をスポット像P1、P1' から、このように選択したスポット像P2、P2' に切換えた後に、再びシステム制御部７７は２つのフォトマルチプライヤ７６ａ、７６ｂから信号を取り込み、それぞれの最大周波数シフト｜Δfmax1'｜、｜Δfmax2'｜を算出し、式(2) に従って最大速度Vmaxを算出する。
【００７５】
このときの最大速度VmaxをVmax’とおくと、入射光を上述のように選択することによって、最大周波数シフト｜Δfmax1 ｜と｜Δfmax2 ｜との符号が切換わる図１０に示す角φi の領域と、最大周波数シフト｜Δfmax1'｜と｜Δfmax2'｜との符号が切換わる領域を分離することができ、かつ符号が切換わらない領域においてはVmax≒Vmax’となる。また、最大速度VmaxかVmax’の一方の符号が切換わる領域においては、（符号の切換えがない側）＞（符号の切換えがある側）という関係を作り出すことが可能となる。
【００７６】
従って、システム制御部７７はこの２つの最大速度VmaxとVmax’を比較することにより、真の最大流速を求めるための適切な光束の入射方向を決定し、この情報により光路切換えを適切な状態にして本測定を行うように制御する。本測定は適当な時間間隔で、最大速度Vmax又はVmax’の算出を繰り返して継続的に行う。
【００７７】
本実施例においては、最大速度VmaxとVmax’を本測定前に判断する方式を示したが、本測定前に最大速度Vmax、Vmax’を測定算出して符号の反転の有無をチェックし、これによって自動的に式(2) の演算の符号を逆転するといったソフトウェアによる対応も可能である。
【００７８】
以上の説明においては、本発明を眼底Ea上の血流を測定する眼底血流計について行ったが、血流速度の他に、血管位置や血管径も同時に計測をするような眼科装置に応用することも可能である。
【００７９】
【発明の効果】
以上説明したように本発明に係る眼科検査用光束偏向装置によれば、用意した遮光部材は光束偏光器である両面ミラー以後に、かつ照射光束光路中に設置したため、その対物レンズとの相対位置は両面ミラーの偏向角によらず、その配置を一義的に定めることが可能である。また、リレー光学系は対物レンズと共軸であり、かつ受光系の瞳も軸上領域であるため、遮光領域を軸対称に配置可能となり、極小化することが可能となる。このことによって、照射光束がけられることなく、被検物上を自由に照射することが可能となる。
【００８０】
また、反射光の光路を対物レンズの光軸上に設定し、かつリレー光学系を共軸系とすることにより、対物レンズによって発生するフレアの発生する領域をリレー系の光軸上のごく小領域に限定させ、そこに遮光手段を設けることにより、対物レンズにより発生するフレアを効率良く抑制できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】光束偏向装置を有する眼底血流計の構成図である。
【図２】瞳上の光束配置図である。
【図３】検者視野の説明図である。
【図４】コンフォーカル絞りの説明図である。
【図５】検者視野の説明図である。
【図６】検者視野の説明図である。
【図７】従来例の光束偏向器の説明図である。
【図８】測定原理の説明図である。
【図９】眼底像の説明図である。
【図１０】受信信号のグラフ図である。
【符号の説明】
３１観察用光源
４１孔あきミラー
４２バンドパスミラー
４９ＣＣＤカメラ
５０液晶モニタ
５１イメージローテータ
５２ガルバノメトリックミラー
５５フォーカスユニット
５６光路長補償半月板
５８凹面ミラー
５９、６９ダイクロイックミラー
６６レーザーダイオード
６８トラッキング用光源
７２一次元ＣＣＤ
７６ａ、７６ｂフォトマルチプライヤ
７７システム制御回路
８０血管位置検出回路[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a light beam deflecting device for ophthalmic examination that irradiates a test object with an inspection light through an objective lens and receives the reflected light through the objective lens again.
[0002]
[Prior art]
In an optical apparatus such as a confocal scanning type fundus camera of an ophthalmic apparatus in recent years, an optical path of an inspection light beam irradiated on an object to be scanned is two-dimensionally scanned, and the reflected light is made almost the same optical path as the optical path. Returning, a light beam deflecting means that uses the same scanning member and cancels the scanning again is used. More generally, a confocal scanning microscope is also used in the same manner, or has been used for a treatment laser apparatus that simultaneously captures information on a treatment site.
[0003]
Japanese Unexamined Patent Publication No. 6-501166 is known as a typical example of such a beam deflector. As shown in FIG. 7, this apparatus has a rotatable first double-sided mirror 1 and second double-sided mirror 2 in order to prevent crosstalk between the inspection optical path and the reflected optical path.
[0004]
The inspection light beam from the light emitter 3 travels along the optical axis La, is reflected by the first surface 1 a of the first double-sided mirror 1, and passes through the mirror lens 4, the mirror 5, and the mirror lens 6 to be a second double-sided mirror. After being reflected by the second first surface 2a, the object lens 7 irradiates the eye E. On the other hand, the reflected light reflected by the eye E is received along the optical path Lb. After being received by the objective lens 7, the second surface 1b and the second surface 1b of the first first double-sided mirror 1 are received. The second surface 2b of the double-sided mirror 2 is configured to be directed to a light receiving element (not shown) in a form in which the deflection angle is offset.
[0005]
That is, except for the objective lens 7, the two light beams are deflected in a completely separated state. As an ophthalmologic apparatus having such a light beam deflector, for example, a fundus blood flow meter for measuring a blood flow velocity flowing in a blood vessel of intraocular pressure of a subject eye is known as described in US Pat. No. 5,106,184. ing.
