JP3647164B2 - 眼科測定装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は、眼科医院等の医療機関で眼底を検査する際に使用される眼科測定装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
(1) 従来から、被検眼の眼底の血管中の血流速度を測定する眼科測定装置として、レーザードップラ眼底血流計が知られている。この眼底血流計は、被検眼の眼底の任意の血管にレーザー光を照射し、血管中の血液で反射した光のドップラシフト信号を検出するもので、測定中は血管をトラッキングして、眼球運動があってもレーザー光を常に同一の血管上に照射することができるようになっている。そして、光検出器に受光した被測定血流からの散乱反射光であるドップラシフトした成分と、静止している血管壁からの散乱反射光との干渉信号から、周波数解析を行ってドップラシフト周波数を演算し、２つの受光器で受光した受光信号から算出した周波数の最大シフトをそれぞれΔfmax1 、Δfmax2 、レーザーの波長をλ、測定部位の屈折率をｎ、眼内での２つの受光光軸のなす角度をα、眼内で２つの受光光軸がつくる平面と血流の速度ベクトルとのなす角度をβとすると、次式によって血流速度（最大速度Vmax）を定量的に求めている。
Vmax＝｛λ/(ｎ・α)}・||Δfmax1|− |Δfmax2|| ／ cosβ … (1)
【０００３】
このように、２方向から計測を行うことによって測定光の入射方向の奇与が相殺され、眼底上の任意の部位の血流を計測することができ、２つの受光光軸がつくる平面と眼底の交線と、血流の速度ベクトルとのなす角βを一致させることにより、β＝０°となって真の最大血流速度を測定することができる。
【０００４】
(2) また、ドップラシフトの最大値Δfmaxは、｜Δfmax｜という符号情報の欠如したものとなるために、眼底において部位の異なる血管の血流を測定する場合には、最大周波数シフトΔfmax1 、Δfmax2 の符号が共に正、共に負、正負異符号を有する場合が存在することになる。従って、測定する領域によっては式(1) により最大血流速度Vmaxを決定することか不可能になるという問題が生ずる。これを解決するために、入射光位置を瞳孔上のスポット像の２方向に設定し、それぞれのスポット像の光路から最大周波数シフト｜Δfmax1|、｜Δfmax2|及び｜Δfmax1'｜、｜Δfmax2'｜を算出して、最大血流速度Vmax、Vmax’を算出する。そして、この２つの最大血流速度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している。
【０００５】
また、臨床上、同一被検眼の経時変化等を観察することは極めて有意なので、同じ血管の同じ部位を特定するために、眼底血流測定時の眼底像をビデオテープレコーダやビデオプリンタ等で記録し、眼底像の測定スポット位置を基に目視によって血管の測定部位を特定している。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
(イ) しかしながら、上述の従来例(1) においては、動脈の場合は心臓の収縮、拡張に応じて血流速度が周期的に変化しているために、最低１周期以上の測定が必要であるが、一方で静脈の場合は殆ど変動がないために短時間の測定でよい。しかし、従来の測定は動脈でも静脈でも区別せずに行われているために、動脈測定の場合に測定時間が長く設定されていて、静脈測定の測定時間が必要以上に長くなってしまう。この結果、この間は被検者は瞬きを我慢しなければならず、また被検眼の眼底に照射する露光量が必要以上に多くなって、被検者に相当の負担を与えている。
【０００７】
また、ドップラシフト信号の周波数解析には一般的にＦＦＴ（Fast Fourier Translater)処理等が用いられるが、このとき周波数の分解能を上げるために多くの時系列のデータが必要となる。しかし、動脈は周期的に変化し収縮期には急激に血流速度が速くなるので、あまり多くの時系列データを用いて周波数解析を行うと、本来の変動を見失う可能性がある。一方、静脈は殆ど変動がないために、多くの時系列のデータを用いれば周波数分解能を上げて周波数解析を行うことができる。従って、動脈の変動を見失わない程度の時間でデータをとって、周波数解析を行うように調整する必要が生ずる。
【０００８】
(ロ) また、上述の従来例(2) においては、被検眼に白内障があったり測定時に睫毛が混入した場合等は、受光信号にノイズ成分が混入し、その結果Δfmax1 、Δfmax2 を断定する際の誤差要因が大きくなって、正しい測定結果が得られないことがある。このような場合には、測定結果を見ただけでは白内障や睫毛の混入等による不要な誤差成分が含まれているか分からないので、測定値が真の眼底血流速度を示しているか判別できない。更には、被検眼の白内障や測定時の睫毛の混入等は検者が測定時に観察できるので、測定時のコメント情報として記録しておくことも可能であるが、作業が極めて煩わしく、記録を忘れてしまうこともある。
【０００９】
また、測定部位の特定に人為的作業が加わると、計測の誤差要因が多くなり再現性が悪くなり、作業が非常に煩わしく多大な時間を要することになる。更に、ＣＣＤカメラで眼底像と測定スポットを観察・記録し、画像計測により部位を特定することも可能であるが、この場合は装置が複雑で高価なものになるという欠点がある。
【００１０】
本発明の目的は、上述の問題点（イ）を解消し、測定対象の血管が動脈か静脈かに応じて測定時間を選択する眼科測定装置を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するための本発明に係る眼科測定装置は、被検眼の眼底上の血管の血流速度を測定する測定手段を備えた眼科測定装置において、測定対象が動脈であるか静脈であるかを入力するための入力手段と、前記測定対象が動脈である場合の測定時間を測定対象が静脈である場合の測定時間よりも長くするように前記測定手段を制御する制御手段とを有し、前記測定手段は、前記血管に可干渉の測定光を照射する測定光照射手段と、前記測定光が血管内粒子により散乱される信号光及び血管壁から散乱される参照光を異なる２方向から受光し測定データに変換する検出手段と、前記測定データを周波数解析して検出したそれぞれのドップラシフトに基づいて血管内の血流速度を算出する演算手段とを有することを特徴とする。
【００１４】
【発明の実施の形態】
本発明を図示の実施例に基づいて詳細に説明する。
図１は眼底血流計へ応用した第１の実施例の構成図を示し、白色光を発するタングステンランプ等から成る観察用光源１から被検眼Ｅと対向する対物レンズ２へ至る照明光路上には、コンデンサレンズ３、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４、被検眼Ｅの瞳孔Epとほぼ共役なリングスリット５、被検眼Ｅの水晶体とほぼ共役な遮光部材６、リレーレンズ７、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８、リレーレンズ９、被検眼Ｅの角膜近傍と共役な遮光部材１０、孔あきミラー１１、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１２が順次に配列され、照明光学系が構成されている。
【００１５】
孔あきミラー１１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１３、リレーレンズ１４、スケール板１５、光路に挿脱自在な光路切換ミラー１６、接眼レンズ１７が順次に配列され、検者眼ｅに至っている。光路切換ミラー１６が光路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１８、ＣＣＤカメラ１９が配置されており、ＣＣＤのカメラ１９の出力は液晶モニタ２０に接続されている。
【００１６】
バンドパスミラー１２の反射方向の光路上には、イメージローテータ２１、紙面に垂直な回転軸を有し両面が研磨されたガルバノメトリックミラー２２が配置され、ガルバノメトリックミラー２２の下側反射面２２ａ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２３が配置され、上側反射面２２ｂの反射方向にはレンズ２４、光路に沿って移動自在なフォーカスユニット２５が配置されている。なお、レンズ２４の前側焦点面は被検眼Ｅの瞳孔Epと共役関係にあり、その焦点面にガルバノメトリックミラー２２が配置されている。
【００１７】
また、ガルバノメトリックミラー２２の図面上方には、光路長補償半月板２６、光路中に遮光部を有する黒点板２７、凹面ミラー２８が順次に配列され、ガルバノメトリックミラー２２の下側反射面２２ａにより反射されることなく通過する光束を、ガルバノメトリックミラー２２の上側反射面２２ｂに戻るように導くリレー光学系が構成されている。なお、光路長補正用半月板２６はガルバノメトリックミラー２２の上側反射面２２ｂ、下側反射面２２ａの位置がそのミラー厚によって生ずる図面の上下方向へのずれを補正するためのものであり、イメージローテータ２１へ向かう光路中にのみ作用するものである。
【００１８】
フォーカスユニット２５においては、レンズ２４と同一光路上にダイクロイックミラー２９、集光レンズ３０が順次に配列され、ダイクロイックミラー２９の反射方向の光路上には、マスク３１、ミラー３２が配置されており、このフォーカスユニット２５は一体的に矢印で示す方向に移動できるようになっている。
【００１９】
レンズ３０の入射方向の光路上には、固定ミラー３３、光路から退避可能な光路切換ミラー３４が平行に配置され、光路切換ミラー３４の入射方向の光路上には、コリメータレンズ３５、コヒーレントな例えば赤色光を発するレーザーダイオード等の測定用光源３６が配列されている。更に、ミラー３２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３７、他の光源と異なる高輝度の例えば緑色光を発するＨｅ−Ｎｅレーザー光源等のトラッキング用光源３８が配列されている。
【００２０】
ガルバノメトリックミラー２２の下側反射面２２ａの反射方向の光路上には、フォーカシングレンズ２３、ダイクロイックミラー３９、フィールドレンズ４０、拡大レンズ４１、イメージインテンシファイヤ付の一次元ＣＣＤ４２が順次に配列され、血管検出光学系が構成されている。また、ダイクロイックミラー３９の反射方向の光路上には、結像レンズ４３、共焦点絞り４４、被検眼Ｅの瞳孔Epとほぼ共役なミラー対４５ａ、４５ｂが配列され、ミラー対４５ａ、４５ｂの反射方向にはそれぞれフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂ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４５ａ、４５ｂの反射光路、トラッキング用光源３８の出射方向の測定光路、測定用光源からマスク３１に至る光路はそれぞれ紙面に直交している。そして、一次元ＣＣＤ４２、フォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂの出力はシステム全体の動作を制御する制御部４７に接続されている。
