JPH02274220A - 眼科診断装置 - 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１ 本発明は眼科診断装置に係り、さらに詳しくは眼底部に
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スペックルパターンの移動を光強度
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診断を行う眼科診断装置に関
する。

［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ｒ　Ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｖｅ
ＯｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙＪ、Ｖｏｌ、１１．Ｎｏ、
１１．Ｐ　９３６．１９７２年１１月、ｒｓｃｉｅｎｃ
ｅＪ　　Ｖｏｌ、　　１８６、Ｎｏｖ、　２９．１９７
４：　Ｐ８３０をはじめ特開昭５５−７５６６８．７５
６６’３．７５６７０゜あるいは特開昭５２−１４２８
８５　　（英国１３１３２／７６゜１ＪｓＰ４．１６６
．６９５）　、特開昭５６−１２５０：１３　（英国［
ＣＢ］７９／３７７９９１　、特開昭５８−１１８７３
０（ＵＳＰ４．４０２．６０１＋あるいはＵＳＰ４．１
４２．７９６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。それに対して我々は、す
でに皮膚血流計測等に応用されているレーザースペック
ル法（例えば、特開昭６０−１９９４３０．２０３２３
５．２０３２３６あるいはｒ　０ｐｔｉｃｓＬｅｔｔｅ
ｒ　Ｊ　Ｖｏｌ、　　１０．　Ｎｏ、　３．　１９８５
年３月　Ｐ２Ｏ３等に開示されている）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をすでに示
してきた。

これらは特ν昭６２−２７５４３１（ＵＳＰ４，４７３
．１０７．　ＥＰＣ２３４８６９１、特開昭６３−２３
８８４３　（ＥＰＣ２８４２４８）、特開昭６３−２４
２２２０　（ＥＰＣ２８５３１４１として出願されてい
る。そこでは例えば眼底を測定する場合、眼底に対する
光学的なフーリエ変換面又はフラウ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にて
、眼底像を検出面上でｉ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１位置ずれを補正
しているが、これを我々のスペックル法で行なうには別
に光ビームを照明し、さらにその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ｒ　Ａｐｐｌｉｅｄ　０ｐｔｉｃｓＪ　Ｖｏｌ
、２７．　Ｎｏ、　６゜Ｍａｒｃｈ　１５．１９８８　
Ｐ　１１１３あるいは特開昭６３−２８８１３３　＋Ｕ
ＳＰ−０１４９９４１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、しかもこれ
らは血流測定用の装置ではないため、我々の血流測定部
に全く別の大がかりな装置を追加することになり、実用
的でなくなる。

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。こうしたことから、我々のスペックル法に適用
し得るものとして、血流を測定するために血管に照射し
たレーザースポットによって形成されるレーザースペッ
クルパターンを、血流だけでなく血管認識にも利用しそ
れによって自動追従により位置ずれを補正するので、純
粋にスペックル法による原理であり、全体の構成も従来
の技術に基づくよりは簡単になる。

眼底の血流状態は、単に血流速度だけでなく血管径の拡
張、収縮とも大きく関係し、これらがいづれも臨床上の
各ｌ疾患と関連している。すなわち、全体としての血流
量が重要である。ところが、これまでの眼底血流測定装
置では、装置内で血流測定と同時に血管径を直接測定し
、血流データと併せて血流量として算出し、それら３つ
のデータを提示することができなかった。さらに、これ
らの３つのデータを時系列変化として測定し、解析し、
表示することもできなかった。

ドツプラー法を用いた特開昭５６−１２５０３３の装置
では、自動追従のところで述べた方式で血管認識し、血
管幅を求めているが、先に述べた理由から実用的でなく
、特に我々のスペックル法には向かない。又雑誌ｒＡｐ
ｐｌｉｅｄ　０ｐｔｉｃｓＪ　Ｖｏｌ、２７．　Ｎｏ、
　６゜Ｍａｒｃｈ　１５．１９８８　Ｐ　１１１３や特
開昭６３−２８８１３３　（ＩＪＳＰ−０１４９９４１
の技術も先に述べた理由で実用的でない。

