JPH02268728A - 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】 ［ａ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
う方法が種々しられている。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ｒＩｎｖｅｓｔｉｇａｔ
ｉｖｅ　Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ」、Ｖｏｌ。

１１、Ｎｏ、１１．Ｐ　９３６．　１９７２年１１月、
’５Ｃ１ｅｎＣＪ　Ｖｏｌ。

１８６、Ｎｏｖ、２９．１９７４．　Ｐ　８３０をはじ
め特開昭５５−７５６６８、７５６６９．７５６７０　
、あるいは特開昭５２−１４２８８５Ｃ国１３１３２／
７６、ＵＳＰ４，１６６．６９５）、特開昭５６−１２
５０３３（英国［ＧＢ］　７９／３７７９９）、特開昭
５８−１１８７３０（ＵＳＰ４゜４０２．６０１）あル
イはＩＪＳＰ４．！４２．７９６等に示さレルレーザー
ドッ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８２−２７５４３１（ｔｌｓＰ４，４７３，１０７
．　Ｅｌ’Ｃ２３４８１ｉ９）、特開昭６３−２３８８
４３　（ＥＰＣ２８４２４８）、特開昭６３−２４２２
２０　（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。

また、上記スペックルパターンは、散乱物体の移動に応
じて移動するため、その移動を観測点での光強度の変化
として検出すれば、その信号強度の度合から物体の運動
速度の差を判別することができる。

従来血管部分を判別し、血管径を測定する方法としては
、眼底カメラを用いて眼底写真を撮影し、その写真より
血管径を測定する方法、あるいはＴＶカメラなどによっ
て撮影された眼底画像に対して画像処理（例えば、画像
のサンプリング、Ａ／Ｄ変換、鮮鋭化、マスク処理、フ
ィルタ処理等の画像処理）を行い、血管径を測定する方
法が知られている。

［発明が解決しようとする課題］ しかし、このような従来の方法では、眼底写真を撮影し
てその写真より血管径を測定するため測定結果を得るま
でにかなりの長い時間を必要とし、リアルタイムで瞬時
に血管径を測定することは不可能である。又、ＴＶカメ
ラなどにょフて撮影された眼底画像は、一般に光量不足
となり充分なＳ／Ｎ比が得られないため、複雑な画像処
理が必要となり、装置が大がかりになり、高価になって
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
な構成で精度良く瞬時に眼底部の血管径を測定すること
が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、眼底部の血球からの拡散
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眼底部の血球の移動
速度の違いを判別して血管部分を認識し、血管径を測定
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の移
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。光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こ
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、血管
部分の像の両エツジ間の幅を求めることにより血管径を
精度よくしかも瞬時に演算するようにしている。

［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
眼科装置にも適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６
３２．８ｎｍ　）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１
８ｂ上にお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、測定すべき血管が照射される。

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４６ｂ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Ｙ両方向で各々独立にミラーの傾き角を変えられ
るようになフており、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１６ａ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＃Ｒ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ブイルターとし
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
一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、４
２ｂ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４
５°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きミラー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。

このと籾の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ッポ
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１６ｃ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
面上の穴開きミラー３２の穴３２ａの像に交わらない位
置にＣ０Ｄ４３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−Ｈｅレーザーの波長６３２．８ｎｍ
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
針＊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
ミラーの傾き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３０の位置は、被検眼１６の角膜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ｔａｂ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
ンズによっ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大開鮒ミ
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
１ａ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Ｃ０Ｄ４３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Ａ／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部分を識別し、後述する
ように血管径を演算により求める。演算径演算結果を出
力部に出力し、出力部では血管径を表示器に表示する。

なお測定中、波長分離ミラー３４を透過した赤色成分以
外の観察撮影光束やわずかに透ｉＭ　シたスペックル光
束はし粘↓ル３６上に測定前同様に眼底像が形成され、
観察者は観察可能であるため、対象位置がずれていない
か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５日で発生する駆動パル
スを１０２４画素のりニア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フ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、ＣＣＤ全体からの波形では
なく、中心付近のみの波形である。これは、第８図、第
１０図、第１１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に入力し、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５
４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。