[0006]
The measurement principle will be described with reference to FIGS. 8 to 10. An illumination optical system is disposed on the optical path K1, and the white light beam from the illumination light source 11 is reflected by the perforated mirror 12, and the slit 13 and the lens. 14. Illuminate the blood vessel Ev on the fundus Ea via the contact lens 15 that cancels the refractive power of the cornea of the eye E and makes it possible to observe the fundus Ea. In addition, a measurement laser light source 16 that emits a measurement He—Ne laser beam is disposed on the optical path behind the perforated mirror 12, and the measurement light from the measurement laser light source 16 passes through the perforated mirror 12. It passes through the central aperture, is made coaxial with the light beam from the illumination light source 11, and irradiates the fundus oculi Ea in a dot shape via the slit 13, the lens 14, and the contact lens 15.
[0007]
The blood cells flowing in the blood vessel Ev and the light flux scattered and reflected by the blood vessel wall pass through the objective lenses 17a and 17b of the light-receiving optical system for stereoscopic observation arranged on the optical paths K2 and K3 forming the angle α ′, and the mirror 18a, 18b, reflected by the mirrors 19a and 19b, and observed as a fundus image by the examiner via the eyepieces 20a and 20b, and the examiner selects a measurement site while observing the fundus Ea through the eyepieces 20a and 20b.
[0008]
FIG. 9 is a fundus image observed by the examiner. In the region Io illuminated by the illumination light, the blood vessel Ev to be measured and the scale SC prepared in advance on the focal plane of the eyepieces 20a and 20b. , The measurement light from the measurement laser light source 16 and the blood vessel Ev are combined, and the measurement site is determined by the spot light PS from the measurement laser light source 16. At this time, the reflected light from the fundus oculi Ea is received by the photomultipliers 22a and 22b via the optical fibers 21a and 21b.
[0009]
This received light signal includes a predetermined beat signal component generated by interference between a component that is Doppler shifted by the blood flow flowing in the blood vessel Ev and a component reflected by the stationary blood vessel wall. The blood flow velocity in the blood vessel Ev can be obtained by frequency analysis of the signal.
[0010]
FIG. 10 shows an example of the result of frequency analysis of the received light signals measured by the photomultipliers 22a and 22b. The horizontal axis indicates the frequency Δf and the vertical axis indicates the output ΔS. The relationship among the maximum frequency shift Δfmax, the wave number vector κi of incident light, the wave number vector κs of received light, and the blood flow velocity vector υ can be expressed by the following equation (1).
Δfmax = (κs −κi) ・ υ (1)
[0011]
Accordingly, the maximum frequency shifts Δfmax1 and Δfmax2 calculated from the received light signals of the photomultipliers 22a and 22b, the wavelength λ of the laser beam, the refractive index n of the measurement site, and the received light axes K2 and K3 in the eye. When the equation (1) is transformed using the angle β between the angle α and the plane formed by the light receiving optical axes K2 and K3 in the eye and the blood flow velocity vector υ, the maximum blood flow velocity Vmax is expressed by the following equation: be able to.
Vmax = {λ / (n · α)} · | Δfmax1−Δfmax2 | / cosβ (2)
[0012]
Thus, by measuring from two directions, the contribution of the incident direction of the measurement light is canceled out, and the blood flow in any part on the fundus oculi Ea can be measured.
[0013]
From the relationship between the intersection A between the plane formed by the two light receiving optical paths K2 and K3 shown in FIG. 9 and the fundus oculi Ea, and the angle β between the intersection A and the blood flow velocity vector υ, In order to measure the blood flow velocity, it is necessary to set β = 0 ° in the equation (2) and make the intersection line A coincide with the velocity vector υ. For this reason, in the conventional example, the entire light receiving optical system is rotated or an image rotator is arranged in the light receiving optical system so as to be optically matched.
[0014]
[Problems to be solved by the invention]
However, in this kind of light beam deflecting means described above, it is necessary to consider the flare caused by the objective lens 6 shared by the inspection light and the reflected light. Regarding the other optical paths, the optical paths are separated, and in particular, a double-sided mirror that acts as a light beam deflector is assigned to each light beam, and the crosstalk generated there is sufficiently suppressed. 6 is also required for crosstalk.
[0015]
This is particularly important for an apparatus that makes a test object having a very low reflectance symmetrical, and a typical example is an ophthalmic apparatus in which the test object is in the eye. In the ophthalmologic apparatus, the test object is an intermediate translucent body or fundus of the anterior eye part of the test eye, and it is well known that the reflectance thereof is extremely low.
[0016]
An object of the present invention is to provide a light beam deflecting device for ophthalmic examination that can accurately measure an object in an eye to be examined with low reflectance.
[0017]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, a light beam deflecting device for ophthalmic examination according to the present invention irradiates an inspection lens for inspecting an object in an eye to be examined through an objective lens facing the eye to be examined. An irradiating means, a light receiving means for receiving reflected light from the test object by the inspection light through the objective lens, a characteristic calculating means for calculating a characteristic of the test object based on an output of the light receiving means, Light beam deflection that guides the examination light to a predetermined position of the eye to be examined by a rotating mirror that is arranged at a position substantially conjugate with the eye pupil to be examined created by the objective lens and rotates around an axis perpendicular to the optical axis of the objective lens. In the ophthalmic examination light beam deflecting apparatus, the rotating mirror reflects the examination light and reflects the reflected light collected by the objective lens and deflects it to the light receiving means. Both with reflective surface It is a plane mirror, and is arranged so as to separate the subject eye pupil into a first region including the optical axis of the objective lens and a second region other than that in the conjugate plane with the subject eye pupil. And A reflective relay optical system that forms an image of a subject's eye pupil that is arranged coaxially with the optical axis of the objective lens in the reflection direction of the inspection light reflected by the first reflecting surface of the double-sided mirror at approximately the same magnification. The The inspection light is reflected by a region outside the optical axis of the objective lens on the first reflecting surface of the double-sided mirror, and the double-sided mirror is disposed again by the reflective relay optical system. Deflecting to the second region and going to the objective lens without going through the double-sided mirror, A received light beam on a plane substantially conjugate to the eye pupil in the light receiving means is arranged on the optical system optical axis of the light receiving means, and from the pupil conjugate plane of the eye pupil in the light receiving means. Lens surface constituting the objective lens Until In the optical system that reaches the reflective relay optical system through the second region , Conjugate position of the pupil conjugate plane A light shielding member is provided on the optical axis.
