JPH1080398A

JPH1080398A - 眼科測定装置

Info

Publication number: JPH1080398A
Application number: JP8257563A
Authority: JP
Inventors: Yoshiaki Okumura; 淑明奥村; Shigeaki Ono; 重秋小野; Shinya Tanaka; 信也田中; Tomoyuki Iwanaga; 知行岩永; Yasuyuki Numajiri; 泰幸沼尻
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 1996-09-06
Filing date: 1996-09-06
Publication date: 1998-03-31
Anticipated expiration: 2016-09-06
Also published as: US6192269B1; JP3647164B2

Abstract

(57)【要約】【目的】測定対象の血管が動脈か静脈かに応じて、最
適な測定条件や演算条件を選択できるようにする。【構成】検者は測定部位を選択したら、その測定部位
が動脈か静脈かをパーソナルコンピュータ５４の入力手
段により入力する。そして、パーソナルコンピュータ５
４に入力された情報をシステム制御回路５６に通信し、
測定時のデータを取り込む時間を、例えば動脈の場合を
２秒間、静脈の場合を０．５秒間に設定し、また周波数
解析のためのデータ数を、例えば動脈の場合を５１２デ
ータ、静脈の場合を１０２４データに設定し、再び入力
手段５５を操作してトラッキングの開始を入力する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、眼科医院等の医療機関
で眼底を検査する際に使用される眼科測定装置に関する
ものである。

【０００２】

【従来の技術】

(1) 従来から、被検眼の眼底の血管中の血流速度を測定
する眼科測定装置として、レーザードップラ眼底血流計
が知られている。この眼底血流計は、被検眼の眼底の任
意の血管にレーザー光を照射し、血管中の血液で反射し
た光のドップラシフト信号を検出するもので、測定中は
血管をトラッキングして、眼球運動があってもレーザー
光を常に同一の血管上に照射することができるようにな
っている。そして、光検出器に受光した被測定血流から
の散乱反射光であるドップラシフトした成分と、静止し
ている血管壁からの散乱反射光との干渉信号から、周波
数解析を行ってドップラシフト周波数を演算し、２つの
受光器で受光した受光信号から算出した周波数の最大シ
フトをそれぞれΔfmax1 、Δfmax2 、レーザーの波長を
λ、測定部位の屈折率をｎ、眼内での２つの受光光軸の
なす角度をα、眼内で２つの受光光軸がつくる平面と血
流の速度ベクトルとのなす角度をβとすると、次式によ
って血流速度（最大速度Vmax）を定量的に求めている。 Vmax＝｛λ/(ｎ・α)}・||Δfmax1|− |Δfmax2|| ／ cosβ … (1)

【０００３】このように、２方向から計測を行うことに
よって測定光の入射方向の奇与が相殺され、眼底上の任
意の部位の血流を計測することができ、２つの受光光軸
がつくる平面と眼底の交線と、血流の速度ベクトルとの
なす角βを一致させることにより、β＝０°となって真
の最大血流速度を測定することができる。

【０００４】(2) また、ドップラシフトの最大値Δfmax
は、｜Δfmax｜という符号情報の欠如したものとなるた
めに、眼底において部位の異なる血管の血流を測定する
場合には、最大周波数シフトΔfmax1 、Δfmax2 の符号
が共に正、共に負、正負異符号を有する場合が存在する
ことになる。従って、測定する領域によっては式(1)に
より最大血流速度Vmaxを決定することか不可能になると
いう問題が生ずる。これを解決するために、入射光位置
を瞳孔上のスポット像の２方向に設定し、それぞれのス
ポット像の光路から最大周波数シフト｜Δfmax1|、｜Δ
fmax2|及び｜Δfmax1'｜、｜Δfmax2'｜を算出して、最
大血流速度Vmax、Vmax’を算出する。そして、この２つ
の最大血流速度VmaxとVmax’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光束の入射方向を決定
し、この情報により光路切換えを適切な状態にして本測
定を行うように制御している。

【０００５】また、臨床上、同一被検眼の経時変化等を
観察することは極めて有意なので、同じ血管の同じ部位
を特定するために、眼底血流測定時の眼底像をビデオテ
ープレコーダやビデオプリンタ等で記録し、眼底像の測
定スポット位置を基に目視によって血管の測定部位を特
定している。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】