【００２１】
図２は制御部４７のブロック回路の構成図を示し、ＣＣＤカメラ１９の出力は制御部４７内の血管位置検出回路５０、トラッキングサーボ制御回路５１、ガルバノメトリックミラー駆動回路５２に順次に接続され、外部のガルバノメトリックミラー２２に接続されている。また、フォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂの出力は、それぞれ増幅器５３ａ、５３ｂを介してパーソナルコンピュータ５４に接続され、パーソナルコンピュータ５４、入力手段５５の出力はシステム制御回路５６に接続されている。そして、システム制御回路５６の出力は、観察用光源１、光路切換ミラー３４、測定用光源３６、トラッキング用光源３８にそれぞれ接続されている。
【００２２】
図３は被検眼Ｅの瞳孔Ep上の各光束の配置を示し、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５の像、Ｏは眼底観察光束で孔あきミラー１１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２２の上下反射面２２ｂ、２２ａ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４５ａ、４５ｂの像である。また、P2、P2' は測定光の入射位置で光路切換ミラー３４を切換えることによって選択される測定光の位置を示し、鎖線で示す領域Ｍはガルバノメトリックミラー２２の下側反射面２２ａの像である。
【００２３】
観察用光源１から発した白色光は、コンデンサレンズ３を通り、フィールドレンズ４により黄色の波長光のみが透過し、リングスリット５、遮光部材６、リレーレンズ７を通り、透過型液晶８を背後から照明する。更に、この光束はリレーレンズ９、遮光部材１０を通って孔あきミラー１１で反射され、黄色域の波長光のみがバンドパスミラー１２を透過し、対物レンズ２を通り、被検眼Ｅの瞳孔Ep上に眼底照明光光束像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。
【００２４】
このとき、透過型液晶板８には固視標が表示されており、これが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５、遮光部材６、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は問題とならない。
【００２５】
眼底Eaからの反射光は、瞳孔Ep上から眼底観察光光束Ｏとして取り出されて同じ光路を戻り、孔あきミラー１１の中心の開口部、フォーカシングレンズ１３、リレーレンズ１４を通り、スケール板１５に眼底像Eaとして結像した後に、光路切換ミラー１６に至る。ここで、光路切換ミラー１６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１７を介して眼底像Ea’が観察可能となり、一方で光路切換ミラー１６が光路に挿入されているときは、スケール板１５上に結像した眼底像Ea’は、テレビリレーレンズ１８によりＣＣＤカメラ１９上に再結像されて液晶モニタ２０に映出される。
【００２６】
検者は接眼レンズ１７又は液晶モニタ２０により、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。このとき、目的に応じて適切な観察方式を採用することが好適であり、接眼レンズ１７による観察の場合は、一般的に液晶モニタ２０等よりも高解像度かつ高感度なので、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２０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１９の出力を外部のビデオテープレコーダやビデオブリンタ等に接続することにより、眼底Ea上の測定部位の変化を逐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。
【００２７】
次に、測定用光源３６を発した測定光はコリメータレンズ３５によりコリメートされ、光路切換ミラー３４が光路に挿入されている場合は、光路切換ミラー３４、固定ミラー３３でそれぞれ反射され、集光レンズ３０の下方を通過する。また、光路切換ミラー３４が光路から退避している場合は、直接集光レンズ３０の上方を通過し、共にダイクロイックミラー２９を透過する。
【００２８】
一方、トラッキング用光源３８から発したトラッキング光は、ビームエクスパンダ３７により縦横異なる倍率でビーム径が拡大され、ミラー３２で反射された後に、整形用マスク３１で所望の形状に整形され、ダイクロイックミラー２９に反射され、集光レンズ３０によりマスク３１の開口部中心と共役な位置に結像しているスポット状の測定光と重畳される。
【００２９】
重畳された測定光とトラッキング光は、レンズ２４を通り、ガルバノメトリックミラー２２の上側反射面２２ｂで一旦反射され、黒点板２７を通った後に凹面鏡２８で反射され、再び黒点板２７、光路長補正用半月板２６を通り、ガルバノメトリックミラー２２の方へ戻される。ここで、ガルバノメトリックミラー２２は被検眼Ｅの瞳孔Epと共役な位置に配置されており、その形状は被検眼Ｅの瞳孔Ep上において図３の破線Ｍで示した形状となっている。
【００３０】
そして、凹面鏡２８、黒点板２７、光路長補正用半月板２６は光路上に同心に配置されて、ガルバノメトリックミラー２２の上側反射面２２ｂと下側反射面２２ａとを−１倍で結像するリレー光学系の機能が与えられているので、光路切換ミラー３４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２２の像Ｍの裏側の図３の位置P1、P1' で反射された光束は、それぞれガルバノメトリックミラー２２の切欠き部に位置するP2、P2' の位置へ戻されることになり、ガルバノメトリックミラー２２に反射されることなくイメージローテータ２１へ向かう。そして、イメージローテータ２１を経てバンドパスミラー１２により対物レンズ２の方向へ偏向された光束は、対物レンズ２を介して被検眼Ｅの眼底Eaに照射される。
【００３１】
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２２の上側反射面２２ｂ内で反射され、再び戻されるときには対物レンズ２の光軸から偏心した状態でガルバノメトリックミラー２２に入射するので、図３に示すように瞳孔Ep上でスポット像P2又はP2' として結像した後に眼底Eaを点状に照射することになる。
【００３２】
眼底Eaでの散乱反射光は再び対物レンズ２で集光され、バンドパスミラー１２に反射されてイメージローテータ２１を通り、ガルバノメトリックミラー２２の下側反射面２２ａに反射され、フォーカシングレンズ２３を通り、ダイクロイックミラー３９において測定光とトラッキング光が分離される。
【００３３】
トラッキング光はダイクロイックミラー３９を透過し、フィールドレンズ４０、結像レンズ４１により、一次元ＣＣＤ４２上に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ＣＣＤ４２により撮像された血管像Ev’に基づいて、血管位置検出回路５０において血管像Ev’のトラッキング中心からのずれ量を表すデータが作成され、このデータがトラッキングサーボ制御回路５１に入力され、ガルバノメトリックミラー駆動回路５２を介してずれがなくなるようにガルバノメトリックミラー２２が駆動される。
【００３４】
一方、測定光はダイクロイックミラー３９により反射され、レンズ４３、共焦点絞り４４の開口部を経て、ミラー対４５ａ、４５ｂで反射され、それぞれフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂに受光される。フォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂの出力は、それぞれ増幅器５３ａ、５３ｂにおいて増幅され、パーソナルコンピュータ５４に内蔵された図示しないＡＤ変換器に入力される。ＡＤ変換器においてデジタルデータとされた信号はパーソナルコンピュータ５４のメモリに記憶され、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。このとき、システム制御回路５６は、観察用光源１、測定用光源３６、トラッキング用光源３８の点灯消灯や、光路切換ミラー３４の光路への挿脱の制御を行う。
【００３５】
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１２を透過し、孔あきミラー１１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１５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１７又は液晶モニタ２０を介して、図４に示すように眼底像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が重畳して観察されており、インジケータＴは入力手段５５の操作桿等の操作部材により、眼底Ea上に撮影されたスケール板１５に予め用意されている視野中心の正円のスケールＳの範囲内を一次元に移動することができる。
【００３６】
検者は先ず図４に示す眼底像Ea’上のフォーカス状態を見ながら眼底像Ea’のピント合わせを行う。入力手段５５の図示しないフォーカスノブを調整すると、図示しない駆動手段により透過型液晶板８、フォーカシングレンズ１３、２３、フォーカスユニット２５が連動して光路に沿って移動する。そして、眼底像Ea’のピントが合うと、透過型液晶板８、スケール板１５、一次元ＣＣＤ４２、共焦点絞り４４は同時に眼底Eaと共役になる。
【００３７】
ピント合わせが終了した後に、検者は入力手段５５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１５のサークルＳ内へ移動する。そして、入力手段５５の図示しない操作桿によりイメージローテータ２１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。
【００３８】
このとき、眼底観察光はイメージローテータ２１を通過していないので、インジケータＴのみが回転するように認識され、図２に示した瞳孔Ep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だけ回転し、測定受光光束Da、Dbの中心を結んだ直線とスポット像P1、P1’又は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。
【００３９】
角度合わせが終了した後に、入力手段５５の操作桿を操作してインジケータＴを矢印方向に移動し、血管EvがインジケークＴのほぼ中央に至るように合わせる。
【００４０】