[0019]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
The present invention will be described in detail based on the embodiment shown in FIGS.
FIG. 1 is a configuration diagram of an embodiment in which the present invention is applied to a fundus blood flow meter. On an illumination optical path from an observation light source 31 such as a tungsten lamp that emits white light to an objective lens 32 facing the eye E. FIG. Is substantially the same as the condenser lens 33, for example, a field lens 34 with a bandpass filter that transmits only light in the yellow wavelength range, a ring slit 35 provided at a position substantially conjugate with the pupil of the eye E, and the crystalline lens of the eye E. A light shielding member 36 provided at a conjugate position, a relay lens 37, a transmissive liquid crystal plate 38 that is a fixation target display element movable along the optical path, a relay lens 39, and a portion near the cornea of the eye E to be examined. The light shielding member 40, the perforated mirror 41, and the band pass mirror 42 that transmits yellow wavelength light and reflects most of the other light beams are sequentially arranged.
[0020]
A fundus observation optical system is configured behind the perforated mirror 41, and includes a focusing lens 43 that can move along the optical path, a relay lens 44, a scale plate 45, an optical path switching mirror 46 that can be inserted into and removed from the optical path, and an eyepiece. The lenses 47 are sequentially arranged and reach the examiner's eye e. A television relay lens 48 and a CCD camera 49 are arranged on the optical path in the reflection direction when the optical path switching mirror 46 is inserted in the optical path, and the output of the CCD camera 49 is connected to the liquid crystal monitor 50. .
[0021]
On the optical path in the reflection direction of the bandpass mirror 42, an image rotator 51 and a galvanometric mirror 52 having a rotation axis in a direction perpendicular to the paper surface are arranged. In the reflection direction of the right reflection surface 52a of the galvanometric mirror 52, Two focusing lenses 53 are disposed, and a lens 54 and a focus unit 55 movable along the optical path are disposed in the reflection direction of the left reflecting surface 52b. The front focal plane of the lens 54 has a conjugate relationship with the pupil of the eye E, and a galvanometric mirror 52, for example, a light beam deflector is disposed on the focal plane.
[0022]
Further, behind the galvanometric mirror 52, an optical path length compensating meniscus 56, a black spot plate 57 having a light blocking portion in the optical path, and a concave mirror 58 are arranged, and are not reflected by the right reflecting surface 52a of the galvanometric mirror 52 and pass therethrough. The relay optical system which guides the luminous flux to be transmitted to the left reflecting surface 52b is configured.
[0023]
In the focus unit 55, a dichroic mirror 59 and a condenser lens 60 are sequentially arranged on the same optical path as the lens 54, and a mask 61 and a mirror 62 are disposed on the optical path in the incident direction of the dichroic mirror 59. The focus unit 55 can be moved integrally in the direction indicated by the arrow.
[0024]
A fixed mirror 63 and an optical path switching mirror 64 that can be retracted from the optical path are arranged in parallel on the optical path in the incident direction of the condenser lens 60, and a collimator lens 65 is disposed on the optical path in the incident direction of the optical path switching mirror 64. A laser diode 66 for measurement that emits coherent red light is arranged. When the optical path switching mirror 64 is not on the optical path, the measurement light from the laser diode 66 is directly incident on the condensing lens 60, and when it is on the optical path, the condensing lens 60 is passed through the optical path switching mirror 64 and the fixed mirror 63. It is made to enter. Further, on the optical path in the incident direction of the mirror 62, a beam expander 67 composed of a cylindrical lens or the like and a tracking light source 68 that emits high-intensity green light are arranged.
[0025]
On the optical path in the reflection direction of the right reflecting surface 52a of the galvanometric mirror 52, a focusing lens 53, a dichroic mirror 69, a field lens 70, a magnifying lens 71, and a one-dimensional CCD 72 with an image intensifier movable along the optical path. Are sequentially arranged to constitute a blood vessel detection system.
[0026]
Further, on the optical path in the reflection direction of the dichroic mirror 69, an imaging lens 73, a confocal stop 74, and mirror pairs 75a and 75b provided almost conjugate with the pupil of the eye E to be examined are arranged, and the mirror pairs 75a and 75b. Photomultipliers 76a and 76b are arranged in the reflection direction of the light, respectively, and a light receiving optical system for measurement is configured. For the convenience of illustration, all the optical paths are shown on the same plane. However, the reflection optical paths of the mirror pairs 75a and 75b, the measurement optical path in the emission direction of the tracking light source 68, and the optical paths from the laser diode 66 to the mask 61 are respectively shown. It is perpendicular to the page.
[0027]
Further, a system control unit 77 for controlling the entire apparatus is provided. The system control unit 77 is connected to input means 78 operated by the examiner and outputs of the photomultipliers 76a and 76b. The output of the unit 77 is connected to a mirror control circuit 79 for controlling the galvanometric mirror 52 and an optical path switching mirror 64, respectively. The output of the one-dimensional CCD 72 is connected to the mirror control circuit 79 via the blood vessel position detection circuit 80.
