JPH07155299A - 眼底血流計 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 最大ドップラシフト量の符号判定領域の検出
を行い、眼底血管の部位や方向によらない正しい血流状
態を測定する。 【構成】 測定用レーザー光源６５からのレーザー光
は、被検眼Ｅに投射され、眼底Eaからの反射光は、孔あ
きミラー３０の後方の小ミラー対３２ａ、３２ｂで反射
され、フォトマルチプライヤ３４ａ、３４ｂで受光さ
れ、システム制御部６７に取り込まれ、光路切換ミラー
６４の作用により先ず２孔付きアパーチャ６２の開口部
からのドップラシフト量が測定される。次に、光路切換
ミラー６４が信号光光路中に挿入され、他の一方の開口
部からの信号光による測定が行われる。これらの測定値
からシステム制御部６７により符号の反転領域を検出す
る。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、被検眼の眼底上の血管
内の血流を計測する眼底血流計に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】図４は眼底血流計の従来例であり、眼科
診療に一般的に用いられているスリットランプを改造し
たものである。光路K1上には照明光学系が配置されてお
り、照明用光源１からの白色光束は孔あきミラー２で反
射され、スリット３、レンズ４、被検眼Ｅの角膜の屈折
力を相殺して眼底Eaを観察可能とするコンタクトレンズ
５を介して、眼底Ea上の血管Evを照明する。また、孔あ
きミラー２の背後の光路上には、測定用のＨｅ−Ｎｅレ
ーザー光を発する測定用レーザー光源６が配置されてお
り、測定用レーザー光源６からの測定光は孔あきミラー
２の中央の開口部を通り、照明用光源１からの光束と同
軸にされ、眼底Eaを点状に照射する。

【０００３】血管Ev内を流れる血球及び血管壁により散
乱反射された光束は、角度α’を成す光路K2、K3上に配
置された立体観察用の受光光学系の対物レンズ７ａ、７
ｂを通り、ミラー８ａ、８ｂ、ミラー９ａ、９ｂで反射
され、接眼レンズ１０ａ、１０ｂを介し、検者により眼
底像として観察され、検者は接眼レンズ１０ａ、１０ｂ
を覗いて眼底Eaを観察しながら測定部位を選択する。

【０００４】図５は検者により観察される眼底像であ
り、照明光により照明されている領域Ｉ内で、測定対象
となる血管Evを接眼レンズ１０ａ、１０ｂの焦点面に予
め用意されているスケールSCと合軸すると、測定用レー
ザー光源６による測定光と血管Evが合軸され、測定用レ
ーザー光源６によるスポット光束PSによって測定部位が
決定される。このとき、測定光による眼底Eaによる反射
光束は、光ファイバ１１ａ、１１ｂを介してフォトマル
チプライヤ１２ａ、１２ｂで受光される。

【０００５】この受光信号は血管Ev内を流れる血流によ
りドップラシフトした成分と、静止している血管壁で反
射された成分とが、それぞれ干渉することによって生ず
る所定のビート信号成分を含んでおり、このビート信号
を周波数解析して血管Ev内の血流速度を求める。

【０００６】図６はフォトマルチプライヤ１２ａ、１２
ｂで測定された受光信号を周波数解析した結果の一例で
あり、横軸は周波数Δf 、縦軸はその出力ΔＳを示して
いる。周波数の最大シフトΔfmaxと、入射光束の波数ベ
クトルκi 及び受光光束の波数ベクトルκs と、血流の
速度ベクトルυとの関係は、 Δfmax＝（κs −κi)・υ …(1) と表すことができる。

【０００７】従って、フォトマルチプライヤ１２ａ、１
２ｂのそれぞれの受光信号から算出された周波数の最大
シフトΔfmax1 、Δfmax2 と、レーザー光の波長λと、
測定部位の屈折率ｎ、眼内での受光光軸K2、K3のなす角
度αと、眼内で受光光軸K2、K3の作る平面と血流の速度
ベクトルυとのなす角度βを用いて、式(1) を変形する
と、血流の最大速度Vmaxは、 Vmax＝｛λ／（ｎα)}・｜Δfmax1 −Δfmax2 ｜／ cosβ …(2) と表すことができる。

