JPH02232031A - 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１ 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
眼底組織の血流状層を測定するｌｌ科誇断方法に関する
ものである． ［従来の技術］ 眼底にレーザー光を照射し、網膜等の組織の血管血流を
測定する方法としては“ＩｎｖｅＬｉｇａｔｉｖｅＯｐ
ｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ　　．Ｖｏ１．ｌｌ．Ｎｏ”；
ｌｌ．ｐ．９３６．１９７２年１１月．　“Ｓｃｉｅｎ
ｃｅ　　．Ｖｏｌ．１δ６，　Ｎｏｖ．　２９．　ｐ．
　８３０．　１９７４年をはじめ特開昭５５−７５６６
８．　５５−７５６６９．　５５−７５６７０号公報、
特開昭５２−１４２８８５号公報（英国１３１３２／７
６．ＵＳＰ４，　１６６．６９５に対応）　特開昭５６
−１２５０３３号公報（英国（ＧＢ１　７９／３７７９
９に対応）、特開昭５８−１１８７３０号公報（υＳＰ
　４，４０２．６０１　　に対応）あるいはＬＩＳＰ４
，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、一精密さ，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Ｑｐｔｉｃｓ
Ｌｅｔｔｅｒ　Ｖｏｌ．１０　．Ｎｏ．３．　１９８５
年３月．　９．１０４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（Ｕ
ＳＰ　４．７４３．１０７．ＥＰＣ２３４８６９）　，
特開昭６：ｌ−２３８８４３号公報（ＥＰＣ　２８４２
４δ），特開昭６３−２４２２２０号公報（ＥＰＣ　２
Ｊｌｌ５　３１４１　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］ この中で特定の１本の血管の血流を評価する場合はスペ
ックルパターンの検出を像面上で行なえば良い．これに
ついて前記出願の特開昭６３−２４２２２０号公報（Ｅ
ＰＣ　２８５３１４）　　に記載されている．この方法
では，拡大した像面上の所望の血管像の上に検出開口を
設定し，そこでの像面スペックルパターンの時間的な強
度変動を抽出してスペックル信号を得るようにしている
．したがって測定中に眼球運動や装置と被検眼の相対的
位置ずれ，アライメントのずれ、振動など、種々の要因
で検出面上の眼底像が横ずれすれば、測定中の血管像が
検出開口の位置からはずれたり、血管壁にさしかかった
り，隣の別の血管が検出位置に入ってしまったりという
事態が頻繁に起こる．これは臨床時の疾患眼では特に固
視が不十分であったり，被検者の恐怖心等でたえず生じ
る大きな問題である． 従って、１つの測定から得られる信号の相関関数をみる
と種々の成分が混在したものとなり正しい血管血流が毎
回安定に再現性よく測定できなかった．また一度測定し
た相関関数の曲線データから不用な成分を除去し、本来
の血管血流信号を抽出することは非常に困難な作業であ
り、現実的でない．すなわちどんな成分が不用であり、
それがどの程度含まれて最終結果に寄与しているか不明
な為である．また測定中にまばたきや瞬間的なノイズあ
るいは不用信号が入った場合、測定した相関データの形
がくずれたりして．、この場合も正しく評価ができなく
なり、単なる一瞬の不良信号のために１測定中のデータ
すべてが無駄となり再度とり直しをしなければならなか
った．従って、本発明はこのような問題点を解決するた
めになされたもので，確実な相関データ値を得、正確な
眼科診断が可能な眼科診断方法を提供することを課題と
する． ［課題を解決するための手段］ このような課題を解決するために、本発明では、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、その計数値デー
タを一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を複数の
ユニット時間毎に分割し、前記各時間ユニットにおいて
単位サンプリング時間の所定整数倍に対応するゲート時
間毎に求められた光電子パルスの分散に従い測定データ
を分類する構成を採用した． ［作用１ 本発明実施例では、眼底からの微弱光スペックルを光電
子パルス信号として検出、その時系列パルスを所定のサ
ンプリング時間毎に計数した値をメモリに格納しておき
、測定終了後、再度データを読み出して、特に、光電子
パルスの分散に従って評価し、あらかじめ設定していた
基準を基に、血管からの信号か周辺組織にはずれた時の
信号か、どちらとも言えない不明確な信号か等の判別を
行ないグループ分けし、個々について最終評価をするよ
うにした． これにより，異なった信号成分を混在せず個別に評価で
き、眼底が動いてしまった時でも、血管からの信号のみ
を抽出できるので正しい評価ができ，データも無駄にな
らず有効に使える．この判別により、周辺組織に存在す
る毛細血管領域の血流状態や脈絡膜層の血流状態も評価
できる可能性があり，非常に有効な方法となる． ［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、