(イ) しかしながら、上述の従来例(1) においては、動脈
の場合は心臓の収縮、拡張に応じて血流速度が周期的に
変化しているために、最低１周期以上の測定が必要であ
るが、一方で静脈の場合は殆ど変動がないために短時間
の測定でよい。しかし、従来の測定は動脈でも静脈でも
区別せずに行われているために、動脈測定の場合に測定
時間が長く設定されていて、静脈測定の測定時間が必要
以上に長くなってしまう。この結果、この間は被検者は
瞬きを我慢しなければならず、また被検眼の眼底に照射
する露光量が必要以上に多くなって、被検者に相当の負
担を与えている。

【０００７】また、ドップラシフト信号の周波数解析に
は一般的にＦＦＴ（Fast Fourier Translater)処理等が
用いられるが、このとき周波数の分解能を上げるために
多くの時系列のデータが必要となる。しかし、動脈は周
期的に変化し収縮期には急激に血流速度が速くなるの
で、あまり多くの時系列データを用いて周波数解析を行
うと、本来の変動を見失う可能性がある。一方、静脈は
殆ど変動がないために、多くの時系列のデータを用いれ
ば周波数分解能を上げて周波数解析を行うことができ
る。従って、動脈の変動を見失わない程度の時間でデー
タをとって、周波数解析を行うように調整する必要が生
ずる。

【０００８】(ロ) また、上述の従来例(2) においては、
被検眼に白内障があったり測定時に睫毛が混入した場合
等は、受光信号にノイズ成分が混入し、その結果Δfmax
1 、Δfmax2 を断定する際の誤差要因が大きくなって、
正しい測定結果が得られないことがある。このような場
合には、測定結果を見ただけでは白内障や睫毛の混入等
による不要な誤差成分が含まれているか分からないの
で、測定値が真の眼底血流速度を示しているか判別でき
ない。更には、被検眼の白内障や測定時の睫毛の混入等
は検者が測定時に観察できるので、測定時のコメント情
報として記録しておくことも可能であるが、作業が極め
て煩わしく、記録を忘れてしまうこともある。

【０００９】また、測定部位の特定に人為的作業が加わ
ると、計測の誤差要因が多くなり再現性が悪くなり、作
業が非常に煩わしく多大な時間を要することになる。更
に、ＣＣＤカメラで眼底像と測定スポットを観察・記録
し、画像計測により部位を特定することも可能である
が、この場合は装置が複雑で高価なものになるという欠
点がある。

【００１０】発明の第１の目的は、上述の問題点(イ) を
解消し、測定対象の血管が動脈か静脈かに応じて最適な
測定条件や演算条件を選択する眼科測定装置を提供する
ことにある。

【００１１】本発明の第２の目的は、上述の問題点(ロ)
を解消し、眼底血流を測定して血管位置を特定するデー
タを出力して最大周波教シフト決定の参考となる情報を
得る眼科測定装置を提供することにある。

【００１２】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
の第１発明に係る眼科測定装置は、被検眼の眼底血管の
血流速度を測定する眼科測定装置において、測定前に測
定対象が動脈か静脈かを入力する手段と、入力された情
報を基に測定条件、演算条件を選択する選択手段とを有
することを特徴とする。

【００１３】第２発明に係る眼科測定装置は、被検眼に
対向する対物光学系と、該対物光学系を通して被検眼の
眼底を照明する照明光学系と、照明された眼底像を観察
する観察光学系と、前記照明光学系又は前記観察光学系
の被検眼と略共役位置に移動可能な内部固視標と、被検
眼の眼底に照射ビームを照射するビーム照射光学系とを
有する眼科測定装置において、前記内部固視標の位置を
検出する第１の検出手段と、前記ビーム照射光学系の照
射ビームが照射される被検眼の眼底位置に偏向する照射
ビーム偏向手段と、該照射ビーム偏向手段の被検眼への
出射角度を検出する第２の検出手段とを有することを特
徴とする。

【００１４】

【発明の実施の形態】本発明を図示の実施例に基づいて
詳細に説明する。図１は眼底血流計へ応用した第１の実
施例の構成図を示し、白色光を発するタングステンラン
プ等から成る観察用光源１から被検眼Ｅと対向する対物
レンズ２へ至る照明光路上には、コンデンサレンズ３、
例えば黄色域の波長光のみを透過するバンドパスフィル
タ付のフィールドレンズ４、被検眼Ｅの瞳孔Epとほぼ共
役なリングスリット５、被検眼Ｅの水晶体とほぼ共役な
遮光部材６、リレーレンズ７、光路に沿って移動自在な
固視標表示用素子である透過型液晶板８、リレーレンズ
９、被検眼Ｅの角膜近傍と共役な遮光部材１０、孔あき
ミラー１１、黄色域の波長光を透過し他の光束を殆ど反
射するバンドパスミラー１２が順次に配列され、照明光
学系が構成されている。

