JPH02232028A - 眼科診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 【産業上の利用分野ｊ 本発明は眼科診断装置、特に眼底に所定径のレーザー光
を照射し、眼底生体組織からの散乱反射光によって観測
面に形成されるレーザースペックルパターンの変動を、
所定径の微小円形検出開口を介してスペックル光強度変
化として検出し、その光子相関関数を求めることにより
眼底組織の血流状態を測定する眼科診断装置に関するも
のである． ［従来の技術］ 眼底にレーザー光を照射し、網膜等の組識の血管血流を
測定する方法としては“ＩｎｖｅｔｉｇａｔｉｖｅＯｐ
ｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ　　，ＶｏＲ．ｌ１．Ｎｏ．１
１．ｐ．９３６，１９７２年ｉｔ月．　″Ｓｃｉｅｎｃ
ｅ　　　，Ｖｏ１．ｌ８６．Ｎｏｖｅｍｂｅｒ．２９，
ｐ．８３０．　１９７４年をはじめ特開昭５５−７５６
６８．５５−７５６６９．５５−７５６７０号公報、特
開昭５２−１４２８８５号公報（英国１３１３２／７６
．■ＳＰ　４，１６６，６９５に対応）　特開昭５６−
１２５０３３号公報（英国（ＧＢ］７９／３７７９９に
対応）、特開昭５８−１１８７３０号公報（ＬＩＳＰ　
４，４０２．６０１　　に対応）あるいは■ＳＰ　４，
１４２．７９６などに示されるレーザードップラー法が
知られている．しかし，ドップラー法は光学系の複雑さ
、精密さ、取り扱いの煩雑さ、測定結果の不安定さ、不
確定さなどから、実用化が困難なのが現状である． これらの問題を解決するために本出願人により、既に皮
膚血流計測などに応用されているレーザースペックル法
（例えば，特開昭６０−１９９４３０．６０−２０３２
３５．　６０−２０３２３６号公報あるいはＱｐｔｉｃ
ｓＬｅｔｔｅｒ　Ｖｏｌ．ＩＯ　，Ｎｏ．３．　１９８
５年３月．　ｐ．１０４などで示される）を眼領域に対
して適用し，眼組織の血流状態を評価する方法が提案さ
れている．これらは特開昭６２−２７５４３１号公報（
■ＳＰ　４，７４３．１０？．ＥＰＣ２３４８６９）、
特開昭６３−２３８８４３号公報ＩＥＰＣ　２８４２４
８）　．　　特開昭６３−２４２２２０号公報（ＥＰＣ
　２８５　３１４）として出願されている． これらの公報に記載された方法では、例えば眼底を測定
する場合、眼底に対する光学的なフーリ工変換面やフラ
ウンホーファ一回折面、または眼底と共役な結像面（あ
るいは拡大結像面）に形成される時間変動スペックルパ
ターンの強度変化を検出開口を用いて抽出し、その相関
関数を求めるようにしている． ［発明が解決しようとする課題］ この場合検出面のスペックルの個々の大きさの平均径に
比べて，検出開口径が大きすぎると、開口面積内でスペ
ックルの強度変化が相殺するどい吋 う平均化（積分効果と読んでいる）が生じ検出後のスペ
ックル信号のコントラストが減少し、これはＳ／Ｎ比の
劣化の原因となる。

一方スペックル平均径よりも小さな径の検出開口では、
一般に強度が微弱となり測定自体が困難になる．そこで
，平均スペックル径に比べて大きすぎず、また小さすぎ
ない開口径にすべきであるとか、平均スペックル径と同
程度の開口径であればよいといった曖昧なものであった
．従って正しい根爬に基づいて開口径が決定されなかっ
たので、時と場合によって，検出光量や、信号コントラ
ストに対する条件が常に一定とならず、また最適な条件
が常に満たされているわけではなかった． また、スペックル速度計測法では、雑誌「レーザー研究
」　（レーザー学会）　Ｖｏｌ８，Ｎｏ．２　（昭和５
５年３月１ｐ．３７　８よび同Ｎｏ．３（昭和５５年５
月）ｐ．３やｒＡｐｐｌｉｅｄ　ＰｈｙｓｉｃｓＪ　（
Ｓｐｒｉｎｇｅｒ−Ｖｅｒｌａｇ）Ｖｏｌ．２５（１９
８１）．ｐ．ｌ７９にあるように，スペックルの強度変
動を忠実に再生するには本来点状検出開口であることが
望ましい．しかし実際には光量を得るため有限開口とな
らざるを得ない．その時どの程度の開口径にするか，明
確な根拠がなくしばしば最適でない検出条件が使われて
いた． 眼底から得られる散乱光のスペックルパターンは一般に
微゛溺であるため光子相関法が必要となるが、光量とコ