検者は測定部位を選択した後に、その測定部位が動脈か静脈かをパーソナルコンピュータ５４の図示しない入力手段により入力する。そして、パーソナルコンピュータ５４に入力された情報をシステム制御回路５６に通信し、測定時のデータを取り込む時間を、例えば動脈の場合を２秒間、静脈の場合を０．５秒間に設定し、また周波数解析のためのデータ数を、例えば動脈の場合を５１２データ、静脈の場合を１０２４データに設定し、再び入力手段５５を操作してトラッキングの開始を入力する。
【００４１】
入力手段５５からシステム制御回路５６にトラッキング開始の指令が入力されると、血管位置検出回路５０において一次元ＣＣＤ４２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ずれ量が算出される。そして、トラッキングサーボサーボ回路５１、ガルバノメトリック制御回路５２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２２が駆動され、一次元ＣＣＤ４２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。図５は血管像Ev' の受光量出力のグラフ図であり、縦軸がＣＣＤ４２の受光量、横軸がＣＣＤ４２の画素方向に対応し、血管Ev部分は受光量が少なく現われている。
【００４２】
検者はトラッキング開始を確認した後で、入力手段５５の図示しない測定スイッチを押して測定を開始する。システム制御回路５６によって光路切換ミラー３４が光路に挿入され、先ず被検眼Ｅの瞳孔Ep上のスポット像P1、P2の位置から入射した光束が、フォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂに受光されてＡＤ変換器によりデジタル化され、動脈か静脈かにより予め設定されている取込時間でパーソナルコンピュータ５４に取り込まれる。
【００４３】
次に、システム制御回路５６の信号により光路切換ミラー３４が光路中から退避し、被検眼Ｅの瞳孔Ep上のスポット像P1’、P2’の位置から光束が入射され、入射した光束はフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂに受光されてＡＤ変換器によりデジタル化され、動脈か静脈かによって予め設定された取込時間でパーソナルコンピュータ５４に取り込まれる。そして、これらの信号はパーソナルコンピュータ５４により周波数解析演算が行われてドップラシフト周波数が求められる。なお、周波数解析演算は、動脈か静脈かによって予め設定された数の時系列のデータを用いてＦＦＴ処理により行われる。
【００４４】
通常、動脈の場合は、心臓の収縮、拡張に応じて血流速度が周期的に変化しているために、最低でも１周期以上の測定が必要であるが、一方で静脈の場合は殆ど変動がないために短時間の測定でよい。また、動脈の血流速度は収縮期に急激に立ち上がる特性があるために、ＦＦＴ処理の演算のためのデータ数は静脈よりも少なく設定されている。
【００４５】
本実施例ではフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂの受光信号のサンプリング時間は１０μ秒に設定してある。従って、動脈の場合には１回のＦＦＴ処理に用いられるデータは５１２データなので、約５ｍ秒毎の血流速度のデータが計算され、血流速度が変化していてもその波形は忠実に再現される。一方、静脈の場合には１回のＦＦＴ処理に用いられるデータは１０２４データなので、約１０ｍ秒毎の血流速度のデータが計算され、動脈の場合の半分のデータしか求められないが、血流速度は殆ど変動がないために問題はなく、更に周波数解析での周波数分解能が動脈の場合の２倍になるので測定精度は向上する。ここで、図６(a) は動脈の血流速度の例で縦軸が血流速度、横軸が時間である。また、同様に図６(b) は静脈の例である。
【００４６】
被検眼Ｅの瞳孔Ep上のスポット像P1、P2の位置から入射した光束がフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂに受光され、これらの受光信号からドップラシフト周波数Δfmax1 、Δfmax2 が求められ、最大血流速度Vmaxを計算することができる。また、被検眼Ｅの瞳孔Ep上のスポット像P1’、P2’の位置から入射した光束はフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂに受光され、同様にこの受光信号からドップラシフト周波数Δfmax1'、Δfmax2'が求められ、最大血流速度Vmaxを計算することができる。
【００４７】
入射光位置が１つの場合には、血管Evへの入射角度により最大血流速度Vmaxを計算する際の符号を反転させる処理が必要になるが、以上のように２つの入射位置より測定して最大血流速度VmaxとVmax’とを比較することにより、簡便に真の血流速度を求めることができる。
【００４８】
最大血流速度Vmax、Vmax’の両方共に符号を反転させる必要がない場合には、ほぼVmaxとVmax’の値が等しくなり、何れも真の血流速度を現わしている。また、一方が小さい場合には値の大きい方が真の血流速度を現しているが、小さい方も符号を反転して再計算することにより真の血流速度を求めることができるので、結果として測定した全てのデータから真の血流速度を求めることができる。
【００４９】
本実施例では、２つの入射位置からの信号を所定の時間取り込んでから処理を行っているが、短時間の予備測定を行い、何れに符号の判定処理が必要かを判断してから、一方の入射位置からのデータを取り込むようにしてもよい。
【００５０】
図７は第２の実施例の構成図を示し、光学系は第１の実施例とほぼ同様に構成されている。第１の実施例の制御部４７に対応する制御系には、装置全体システムを制御するためのシステム制御回路６０が設けられ、システム制御回路６０には、検者が操作する入力手段６１、測定結果等を表示する表示手段６２、各種データを記憶する記憶手段６３、フォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂの出力がそれぞれ接続されており、システム制御回路６０の出力は、ガルバノメトリックミラー２２を制御する駆動回路６４、イメージローテータ２１を制御する制御回路６５、透過型液晶８を制御する制御回路６６、光路切換ミラー３４にそれぞれ接続されている。また、駆動回路６４には一次元ＣＣＤ４２の出力が血管位置検出回路６７を介して接続されている。
【００５１】
図８には被検眼Ｅの瞳孔Ep上の各光束の配置を合わせて示し、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２５の像、０は眼底観察光束で孔あきミラー３１の閉口部の像、Ｖは測定／血管受光光束でガルバノメトリックミラー２２の上下反射面の有効部の像、Da、Dbは２つの測定受光光束でそれぞれミラー対４５ａ、４５ｂの像である。Ｐ、Ｐ’は測定光の入射位置で光路切換ミラー３４を切り換えることによって選択される測定光の位置を示し、鎖線で示す領域Ｎはガルバノメトリックミラー２２の下側反射面の像である。
【００５２】
照明光学系、眼底観察光学系、血管検出光学系、測定用受光光学系の作用は第１の実施例とほぼ同様なのでその説明は省略する。
【００５３】
トラッキング用光源３８からのトラッキング光はダイクロイックミラー３９を透過し、フィールドレンズ４０、結像レンズ４１により、一次元ＣＣＤ４２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ＣＣＤ４２で撮像された血管像Ev’に基づいて、血管位置検出回路６７において血管像Ev’の移動量を表すデータが作成され、駆動回路６４に出力され、駆動回路６４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２２を駆動する。
【００５４】
また、測定用光源３６から測定光はダイクロイックミラー３９により反射され、レンズ４３、共焦点絞り４４の開口部を経て、ミラー対４５ａ、４５ｂで反射され、それぞれフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂに受光される。これらのフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂの出力は、それぞれシステム制御回路６０に出力され、この受光信号は周波数解析されて眼底Eaの血流速度が求められ、この測定結果は表示手段６２に表示される。本実施例では、図９に示すように測定時のイメージローテータ２１の角度、ガルバノメトリックミラー２２の角度、透過型液晶板２８の固視標Ｆの位置情報が、血流速度の測定結果と共に記憶手段６３に記録され、かつ表示手段６２に表示されるので、実際の血流速度の測定値が血管Evのどの位置のものかを特定することが可能となる。
【００５５】
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１２を透過し、孔あきミラー１１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１５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。
【００５６】
図１０は観察眼底像Ea’を示し、接眼レンズ１７又は液晶モニタ２０を介して眼底像Ea’と共に視標像Ｆ等が観察される。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が重畳して観察されており、インジケータＴは入力手段５５の操作桿等の操作部材により、眼底Ea上に投影された視野中心の正円はスケール板１５に予め用意されている視野中心の正円のスケールＳの範囲内を一次元に移動させることができる。
【００５７】
検者は先ず眼底像Ea’のピント合わせを行う。入力手段５５の図示しないフォーカスノブを調整すると、図示しない駆動手段により透過型液晶板２８、フォーカシングレンズ１３、２３、フォーカスユニット２５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２８、スケール板１５、一次元ＣＣＤ４２、共焦点絞り４４は同時に眼底Eaと共役になる。実際の検査においては、検者は図１０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。
【００５８】
ピント合わせが終了した後に、検者は入力手段５５を操作し、システム制御回路６０は透過型液晶板２８を制御する制御回路６６を駆動し、透過型液晶板２８上の視標像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１５のサークルＳ内へ移動する。そして、再び入力手段５５の操作桿を操作して、システム制御回路６０により制御回路６５を駆動してイメージローテータ２１が回動し、図１１、図１２に示すようにインジケータＴを回転して、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が垂直になるようにする。
【００５９】