涜婢部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Ｏ，ｎ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
大とな値を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０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“Ｃ１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Ｃ
ＣＤ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８２′ＥＬびブロックＢ３はそれぞれ血管のエ
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で血管の右エッ゛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Ｓ４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１かＯ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顆でき
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工
、ツジ１と判定する。血管エツジ１の位置をステップＳ
７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〜Ｓ１２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。

識別された血管は、その両エツジ間の幅から受光光学系
において決定される係数を、例えば掛は算することによ
り血管径を求めることができる。

このとき、数回に亘って血管の存在する幅を求め、数回
の幅からその平均値を求めるかあるいはその最小値を求
めることにより演算を行い血管径を求めると更にその信
頼性を向上させることができる。　　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１０図＜ａ）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１０図（ｂ）のようなスペックル信号９３ａになる。

又逆に第１０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Ｃ
０Ｄ４３の各画素に入射する光量が平均化されてしまい
、第１０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１
０図（Ｃ）のようにほぼ等しいような関係になると第１
０図（ｄ）に図示したように良好なスペックル信号９３
ａ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１１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、従ってスペックル９３
°の移動速度が遅い場合で、右半分は、血管等で血球の
移動速度が速く従ってスペックルの移動速度が速い場合
の図であり、第１１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センサ
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
≠ことになり、走査型センサーであるＣＣＤ４３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ょって移動速度の異なる物
体の判別を行なうことかできる。

１Ｊ５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１８
ｃ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１２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１２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を介じて眼底１６ｂに照射され
る。可動ミラー１０６の詳細は第１３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ｆ６ａ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１
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ミラーと観測点位置合
わせ用ミラーが独立して動くため１位置合わせの操作が
複雑になるという欠点がある。本実施例ではそれを解決
するために客ｙア′ミラーを一枚に構成しである。

第１４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９、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５５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１５図の信号処理ブロッ
ク図のような構成にしてもよい。

ＣＣＤ４３と同様なＣＣＤ４３°を設は眼底像を受光す
るように配置する。Ｃ０Ｄ４３．４３　’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１６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
の出力信号を入力信号とし、それぞれの人力信号のうち
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１６図（Ｑ）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１６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
ＣＤ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１４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っても同等
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１７図のよう
にＣ０Ｄ４３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。