【０００８】このように、２方向から計測を行うことに
より測定光の入射方向の寄与が相殺され、眼底Ea上の任
意の部位の血流を計測することができる。

【０００９】また、２本の受光光路K2、K3が作る平面と
眼底Eaとの交線Ａと、この交線Ａと血流の速度ベクトル
υとのなす角βとの関係から、真の血流速度を測定する
ためには、式(2) においてβ＝０°として、交線Ａを速
度ベクトルυに一致させる必要がある。このため従来例
では、受光光学系全体を回転させるか、又は受光光学系
中にイメージローテータを配置し、光学的に一致させる
ように構成されている。

【００１０】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら上述の従
来例では、ドップラシフトの最大値Δfmaxは、血流によ
りシフトした成分と静止している血管壁との干渉信号と
して検出を行うため、周波数解析により得られる最大シ
フトΔfmaxは、｜Δfmax｜という符号情報の欠如したも
のとなる。

【００１１】このため、眼底Eaの部位の異なる血管の血
流を測定する際には、最大周波数シフトΔfmax1 及びΔ
fmax2 の符号が共に正、共に負、正負異符号を持つ場合
が存在することになる。従って、測定する領域によって
は、(2) 式により最大血流速度Vmaxを決定することが不
可能になるという問題点が生ずる。

【００１２】この問題を図７を使って説明すると、図７
において信号光は瞳Epの中心hi＝０から入射され、散乱
光は瞳Epの所定部位hs1 、hs2 より受光されるとする
と、眼底Eaからこのhs1 、hs2 を見込む角度が図４の従
来例の受光光軸のなす角αとなる。

【００１３】いま、眼底Eaの中心にある血管Ev1 と周辺
にある血管Ev2 を測定する場合を考えると、血管Ev1 の
測定を行う場合には、部位hs1 の方向からの受光信号に
より得られる最大周波数シフトΔfmax1 と、部位hs2 の
方向からの受光信号により得られる最大周波数シフトΔ
fmax2 とは異符号となる。この場合に、信号光は血管Ev
1 上に垂直に入射するため、信号光の方向によって生ず
る周波数シフトはなく、得られる周波数シフトは観察の
方向によって生ずるものだけとなる。ここで、血管Ev1
の血流の速度ベクトルυ1 と、hs1 方向の波数ベクトル
κs1及びhs2 の方向の波数ベクトルκs2を考えると、こ
れらは速度ベクトルυ1 の垂線に対し異なる方向に存在
するため、その内積は異符号となり、異符号の周波数シ
フトが起こっていることになる。

【００１４】一方、周辺部位の血管Ev2 の測定を行う場
合には、周波数シフトが０となる正反射光κi'に対し、
同じ方向にhs1 の方向とhs2 の方向が存在するので、同
符号の周波数シフトが起きていることになる。ここで、
眼底Eaの中心Eoと血管Ev2 とを結んだ直線、即ち眼底Ea
の血管Ev2 における垂線と信号光の波数ベクトルκiの
方向とのなす角がφi であり、垂線に対し角φc であり
ベクトルκi と逆方向に向いたベクトルκi の正反射光
を示す波数ベクトルがκi'である。

【００１５】本発明の目的は、上述の問題点を解決し、
測定光の入射方向を切換える入射方向切換え手段を設け
ることにより、上記の符号判定領域の検出を行い、眼底
血管の部位や方向によらない、常に正しい測定が行える
眼底血流計を提供することにある。