一方、眼底写真をとって後で写真から計測する手法は間
接的であり、血流測定と同時に計測、評価できず、従っ
て血流量も同時にはわからず、写真を調べた後になって
しまう、これは臨床的にも不便でやはり実用的でない、
同様にＴＶカメラで上記の計測を行なう方法も特開昭６
３−２６４０４１に開示されているが、光量不足からＳ
／Ｎ比の良い画像が得られず、複雑な画像処理を必要と
しているため時間と高価な処理装置を要しこれも実用的
でない。我々は前記のようにスペックル法で血管認識を
行ない、自動追従する機能をそのまま利用し、血管認識
信号から血管径を測定するので、非常に便利で簡単、か
つ後々の信号処理にもそのままデータを使え直接的であ
る。又自動追従用の信号を利用するため時間分解能もよ
く非常に有効なデータが得られる。

ある任意の時間内での血流の時間的変化を見ようとする
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ストアーし
、あるいは解析した後１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みることはできない、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
変わることは十分有り得る。それを−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、これまではドツプラー法で試みら
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
するにととまっていた。

また１度測定したデータを処理してからでは不用な成分
を除去し５本来の血管血流信号のみ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６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
与しているかが結果をみただけでは不明なためである。

また測定中に目ばたきゃ、瞬時的なノイズや不用信号が
入った場合、処理済みのデータに誤差が含まれることに
なり、この場合正しい評価ができな（なり、たった瞬間
の信号のために１測定が無駄となり再度とり直しをしな
ければならなかった。

従って一度データをストアーしておけば、何度でも処理
し直せるし、不用部分のカットもてきる１時間的変化も
とらえられる。

血流信号の時系列的な変化は血管径の時系列的な変化と
併せて同時に記録しておかないと瞬時瞬時での血流量が
どう変化しているかとらえられることができない、また
これらは脳波や心電図と大いに関係があるのに今までは
別の装置によって記録し、あとで手作業で血流データと
てらし合わせる程度であった。今回血流状態、血管径、
血流量、脳波、心電図などを全て一度メモリにストアー
した後、読み出して必要に応じた処理を行ない同一時間
軸スケール上に時系列変化として表示するようにしたの
で、大変実用的で臨床に便ｆすである。

従って、本発明は、このような問題点を解決するために
なされたもので簡単な構成で、しかも正確に種々の眼底
に関するデータを得、的確な眼科診断が可能な眼科診断
装置を提供することをその課題とする。

［課題を解決するための手段］ 本発明によれば、このような課題を解決するために、眼
底部に所定径のレーザー光を照射し、眼底部からの散乱
反射光によって形成されるスペックルパターンの移動を
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診断を行う眼科診断装
置において、レーザー光束を対象血管にその血管径より
大きな所定径で照射する光学系と、前記スペックルパタ
ーンを眼底と共役な像面に形成する光学系と、前記スペ
ックルパターンの移動を光強度変化として検出する第１
の検出手段と、前記第１の検出手段より得られるスペッ
クル信号により血流状態を測定する手段と、前記スペッ
クルパターンの移動を光強度変化として検出する第２の
検出手段と、前記第２の検出手段より得られるスペック
ル信号により血管部を識別する手段と、前記血管部分が
移動した場合その移動量に応じて血管部分を自動追従す
る手段を設ける構成を採用した。

［作用］ このような構成において２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１．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、識別された血管部分により
血管部分が移動した場合その移動量を即座に求めること
ができ、それにより対象血管を常に自動追従することが
可能になる。従って、正確にその血管の血流状態に関す
るデータを取得することが可能になる。

［実施例］ 第１図は、血流状態測定用と血管測定及び観察用の光学
系を眼底と略共役な位置にある穴開きミラーで分離する
場合の全体構成を示す。

第１図において１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
ｆｆｌＦＩ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１６ｂ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の環状開口１１ａの一部に設置したミラーｌＯ上に
集光され反射される。この構成により眼底観察盪影用光
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付近で一度集
光した後、拡散する状態で眼底１６ｂに達し、測定すべ
き血管を含みかつ血管径に比べて広い眼底領域が照射さ
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（、眼底上
でビームを移動することができる。

