JPH02274221A - 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］ 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〕 従来光学的手法による眼底組織の血流状態を測定する方
法が、例えば特開昭５８−１１８７３０、特開昭５６−
４９１３４、特開昭６１−３８２４０の各号に開示され
ている。

又、光学的手法により眼底の血管径を測定する方法では
、眼底をある波長帯域の光束で照明し。

眼底からの反射光を検出して、その検出された波長によ
る反射光の強度の相違を判別し、血管部分を識別するこ
とにより血管径を測定するようにしている。

具体的には、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。また眼底像を移動させ、
これを光電検出することにより血管エツジを検出し血管
径を測定する方法も知られている。

また、血管径や血管部分を識別する場合、眼球が移動す
ると測定が困難になったり、あるいは不可能になるので
、眼球の移動量を測定することが行われている。従来、
光学的手法により眼球運動を測定する方法としては、角
膜表面に照明光をあて、その照明光により角膜で反射さ
れた反射光の動きを測定し、眼球運動を測定する方法、
あるいは血管径を測定するところで述べた方法を用い。

眼底の血管部分を識別し、その血管の移動を測定するこ
とにより眼球運動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］ 上述した眼科測定方法を用いて、例えば血流量を測定す
る場合従来の血管径を測定する方法と血流状態から血流
速度を測定する方法を組み合わせ、血管径と血流速度か
ら血流量を求める方法が提案されている（例えば、特開
昭５６−１２５０３３）。しかし、眼底カメラを用いて
血管径を１ｉｌ１１定する方法を用いるときは、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とい
う欠点がある。又、ＴＶカメラを用いて血管径を測定す
る場合には、ＴＶカメラな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。

また、眼球に移動があった場合、その移動量を補償する
ように自動追従させないと血流の正確な測定は困難であ
る。特開昭５８−１１８７３０、特開昭５６−４９１３
４に開示された血流測定方法においては、自動追従の機
能がないため、測定対象に対してレーザー光の照射位置
並びに検出部の位置の設定に精密さが要求されるにも拘
らず、眼球運動による測定対象部と検出部のずれを補正
できないので、正確な血流測定が保証されない。

また、特開昭６１−３８２４０に説明されている方法で
は、眼球運動による測定対象部と検出部に多少のずれが
あっても測定誤差が発生しないように対処されているが
、測定誤差が小さいだけで根本的な解決方法ではない。

従って本発明は、この様な従来の欠点を解消するために
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瞬時に眼底部
の血管径を測定して血流量を測定することが可能な、あ
るいは眼底部の動きに応じて自動追従が可能な眼科診断
だ澄重で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］ 本発明では、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して血流速度を求める手段と
。

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し、血管径を測定
する手段と、前記測定された血流速度と血管径から血管
の血流量を算出する手段を設ける構成を採用した。　更
に、本発明では、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、前記識別さ
れた血管部が移動したときその移動量に応じて血管部を
自動追従する手段を設ける構成を採用している。

［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。

本発明では、スペックル信号の出力の強弱を判別して、
血管部分の識別を行い、血管径を測定することにより血
流量を算出している。また、眼球運動により移動する血
管位置と、レーザー光の照射位置と検出部の位置の関係
を一定に保つように自動追従を行い血流量の正確な測定
を保証している。

［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、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１．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ＩＯ上に
集光され反射される。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１６
ｂに達し、測定すべき血管に照射される。

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ポール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（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。

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１
８、コンデンサレンズ１９．２１、フィルタ２２、ミラ
ー２３がら構成される。

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
ＣＣ０４３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ＣＣＤ４３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ｉ６ｃの方
向と垂直方向に設置しである。またビームスポット１ａ
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ｑ−すされている時
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１ｉ１Ｈ？用の反
射光を受ける受光光学系において穴開きミラ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３８の代わりに穴開きミラーの穴をスペ
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１（ｅ−Ｎｅレーザーの波
長６３２．８ｒ＋ｎ＋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Ｍ１６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。

