JPH06100B2

JPH06100B2 - 眼科診断装置

Info

Publication number: JPH06100B2
Application number: JP62075778A
Authority: JP
Inventors: 佳永相津; 浩二荻野; 利明杉田
Original assignee: Kowa Co Ltd
Current assignee: Kowa Co Ltd
Priority date: 1987-03-31
Filing date: 1987-03-31
Publication date: 1994-01-05
Anticipated expiration: 2009-01-05
Also published as: EP0285314A1; DE3878572D1; EP0285314B1; JPS63242220A; DE3878572T2; US4848897A

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、さらに詳細には、眼底内にレー
ザー照射された眼底生体組織からの拡散反射光により眼
底と共役な像面において形成されるレーザースペックル
パターンの移動をスペックル光強度変化として検出し眼
底の血流状態を測定して眼科診断を行なう眼科診断装置
に関する。

［従来の技術］従来、レーザー光を用いて眼底の血流状態を測定する方
法として、特開昭55-75668や特開昭56-49134などに記載
されている方法が知られている。これらはいずれもレー
ザー光のドップラー効果に基づき、血流速度を決定する
方法であるため、ドップラー偏移周波数を検出する必要
から、入射レーザー光を光軸に対して等しい角度で２分
して被検眼に導き、それらを眼底の対象血管位置で正確
に交叉する構成、あるいは逆に眼底血球によって散乱さ
れたレーザー光を異なる２方向から取り出して光検出す
る構成を取らねばならず、光学系構成が非常に複雑で、
かつ精密さが要求される。さらに入射角あるいは検出角
が既知でなければならない点や、血管径と同程度に集光
したレーザー光束（通常、数十〜数百μｍφ）を正確に
対象血管に照射する点、さらにこれを測定時間中、被検
者を静止させて維持しなければならない点を考えると、
臨床上非常に取り扱いにくく、再現性、信頼性のある結
果を得ることが難しい。

［発明が解決しようとする問題点］このような問題点を改良するものとして、レーザー光の
スペックル現象を利用する方法および装置が、この出願
の発明者によってすでに出願されている（特願昭61-382
40号あるいは特願昭61-67339号）。すなわち、この方法
は、レーザー光を血管径よりも大きな所定径の光束とし
て眼底に照射し、眼底組織中の血球から拡散反射光によ
って、眼底を物体面とした時の物体面に対するフラウン
ホーファー回折面あるいは、眼底と共役な像面において
形成されるレーザースペックルパターンの移動を、有限
の検出開口を介して光の強度変化として検出し、解折す
ることで眼底の血流状態を測定するものである。

しかし、この方法の中で、フラウンホーファー回折面に
形成されるスペックルパターンは、眼底のレーザー照射
領域内のすべての点からの散乱光が重ね合って形成され
ているため、所望の血管内の血球からの散乱光以外に隣
接する血管内の血球による散乱光も重なっており、特定
の１本の血管血流を評価することがむずかしい。加えて
血管壁、周辺組織からの散乱光なども含まれるため、こ
れらの光は所望の血管内の血球からの散乱光に対して背
景光ノイズとなる。そこでフラウンホーファー回折面で
はＳ／Ｎ（信号対雑音比）の良い信号検出が困難という
問題があった。

従って本発明は、このような問題点を解決するためにＳ
／Ｎ比の良好なスペックル信号が検出でき正確な眼底の
血流状態を測定可能な眼科診断装置を提供することを目
的とする。

［問題点を解決するための手段］本発明は、このような問題点を解決するために、空間周
波数面に光学的空間周波数フィルターを有し、眼底と共
役な第１の結像面に形成された眼底像を第２の結像面に
再結像する二重回折光学系と、前記第２の結像面に結像
された眼底像を拡大する拡大光学系と、拡大光学系の像
面に形成されるレーザースペックルパターンの移動をス
ペックル光強度変化として検出する検出開口を設け、検
出開口より得られるスペックル信号を処理して眼科診断
を行なう構成を採用した。

［作用］このような構成では、スペックルパターンの検出を像面
に規定し、像面スペックルの光強度変化を信号として取
り出すようにしたので、所望の血管を像面上で特定でき
る。この場合、眼底カメラ等従来の眼底像を得る光学系
では、レーザー光を用いた場合、不要な反射光や周辺組
織からの散乱光が顕著になり、これらが重なって像のコ
ントラストや質を低下させるため出力信号のＳ／Ｎの改
善が十分でないことや、特定の血管を選択するのに像が
小さすぎるなどの問題があるが、本発明では、二重回折
光学系と空間周波数フィルタリング、さらに顕微鏡光学
系による結像を行なった後、スペックル検出を行なうた
め、特定の血管を容易に選択でき、不要光も除去がで
き、Ｓ／Ｎ比の良いスペックル信号の検出が可能であ
る。