【００１６】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
の本発明に係る眼底血流計は、被検眼の眼底上の血管に
可干渉の測定光を照射する測定光照射手段と、前記測定
光が血管内粒子により散乱される信号光及び血管壁から
散乱される参照光を異なる２方向から受光する受光手段
と、該受光手段のそれぞれの出力信号を周波数解析して
それぞれのドップラシフトを検出する信号処理手段と、
該信号処理手段の出力に基づいて血管内の血流速度を算
出する演算手段とを有し、前記測定光の眼底への入射方
向を前記受光手段の受光方向に対して切換える入射方向
切換手段と、該切換手段により切換えた異なる入射方向
を有する前記測定光から得られたドップラシフトを比較
する比較手段と、該比較手段の出力に基づいて装置を制
御する制御手段とを備えたことを特徴とする。

【００１７】

【作用】上述の構成を有する眼底血流計は、可干渉の測
定光を眼底血管に照射し、血管内粒子及び血管壁からの
散乱光を２方向から受光して、血流によるドップラシフ
トを検出し、血管内の血流速を算出する際に、測定光の
入射方向を切換えて測定した血流速のそれぞれの結果を
比較し、測定信号の符号の反転の問題を回避する。

【００１８】

【実施例】本発明を図１〜図３に図示の実施例に基づい
て詳細に説明する。図１は本実施例における眼底血流計
の構成図であり、白色光を発するタングステンランプ等
から成る照明用光源２１から対物レンズ２２に至る光路
上には、黄緑色域の光束のみを透過するバンドバスフィ
ルタ２３、コンデンサレンズ２４、ミラー２５、フィー
ルドレンズ２６、リングスリット２７、リレーレンズ２
８、２９、孔あきミラー３０、イメージローテータ３１
が配置されている。また、孔あきミラー３０の開口部か
ら上方に２方向に延びる光路上には、それぞれ小ミラー
対３２ａ、３２ｂ、レンズ３３ａ、３３ｂ、フォトマル
チプライヤ３４ａ、３４ｂが配置された受光光学系３５
が設けられている。なお、図１には重複を避けるため
に、小ミラー対３２ａ、３２ｂのうち、小ミラー３２ａ
の光軸上の部材のみが示されている。

【００１９】孔あきミラー３０の背後の光路上には、イ
メージスタビライザ３６が配置され、イメージスタビラ
イザ３６内には、レンズ３７、３８、ガルバノメトリッ
クミラー３９、レンズ４０、４１、ガルバノメトリック
ミラー４２が順次に設けられている。ガルバノメトリッ
クミラー３９、４２は操作桿４３により回転自在とさ
れ、ガルバノメトリックミラー３９は紙面と垂直方向の
回転軸を中心に回転し、ガルバノメトリックミラー４２
はこの回転軸と直交する紙面と平行な回転軸を中心に回
転する。

【００２０】ガルバノメトリックミラー４２の背後の光
路上には、光軸に沿って移動自在のフォーカシングレン
ズ４５、レンズ４６、ダイクロイックミラー４７が配置
されダイクロイックミラー４７の反射方向の光路上に
は、ハーフミラー４８、レンズ４９、テレビカメラ５０
が配置されて、観察光学系５２が構成され、テレビカメ
ラ５０の出力はテレビモニタ５１に接続されている。ま
た、ハーフミラー４８の反射方向の光路上には、ミラー
５３、レンズ５４、フィルタ５５、イメージインテンシ
ファイヤ付の一次元ＣＣＤアレイセンサ５６が配置され
て、血管検出系５７が構成されている。なお、ダイクロ
イックミラー４７はガルバノメトリックミラー３９、４
２と共役にされている。