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１
８、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
示したよう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。

レーザー光が眼底で散乱されて生ずるスペックル光と、
他の観察機影用の反射光は、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力ッ
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、結像レンズ４２により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
示すような分光特性を有し、赤色のＨｅ−Ｎｅ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ようになっている。

またレチクル３６は第４図に示したように直角に印しで
あるレチクルのうち一方が区別できるような模様になっ
ており、その直角に交わる部分が穴開きミラー３２の穴
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図のように血管１６ｃの像の傾きに合
わせることにより、その方向にＣＣＤ４３が同期して回
転し自動的にＣＣＤ４３と血管像が垂直方向に交叉する
ように制御される。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、第５図のようにＣＣＤ４
３の面上の穴開きミラー３２の穴の像に交わらない位置
にＣＣＤ４３は設置してあり、またそのＣＣＤ４３は血
管１６ｃの方向と垂直方向に設置しである。またビーム
スポットｌａは、上述したように血管１６ｃの径よりも
大きくなっている。

また、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。

以上のよう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極めて有用性のある装置が得ら
れる。

以上の眼底からのスペックル光、観察機影用の反射光を
受ける受光光学系において穴開きミラー３２の穴を通過
した光はピンホール３８上に被検者１６の眼底１６ｂ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を経て測定開始時光電検出装置
として機能するフォトマル４０で受光される。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。又ピンホール３
８の代わりに穴開きミラー３２の穴３２ａをスペックル
検出に利用することもできる。

なお干渉フィルタ３９は赤色Ｈｅ−Ｎｅ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６ 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は被検眼１６の
眼底！Ｓｂ上の血管を穴開きミラー３２を介してピンホ
ール３８上に結像させるように位置補正を行なうための
ものであり、測定開始前に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。

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１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３０の位置は、可動ミラー８と同様に被
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を傾けても被検者
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１６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
高倍率で拡大像として観察することにより眼底１６ｂ上
のレーザースポットｌａ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ｌ
ａの位置を確認することが可能になる。

解析部４１は例えば光子相関処理法による場合について
は第６図に示すようにアンプ８１．光子計数ユニット８
２、アナログデジタル変換器８８と８９、相関器８３．
マイクロコンピュータ８４、ＣＲＴ８５．プリンタ８６
、メモリ８７から構成される。

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１６ｂの測定部位でのレーザー光照射領域を血管
１６ｃに比べて広い領域、例えば１〜３ＩＩＩＩｌφの
ように設定するため、この中には毛細血管網の他に、比
較的太い血管が複数重含まれる場合も当然ありうる。従
って特定の１本の血管の血流を測定するためにスペック
ルパターンの検出を、本実施例では拡大した像面上で行
なう方法を用いている。すなわち眼底の共役像を第１図
の結像面となるピンホール３８上に形成する。ピンホー
ル３８は検出開口として使われ、スペックル光強度変化
を検出する。検出された光はフォトマル（光電子増倍管
）４０で信号に変換される。

測定時フォトマル４０からの出力は、血球の移動に伴な
い時間と共に変動するスペックル信号となる。スペック
ル信号は解析部４１内の増幅器８１で増幅され、光子計
数ユニット８２で所定の単位サンプリング時間ごとに光
電子パルスが計数される。各サンプリング毎の計数値は
随時メモリ８７に格納され、測定終了後相関器８３によ
って自己相関関数が計算され、血流状態が測定される。

本実施例では第４図あるいは第５図に示すように、拡大
面上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１６ｃ内にピンホール３８が設
置されるように調整されるため、特定の１本の血管血流
を測定することができる。従って後に述べるごとく検出
方法及び信号処理により、血流状態を速度として算出す
ることが可能になる。

すなわち、第７図のように所望の血管１本９２が拡大像
で得られているとき、少なくともこの像上での血管径よ
りは小さい径をもつ第８図のようなピンホール３８を血
管内の像面スペックル９３が移動している部分に配置す
るようする。このような配置にすることにより、ピンホ
ール３８をスペックル９３が横切るのに応じて得られる
検出光強度の変化を検出することによりスペックル信号
が得られる。血流が速ければ像面スペックル９３が拡大
像上でピンホール３８を横切る速度も速くなり、スペッ
クル信号の時間変化が速くなるため、スペックル信号は
高周波成分が多くなる。

