JPH02268725A - 眼科測定方法及び装置 - 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］ 本発明は、眼科測定方法及び装置、さらに詳細には、眼
底部に所定径のレーザー光を照射し、眼底部からの散乱
反射光によって形成されるレーザースペックルパターン
の移動を観測点で光強度変化として検出し、それにより
得られるスペックル信号を解析することにより眼科測定
を行う眼科測定方法及び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、眼底からの散乱反射光を検
出しこれを解析ないし評価することにより眼科測定を行
う方法が種々知られている０例えば、網膜等の組織の血
管血流を測定する方法としてはｒＩｎｖｅｓｔｆｇａｔ
ｆｖｅ　ＯｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙＪ、Ｖｏｌ、ｆｌ
、Ｎｏ。

１１、Ｐ　９３８．　１９７２年１１月、’５ｃｉｅｎ
ｃｅＪＶｏ１．　１８Ｂ、Ｎｏｖ、２９．１９７４；　
Ｐ　８３０をはじめ特開昭５５−７５６６１１　。

７５６６９、７５６７０、あるいは特開昭５２−１４２
８８５　　（英国１３１３２／７８．　ＵＳＰ４，１６
６．８９５）、特開昭５６−１２５０３３　（英国［Ｇ
Ｂ］　７９／３７７９９）、特開昭５８−１１８７３０
（ｌｌｓＰ４，４０２゜６０１）あるいはｔｌｓＰ４，
１４２．７９１ｉ等に示されるレーザードツプラー法が
知られている。しかし、ドツ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
確実さなどから実用化困難なのが現状である。

一方、散乱物体にレーザー光を照射すると、その散乱光
は、コヒーレント光の干渉現象によりランダムな斑点模
様のスペックルパターンを形成することが知られている
。これを利用して眼底組織の血流状態を評価するレーザ
ースペックル法が知られている。この方法は、例えば、
特開昭６２−２７５４３１（Ｈ５Ｐ４，４７３，１０７
．　ＥＰＣ２３４８６９）、特開昭６３−２３８８４３
　（ＥＰＣ２８４２４８）、特開昭８３−２４２２２０
　（ＥＰＣ２８５３１４）に開示されており、眼底を測
定する場合、眼底に対する光学的なフーリエ変換面又は
フランホーファー回折面や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、それにより得
られるスペックル信号を評価することにより血流状態を
測定し眼科測定を行っている。

［発明が解決しようとする課題］ ところが眼球運動やその地被検者の動き、振動等により
、検出面のスペックルパターンが不用に移動したり、レ
ーザースポットがずれたり、検出開口位置がずれて測定
点が測定中に簡単にずれてしまい失敗するというケース
が非常に多く、臨床上大きな問題となっている。これに
対してドツプラー法では特開昭５６−１２５０３３に示
されているように、眼底像を検出面上で機械的に走査し
、管壁と他のところでの光反射率の差から血管を認識し
、位置ずれを補正している。しかし、この方法は、眼底
像を機械的に走査する機構を必要とし、装置は複雑かつ
大がかりになり実用的でない。

また雑誌「＾ｐｐＨｅｄ　０ｐｔｌｃｓ４　Ｖｏｌ、２
７．　Ｎｏ、　８゜Ｍａｒｃｈ　１５，１９８８　Ｐ　
１１１３あるいは特開昭６３−２８８１３３　（ＵＳＰ
−０１４９９４）でも同様に像を走査し血管認識を行な
い自動追従の可能性を示しているが、異なる複数の波長
の光で順次照明、検出し、反射光の波長依存性を利用し
ているため、装置が極めて複雑になり、実用性が欠ける
と共に装置が高価になってしまうという欠点がある。ま
た角膜反射を利用した眼球運動の検出に基づいて、血管
移動を補正するには十分な精度の眼球運動検出が困難で
あるという問題もある。

従来限球運動を検出して追従する方法としては、角膜表
面に照明光をあて、その照明光の角膜反射光の動きで眼
球運動を検出して追従する方法、又、ＴＶカメラ等によ
って撮像された眼底画像に対して２つの画像間の差をと
って動きを検出して追従する方法等が知られている。

しかし、この様な方法では眼の表面の動きを検出するも
のなので、眼底部の動きに対して追従動作を行なわせよ
うとした場合には、低い精度しか得られないことになる
。又、ＴＶカメラ等で撮像された眼底画像は、一般的に
光量不足となり十分なＳＮ比がとれないため、２つの画
像間の差をとって動きを検出する装置は非常に大がかり
で複雑になってしまうという欠点がある。

従って本発明は、この様な従来の欠点を解決するために
なされたもので、レーザースペックル現象を用いて簡単
な構成で精度良く眼底部の動きを検出して眼球運動に自
動追従可能な眼科測定方法及び装置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］ 本発明は、この様な問題点を解決するために、眼底部に
所定径のレーザー光を照射し、生体組織の血球からの拡
散反射光により形成されるレーザースペックルパターン
の移動を観測点でスペックルの光強度変化として検出し
、得られたスペックル信号の強弱より生体組織の血球の
移動速度の違いを判別して血管部分を認識し、血管位置
移動に対してレーザー光の照射位置あるいは観測点の位
置を調節し前記血管部分を自動追従する構成を採用した
。

［作　用］ この様な構成において、投光光学系により所定径のレー
ザー光を眼底部に照射し、生体組織の血球からの拡散反
射光により形成されるレーザースペックルパターン・り
移動を受光光学系を通してスペックルの光強度変化とし
て光電変換素子を用いて検出する。スペックル信号は生
体組織の血球移動速度を反映する。充電変換素子上のス
ペックル径と光電変換素子の走査速度を最適に設定する
ととにより、生体組織の血球移動速度が速い場合、スペ
ックル゛の光強度変化が激しいので、光電変換素子の蓄
積時間による平均化により出力は小さくなる。逆に遅い
場合は出力の減少は少なくなる。

その違いによる強弱を判別して血管部分を認識し、眼球
運動による血管位置の移動に対応して可動ミラーを駆動
することによってレーザー光の照射位置と観測点の位置
を制御し血管部分を自動追従する。

［実施例］ 本発明は特に、眼底に所定径のレーザー光を照射し、眼
底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運動をスペックル強度変化
として検出し、得られたスペックル信号の解析結果に基
づいて、眼底組織の血流状態を測定する眼科測定装置に
適用される。

従って、以下に示す実施例では、眼底カメラの光学系を
基本とした眼底組織の血流状態を測定する眼科測定装置
へ付属する型の場合を例にして説明するが、本発明は、
このような眼科装置に限定されるものでなく、その他の
眼科装置にも通用されるものである。