このような構成では、眼の照射領域に含まれる複数の血
管の血流状態を全体的、平均的に評価するのではなく、
スペックル現象を利用する眼底血流測定において、特定
の１本の血管の血流速度を測定することができるととも
に、ドップラー法のような光学系に対する高精度の制約
がなく取り扱い性もよく、したがって再現性の良いデー
タが得られる。

［実施例］以下、図面に示す実施例に従い本発明を詳細に説明す
る。本発明は眼領域の特に眼底を対象としており、以下
では眼底カメラを使用して眼底血流を測定する場合を例
にして説明する。

第１図は本発明に係る測定方法を実施するための装置全
体の概略図である。例えば、緑色のＨｅ−Ｎｅ（波長54
3.5nm）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１′を介し光強度を調整するための光量調整
フィルター２を通過する。さらに、リレーレンズ３，４
を介して眼底カメラの眼底照明光学系に導かれる。また
リレーレンズ３と４の間には絞り５と６が設置されてお
り、これによって眼底におけるレーザー光の照射領域の
大きさと形状を選択するようになっている。また、レー
ザー光源１の出射口にはシャッター７があり、必要に応
じて開閉する。リレーレンズ４で導かれたレーザー光は
第２図に示すように眼底照明光学系内のリングスリット
８の環状開口８ａの一部に設置したミラー９で反射され
て、眼底観察撮影用光束が眼底に入射するのと同じ光路
上に導かれる。このため、レーザー光はリレーレンズ１
０，１１を介して穴開きミラー１２で反射され、対物レ
ンズ１３′を介して被検眼１３の角膜１３ａ上に一度集
光した後、拡散する状態で眼底１３ｂに達して、前述の
ような血管径に比べて広い照射領域を形成する。

この照射領域は、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。この観察光
学系は、撮影光源２４と同一光軸上に配置された観察光
源２２、コンデンサレンズ２３、コンデンサレンズ２
５、フィルター２７、ミラー２６から構成される。レー
ザー光は、この観察撮影光束と同じ光路に配置されるた
め、眼底カメラの左右、上下のスウィング機構や固視誘
導機構を利用してレーザー光を眼底の１３ｂの所望の位
置に照射することができる。

なお、コンデンサレンズ２５とミラー２６間に配置され
るフィルター２７は、第３図に図示したように波長分離
フィルターとして構成されるので、観察、撮影光に含ま
れる緑色成分はカットされる。

レーザー光が眼底血管内を移動する血球で散乱されて生
ずるスペックル光は、再び対物レンズ１３′で受光さ
れ、穴開きミラー１２を通過して撮影レンズ１４並びに
波長分離ミラー１５に到達する。この波長分離ミラー１
５は、フィルター２７と同様第３図に図示したような分
光特性を有しており、緑色域の波長の光の大部分が反射
され、それ以外の光は透過するので、Ｈｅ−Ｎｅレーザ
ー光によって生じたスペックル光（緑色）は、大部分が
反射される。この反射光はレンズ１６で一度、像面３４
に結像され、さらにレンズ１７とレンズ１７′からなる
二重回折光学系によって面３５に再結像される。レンズ
１７と１７′の間には空間周波数面が存在するが、この
面に空間周波数フィルター１８が配置される。フィルタ
リングされて再結像された眼底像はさらに顕微鏡光学系
１９の対物レンズ１９ａと接眼レンズ１９ｂを介して拡
大される。拡大像は検出開口２０を通過し、再び集光レ
ンズ２１で集められ、光電子増倍管（フォトマル）４０
で検出される。光電子増倍管４０の前にはシャッター４
０′が配置され、開放時に得られるそこからの出力信号
は信号処理回路５０に入力される。

この信号処理回路５０は第４図に示すようにアンプ５
１、フィルター５２、アナログデジタル変換器５３、Ｃ
ＰＵ５４、ＣＲＴ５５、プリンタ５６、メモリ５７並び
にキーボード５８から構成される。あるいは光子相関処
理を行なう場合、第５図に示すように、アンプ５１の前
に光子計数ユニット５１′が配置される。

一方、波長分離ミラー１５を通過した光は、リレーレン
ズ２８、跳ね上げミラー２９、ミラー３０、レチクル３
１、接眼レンズ３３を介して観察でき、また撮影フィル
ム３２で撮影できるように構成されている。