そこで解析部４１でスペックル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ことにより
・血流速度を求めることができる０例えば第９図のよう
なデータを得た後、コンピュータ８４でスムージング処
理を行なった後第１０図の相開カーブを得る。この曲線
に関して相関値がＩ／２（またはｌ　／　ｅなど）にな
る遅れ時り 間を相関時間てＣとすれば、その逆数１　／　Ｔ：　ｃ
坊像面スペックルの速度が直線関係にある。像面スペッ
クルの速度は血流速度Ｖと１対１の直線関係にあること
は既にわかっているので、１／τＣの測定により、血流
速度Ｖは、第１１図のような関係からすぐに求められる
。第１１図の直線の傾きはｌ／工ＣとＶとの比例関係の
係数で決まるので、予め較正しておくことにより血流速
度Ｖが得られる。

血流速度の結果は解析部４１内のＣＲＴ８５やプリンタ
８６に表示される一方、演算部４５にも送られ後述する
ように血流量の演算に使われる。

血流量の結果は出力部４６ａに出されるが、同時に再び
解析部４１内のマイクロコンピュータに戻され、メモリ
８７に格納したり、表示したりされる。

次にＣＣ０４３の出力信号の取扱いについて説明する。

測定開始によりスペックル光はＣ０Ｄ４３で受光されＣ
Ｃ０４３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を認識し、血管径を演算
により求め血管径と解析部４１の血流速度から演算によ
り血流量を求める。演算後結果は出力部４６ａに出力さ
れ、血流量を表示する。

又、演算部４５の血管判別信号より血管位置の検出を行
ない、血管移動に対して初期位置に戻るような補正量を
演算する。演算結果を出力部４６ｂに出力し、出力部４
６ｂでは演算結果に基づいて可動ミラー３０、可動ミラ
ー８の制御を行ないピンホール３８上に常に眼底血管像
の同じ位置があるように又、眼底１６ｂの同じ位置にレ
ーザースポット１ａがあるよう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を透過した赤色成分以
外の観察機影光束やわずかに透過したスペックル光束は
レチクル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１２図は信号処理部ブロック図である。信号処理部４
４は駆動回路５６、バイパスフィルター５１、増幅器５
２．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ＣＣ：Ｄ４３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１３図のようになる。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１３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１４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。ＣＯＤ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、−夕のアド
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Ｏと
する。メモリから読み出されたデータは血管部分はｌで
あるが、血管でない部分もスペックルの影響によりｌ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１５図に従って説明する。

ブロックＢｌ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Ｃ０Ｄ４３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ｌ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ＣＯ
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Ｓｌ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１か０かを判断する。基準アド
レスはブロックＢｌより血管上にあると信頼できるので
、血管の中心から左右に向かってエツジを探索する。つ
まりステップ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ｌ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Ｓ９〜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、別の方法と
して考えられるアドレス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。

認識された血管は両エツジの幅から受光光学系において
決定される係数によって血管径を求めることができる。

このとき、数回にわたって血管の存在する幅を求め、数
回の幅から平均を求める。

あるいは最小値を求めるなどの演算をしてから血管径を
算出すると、より信頼性が向上する。

血管エツジのみの情報から血管の移動量を求めるには複
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１６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１５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
タがそろっ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、Ｄ２を両エ
ツジについて求め、ステップＴ５でその差分Ｃ１，Ｃ２
，ＤＩ　、Ｄ２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，Ｄｌ、Ｄ２の値の最も小さい値（ｍｉｎｉｍｕ
ｍ　）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、血管像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回の連続データがらでは移動が検出されないという
ことに対応したもので。