ントラストの兼ね合いで最適な条件を選択しないと、こ
の方法では測定自体が不可能になることもある．その点
においても明確な検出開口径の定義が必要になる． 一方，開口径の形状については矩形開口なども考えられ
たが、検討の結果はそれらに余り大きなメリットがない
ことが分かった．これは、スペックルが検出面上では血
管中赤血球の一定方向への流れにもかかわらず、ランダ
ムに明暗の点滅を操り返すのみでいわゆるボイリング的
運動がほとんどで流れ方向に並進移動することはないか
らであり、矩形にする意味がないためである．むしろラ
ンダムな動きに一様に対処できるものとしては、円形開
口が望ましいと分かつてきた． 次に、測定された結果の判定に関して光子相関関数は光
量や信号のコントラストが十分でないと，信号が十分に
蓄積されず、収束性の不十分なデータとなり使用不可能
になってしまう．そこで収束性の悪いものをこれまでは
目視観測によって判断し、そのデータを評価しないよう
にしていた．しかし、この方法は非常にあいまいで相対
的、主観的であるので、同種のデータをある時は収束十
分として採用し、あるときは不十分として除去するとい
う欠点があった． 従って、本発明は，これらの欠点を除去するためになさ
れたもので、客観性のある測定データが得られる眼科診
断装置を提供することをその課題とする。

［課題を解決するための千段］ 本発明は，上述した課題を解決するために、微小円形検
出開口の直径を微小円形検出開口の設置面で観測される
スペックルパターンの個々のスペックルの平均直径の１
〜５倍の範囲に設定する構成を採用した． ［作用］ 本発明では、光子相関関数の収束の度合いを定量的に評
価するようにし、その条件を根拠にして検出開口を円形
にし，その直径を検出すべきスペックルの平均径の１〜
５倍にすることでほぼ最適な条件を得るようにした．ま
た収束性の評価値を使い基準値との比較から自動的に客
観的に測定データの採用可否を判別するようにし，それ
により再現性があり，正確なデータを測定することが可
能になる． ［実施例］ 以下、図面に示す実施例に従い本発明を詳細に説明する
．本発明は眼領域の特に眼底を対象としており、以下で
は眼底カメラを使用して眼底血流を測定する場合を例に
して説明する． 第１図は、本発明に係る装置全体の概略図である９例え
ば、赤色のＨｅ−Ｎｅ（波長６３２．８ｎｍ　）レーザ
ー光源ｌからのレーザー光束は、コンデンサレンズ１′
を介し光強度を調整するための光量調整フィルター２を
通過する．さらに、リレーレンズ３、４を介して眼底カ
メラの眼底照明光学系に導かれる． またリレーレンズ３と４の間には絞り５と６が設置され
ており、これによって眼底におけるレーザー光の照射領
域の大きさと形状を選択するようになっている．また、
レーザー光源ｌの出射口にはシャッター７があり、必要
に応じて開閉する．リレーレンズ４で導かれたレーザー
光は第２図に示すように眼底照明光学系内のリングスリ
ット８の環状開口８ａの一部に設置したミラー９で反射
されて，眼底観察盪影用光束が眼底に入射するのと同じ
光路上に導かれる．このため，レーザー光はリレーレン
ズｌＯ、ｌ１を介して穴開きミラー１２で反射され、対
物レンズ１３′を介して被検眼１３の角膜１３ａの上に
一度集光した後，拡散する状態で眼底１３ｂに達して、
血管径に比べて広い照射領域を形成する． この照射領域は，眼底カメラとして用いられる照明光学
系によって照明され，観察が容易にされる．この観察光
学系は、撮影光源２４と同一光軸上に配置された観察光
源２２、コンデンサレンズ２３、コンデンサレンズ２５
、フィルター２７、ミラー２６から構成される．レーザ
ー光はこの観察撮影光束と同じ光路に配置されるため，
眼底カメラの左右、上下のスウィング機構や固視誘導機
構を利用してレーザー光を眼底の１３ｂの所望の位置に
照射することができる． なお、コンデンサレンズ２５とミラー２６間に配置され
るフィルター２７は、第３図に図示したように波長分離
フィルターとして構成されるので、観察、損影光に含ま
れる赤色成分はカットされる． レーザー光が眼底血管内を移動する血球で散乱されて生
ずるスペックル光は、再び対物レンズ１３”で受光され