ＣＣ０４３を第１８図のようにバイブレータ７１で振動
させ、ＣＣＤ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撮動させるか
、または第１９図のようにＣＯＤ直前のレンズ４２ｂを
バイブレータ７！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、ＣＣ
Ｄ４３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、血管径を測定するようにしているので、
簡単な構成で精度よくしかも瞬時に血管径を測定するこ
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
号処理部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、血管探索時の制御の流れを示したフローチャート
図、第１０図（ａ）〜（ｆ）は、スペックルサイズ、Ｃ
ＣＤの画素サイズの関係と出力信号を示した説明図、第
１１図（ａ）、（ｂ）は、スペックル′パターンの移動
速度とＣＣＤの出力信号の波形を示した説明図、第１２
図は、本発明装置の他の実施例の構成を示した構成図、
第１３図は、可動ミラーの詳細な構成を示した構成図、
第１４図及び第１５図は、それぞれ信号処理部の構成を
示したブロック図、第１６図（ａ）〜（ｄ）は、ＣＯＤ
からの出力信号の波形を示した波形図、第１７図は、イ
メージローチーターの配置を示した配置図、第１８図及
び第１９図は、ＣＣＤ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・・・可動ミーター 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 ４・・・信号処理部 ５・・・演算部 眼底像の説明図 第４図 眼底像の説明図 第５図 信号処理部のフｂツク図 第６図 出力波形図 出力波形図 第７図 第８図 ＣＣＤ１画素 スベ・ンクルの検出状態を示′ｇ説明図第１０図 スベ・ンクルの移動速度と信号の説明図第１１図 信号波形図 第１６図 イメージローチーターの配置図 第１７図 バイラし−９の配置図 第１８図 バイづし−９の配置図 第１９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、血管径を測定する
   ことを特徴とする眼科測定方法。 ２）前記識別された血管の両エッジ像の幅に所定係数を
   掛けることにより血管径を求めるようにした請求項第１
   項に記載の眼科測定方法。 ３）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項又は第
   ２項に記載の眼科測定方法。 ４）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項から第３項ま
   でのいずれか１項に記載の眼科測定方法。 ５）測定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４項に記載の眼科測定方法。 ６）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
   ５項までのいずれか１項に記載の眼科測定方法。 ７）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。 ８）前記所定径を測定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７項までのいずれか１項に記載の眼科測定方法。 ９）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８項に記載の眼科測定方法。 １０）測定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９
   項までのいずれか１項に記載の眼科測定方法。 １１）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１０項までのいずれ
   か１項に記載の眼科測定方法。 １２）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
   １項に記載の眼科測定方法。 １３）スペックルパターンの観測点に測定すべき血管像
   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１２項に記載の眼科測定方法。 １４）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１１項から第１３項までのいずれか１
   項に記載の眼科測定方法。 １５）前記血管径の測定を複数回行い、その測定値のう
   ち最小値を血管径とすることを特徴とする請求項第１４
   項に記載の眼科測定方法。 １６）レーザー光としてＨｅ−Ｎｅレーザー光、アルゴ
   ンレーザー光、あるいは半導体レーザー光を用いるよう
   にしたことを特徴とする請求項第１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、 前記識別された血管部分から血管径を求める手段とを備
   えたことを特徴とする眼科測定装置。 １８）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１７項に
   記載の眼科測定装置。 １９）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１７項又は第１８項に記載の眼科測定装置。 ２０）測定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１９項に記載の眼科測定装置
   。 ２１）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２０項に記載の眼科測定装置。 ２２）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１７項から第２１項まで
   のいずれか１項に記載の眼科測定装置。 ２３）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１７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）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１７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）測定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１７
   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）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２５項に記載の眼科測定装置。 ２７）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２６項に
   記載の眼科測定装置。 ２８）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１７項か
   ら第２７項までのいずれか１項に記載の眼科測定装置。 ２９）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２８項に記載の眼科測定装置。 ３０）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１７項又は第２９項に記載の眼科測定装置。 ３１）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２８項から第３０項までのいずれか１項に記載の
   眼科測定装置。 ３２）前記走査型センサの面上に形成された眼底像の測
   定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３１項に記載の
   眼科測定装置。 ３３）前記走査型センサを眼底部の測定すべき血管に対
   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３０項又は第 ３１項に記載の眼科測定装置。 ３４）前記走査型センサの面上に形成された眼底像を眼
   底像の測定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３１項から第３３項までのいずれか１項
   に記載の眼科測定装置。 ３５）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測定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３１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３５項に記載の眼科測定装置。 ３７）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３５項に記載の眼科測定装置。 ３８）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３５項
   から第３７項までのいずれか１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、測定すべき血管像
   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３１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）測定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、前記測定すべき血管像を
   観測点に位置合せする機構と測定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１７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）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３９項に記載の眼科測定装
   置。 ４２）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４１項に
   記載の眼科測定装置。 ４３）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
   ３８項から第４２項までのいずれか１項に記載の眼科測
   定装置。 ４４）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４３項に記載
   の眼科測定装置。 ４５）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２８項から第４４項までのいずれか１項に記載の眼
   科測定装置。 ４６）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
   ４５項に記載の眼科測定装置。 ４７）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４６項
   に記載の眼科測定装置。 ４８）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２８項から第４７項までのいずれか１
   項に記載の眼科測定装置。 ４９）観測点上の測定すべき血管像の血管径を演算する
   演算部を設けることを特徴とする請求項第４８項に記載
   の眼科測定装置。