（ａｍ、　ｂｍ）　、　　（ａｍ＋−１、ｂＩｌｌ−１
）　、　　（ａｍ−２゜ｂｍ−２）の各エツジと初期位
置（ａｏ、ｂＯ）とのずれ、Ｃ１）２．　ＣＯｌ、　Ｃ
ＯＯ，ＤＯ２，Ｄｏｌ、　ＤＯＯを求メル、　ＣＯ２，
ＣＯｌ、　ＣＯＤ、　　ＤＯ２，ＤＯｌ、　　ＤＯＯＩ
１７）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ＴＩに戻る。ステップＴ９ではステ
ップＴ６と同様にずれＣＯ２，ＣＯｌ、　ＣＯＯ，ＤＯ
２，００１，ＤＯＯの値の最も小さい値（ｍｉｎｉｎ＋
ｕｍ　）をずれ量とし、補正量を得て出力する。

出力部４６ｂ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。

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１７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、ＣＣＤ４３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医 てステッナイの追従もステップ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。

レチクル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、さらにＣＯＤ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９３ａを得ることができない。たとえば第１
８図（ａ）のようにスペックル９３°のサイズがＣＣＤ
４３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１８図（ｂ）のようになる。

又逆に第１８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
ＣＤ４３の各画素に入射する光量が平均化されてしまい
、第１８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Ｃ０Ｄ４３の１画素のサイズの関係は第１８
図（Ｃ）のようにほぼ等しいような関係になると第１８
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。

次に血流信号を中心としてデータの取扱いについて説明
する。

解析部４１内では光子計数ユニット８２から得られる時
系列パルス信号は、第１９図（ｂ）のように第１９図（
ａ）のスペックル信号の強度に比例した密度でパルス列
が構成される。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。ここでは所定の短いサンプ
リング時間Δｔごとに、第１９図（Ｃ）のごとくパルス
を計数し、その計数値をｎｌ、ｎ２．ｎ３．・・・ｎｉ
・−ｎ　ｍとメモリに格納する。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２ｍ個のデータが
格納される。すなわちｌ測定時間は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τｃｍｉｎ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１
例えばｚ　ｃｍｉｎ＝　２０　μｓｅｃであれば、Δｔ
＜０．５〜１μｓｅｃというように設定する。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２０図に示すように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Ｕ１゜Ｕ２
．Ｕ３・・−Ｕ　ｍ／ｈとし、各ユニット毎に順次相関
関数を求めていく、この時ＵｌからＵ　ｍ／ｈまでを同
一の遅れ時間Δτを設定しても良いし、個々に適切なΔ
てを設定してもよい、こうしてｌ測定Ｔ内をｍ　／　ｈ
個に分けた時間分解能Ｔ’＝ｈΔｔで１つの測定が時分
割評価できるようになる。但しＴ′＝ｈΔｔが短すぎる
と各ユニットの相関関数が充分に収束しないのでΔｔ（
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、少なくともＴ　’　＜Ｔ／
　Ｉ　Ｏ（ｍ／ｈ＞　ｌ　Ｏ）の条件が好まし１１−　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　ｒＮ／
い。この時、分解数ｍ　／　ｈは何度でも繰り返して変
更できるし、最適分、解散をさがすこともできる。途中
、目ばたき等で明らかに異常なデータがあれば、それを
含むユニットは除いて評価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２０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　Ｃ１，１：　
Ｃ２，テＣ３，−ｔ：　ｃｍ／ｈを求め、その逆数、あ
るいはさらにそれに較正係数を乗じた血流速度ｖ　Ｉ、
ｖ２．ｖ３．−＝ｖｍ／ｈを計算し、第２０図（ｄ）の
ように時間軸スケールに対してプロットすれば、その時
系列的な変化の様子が良くわかり便利である。これと併
せて演算部４５からの血管径データも一度メモリ８７に
格納されており、第２０図（ｅ）のようにプロットする
ことができる。血管径データのプロットの時間分解能は
ＣＣＤからの読み出しと演算部等から決まり、相関時間
てＣ評価の時間分解能Ｔ’＝ｈΔｔとは異なっても何ら
問題はない。