【００２１】ダイクロイックミラー４７の通過側には、
レンズ５９、被検眼Ｅの眼底Eaと共役な位置にあるアパ
ーチャ６０、結像レンズ６１、更に信号光であるレーザ
ー光を発する測定用レーザー光学系が配置されている。
測定用レーザー光学系は２孔付きアパーチャ６２、アパ
ーチャ６２の一方の孔の後方に配置された固定ミラー６
３、アパーチャ６２の他方の孔の後方に配置された光路
切換ミラー６４、切換ミラ−６４の後方に配置された測
定用レーザー光源６５により構成されており、２孔付き
アパーチャ６２はダイクロイックミラー４７、被検眼Ｅ
の瞳、２つのガルバノメトリックミラー３９、４２とほ
ぼ共役な位置にある。

【００２２】また、ＣＣＤアレイセンサ５６の出力は制
御回路６６に接続されており、制御回路６６は同調記憶
回路、メモリ処理回路、制御部等で構成される血管像解
析回路を有し、その出力はガルバノメトリックミラー３
９に接続されている。制御回路６６にはシステム制御部
６７からの出力が接続され、更に光路切換ミラー６４を
駆動するミラー駆動手段６８にもシステム制御部６７の
出力が接続されている。また、フォトマルチプライヤ３
４ａ、３４ｂの出力はシステム制御部６７に接続されて
いる。

【００２３】図２は被検眼Ｅの瞳孔に対する各光束の配
置を示し、リングスリット２７の像２７’は眼底Eaの全
体の照明光束位置を示し、小ミラー対３２ａ、３２ｂの
像３２ａ’３２ｂ’はドップラ信号の受光光束位置を示
し、測定用レーザー光学系の２孔付きアパーチャ６２の
２つの開口部６２ａ、６２ｂの像６２ａ’、６２ｂ’は
信号光であるレーザー光の入射光束位置を示している。
また、孔あきミラー３０の開口部像３０’、ダイクロイ
ックミラー４７の像４７’は観察用光束位置を示してい
る。

【００２４】照明用光源２１からの照明光束は、バンド
バスフィルタ２３、コンデンサレンズ２４、ミラー２
５、フィールドレンズ２６を経て、リングスリット２７
の開口部に結像され、更にリレーレンズ２８、２９によ
り孔あきミラー３０で再度結像された後に、イメージロ
ーテータ３１、対物レンズ２２を通り、被検眼Ｅの瞳孔
上にスリットリング像２７’として結像され、眼底Eaを
ほぼ一様に照明する。

【００２５】眼底Eaでの反射光は瞳孔における孔あきミ
ラー３０の開口部像３０’から取り出され、同じ光路を
戻って孔あきミラー３０の開口部から、イメージスタビ
ライザ３６のレンズ３７、３８、ガルバノメトリックミ
ラー３９、レンズ４０、４１、ガルバノメトリックミラ
ー４２を通り、更にフォーカシングレンズ４５、レンズ
４６を経てダイクロイックミラー４７で反射され、ハー
フミラー４８、レンズ４９を通ってテレビカメラ５０に
眼底像Ea’として結像し、テレビモニタ５１に映出され
る。検者はテレビモニタ５１を観察しながら装置のアラ
イメント及び測定部位の選択を行う。

【００２６】また、ハーフミラー４８で反射された光束
は、血管検出系５７のミラー５３、レンズ５４、フィル
タ５５を通り、ＣＣＤアレイセンサ５６において、テレ
ビカメラ５０で撮像される眼底像Ea’よりも拡大された
血管像Ev’として受光される。ＣＣＤアレイセンサ５６
からの出力信号は、制御回路６６内の血管像解析回路に
おいて、血管Evの移動量を表すデータに加工された後
に、制御回路６６によりその移動量を補償するようにガ
ルバノメトリックミラー３９が駆動制御される。

【００２７】一方、測定用レーザー光源６５からの信号
光は、光路切換ミラー６４が光路から外れているので、
２孔付きアパーチャ６２の一方の孔６２ａを通過した後
に、結像レンズ６１により測定部位を特定するアパーチ
ャ６０を通り、その後に上述した光路を逆に戻り、対物
レンズ２２を介して瞳上における２孔付きアパーチャ６
２の開口部像６２ａ’により光束位置が特定された状態
で、被検眼Ｅの眼底Ea上の血管Evに投光される。