第１図において、例えば赤色のＨｅ−Ｎｅ　　（波長８
３２．８ｎ国）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２を介し光強度を調節するための光量
調節フィルター３を通過する。さらにコリメートレンズ
４で平行ビームとなり、その平行ビーム中に開口５，６
が設置されており、これによって被検眼１６の眼底＋６
ｂ上に４３けるレーザー光の照射領域の大きさと形状を
選択できるようになっている。

さらにレーザービームは集光レンズ９を介して、第２図
に示すように眼底カメラ照明光学系内のリングスリット
１１の透明な環状間口１１ａの一部に設置したミラー１
０上に集光され反射される（第２図において斜線部は不
透明部分である）。この構成により眼底観察撮影用光束
が眼底に入射するのと同じ光路に導かれる。レーザー光
はリレーレンズ１２，１３、穴開きミラー１４、対物レ
ンズ１５を経て被検眼１６の角膜１６ａから眼底１６ｂ
に達し、測定及び追従すべき血管に照射される。

以上のレーザー照射光学系において、可動ミラー８は被
検者１６の眼底１６ｂ上のビームスポット位置を移動可
能とするためのものであり、測定開始前は例えばトラッ
クボール１７を操作することによって出力部４６を介し
てその制御が行なわれる。可動ミラー８は光軸に対する
Ｘと７両方向で各々独立にミラーの傾き角を変えられる
ようになっており、コアギユレータ−等で通常用いられ
ている方法により可動ミラーが制御される。

また可動ミラー８によるレーザーの反射角は、ＸとＹ方
向のミラーの傾き角に対するレーザー光の傾き角の違い
によって生じる差の補正を最小限にするために、スペー
スの許す限り小さくとっである。また可動ミラー８の位
置は被検眼１６の角膜１６ｇあるいは瞳との略共役な位
置に設置しておくことにより、被検眼１６の角膜上のレ
ーザービーム入射位置を大きく変えることなく、眼底上
でビームを移動することができる。

また、レーザー光は観察撮影光束と同じ光路に配置され
る為、眼底カメラの左右、上下のスウィング機構や固視
誘導機構を利用することにより、可動ミラー８によるレ
ーザー光の眼底１６ｂの位置への照射を観察撮影視野内
において行なうことができる為極めて好適である。

眼底の測定及び追従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
の照明光学系は撮影光源２０と同一光軸上に配置された
観察光源１８、コンデンサレンズ１９，２１．フィルタ
２２．ミラー２３から構成される。

以上の照明光学系においてコンデンサレンズ２１とミラ
ー２３の間に配置されるフィルター２２は、第３図に図
示した様な分光特性を有す・る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。

この分光特性は使用するレーザー光源の波長に応じて適
切なものが使われる。

レーザー光が眼底上で散乱されて生ずるスペックル光と
、他の観察撮影用の反射光は、ともに、再び対物レンズ
１５で受光され穴開きミラー１４の穴を通過してフォー
カシングレンズ２４、結像レンズ２５又は２６を介し・
て−度空間上に結像され再びリレーレンズ２９を介して
可動ミラー３０で反射されリレーレンズ３１を介して穴
開きミラー３２の付近に結像される。穴開きミラー３２
で反射された光はリレーレンズ３３を介して波長分離ミ
ラー・３４で分離される。スペックル光は、波長分離ミ
ラー３４で反射され、シリンドリカル結像レンズ４２ａ
、４２ｂにより走査型センサーであるＣＣＤ４３上に結
像される。なお、波長分離ミラー３４は、光軸に対して
約４５′で設置されており、波長分離フィルター２２と
同様、第３図に示す様な分光特性を有し、赤色のＨｅ　
−Ｎ　ｅレーザー光によるスペックル光の大半を反射す
る。

波長分離ミラー３４を通過した光は、結像レンズ３５を
介してレチクル３６の面上に結像され、接眼レンズ３７
を介して検者に観察される。ここで、接眼レンズ３７は
、レチクル３６を基準に検者の視度補正が行なえる様に
構成されている。

また、レチクル３６は第４図に示した様に直角に印しで
あるレチクルのうち一方が区別できる様な模様になって
おり、その直角に交わる部分が穴開ぎミラー３２の穴３
２ａの中心と一致している。またその直角に交わってい
る部分を中心に回転可能となっている。また、レチクル
３６を回転させ、第４図の様に血管１６ｃの像の傾きに
合わせることにより、その方向にシリンドリカルレンズ
４２ａ、４２ｂ、ＣＣＤ４３が同期して回転し自動的に
ＣＣＤ４３と血管像が垂直方向になる。

このときのＣＣＤ４３の面上に形成される眼底像を第５
図に示す。１ａは、照射されるレーザービームのスポッ
トを示す。

なおＣＣＤ４３上に結像される眼底像は、スペックル径
、スペックルパターンのボイリング運動及びＣＣＤ４３
の感度の関係から第５図に示す様にシリンドリカル結像
レンズ４２ａ、４２ｂによって血管１８ｃの方向と同方
向の倍率が血管方向と直角方向の倍率より小さくなるよ
うに設定されている。また、第５図の様にＣＣＤ４３の
面上の穴開ぎミラー３２の穴３２ａの像に交わらない位
置にＣＣＤ４３が設置してあり、またそのＣＣＤ４３は
、血管１６ｃの方向と垂直方向に設置される。

写真撮影時には跳ね上げミラー２７が２７ａを支点とし
て矢印の方向に２７′まで跳ね上げられ、跳ね上げミラ
ー２７で反射されてきた眼底からのレーザースペックル
光を含む観察撮影光束が写真フィルム２８上に結像され
撮影が行なわれる。以上の様に通常は眼底カメラとして
眼底の観察撮影が可能であり、しかもレーザー光が照射
されている時であれば、その状態が観察撮影できるため
測定点の確認や記録が直接行なえる点でもきわめて好ま
しい作用が得られる。

以上の眼底からのスペックル光、観察撮影用の反射光を
受ける受光光学系において穴開きミラー３２の穴３２ａ
を通過した光はピンホール３８上に被検者１６の眼底１
６ｂの像を形成する。ピンホール３８のピンホールを通
過した光は、干渉フィルタ３９を経て測定開始によりフ
ォトマル（光電子増倍管）４０で受光されこのフォトマ
ル４０で検出されたスペックル信号は解析部４１に送ら
れ、血流状態の解析が行なわれる。なお、干渉フィルタ
３９は、赤色Ｈｅ−Ｎｅレーザーの波長８３２．８ｎｍ
の光のみを通過させる分光特性を有している。

