JPH02232029A - 眼科診断方法 - Google Patents

Abstract

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

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は眼科診断方法、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敗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方法に関するも
のである． ［従来の技術Ｊ 眼底にレーザー光を照射し、網膜等の組織の血管血流を
測定する方法としては“Ｉｎｖｅｔｉｇａｔｉｖｅ　Ｏ
ｐｈｔｔ＋ａｌｍｏｌｏｇｙ”　．Ｖｏ１．１１．Ｎｏ
．ｌＩ．ｐ．９３６．１９７２年１１月．　　”Ｓｃｉ
ｅｎｃｅ　　，Ｖｏ１．１８６，Ｎｏｖ．２９．ｐ．８
３０．１９７４年をはじめ特開昭５５−７５６６８．　
５５−７５６６９．　５５−７５６７０号公報、特開昭
５２−１４２８８５号公報（英国１３１３２／７６，Ｕ
ＳＰ４．１６６．６９５に対応）、特開昭５６−１２５
０３３号公報（英国［ＧＢ］　７９／３７７９９に対応
）、特開昭５８−１１８７３０号公報（ＵＳＰ　４，４
０２．６０１　　に対応）あルイはｕｓｐ４．　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号公報あるレＡはＯｐｔｉｃ
ｓＬｅｔｔｅｒ　Ｖｏｌ．ｌＯ　．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
れてレ１る．こレラハ特開昭６２−２７５４３１号公報
（ＵＳＰ　４，７４３，ｌＱ７，ＥＰＣ　２３４８６９
）、特開昭６３−２３８８４３号公報ＩＥＰｃ　２８４
２４８）　．　　特開昭６３−２４２２２０号公報（Ｅ
ＰＣ　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するようにし
ている．［発明が解決しようとする課題］ しかし、眼底には安全性の見地からなるべく弱いレーザ
ー光を照射して短い時間で測定した５Ｎという要求があ
る．したがって検出光量は微弱となり光子相関法が必要
となる． 光子相関法では、検出された光電子ノ＼ルスの時系列信
号から直接ディジタル相関器で相開演算が行なわれ，そ
の結果を評価することで血流情報を得ることができる．
しかし、測定対象が正常な血流ばかりでなく疾患眼の非
正常な血流で速度が高いものも低いものもあり、１つの
眼底でも場所によって異なり，また個人差も大きい．従
って、相関演算を行なう際の時間分解能を決めるサンプ
リング時間Δｔの取り方によって相関曲線の変化を抽出
できる時とできない時がある． しかし，これまでディジタル相関器ではあらかじめ設定
した任意のΔｔで直接求めた相関データを改めて，別の
Δｔに設定し直して相関演算をやり直すことができなか
ったので、再度被検者からデータを取り直すことが必要
であった．通常相関関数を求める場合，１度測定するま
では、どの程度のサンプリング時間Δｔが適切なのかは
正確に推測することはできない．場合によっては，対象
によって毎日変わることも頻繁である．従って繰り返し
てデータを取らなければならず、被検者への負担も太き
《、時間もかかって実用的でなかった． また１つの相関曲線が異なる複数の周波数成分、例えば
高周波成分と低周波成分を特徴的に有する場合、どちら
かに着目して相関をとろうとすると、それに適したサン
プリング時間Δｔでは他方が十分に表現できないという
問題があった．従って、１つの測定について、やはり異
なるサンプリング時間Δｔで複数回測定する必要があっ
た． さらにある任意の時間内での血流の時間的変化をみよう
とする時、より細かい時間に区切って測定しなければな
らないが、１つの測定が済めばそのデータを移して格納
し、あるいは解析した後、次の命令で再び新たに測定を
スタートするということで測定は断続的にならざるを得
す、正確に連続的な時間変化を見ることができないとい
う問題がある．また、どの程度の時間に短く区切ればよ
いかも対象によって変わることは十分あり得る．それを
一度測定してしまってからでは直すことはできず，改め
て測定をやり直さなければならなかった． この問題は，特に拍動流を測定する場合に重要であるが
，これまではドップラー法で試みられているのみでスペ