【００２８】この２孔付きアパーチャ６２の開口部６２
ａ、６２ｂは、共役位置にあるダイクロイックミラー４
７の像４７’の外側に結像されるため、信号光はダイク
ロイックミラー４７でけられることがなく、血管Evから
の反射光束は同じ光路を戻り、その一部は小ミラー対３
２ａ、３２ｂにより２方向に反射される。小ミラー対３
２ａ、３２ｂでそれぞれ反射された光束は、瞳孔上でミ
ラー像３２ａ’、３２ｂ’から取り出された光束であ
り、レンズ３３ａ、３３ｂを経てフォトマルチプライヤ
３４ａ、３４ｂにそれぞれ結像する。この受光信号は流
速測定のためにシステム制御部６７に送られ、従来例と
同様に周波数解析が行われる。

【００２９】一方、小ミラー対３２ａ、３２ｂで反射さ
れない光束は、瞳孔上における開口像３０’から取り出
される光束であり、孔あきミラー３０の開口部、イメー
ジスタビライザ３６、フォーカシングレンズ４５、レン
ズ４６を通り、ダイクロイックミラー４７で一部が反射
され、ハーフミラー４８、レンズ４９を経て、テレビカ
メラ５０でスポット像として結像し、テレビモニタ５１
に照明用光源２１による眼底像Ea’と共に映出され、測
定部位の指標として作用する。

【００３０】なお、測定用レーザー光源６５による眼底
Eaでの反射光束は、ハーフミラー４８を経て血管検出系
５７に入射するが、フィルタ５５が測定用レーザー光源
６５の波長を遮光するため、ＣＣＤアレイセンサ５６で
は照明用光源２１による血管像Ev’のみを撮像すること
になる。

【００３１】測定用レーザー光源６５からの測定光は、
結像レンズ６１の被検眼Ｅの眼底Eaと共役なアパーチャ
６０の焦点面で結像され、フォーカシングレンズ４５に
よりその共役関係が調節されている。従って、検者が図
示しないフォーカスノブを操作してフォーカスを行う
と、フォーカシングレンズ４５が光軸に沿って移動し、
テレビカメラ５０の撮像面、ＣＣＤアレイセンサ５６の
撮像面、レンズ６１のアパーチャ６０の焦点面が同時に
眼底Eaと共役になり、眼底像Ea’と共にスポット像PSも
ピント合わせがなされる。

【００３２】このときテレビモニタ５１上には、図３に
示すように眼底像Ea’が映出される。上述のスポット像
PSは視野の中心に固定されているので、測定部位の選択
は操作桿４３によりスポット像PSを所定の測定部位に一
致させ、イメージローテータ３１を回転し、測定対象と
なる血管像Ev’を軸Ａと合軸させる。座標軸Ａの方向は
小ミラー対３２ａ、３２ｂの中心を結んだ平面と眼底Ea
との交差線方向を示し、テレビモニタ５１上にイメージ
ローテータ３１の調整用の指標として映し込まれる。検
者がイメージローテータ３１を回転すると、被検眼Ｅの
眼底像Ea’が矢印Ｃのように回転する。

【００３３】そして、血管Evと軸Ａを一致させて、図５
におけるβ＝０°とすることにより、次の(イ) 〜(ハ) の
利点が得られる。

【００３４】(イ) 式(2) からβ＝９０°即ち cosβ＝０
となった場合には、最大周波数シフトΔfmax1 とΔfmax
2 から最大血流速度Vmaxの絶対値を求めることができな
くなるが、β＝０°となるように眼底像Ea’を回転すれ
ば測定不能位置を回避することができる。