また、眼底からのスペックル光観察撮影用の反射光を受
ける受光光学系において可動ミラー３０は被検者１６の
眼底１６ｂ上の血管を穴開きミラー３２を介してピンホ
ール３８上に結像させる様に位置補正を行なう為のもの
であり、測定開始前は例えばトラックボール１７を操作
することにより、出力部４６を介してその制御が行なわ
れる。

ここでトラックボール１７は測定開始前は可動ミラー８
を操作するためにも使用されたが、例えば切替えスイッ
チ等で可動ミラー８と可動ミラー３０を各々独立に操作
することができるようにしている。可動ミラー３０は光
軸に対するＸとＹ方向で各々独立にミラーの傾き角を変
えられるものであり、これは可動ミラー８と同様である
。

また可動ミラー３０での光束の反射角は、ＸとＹ方向の
ミラーの傾ぎ角に対する光束の傾き角の違いによって生
じる差の補正を最小限にする為に、スペースの許す限り
小さくなるように設定されている。

また可動ミラー３ｏの位置は、被検眼１６の角＠１６ａ
あるいは瞳と略共役な位置に設置しておくことにより、
可動ミラー３０を傾けても被検眼の瞳等で光束が遮られ
ることなく眼底１６ｂの像をピンホール３８上で移動す
ることができる。

また受光光学系において結像レンズ２５は広画角用結像
レンズであり、被検眼の眼底１６ｂの全体像が確認でき
るくらい広視野で観察することが可能な画角を有し、こ
の広視野のときレーザースポットを所望の血管に位置合
わせできるようになっている。一方結像レンズ２６は狭
画角用結像レンズであり、この高倍率レンズにより高倍
率で観察することにより眼底１６ｂ上のレーザースポッ
ト１６ｃ内の血管像を穴開きミラー３２を介してピンホ
ール３８上に位置合わせすることが可能になる。

なお結像レンズ２５と２６は光軸をずらすことなく瞬時
に交換できるように構成されている。この２つの変倍レ
ンズによフて所望の測定点への位置合わせが正確かつ容
易に行なうことができる。

また受光光学系において、穴開きミラー３２の穴径は被
検眼１６の眼底１６ｂ上の測定すべき血管上からの光束
が通るぐらい小さくしであることと、穴開きミラー３２
が被検眼１６の眼底１６ｂと略共役な位置に設置しであ
ることにより、観察者は測定すべき血管の像を穴開きミ
ラー３２の穴と重ね合わす操作をすることにより確実に
位置合わせすることができる。第４図にその時の観察さ
れる像を示す。なお、波長分離ミラー３４をスペックル
光はわずかに透過するため観察者はレーザースポットｌ
ａの位置を確認することが可能になる。

測定開始によりスペックル光はＣＣＤ４３で受光されＣ
ＣＤ４３からの出力信号は信号処理部４４に送られる。

信号処理部４４では血管判別信号を得て＾／Ｄ変換して
デジタル信号として出力する。演算部４５ではデジタル
化された血管判別信号より血管位置の検出を行い眼球運
動などにより血管移動があった場合その移動量を検出し
初期位置に戻す様な補正量を演算する。演算結果を出力
部４６に出力し、出力部では、演算結果に基づいて可動
ミラー３０、可動ミラー８の制御を行いピンホール３８
上に常に眼底像の同じ位置がある様に又、眼底１６ｂの
同じ位置にレーザースポットがある様に、フィードバッ
ク補正を行なう。

なお測定中、波長分離ミラー３４を透過した赤底像が形
成され、観察者は観察可能であるため、対象位置がずれ
ていないが監視することができ、極めて好ましい作用が
得られる。

次に、信号処理部４４以降の電気系について詳しく説明
する。

第６図は信号処理部ブロック図である。信号処理部４４
は駆動回路５６、バイパスフィルター５１、増幅器５２
、絶対値回路５３、リミッタ付増幅器５４、Ａ／Ｄ変換
器５５で構成される。駆動回路５６で発生する駆動パル
スを１０２４画素のリニアＣＣＤ４３に供給する。ＣＣ
Ｄ４３ではスペックル光の光電変換を行ないスペックル
信号を得る。ＣＣＤ４３で得られたスペックル信号は、
バイパスフィルター５１゛を通過し、高周波成分だけが
抽出される。高周波成分だけになったスペックル信号を
増幅器５２で増幅し、絶対値回路５３を通して信号の絶
対値をとる。

絶対値回路５３の出力信号は第７図のようになる。なお
、同図において信号波形は、ＣＯＤ全体からの波形では
ｔｔ＜、中心ｆ」近のみの波形である。これは、第８図
、第１２図、第１３図についても同様である。絶対値を
とった信号をリミッタ付増幅器５４に人力し、必要部分
を選択的に、例えば第７図に示された信号の点線の範囲
Ａの部分を増幅し、不必要部分はリミッタ−で制限する
ことにより血管判別信号を抽出する。リミッタ付増幅器
５４の出力信号は第８図のようになる。得られた血管判
別信号はＡ／Ｄ変換回路５５でＡ／Ｄ変換されてデジタ
ル信号のデータとして演算部４５に出力される。

演算部４５では信号処理部４４よりのデジタル信号のデ
ータをいったんメモリに格納する。

ＣＣＤがｎ画素でｎ個のデータをメモリに格納した場合
、メモリから読み出されたデータに各アドレスを与える
ならば最初に読み出されたデータのアドレスはＯ１ｎ番
目のデータのアドレスはｎ−１となる。読み出されたデ
ータは血管部分の値は大きく、血管でない部分は小さい
値となる。

ここでは説明の簡単のために、血管部分を示すデータの
大きな値を１、血管でない部分を示すデータの小さい値
を０とする。メモリから読み出されたデータは血管部分
は１であるが、血管でない部分もスペックルの影響によ
り１となったりＯとなったりする。

このスペックルの影響を少なくする方法を血管探索フロ
ーチャート図第９図に従って説明する。

ブロックＢ１は血管探索の基準位置を設定する部分であ
る。１回目の探索時には、検者によってあらかじめ血管
がＣＣＤ４３の中心をまたいでいるようにアライメント
されている。従って１回目の探索開始時には、ＣＣＤの
中心位置のデータは必ず１であり、血管であることを示
す。しかし２回目以降では血管が移動するため徐々に血
管はＣＣＤ中心からはずれつつあるので、基準点をＣＣ
Ｄ中心位置から移動させる必要がある。ブロックＢ１、
ステップＳ１で１回目の探索か２回目以降の探索かを判
断し、１回目の探索であればステップＳ２でＣＯＤ中心
アドレスを基準点に、２回目以降の探索であればステッ
プＳ３で前回の両エツジの中間位置を基準点に設定する
。

