JPH07163534A - 眼底血流速度測定方法及び測定装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 眼底の血流速度を測定する際に心臓の鼓動に
応じてその流速が変化しても、実時間で血流速を測定す
る。 【構成】 Ｈｅ−Ｎｅレーザー光を出射する測定用光源
３８からの光束が、眼底Ea上の血管Evに投射され、血管
Evからの反射光は孔あきミラー３０の後方の小ミラー対
３１ａ、３１ｂで反射され、フォトマルチプライヤ４０
ａ、４０ｂで受光される。フォトマルチプライヤ４０
ａ、４０ｂからのドップラ信号を位相同期ループ回路７
６に入力し、その自走周波数をドップラ信号が存在しな
い高周波数側から接近させることにより、層流を成す血
管Evの最大血流速度に位相同期を掛け、更に位相同期ル
ープ回路７６に適当な入力感度と同期レンジを設定し
て、実時間で血流速度を測定する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、眼底上の血管内の血流
測定を行う眼底血流速度測定方法及び測定装置に関する
ものである。

【０００２】

【従来の技術】従来のドップラ信号を用いて移動物体を
検出する例は、移動する物体が単一であるために、得ら
れる信号が物体の速度に比例した単一の周波数である場
合が多い。これに対し血管内では血流は層流を成すた
め、得られるドップラ信号は連続した多数のスペクトラ
ムで構成されている。従って、最大周波数のドップラ信
号を求める手段としては、デジタルフーリエ変換（ＤＦ
Ｔ）や、非常に狭い帯域のバンドパスフィルタを掃引す
るスペクトラムアナライザ方式によって、最大周波数の
ドップラ信号を求める眼底血流計が知られている。

【０００３】例えば、図１０は従来のスペクトラムアナ
ライザ方式による眼科血流速計であり、眼科診断に通常
用いられるスリットランプを改造したものである。白色
観察用光源１から出射し、孔あきミラー２で反射された
照明光は、スリット３、レンズ４を通り、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上の測定血管Evを照明す
る。測定用のＨｅ−Ｎｅレーザー光源６から出射したレ
ーザー光は、孔あきミラー２の中央の孔を通り、照明光
と同軸にされた後に同様に測定血管Evを照明する。

【０００４】血管Ev内を流れる血球及びそれ以外の眼底
部から散乱反射されたレーザー光は、α’の角を成す方
向からそれぞれ対物レンズ７ａ、７ｂ、ミラー８ａ、８
ｂ、９ａ、９ｂ、ファイバ１０ａ、１０ｂを介してフォ
トマルチプライヤ１１ａ、１１ｂで受光される。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を
受けた成分と、眼底Eaで反射された成分とが干渉するた
め、所定のビート信号を含んでいる。このビート信号を
周波数解析することによって血管Ev内の血流速度が求め
られる。なお、測定血管Evを含む眼底Eaは対物レンズ７
ａ、７ｂ、ミラー８ａ、８ｂ、９ａ、９ｂ、接眼レンズ
１２ａ、１２ｂによって検者による観察が可能である。
検者は眼底像を観察しながらレーザー光を血管Evに照射
するという操作を行う。

【０００５】図１１はスペクトラムアナライザを用いて
受光信号を解析した結果の一例であり、横軸は周波数Δ
ｆ、縦軸はそのパワーΔＳを示している。図示のΔfmax
が各受光信号から算出され、これから血管Ev内の血流の
最大速度Vmaxが算出される。即ち、Δfmax＝（κs −κ
i ）・υであり、ここで、κs 、κi はそれぞれ受光方
向、入射方向の波数ベクトル、υは血流の速度ベクトル
である。各受光信号からのそれぞれの最大ドップラシフ
トの結果をΔfmax１、Δfmax２とすると、Vmax＝λ・｜
Δfmax１−Δfmax２｜／（ｎ・α・cos β）となる。こ
こで、λはレーザー光の波長、ｎは測定部位の屈折率、
αは眼内における２つの受光方向の成す角、βは２つの
受光方向の作る平面と血流の方向との成す角である。こ
のようにして、入射光の方向に係る寄与は相殺され、眼
底Ea上の任意の部位の血流を測定することができる。