検者はトラッキング開始を確認した後で、入力手段５５の測定スイッチを押して測定を開始する。システム制御回路６０はメージローテータ２１の角度情報、ガルバノメトリックミラー２２の角度情報、視標像Ｆの位置情報を記憶手段６３に記憶する。そして、システム制御回路６０により光路切換ミラー３４が光路に挿入され、先ず被検眼Ｅの瞳孔Ep上のスポット像Ｐの位置から入射した光束がフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂに受光され、この受光信号がシステム制御回路６０に取り込まれて、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フライヤ４６ａ、４６ｂからの出力信号を周波数解析した処理結果である。
【００６０】
このとき、入射される光束はスポット像Ｐ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に、通常であれは最大血流速度Vmaxは従来例の式(1) 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、真の最大速度は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、測定の前半はこの状態で先の式(1) による最大速度Vmaxを算出し、測定の後半ではシステム制御回路６０により光路切換ミラー３４を光路中から退避させて、被検眼Ｅの瞳孔Ep上のスポット像Ｐ’の位置から光束を入射させて測定を行う。
【００６１】
瞳孔Ep上のスポット像Ｐ’の位置は、図８に示したように他方のスポット像Ｐ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有するように配置されているが、特に本実施例ではスポット像ＰとＰ’の間隔を測定受光光束Da、Dbの中心間の距離よりも大きくし、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。
【００６２】
入射光位置をスポット像Ｐからこのように選択したスポット像Ｐ’に切換えた後に、再びシステム制御回路６０は２つのフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂ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(1) に従って最大血流速度Vmax’を算出する。このように、入射光を上述のように選択することによって、最大周波教シフト｜Δfmax1|、｜Δfmax2|の符号が切換わる図１３に示す角φi の領域と、最大周波数シフト｜Δfmax1'｜、｜Δfmax2'｜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最大血流速度Vmax≒Vmax’となる。
【００６３】
また、最大血流速度Vmax、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。従って、システム制御部６０はこの２つの最大血流速度Vmax、Vmax’を比較することによって、前半と後半の正しい演算式を選択し、そしてシステム制御部６０により算出された最大血流速度Vmax、Vmax’は表示手段６２に表示される。また、記憶手段６３に記憶された測定時のイメージローテータ２１の角度情報、ガルバノメトリックミラー２２の角度情報、透過型液晶板８の固視標Ｆの位置情報が測定結果と共に表示手段６２に表示される。
【００６４】
図１４は測定部位と黄斑中心ぶとの関係の説明図を示し、眼底像Ea’／視標像Ｆの倍率をｍ／ｍ’とすると、視標像Ｆの透過型液晶板８上での座標を（X0，Y0）、対物レンズ２光軸の眼底Ea上又は透過型液晶板８上での座標を（０，０）、黄斑中心部分の眼底Ea上での座標を（x0，y0）とすると、次式となる。
x0＝（ｍ’／ｍ）X0 …(2)
y0＝（ｍ’／ｍ）Y0 …(3)
【００６５】
また、光学的に対称となる光軸は、視線の方向（視力値が最大となる黄斑中心部と節点を結ぶ方向）を示す視軸とは約５°耳側に傾いていることが一般に知られているために、被検眼Ｅの焦点距離として模型眼の代表値feをとり、対物レンズ２の光軸の網膜上の座標を（xa，ya）とすると、次の(4) 、(5) 式となる。
xa＝（ｍ’／ｍ）・（X0±fe・ tan５°） …(4)
ya＝（ｍ’／ｍ）Y0 …(5)
ただし、式(4) の±の符号は被検眼Ｅの左右によって変わる。
【００６６】
ガルバノメトリックミラー２２／被検眼Ｅの瞳孔Epの倍率をｎ／ｎ’、ガルバノメトリックミラー２２の振れ角をδ、トラッキング光、測定光の対物レンズ２の光軸に対する被検眼Ｅの瞳孔Epへの入射角をδ’とすると、
tanδ’／ tan２δ＝ｎ／ｎ’ …(6)
となり、測定点の座標を（xb，yb）、対物レンズ２の光軸の眼底Ea上での座標（０，０）から測定点の座標（xb，yb）までの距離をｒとすると、式(6) から次の(5) 、(6) 、(7) 式となる。
ｒ＝fe・ tanδ’＝（ｎ／ｎ’）fe・ tan２δ …(7)
xb＝ｒ・ cosγ＝（ｎ／ｎ’）fe・ tanδ・ cosγ …(8)
yb＝ｒ・ sinγ＝（ｎ／ｎ’）fe・ tanδ・ sinγ …(9)
【００６７】
ここで、γは眼底上での測定点（xb，yb）とｘ軸とのなす角であり、イメージローテータ２１の回転角である。なお、反時計回り方向を正方向としている。
【００６８】
式(4) 、(5) 、(8) 、(9) から、被検眼Ｅの黄斑中心部分（眼底上の固視標Ｆの位置）に対する測定点の位置を、イメージローテータ２１及びガルバノメトリックミラー２２の角度情報と固視線Ｆの位置情報によって決定することができる。
【００６９】
本実施例においては、システム制御部６０によって測定点の位置を算出し、図９に示すように、眼底Ea上の固視標Ｆの位置に対する測定点の位置と、イメージローテータ２１の回転角によって求まる測定血管Evの走行方向を、同時に表示手段６２に表示している。
【００７０】
また、光軸の網膜上の座標（xa，ya）と測定点（xb，yb）を結ぶ直線と、対物レンズ２の光軸の眼底Ea上での座標（０，０）と測定点（xb，yb）を結ぶ直線とのなす角ψを求めると、
cosψ＝｛ｒ−（xa・ cosγ＋ya・ sinγ)}／（（xa−ｒ・ cosγ）＋（ya−ｒ・sin γ)}1/2 …(10)
となり、また、光軸の網膜上の座標（xa，ya）と測定点（xb，yb）との距離をＬとすると、次式となる。
Ｌ＝{(xa−xb）2 ＋（ya−yb）2}1/2 …(11)
【００７１】
式(4) 、(5) 、(8) 、(9) 、(10)、(11)から、ψ、Ｌはγ、ψ、（X0，Y0）の関数となり、最大周波数シフト｜Δfmax1|、｜Δfmax2|の符号が切換わる図１３に示す角φi の領域は、ψ、Ｌによって決定される。なお、ｍ、ｍ’、ｎ、ｎ’は光学系によって決まる定数である。
【００７２】
従って、測定時のイメージローテータ２１の回転角γ、固視標Ｆの座標（X0，Y0）、ガルバノメトリックミラー２２の振れ角δを記録し、これらの値から、光軸の網膜上の座標（xa，ya）と測定点（xb，yb）を結ぶ直線と、対物レンズ２の光軸の眼底Ea上での座標（０，０）と測定点（xb，yb）を結ぶ直線とのなす角ψ、及び光軸の網膜上の座標（xa，ya）と測定点（xb・yb）との距離Ｌを求めることにより、角φi をパラメータとする最大周波数シフト｜Δfmax1'｜、｜Δfmax2'｜の符号が切換わる領域と切換わらない領域を推定することができるので、測定結果の確認用データとして用いることにより、測定結果の信頼性を向上させることができる。
【００７３】
また、病気のために眼球が極端に楕円であったり、被検眼に白内障があったり、睫毛の混入によりフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂからの信号にノイズが混入した場合等で、システム制御部６０により算出された最大周波数シフト｜Δfmax1|、｜Δfmax2|や｜Δfmax1'｜、｜Δfmax2'｜の算出結果が極端に異常な場合には、測定時のイメージローテータ２１の回転角γ、固視標Ｆの座標（X0，Y0）、ガルバノメトリックミラー２２の振れ角δの値から｜Δfmax1|、｜Δfmax2|や｜Δfmax1'｜、｜Δfmax2'｜を再確認することができ、図１５に示すように表示部６２にエラー表示を行って検者に警告することもできる。
【００７４】
以上においては、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説明したが、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。
【００７５】
【発明の効果】
以上説明したように本発明に係る眼科測定装置は、動脈の場合と静脈の場合の測定時間を変えることにより、測定時間が短縮されて被検眼の眼底に照射する露光量を減少させ、被検者の負担を少なくすることができる。
また、ドップラシフト信号の周波数解析の際に、動脈と静脈の演算に称する測定データの数を変えると、動脈の場合には血流速の立ち上がりを忠実に再現し、静脈の場合には周波数分解能を上げてより精度の良い測定を行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】第１の実施例の構成図である。
【図２】制御系のブロック回路の構成図である。
【図３】瞳孔上の光束配置の説明図である。
【図４】眼底観察像の説明図である。
【図５】一次元ＣＣＤの波形のグラフである。
【図６】血流速度の波形のグラフ図である。
【図７】第２の実施例の構成図である。
【図８】瞳孔上の光束配置の説明図である。
【図９】測定結果表示の説明図である。
【図１０】観察眼底像の説明図である。
【図１１】観察眼底像の説明図である。
【図１２】観察眼底像の説明図である。
【図１３】最大周波数シフトの符号反転の説明図である。
【図１４】測定部位と黄斑中心部の関係の説明図である。
【図１５】測定結果表示の説明図である。
【符号の説明】
１ 観察用光源
８ 透過型液晶板
１２ バンドパスミラー
１５ スケール板
１６、３４ 光路切換えミラー
１９ ＣＣＤカメラ
２０ 液晶モニタ
２１ イメージローテータ
２２ ガルバノメトリックミラー
２５ フォーカスユニツト
３６ 測定用光源
３７ ビームエクスバング
３８ トラッキング用光源
４２ １次元ＣＣＤ
４６ａ、４６ｂ フォトマルチプライヤ
４７ 制御部
５０、６７ 血管位置検出回路
５１ トラッキングサーボ制御回路
５２、６４ ガルバノメトリックミラー駆動回路
５４ バーソナルコンピュータ
５５、６１ 入力手段
５６、６０ システム制御回路
６２ 表示手段
６３ 記憶手段
６５ イメージローテータ制御回路
６６ 透過型液晶板制御回路
【産業上の利用分野】
本発明は、眼科医院等の医療機関で眼底を検査する際に使用される眼科測定装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