ブロックＢ２及びブロックＢ３はそれぞわ血管のエツジ
を探索する部分であり、ブロックＢ２で血管の左エツジ
を探索するとブロックＢ３では血管の右エツジを探索す
る。逆にブロックＢ２で血管の右エツジを探索するとブ
ロックＢ３では血管の左エツジを探索する。ステップＳ
４ではアドレスに対応したデータを読み出し、ステップ
Ｓ５で読出したデータがＩＩＪ）０かを判断する。基準
アドレスはブロックＢ１より血管上にあると信頼できる
ので、ステップＳ６によりアドレスをカウントダウンし
ていき最初にデータが１からＯに変化する点を血管エツ
ジ１と判定する。血管エツジ１の位置をステップＳ７で
検出し、血管エツジデータとして格納する。

同様にステップ５９〜３１２でも血管エツジ２の位置を
検出し、血管エツジデータとして格納する。このように
血管中心より血管エツジを探索する方法は、゛アドレス
０からｎ−１まで順次探索していきスペックルの影響か
血管が存在するのかをその都度調べる方法に対して、デ
ータの読出しは血管径に相当する部分のみであるから読
出しデータ数は激減し、スペックルの影響も少なくなり
信頼性が高く、高速な判定ができる。

血管エツジのみの情報から血管の移！ｌＪ量を求めるに
は複数回の位置情報が必要である。しかもこの情報はス
ペックルの影響を多少受けるので、血管の移動を判定す
るには最低３回分の情報が必要となる。すなわちｍ番目
及びｍ＋１番目のデータの差分と、ｍ＋１番目及びｍ＋
２番目のデータの差分を比較することで、ｍ番目からｍ
＋２番目のデータを採るまでに移動があったかどうかを
調べることができる。移動が判明した場合には、差分量
から重みつき平均を求める等の手段により移動量を判定
できるが「動いていないものに対して補正しない」とい
う考え方から差分量のうちの最小値を移動量とする方法
について説明する。

第１０図は上述の移動量判定のフローチャート図である
。

ステップＴ１では新しくデータが更新される前に２回前
までのデータを格納し直している。ステップＴ２は血管
探索で詳細は第９図血管探索フローチャート図で説明し
た通りであり、新しい血管エツジデータを取り込んでい
る。ステップＴ３では移動量を求められるようなデータ
がそろりているかどうか判断する箇所であり、もしデー
タが不足していればステップＴ１に戻り、データがそろ
っていればステップＴ４に進む。ステップＴ４では２つ
の連続データ間の差分Ｃ１、Ｃ２、ＤＩ　、Ｃ２を両エ
ツジについて求め、ステップＴ５でその差分Ｃ１，Ｃ２
，Ｄｌ、Ｃ２の符号の一致、すなわち移動方向が同一で
あるかを判定して移動の有無を判定する。

符号が一致して移動方向が同一と判定されるとステップ
Ｔ６へ進み、符号が一致せず移動方向が異なると判定さ
れるとステップＴ７へ進む。ステップＴ６では差分Ｃ１
，Ｃ２，ＤＩ、Ｃ２の値の最も小さい値（ｍｉｎｉｍｕ
ｌｌｌ）を移動量とし、光学系の倍率等によって決まる
補正演算を行なった後、血管の位置移動を初期位置に戻
すための補正量を得、出力する。

ステップＴ７は血管が微少量の移動をしていた場合１回
や２回の連続データからでは８勤が検出されないという
ことに対応したもので、（ａｍ　。

ｂｍ　）　、　　（ａｍ−１、ｂｎ＋−１）　、　　（
ａｌ！！−２、ｂｍ−２）の各エツジと初期位置（ａｏ
、ｂＯ）とのずれ、ＣＯ２，ＣＯＩ、　ＧＯｏ、　００
２．　ＤＯＩ、　ＤＯＯを求める。ＣＯ２，ＣＯＩ、　
　ＣＯＤ、　　ＤＯ２，ＤＯＩ、　　ＤＯＯの符号判断
をステップＴ８で行ない、全て同符号であればすでに初
期位置に比較して片側へ移動していることになるのでス
テップＴ９へ進み、符号が違うものが存在すれば初期位
置に比較して片側に移動したかどうかは不定なのでステ
ップＴ１に戻る。

ステップＴ９ではステップＴ６と同様にずれＣＯ２，Ｃ
ＯＩ、　　ＣＯｏ、　００２．　　Ｄｏｔ、　ＤＯＯの
値の最も小さい値（ｍｉｎｉｍｕｆｆｌ）をずれ量とし
、補正量を得て出力する。

出力部４６では、演算部４５の補正量に基づいてパルス
モータ−を駆動し、パルスモータ−に連結された可動ミ
ラー８、可動ミラー３０の制御を行なう。可動ミラー８
の駆動によりレーザー光の照射位置が調節され眼底の追
従すべき血管の中心にレーザー光の照射位置が移動され
、自動追従が行われる。また、可動ミラー３０の駆動に
よりスペックルパターンの観測点が調節され眼底の追従
すべき血管の中心にスペックルパターンの観測点が移動
され、自動追従が行われる。

眼底上の血管からの情報を得ようとする場合、計測点が
血管の中心部と端とでは、計測結果に差異が生じる場合
がある。これによるバラツキをなくするため中心位置補
正を行なっている。

中心位置補正フローチャート図を第１１図に示す、ステ
ップＲ１は血管位置を検出する検出部分でステップＲ２
で検査開始となるまで常に血管位置を検出しつづける。

ステップＲ３では検査開始直後、最新の血管位置情報か
ら血管中心位置を求め、Ｃ０Ｄ４３の中心位置とのずれ
量を求めて血管中心とＣＣＤ中心のずれがなくなるよう
補正する。又ステップＲ４では血管の初期位置を血管中
心とＣＣＤ中心が一致するように設定する。初期位置を
ステップＲ４のように設定することによってステップ５
の追従もステップＲ６で検査終了となるまで血管中心が
ＣＣＤ４３の中心位置と一致するように常に補正するこ
とになる。この方法により、検者によるアライメントが
血管中心よりずれていても、検査開始直後には常に血管
中心の検査ができるようになる。

し泰ナル３６を光軸に関して回転させることによってＣ
ＣＤ４３も光軸に関して回転し、ＣＣＤが血管と垂直方
向に設定できるような構造となっていることは先に説明
したが、ざらにＣＣＤの回転角を検出するためにポテン
ショメーター４７が取りつけられている。角度検出部４
８ではポテンショメーターの出力を８ビツトにＡ／Ｄ変
換して角度データを得ている。得られた角度データは演
算部４５に送られ角度データよりＣＣＤの回転角を判定
される。演算部４５では血管位置移動に対してＸ、Ｙ方
向への補正量を演算して出力する。