[0028]
In use, white light emitted from the observation light source 31 passes through the condenser lens 33, and only the yellow wavelength light is transmitted through the field lens 34 with a bandpass filter, and passes through the ring slit 35, the light shielding member 36, and the relay lens 37. The transmissive liquid crystal plate 38 is illuminated from behind, is reflected by the perforated mirror 41 through the relay lens 39 and the light shielding member 40, and only the wavelength light in the yellow region is transmitted through the bandpass mirror 42 and passes through the objective lens 32. Then, once formed as a fundus illumination light beam image I on the pupil of the eye E, the fundus Ea is illuminated almost uniformly.
[0029]
At this time, a fixation target is displayed on the transmission type liquid crystal plate 38, projected onto the fundus oculi Ea of the eye E by illumination light, and presented to the eye E as a target image. The ring slit 35 and the light shielding members 36 and 40 are for separating the fundus illumination light and the fundus observation light in the anterior eye part of the eye E, and the shape thereof is used as long as it forms a necessary light shielding region. Is not a problem.
[0030]
Reflected light from the fundus oculi Ea returns along the same optical path, is taken out from the pupil as a fundus oculi observation light beam O, passes through the opening at the center of the perforated mirror 41, the focusing lens 43, and the relay lens 44, and then reaches the fundus image Ea on the scale plate 45 After forming an image as', the optical path switching mirror 46 is reached. Here, when the optical path switching mirror 46 is retracted from the optical path, the fundus image Ea ′ can be observed by the examiner's eye e through the eyepiece 47, while the optical path switching mirror 46 is inserted in the optical path. At this time, the fundus image Ea ′ formed on the scale plate 45 is re-imaged on the CCD camera 49 by the television relay lens 48 and displayed on the liquid crystal monitor 50.
[0031]
The apparatus is aligned while observing the fundus image Ea ′ through the eyepiece 47 or the liquid crystal monitor 50. At this time, it is preferable to adopt an observation method according to an appropriate purpose, and in the case of observation with the eyepiece 47, since it is generally higher resolution and higher sensitivity than the liquid crystal monitor 50 or the like, the fineness of the fundus Ea is small. It is suitable for reading and diagnosing various changes. On the other hand, in the case of observation with the liquid crystal monitor 50, the field of view is not limited, so that the examiner's fatigue can be reduced. Further, by connecting the output of the CCD camera 49 to an external video tape recorder, video printer, etc. Since the change of the measurement site on the image Ea ′ can be successively recorded electronically, it is extremely effective clinically.
[0032]
The measurement light emitted from the laser diode 66 is collimated by the collimator lens 65, and when the optical path switching mirror 64 is inserted in the optical path, the measurement light is reflected by the optical path switching mirror 64 and the fixed mirror 63, respectively, and the condenser lens. When the optical path switching mirror 64 is retracted from the optical path, the measurement light passes directly above the condenser lens 60 and passes through the dichroic mirror 59.
[0033]
On the other hand, the tracking light emitted from the tracking light source 68 is enlarged in beam diameter at different magnifications by the beam expander 67, reflected by the mirror 62, and then shaped into a desired shape by the shaping mask 61. The dichroic mirror 59 And is superimposed on the above-described measurement light. At this time, the measurement light is focused in a spot shape at a position conjugate with the center of the opening of the mask 61 by the condenser lens 60.
[0034]
Further, the measurement light and tracking light are once reflected by the left reflecting surface 52b of the galvanometric mirror 52 through the lens 54, and after passing through the black spot plate 57, are reflected by the concave mirror 58, and again the black spot plate 57 and the optical path length correction. It passes through the meniscus 56 and is returned to the galvanometric mirror 52. Here, the galvanometric mirror 52 is disposed at a position conjugate with the pupil of the eye E, and the shape thereof is an asymmetric shape indicated by a broken line M in FIG. 2, for example. The concave mirror 58, the black spot plate 57, and the optical path length compensation meniscus 56 are arranged concentrically on the optical axis, and cooperate with each other so that the left reflecting surface 52b and the right reflecting surface 52a of the galvanometric mirror 52 are multiplied by −1. The function of a relay system for imaging is given.
[0035]
Accordingly, the two light beams reflected at any one of the positions P1 and P1 ′ in FIG. 2 on the back side of the image M of the galvanometric mirror 52 due to insertion and retraction of the optical path switching mirror 64 into the optical path are now galvano. It will be returned to the position of P2 and P2 'located at the notch of the metric mirror 52, and will go to the image rotator 51 without being reflected by the galvanometric mirror 52. Both light beams deflected to the objective lens 32 by the band pass mirror 42 via the image rotator 51 are irradiated to the fundus oculi Ea of the eye E to be examined through the objective lens 32. The optical path length compensation meniscus 56 is for correcting the vertical displacement of the left reflective surface 52b and the right reflective surface 52a of the galvanometric mirror 52 due to the mirror thickness. It acts only in the optical path toward the image rotator 51, but is not indispensable.
[0036]
Thus, the measurement light and the tracking light are reflected on the left reflecting surface 52b of the galvanometric mirror 52 and are incident on the galvanometric mirror 52 in a state of being decentered from the optical axis of the objective lens 32 so as to be returned again. As a result, as shown in FIG. 2, the fundus oculi Ea is irradiated in the form of dots after being imaged as a spot image P2 or P2 ′ on the pupil.
[0037]
The scattered reflected light at the fundus Ea is again collected by the objective lens 32, reflected by the bandpass mirror 42, passed through the image rotator 51, reflected by the right reflecting surface 52a of the galvanometric mirror 52, passed through the focusing lens 53, In the dichroic mirror 69, the measurement light and the tracking light are separated by the wavelength.