このように構成された装置において、まず電源をオンに
した後被検者を設定し、観察光学系２２〜２６を介し被
検眼１３の眼底１３ｂを観察し、レーザー光源１を作動
する。この時光量調整フィルター２で出力レベルを調整
時のレベルにし、絞り５，６でレーザー照射領域の大き
さ、形状を設定し、シャッター７を開放し、測定位置を
設定してから観察光学系２８〜３１を介してスペックル
パターンを確認する。

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１３ｂの測定部位でのレーザー光照射領域を血
管に比べて広い領域、例えば１〜３mmφ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
管が複数本含まれる場合も当然ありうる。これをフーリ
エ面で検出する場合は、照射領域中のすべての点からの
散乱光が重なって検出されるので、スペックル信号の解
析から得られる血流は、照射領域中のすべての血管の平
均的な血流状態となる。したがって特定の１本の血管を
血流を測定することが困難であった。しかも照射領域内
の血管壁や周辺組織からの散乱光も同時に検出されるた
め、これは背景光ノイズとなってスペックル信号のＳ／
Ｎを低下させることにもなる。

そこで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３４に形成する。さらにレンズ
１７と１７′からなる二重回折光学系を介して結像面３
５に再結像する。これを顕微鏡光学系１９の対物レンズ
１９ａと接眼１９ｂで拡大し、その拡大像の面に検出開
口２０を置いてスペックル光強度変化を検出する。検出
された光は集光レンズ２１で集められ、光電子増倍管４
０で信号に変換される（シャッタ４０′は開放されてい
る）。

測定時光電子増倍管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
クル信号は信号処理回路５０内の増幅器５１で増幅さ
れ、必要に応じて帯域を設定する帯域フィルター５２を
通し不要な周波数成分を除去する。続いてこの出力は第
４図に示すように、信号処理回路５０内のＡ／Ｄ変換器
５３でデジタル信号に変換された後、あらかじめ用意し
た解析プログラムを実行することで周波数解析され、パ
ワースペクトル分布が得られる。

上述したように本実施例では、検出開口２０は拡大像面
に置かれるので、レーザー照射領域中の所望の測定しよ
うとする血管を選択し、その血管内に検出開口２０が設
置されるように検出開口２０の位置あるいは対象眼１３
の固視を調整することで、特定の１本の血管血流を測定
することができる。したがって後に述べるごとく検出法
及び信号処理により、血流を状態としてでなく速度の絶
対値として算出することが可能になる。

従来１本の血管の血流の血流速度絶対値を測定する方法
には前述したようにレーザードップラー法があるが、こ
れは、血管径と同程度以下に収束した非常に細いレーザ
ー光束を所望血管に対し、ある決まった入射角で照射す
るか、あるいは同レーザー光束を２分し、所望血管中で
交叉させる必要があるため非常に操作がむずかしく、光
学系も複雑でデータも不安定であった。

一方、本発明実施例では、スペックル法に基づきなが
ら、比較的太い血管に関して特定の１本の血管を対象と
し、その血流速度絶対値を測定できるようになり、スペ
ックル法の利点を生かしたまま、特定血管の血流速度絶
対値が測定できるため大変実用的である。すなわちレー
ザー光束は血管径よりも十分に広いため、対象血管がレ
ーザー光束からはずれることがなく、検出開口は拡大像
面に設置されるので調整が極めて簡単になる。また散乱
光を異なる複数方向から取り出したり、あるいは決まっ
た受光角で取り出す必要もなく、入射角、受光角に無関
係に測定できるため、再現性、信頼性のある結果を容易
に得るることができる。これはドップラー法に比べて非
常に有利である。

次に拡大像の面に設置される検出開口の実施例について
説明する。

検出開口２０として、例えばピンホールを使うことがで
きる。例えば、第６図のように所望の血管１本６０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７図のようなピンボール６
１を血管内の像面スペックルが移動している部分に配置
してやれば検出開口２０をスペックルが横切るノに応じ
て、検出光強度が変化した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６２が拡大像上で開口
を横切る速度も速くなり、スペックル信号の時間変化に
速くなるため、信号は高周波成分が多くなる。これを信
号処理回路５０で周波数解析しパワースペクトル分布を
得たのち、例えば、第８図のように平均周波数などによ
って分布形状を評価する。この場合血流速度と移動する
像面スペックルの速度との間、並びに移動する像面スペ
ックル速度と平均周波数の間には一定の直線関係が存在
するので、あらかじめ較正しておくことにより、血流速
度を決定することができる。これは、信号処理回路５０
で信号の自己相関関数を求め、その相関時間によって減
衰度を評価する場合も同様である。その場合は例えば第
９図のように相関値が1/2（または1/eなど）になる遅れ
時間を相関時間τとすれば、その逆数１／τと像面スペ
ックルの速度が直線関係にある。眼底からの散乱光が微
弱な場合は第５図のように信号処理として光子相関法を
用いるが、この場合に得られる相関関数についても第９
図と全く同様のことがいえる。