ＣＣＤ４３上に結像するスペックルサイズとＣＣＤ４３
の１画素のサイズの関係が大きくずれると、良好なスペ
ックル信号を得ることができない。たとえば第１２図（
ａ）のようにスペックル９３′のサイズがＣ０Ｄ４３の
１画素Ｇに比較して大きい場合には、ＣＣＤ４３の１画
素に入射する光量が減ってしまい十分な強度のスペック
ル信号が得られず第１２図（ｂ）のようなスペックル信
号９３ａになる。又逆に第１２図（ｅ）のようにスペッ
クル９３°のサイズがＣＣＤ４３の１画素Ｇに比較して
小さい場合にはＣＣＤ４３の各画素に入射する光量が平
均化されてしまい、第１２図（ｆ）に図示したようにコ
ントラストのないスペックル信号９３ａのようになって
しまう。スペックルサイズとＣＣＤ４３の１画素のサイ
ズの関係は第１２図（Ｃ）のようにほぼ等しいような関
係になると第１２図（ｄ）に図示したように良好なスペ
ックル信号９３ａが得られる。

次にスペックル信号に基づき移動速度の異なる物体を判
別する方法を説明する。

スペックルのボイリング運動の場合の説明は複雑なので
、簡単のためにスペックルの並進運動におきかえて説明
する。第１３図（ａ）の左半分は、例えば、血管の周辺
組織で血球の移動速度が遅く、［”−？ペラクル９３°
の移動速度が遅い場合で、右半分は、血管等で血球の移
動速度が早くスペックルの移動速ｔ１い場合の図であり
、第１３図（ｂ）はそれぞれに対応したセンサーの出力
信号の図である。スペックルパターンの移動速度の方が
走査型センサーの走査速度よりも速い場合には、スペッ
クルの明るい部分と暗い部分がＣＣＤ４３の受光部を数
多く通過するので、そのセンサーの出力は明るい部分、
暗い部分の平均化された出力が得られ、受光位置による
信号出力の差も少ない。

逆にスペックルパターンの移動速度の方が走査型サンサ
ーの走査速度よりも遅い場合には、スペックル９３゛の
明るい部分と暗い部分が受光部を通過する数は少なくな
いことになり、走査型センサーであるＣ０Ｄ４３の受光
部の位置によってスペックルの明るい部分が多く通過し
た所では、出力は強くなり、スペックルの暗い部分が多
く通過した所では出力は弱くなる。従ってスペックルパ
ターンの移動速度の異なる物体に対して、走査型センサ
ーの走査速度を最適に設定して走査型センサーの出力信
号の強弱の比を求めることによって）３動速度の異なる
物体の判別を行なうことができる。

第５図のようにＣ０Ｄ４３面上に結像するレーザースペ
ックル光による眼底像の血管像の血管方向と血管１６ｃ
に対して垂直方向の比を変えて、血管方向の圧縮を行な
うと血管に対して垂直方向の分解能は劣化させることな
く、ＣＣＤ４３への入射光量を増加させることができる
。またスペックルの明るい部分と暗い部分の信号強度比
は若干悪くなるが、極端に暗い部分が少なくなるので、
血管判別の際誤判別が少なくなる。

［他の実施例］ 第１４図以下に説明する実施例は、前実施例と目的は同
じであるが、眼底カメラの光学系を基本としてない型の
場合の実施例である。以下の説明では前実施例と同じも
のは図示が省略されており、また同一部分には同一の参
照番号が付されており、その説明は省略されている。

第１４図においてレーザー光は角膜１６ａと共役な位置
にある微小ミラー１０２に集光されリレーレンズ１０３
，１０４を介し、フォーカッシングレンズ１０５を経て
、角膜１６ａと共役な位置にある可動ミラー１０６で反
射されて対物レンズ１５を介して眼底ｔａｂに照射され
る。可動ミラー１０６の詳細は第１５図に図示したよう
に、光を全部反射する全反射ミラー１０６ａ、透明部１
０６ｂ、光を透過させず、反射率の低い部分１０６Ｃか
ら構成されている。

眼底ｔａｂで拡散反射されたレーザー光のうち、同光路
を介して穴開きミラー１０１で反射されたものはＣＣＤ
４３上に結像する。穴開きミラー１０１及び微小ミラー
１０２で遮られずに通過したレーザー光は結像レンズ！
０７によりピンホール３８上に結像される。

前実施例ではビームの位置合わせ・追従用ミラーとｗＬ
測点位置合わせ用・追従用ミラーが独立して動くため、
位置合わせの操作が複雑になるという欠点がある。又追
従時、互いの位置関係にずれが生じる場合があるが、本
実施例ではそれを解決するために各々のミラーを一枚に
構成しである。

第１６図は信号処理部のブロック図であり、セレクター
５７、メモリ５８、ラッチ５９、大小比較器６０、コン
トロール６１で構成される。コントロール６１ではメモ
リ５８からの読出し及びメモリ５８への書込タイミング
をコントロールする。メモリ５８から読出された前回の
値はラッチ５９によって保持される。Ａ／Ｄ変換回路５
５で８ビツトにＡ／Ｄ変換された前回の値との大小比較
が行なわれる。大小比較器６０の判定結果より、大きい
方の値がセレクター５７により選択されその値がメモリ
５８内に記憶されていた前回の値を消去して新たに書込
まれる。同様のことを順次ＣＣＤ４３から出力される信
号の全部の値について行なう、これを複数回行ない、得
られた血管判別信号の８ビットデジタル信号を演算部に
出力する。このような処理を行なうことによってスペッ
クル信号の暗い部分は補正され、より忠実な血管判別信
号を得ることができる。

更に同様の効果を得るために第１７図の信号処理ブロッ
ク図のような構成にしてもよい。

Ｃ０Ｄ４３と同様なＣＣＤ４３’　を設は眼底像を受光
するように配置する。ＣＣＤ４３．４３’からの出力信
号は各バイパスフィルター５１゜５１′　増幅器５２．
５２′を通り、第１８図（ａ）、（ｂ）のような出力信
号となる。大小比較回路６２ではそれぞれの絶対値回路
の出力信号を人力信号とし、それぞれの入力信号のうち
信号強度の大きい方の信号を選択し、出力する。大小比
較回路６２の出力波形は第１８図（Ｃ）のようになる。