第２０図（ｄ）のデータと第２０図（ｅ）のデータから
第２０図（ｆ）に図示したような血流量を演算して同じ
時間軸スケールに対して表示することができる。この時
第２０図（ｅ）の血管径データは例えば血流データの１
ユニット時間Ｔ’＝ｈΔを内で平均して、その平均血管
径データと血流データから１ユニット時間Ｔ′における
平均血流量として第２０図（ｆ）のようにプロットされ
る。このようにして血流、血管径、血流量の時間変化が
表示されるので、臨床診断上大いに有効である。ただこ
の時１時間分解能は第２０図（ｄ）か第２０図（ｅ）の
長い方の時間分解能で決まり、それより細かく時間変動
をみることはできない、一般に、それは第２０図（ｄ）
の血流データの分解能であることが多い。というのは第
２０図（ｄ）は相関をとって調べるためある程度の積分
時間が必要なためである。

そこでもう１つの血流速度Ｖを調べる方法を第２１図に
示す、この方法は相関をとるよりもより細かい時間のデ
ータで、その時間内の血流データが演算できる可能性が
ある。つまり測定時間Ｔをｍ　／　ｈ個に等分割し、各
分割時間Ｔ’＝ｈΔｔをユニット時間Ｕ１．Ｕ２．Ｕ３
．・・・ＵｆｆＩ／ｈとする。さらに個々のユニット内
を第２１図（Ｃ）に示すようにさらに６７２個に等分割
し、各分割時間Ｔ″＝βΔｔをゲート時間Ｇｌ　、　Ｇ
２　。

Ｇ３．・・・Ｇｈ／４２とする。

そこで最初のゲート時間は１２個の計数データ計数の総
和を求める。２番目以降も各ゲートに含まれる２個のΔ
ｔごとの計数ｎの総和を求める。

よってユニットＵｌ内でｈ／Ｑ個のデータＮｌ。

Ｎ２．・・・Ｎｈ／Ｊｌが得られる。次にこれらのデー
タ〈ΔＮ”）／Ｎを求める。こうして１番目のユニット
Ｕ１について、その正規化分散の０１が求まる。同様に
Ｕ　２　、　Ｕ　３　＝−Ｕｍ／ｈについてａ２゜ａ　
３、−−−ａｍ／ｈを求め、全体でｍ／ｈ個の０が決ま
る。

血流速度が速い時は第２２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。逆に遅いときは第２３図のごとくと
なり、遅いスペックルの動きが−ｃｃ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２４図のように、Δｔごとの計数値ｎを時々刻
々プロットすれば、第２４図の上段のプロット信号６０
は、血流が早い場合で、その時間に対する変動が速く、
下段の信号６１は血流が遅い場合でその時間に対する変
動は比較的遅い、それを適切なゲート時間Ｇｎ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
な効果でカーブ６２のように血流が早い場合は高周波成
分が滑らか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〈Δ
Ｎ２〉が小さくなる。

一方布流が遅い場合は、低周波成分が主流のため、依然
として振幅の大きいところがカー１６３に示すようにし
て残り、その分布は６５のように広がり、分散も血流が
早い場合よりは大きくなる。そこで両方の分散値を比較
すれば血流速度が速いか遅いかを判別できる。ただｎや
Ｎはパルス計数値なので、光１が多ければその絶対数も
大きくなる。そこで各々ｌユニット内の平均された１ゲ
ートあたりの加算計数値Ｎで正規化した分散ａ＝（ΔＮ
”）／Ｎによって評価すればよい。

各ユニット毎に相関関数を計算し、その相関時間てＣを
もとに評価する場合は、ユニット時間が短い時や光量が
低い時、τＣを評価し得るまでに充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方法
は効果的である。

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繰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。

第２４図から得られる正規化分散０の逆数１１０と血流
速度Ｖとの関係をあらかじめ較正し、その関係式をコン
ピュータに入れておけば、０の測定からも血流信号を得
ることができる。こうして得た各ユニットごとのデータ
を時間軸にプロットしてやれば、第２０図（ｉ）のよう
になり、第２０図（ｄ）のかわりに第２０図（ｉ）を用
いてもよい。