ここでトラックポール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、例えば切替え尋妥１
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３
０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（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
検者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６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
察者はレザースポットｌａの位置を確認することが可能
になる。

次に血流測定について説明する。

ここでは、−例としてスペックル法による血流測定につ
いて説明するが、本発明では、これに限定されることな
く、ドツプラー法など他の散乱法による血流測定にも適
用されることはいうまでもない。

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１〜３ＩＩＩｍφ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
的太い血管が複数水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数され、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２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６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１Ｏ図の相関カーブを得る。この曲線に
関して相関値がｌ／２（または１　／　ｅなど）になる
遅れ時間を相関時間’ｃｃとすれば、その逆数ｌ／τＣ
の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ｌ対ｌの直線関係にあること
は既にわかっているので、ｌ／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　／　Ｔ：　ＣとＶとの比
例関係の計数で決まるので、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ＣＣＤ４３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
４６ｂ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
レーザースポットがあるようにフィードバック補正な行
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
外の観察撮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、ｎ重
書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ＣＣＤ４３に供給する。Ｃ
ＣＤ４３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。

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０、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１であるが、血管でない部分も又ベラクルの影響によ
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１５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、ＣＣＵ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ＣＣ
Ｄ中心位置から移動させる必要がある。ブロックＢｌ、
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ＣＣＤ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０に変化する点を血管エツジ
ｌと’Ｉ’１１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〜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
いきスベ・ン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続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゛量定
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６すなわちｍｔｆ目及
びｍ＋１番目のデータの差分と、ｍ＋ｌ？ｉ目及びｍ＋
２番目のデータの差分な比較することで、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的に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等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，Ｄｌ、Ｄ２を両エ
ツジについて求め、ステップＴ５でその差分Ｃ１，Ｃ２
，ＤＬ、０２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、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、血管線の位置移動を初期位置に戻
すための補正量を得２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移動が検出されないという
ことに対応したもので、（ａｍｂｍ　）　、　　（ａｍ
−１、ｂｍ−１）　、　　（ａｍ−２、ｂｍ２）の各エ
ツジと初期位置（ａＯ，ｂｏ）とのずれ、ＣＯ２，ＣＯ
ｌ、　ＣＯＯ，Ｄ０２．　Ｄｏｌ、　０００を求める。

Ｃ０２、Ｃｏｔ、　　ＧＯｏ、　　００２．　００！、
　　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ＴＩに戻る。ステップＴ９で
はステップＴ６と同様にずれＣＯ２，ＣＯｌ、　　ＣＤ
０．　００２．　　ＤＯｌ、　　０００の値の最も小さ
い値（ｍｉｎｉｍｕｍ　）をずれＩ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、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ＣＯＤの回転角をｉｌ
＋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。

文通に第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ＣＣＤ４３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。

［他の実施例］ 第１９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、血流速度測定用と血管径測定及び観察用の
光学系を眼底を物体面としたときの物体面に対するフラ
ウンホーファー回折面に配置した穴開きミラーで分離す
る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１９図に示した装置において、スペックル光、観察光
は可動ミラー３０で反射され、眼底１６ｂに対するフラ
ウンホーファー回折面に配置された穴開きミラー１０１
で再び反射され結像レンズ１０３を介して波長分離ミラ
ー３４で分離される。波長分離ミラー３４を通過した光
は、リレーレンズ１０４よりレチクル３６に結像される
。一方、穴開きミラー１０１の穴を通過した光は、結像
レンズ１０２によってピンホール３８に結像される。

この場合、観察される像とＣＣＤ上での像が第２０図と
第２１図に図示されている。第２０図ＩＪ図示したよう
に穴開きミラー１０１の穴は観察されない。又第２１図
に図示したようにＣＣＤ３４は、測定している血管１６
ｃと同じ位置にあるように設計することができ、前実施
例と同様間接的に自動追従や血管径の測定を行うのでは
なく、直接測定部位の自動追従や血管径を測定すること
が可能になる。なお、スペックルの性質からフォトマル
４０で検出できる光１は前実施例と同じ量のものを検出
することが可能である。