[0038]
The tracking light passes through the dichroic mirror 69 and is formed on the one-dimensional CCD 72 by the field lens 70 and the imaging lens 71 as a blood vessel image Ev ′ that is enlarged from the fundus image Ea ′ by the fundus observation optical system. Then, based on the blood vessel image Ev ′ picked up by the one-dimensional CCD 72, data representing the movement amount of the blood vessel image Ev ′ is created in the blood vessel position detection circuit 80 and output to the mirror control circuit 79. The mirror control circuit 79 drives the galvanometric mirror 52 so as to compensate for this movement amount.
[0039]
On the other hand, the measurement light is reflected by the dichroic mirror 69, is reflected by the mirror pairs 75a and 75b through the apertures of the imaging lens 73 and the confocal stop 74, and is received by the photomultipliers 76a and 76b, respectively. The outputs of the photomultipliers 76a and 76b are respectively output to the system control unit 77, and the received light signal is subjected to frequency analysis in the same manner as in the prior art to obtain the blood flow velocity of the fundus oculi Ea.
[0040]
At this time, due to the spectral characteristics of the bandpass mirror 42, the illumination light from the observation light source 31 does not reach the one-dimensional CCD 72, and the imaging range is set to be narrow. It is difficult to do. As a result, only the blood vessel image Ev ′ by the tracking light is captured on the one-dimensional CCD 72. In addition, blood hemoglobin and melanin on pigment epithelium differ greatly in the spectral reflectance in the green wavelength range, so that the blood vessel image Ev 'can be imaged with high contrast by making the tracking light green light. Become.
[0041]
FIG. 2 shows the arrangement of each light beam on the pupil of the eye E to be examined. I is an image of the ring slit 35 in an area illuminated by yellow illumination light, O is a fundus observation light beam and a perforated mirror. 41 is an image of the opening 41, V is a measurement / blood vessel received light beam, images of effective portions of the left and right reflecting surfaces 52b and 52a of the galvanometric mirror 52, Da and Db are two measurement light received light beams, and mirror pairs 75a and 75b, respectively. It is an image by. P1, P2, P1 ′, and P2 ′ are spot images for measurement selected by switching the optical path switching mirror 64 at the incident position of the measurement light, and a region M indicated by a chain line is an image of the galvanometric mirror 52. This is as described above.
[0042]
The light beam received by the one-dimensional CCD 72 is a light beam taken out from the measurement / blood vessel light reception light beam V on the pupil of the eye E to be examined. The light is taken out and received by the photomultipliers 76a and 76b. The reason why the measurement / blood vessel received light beam V is made larger than the fundus observation light beam O is that the one-dimensional CCD 72 has a larger imaging magnification of the fundus Ea than the CCD camera 49 of the fundus observation optical system. This is because the image plane illuminance on the CCD 72 is difficult to ensure.
[0043]
On the other hand, the influence of flare light generated in the anterior eye part of the eye E due to the increased luminous flux does not pose a problem because the image receiving range is smaller in the blood vessel image receiving optical system. In addition, the interval between the measurement light receiving beams Da and Db on the pupil directly affects the resolution of blood flow velocity measurement, but by increasing the measurement / blood vessel light receiving beam V, the interval between the measurement light receiving beams Da and Db is sufficiently secured. It becomes possible to do.
[0044]
Further, part of the scattered and reflected light from the fundus Ea by the measurement light and tracking light is transmitted through the bandpass mirror 42 and guided to the fundus observation optical system behind the perforated mirror 41, as shown in FIG. The tracking light is imaged as a bar-shaped indicator T on the scale plate 45, and the measurement light is imaged as a spot image at the center of the indicator T.
[0045]
These images are observed together with the fundus oculi image Ea ′ and the target image F via the eyepiece 47 or the liquid crystal monitor 50. At this time, a spot image P2 or P2 '(not shown) is observed superimposed on the center of the indicator T, and the indicator T is one-dimensionally displayed on the fundus image Ea' by an operation member such as an operation rod of the input means 78. Can be moved. The perfect circle at the center of the field of view is the scale S prepared in advance on the scale plate 45, and indicates the range in which the indicator T can be moved.
[0046]
In the measurement, the examiner first focuses the fundus image Ea ′. When the fork cas knob of the input means 78 is adjusted, the transmissive liquid crystal plate 38, the focusing lenses 43 and 53, and the focus unit 55 are moved along the optical path by a driving means (not shown). When the fundus image Ea ′ is in focus, the transmissive liquid crystal plate 38, the scale plate 45, the one-dimensional CCD 72, and the confocal stop 74 are simultaneously conjugated with the fundus Ea.
[0047]
The confocal stop 74 at this time is for focusing on a desired blood vessel Ev, and its operation will be described with reference to FIG. The position of the blood vessel Ev on the fundus oculi Ea to be measured is represented by the measurement site S1, and the position of the blood vessel Ev in the choroid Sc behind the blood vessel Ev is represented by the measurement site S2. The light beam from the measurement laser diode 66 enters the mirror 81 from below, is reflected in the left-right direction, and irradiates the measurement site S1. The reflected light at the measurement site S1 passes through the opening 82 having the function of determining the light receiving direction equivalent to the mirror pair 75a and 75b, is conjugated to the measurement site S1 by the lens 83, and passes through the small hole 84. Light is received by a photomultiplier (not shown). In the optical system described above, the reflected light at the measurement site S2 indicated by the dotted line is imaged by the lens 83 in the same manner as the light beam reflected by the measurement site S1 indicated by the solid line, but cannot pass through the small hole 84. It is not received by the photomultiplier.
[0048]
As described above, in this embodiment, the confocal stop 74 having the same function as the small hole 84 described above is provided, and only the reflected light from the blood vessel Ev at a specific depth is received by the photomultipliers 76a and 76b. Thus, the blood flow velocity of the desired blood vessel Ev can be measured. In the actual examination, the examiner sets the depth of the blood vessel Ev to be measured while observing the focus state on the fundus image Ea ′ shown in FIG. 3, and focuses the fundus image Ea ′.