検出開口２０の他の例として第１０図のようなスリット
６３を用いることができる。この例ではスリット６３の
長さは拡大像面上での血管径以下とし、幅ｗはより
は短く、像面スペックルサイズ以上が通常好ましい。ま
た長さ方向が血管方向すなわち像面スペックルの移動方
向に対して垂直になるように設置する。こうすれば血管
内を移動する像面スペックルを有効に検出でき、血管内
に流速分布がある場合も、その平均的な値として測定で
きるので、この点ではピンホールよりデータが安定する
ので有利である。

ただし、ピンホール６１は方向性がないため向きの調整
が不要だが、スリット６３は血管の血流方向に対して垂
直に合わせるための調整が必要である。そこでスリット
開口は回転調節可能な機構とし、これを第１図に眼底カ
メラの接眼レンズ３３の前に形成される像面３６の位置
に設置した第１１図にようなｘ−ｙの十字線からなるレ
チクル６４と連動させるなどの方法がある。レチクル６
４を見ながら所望の血管方向にｙ軸を合わせ血管中心に
ｘ−ｙの交叉点が位置する時、拡大像面上でスリットが
血流方向と垂直でかつ血管中心に対してスリットの中心
が一致するように設置することができる。

次に二重回折光学系と空間フィルタリングについてさら
に詳細に説明する。第１図に波長分離ミラー１５によっ
て反射されたレーザースペックル光はレンズ１６によっ
て共役面３４に眼底のレーザー照射領域部分の像が形成
される。しかしここでの像は血管壁や周辺組織から散乱
された不要なレーザー反射光が重なってコントラストの
良い像面スペックルの移動が観察しにくいという問題が
残る。そこで第１２図に示すような一般的に知られる二
重回折系と空間周波数フィルタリングの手法を利用す
る。すなわち、像面３４からレンズ１７を焦点距離Ｆだ
けおいて設置すると後方Ｆの位置が空間周波数面とな
る。

ここで適切なフィルタリングを行なった後、この面から
レンズ１７′を焦点距離Ｆ′だけ離して設置し、さらに
レンズ１７′の後方Ｆ′の位置にフィルタリングされた
後の像が再成される。したがって、単レンズによる結像
系と異なり、二重回折系では空間周波数領域でのフィル
タリングが可能となる。空間周波数フィルター１８とし
てはエッジ状の強い反射光をカットするときには、第１
３図（Ａ）のように光軸を中心とする有限開口１８ａか
らなるローパスフィルターを用い、また一様な背景光ノ
イズをカットするときには、第１３図（Ｂ）のような光
軸を中心とした所定径の遮光板１８ｂからなるハイパス
フィルターを用いる。さらに上記２つ１８ａと１８ｂを
組み合わせて第１３図（Ｃ）のようにバンドパスフィル
ターとすることもできる。これらは像の状況に応じて選
択でき、また１８ａや１８ｂの径は可変にすることもで
きる。こうした空間周波数フィルター１８を用いれば移
動する像面スペックルを良好なコントラストで検出する
ことができるため、レーザー光を光源とするような本装
置においては必要不可欠である。これは眼底カメラが本
来白熱光源を対象としていたため、レーザー光のような
コヒーレントで、しかも比較的強度の強い光源を用いる
がゆえに生じてくる血管壁や周辺組織からの強い散乱反
射光を除去できなかったことを考えると、二重回折系と
空間周波数フィルタリングの効果大変大きいことを示し
ている。

第１図の結像面３４は、撮影用フィルム面３２と光学的
に等しい位置にある。個々の対象眼底によって異なるピ
ントは、従来の眼底カメラでは撮影レンズ１４を調節し
て合わされるが、この調節で撮影レンズ１４が動いても
フィルム面３２では常にピントの合った像が結ばれるた
めずれることがない。したがって、フィルム面３２と光
学的に等しい結像面３４においても、常に焦点のあった
像が得られる点で第１図の例は実用的にも有効である。

第１図に検出開口２０で検出されたスペックル光は集光
レンズ２１で集光した後、第１４図のように光ファイバ
３７、収束レンズ３８を介してフォトマル４０で信号に
変換することができる。この場合は光電子増倍管４０を
装置本体から分離設置できるという実用上の利点があ
る。また装置本体はもちろん眼底カメラとしての機能を
依然有しており、血流測定結果と対比するための記録用
写真をとったり、測定中のモニターも可能である。