，穴開きミラーｌ２を通過して撮影レンズｌ４ならびに
波長分離ミラーｌ５に到達する．この波長分離ミラーｌ
５は，フィルター２７と同様第３図に図示したような分
光特性を有しており、赤色域の波長の光の大部分が反射
され、それ以外の光は透過するので、Ｈｅ−Ｎｅレーザ
ー光によって生じたスペックル光（赤色）は、大部分が
反射される．この反射光はレンズｌ６で一度、像面３５
に結像されさらに顕微鏡光学系１９の対物レンズ１９ａ
と接眼レンズ１９ｂを介して拡大される．拡大像は検出
開口２０を通過し、再び集光レンズ２１で集められ、光
電子増倍管（フ才トマル）４０で検出される．光電子増
倍管４０の前にはシャッター４０′が配置され、開放時
に得られるそこからの出力信号は信号処理回路５０に入
力される． この信号処理回路５０は第４図に示すようにアンプ５ｌ
、光子計数ユニット５２、相関器５３、マイクロコンピ
ュータ５４、ＣＲＴ５５、プリンタ５６から構成される
． 一方、波長分離ミラーｌ５を通過した光は，リレーレン
ズ２８、跳ね上げミラー２９、ミラー３０、レチクル３
１．接眼レンズ３３を介して観察でき，また撮影フィル
ム３２で機影できるように構成されている． このように構成された装置にあいて，まず電源をオンに
した後被検者を設定し、観察光学系２２〜２６を介し被
検眼１３の眼底１３ｂを観察し、レーザー光源ｌを作動
する．この時光量調整フィルター２で出力レベルを調整
時のレベルにし、絞り５、６でレーザー照射領域の大き
さ、形状を設定し、シャッター７を開放し，測定位置を
設定してから観察光学系２８〜３ｌを介してスペックル
パターンを確認する． 本実施例においては，レーザー照射を容易にするために
、眼底１３ｂの測定部位でのレーザー光照射領域を血管
に比べて広い領域，例えば１〜３■廟φのように設定す
るため、この中には，毛細血管の他に、比較的太い血管
が複数本含まれる場合も当然あり得る．これを眼底面に
対する光学的なフーリエ面で検出する場合は、照射領域
中のすべての点からの散乱光が重なって検出されるので
、スペックル信号の解析から得られる血流は、照射領域
中のすべての血管の平均的な血流状態となる．したがっ
て特定の１本の血管の血流を測定する場合はスペックル
パターンの検出を、第１図に示すように拡大した像面上
で行なえばよい．ただし、本発明は、フーリエ面（フラ
ウンホーファ一面）および像面（拡大像面）のどちらの
観測面のスペックル検出にも適用できることは言うまで
もない．ここでは、第１図の実施例に基づいて像面検出
の場合で説明を続ける．すなわち眼底の共役像を第１図
の結像面３５に形成する．これを顕微鏡光学系ｌ９の対
物レンズ１９ａと接眼レンズ１９ｂで拡大し，その拡大
像の面に検出開口２０を置いてスペックル光強度変化を
検出する．検出された光は集光レンズ２ｌで集められ、
光電子増倍管４０で信号に変換される（シャツタ４０′
は開放されている）． 測定時光電子増倍管４０からの出力は、血球の移動に伴
い時間と共に変動するスペックル信号となる．スペック
ル信号は信号処理回路５０内のアンプ５ｌで増幅され、
光子計数ユニット５２を介して光強度に応じた光電子パ
ルスの時系列信号を出力し、相関器５３で光子相関関数
が得られる．これらはマイクロコンピュータ５４で制御
され解析、評価結果とあわせてＣＲＴ５５やプリンタ５
６に表示される． 上述したように本実施例では，検出開口２０は拡大像面
に置かれるので，レーザー照射領域中の所望の測定しよ
うとする血管像を選択し、その血管像内に検出開口２０
が設置されるように検出開口２０の位置あるいは対象眼
ｌ３の固視を調整することで，特定の１本の血管血流を
測定することができる． 検出開口２０としては、ビンホールなどの微小円形開口
が良好に使える．例えば、第５図のように所望の血管１
本６０が拡大像で得られている時、少なくとも、この像
上での血管径よりは小さい径を持つ第６図のようなビン
ホール６ｌを血管内の像面スペックル６２が変動してい
る部分に配置してやれば検出開口２０をスペックルが横
切るのに応じて、検出光強度が変化しスペックル信号が
得られる． 実際に観測される像面スペックル６２は、多重散乱効果
などにより、生体からのスペックル特有のボイリング的