大小比較回路６２の出力信号はリミッタ付増幅器５４に
人力され信号の必要部分の増幅を選択的に行ない、不必
要部分はリミッタで制限することにより第１８図（ｄ）
のようになり血管判別信号を抽出する。本実施例ではＣ
ＯＤを２個使った場合について説明したが、２個に限ら
ず複数個使用しても同様である。更に第１６図のＣＣＤ
４３にリニアセンサーでなくエリアセンサーを用いてエ
リアセンサーの複数ラインを加えることによフても同等
の効果が得られる。

ＣＣＤ４３と血管像が垂直方向になるようにするために
、イメージローチーターフ０を使用して第１９図のよう
にＣＣＤ４３面上に形成される血管像を回転させてもよ
い。イメージローチーターをレチクル３６と連動して回
転させる構造とし、更にイメージローチーターの回転角
を検出するためにポテンショメーター４７°を取り付け
て、角度データを得るようにしている。

ＣＣＤ４３を第２０図のようにバイブレータ７１で振動
させ、ＣＯＤ面上に形成される血管像の血管方向にスペ
ックルの動きに比較してゆっくりと小さく振動させるか
、または第２１図のようにＣＣＤ直前のレンズ４２ｂを
バイブレータ７１で振動させ、゛スペックルの動きに比
較してゆっくりと小さく振動させることによっても、Ｃ
ＣＤ４３面上のレーザースペックル光による眼底像の血
管像の血管方向と血管に対して垂直方向の比を変えて垂
直方向の圧縮を行なうのと同等の効果が得られる。

又、使用するＣＣＤ４３がリニアセンサーの場合、レー
ザースペックル光による眼底像の血管像の血管方向の分
解能は必要ないので、血管方向の圧縮を行なう時フーリ
エ面でも可能である。血管と垂直方向は分解能が必要な
ので結像面でなくてはならない。

［発明の効果］ 以上説明したように本発明では、スペックル信号により
眼底部の血球の移動速度の違いを判別して眼底部の血管
部分を識別し、血管部分が移動した場合その移動量に応
じてレーザー光の照射位置あるいは観測点の位置を制御
し血管部分を自動追従するようにしているので、簡単な
構成で精度よく眼底部の動きを検出でき眼球運動に自動
追従させることが可能になる。

また、眼底組織の血流状態を測定する眼科測定装置と、
受光系をほとんど共有して使えるので、光学系は極めて
簡単な構成となり、安価な眼科測定装置が提供できる。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明装置の全体構成を示した構成図、第２
図は、リングスリットの構成を示した構成図、第３図は
、フィルタの分光特性を示した説明図、第４図及び第５
図は、観察される眼底像を示した説明図、第６図は、信
号処理装置の構成を示したブロック図、第７図は、絶対
値回路からの出力信号の波形を示した波形図、第８図は
、リミッタ増幅器の出力信号の波形を示した波形図、第
９図は、血管探索時の＠御の流れを示したフローチャー
ト図、第１０図は、血管追従時の制御の流れを示したフ
ローチャート図、第１１図は、中心位置補正のＩＪａｌ
の流れを示したフローチャート図、３４１２図Ｃａ　）
　〜（ｆ　）は、スヘックルサイズ、ＣＯＤの画素サイ
ズの関係と出力信号を示した説明図、第１３図（ａ）、
（ｂ）は、スペックルパターンの移動速度とＣＯＤの出
力信号の波形を示した説明図、第１４図は、本発明装置
の他の実施例の構成を示した構成図、第１５図は、可動
ミラーの詳細な構成を示した構成図、第１６図及び第１
７図は、それぞれ信号処理部の構成を示したブロック図
、第１８図（ａ）〜（ｄ）は、ＣＣＤからの出力信号の
波形を示した波形図、第１９図は、イメージローチータ
ーの配置を示した配置図、第２０図及び第２１図は、Ｃ
ＣＤ上の像を振動させる構成を示した配置図である。 １・・・レーザー光源 ８・・・可動ミラー １６ｂ・・・眼底 １８・・・観察光源 ２０・・・撮影光源 ３０・・・可動ミラー ４０・・・フォトマル ４１・・・信号解析部 ４４・・・信号処理部 ４５・・・演算部 眼底像の説明図 第４図 眼底像の説明図 第５図 信号処理部のブｂツク図 第６図 出力波形図 出力波形２ 第７図 第８図 中心位１補正フロ一チヤート図 第 １１図 ＣＣＤ＋ｊ素 ＣＣＤ１ｉｉ素 スペックルの検出状態を示す説明２ 第１２ 図 スベ・ンクルの移動速度と信号の説明２第１３ 図 信号波形図 第１８図 バイブし一夕の配置図 第４図 イメージローチーターの配置図 第１９図 バイブレータの配置図 第２１図