【００３５】(ロ) 角度βを測定する必要がなくなるため
に、誤差要因が減り作業が簡略化される。

【００３６】(ハ) 従来例で述べたように、血流速度は血
管壁からの散乱反射光と血液中の散乱反射光との干渉信
号から求めるので、測定中に軸Ａ方向に眼底Eaが移動し
ても、血管Evを軸Ａ方向にほぼ平行にしておけば、測定
結果は影響されない。

【００３７】一方、軸Ａと直交する軸方向に眼底Eaが移
動した場合には、測定用レーザー光源６５からの信号光
が測定部位の血管Evから逸脱して測定値が不安定になる
が、この場合はその方向についてのみ血管Evの移動量を
検知すればよいので、本実施例では血管検出系５７とイ
メージスタビライザ３６によりその一方向のみのトラッ
キングを行っている。

【００３８】このトラッキングにおいて、何れの被検血
管Evについても精度良くかつ迅速に血流速度を測定する
ためには、血管像Ev’の移動量を検知するためのＣＣＤ
アレイセンサ５６を、測定対象となる血管像Ev’に垂直
に配置するとよく、更にβ＝０°とすることにより二次
元センサを使用する必要がなくなるという利点がある。

【００３９】本実施例では、軸Ａと直行する方向にＣＣ
Ｄアレイセンサ５６の素子が配列されており、図３に示
すように測定部位の選択が完了している場合には、血管
検出系５７のＣＣＤアレイセンサ５６は、軸Ａと直交す
る方向の棒状の領域Ｉで示される眼底像Ea’を拡大して
血管像Ev’として撮像している。

【００４０】このようにアライメントが完了した後に、
検者が図示しない測定スイッチを押圧して測定を開始す
ると、この信号を受けてシステム制御部６７は制御回路
６６にトラッキング開始命令を発する。同時に、フォト
マルチプライヤ３４ａ、３４ｂの信号がシステム制御部
６７に取り込まれ、先ず被検眼Ｅの瞳上のアパーチャ６
２の開口部像６２ａ’の位置から入射した信号光による
最大周波数シフト｜Δfmax1 ｜、｜Δfmax2 ｜が求めら
れる。そして、｜Δfmax1 ｜はフォトマルチプライヤ３
４ａからの出力信号の処理結果であり、｜Δfmax2 ｜は
フォトマルチプライヤ３４ｂからの出力信号の処理結果
である。

【００４１】ここで、入射される信号光は開口部像６２
ａ’に位置し、受光光束位置３２ａ’、３２ｂ’に対し
同方向の位置に設けられているため、通常であれば最大
速度Vmaxは(2) 式において cosβ＝１とし、Vmax＝｛λ
／(nα)}・||Δfmax1 ｜−｜Δfmax2 ||によって求めら
れるが、眼底血管Evの位置により、真の流速はVmax＝
｛λ／（ｎ／α)}・||Δfmax1 ｜＋｜Δfmax2 ||としな
くてはならない場合も存在する。本実施例では、初めに
仮測定として、この状態で先の(2) 式による最大速度Vm
axを算出した後に、システム制御部６７の出力により光
路切換ミラー６４を光路中に挿入し、２孔付きアパーチ
ャ６２の他の一方の開口部６２ｂから信号光を入射させ
て測定を行う。

【００４２】この開口部６２ｂが被検眼Ｅの瞳上に作る
開口部像６２ｂ’は図２に示したように、他方の開口部
像６２ａ’の中心を通り、小ミラー対３２ａ、３２ｂの
像３２ａ’、３２ｂ’の中心を結んだ直線と平行な直線
上に中心を持つよう配置するが、特に本実施例ではその
間隔は像３２ａ’、３２ｂ’の中心間の距離より大き
く、かつ２つの直線の中点を結ぶ直線が、それぞれの中
心を結んだ直線と直交するように選んである。

