JPH02268729A - 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１７−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ｒ　Ｉｎｖｅｓｔｉｇ
ａｔｉｖｅ　ＯｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙＪ、Ｖｏｌ、
、　１１゜Ｎｏ、１１．Ｐ　９３６．１９７２年１１月
、ｒｓｃｉｅｎｃｅＪ　　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５２−１４２８８５（英国１３１３２
／７６、υＳＰ４．１６６．６９５１．特開昭５６−１
２５０３３　（英国［ＧＢ］　７９／３７７９９１．特
開昭５８−１１８７３０［ＵＳｉ）４．４０２．６０１
１あるいはＵＳＰ４．１４２．７９６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６２−２７５４３１ｆＵＳＰ４．４７３．１．０７
．　ＥＰＣ２３４８６９１，特開昭６３−２：１８８４
３　（ＥＰに　２８４２４８１．特開昭６３−２４２２
２０（ＥＰＣ２８５３１４１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叉
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ドツプラどによっ
て撮影された眼底画像に刻して画像処理（例えば、画像
のサンプリング、へ／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ドツ
プラどによっ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４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
段ｉｔ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変化する度合を求め、その
変化度に従って血管エツジを判別して血管位置を識別し
、血管径を測定する構成を採用した。

［作　用１ 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瀧しいので、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。

本発明では、スペックル信号の変化する度合を求め、そ
の変化度に従って血管エツジを判別して血管位置を識別
し、血管径を測定するので、血管径を精度よくしかも瞬
時に演算することが可能になる。

［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ｌ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
６ｂ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の透明な環状開口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機影用光束
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Ｉ５を経て被検眼Ｉ６の角１１ｉ　１６　ａ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１．６　ｂ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、レーザー光は観察機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同視
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操影視野内
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
学系は機影光源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２】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、機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ベ・ンクル光
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ＣＣ０４３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。

このときのＣＣＤ４３の面上に形成される眼底像を第５
図に示す、ｌａ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ＣＣ０４３
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６ 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０以上の様に通常は眼底カメラとして
眼底の賎察搬影が可能であり、しかもレーザー光が照射
されている時であれば、その状態が観察樹影できるため
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６なお。

干渉フィルタ３９は、赤色Ｈｅ　−Ｎ　ｅレーザーの波
長６３２、８ｎｎ＋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■６の
眼底１．６　ｂ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、例え賃 ば切ｔ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１
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。演算後演算結果を出
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過したスペックル光束は
し９ル３６上に測定部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、積分回路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１０
２４画素のリニアＣＣＤ４３に供給する。ＣＣＤ４３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。Ｃ０Ｄ４３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、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
積分回路５４に入力し積分を行う、積分回路からの信号
は、第８図（Ａ）に図示したような波形となる。積分し
た信号をＡ／Ｄ変換回路５５で８ビツトにＡ／Ｄ変換し
てデジタル信号のデータとして演算部４Ｓに出力する。

演算部に入力される信号処理部４４よりの信号は、第８
図（Ａ）に図示したかなりのノイズを含んだ信号となる
。このような信号に対して移動平均などによるスムージ
ング操作を行うと第８図（Ｂ）のように平滑にされた信
号が得られる。第８図（Ｂ）において中央部の傾斜のや
や緩やかな部分Ｗが血管部分である。従って、血管の両
エツジを求めるには、第８図（Ｂ）において原点からの
接ＩＩＡ、Ｂを求めるとその接点が血管エツジとなる。

そこで、第９図（Ａ）のようにｎ点おきに原点からの変
化分（傾き）を求めて行くと、変化分が増加傾向から減
少傾向へ転じる点Ｃ１及び減少傾向から増加傾向へ転じ
る点りが求められる。そこでＣプラスマイナスｎ及びＢ
プラスマイナスｎの範囲内の点について１点づつ順次原
点からの変化分を求め、各隣接点間の変化分の差が０も
しくは０に近付（点を求める。第９図（Ｂ）に図示した
ように、上記のようにして求めた点と原点とを結ぶと、
Ｅ、Ｆの接線となる。このようにして求めた接点Ｅ’　
Ｆ’が血管の両エツジとして検出される。

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な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１Ｏ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１Ｏ図（Ｃ）のようにほぼ等しいような関
係になると第１０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１’１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６スペツクルパターンの移
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
光位置呻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いこ
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よって移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ＣＣＤ４３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Ｊ 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あり、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、）オー力ツシングレンズ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１６ａ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、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
するために各々のミラーを一枚に構成しである。

ＣＣＤ４３と血管像が垂直方向になるようにするだめに
、イメージローチーターフ０を使用して第１４図のよう
にＣＣ０４３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１５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振動させるか
、または第１６図のようにＣＣＤ直前のレンズ４２ｂを
パイブレーク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、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、スペックル信号の変化
する度合を求め、その変化度に従って血管工、ツジを判
別して血管位置を識別し、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（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１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（Ａ
）、（Ｂ）及び第９図（Ａ）、（Ｂ）は、血管部分を求
めるための信号処理を示した信号波形図、第１０図（ａ
）〜（ｆ）は、スペックルサイズ。 ＣＣＤ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図は、イメージローチーターの配置を示した配置
図、第１５図及び第１６図は、ＣＣＤ上の像を振動させ
る構成を示した配置図である。 ｌ−・・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 ４】・・・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１ｔの説明図 第５図 信号処理部光ツクの 第６図 信号波形図 第７図 第 図 信号処理を示す波形図 第９図 ＣＣＤ１画素 スペックルの検出状態を示す説明図 第１０図 スベ・ンタルの移動速度と信号の説明図第１１図 イメージローチーターの配置図 第１４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、 スペックル信号の変化する度合を求め、その変化度に従
   って血管エッジを判別して血管位置を識別し、血管径を
   測定することを特徴とする眼科測定方法。 ２）前記スペックル信号を積分、平滑処理を行ってから
   変化度を求め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）複数回、血管径を測定し、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１項または第
   ２項に記載の眼科測定方法。 ４）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の変化度を検
   出する手段と、 スペックル信号の変化度に従って血管エッジを判別し血
   管位置を識別し血管径を演算する手段を設けたことを特
   徴とする眼科測定装置。 ５）前記スペックル信号を積分、平滑処理する手段を設
   けたことを特徴とする請求項第４項に記載の眼科測定装
   置。