【０００６】図１２は検者により観察される眼底像の一
例である。測定対象の血管Evは接眼レンズ１２ａ、１２
ｂの焦点面に用意されたスケールSCに合軸される。PSは
測定用Ｈｅ−Ｎｅレーザー光のスポットを示し、Ｉは照
明光により照明されている領域を示している。また、２
つの受光方向の作る面と眼底Eaとの交線Ａと、血管Evの
流れの方向の速度がベクトルυとの成す角がβである。
従って、真の血流速度を測定するためには、交線Ａを速
度ベクトルυに一致させるという操作が必要となる。こ
れ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て光学的に一致させるこ
とにより行われる。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述の
従来例の眼底血流計において、特にその最大周波数のド
ップラシフトを測定する際には、スペクトラムアナライ
ザ方式での位相同期ループ（以下ＰＬＬという）フィル
タの掃引時間や、ＤＦＴ方式でのサンプリング時間など
によって制約を受けることになるので、実時間で連続的
に最大周波数のドップラ信号を測定することは困難であ
る。

【０００８】本発明の目的は、位相同期ループ回路を用
いて最大周波数のドップラ信号の位相を同期させること
によって、心臓の鼓動に応じて周期的に変化する最大周
波数を、連続的に実時間で測定することを可能にする眼
底血流速度測定方法及び測定装置を提供することにあ
る。

【０００９】

【課題を解決するための手段】上述の目的を達成するた
めの本発明に係る眼底血流速度測定方法は、可干渉光を
眼底上の血管を含む領域に照射し、該領域からの散乱光
を受光し、受光成分に含まれるドップラ信号に基づい
て、前記血管の血流速を求める眼底血流速計において、
前記受光出力信号に対し固定又は可変の変調レンジを有
する位相同期ループフィルタを高周波側から接近させ、
層流を成す血管からの反射光に含まれるドップラ信号の
最大周波数に位相を同期をさせ、前記血管の最大血流速
度を測定することを特徴とする。

【００１０】また、本発明に係る眼底血流速度測定装置
は、可干渉光を眼底上の血管を含む領域に照射する照射
手段と、該領域からの反射光を受光する受光手段と、該
受光手段により検出される受光成分に含まれるドップラ
信号に基づいて前記血管の血流速度を測定する測定手段
とを有する眼底血流計において、前記受光手段からの信
号を調節するゲイン可変式増幅手段と、該増幅手段から
の信号に位相を同期をさせる位相同期ループ回路と、前
記増幅手段及び前記位相同期ループ回路を制御して前記
血管の血流速度を測定する制御手段とを備えたことを特
徴とする。

【００１１】

【作用】上述の構成を有する眼底血流速度測定方法は、
可干渉光の眼底血管からの反射光を受光し、受光信号に
含まれるドップラ信号を適当な大きさの信号に処理した
後に位相同期ループ回路に入力する。位相同期ループ回
路はその自走周波数を、実際のドップラ信号が存在しな
い大きい周波数域から近付けることによって、層流を成
す血管の最大血流速度に位相を同期させる。

【００１２】また、上述の構成を有する眼底血流速度測
定装置は、照射手段により眼底上の血管に可干渉光を照
射し、この反射光を受光手段により受光し、検出された
ドップラ信号をゲイン可変式増幅手段により増幅し、位
相同期ループ回路によりその最大周波数に位相を同期さ
せて血管の最大血流速度を測定する。

【００１３】

【実施例】本発明を図１〜図９に図示の実施例に基づい
て詳細に説明する。図１は本実施例による眼底血流計の
構成図であり、眼底カメラの形式を利用している。ハロ
ゲンランプ等から成る照明用光源２０から対物レンズ２
１に至る光路上には、可視光カットフィルタ２２、コン
デンサレンズ２３、ミラー２４、フィールドレンズ２
５、リングスリット２６、リレーレンズ２７、２８、孔
あきミラー２９、イメージローテータ３０が配列されて
いる。