[0049]
After the focusing is completed, the examiner operates the input means 78 to move the target image F, guides the line of sight of the eye E to change the observation region, and sets the blood vessel Ev to be measured to the scale plate 45. Move into the scale S. Then, as shown in FIG. 5, the image rotator 51 is operated by the input means 78 to rotate the indicator T so that the indicator T is perpendicular to the traveling direction of the blood vessel Ev to be measured.
[0050]
At this time, since the fundus oculi observation light does not pass through the image rotator 51, it is recognized that only the indicator T rotates. As a result, the image of each optical member on the pupil shown in FIG. 2 is also rotated by the same angle around the origin in the same direction, and the straight line connecting the centers of the measured light receiving beams Da and Db and the centers of the spot images P2 and P2 ′ , That is, the x axis coincides with the traveling direction of the blood vessel Ev.
[0051]
This operation corresponds to β = 0 ° in the equation (2) for speed calculation described in the conventional example. By setting β = 0 °, the following advantages (a) to (c) are obtained. Will occur.
[0052]
(a) When β = 90 °, that is, cos β = 0 from the equation (2), the absolute value of the maximum blood flow velocity Vmax cannot be obtained from only the maximum frequency shifts Δfmax1 and Δfmax2, but β = 0 By rotating the fundus oculi image Ea ′ so as to be at an angle, it is possible to avoid an unmeasurable position.
[0053]
(b) Since it is not necessary to measure the angle β, the error factor is reduced and the operation is simplified.
[0054]
(c) As described in the conventional example, the blood flow velocity is obtained from the interference signal between the scattered reflected light from the blood vessel wall and the scattered reflected light in the blood, so that the fundus Ea moves in the x-axis direction during the measurement. Even if the blood vessel Ev is made substantially parallel to the x-axis direction, the measurement result is not affected.
[0055]
On the other hand, when the fundus oculi Ea moves in the y-axis direction orthogonal to the x-axis, the measurement light from the laser diode 66 deviates from the blood vessel Ev at the measurement site, and the measurement value becomes unstable. It is only necessary to detect the movement amount of the blood vessel Ev only in the axial direction. In this embodiment, the blood vessel detection system behind the dichroic mirror 59 and the galvanometric mirror 52 perform tracking in only this one direction.
[0056]
In order to measure the blood flow velocity accurately and quickly for all the blood vessels Ev by performing this tracking, the one-dimensional CCD 72 that detects the movement amount of the blood vessel image Ev ′ is perpendicular to the blood vessel Ev to be measured. Further, by setting β = 0 °, there is an advantage that it is not necessary to use a two-dimensional sensor.
[0057]
In this embodiment, the elements of the one-dimensional CCD 72 are arranged in the longitudinal direction of the tracking light, and when the angle adjustment of the measurement site has been completed as shown in FIG. 5, the longitudinal direction of the indicator T indicating the tracking light. Is orthogonal to the traveling direction of the measurement blood vessel Ev, the fundus image Ea ′ instructed by the indicator T is enlarged and imaged on the one-dimensional CCD 72 of the blood vessel detection system.
[0058]
After the angle adjustment is completed, the input unit 78 is operated to move the indicator T in the direction indicated by the arrow as shown in FIG. 6 so that the spot image superimposed on the tracking light matches the measurement site and the measurement site is set. select. Then, after the measurement site is determined, the input unit 78 is operated again to input the start of tracking.
[0059]
When a tracking start command is input from the input means 78 to the mirror control circuit 79 via the system control unit 60, the blood vessel position detection circuit 80 uses the one-dimensional reference of the blood vessel image Ev ′ based on the received light signal of the one-dimensional CCD 72. The amount of movement from the position is calculated. Then, the galvanometric mirror 52 is driven by the mirror control circuit 79 based on this movement amount, and the receiving position of the blood vessel image Ev ′ on the one-dimensional CCD 72 is controlled to be constant.
[0060]
When the measurement light and tracking light pass through the anterior eye part of the eye E, scattered light is generated in the anterior eye part. At this time, if the light beams on the incident side and the light receiving side are superimposed on the anterior eye part, The occurrence of flare light is well known in general fundus cameras. Therefore, also in the present embodiment, the superposition of the incident light and the received light of the measurement light and tracking light is one of the causes for the generation of flare light.
[0061]
However, as shown in FIG. 2, on the pupil of the eye E, the incident light passes through the notch of the galvanometric mirror 52 that is decentered from the origin and irradiates the fundus Ea, while the received light has the origin. Measurement centered / blood vessel received light flux No pupil V , And is reflected and received by the right reflecting surface 52a of the galvanometric mirror 52. Thus, since the incident light and the reflected light are completely separated on the pupil by the galvanometric mirror 52, the generation of flare light can be avoided in this embodiment.
[0062]
Thus, using the left and right reflecting surfaces 52b and 52a of the single-side polished galvanometric mirror 52, the incident position of the incident light on the fundus Ea of the eye E and the received light reflected from the fundus Ea. By controlling the light receiving position, it is possible to perform position control in a state where both light beams are completely separated by a single control signal, and to reliably receive / receive a part on the fundus oculi Ea irradiated with the light beam. . As a result, the tracking control mechanism is simplified, the device can be made small and inexpensive, and the crosstalk between the incident light and the received light can be greatly reduced, so that the measurement accuracy can be improved. It becomes.