ックル法では行なわれていなかった．また逆に測定した
データの血流が心拍のどの状態の時のものかわからなか
ったこともあり、拍動流を検出することができず、単に
測定時間内での平均的な血流を測定するにとどまってい
た．従って、本発明はこのような欠点を解決するために
なされたもので、一回の測定で正確な相関関数データ値
を得ることが可能な眼科診断方法を提供することを課題
とする． ［課順を解決するための手段］ 本発明は、このような課題を解決するために、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故乱反
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、検出開口を介してスペックル光強度変
化として光電検出し、その光子相関関数を測定した結果
に基づいて，眼底組織の血流状態を測定する眼科診断方
法において、光電検出信号を所定の単位サンプリング時
間ごとに光電子パルスとして計数し、その計数値を１測
定時間内にわたって時系列的にコンピュータのメモリに
格納し，測定終了後格納されたデータに基づいて光子相
関関数を演算する構成を採用した． ［作用］ このような構成では、光子計数データを相関演算前にメ
モリに格納し、測定後に解析評価する構成になっている
．これによって１つのデータを繰り返して何度でも解析
でき、異なったΔｔで評価できる．また、異なった時分
割を行ない、１つ１つの解析から時間変動も抽出できる
．更に、心電図も同時にメモリに格納することで、測定
後に心拍の状態と関連づけた血流の時間変化を調べるこ
とが可能になる． なお、測定すべきデータを一度メモリに格納してから解
析することは一般的だが、光子相関法では時系列パルス
信号を直接メモリに格納するには、高速の時間分解能と
多くのメモリを要し現実的でなく、これまで行なわれて
いなかった．また眼科を含め医療診断分野では，たえず
対象が変化していて２度と同じ測定ができないこともか
なり多く，診断が思うようにできないことが多かった，
また眼底血流をドップラー法で行なう手法でも、時間変
化や拍動流を調べようという例がＡｐｐｌｉｅｄ　Ｏｐ
ｔｉｃｓ　（Ｏｐｔｉｃａｌ　Ｓｏｃｉｅｔｙ　ｏｆ　
Ａｍｅｒｉｃａ）ｌ９８８年Ｍａｒｃｈ　１５．　Ｖｏ
ｌ．２７，　Ｎｏ．６．　Ｐ　１１２６に示されている
が、アナログ信号を一度Ａ／Ｄ変換によりディジタル信
号に変換して格納しており、光電子パルスデータから直
接ディジタルとして入力し処理し、格納する本発明とは
異なっている．［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、本発明に係る方法が適用される装置全体の概
略図である．例えば，赤色のＨｅ−Ｎｅ（波長６３２．
８ｎｎ＋　）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．Ｊ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、眼底観察撮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、１１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ｌ３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、搬影光源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
ー光はこの観察撥影光束と同じ光路に配置されろため、
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、撮影光に含ま
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ｌ９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２ｌで集められ、光
電子増倍管（フォトマル）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ブ５１
．光子計数ユニット５２、相関器５３，マイクロコンピ
ュータ５４、Ｃ，ＲＴ５５，プリンタ５６，メモリ５７