【００１４】更に、孔あきミラー２９の背後の光路上に
は、小ミラー対３１ａ、３１ｂ、アパーチャ３２、イメ
ージスタビライザ３３、観察光学系３４、レンズ３５、
アパーチャ３６、レンズ３７、Ｈｅ−Ｎｅレーザー光を
出射する測定用光源３８が配列されている。小ミラー対
３１ａ、３１ｂのそれぞれの反射方向の光路上には、レ
ンズ３９ａ、３９ｂ、フォトマルチプライヤ４０ａ、４
０ｂが配置されている。なお、図１には重複を避けるた
めに、小ミラー対３１ａ、３１ｂのうち、小ミラー３１
ａの光軸上の部材のみを示してある。

【００１５】イメージスタビライザ３３には、レンズ４
１、４２、ガルバノメトリックミラー４３、レンズ４
４、４５、ガルバノメトリックミラー４６が順次に配列
されており、ガルバノメトリックミラー４３、４６は外
部に付設された操作桿４７の操作により回転されるよう
になっている。。このイメージスタビライザ３３では、
眼底Eaがレンズ４１、４２によりガルバノメトリックミ
ラー４３と共役に、更にレンズ４４、４５によりガルバ
ノメトリックミラー４６と共役にされている。ガルバノ
メトリックミラー４３の回転軸は紙面に対し垂直に設定
され、ガルバノメトリックミラー４６の回転軸はこの回
転軸に直交し、紙面と平行な方向に設定されている。

【００１６】観察光学系３４には、光路上を移動し得る
フォーカシングレンズ４８、ダイクロイックミラー４９
が設けられ、ダイクロイックミラー４９の反射方向に、
ハーフミラー５０、レンズ５１を介してテレビカメラ５
２が配置され、テレビカメラ５２の出力はテレビモニタ
５３に接続されている。また、ハーフミラー５０の反射
方向には血管検出系５４が設けられ、ミラー５５、レン
ズ５６、フィルタ５７を介して、イメージインテンシフ
ァイヤ付きの一次元ＣＣＤセンサ５８が配置されてい
る。

【００１７】フォトマルチプライヤ４０ａ、４０ｂの出
力は血流速度算出部６０の入力側に接続され、血流速度
算出部６０の出力は血流量算出部６１と表示部６２に接
続され、血流量算出部６１の出力も表示部６２に接続さ
れている。一次元ＣＣＤセンサ５８の出力はトラッキン
グ用制御部６３、血管径算出部６４に接続されており、
制御部６３の出力はガルバノメトリックミラー４３に接
続され、血管径算出部６４の出力は血流量算出部６１と
表示部６２に接続されている。また、同期信号発生回路
６５の出力信号が、ＣＣＤセンサ５８、血流速度算出部
６０、血管径算出部６４に接続されている。

【００１８】上述の構成を有する眼底血流計において、
照明用光源２０から発せられた照明光は、フィルタ２
２、コンデンサレンズ２３、ミラー２４を介してリング
スリット２６に結像される。リングスリット２６はリレ
ーレンズ２７、２８により孔あきミラー２９に一度結像
された後に、イメージローテータ３０を通り対物レンズ
２１により再び被検眼Ｅの瞳上に結像され、眼底Eaをほ
ぼ一様に照明する。なお、フィールドレンズ２５は光束
を効率良く被検眼Ｅ内に導く作用をする。

【００１９】眼底Eaからの反射光は、再び対物レンズ２
１、イメージローテータ３０を通り、孔あきミラー２９
の中央の孔部、アパーチャ３２を通り、イメージスタビ
ライザ３３を通過した後に観察光学系３４へ導かれる。
イメージスタビライザ３３では、操作桿４７の操作によ
りガルバノメトリックミラー４３、４６を回転移動さ
せ、眼底Ea上の測定部位を指定することができる。