(1) 従来から、被検眼の眼底の血管中の血流速度を測定する眼科測定装置として、レーザードップラ眼底血流計が知られている。この眼底血流計は、被検眼の眼底の任意の血管にレーザー光を照射し、血管中の血液で反射した光のドップラシフト信号を検出するもので、測定中は血管をトラッキングして、眼球運動があってもレーザー光を常に同一の血管上に照射することができるようになっている。そして、光検出器に受光した被測定血流からの散乱反射光であるドップラシフトした成分と、静止している血管壁からの散乱反射光との干渉信号から、周波数解析を行ってドップラシフト周波数を演算し、２つの受光器で受光した受光信号から算出した周波数の最大シフトをそれぞれΔfmax1 、Δfmax2 、レーザーの波長をλ、測定部位の屈折率をｎ、眼内での２つの受光光軸のなす角度をα、眼内で２つの受光光軸がつくる平面と血流の速度ベクトルとのなす角度をβとすると、次式によって血流速度（最大速度Vmax）を定量的に求めている。
Vmax＝｛λ/(ｎ・α)}・||Δfmax1|− |Δfmax2|| ／ cosβ … (1)
【０００３】
このように、２方向から計測を行うことによって測定光の入射方向の奇与が相殺され、眼底上の任意の部位の血流を計測することができ、２つの受光光軸がつくる平面と眼底の交線と、血流の速度ベクトルとのなす角βを一致させることにより、β＝０°となって真の最大血流速度を測定することができる。
【０００４】
(2) また、ドップラシフトの最大値Δfmaxは、｜Δfmax｜という符号情報の欠如したものとなるために、眼底において部位の異なる血管の血流を測定する場合には、最大周波数シフトΔfmax1 、Δfmax2 の符号が共に正、共に負、正負異符号を有する場合が存在することになる。従って、測定する領域によっては式(1) により最大血流速度Vmaxを決定することか不可能になるという問題が生ずる。これを解決するために、入射光位置を瞳孔上のスポット像の２方向に設定し、それぞれのスポット像の光路から最大周波数シフト｜Δfmax1|、｜Δfmax2|及び｜Δfmax1'｜、｜Δfmax2'｜を算出して、最大血流速度Vmax、Vmax’を算出する。そして、この２つの最大血流速度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している。
【０００５】
また、臨床上、同一被検眼の経時変化等を観察することは極めて有意なので、同じ血管の同じ部位を特定するために、眼底血流測定時の眼底像をビデオテープレコーダやビデオプリンタ等で記録し、眼底像の測定スポット位置を基に目視によって血管の測定部位を特定している。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
(イ) しかしながら、上述の従来例(1) においては、動脈の場合は心臓の収縮、拡張に応じて血流速度が周期的に変化しているために、最低１周期以上の測定が必要であるが、一方で静脈の場合は殆ど変動がないために短時間の測定でよい。しかし、従来の測定は動脈でも静脈でも区別せずに行われているために、動脈測定の場合に測定時間が長く設定されていて、静脈測定の測定時間が必要以上に長くなってしまう。この結果、この間は被検者は瞬きを我慢しなければならず、また被検眼の眼底に照射する露光量が必要以上に多くなって、被検者に相当の負担を与えている。
【０００７】
また、ドップラシフト信号の周波数解析には一般的にＦＦＴ（Fast Fourier Translater)処理等が用いられるが、このとき周波数の分解能を上げるために多くの時系列のデータが必要となる。しかし、動脈は周期的に変化し収縮期には急激に血流速度が速くなるので、あまり多くの時系列データを用いて周波数解析を行うと、本来の変動を見失う可能性がある。一方、静脈は殆ど変動がないために、多くの時系列のデータを用いれば周波数分解能を上げて周波数解析を行うことができる。従って、動脈の変動を見失わない程度の時間でデータをとって、周波数解析を行うように調整する必要が生ずる。
【０００８】
(ロ) また、上述の従来例(2) においては、被検眼に白内障があったり測定時に睫毛が混入した場合等は、受光信号にノイズ成分が混入し、その結果Δfmax1 、Δfmax2 を断定する際の誤差要因が大きくなって、正しい測定結果が得られないことがある。このような場合には、測定結果を見ただけでは白内障や睫毛の混入等による不要な誤差成分が含まれているか分からないので、測定値が真の眼底血流速度を示しているか判別できない。更には、被検眼の白内障や測定時の睫毛の混入等は検者が測定時に観察できるので、測定時のコメント情報として記録しておくことも可能であるが、作業が極めて煩わしく、記録を忘れてしまうこともある。
【０００９】
また、測定部位の特定に人為的作業が加わると、計測の誤差要因が多くなり再現性が悪くなり、作業が非常に煩わしく多大な時間を要することになる。更に、ＣＣＤカメラで眼底像と測定スポットを観察・記録し、画像計測により部位を特定することも可能であるが、この場合は装置が複雑で高価なものになるという欠点がある。
【００１０】
本発明の目的は、上述の問題点（イ）を解消し、測定対象の血管が動脈か静脈かに応じて測定時間を選択する眼科測定装置を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するための本発明に係る眼科測定装置は、被検眼の眼底上の血管の血流速度を測定する測定手段を備えた眼科測定装置において、測定対象が動脈であるか静脈であるかを入力するための入力手段と、前記測定対象が動脈である場合の測定時間を測定対象が静脈である場合の測定時間よりも長くするように前記測定手段を制御する制御手段とを有し、前記測定手段は、前記血管に可干渉の測定光を照射する測定光照射手段と、前記測定光が血管内粒子により散乱される信号光及び血管壁から散乱される参照光を異なる２方向から受光し測定データに変換する検出手段と、前記測定データを周波数解析して検出したそれぞれのドップラシフトに基づいて血管内の血流速度を算出する演算手段とを有することを特徴とする。
【００１４】
【発明の実施の形態】
本発明を図示の実施例に基づいて詳細に説明する。
図１は眼底血流計へ応用した第１の実施例の構成図を示し、白色光を発するタングステンランプ等から成る観察用光源１から被検眼Ｅと対向する対物レンズ２へ至る照明光路上には、コンデンサレンズ３、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４、被検眼Ｅの瞳孔Epとほぼ共役なリングスリット５、被検眼Ｅの水晶体とほぼ共役な遮光部材６、リレーレンズ７、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８、リレーレンズ９、被検眼Ｅの角膜近傍と共役な遮光部材１０、孔あきミラー１１、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１２が順次に配列され、照明光学系が構成されている。
【００１５】
孔あきミラー１１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１３、リレーレンズ１４、スケール板１５、光路に挿脱自在な光路切換ミラー１６、接眼レンズ１７が順次に配列され、検者眼ｅに至っている。光路切換ミラー１６が光路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１８、ＣＣＤカメラ１９が配置されており、ＣＣＤのカメラ１９の出力は液晶モニタ２０に接続されている。
【００１６】
バンドパスミラー１２の反射方向の光路上には、イメージローテータ２１、紙面に垂直な回転軸を有し両面が研磨されたガルバノメトリックミラー２２が配置され、ガルバノメトリックミラー２２の下側反射面２２ａ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２３が配置され、上側反射面２２ｂの反射方向にはレンズ２４、光路に沿って移動自在なフォーカスユニット２５が配置されている。なお、レンズ２４の前側焦点面は被検眼Ｅの瞳孔Epと共役関係にあり、その焦点面にガルバノメトリックミラー２２が配置されている。
【００１７】
また、ガルバノメトリックミラー２２の図面上方には、光路長補償半月板２６、光路中に遮光部を有する黒点板２７、凹面ミラー２８が順次に配列され、ガルバノメトリックミラー２２の下側反射面２２ａにより反射されることなく通過する光束を、ガルバノメトリックミラー２２の上側反射面２２ｂに戻るように導くリレー光学系が構成されている。なお、光路長補正用半月板２６はガルバノメトリックミラー２２の上側反射面２２ｂ、下側反射面２２ａの位置がそのミラー厚によって生ずる図面の上下方向へのずれを補正するためのものであり、イメージローテータ２１へ向かう光路中にのみ作用するものである。
【００１８】
フォーカスユニット２５においては、レンズ２４と同一光路上にダイクロイックミラー２９、集光レンズ３０が順次に配列され、ダイクロイックミラー２９の反射方向の光路上には、マスク３１、ミラー３２が配置されており、このフォーカスユニット２５は一体的に矢印で示す方向に移動できるようになっている。
【００１９】
レンズ３０の入射方向の光路上には、固定ミラー３３、光路から退避可能な光路切換ミラー３４が平行に配置され、光路切換ミラー３４の入射方向の光路上には、コリメータレンズ３５、コヒーレントな例えば赤色光を発するレーザーダイオード等の測定用光源３６が配列されている。更に、ミラー３２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３７、他の光源と異なる高輝度の例えば緑色光を発するＨｅ−Ｎｅレーザー光源等のトラッキング用光源３８が配列されている。
【００２０】
ガルバノメトリックミラー２２の下側反射面２２ａの反射方向の光路上には、フォーカシングレンズ２３、ダイクロイックミラー３９、フィールドレンズ４０、拡大レンズ４１、イメージインテンシファイヤ付の一次元ＣＣＤ４２が順次に配列され、血管検出光学系が構成されている。また、ダイクロイックミラー３９の反射方向の光路上には、結像レンズ４３、共焦点絞り４４、被検眼Ｅの瞳孔Epとほぼ共役なミラー対４５ａ、４５ｂが配列され、ミラー対４５ａ、４５ｂの反射方向にはそれぞれフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂ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４５ａ、４５ｂの反射光路、トラッキング用光源３８の出射方向の測定光路、測定用光源からマスク３１に至る光路はそれぞれ紙面に直交している。そして、一次元ＣＣＤ４２、フォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂの出力はシステム全体の動作を制御する制御部４７に接続されている。
【００２１】
図２は制御部４７のブロック回路の構成図を示し、ＣＣＤカメラ１９の出力は制御部４７内の血管位置検出回路５０、トラッキングサーボ制御回路５１、ガルバノメトリックミラー駆動回路５２に順次に接続され、外部のガルバノメトリックミラー２２に接続されている。また、フォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂの出力は、それぞれ増幅器５３ａ、５３ｂを介してパーソナルコンピュータ５４に接続され、パーソナルコンピュータ５４、入力手段５５の出力はシステム制御回路５６に接続されている。そして、システム制御回路５６の出力は、観察用光源１、光路切換ミラー３４、測定用光源３６、トラッキング用光源３８にそれぞれ接続されている。