ａｎｒＩ）レーザー光源１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ｑ−
ｔ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ＩＯ、１１を介して穴開きミラーｌ２で反射され
、対物レンズ１３’を介して被検［１ｆｆ　Ｉ．　３の
角膜１３ａの上に一度集光した後、拡敗する状態で眼底
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、盪影光源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
ー光はこの観察場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、ｍ影先に含ま
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を通過して搬影レンズ１４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
光特性を有してあり，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．ＣＲＴ５５．　プリンタ５６、メモリ５７
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で撮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■爾φのように設定するため、この中には、毛細血管
の他に、比較的太い血リ 管が複数本含まれる場合も当然あるつる．したがって特
定の１本の血管の血流を測定するために、拡大像面上に
て測定すべき血管像を選択し、その像中に検出開口２０
を設定する．すなわち眼底の共役像を第１図の結像面３
５に形成する．これを顕微鏡光学系ｌ９の対物レンズ１
９ａ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を介リ５７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ＣＲＴ
５５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ｌ
３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バクーンが絶えず、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《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ｚｃとすれば、そ
の逆数ｌ／τＣ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／Ｔｉｃ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△
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．・・・ｎｉ・−”ｎｗ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＝ｍΔＬとなる．八ｔ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１：ｃｓｉｎ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τｃｍｉｎ＝
２０　４　ｓｅｃであれば、Δｔ　４０．　５　〜１　
μｓｅｃの値に設定する．というのはΔｔ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，次に
第１０図（ａ）に示すように、測定時間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
．Ｕ２．Ｕ：ｌ．・・・Ｕ屓／ｈとする。さらに個々の
１ユニット内を、第ｌＯ図（ｂ）．（ｃ）に示すように
さらにｈ／β個に等分割し、各分割時間Ｔ”＝ｆｆΔＬ
をゲート時間Ｇｌ．Ｇ２，Ｇ３．・・・Ｇｈ／βとする
．そこで最初のゲート時間は、β個の計数データｎｌ．
ｎ２．ｎ３．・−・ｎ｛　を含んでいるので、その和、
Ｎ，　＝ど Σｎｉを求め、Ｇｌにおけるパルス計数の総和を（＋ｊ 求める。２番目以降も各ゲートに含まれる２個のΔＬご
との計数ｎの総和を求める．従って，ユニットＵ１ｉ．
ｌ：ｊ；イテｈ／ｆｆ個のデータＮｌ．Ｎ２．・・・Ｎ
ｈ／βが得られる． 次に、これらのデータの平均値 Ｎ＝１／（吹）”．’ｆｆｉＮｉと ガ／ｅ　　　　，　　　＋ 分散くΔＮ　”　＞　＝　１．　／　ｆｈ／と）Σ（Ｎ
Ｉ．−Ｎ）”を算出し，正規化分散ａ＝＜ΔＮ”　＞／
Ｎを求める． このようにして１番目のユニットＵ１について、その正
規化分散ａｌが求まる．同様にｔＪ２，Ｕ　３　−　Ｕ
　ｍ／ｈについてａ２　．ａ３　・−ａｍ／ｈを求め、
全体でｍ／ｈ個のａが決まる． 血管信号を測定した時は第ｉｔ図のようにスペックルの
動きが速く、τＣは短くなるが，これは高周波成分を多
く含むことを意味する．周辺組織信号は第１２図に図示
したように、遅いスペックルの動きがてＣを長くする．