【００２０】観察光学系３４では、フォーカシングレン
ズ４８、レンズ５１は共働してテレビカメラ５２に眼底
像Ea’を結像する。ダイクロイックミラー４９及びハー
フミラー５０は、それぞれ測定用レーザー光源３８及び
血管検出系５４の光路の合成、分離のためのものであ
る。テレビカメラ５２の出力はモノクロのテレビモニタ
５３に表示され、検者はその眼底像Ea’を用いて装置の
アライメント及び測定部位の選択を行う。

【００２１】血管検出系５４において、ハーフミラー５
０により分配された光束は、ミラー５５、レンズ５６に
より、テレビカメラ５２に結像する像よりも強拡大した
像を、一次元ＣＣＤセンサ５８上に結像する。ＣＣＤセ
ンサ５８の手前にはフィルタ５７が設けられ、測定用レ
ーザー光の波長を遮光する作用をする。従って、測定用
レーザー光のスポットはＣＣＤセンサ５８上には到達せ
ず、ＣＣＤセンサ５８は照明用光源２０からの照明光の
みによる血管像を撮像する。

【００２２】ＣＣＤセンサ５８の出力はトラッキング用
制御部６３へ送られ、この制御部６３は血管像を解析
し、ＣＣＤセンサ５８上での血管Evの一次元の移動量を
算出することによって、ガルバノメトリックミラ−４３
の駆動信号SRを作成する。

【００２３】図２はガルバノメトリックミラー４３の駆
動信号SRの作成過程を示すブロック回路構成図である。
一次元ＣＣＤセンサ５８の出力は増幅器６６を経てＡ／
Ｄ変換器６７に接続され、Ａ／Ｄ変換器６７の出力は加
算器６８を介して比較器６９に接続されている。比較器
６９の出力は増幅器７０、Ｄ／Ａ変換器７１を介して制
御部６３に接続されている。なお、ＣＣＤセンサ５８、
Ａ／Ｄ変換器６７には同期信号発生回路６５の同期信号
SSが接続されている。また、制御部６３からの駆動信号
Srがガルバノメトリックミラー４３、４６に接続されて
いる。

【００２４】２５６個のピクセルから成る一次元ＣＣＤ
センサ５８の出力は増幅器６６で増幅され、Ａ／Ｄ変換
器６７でデジタル化される。その後に、１〜１２８ピク
セルの出力を加算したものと、１２９〜２５６ピクセル
の出力を加算したものとを、比較器６９で比較すること
により血管Evの移動方向が分かる。その方向を表す信号
に予め定められたステップサイズを乗じた後に、Ｄ／Ａ
変換器７１でＤ／Ａ変換を行う。その値に基づいて、制
御部６３はガルバノメトリックミラー４３を駆動する。
本実施例では、１ＫＨｚの周波数でこの操作を繰り返す
ことによって、眼球運動により移動する測定対象血管Ev
の位置と、レーザー光の照射位置及び検出位置との関係
を一定に保つように自動追跡を行う。

【００２５】ガルバノメトリックミラー４３に関して
は、制御部６３からの駆動信号SRによって、被検眼Ｅの
固視微動を一方向に関してのみ補償する働きをする。即
ち、一度検者が測定したい血管Evを指定した後において
は、常に一次元ＣＣＤセンサ５８上の血管Ev位置が一定
となるようガルバノメトリックミラー４３が駆動され
る。このとき、測定用光源３８を発した測定用レーザー
光は、ダイクロイックミラー４９によって観察光学系３
４と同軸になった後に、その光路を逆に辿って被検眼Ｅ
の眼底Ea上に導かれるため、常に選択された血管Ev上に
存在することが同時に保証される。

【００２６】測定用レーザー光はダイクロイックミラー
４９により観察光学系３４に結像される前に、レンズ３
７により眼底Eaと共役な位置のアパーチャ３６にスポッ
トを形成し、レンズ３５を経てその共役関係が調整され
ている。従って、検者がフォーカシングレンズ４８を光
軸上を移動して眼底Eaのピント合わせを行うと、テレビ
カメラ５２の撮像面、一次元ＣＣＤセンサ５８の撮像
面、測定光スポットが同時に眼底Eaと共役になる。