、アナログデジタル変換器５８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で盪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おいて、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ｌ３の眼底１３ｂを観察し、レーザー光源１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１〜３１■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（シャッタ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内のアンブ５ｌで増幅され、
光子計数ユニット５２を介１Ｊ５７に格納する。測定後
メモリ５７からデータを読みだし相関器５３で光子相関
関数を求め、解析、評価結果とあわせてＣＲＴ５５ある
いはプリンタ５６に表示出力される．これらの一連の制
御はマイクロコンピュータ５４で行われる．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１３の同視
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６Ｉ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
が分がってきた．しかし、この場合にもビンホール６１
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１
／２など）になる遅れ時間を相関時間てＣとすれば、そ
の逆数１　／　ｚ　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、１／てＣより血流速度
Ｖが第８図のような関係から評価できる． 信号処理回路５０内では光子計数ユニット５２から得ら
れる時系列パルス信号は，第９図（ｂ）のように（ａ）
のスペックル信号の強度に比例した密度でパルス列信号
に変換される．これを１つ１つメモリに格納するのは非
常に多大なメモリを要し、かつ高速の時間応答性が処理
系に要求され実用的でない． 従って、本実施例では、所定の短いサンプリング時間Δ
ｔごとに、第９図（Ｃ）のごとくパルスを計数し、その
計数値をｎｌ．ｎ２．．ｎ３．・・・ｎ　ｉ　＝・ｎ１
としてメモリに格納する．従って、１つの測定時間Ｔ中
にｍ回のサンプリングが行なわれ、ｍ個のデータが格納
される．すなわちＴ＝ｍΔｔとなる．Δｔは測定しよう
とする信号が有する時間相関長τＣのうち最短と思われ
る程度の値ｒ．　ｃｍｉｎを参考に，それを十分に分割
して測定できる時間に設定するのがよい．例えばτｃｍ
ｉ　ｎ　＝２　０　ｕ　ｓｅｃであれば、Δｔ　＜０．
５　〜１　３ｓｅｃの値に設定する．というのは八ｔが
最小時間単位となって測定の時間分解能を決めるからで
ある．測定終了後、格納されたデータｎｌ，ｎ２．ｎ３
．・・・を読み出して相関器５３で相関関数を演算する
．この時、相関演算のｌｃｈの遅れ時間Δ℃はサンプリ
ング時間Δｔの正の整数倍で決められる．第ｌＯ図（ａ
）では６４ｃｈの相関演算をΔて＝Δｔで行なったもの
で、異なる２つの相関データの例ＡとＢを一緒に示して
ある．データＢでは１：ｃ評価ができず、八ての設定が
短すぎて適切でない例を示している．第ｌＯ図（ｂ）は
Δ℃＝２八七，第ｌＯ図（ｃ）は八τ；６Δｔである．
第ｌＯ図（Ｃ）の例では、ＡもＢも適切にτＣが評価で
き、その比較も行なえる．相関データは格納してあれば
，このように１つのデータを異なる遅れ時間のスケール
で繰り返して相関演算できるため大変有効である．特に
臨床診断のように何度も繰り返せない時は，１つのデー
タが非常に重要になってくるためメモリへの格納の意義
は大変大きい． また第１１図の（ａ）ではΔＬ＝Δｔの例で、データ中
のＡの部分の評価は良好に行なえるが、Ｂの部分がどん
な特性なのかは不明である．それを第１１図（ｂ）に示
したようにΔτ＝４ΔｔにするとＢの特性が明確になる
．この場合はＡの方は左側に寄りすぎて十分な評価はで
きない．このようにデータに含まれる成分に合わせて異
なるΔＬで相関演算を繰り返せることは、眼底血流にお
いては網膜血流と同時に眼球運動や他の脈絡膜血管層血
流などの成分が混在した時に、個々の成分を抽出する手
がかりを与えるため非常に重要なデータ評価のメリット
となる．第１１図（ａ）のままではＢの部分が単なるノ
イズなのか別の信号成分なのか判明しにくいからである