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）眼底部に所定径のレーザー光を照射し、眼底部から
   の散乱反射光によって形成されるレーザースペックルパ
   ターンの移動を観測点で光強度変化として検出し、それ
   により得られるスペックル信号を解析することにより眼
   科測定を行う眼科測定方法において、 スペックル信号により眼底部の血球の移動速度の違いを
   判別して眼底部の血管部分を識別し、前記血管部分が移
   動した場合その移動量に応じてレーザー光の照射位置と
   観測点の位置を調節し前記血管部分を自動追従すること
   を特徴とする眼科測定方法。 ２）レーザー光を角膜あるいは角膜付近に集光させて入
   射するようにしたことを特徴とする請求項第１項に記載
   の眼科測定方法。 ３）前記レーザー光と観察照明用の光路を一致させるよ
   うにしたことを特徴とする請求項第１項又は第２項に記
   載の眼科測定方法。 ４）追従すべき血管を有する眼球の角膜と略共役な位置
   からレーザー光と前記光路を一致するようにしたことを
   特徴とする請求項第３項に記載の眼科測定方法。 ５）レーザー光と観察照明用の波長帯域を互いに分離で
   きるようにした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項に記載の眼科測定方法。 ６）眼底部から反射されたレーザースペックル光、観察
   光を同一の受光光学系で受光し、それらからレーザー光
   のみを選択抽出するようにしたことを特徴とする請求項
   第１項から第５項までのいずれか１項に記載の眼科測定
   方法。 ７）前記所定径を追従すべき血管径に比較して広い範囲
   に設定するようにしたことを特徴とする請求項第１項か
   ら第６項までのいずれか１項に記載の眼科測定方法。 ８）前記所定径を段階的に変化させるようにしたことを
   特徴とする請求項第７項に記載の眼科測定方法。 ９）追従すべき血管にレーザー光を動かして位置合せす
   るようにしたことを特徴とする請求項第１項から第８項
   までのいずれか１項に記載の眼科測定方法。 １０）眼底部と共役な位置に形成されるスペックルパタ
   ーンの移動を光強度の変化として検出するようにしたこ
   とを特徴とする請求項第１項から第９項までのいずれか
   １項に記載の眼科測定方法。 １１）観測点の位置と眼底像及びスペックルパターンを
   目視観察できるようにしたことを特徴とする請求項第１
   ０項に記載の眼科測定方法。 １２）スペックルパターンの観測点に追従すべき血管像
   を動かして位置合せするようにしたことを特徴とする請
   求項第１１項に記載の眼科測定方法。 １３）前記観測点の中心より両外側に向かって血管像の
   エッジを探して血管部分を認識するようにしたことを特
   徴とする請求項第１０項から第１２項までのいずれか１
   項に記載の眼科測定方法。 １４）前記血管像のエッジのデータを連続して数回取込
   み、各連続データ間の差分から重み付けを行なうことに
   よって血管像の移動量を求め、移動量から自動追従のた
   めの補正量を求めるようにしたことを特徴とする請求項
   第１３項に記載の眼科測定方法。 １５）自動追従開始時点で、観測点と血管像の中心を自
   動的に合せるようにしたことを特徴とする請求項第１３
   項又は第１４項に記載の眼科測定方法。 １６）スペックルパターンの観測点に追従すべき血管像
   を動かすことによって自動追従を行なうようにしたこと
   を特徴とする請求項第１３項から第１５項までのいずれ
   か１項に記載の眼科測定方法。 １７）眼底の追従すべき血管の中心にレーザー光の照射
   位置を自動追従させるようにしたことを特徴とする請求
   項第１３項から第１６項までのいずれか１項に記載の眼
   科測定方法。 １８）眼底部に所定径のレーザー光を照射し、眼底部か
   らの散乱反射光によって形成されるレーザースペックル
   パターンの移動を観測点で光強度変化として検出し、そ
   れにより得られるスペックル信号を解析することにより
   眼科測定を行う眼科測定装置において、 レーザー光を対象血管を含む眼底部に所定径の光束とし
   て照射する光学系と、 眼底部の散乱反射光により形成されるレーザースペック
   ルパターンの移動を観測点でスペックル光強度変化とし
   て検出する手段と、 前記検出手段より得られるスペックル信号により眼底部
   の血球の移動速度の違いを判別して眼底部の血管部分を
   識別する手段と、 前記血管部分が移動した場合その移動量を検出する手段
   と、 前記検出された移動量に応じてレーザー光の照射位置あ
   るいは観測点の位置を調節し前記血管部分を自動追従す
   る手段とを備えたことを特徴とする眼科測定装置。 １９）レーザー光を角膜あるいは角膜付近に集光させて
   入射するようにしたことを特徴とする請求項第１８項に
   記載の眼科測定装置。 ２０）前記レーザー光学系と同一光路で、眼底部を観察
   照明する光学系を配置するようにしたことを特徴とする
   請求項第１８項又は第１９項に記載の眼科測定装置。 ２１）追従すべき血管を有する眼球の角膜と略共役な位
   置からレーザー光と前記光路を一致させる機構を設けた
   ことを特徴とする請求項第２０項に記載の眼科測定装置
   。 ２２）前記機構が微小なミラーであることを特徴とする
   請求項第２１項に記載の眼科測定装置。 ２３）前記レーザー光源としてＨｅ−Ｎｅレーザー、ア
   ルゴンレーザーあるいは半導体レーザーを用いるように
   したことを特徴とする請求項第１８項から第２２項まで
   のいずれか１項に記載の眼科測定装置。 ２４）拡散反射光のうちレーザースペックル光のみを反
   射させる波長分離ミラーを設けるようにしたことを特徴
   とする請求項第１８項から第２３項までのいずれか１項
   に記載の眼科測定装置。 ２５）前記レーザー光を所定径の大きさに設定する絞り
   機構によりレーザー光の眼底部の径を可変としたことを
   特徴とする請求項第１８項から第２４項までのいずれか
   １項に記載の眼科測定装置。 ２６）追従すべき血管にレーザー光を動かして位置合せ
   可能とする機構を設けたことを特徴とする請求項第１８
   項から第２５項までのいずれか１項に記載の眼科測定装
   置。 ２７）前記機構はミラーを傾ける事で行なうことを特徴
   とする請求項第２６項に記載の眼科測定装置。 ２８）前記ミラーによる反射角度は光束が重ならない範
   囲で十分小さくしたことを特徴とする請求項第２７項に
   記載の眼科測定装置。 ２９）スペックル光強度変化の検出のために走査型セン
   サを観測点に設けたことを特徴とする請求項第１８項か
   ら第２８項までのいずれか１項に記載の眼科測定装置。 ３０）前記走査型センサの一つの受光部のサイズがスペ
   ックルと所定の関係を持つようにしたことを特徴とする
   請求項第２９項に記載の眼科測定装置。 ３１）前記走査型センサの走査速度はスペックルパター
   ンの移動速度と所定の関係を持つことを特徴とする請求
   項第２９項又は第３０項に記載の眼科測定装置。 ３２）前記走査型センサを眼底部と共役な像面に配置し
   、像面スペックルの移動を検出することを特徴とする請
   求項第２９項から第３１項までのいずれか１項に記載の
   眼科測定装置。 ３３）前記走査型センサの面上に形成された眼底像の追
   従すべき血管像の血管方向と血管に対して垂直方向の像
   倍率が異なることを特徴とする請求項第３２項に記載の
   眼科測定装置。 ３４）前記走査型センサを眼底部の追従すべき血管に対