な運動をする．つまり，血球が一定方向に流れて移動し
ていても、像面スペックル６２は単純な像のように流れ
に応じて一定方向に移動する、いわゆる並進運動になる
のではなく個々のスペックルが、場所を変えず，その場
その場で時間と共にランダムに明暗の点滅を繰り返し，
全体として斑点模様のスペックルパターンが絶えず，ラ
ンダムに強度変動を起こすような性質の運動であること
が分かってきた．しかし、この場合にもビンホール６ｌ
でのスペックルの点滅の不規則変化がスペックル信号と
なって得られることにはまったく変りはない． 血流が速ければ、像面スペックル６２が拡大像上で明暗
の点滅を繰り返す変動の速度も速くなり、スペックル信
号の時間変化が速くなるため、信号は高周波成分が多く
なる．これを、信号処理回路５０で信号の自己相関関数
を求め、その相関時間によって減衰度を評価する．その
場合は例えば第７図のように相関値が１／ｅ（または！
／２など）になる遅れ時間を相閏時間ＬＣとすれば、そ
の逆数ｌ／てＣと像面スペックル６２の変動速度が直線
関係にある．像面スペックル６２の変動速度は血流速度
を直接反映しているので、ｌ／τＣより血流速度Ｖが第
８図のような関係から評価できる． 眼科診断機器としてレーザーを使う場合、安全性の見地
から当然少しでも照射レーザー強度を低くおさえ、かつ
短時間で済ませたいという要求がある．さらに測定中の
被検眼の眼球運動や測定系全体の揺動等の影響を受けな
いようにするためや被検者の負担を低減する意味でも、
短時間測定は必須となる．しかし眼底のレーザー反射率
は一般に低く、かつ人為的にコントロールできるもので
はないため、装置側の検出光量感度を向上するのが最良
の方法といえる． 本発明はこのような条件下において最適な測定結果を得
るための検出条件を検討した．光子相関法の測定結果は
第９図や第１０図のように積算された毎相関値データの
プロットが形成する相関関数曲線として出力表示される
．コンピュータによるスムージングで第１１図のように
得られるが、データの積算が不十分だと、第９図のよう
にデータの変動が大きくこれから相関時間てＣを決定す
ることは難しく、また大きな誤差を伴う．勿論コンピュ
ータでのスムージング処理である程度補えるが、第９図
のように変動が大きいとスムージング精度も劣化し，同
様にてＣの評価精度を悪くする．従って，第１０図のよ
うに少しでも収束したデータを得る必要がある． そこで、まず、収束性をデータの変動の幅から定量的に
評価する．第１２図のようにデータの変動幅を相関値の
高さに対するバーセントの割合Ｒｆ（％）で定義すると
、Ｒｆは Ｃｓ＜ｎ＞　　　Ｔ／ａｔ となる。

但し、相関関数はΔｔのサンプリング時間で、時間Ｔに
わたって測定して得られたものとし，＜　ｎ　＞は１サ
ンプリング時間Δｔあたりの平均光電子パルス計数値″
、ＣＳはベースライン（目盛は第１２図で零になってい
るが，相関器５３内では直流分に相当する積算値を有し
ている）の値に対する相関値の高さの積算値の比で０≦
ＣＳ≦１であり、スペックル信号のコントラストの２乗
に等しい。異なった条件で得られた複数の相関曲線でも
．Ｒｆがほぼ等しければ、目視観察した時の収束性はほ
とんど同じに見える．実際の測定で、Ｒｆをできる限り
小さくし、収束性を向上させるには（１）式の変数を検
討する必要がある．この中でＣＳと＜　ｎ　＞が使用す
る微小円形検出開口径に大きく依存するため，Ｒｆをな
るべく小さくできるような径に設定する必要がある． 一般に開口径２ｒ（ｒは半径）を平均スペックル径２Δ
Ｘ（ΔＸは平均半径）に対する比ｒ／ΔＸとして変化さ
せたときの、測定データのＣＳは．ｒ／ΔＸがほぼ０の
時、点検出条件となりほぼ１となるがｒ／ΔＸの増加と
共に低下する．そのようすを第１３図に示す．約ｒ／Δ
ｘ　＜，　ｌでは低下はゆるやかで、ほぼｒ／ΔＸ≧１
で低下が著しくなり、やがて一定の減少傾向を示す．こ
れはほぼ（ｒ／Δｘ）２に比例する． 一方、検出光量に直接比例した＜ｎ＞は（ｒ／Δｘ）ｌ
にほぼ比例して増加する．よって（１）式のＲｆはｒ／
Δｘ＜１で顕著な低下を示し、その後ｒ／ΔＸ２１で低
下はゆるやかとなり、やがて一定となる．これはＣＳの
低下と＜ｎ＞の増大とが相殺されるためである．従って