【００２７】被検眼Ｅの眼底Ea上の血管Evで反射された
測定用レーザー光は、同様に対物レンズ２１、イメージ
ローテータ３０を通り受光されるが、そのうちの一部分
は孔あきミラー２９の後方に設けられた小ミラー対３１
ａ、３１ｂで反射された後に、それぞれレンズ３９ａ、
３９ｂを経てフォトマルチプライヤ４０ａ、４０ｂで受
光される。また、反射されない部分はそのまま観察光学
系３４へ導光され、テレビカメラ５２で測定部位を示す
指標としての作用をする。

【００２８】図３は小ミラー対３１ａ、３１ｂ及び照明
光束、観察光束の瞳孔上の配置を示している。３１
ａ’、３１ｂ’はそれぞれ小ミラー対３１ａ、３１ｂの
像で受光用の光束位置を示し、３２’はアパーチャ３２
の像で観察用光束及び測定用レーザー光の位置、２６’
はリングスリット２６の透光部の像で照明光束の位置を
示している。受光用光束位置３１ａ’、３１ｂ’から測
定部位を見込む角は、図１０における測定角αを形成す
る。従って、フォトマルチプライヤ４０ａ、４０ｂで受
光された信号を従来例と同様に処理することによって、
測定対象となっている血管Ev内の血流速度を求めること
ができる。

【００２９】図４はテレビモニタ４６で観察される眼底
像Ea’の様子を示し、座標軸Ａの方向は小ミラー対３１
ａ、３１ｂの中心を結んだ平面と被検眼Ｅの眼底Eaと交
差線の方向を示し、Ｓは測定用レーザー光の像で測定部
位を示している。検者は操作桿４７を操作し、測定すべ
き血管とスポットＳを合致させる。このとき検者にはス
ポットＳは視野に対し中心に位置したまま固定であり、
眼底像Ea’が移動して観察される。

【００３０】その後にイメージローテータ３０を回転
し、測定すべき血管Evの走行方向を軸Ａの方向に合致さ
せる。これは、図１２においてβ＝０°とすることを意
味している。即ち、イメージローテータ３０を回転する
と眼底像Ea’が図の矢印Ｅの方向に視野の中心を軸とし
て回転する。このように測定部位が選択されている場合
においては、血管検出系５４のＣＣＤセンサ５８は軸Ａ
と直交する方向のＤ軸方向の一次元像を撮像することに
なる。即ち、測定中においてはＤ方向における血管Evの
位置が一定となるように、イメージスタビライザ３３の
ガルバノメトリックミラー４３が駆動される。

【００３１】従来例で述べたように、速度検出の原理
は、血管壁からの散乱反射光と血流中の散乱反射光との
干渉信号から得られるので、測定中において軸Ａの方向
に眼球が移動しても、血管EvはＡ方向にほぼ平行なた
め、その測定結果は影響を受けない。一方、Ｄ方向に移
動した場合には、測定用レーザー光が血管Ev上から逸脱
してしまい測定が不能となる。このため、血管検出系５
４とイメージスタビライザ３３は共働してこの軸Ｄ方向
の一次元トラッキングを行う。

【００３２】図５は血流速度算出系のブロック回路構成
図を示し、フォトマルチプライヤ４０ａ、４０ｂの出力
はゲイン可変式増幅器７５に接続され、このゲイン可変
式増幅器７５の出力は位相同期ループ回路７６と検波回
路７７に接続されている。また、検波回路７７の出力は
Ａ／Ｄ変換器７８を介してＭＰＵ（マイクロプロセッサ
ユニット）７９に接続されている。更に、ＭＰＵ７９の
出力はフォトマルチプライヤ４０ａ、４０ｂ及び位相同
期ループ回路７６に接続されている。