なお、本実施例では、緑色のＨｅ−Ｎｅレーザー（波
長λ＝543.5nm）を光源とした例を示したが、他にＡｒ
レーザー（λ＝488nm）や赤色のＨｅ−Ｎｅレーザー
（λ＝632.8nm）等でも方法は全く同様である。光源波
長が変った場合は、第１図の波長分離フィルター２７と
波長分離ミラー１５の分離波長帯域を光源波長に合わせ
たものを用いれば良い。

［発明の効果］以上説明したように本発明によれば、二重回折光学系
と、空間周波数フィルタリングを行ない、さらに拡大光
学系による結像行なった後、スペックル信号を検出し評
価を行なうため特定の血管を容易に選択でき、それによ
り例えば血管１本の血流速度の絶対値を求めることがで
きる。さらに本発明では血流状態を容易にかつ、再現性
良く測定でき取り扱い性にすぐれているため、眼科用診
断機器として大変有効である。また、光学系はドップラ
ー法のような精密さが要求されないため、装置の実現が
容易である。また像面で検出するため十分な光量が得ら
れることから測定時間が短縮でき、被検者への負担も低
減できる。さらに眼底カメラとしての機能をそのまま有
しているので臨床上も大変有用である。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明装置の一実施例の構成を示す構成図、第
２図はリング状スリットの構造を示す説明図、第３図は
第１図の波長分離フィルターの特性を示す特性図、第４
図、第５図は第１図の信号処理回路の異なる実施例の構
成を示すブロック図、第６図は像面スペックルと血管像
を示した眼底像の説明図、第７図は検出開口の一実施例
を示す説明図、第８図は周波数とパワースペクトルの関
係を示した特性図、第９図は遅れ時間と相関値の関係を
示す特性図、第１０図は検出開口の他の実施例を示す説
明図、第１１図（Ａ）は、スリット開口の回転調節の可
能性を示した説明図、第１１図（Ｂ）はレチクルの説明
図、第１２図は二重回折光学系と空間周波数フィルタリ
ングの構成を示した説明図、第１３図（Ａ）〜（Ｃ）は
空間周波数フィルターの異なる実施例を示した説明図、
第１４図は検出開口から光電子増倍管に光ファイバーを
用いた実施例の構成図である。１…レーザー光源２…光量調整フィルター８…リングスリット１３…被検眼１３ｂ…眼底１８…空間周波数フィルター２０…検出開口２１…シャッター２２…観察光源２４…撮影光源２７…波長分離フィルター３２…フィルム４０…光電子増倍管５０…信号処理回路

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】眼底内にレーザー照射された眼底生体組織
からの拡散反射光により眼底と共役な像面において形成
されるレーザースペックルパターンの移動をスペックル
光強度変化として検出し眼科診断を行なう眼科診断装置
において、レーザー光源からのレーザー光を所定径の光束として眼
底に照射するレーザー光学系と、空間周波数面に光学的空間周波数フィルターを有し、眼
底と共役な第１の結像面に形成された眼底像を第２の結
像面に再結像する二重回折光学系と、前記第２の結像面に結像された眼底像を拡大する拡大光
学系と、前記拡大光学系の像面に形成されるレーザースペックル
パターンの移動をスペックル光強度変化として検出する
検出開口と、前記検出開口より得られるスペックル信号を処理する処
理装置とを備えたことを特徴とする眼科診断装置。
【請求項２】前記処理装置は、スペックル信号のパワー
スペクトル分布又は自己相関関数の形状に基づき、ある
いはスペックル信号の光子計数処理によって得られた光
子相関関数の形状に基づき眼底生体組織の血流状態を測
定する装置である特許請求の範囲第１項に記載の眼科診
断装置。
【請求項３】前記空間周波数フィルターは、所定径の遮
光板からなるハイパスフィルター、所定径の有限開口か
らなるローパスフィルターあるいは所定径の遮光板とそ
れより大きな所定径の同心有限開口の組み合わせからな
るバンドパスフィルタである特許請求の範囲第１項又は
第２項に記載の眼科診断装置。
【請求項４】前記検出開口は所定径のピンホールあるい
は像面スペックルの移動方向と垂直に配置されるスリッ
トである特許請求の範囲第１項、第２項又は第３項に記
載の眼科診断装置。
【請求項５】前記検出開口はそのスリットが像面スペッ
クルの移動方向の変化に対して常に垂直に設置できるよ
うに回転調節可能である特許請求の範囲第４項に記載の
眼科診断装置。