【００１５】孔あきミラー１１の背後には眼底観察光学
系が構成されており、光路に沿って移動自在なフォーカ
シングレンズ１３、リレーレンズ１４、スケール板１
５、光路に挿脱自在な光路切換ミラー１６、接眼レンズ
１７が順次に配列され、検者眼ｅに至っている。光路切
換ミラー１６が光路に挿入されているときの反射方向の
光路上には、テレビリレーレンズ１８、ＣＣＤカメラ１
９が配置されており、ＣＣＤのカメラ１９の出力は液晶
モニタ２０に接続されている。

【００１６】バンドパスミラー１２の反射方向の光路上
には、イメージローテータ２１、紙面に垂直な回転軸を
有し両面が研磨されたガルバノメトリックミラー２２が
配置され、ガルバノメトリックミラー２２の下側反射面
２２ａの反射方向には光路に沿って移動自在なフォーカ
スレンズ２３が配置され、上側反射面２２ｂの反射方向
にはレンズ２４、光路に沿って移動自在なフォーカスユ
ニット２５が配置されている。なお、レンズ２４の前側
焦点面は被検眼Ｅの瞳孔Epと共役関係にあり、その焦点
面にガルバノメトリックミラー２２が配置されている。

【００１７】また、ガルバノメトリックミラー２２の図
面上方には、光路長補償半月板２６、光路中に遮光部を
有する黒点板２７、凹面ミラー２８が順次に配列され、
ガルバノメトリックミラー２２の下側反射面２２ａによ
り反射されることなく通過する光束を、ガルバノメトリ
ックミラー２２の上側反射面２２ｂに戻るように導くリ
レー光学系が構成されている。なお、光路長補正用半月
板２６はガルバノメトリックミラー２２の上側反射面２
２ｂ、下側反射面２２ａの位置がそのミラー厚によって
生ずる図面の上下方向へのずれを補正するためのもので
あり、イメージローテータ２１へ向かう光路中にのみ作
用するものである。

【００１８】フォーカスユニット２５においては、レン
ズ２４と同一光路上にダイクロイックミラー２９、集光
レンズ３０が順次に配列され、ダイクロイックミラー２
９の反射方向の光路上には、マスク３１、ミラー３２が
配置されており、このフォーカスユニット２５は一体的
に矢印で示す方向に移動できるようになっている。

【００１９】レンズ３０の入射方向の光路上には、固定
ミラー３３、光路から退避可能な光路切換ミラー３４が
平行に配置され、光路切換ミラー３４の入射方向の光路
上には、コリメータレンズ３５、コヒーレントな例えば
赤色光を発するレーザーダイオード等の測定用光源３６
が配列されている。更に、ミラー３２の入射方向の光路
上には、シリンドリカルレンズ等から成るビームエクス
パンダ３７、他の光源と異なる高輝度の例えば緑色光を
発するＨｅ−Ｎｅレーザー光源等のトラッキング用光源
３８が配列されている。

【００２０】ガルバノメトリックミラー２２の下側反射
面２２ａの反射方向の光路上には、フォーカシングレン
ズ２３、ダイクロイックミラー３９、フィールドレンズ
４０、拡大レンズ４１、イメージインテンシファイヤ付
の一次元ＣＣＤ４２が順次に配列され、血管検出光学系
が構成されている。また、ダイクロイックミラー３９の
反射方向の光路上には、結像レンズ４３、共焦点絞り４
４、被検眼Ｅの瞳孔Epとほぼ共役なミラー対４５ａ、４
５ｂが配列され、ミラー対４５ａ、４５ｂの反射方向に
はそれぞれフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂが配置
され、測定用受光光学系が構成されている。なお、図示
の都合上全ての光路を同一平面上に示したが、ミラー対
４５ａ、４５ｂの反射光路、トラッキング用光源３８の
出射方向の測定光路、測定用光源からマスク３１に至る
光路はそれぞれ紙面に直交している。そして、一次元Ｃ
ＣＤ４２、フォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂの出力
はシステム全体の動作を制御する制御部４７に接続され
ている。