【００２２】
図３は被検眼Ｅの瞳孔Ep上の各光束の配置を示し、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５の像、Ｏは眼底観察光束で孔あきミラー１１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２２の上下反射面２２ｂ、２２ａ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４５ａ、４５ｂの像である。また、P2、P2' は測定光の入射位置で光路切換ミラー３４を切換えることによって選択される測定光の位置を示し、鎖線で示す領域Ｍはガルバノメトリックミラー２２の下側反射面２２ａの像である。
【００２３】
観察用光源１から発した白色光は、コンデンサレンズ３を通り、フィールドレンズ４により黄色の波長光のみが透過し、リングスリット５、遮光部材６、リレーレンズ７を通り、透過型液晶８を背後から照明する。更に、この光束はリレーレンズ９、遮光部材１０を通って孔あきミラー１１で反射され、黄色域の波長光のみがバンドパスミラー１２を透過し、対物レンズ２を通り、被検眼Ｅの瞳孔Ep上に眼底照明光光束像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。
【００２４】
このとき、透過型液晶板８には固視標が表示されており、これが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５、遮光部材６、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は問題とならない。
【００２５】
眼底Eaからの反射光は、瞳孔Ep上から眼底観察光光束Ｏとして取り出されて同じ光路を戻り、孔あきミラー１１の中心の開口部、フォーカシングレンズ１３、リレーレンズ１４を通り、スケール板１５に眼底像Eaとして結像した後に、光路切換ミラー１６に至る。ここで、光路切換ミラー１６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１７を介して眼底像Ea’が観察可能となり、一方で光路切換ミラー１６が光路に挿入されているときは、スケール板１５上に結像した眼底像Ea’は、テレビリレーレンズ１８によりＣＣＤカメラ１９上に再結像されて液晶モニタ２０に映出される。
【００２６】
検者は接眼レンズ１７又は液晶モニタ２０により、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。このとき、目的に応じて適切な観察方式を採用することが好適であり、接眼レンズ１７による観察の場合は、一般的に液晶モニタ２０等よりも高解像度かつ高感度なので、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２０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１９の出力を外部のビデオテープレコーダやビデオブリンタ等に接続することにより、眼底Ea上の測定部位の変化を逐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。
【００２７】
次に、測定用光源３６を発した測定光はコリメータレンズ３５によりコリメートされ、光路切換ミラー３４が光路に挿入されている場合は、光路切換ミラー３４、固定ミラー３３でそれぞれ反射され、集光レンズ３０の下方を通過する。また、光路切換ミラー３４が光路から退避している場合は、直接集光レンズ３０の上方を通過し、共にダイクロイックミラー２９を透過する。
【００２８】
一方、トラッキング用光源３８から発したトラッキング光は、ビームエクスパンダ３７により縦横異なる倍率でビーム径が拡大され、ミラー３２で反射された後に、整形用マスク３１で所望の形状に整形され、ダイクロイックミラー２９に反射され、集光レンズ３０によりマスク３１の開口部中心と共役な位置に結像しているスポット状の測定光と重畳される。
【００２９】
重畳された測定光とトラッキング光は、レンズ２４を通り、ガルバノメトリックミラー２２の上側反射面２２ｂで一旦反射され、黒点板２７を通った後に凹面鏡２８で反射され、再び黒点板２７、光路長補正用半月板２６を通り、ガルバノメトリックミラー２２の方へ戻される。ここで、ガルバノメトリックミラー２２は被検眼Ｅの瞳孔Epと共役な位置に配置されており、その形状は被検眼Ｅの瞳孔Ep上において図３の破線Ｍで示した形状となっている。
【００３０】
そして、凹面鏡２８、黒点板２７、光路長補正用半月板２６は光路上に同心に配置されて、ガルバノメトリックミラー２２の上側反射面２２ｂと下側反射面２２ａとを−１倍で結像するリレー光学系の機能が与えられているので、光路切換ミラー３４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２２の像Ｍの裏側の図３の位置P1、P1' で反射された光束は、それぞれガルバノメトリックミラー２２の切欠き部に位置するP2、P2' の位置へ戻されることになり、ガルバノメトリックミラー２２に反射されることなくイメージローテータ２１へ向かう。そして、イメージローテータ２１を経てバンドパスミラー１２により対物レンズ２の方向へ偏向された光束は、対物レンズ２を介して被検眼Ｅの眼底Eaに照射される。
【００３１】
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２２の上側反射面２２ｂ内で反射され、再び戻されるときには対物レンズ２の光軸から偏心した状態でガルバノメトリックミラー２２に入射するので、図３に示すように瞳孔Ep上でスポット像P2又はP2' として結像した後に眼底Eaを点状に照射することになる。
【００３２】
眼底Eaでの散乱反射光は再び対物レンズ２で集光され、バンドパスミラー１２に反射されてイメージローテータ２１を通り、ガルバノメトリックミラー２２の下側反射面２２ａに反射され、フォーカシングレンズ２３を通り、ダイクロイックミラー３９において測定光とトラッキング光が分離される。
【００３３】
トラッキング光はダイクロイックミラー３９を透過し、フィールドレンズ４０、結像レンズ４１により、一次元ＣＣＤ４２上に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ＣＣＤ４２により撮像された血管像Ev’に基づいて、血管位置検出回路５０において血管像Ev’のトラッキング中心からのずれ量を表すデータが作成され、このデータがトラッキングサーボ制御回路５１に入力され、ガルバノメトリックミラー駆動回路５２を介してずれがなくなるようにガルバノメトリックミラー２２が駆動される。
【００３４】
一方、測定光はダイクロイックミラー３９により反射され、レンズ４３、共焦点絞り４４の開口部を経て、ミラー対４５ａ、４５ｂで反射され、それぞれフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂに受光される。フォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂの出力は、それぞれ増幅器５３ａ、５３ｂにおいて増幅され、パーソナルコンピュータ５４に内蔵された図示しないＡＤ変換器に入力される。ＡＤ変換器においてデジタルデータとされた信号はパーソナルコンピュータ５４のメモリに記憶され、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。このとき、システム制御回路５６は、観察用光源１、測定用光源３６、トラッキング用光源３８の点灯消灯や、光路切換ミラー３４の光路への挿脱の制御を行う。
【００３５】
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１２を透過し、孔あきミラー１１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１５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１７又は液晶モニタ２０を介して、図４に示すように眼底像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が重畳して観察されており、インジケータＴは入力手段５５の操作桿等の操作部材により、眼底Ea上に撮影されたスケール板１５に予め用意されている視野中心の正円のスケールＳの範囲内を一次元に移動することができる。
【００３６】
検者は先ず図４に示す眼底像Ea’上のフォーカス状態を見ながら眼底像Ea’のピント合わせを行う。入力手段５５の図示しないフォーカスノブを調整すると、図示しない駆動手段により透過型液晶板８、フォーカシングレンズ１３、２３、フォーカスユニット２５が連動して光路に沿って移動する。そして、眼底像Ea’のピントが合うと、透過型液晶板８、スケール板１５、一次元ＣＣＤ４２、共焦点絞り４４は同時に眼底Eaと共役になる。
【００３７】
ピント合わせが終了した後に、検者は入力手段５５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１５のサークルＳ内へ移動する。そして、入力手段５５の図示しない操作桿によりイメージローテータ２１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。
【００３８】
このとき、眼底観察光はイメージローテータ２１を通過していないので、インジケータＴのみが回転するように認識され、図２に示した瞳孔Ep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だけ回転し、測定受光光束Da、Dbの中心を結んだ直線とスポット像P1、P1’又は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。
【００３９】
角度合わせが終了した後に、入力手段５５の操作桿を操作してインジケータＴを矢印方向に移動し、血管EvがインジケークＴのほぼ中央に至るように合わせる。
【００４０】
検者は測定部位を選択した後に、その測定部位が動脈か静脈かをパーソナルコンピュータ５４の図示しない入力手段により入力する。そして、パーソナルコンピュータ５４に入力された情報をシステム制御回路５６に通信し、測定時のデータを取り込む時間を、例えば動脈の場合を２秒間、静脈の場合を０．５秒間に設定し、また周波数解析のためのデータ数を、例えば動脈の場合を５１２データ、静脈の場合を１０２４データに設定し、再び入力手段５５を操作してトラッキングの開始を入力する。
【００４１】