これは低周波成分を多く含むことを意味する． そこで第１３図の左に図示したように，Δｔごとの計数
値ｎを時々刻々プロットすれば血管信号６０はその時間
に対する変動が速く，一方周辺組織信号６ｌは比較的遅
い．それを適切なゲート時間を設定し、ゲート毎に和を
とった新しい加算計数値Ｎで時々刻々プロットすれば、
ちょうどゲート時間で平滑化したような効果が得られ、
血管信号は、６２のように高周波成分が平滑にされて振
幅が小さくなり，その振幅確率分布は６４のように広が
りが小さくなる．従って分散くΔＮ”＞が小さくなる． 一方周辺組織信号は低周波成分が主流のため、曲Ｉ１６
３で図示したように振幅の大きいところが残り，その分
布は６５のように広がり，分散も血管信号よりは大きく
なる．そこで血管信号と周辺組織信号の分散値を比較す
れば血流信号か，周辺組織信号かを判別できる．ただ，
ｎやＮはパルス計数値なので，光量が多ければその絶対
数も大きくなる．そこで各々、■ユニット用の平均され
た１ゲートあたりの加算計数値Ｎで正規化した分敢ａ＝
＜ΔＮ　”　＞／Ｎによって評価するのが好ましｌ／Ｘ
． 代表的な血流と周辺組織での信号のσの値をもとに、あ
らかじめ２つのしきい値ｏｖ．ｃｙｔを設定しておき，
第１４図のように各σについて（ｉ）ａ＜ａｖ．（ｉｉ
）ａｖ≦σ≦ａｔ．，　　（ｉｉｉ）ａｔ　＜ａの３つ
のグループに順次、振り分けていく．そこで各グループ
に分けられたＯの順番（ＯＩＧｆ１番目．ａｉはｉ番目
）をもとに、各グループごとにもとの計数データｎを時
系列につなぎあわせそこで相関関数を演算し、その相関
時間τｃｉ．　　τｃｉｉ　．　　τｃｉｉｉを求める
．（ｉ）のてｃｉは血管信号データ．　　（ｉｉｌのτ
ｃｉｉは不確実データ，（ｉｉｉ）のτｃｉｉｉは周辺
組織データの各々評価値を示していることになる． このようにして、測定中に血管がはずれたり，また再び
戻ったりした場合にも、血管部データのみをσの判別に
より抽出し再構成して評価するため、測定結果が良好に
評価できると共に無駄にならず、効率のよい臨床計測が
可能になる．また血管壁付近のデータ等は（ｉｆ）のグ
ループに分けられるため，血管壁付近の遅い血管血流の
測定データを（ｉ）のグループで評価することは避けら
れる．また、逆にそうした成分も含めて（ｉ）として才
一バー才−ルに評価したい場合には，しきい値σＶを大
きめに調整するようにする．測定データのうち、目ばた
きやノイズなどで明らかに異常なデータであっても上記
グループ分けで少なくとも（ｉ）に混入することはなく
、除いて評価できるため極めて好ましい効果が得られる
．この時ｆｉｉｉ）のデータは毛細血管領域や脈絡膜の
血流状態の評価に使える可能性があり、全体として無駄
になるデータはほとんどなくなり，動きがあっても評価
が可能なため、再測定は減少する． 各ユニット毎に相関関数を計算し、その相関時間ｔｃを
もとにグループ分けする方法もあるが、ユニット時間が
短い時や光量が低い時は、τＣを評価し得るまでに十分
に収束した相関関数曲線が得られないことがある．この
ような時にユニット毎にゲートを使った分散からグルー
プ分けをする本発明の実施例は極めて効果的である．ま
たユニット時間やゲート時間は何度でも選択，変更可能
で１つのデータについて操り返し行ない最適値をさがす
こともコンピュータで行なえるため１つのデータを幅広
く評価でき大変有効である． なお、第１４図の説明において（ｉ）〜　（ｉｉｉ）に
データを振り分け各グループ毎に時系列につなぎ合わさ
れたデータはつなぎ目の前後でデータが無相関になる．
しかし、スペックル信号はランダムな信号のため，この
つなぎがさほど大きな影響をせず、似たような信号形状
から１連の時系列信号とみなして相関演算が行なえると
ころがユニークなキーポイントとなっている． またもし，データによっては無相関の効果が太き《十分
な相関関数が得られなければ，他の方法として第１４図
でグループ分けの後で，各ユニット毎に相関関数を計算
する．その相関データを各グループ内で加算し，グルー
プ毎に１つの相関関数を得る．これから相関時間？：　
ｃｉ．τｃｉｉ　．τｃｉｉｉを決定すればよい．ただ
実際には（ｉ）に属するデータと（ｉｉｉ）に属するデ
ータが各ユニット毎に毎回、無秩序に入れ変わることは
実際にあまり考えられず、この後述べるように血管から
はずれて周辺組織へ行き、また戻るとか、あるいはその
逆の経路で変化するといった論理的に系統的な変化をす
るほうが多い． 従って、第１４図の（ｉ）〜　（ｉｉｉ）のグループ分
けによっても、各グループ内が複数のアトランダムな時
刻のユニットのデータから構成されることは少なく，せ
いぜい多くとも２〜３の時刻の集団のデータをつなぎ合
わせる程度で済むことが予想される． 第ｌＯ図あるいは第１４図で得た各ユニ・ント毎のａｌ
，ａ２・・−を第１５図のように時間軸スケールに対し
てプロットし、しきい値ｏｖ．ｃｙｔを併せてライン表
示させ、σ＜ａｖを血管信号、ａＶ＜ａ’＜ａｔを不確
定信号、ａｔ．＜ａを周辺組織信号として表示すること
によって、例えば第１５図の例なら、途中で血管からは
ずれて、再び戻ったことが観察できる．従って測定デー
タの示す時系列的な変化の様子がよく分かり、評価の上
で大いに役立つ。