【００３３】眼底Eaからの散乱反射光は、小ミラー対３
１ａ、３１ｂで反射され、フォトマルチプライヤ４０
ａ、４０ｂで受光されると、フォトマルチプライヤ４０
ａ、４０ｂから出力される信号は血流速度算出部６０に
導かれる。ここでは、先ず受光したドップラビート信号
DBをゲイン可変式増幅器７５で増幅し、増幅された信号
は検波回路７７を通して信号強度に変換され、Ａ／Ｄ変
換器７８を通してその信号強度がＭＰＵ７９により読み
取られる。その後に、予め決めてある位相同期ループ信
号の入力感度に適合するように、増幅手段ゲイン制御信
号線W1を通して増幅器７５のゲインが設定される。これ
により、適当な大きさに調整されたドップラビート信号
DBは位相同期ループ回路７６に入力される。

【００３４】ＭＰＵ７９は位相同期ループ信号の自走中
心周波数SFを制御する信号線W2を通して、ドップラビー
ト信号DBには存在しない程度の高い周波数から最大ビー
ト周波数に向けて自走中心周波数SFを掃引させる。最大
ビート周波数が見付かると、位相同期ループ回路７６は
同期検出信号線W3により同期検出信号LDをＭＰＵ７９に
送る。ＭＰＵ７９は同期検出信号LDを確認した上で、そ
の同期した周波数を信号線W4により読み取る。また、同
期レンジは信号線W5により予めその範囲を設定してお
く。

【００３５】図６及び図７はドップラビート信号DBの測
定データの例を示し、図６は自走中心周波数SFを最大ビ
ート周波数に向けて掃引しているところで、図７は最大
ビート周波数を検知し、同期検出信号LDを立ち上げたと
ころである。

【００３６】図８は血管径算出部６４のブロック回路構
成図、図９はそのタイミングチャート図である。同期信
号発生回路６５からの同期信号SSに同期して、一次元Ｃ
ＣＤセンサ５８からイメージ信号SGが比較器８１に入力
される。比較器８１は予め定められた基準電圧発生回路
８２からの基準電圧Vcとイメージ信号SGとを比較して、
比較器出力Waを積分器８３に入力する。積分器８３では
比較器８１の出力Waを積分し積分器出力Ｖを得る。この
積分器出力Ｖは初期化信号発生回路８４からの初期化信
号ISによって各測定毎にクリアされ、クリアされる直前
の信号Ｖが血管径に対応している。

【００３７】同期信号発生回路６５は測定のタイミング
を表す同期信号SSを一次元ＣＣＤセンサ５８と血流速度
算出部６０とに供給している。同期信号SSに同期して、
ＣＣＤセンサ５８から測定部位のイメージが、トラッキ
ング用制御部６３と血管径算出部６４とに供給される。
制御部６３ではガルバノメトリックミラー４３の駆動信
号SRが作られ、血管径算出部６４では血管径が算出され
る。血流量算出部６１では、血管径算出部６４及び血流
速度算出部６０からそれぞれ供給される血管径及び血流
速度から血流量を算出する。血管径、血流速度、血流量
は、例えばＣＲＴ、プロッタ等のような表示部６２に表
示され、実時間で血管径、血流速度、血流量を観測する
ことを可能にする。これらの情報を基にして、例えば動
脈硬化、糖尿病等の医学的診断に役立てることができ
る。

【００３８】血管に限らず管内を流れる物体からドップ
ラビート信号DBが得られる場合に、乱流状態となる状況
が無ければ、管内の流体は層流を成すために、管壁を流
れる最も遅い粒子から管の中心を流れる最も早い粒子ま
で、そのドップラビート信号DBは連続した周波数成分を
持つ。中心を流れる最も早い粒子から得られる最大ビー
ト周波数よりも高い周波数域においては、それ以下の周
波数域と比べて、より大きい振幅の信号成分は存在しな
いので、本実施例のように位相同期ループ回路７６の入
力感度を適当に設定し、最大ビート周波数よりも高い周
波数から位相同期ループ回路７６の自走周波数（中心周
波数）SFを低周波側へ移動してゆけば、管の中心を流れ
る最大ビート周波数に位相同期ループ回路７６の自走周
波数SFを同期させることができる。更に、位相同期ルー
プ回路７６のフィルタ帯域（変調レンジ）を、心臓の鼓
動によって変動する最大ビート周波数の変動帯域と同程
度又は稍々大きめとすることによって、実時間に最大ビ
ート周波数に位相同期ループ回路７６の自走周波数SFを
追従させて位相同期し、その位相同期した自走周波数SF
から血流速度を実時間に求めることができる。