以上の３種類のデータに対しもし時系列変化でなく、測
定時間Ｔにわたる平均値として求める必要がある時は、
血流速度はＴにわたるｍ個の計数データｎから直接自己
相関関数を計算し、その相関時間を求めてもよく、又各
分割したＴ′ごとの相関時間ｒ、　ｃｌ、　ｚ　ｃ２．
　ｖ　ｃ３．−−−−ｃｃｍ／ｈの平均値を求めてもよ
い、また、血管径についてはＴにわたる全データの平均
をとればよい、血流量は平均値の血流データと血管径デ
ータから算出してもよく、また各ユニット毎の血流量デ
ータを出してからその平均をとってもよい。

この時被検者の脳波や心電図を第１図の脳波計９０や心
電計９１で検出し、第６図のアナログ／ディジタル変換
器８８と８９で各々ディジタル信号にしたのち、コンピ
ュータ８４を通してメモリ８７に格納しであると、第２
０図の（ｇ）や（ｈ）のごと（脳波や心電図と第２０図
（ｄ）、（ｉ）、（ｅ）、（ｆ）の各結果とを同一時間
軸スケールで、同一時刻として表示できるため１拍動流
等様々な診断計測に非常に有効である。第２０図（ｇ）
や（ｈ）に対して第２０図（ｄ）と（ｉ）は同一時刻の
スケール上にて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。

以上一連の時間変化は血管自動追従により、常に血管か
らの信号を測定できるようになっていることで、極めて
効果的な結果を提供できる。従って自動追従機能、デー
タのメモリ格納機能、時間分割評価機能が合わさって極
めて臨床に好適な装置が提供できる。

［発明の効果］ 以上説明したように、本発明では、識別された血管部分
により血管部分が移動した場合その移動量を即座に求め
ることができ、それにより対象血管を常に自動追従する
ことが可能になる。従って、正確にその血管の血流状態
に関するデータを取得することが可能になり、正確な眼
科診断が保証される。

【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
号解析部の構成を示したブロック図、第７図は、像面に
形成される血管像を示した説明図、第８図は、検出開口
の構成を示した構成図、第９図及び第１Ｏ図は、遅れ時
間と相関の関係を示した特性図、第１１図は、血流速度
を求めるためのデータの特性を示した線図、第１２図は
、信号処理部の構成を示したブロック図、第１３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１
４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１５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１６図は、血管部分を自動追従すると
きの制御の流れを示したフローチャート図、第１７図は
、血管部分の中心位置を補正する場合の制御の流れを示
したフローチャート図、第１８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１９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２０図（ａ
）〜（ｉ）は、測定あるいは算出された種々のデータを
示した特性図、第２１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２２図と第２３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２４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 ４１・・・信号解析部 ４４・・・信号処理部 ４５・・・演算部

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スペックルパターンの
   移動を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診断を行う眼科
   診断装置において、レーザー光束を対象血管にその血管
   径より大きな所定径で照射する光学系と、 前記スペックルパターンを眼底と共役な像面に形成する
   光学系と、前記スペックルパターンの移動を光強度変化
   として検出する第１の検出手段と、 前記第１の検出手段より得られるスペックル信号により
   血流状態を測定する手段と、 前記スペックルパターンの移動を光強度変化として検出
   する第２の検出手段と、 前記第２の検出手段より得られるスペックル信号により
   血管部を識別する手段と、 前記血管部分が移動した場合その移動量に応じて血管部
   分を自動追従する手段を設けたことを特徴とする眼科診
   断装置。 ２）前記識別された血管部から血管径を測定する手段を
   設け、血管径と血流状態から得られる血流速度から血流
   量を算出するようにしたことを特徴とする請求項第１項
   に記載の眼科診断装置。 ３）前記測定された血流状態並びに血管径のデータを１
   測定時間に亘って時系列的にメモリに格納し、格納され
   たデータを処理することにより血流状態、血管径、血流
   量の時間変化を示すデータを得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装置
   。 ４）前記格納されたデータを処理することにより全体と
   して血流状態を示すデータを求め、また１測定時間に亘
   って血管径、血流量データを平均し血管径と血流量のデ
   ータを求めるようにしたことを特徴とする請求項第３項
   に記載の眼科診断装置。 ５）前記測定時被検者の心電図あるいは脳波を同時に測
   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
   ４項までのいずれか１項に記載の眼科診断装置。