また第１５図中のあるデータ７６は，血管信号となって
いるが、これがもしデータ７６′のようなプロットで周
辺組織信号になった場合，これはデータ７６．（７６　
’）の前後直近でデータがσ＜　ａ　Ｖであることから
、ユニットＵ２のみ血管からはずれていたとは考えにく
く、これは目ばたきや，他の不用なノイズにより正しい
測定ができなかったという評価を加えることができる．
すなわちデータの時系列変化が系統的であるかないかを
第１５図から判定、考察できる点も非常に有用である． また上記の例の特別なケースとしてｏｖ＝σｔとし、σ
＜ａｖ　＝ａｔとσ〉σｖ　＝ａｔの２グループに分け
て評価することもできる．この場合は不確定信号のグル
ープではなく、（ｉ）か　（ｉｉｉ）のいずれかに区分
けするためその分信号処理は簡単になるが境界付近のデ
ータについては判定誤差のもとになりやすい欠点もある
．しかし、これはデータ数が十分多ければ無視できるよ
うになる．さらに第１５図のデータは眼球運動の様子の
一端を示すデータとしても大いに検討価値がある．すな
わち、とのぐらいの速度で動いていくのかの目安がつか
めるし，血管からはずれる時と戻る時の運動の比較も行
なえるなど学術的にも非常に有益な情報をもたらすと考
えられる． 相関演算を行なう際，もし第１５図のような状況であれ
ば，時刻の前半部と後半部に各々（ｉ）に含まれるデー
タがあることがわかっているので、この場合臨機応変に
前半部についてはそのまま一連のデータとして１つの相
関関数を計算し，後半も同様に一連の部分を計算し、そ
の２つを足して血流信号の相関関数とし、τｃｉを求め
ればよく、ｆｉｌ　に含まれるデータをユニット毎にわ
ざわざｌづつ相関演算しなくてもよい． 第１４図は心電図と合わせて評価すれば、拍動流の検出
にも大いに役立つなど利用範囲が大きい．また臨床テス
トを積み重ねればａの値と血流とを直接結びつけ、相関
演算をせずにσからそのまま血流情報を抽出できるよう
になる可能性も高く、本発明方法の潜在的な価値も大き
い．［発明の効果］ 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、その計数値データを一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
納されたデータを複数のユニット時間毎に分割し、前記
各時間ユニットにおいて単位サンプリング時間の所定整
数倍に対応するゲート時間毎に求められた光電子パルス
の分散に従い測定データを分類するようにしているので
、測定終了後、再度データを読み出し光電子パルスの分
散に従って評価でき，例えば、血管からの信号か周辺組
織にはずれた時の信号か、どちらとも言えない不明確な
信号か等の判別を容易に評価することができ，正確で確
実な眼科診断が可能になる．

【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（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ｌＯ図（ａ）〜（ｃ）は、測定時間を分割してデ
ータの分散を演算する動作を説明した信号波形図、第１
１図と第１２図は、血管とその周辺組織での相関関数を
示した特性図、第１３図は、血管信号と周辺組織信号の
分散を求める過程を示した説明図，第１４図は、グルー
プ分けされた分散を比較することにより分散の区分けを
行なう状態を示した説明図、第１５図は、分散を時系列
的に示した特性図である．２　０　−・・検出開口 ３　５　−・・像面 ４０−・光電子増倍管 ５０・・・信号処理装置 ５　３　−・・相関器 ５　４−・・マイクロコンピュータ

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、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、 その計数値データを一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をユニット時間毎に複数に
   分割し、 前記各ユニット時間において単位サンプリング時間の所
   定整数倍に対応するゲート時間毎に求められた光電子パ
   ルス数の分散に従い測定データを分類することを特徴と
   する眼科診断方法。 ２）前記分散を１ユニット内の平均されたゲート時間当
   たりのパルス加算計数値で割算することにより正規化し
   、正規化された分散を所定の基準値と比較することによ
   り測定データを分類する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）前記分類された測定データのグループ毎に光子相関
   関数を求めるようにした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方法。 ４）前記各ユニット毎の正規化分散を時系列変化として
   表示することを特徴とする請求項第１項から第３項まで
   のいずれか１項に記載の眼科診断方法。 ５）前記正規化分散を二つの基準値と比較し、その比較
   結果に従って測定データを血管信号、不確定信号、周辺
   組織信号に分類することを特徴とする請求項第１項から
   第４項までのいずれか１項に記載の眼科診断方法。