入力手段５５からシステム制御回路５６にトラッキング開始の指令が入力されると、血管位置検出回路５０において一次元ＣＣＤ４２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ずれ量が算出される。そして、トラッキングサーボサーボ回路５１、ガルバノメトリック制御回路５２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２２が駆動され、一次元ＣＣＤ４２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。図５は血管像Ev' の受光量出力のグラフ図であり、縦軸がＣＣＤ４２の受光量、横軸がＣＣＤ４２の画素方向に対応し、血管Ev部分は受光量が少なく現われている。
【００４２】
検者はトラッキング開始を確認した後で、入力手段５５の図示しない測定スイッチを押して測定を開始する。システム制御回路５６によって光路切換ミラー３４が光路に挿入され、先ず被検眼Ｅの瞳孔Ep上のスポット像P1、P2の位置から入射した光束が、フォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂに受光されてＡＤ変換器によりデジタル化され、動脈か静脈かにより予め設定されている取込時間でパーソナルコンピュータ５４に取り込まれる。
【００４３】
次に、システム制御回路５６の信号により光路切換ミラー３４が光路中から退避し、被検眼Ｅの瞳孔Ep上のスポット像P1’、P2’の位置から光束が入射され、入射した光束はフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂに受光されてＡＤ変換器によりデジタル化され、動脈か静脈かによって予め設定された取込時間でパーソナルコンピュータ５４に取り込まれる。そして、これらの信号はパーソナルコンピュータ５４により周波数解析演算が行われてドップラシフト周波数が求められる。なお、周波数解析演算は、動脈か静脈かによって予め設定された数の時系列のデータを用いてＦＦＴ処理により行われる。
【００４４】
通常、動脈の場合は、心臓の収縮、拡張に応じて血流速度が周期的に変化しているために、最低でも１周期以上の測定が必要であるが、一方で静脈の場合は殆ど変動がないために短時間の測定でよい。また、動脈の血流速度は収縮期に急激に立ち上がる特性があるために、ＦＦＴ処理の演算のためのデータ数は静脈よりも少なく設定されている。
【００４５】
本実施例ではフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂの受光信号のサンプリング時間は１０μ秒に設定してある。従って、動脈の場合には１回のＦＦＴ処理に用いられるデータは５１２データなので、約５ｍ秒毎の血流速度のデータが計算され、血流速度が変化していてもその波形は忠実に再現される。一方、静脈の場合には１回のＦＦＴ処理に用いられるデータは１０２４データなので、約１０ｍ秒毎の血流速度のデータが計算され、動脈の場合の半分のデータしか求められないが、血流速度は殆ど変動がないために問題はなく、更に周波数解析での周波数分解能が動脈の場合の２倍になるので測定精度は向上する。ここで、図６(a) は動脈の血流速度の例で縦軸が血流速度、横軸が時間である。また、同様に図６(b) は静脈の例である。
【００４６】
被検眼Ｅの瞳孔Ep上のスポット像P1、P2の位置から入射した光束がフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂに受光され、これらの受光信号からドップラシフト周波数Δfmax1 、Δfmax2 が求められ、最大血流速度Vmaxを計算することができる。また、被検眼Ｅの瞳孔Ep上のスポット像P1’、P2’の位置から入射した光束はフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂに受光され、同様にこの受光信号からドップラシフト周波数Δfmax1'、Δfmax2'が求められ、最大血流速度Vmaxを計算することができる。
【００４７】
入射光位置が１つの場合には、血管Evへの入射角度により最大血流速度Vmaxを計算する際の符号を反転させる処理が必要になるが、以上のように２つの入射位置より測定して最大血流速度VmaxとVmax’とを比較することにより、簡便に真の血流速度を求めることができる。
【００４８】
最大血流速度Vmax、Vmax’の両方共に符号を反転させる必要がない場合には、ほぼVmaxとVmax’の値が等しくなり、何れも真の血流速度を現わしている。また、一方が小さい場合には値の大きい方が真の血流速度を現しているが、小さい方も符号を反転して再計算することにより真の血流速度を求めることができるので、結果として測定した全てのデータから真の血流速度を求めることができる。
【００４９】
本実施例では、２つの入射位置からの信号を所定の時間取り込んでから処理を行っているが、短時間の予備測定を行い、何れに符号の判定処理が必要かを判断してから、一方の入射位置からのデータを取り込むようにしてもよい。
【００５０】
図７は第２の実施例の構成図を示し、光学系は第１の実施例とほぼ同様に構成されている。第１の実施例の制御部４７に対応する制御系には、装置全体システムを制御するためのシステム制御回路６０が設けられ、システム制御回路６０には、検者が操作する入力手段６１、測定結果等を表示する表示手段６２、各種データを記憶する記憶手段６３、フォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂの出力がそれぞれ接続されており、システム制御回路６０の出力は、ガルバノメトリックミラー２２を制御する駆動回路６４、イメージローテータ２１を制御する制御回路６５、透過型液晶８を制御する制御回路６６、光路切換ミラー３４にそれぞれ接続されている。また、駆動回路６４には一次元ＣＣＤ４２の出力が血管位置検出回路６７を介して接続されている。
【００５１】
図８には被検眼Ｅの瞳孔Ep上の各光束の配置を合わせて示し、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２５の像、０は眼底観察光束で孔あきミラー３１の閉口部の像、Ｖは測定／血管受光光束でガルバノメトリックミラー２２の上下反射面の有効部の像、Da、Dbは２つの測定受光光束でそれぞれミラー対４５ａ、４５ｂの像である。Ｐ、Ｐ’は測定光の入射位置で光路切換ミラー３４を切り換えることによって選択される測定光の位置を示し、鎖線で示す領域Ｎはガルバノメトリックミラー２２の下側反射面の像である。
【００５２】
照明光学系、眼底観察光学系、血管検出光学系、測定用受光光学系の作用は第１の実施例とほぼ同様なのでその説明は省略する。
【００５３】
トラッキング用光源３８からのトラッキング光はダイクロイックミラー３９を透過し、フィールドレンズ４０、結像レンズ４１により、一次元ＣＣＤ４２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ＣＣＤ４２で撮像された血管像Ev’に基づいて、血管位置検出回路６７において血管像Ev’の移動量を表すデータが作成され、駆動回路６４に出力され、駆動回路６４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２２を駆動する。
【００５４】
また、測定用光源３６から測定光はダイクロイックミラー３９により反射され、レンズ４３、共焦点絞り４４の開口部を経て、ミラー対４５ａ、４５ｂで反射され、それぞれフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂに受光される。これらのフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂの出力は、それぞれシステム制御回路６０に出力され、この受光信号は周波数解析されて眼底Eaの血流速度が求められ、この測定結果は表示手段６２に表示される。本実施例では、図９に示すように測定時のイメージローテータ２１の角度、ガルバノメトリックミラー２２の角度、透過型液晶板２８の固視標Ｆの位置情報が、血流速度の測定結果と共に記憶手段６３に記録され、かつ表示手段６２に表示されるので、実際の血流速度の測定値が血管Evのどの位置のものかを特定することが可能となる。
【００５５】
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１２を透過し、孔あきミラー１１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１５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。
【００５６】
図１０は観察眼底像Ea’を示し、接眼レンズ１７又は液晶モニタ２０を介して眼底像Ea’と共に視標像Ｆ等が観察される。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が重畳して観察されており、インジケータＴは入力手段５５の操作桿等の操作部材により、眼底Ea上に投影された視野中心の正円はスケール板１５に予め用意されている視野中心の正円のスケールＳの範囲内を一次元に移動させることができる。
【００５７】
検者は先ず眼底像Ea’のピント合わせを行う。入力手段５５の図示しないフォーカスノブを調整すると、図示しない駆動手段により透過型液晶板２８、フォーカシングレンズ１３、２３、フォーカスユニット２５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２８、スケール板１５、一次元ＣＣＤ４２、共焦点絞り４４は同時に眼底Eaと共役になる。実際の検査においては、検者は図１０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。
【００５８】
ピント合わせが終了した後に、検者は入力手段５５を操作し、システム制御回路６０は透過型液晶板２８を制御する制御回路６６を駆動し、透過型液晶板２８上の視標像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１５のサークルＳ内へ移動する。そして、再び入力手段５５の操作桿を操作して、システム制御回路６０により制御回路６５を駆動してイメージローテータ２１が回動し、図１１、図１２に示すようにインジケータＴを回転して、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が垂直になるようにする。
【００５９】
検者はトラッキング開始を確認した後で、入力手段５５の測定スイッチを押して測定を開始する。システム制御回路６０はメージローテータ２１の角度情報、ガルバノメトリックミラー２２の角度情報、視標像Ｆの位置情報を記憶手段６３に記憶する。そして、システム制御回路６０により光路切換ミラー３４が光路に挿入され、先ず被検眼Ｅの瞳孔Ep上のスポット像Ｐの位置から入射した光束がフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂに受光され、この受光信号がシステム制御回路６０に取り込まれて、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フライヤ４６ａ、４６ｂからの出力信号を周波数解析した処理結果である。
【００６０】