【００４３】入射光束位置をアパーチャ６２の開口部像
６２ａ’からこのように選んだ開口部像６２ｂ’に切換
えた後に、再びシステム制御部６７は２つのフォトマル
チプライヤ３４ａ、３４ｂから信号を取り込み、それぞ
れの最大周波数シフト｜Δfmax1'｜、｜Δfmax2'｜を算
出し、(2) 式に従って最大速度Vmaxを算出するが、この
時の最大速度VmaxをVmax’とおくと、入射光束を上述の
ように選択することによって最大周波数シフト｜Δfmax
1 ｜と｜Δfmax2 ｜との符号が切換わる図７の角φi の
領域と、最大周波数シフト｜Δfmax1'｜と｜Δfmax2'｜
との符号が切換わる領域を分離することが可能となる。
符号が切換わらない領域においてはVmax≒Vmax’とな
る。また、最大速度VmaxかVmax’の一方の符号が切換わ
る領域においては、（符号の切換えがない側）＞（符号
の切換がある側）という関係を作り出すことが可能とな
る。

【００４４】従って、本実施例の装置において、システ
ム制御部６７はこの２つの最大速度VmaxとVmax’とを比
較することにより、真の最大流速を求めるための適切な
信号光の入射方向を決定することができる。システム制
御部６７はこの情報により光路切換ミラー６４を適切な
状態にして本測定を行うように制御し、本測定において
は、適当な時間間隔で最大速度Vmax又はVmax’の測定、
算出を繰り返し、継続的な測定が行われる。

【００４５】本実施例においては、最大速度VmaxとVma
x’を本測定前に判断する方法を示したが、これに代っ
て本測定前に最大速度Vmax、Vmax’を測定し算出してか
ら符号の反転の有無をチェックし、例えばその有無によ
って(2) 式の演算の符号を逆転するといったソフトウェ
アによる対応も可能である。

【００４６】

【発明の効果】以上説明したように本発明に係る眼底血
流計は、２方向から眼底血流により生ずるドップラシフ
トを検出する際に、その測定光の入射方向を切換えて血
流速測定を行い、それぞれの測定結果を比較することに
よりその測定信号の符号反転の問題を回避することが可
能となる。このことにより、眼球内のどの位置、どの方
向に存在する血管に対しても、常に正しい血流速を計測
することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本実施例の構成図である。

【図２】瞳上の光束配置の説明図である。

【図３】観察眼底像の説明図である。

【図４】従来例の構成図である。

【図５】観察眼底像の説明図である。

【図６】受光信号の周波数分布のグラフ図である。

【図７】眼内光束の配置の説明図である。

【符号の説明】

１、２１ 照明用光源 ２、３０ 孔あきミラー ２２ 対物レンズ ３１ ローテータ ３６ イメージスタビライザ ５２ 観察光学系 ５７ 血管検出系 ６２ ２孔付きアパーチャ ６４ 光路切換ミラー ６５ 測定用レーザー光源 ６６ システム制御部

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検眼の眼底上の血管に可干渉の測定光
   を照射する測定光照射手段と、前記測定光が血管内粒子
   により散乱される信号光及び血管壁から散乱される参照
   光を異なる２方向から受光する受光手段と、該受光手段
   のそれぞれの出力信号を周波数解析してそれぞれのドッ
   プラシフトを検出する信号処理手段と、該信号処理手段
   の出力に基づいて血管内の血流速度を算出する演算手段
   とを有し、前記測定光の眼底への入射方向を前記受光手
   段の受光方向に対して切換える入射方向切換手段と、該
   切換手段により切換えた異なる入射方向を有する前記測
   定光から得られたドップラシフトを比較する比較手段
   と、該比較手段の出力に基づいて装置を制御する制御手
   段とを備えたことを特徴とする眼底血流計。
2. 【請求項２】 前記制御手段は前記入射方向切換手段を
   制御する請求項１に記載の眼底血流計。
3. 【請求項３】 前記制御手段は前記演算手段の演算内容
   を制御する請求項１に記載の眼底血流計。