   して垂直方向のみと共役な像面に配置することを特徴と
   する請求項第３２項又は第３３項に記載の眼科測定装置
   。 ３５）前記走査型センサの面上に形成された眼底像を眼
   底像の追従すべき血管像の血管方向に振動させるか、ま
   たは前記走査型センサを同方向に振動させることを特徴
   とする請求項第３２項から第３４項までのいずれか１項
   に記載の眼科測定装置。 ３６）前記走査型センサの走査方向が、前記走査型セン
   サの面上に形成された眼底像の追従すべき血管像の血管
   に対して垂直になるように調整する回転機構を設けるこ
   とを特徴とする請求項第３２項から第３５項までのいず
   れか１項に記載の眼科測定装置。 ３７）前記回転機構にプリズムを用いて前記センサの面
   上に形成される眼底像を回転させることを特徴とする請
   求項第３６項に記載の眼科測定装置。 ３８）前記回転機構は前記走査型センサを回転させるこ
   とを特徴とする請求項第３６項に記載の眼科測定装置。 ３９）観測点の位置及び方向と眼底像及びスペックルパ
   ターンを目視観察する光学系を有し視標板を回転する事
   で前記調整を行なえることを特徴とする請求項第３６項
   から第３８項までのいずれか１項に記載の眼科測定装置
   。 ４０）観測点の位置及び方向と眼底像及びスペックルパ
   ターンを目視観察する光学系を有し、追従すべき血管像
   を観測点に位置合せする機構を設けたことを特徴とする
   請求項第３２項から第３９項までのいずれか１項に記載
   の眼科測定装置。 ４１）追従すべき血管にレーザー光を動かして位置合せ
   可能とする機構を有する場合、前記追従すべき血管像を
   観測点に位置合せする機構と追従すべき血管にレーザー
   光を動かして位置合せ可能とする機構を共通としたこと
   を特徴とする請求項第１８項から第４０項までのいずれ
   か１項に記載の眼科測定装置。 ４２）前記位置合せする機構はミラーを傾ける事で行な
   うことを特徴とする請求項第４０項に記載の眼科測定装
   置。 ４３）前記ミラーによる反射角度を光束が重ならない範
   囲で十分小さくしたことを特徴とする請求項第４２項に
   記載の眼科測定装置。 ４４）前記目視観察の画角を通常の観察用の画角と異な
   るようにする光学系を設けたことを特徴とする請求項第
   ３９項から第４３項までのいずれか１項に記載の眼科測
   定装置。 ４５）単一の接眼部から各々の画角で観察できるような
   光学系を設けたことを特徴とする請求項第４４項に記載
   の眼科測定装置。 ４６）前記走査型センサで得られたスペックル信号の絶
   対値を求める絶対値回路を設けたことを特徴とする請求
   項第２９項から第４５項までのいずれか１項に記載の眼
   科測定装置。 ４７）前記絶対値回路で得られた信号を選択的に増幅す
   るリミッタ付増幅器を設けたことを特徴とする請求項第
   ４６項に記載の眼科測定装置。 ４８）前記リミッタ付増幅器で得られた信号の複数回の
   うちの最大値を選択するセレクター、メモリー、ラッチ
   、大小比較器を設けたことを特徴とする請求項第４７項
   に記載の眼科測定装置。 ４９）前記走査型センサを複数個設け、前記走査型セン
   サからの出力の最大値を選択する回路を設けたことを特
   徴とする請求項第２９項から第４８項までのいずれか１
   項に記載の眼科測定装置。 ５０）観測点上の追従すべき血管像の位置及び自動追従
   の為の補正量を計算する演算部を設けたことを特徴とす
   る請求項第３２項から第４９項までのいずれか１項に記
   載の眼科測定装置。 ５１）スペックルパターンの観測点に追従すべき血管像
   を動かすことによって自動追従を行なう機構を設けたこ
   とを特徴とする請求項第５０項に記載の眼科測定装置。 ５２）観測点の位置及び方向と眼底像及びスペックルパ
   ターンを目視観察する光学系を有し追従すべき血管像を
   観測点上に位置合せする機構を有する場合、前記自動追
   従を行なう機構と位置合せする機構を共通としたことを
   特徴とする請求項第５１項に記載の眼科測定装置。 ５３）前記自動追従を行なう機構はミラーを傾けること
   で行なうようにしたことを特徴とする請求項第５１項又
   は第５２項に記載の眼科測定装置。 ５４）前記ミラーによる反射角度は光束が重ならない範
   囲で十分小さくしたことを特徴とする請求項第５３項に
   記載の眼科測定装置。 ５５）前記ミラーを追従すべき血管を有する眼球の角膜
   又は瞳と略共役な位置に配置したことを特徴とする請求
   項第５３項又は第５４項に記載の眼科測定装置。 ５６）眼底の追従すべき血管の中心にレーザー光の照射
   位置を自動追従させる機構を設けたことを特徴とする請
   求項第５０項から第５５項までのいずれか１項に記載の
   眼科測定装置。 ５７）スペックルパターンの観測点に追従すべき血管像
   を動かすことによって自動追従を行なう機構を有する場
   合、前記レーザー光の照射位置を自動追従させる機構と
   スペックルパターンの観測点に追従すべき血管像を動か
   すことによって自動追従を行なう機構を共通としたこと
   を特徴とする請求項第５６項に記載の眼科測定装置。 ５８）追従すべき血管にレーザー光を動かして位置合せ
   可能とする機構を有する場合、前記自動追従させる機構
   と位置合せする機構を共通としたことを特徴とする請求
   項第５６項又は第５７項に記載の眼科測定装置。 ５９）観測点の位置及び方向と眼底像及びスペックルパ
   ターンを目視観察する光学系を有し追従すべき血管像を
   観測点上位置合せする機構を有しかつ追従すべき血管に
   レーザー光を動かして位置合せ可能とする機構を有する
   場合、前記自動追従を行なう機構と位置合せする機構を
   共通としたことを特徴とする請求項第５８項に記載の眼
   科測定装置。 ６０）前記自動追従はミラーを傾けることで行なうこと
   を特徴とする請求項第５６項から第５９項までのいずれ
   か１項に記載の眼科測定装置。 ６１）前記ミラーによる反射角度は光束が重ならない範
   囲で十分小さくしたことを特徴とする請求項第６０項に
   記載の眼科測定装置。 ６２）前記ミラーは追従すべき血管を有する眼球の角膜
   又は瞳と略共役な位置に配置したことを特徴とする請求
   項第６０項又は第６１項に記載の眼科測定装置。 ６３）眼底部に所定径のレーザー光を照射し、眼底部か
   らの散乱反射光によって形成されるレーザースペックル
   パターンの移動を観測点で光強度変化として検出し、そ
   れにより得られるスペックル信号を解析することにより
   眼科測定を行う眼科測定装置において、 レーザー光を対象血管を含む眼底部に所定径の光束とし
   て照射する光学系と、 眼底部の散乱反射光により形成されるレーザースペック
   ルパターンの移動を観測点でスペックル光強度変化とし
   て検出する手段と、 前記検出手段より得られるスペックル信号により眼底部
   の血球の移動速度の違いを判別して眼底部の血管部分を
   識別する手段と、 前記血管部分が移動した場合その移動量を検出する手段
   と、 前記検出された移動量に応じてレーザー光の照射位置を
   調節する手段と、 前記検出された移動量に応じて観測点の位置を調節する
   手段とを備え、 前記検出された移動量に応じて前記血管部分を自動追従
   することを特徴とする眼科測定装置。 ６４）前記レーザー光の照射位置を調節する手段と、観
   測点の位置を調節する手段を同一にしたことを特徴とす
   る請求項第６３項に記載の眼科測定装置。