このとき、入射される光束はスポット像Ｐ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に、通常であれは最大血流速度Vmaxは従来例の式(1) 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、真の最大速度は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、測定の前半はこの状態で先の式(1) による最大速度Vmaxを算出し、測定の後半ではシステム制御回路６０により光路切換ミラー３４を光路中から退避させて、被検眼Ｅの瞳孔Ep上のスポット像Ｐ’の位置から光束を入射させて測定を行う。
【００６１】
瞳孔Ep上のスポット像Ｐ’の位置は、図８に示したように他方のスポット像Ｐ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有するように配置されているが、特に本実施例ではスポット像ＰとＰ’の間隔を測定受光光束Da、Dbの中心間の距離よりも大きくし、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。
【００６２】
入射光位置をスポット像Ｐからこのように選択したスポット像Ｐ’に切換えた後に、再びシステム制御回路６０は２つのフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂ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(1) に従って最大血流速度Vmax’を算出する。このように、入射光を上述のように選択することによって、最大周波教シフト｜Δfmax1|、｜Δfmax2|の符号が切換わる図１３に示す角φi の領域と、最大周波数シフト｜Δfmax1'｜、｜Δfmax2'｜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最大血流速度Vmax≒Vmax’となる。
【００６３】
また、最大血流速度Vmax、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。従って、システム制御部６０はこの２つの最大血流速度Vmax、Vmax’を比較することによって、前半と後半の正しい演算式を選択し、そしてシステム制御部６０により算出された最大血流速度Vmax、Vmax’は表示手段６２に表示される。また、記憶手段６３に記憶された測定時のイメージローテータ２１の角度情報、ガルバノメトリックミラー２２の角度情報、透過型液晶板８の固視標Ｆの位置情報が測定結果と共に表示手段６２に表示される。
【００６４】
図１４は測定部位と黄斑中心ぶとの関係の説明図を示し、眼底像Ea’／視標像Ｆの倍率をｍ／ｍ’とすると、視標像Ｆの透過型液晶板８上での座標を（X0，Y0）、対物レンズ２光軸の眼底Ea上又は透過型液晶板８上での座標を（０，０）、黄斑中心部分の眼底Ea上での座標を（x0，y0）とすると、次式となる。
x0＝（ｍ’／ｍ）X0 …(2)
y0＝（ｍ’／ｍ）Y0 …(3)
【００６５】
また、光学的に対称となる光軸は、視線の方向（視力値が最大となる黄斑中心部と節点を結ぶ方向）を示す視軸とは約５°耳側に傾いていることが一般に知られているために、被検眼Ｅの焦点距離として模型眼の代表値feをとり、対物レンズ２の光軸の網膜上の座標を（xa，ya）とすると、次の(4) 、(5) 式となる。
xa＝（ｍ’／ｍ）・（X0±fe・ tan５°） …(4)
ya＝（ｍ’／ｍ）Y0 …(5)
ただし、式(4) の±の符号は被検眼Ｅの左右によって変わる。
【００６６】
ガルバノメトリックミラー２２／被検眼Ｅの瞳孔Epの倍率をｎ／ｎ’、ガルバノメトリックミラー２２の振れ角をδ、トラッキング光、測定光の対物レンズ２の光軸に対する被検眼Ｅの瞳孔Epへの入射角をδ’とすると、
tanδ’／ tan２δ＝ｎ／ｎ’ …(6)
となり、測定点の座標を（xb，yb）、対物レンズ２の光軸の眼底Ea上での座標（０，０）から測定点の座標（xb，yb）までの距離をｒとすると、式(6) から次の(5) 、(6) 、(7) 式となる。
ｒ＝fe・ tanδ’＝（ｎ／ｎ’）fe・ tan２δ …(7)
xb＝ｒ・ cosγ＝（ｎ／ｎ’）fe・ tanδ・ cosγ …(8)
yb＝ｒ・ sinγ＝（ｎ／ｎ’）fe・ tanδ・ sinγ …(9)
【００６７】
ここで、γは眼底上での測定点（xb，yb）とｘ軸とのなす角であり、イメージローテータ２１の回転角である。なお、反時計回り方向を正方向としている。
【００６８】
式(4) 、(5) 、(8) 、(9) から、被検眼Ｅの黄斑中心部分（眼底上の固視標Ｆの位置）に対する測定点の位置を、イメージローテータ２１及びガルバノメトリックミラー２２の角度情報と固視線Ｆの位置情報によって決定することができる。
【００６９】
本実施例においては、システム制御部６０によって測定点の位置を算出し、図９に示すように、眼底Ea上の固視標Ｆの位置に対する測定点の位置と、イメージローテータ２１の回転角によって求まる測定血管Evの走行方向を、同時に表示手段６２に表示している。
【００７０】
また、光軸の網膜上の座標（xa，ya）と測定点（xb，yb）を結ぶ直線と、対物レンズ２の光軸の眼底Ea上での座標（０，０）と測定点（xb，yb）を結ぶ直線とのなす角ψを求めると、
cosψ＝｛ｒ−（xa・ cosγ＋ya・ sinγ)}／（（xa−ｒ・ cosγ）＋（ya−ｒ・sin γ)}1/2 …(10)
となり、また、光軸の網膜上の座標（xa，ya）と測定点（xb，yb）との距離をＬとすると、次式となる。
Ｌ＝{(xa−xb）2 ＋（ya−yb）2}1/2 …(11)
【００７１】
式(4) 、(5) 、(8) 、(9) 、(10)、(11)から、ψ、Ｌはγ、ψ、（X0，Y0）の関数となり、最大周波数シフト｜Δfmax1|、｜Δfmax2|の符号が切換わる図１３に示す角φi の領域は、ψ、Ｌによって決定される。なお、ｍ、ｍ’、ｎ、ｎ’は光学系によって決まる定数である。
【００７２】
従って、測定時のイメージローテータ２１の回転角γ、固視標Ｆの座標（X0，Y0）、ガルバノメトリックミラー２２の振れ角δを記録し、これらの値から、光軸の網膜上の座標（xa，ya）と測定点（xb，yb）を結ぶ直線と、対物レンズ２の光軸の眼底Ea上での座標（０，０）と測定点（xb，yb）を結ぶ直線とのなす角ψ、及び光軸の網膜上の座標（xa，ya）と測定点（xb・yb）との距離Ｌを求めることにより、角φi をパラメータとする最大周波数シフト｜Δfmax1'｜、｜Δfmax2'｜の符号が切換わる領域と切換わらない領域を推定することができるので、測定結果の確認用データとして用いることにより、測定結果の信頼性を向上させることができる。
【００７３】
また、病気のために眼球が極端に楕円であったり、被検眼に白内障があったり、睫毛の混入によりフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂからの信号にノイズが混入した場合等で、システム制御部６０により算出された最大周波数シフト｜Δfmax1|、｜Δfmax2|や｜Δfmax1'｜、｜Δfmax2'｜の算出結果が極端に異常な場合には、測定時のイメージローテータ２１の回転角γ、固視標Ｆの座標（X0，Y0）、ガルバノメトリックミラー２２の振れ角δの値から｜Δfmax1|、｜Δfmax2|や｜Δfmax1'｜、｜Δfmax2'｜を再確認することができ、図１５に示すように表示部６２にエラー表示を行って検者に警告することもできる。
【００７４】
以上においては、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説明したが、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。
【００７５】
【発明の効果】
以上説明したように本発明に係る眼科測定装置は、動脈の場合と静脈の場合の測定時間を変えることにより、測定時間が短縮されて被検眼の眼底に照射する露光量を減少させ、被検者の負担を少なくすることができる。
また、ドップラシフト信号の周波数解析の際に、動脈と静脈の演算に称する測定データの数を変えると、動脈の場合には血流速の立ち上がりを忠実に再現し、静脈の場合には周波数分解能を上げてより精度の良い測定を行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】第１の実施例の構成図である。
【図２】制御系のブロック回路の構成図である。
【図３】瞳孔上の光束配置の説明図である。
【図４】眼底観察像の説明図である。
【図５】一次元ＣＣＤの波形のグラフである。
【図６】血流速度の波形のグラフ図である。
【図７】第２の実施例の構成図である。
【図８】瞳孔上の光束配置の説明図である。
【図９】測定結果表示の説明図である。
【図１０】観察眼底像の説明図である。
【図１１】観察眼底像の説明図である。
【図１２】観察眼底像の説明図である。
【図１３】最大周波数シフトの符号反転の説明図である。
【図１４】測定部位と黄斑中心部の関係の説明図である。
【図１５】測定結果表示の説明図である。
【符号の説明】
１ 観察用光源
８ 透過型液晶板
１２ バンドパスミラー
１５ スケール板
１６、３４ 光路切換えミラー
１９ ＣＣＤカメラ
２０ 液晶モニタ
２１ イメージローテータ
２２ ガルバノメトリックミラー
２５ フォーカスユニツト
３６ 測定用光源
３７ ビームエクスバング
３８ トラッキング用光源
４２ １次元ＣＣＤ
４６ａ、４６ｂ フォトマルチプライヤ
４７ 制御部
５０、６７ 血管位置検出回路
５１ トラッキングサーボ制御回路
５２、６４ ガルバノメトリックミラー駆動回路
５４ バーソナルコンピュータ
５５、６１ 入力手段
５６、６０ システム制御回路
６２ 表示手段
６３ 記憶手段
６５ イメージローテータ制御回路
６６ 透過型液晶板制御回路
Claims (3)
- 被検眼の眼底上の血管の血流速度を測定する測定手段を備えた眼科測定装置において、測定対象が動脈であるか静脈であるかを入力するための入力手段と、前記測定対象が動脈である場合の測定時間を測定対象が静脈である場合の測定時間よりも長くするように前記測定手段を制御する制御手段とを有し、前記測定手段は、前記血管に可干渉の測定光を照射する測定光照射手段と、前記測定光が血管内粒子により散乱される信号光及び血管壁から散乱される参照光を異なる２方向から受光し測定データに変換する検出手段と、前記測定データを周波数解析して検出したそれぞれのドップラシフトに基づいて血管内の血流速度を算出する演算手段とを有することを特徴とする眼科測定装置。
- 前記検出手段は測定データを所定の時間間隔でサンプリングし、前記演算手段において血流速度の計算に用いる前記測定データ数を動脈と静脈で異ならせることを特徴とする請求項１に記載の眼科測定装置。
- 前記検出手段は前記測定対象が動脈である場合に用いる前記測定データ数を、前記測定対象が静脈である場合に用いる前記測定データ数よりも少なくすることを特徴とする請求項２に記載の眼科測定装置。
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