[0063]
Further, the superimposition of the incident light and the fundus oculi observation light by the measurement light and tracking light also causes flare light. In this embodiment, the measurement light passes through spot images P2 and P2 ′ decentered from the origin on the pupil of the eye E, and the tracking light is longitudinal in the y-axis direction including the spot images P2 and P2 ′. It enters from the rod-shaped area | region which has and moves to the y-axis direction. Now, when the displacements in the x-axis and y-axis directions from the origin of the spot images P2 and P2 'on the pupil due to both light fluxes are x and y, respectively, the spot images P2 and P2' so that x >> y. This position is decentered largely in the x-axis direction compared to the y-axis direction, so that both light beams do not overlap the fundus observation light beam O even if they move in the y-axis direction.
[0064]
Here, the displacement y in the y-axis direction occurs because the light beams are separately reflected by the left and right reflecting surfaces 52b and 52a of the galvanometric mirror 52, and the minimum value at which the flare light is not generated is ymin. After the determination of ymin, the measurement light and tracking light are not overlapped with the light shielding region formed by the ring slit 35 and the light shielding members 36 and 40 provided in the fundus illumination optical system at all positions in the movable range. Let xmin be the displacement x in the x-axis direction.
[0065]
R ² = Xmin ² + Ymin ² It is desirable that the pupil diameter R of the eye E required for the measurement defined in (1) is as small as possible. In this embodiment, the tracking direction is limited to only one dimension in order to minimize the pupil diameter R, and the measurement is performed. The incident positions x and y of the light and tracking light are set on the pupil of the eye E so that ymin≈y << xmin≈x.
[0066]
In the case of the conventional example, since tracking is performed in two dimensions, it is necessary to satisfy ymin << xmin≈x≈y, and the lower limit of the pupil diameter R that can be measured inevitably increases. On the other hand, in the present embodiment, measurement is possible even with the subject eye E having a sufficiently small pupil diameter R as described above. In the fundus observation optical system, measurement optical system, and blood vessel detection system, measurement light and tracking light are used. Generation of flare light that occurs in the anterior segment of the eye E can also be avoided.
[0067]
As another noise, the presence of reflected light of the measurement light and tracking light by the objective lens 32 can be considered. This is noise light in which return light reflected from both surfaces of the objective lens 32 of both light beams is mixed into the pupil V of the measurement / blood vessel light reception light beam in FIG.
[0068]
In the present embodiment, a black spot plate having an upper light shielding region on the optical axis in the optical path after the measurement light and tracking light for removing this are deflected by the left reflecting surfaces 52b and 52a of the galvanometric mirror 52. 57 is provided. The position and size of the light shielding area are determined as follows. That is, the light receiving pupil V is grasped as a virtual object, and this is assumed to be the right reflecting surface 52 a of the galvanometric mirror 52. Then, the light is reflected on one surface of the objective lens 32 via the image rotator 51 and the band pass mirror 42, and is again reflected on the concave mirror 48 via the band pass mirror 42, the image rotator 51 and the optical path length compensating meniscus 56. The position and size at which the virtual object is imaged are used as a reference for the light shielding region by the optical system that reflects the light and returns to the galvanometric mirror 52.
[0069]
With this configuration, it is possible to prevent the both light beams from being mixed into the light receiving pupil V regardless of which direction the light beams are deflected with respect to the galvanometric mirror 52. What is important here is the presence of the image rotator 51, and the image of the light receiving pupil V is rotated twice as much as its rotation plane by the rotation of the image rotator 51. Therefore, if the light receiving pupil V does not exist on the optical axis, the area that needs to be shielded must cover all of the moving area caused by the eccentricity, and inevitably becomes large. .
[0070]
In this embodiment, in order to avoid this, the light receiving pupil V is provided on the optical axis. For this reason, the shape of the galvanometric mirror 52 is the optical axis and the spot images P2, P2 ′ as shown in FIG. It has a special shape that covers the surface. In the present embodiment, in order to simplify the structure, the light shielding members for removing the reflected light from the first surface and the second surface of the objective lens 32 are used as the first surface and the second surface of the parallel plane plate. The two reflected lights are removed by a single member.
[0071]
After checking the start of tracking, the examiner presses the measurement switch of the input means 78 to start measurement. The system controller 77 inserts the optical path switching mirror 64 into the optical path. First, the light beams incident from the positions of the spot images P1 and P1 ′ on the pupil of the eye E are received by the photomultipliers 76a and 76b. The maximum frequency shifts | Δfmax1 | and | Δfmax2 | are obtained by the system control unit 77. Here, | Δfmax1 | and | Δfmax2 | are processing results of output signals from the photomultipliers 76a and 76b, respectively.
[0072]
At this time, the incident light beam is located in the spot images P1 and P1 ′ and is provided at a position sufficiently displaced with respect to the measurement light receiving light beams Da and Db. In (2), cos β = 1, and Vmax = {λ / (n · α)} · || Δfmax1 | − | Δfmax2 ||, but depending on the position of the blood vessel Ev on the fundus oculi Ea, the true flow velocity Vmax = {λ / (n · α)} · || fmax1 | + | Δfmax2 || In this embodiment, as a temporary measurement, the maximum speed Vmax according to the above equation (2) is first calculated in this state, and then the optical path switching mirror 64 is retracted from the optical path by the system control unit 77, and the pupil of the eye E to be inspected Measurement is performed by making a light beam incident from the position of the upper spot images P1 and P2 ′.
[0073]
As shown in FIG. 2, the positions of the spot images P2 and P2 ′ on the pupil pass through the center of the other spot image P1 and P1 ′, and are on a straight line parallel to the straight line connecting the centers of the measured light beams Da and Db. In particular, in this embodiment, the distance between the spot images P1, P1 ′ and P2, P2 ′ is larger than the distance between the centers of the measurement light receiving beams Da and Db, and is within two straight lines. The straight lines connecting the points are selected to be orthogonal to the straight lines connecting the respective centers.