、ｒ／ΔＸは必要以上に大きくても無意味とわかる．ま
た、ｒ／ΔＸが大きすぎると相関時間てＣが長くなり，
速度応答性がなまるという特性もわかっている．従って
，第１３図からＲｆが一定になる直前までの１（，，ｒ
　／Δｘ＜５の条件で開口径を設定すれば収束性の良い
相関データが得られることになる．この第１３図のよう
な特性は、一般のスリガラス等の拡散物体をはじめ流体
、生体等、種々の散乱光が得られるスペックルの検出に
おいて、大変類似した特性を示すことが確認されている
． また、相関データが第９図のように変動が大きいデータ
は誤差を大きく伴う危険があるため，評価から除くこと
が好ましい．また第ｌＯ薗１′うなデータならば採用す
るというのが妥当である．そこで毎回得られた相関デー
タに対して、（１）式を使いＲｆをマイクロコンピュー
タ内で自動的に計算してやれば変動がどのくらいである
か客観的、定量的にチェックできる．ＣＳ、＜ｎ＞、Ｔ
，Δｔはいずれも相関器５３内の設定パラメータや測定
したデータの中からすぐに得られ，コンビ二一夕での計
算は全く、測定者の労力を必要としない．そこで求めた
Ｒｆに対し、あらかじめＲｆの採用基準値Ｒｆｒを決め
ておき、Ｒｆ＜Ｒｆｒなら採用、Ｒ＞Ｒｆｒなら不採用
とすれば，収束性の悪いデータは自動的に評価不用と判
断でき、実用上大変便利かつ測定の信頼性が向上するこ
とになる． ここでは収束性の度合いを（１）式で評価する例を示し
たが、他の適切な評価方法を用いても行なえることは言
うまでもない．上記の説明で採用基準値Ｒｆｒの例とし
ては．１０〜２０％あたりが妥当な場合が多い． また検出開口径の説明では、微小円形開口のかわりに、
光ファイバを用いて、その入射端面を開口として用いる
場合も、開口径をファイバのコア径として考えればよく
、本発明がそのまま提供できることはもちろんである． ［発明の効果］ 以上説明したように、本発明によれば，微小円形検出開
口の直径を微小円形検出開口の設置面で観測されるスペ
ックルパターンの個々のスペックルの平均直径の１〜５
倍の範囲に設定するようにしているので，相関関数デー
タ値の変動率は少なく、それにより再現性があり，正確
なデータを測定することが可能になる．

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明方法が用いられる眼科装置の構成を示
した構成図、第２図は，リングスリットの構成図、第３
図は、フィルタの分光特性を示した説明図、第４図は，
信号処理装置の構成を示したブロック図，第５図は，検
出開口の面で観察される像面スペックルを示した説明図
、第６図は，検出開口の構成を示した説明図、第７図は
、遅れ時間に対する相関値を示した特性図，第８図は，
速度と相関値の関係を示した特性図，第９図〜第１２図
は，測定された相関値のデータを示した特性図，第１３
図は、検出開口の直径を変化させたときの相関関数に関
するパラメータの変化を示した特性図である． ２０＝−検出開口　　　　３　５　−・・像面４　０　
−・・光電子増倍管 ５　０　−−・信号処理装置 ５　３　−・・相関器 ５　４−・・マイクロコンビ二一タ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）眼底に所定径のレーザー光を照射し、眼底生体組織
   からの散乱反射光によって観測面に形成されるレーザー
   スペックルパターンの変動を、所定径の微小円形検出開
   口を介してスペックル光強度変化として検出し、その光
   子相関関数を求めることにより眼底組織の血流状態を測
   定する眼科診断装置において、微小円形検出開口の直径
   を微小円形検出開口の設置面で観測されるスペックルパ
   ターンの個々のスペックルの平均直径の１〜５倍の範囲
   に設定することを特徴とする眼科診断装置。 ２）光子相関関数の収束の度合いを定量的に評価するこ
   とにより微小円形検出開口の直径を設定することを特徴
   とする請求項第１項に記載の眼科診断装置。 ３）光子相関関数データ値の収束性の度合いが所定値よ
   りも低い場合には、そのデータ値を無効とすることを特
   徴とする請求項第１項または第２項に記載の眼科診断装
   置。