． 次に第１２図（ａ）、（ｂ）のように、１つの測定時間
Ｔ＝ｍΔｔでｍ個のデータを格納した時、Ｔをｍ　／　
ｈ個に等分割し、各分割時間Ｔ”＝ｈΔｔをユニット時
間Ｕｌ．０２．Ｕ３，・−Ｕ　ｔａ／ｈとし，各ユニッ
ト毎に相関関数を求めていく．この時ＵｌからＵ　ｖｓ
／ｈまで同一の遅れ時間Δτを設定してもよいし、個々
に最適なΔτを設定してもよい．こうして１測定Ｔ内を
ｍ　／　ｈ個に分けた時間分解能Ｔ”＝ｈΔｔで血流の
時間変動が評価できる．ただしＴ′＝ｈΔｔが短４すぎ
ると各ユニットの相関関数が十分に収束しないのでΔｔ
く〈Ｔ′が必要である．また分割数が少なくＴ′がＴに
近いと，時間分割の意味がないので、少なくともＴ　”
　＜，，Ｔ／　ｌ　Ｏ　（ｍ／　ｈ，ｌ　ｌ　Ｏ　）の
条件が好ましい．この時、分解数ｍ／ｈは何度も操り返
して変更できるし、最適分解数をさがすこともできる．
途中、目ばたきなどで明らかに異常なデータがあれば，
それを含むユニットのみ除去することもできるので臨床
上大いに実用的である．各ユニットの相関関数が第１２
図（Ｃ）のように得られたら、各々スムージング後に相
関時間ｚ　ｃｌ．　ｒ．　ｃ２，　ｒ．　ｃ３．　＝−
　ｒ．　ｃｍ／ｎを求め，その逆数を第１２図（ｅ）の
ようにプロットする．この時、被検者の心電図を第１図
の心電図トランスデューサ７０で検出し、第４図のアナ
ログ／ディジタル変換器５８でディジタル信号にした後
コンピュータ５４を通してメモリ５７に格納すると、第
１２図（ｄ）のような心′電図と第１２図（ｅ）のｌ／
τＣの変化を同一時間軸スケールで、同一時刻として表
示できるため、拍動流などの診断計測に非常に有効であ
る．第１２図（ｄ）の心電図に対して第１２図（ｅ）は
同一時刻のスケールだが分割数のみ変更して再度表示す
ることも可能であり、大変便利である． ［発明の効果Ｊ 以上説明したように、本発明によれば，光電検出信号を
所定の単位サンプリング時間ごとに光電子パルスとして
計数し，その計数値を１測定時間内にわたって時系列的
にコンピュータのメモリに格納し、測定終了後格納され
たデータに基づいて光子相関関数を演算するようにして
いるので，１つのデータを繰り返して何度でも解析でき
，異なったサンプリング時間で相関関数を多角的に評価
でき、異なった時分割を行ない，１つ１つの解析から時
間変動も抽出でき、それにより正確なデータを一回の測
定で得ることが可能になる．

【図面の簡単な説明】

第ｌ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（ａ）〜（
Ｃ）は、スペックル信号のサンプリングを説明した波形
図、第１０図（ａ）〜（ｃ）及び第１１図（ａ）、（ｂ
）は、遅れ時間を変化させた場合の相関値の特性を示し
た特性図、第１２図（ａ）〜（ｅ）は、測定時間を分割
して相関関数を演算する動作を説明した信号波形図であ
る．２０・・・検出開口 ３５・・・像面 ４０・・・光電子増倍管 ５　０　−・・信号処理装置 ５３−・・相関器 ５４・・・マイクロコンピュータ ｍ　Ｉｔｅイ！Ｌｒ，１　％）！ｔｏ 第７図 第１０図 ４１」徊の竹Ａ生１［ブｆ＼１ｙ特ノト王Ｂ冫］第１１
図

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、検出開口を介してスペッ
   クル光強度変化として光電検出し、その光子相関関数を
   測定した結果に基づいて、眼底組織の血流状態を測定す
   る眼科診断方法において、 光電検出信号を所定の単位サンプリング時間ごとに光電
   子パルスとして計数し、 その計数値を１測定時間内にわたって時系列的にコンピ
   ュータのメモリに格納し、 測定終了後格納されたデータに基づいて光子相関関数を
   演算することを特徴とする眼科診断方法。 ２）前記格納された１測定時間の計数データを、より細
   かい時間に分割し、各分割ごとに順次光子相関関数を計
   算し評価することにより、スペックル信号を１測定内で
   時系列的に解析できるようにしたことを特徴とする請求
   項第１項に記載の眼科診断方法。 ３）測定時被検者の心電図を同時に計測し、その信号を
   コンピュータのメモリに格納し、前記各分割ごとの光子
   相関関数の時間相関長の逆数値を計算し、前記格納され
   た心電図データと各分割された時刻ごとの時間相関長の
   逆数値の時系列変化を同じ時間軸スケール上に表示する
   ようにしたことを特徴とする請求項第２項に記載の眼科
   診断方法。