[0074]
After the incident light position is switched from the spot images P1 and P1 ′ to the spot images P2 and P2 ′ thus selected, the system control unit 77 again takes in signals from the two photomultipliers 76a and 76b, The frequency shifts | Δfmax1 ′ | and | Δfmax2 ′ | are calculated, and the maximum speed Vmax is calculated according to the equation (2).
[0075]
If the maximum velocity Vmax at this time is set to Vmax ′, the region of the angle φi shown in FIG. 10 where the sign of the maximum frequency shift | Δfmax1 | and | Δfmax2 | The region where the sign of maximum frequency shift | Δfmax1 ′ | and | Δfmax2 ′ | can be separated, and Vmax≈Vmax ′ in the region where the sign is not switched. Further, in the region where one sign of the maximum speed Vmax or Vmax ′ is switched, it is possible to create a relationship of (the side where no sign is switched)> (the side where the sign is switched).
[0076]
Therefore, the system control unit 77 compares the two maximum velocities Vmax and Vmax ′ to determine an appropriate incident direction of the light beam for obtaining the true maximum flow velocity, and based on this information, sets the optical path switching to an appropriate state. Control to perform this measurement. This measurement is continuously performed by repeating the calculation of the maximum speed Vmax or Vmax ′ at an appropriate time interval.
[0077]
In the present embodiment, the method of determining the maximum speeds Vmax and Vmax ′ before the actual measurement was shown, but before the actual measurement, the maximum speeds Vmax and Vmax ′ were measured and calculated to check for the sign inversion. Therefore, it is possible to cope with the software by automatically reversing the sign of the operation of Equation (2).
[0078]
In the above description, the present invention is applied to a fundus blood flow meter that measures blood flow on the fundus Ea. However, the present invention is applied to an ophthalmologic apparatus that simultaneously measures a blood vessel position and a blood vessel diameter in addition to a blood flow velocity. It is also possible to do.
[0079]
【The invention's effect】
As described above, according to the light deflecting device for ophthalmic examination according to the present invention, since the prepared light shielding member is installed in the irradiation light beam optical path after the double-sided mirror which is a light beam polarizer, the relative position with respect to the objective lens. Can be uniquely determined regardless of the deflection angle of the double-sided mirror. Further, since the relay optical system is coaxial with the objective lens, and the pupil of the light receiving system is also an axial region, the light shielding region can be arranged axisymmetrically and can be minimized. Thus, it is possible to freely irradiate the test object without irradiating the irradiated light beam.
[0080]
Also, by setting the optical path of the reflected light on the optical axis of the objective lens and using the relay optical system as a coaxial system, the area where the flare generated by the objective lens occurs is very small on the optical axis of the relay system. By limiting the area and providing the light shielding means there, flare generated by the objective lens can be efficiently suppressed.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram of a fundus blood flow meter having a light beam deflecting device.
FIG. 2 is a light beam arrangement diagram on a pupil.
FIG. 3 is an explanatory diagram of an examiner's field of view.
FIG. 4 is an explanatory diagram of a confocal aperture.
FIG. 5 is an explanatory diagram of an examiner's field of view.
FIG. 6 is an explanatory diagram of an examiner's field of view.
FIG. 7 is an explanatory diagram of a conventional light beam deflector.
FIG. 8 is an explanatory diagram of a measurement principle.
FIG. 9 is an explanatory diagram of a fundus image.
FIG. 10 is a graph of a received signal.
[Explanation of symbols]
31 Light source for observation
41 perforated mirror
42 Bandpass Mirror
49 CCD camera
50 LCD monitor
51 Image Rotator
52 Galvanometric mirror
55 Focus unit
56 Optical path length compensation meniscus
58 Concave mirror
59, 69 Dichroic mirror
66 Laser diode
68 Light source for tracking
72 One-dimensional CCD
76a, 76b Photomultiplier
77 System control circuit
80 Blood vessel position detection circuit

Claims

From an objective lens facing the eye to be examined, an irradiating means for irradiating inspection light for inspecting the object in the eye to be examined through the objective lens, and from the object to be examined by the inspection light via the objective lens A light receiving means for receiving the reflected light, a characteristic calculating means for calculating the characteristics of the test object based on the output of the light receiving means, and the objective lens disposed at a position substantially conjugate with the eye pupil to be examined formed by the objective lens. A light beam deflecting device for ophthalmic examination, comprising: a light beam deflector that guides the inspection light to a predetermined position of an eye to be examined by a rotating mirror that rotates about an axis perpendicular to the optical axis of the lens. A double-sided mirror having a first reflecting surface that reflects light and a second reflecting surface that reflects the reflected light collected by the objective lens and deflects the reflected light to the light receiving means. Put the pupil into the objective Coordinated to separate into a first area and the other second area including the optical axis of the lens, and the objective lens in a first reflection direction of the inspection light reflected by the reflecting surface of the double-sided mirror An area outside the optical axis of the objective lens on the first reflecting surface of the double-sided mirror, having a reflection type relay optical system that forms an image of the eye pupil to be examined coaxially with the optical axis at a substantially equal magnification together in reflected and the deflected to the second region of the eye conjugate plane which again placed the double-sided mirror by the reflective relay optical system, so that toward the objective lens without passing through the double-sided mirror, the A lens that constitutes the objective lens from the pupil conjugate plane of the eye pupil in the light receiving means by arranging a received light beam on a plane substantially conjugate with the eye pupil in the light receiving means on the optical system optical axis of the light receiving means. regarded to face the reflective surface, through said second region Serial reflective relay in the optical system extending to the optical system, the pupil conjugate plane ophthalmic test beam deflection apparatus is characterized by providing a light shielding member on the optical axis of the conjugate position of.

The light beam deflecting device for an ophthalmic examination apparatus according to claim 1, wherein an image rotator is disposed between the objective lens and the double-sided mirror.