【００３９】

【発明の効果】以上説明したように本発明に係る眼底血
流速度測定方法は、眼底血管からの反射光に含まれるド
ップラシフト信号を、位相同期ループ回路により位相を
同期させ、その最大周波数を求めることにより、周期的
に変化する血流速度を容易にかつ正確に実時間により測
定することができる。

【００４０】また、本発明に係る眼底血流速度測定装置
は、眼底血管からの反射光に含まれるドップラシフト信
号を調節する増幅手段と、この信号に位相を同期させる
位相同期ループ回路と、これらを制御するＭＰＵとを備
えることにより、スペクトラムアナライザ方式に見られ
るような掃引時間を必要とせずに、迅速かつ容易な血流
速度の測定を行うことができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本実施例の構成図である。

【図２】制御部のブロック回路構成図である。

【図３】照明光束と観察光束の関係の説明図である。

【図４】観察眼底像の説明図である。

【図５】血流速算出部のブロック回路構成図である。

【図６】ドップラビート信号の測定例のグラフ図であ
る。

【図７】ドップラビート信号の測定例のグラフ図であ
る。

【図８】血管径算出部のブロック回路構成図である。

【図９】血管径算出部のタイミングチャート図である。

【図１０】従来例の構成図である。

【図１１】受光信号の周波数分析のグラフ図である。

【図１２】観察眼底像の説明図である。

【符号の説明】

３０ イメージローテータ ３１ａ、３２ｂ 小ミラー対 ３３ イメージスタビライザ ３４ 観察光学部 ３８ 測定用光源 ４３、４６ ガルバノメトリックミラー ５２ テレビカメラ ５３ テレビモニタ ５４ 血管検出部 ５８ ＣＣＤセンサ ６０ 血流速度算出部 ６１ 血流量算出部 ６３ 制御部 ６４ 血管径算出部 ６５ 同期信号発生回路 ７５ ゲイン可変式増幅回路 ７６ 位相同期ループ回路 ７７ ＭＰＵ

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁶ 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ａ６１Ｂ 3/12 Ｅ

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 可干渉光を眼底上の血管を含む領域に照
   射し、該領域からの散乱光を受光し、受光成分に含まれ
   るドップラ信号に基づいて、前記血管の血流速を求める
   眼底血流速計において、前記受光出力信号に対し固定又
   は可変の変調レンジを有する位相同期ループフィルタを
   高周波側から接近させ、層流を成す血管からの反射光に
   含まれるドップラ信号の最大周波数に位相を同期をさ
   せ、前記血管の最大血流速度を測定することを特徴とす
   る眼底血流速度測定方法。
2. 【請求項２】 前記最大血流速度が心臓の鼓動に応じて
   周期的に変化する場合に、その周波数の変動幅に対応す
   る同期レンジと、ドップラ信号の強度に対応する入力感
   度とを選択して、適時位相同期ループ回路に設定するこ
   とによって、実時間で最大周波数を計測する請求項１に
   記載の眼底血流速度測定方法。
3. 【請求項３】 可干渉光を眼底上の血管を含む領域に照
   射する照射手段と、該領域からの反射光を受光する受光
   手段と、該受光手段により検出される受光成分に含まれ
   るドップラ信号に基づいて前記血管の血流速度を測定す
   る測定手段とを有する眼底血流計において、前記受光手
   段からの信号を調節するゲイン可変式増幅手段と、該増
   幅手段からの信号に位相を同期をさせる位相同期ループ
   回路と、前記増幅手段及び前記位相同期ループ回路を制
   御して前記血管の血流速度を測定する制御手段とを備え
   たことを特徴とする眼底血流速度測定装置。