［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
により血管径を測定することにより血流量を算出し、ま
た、眼球運動により移動する血管位置と、レーザー光の
照射位置と検出部の位置の関係を一定に保つように自動
追従を行なうようにしているので血流量の正確な７ｐ１
１定が可能になり、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
号処理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１０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５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１１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図は、本発明の他の実施例の構成を示す構成図、
第２０図及び第２１図は、る眼底の像を示した説明図で
ある。 ■・・−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 観察され 眼底像の説明図 第４＠ 眼底１ｔの説明口 第５図 潮ψ臼、百特妊躬 第９図 相望乞ホ１侍在函 第１０図 比蓬Ｖ ｉ１ヒ垢閏メロ−め乍トぼ躬 第１１図 信号処理部のフｂツク図 第１２図 出力波形図 第１３図 出力波形図 第１４図 中心位置補正フローチャート図 第１１図 ＣＣＤ１画素 スペックルの検出状態を示す説明図 第１８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
   血流状態を測定して血流速度を求める手段と、 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
   血管部を識別し、血管径を測定する手段と、 前記測定された血流速度と血管径から血管の血流量を算
   出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
   する光学系を血流速度及び血管径測定用の光学系に分離
   する手段を設ける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）前記分離する手段が穴開きミラーであることを特徴
   とする請求項第２項に記載の眼科診断装置。 ４）前記穴開きミラーを眼底とほぼ共役な位置に配置す
   る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）前記穴開きミラーの穴の部分の像と前記第２の検出
   手段が検出する血管像を重ねて観察できるようにしたこ
   とを特徴とする請求項第４項に記載の眼科診断装置。 ６）前記穴開きミラーの穴の径が穴開きミラーの位置の
   周辺に形成されるスペックルパターンと所定の関係を持
   つようにし、穴開きミラーの穴よりスペックルパターン
   の移動を検出し、得られたスペックル信号を解析するこ
   とにより前記血流状態を測定するようにしたことを特徴
   とする請求項第３項から第５項までのいずれか１項に記
   載の眼科診断装置。 ７）前記穴開きミラーを眼底を物体面としたときの物体
   面に対するフラウンホーファー回折面に配置するように
   したことを特徴とする請求項第３項に記載の眼科診断装
   置。 ８）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、 前記識別された血管部が移動したときその移動量に応じ
   て血管部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。 ９）前記測定された血流状態から血流速度を求め、さら
   に識別された血管部から血管径を求め、その血流速度並
   びに血管径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８項に記載の眼科診断装置。 １０）前記スペックルパターンを眼底と共役な像面に形
   成する光学系を血流速度及び血管径測定用の光学系に分
   離する手段を設けることを特徴とする請求項第９項に記
   載の眼科診断装置。 １１）前記分離する手段が穴開きミラーであることを特
   徴とする請求項第１０項に記載の眼科診断装置。 １２）前記穴開きミラーを眼底とほぼ共役な位置に配置
   することを特徴とする請求項第１１項に記載の眼科診断
   装置。 １３）前記穴開きミラーの穴の部分の像と前記第２の検
   出手段が検出する血管像を重ねて観察できるようにした
   ことを特徴とする請求項第１２項に記載の眼科診断装置
   。 １４）前記穴開きミラーの穴の径が穴開きミラーの位置
   の周辺に形成されるスペックルパターンと所定の関係を
   持つようにし、穴開きミラーの穴よりスペックルパター
   ンの移動を検出し、得られたスペックル信号を解析する
   ことにより前記血流状態を測定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
   項に記載の眼科診断装置。 １５）前記穴開きミラーを眼底を物体面としたときの物
   体面に対するフラウンホーファー回折面に配置するよう
   にしたことを特徴とする請求項第１１項に記載の眼科診
   断装置。