【００２１】図２は制御部４７のブロック回路の構成図
を示し、ＣＣＤカメラ１９の出力は制御部４７内の血管
位置検出回路５０、トラッキングサーボ制御回路５１、
ガルバノメトリックミラー駆動回路５２に順次に接続さ
れ、外部のガルバノメトリックミラー２２に接続されて
いる。また、フォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂの出
力は、それぞれ増幅器５３ａ、５３ｂを介してパーソナ
ルコンピュータ５４に接続され、パーソナルコンピュー
タ５４、入力手段５５の出力はシステム制御回路５６に
接続されている。そして、システム制御回路５６の出力
は、観察用光源１、光路切換ミラー３４、測定用光源３
６、トラッキング用光源３８にそれぞれ接続されてい
る。

【００２２】図３は被検眼Ｅの瞳孔Ep上の各光束の配置
を示し、Ｉは黄色の照明光により照明される領域でリン
グスリット５の像、Ｏは眼底観察光束で孔あきミラー１
１の開口部の像、Ｖは測定／血管受光光束でガルバノメ
トリックミラー２２の上下反射面２２ｂ、２２ａの有効
部の像、Da、Dbは２つの測定受光光束でそれぞれミラー
対４５ａ、４５ｂの像である。また、P2、P2' は測定光
の入射位置で光路切換ミラー３４を切換えることによっ
て選択される測定光の位置を示し、鎖線で示す領域Ｍは
ガルバノメトリックミラー２２の下側反射面２２ａの像
である。

【００２３】観察用光源１から発した白色光は、コンデ
ンサレンズ３を通り、フィールドレンズ４により黄色の
波長光のみが透過し、リングスリット５、遮光部材６、
リレーレンズ７を通り、透過型液晶８を背後から照明す
る。更に、この光束はリレーレンズ９、遮光部材１０を
通って孔あきミラー１１で反射され、黄色域の波長光の
みがバンドパスミラー１２を透過し、対物レンズ２を通
り、被検眼Ｅの瞳孔Ep上に眼底照明光光束像Ｉとして一
旦結像した後に、眼底Eaをほぼ一様に照明する。

【００２４】このとき、透過型液晶板８には固視標が表
示されており、これが照明光により被検眼Ｅの眼底Eaに
投影され視標像として被検眼Ｅに呈示される。なお、リ
ングスリット５、遮光部材６、１０は被検眼Ｅの前眼部
において眼底照明光と眼底観察光を分離するためのもの
であり、必要な遮光領域を形成するものであればその形
状は問題とならない。

【００２５】眼底Eaからの反射光は、瞳孔Ep上から眼底
観察光光束Ｏとして取り出されて同じ光路を戻り、孔あ
きミラー１１の中心の開口部、フォーカシングレンズ１
３、リレーレンズ１４を通り、スケール板１５に眼底像
Eaとして結像した後に、光路切換ミラー１６に至る。こ
こで、光路切換ミラー１６が光路から退避しているとき
は、検者眼ｅにより接眼レンズ１７を介して眼底像Ea’
が観察可能となり、一方で光路切換ミラー１６が光路に
挿入されているときは、スケール板１５上に結像した眼
底像Ea’は、テレビリレーレンズ１８によりＣＣＤカメ
ラ１９上に再結像されて液晶モニタ２０に映出される。

【００２６】検者は接眼レンズ１７又は液晶モニタ２０
により、この眼底像Ea’を観察しながら装置のアライメ
ントを行う。このとき、目的に応じて適切な観察方式を
採用することが好適であり、接眼レンズ１７による観察
の場合は、一般的に液晶モニタ２０等よりも高解像度か
つ高感度なので、眼底Eaの微細な変化を読み取って診断
する場合に適している。一方、液晶モニタ２０による観
察の場合は、視野を制限しないので検者の疲労を軽減す
ることができ、更にＣＣＤカメラ１９の出力を外部のビ
デオテープレコーダやビデオブリンタ等に接続すること
により、眼底Ea上の測定部位の変化を逐次に電子的に記
録することが可能となるので、臨床上極めて有効であ
る。

【００２７】次に、測定用光源３６を発した測定光はコ
リメータレンズ３５によりコリメートされ、光路切換ミ
ラー３４が光路に挿入されている場合は、光路切換ミラ
ー３４、固定ミラー３３でそれぞれ反射され、集光レン
ズ３０の下方を通過する。また、光路切換ミラー３４が
光路から退避している場合は、直接集光レンズ３０の上
方を通過し、共にダイクロイックミラー２９を透過す
る。

【００２８】一方、トラッキング用光源３８から発した
トラッキング光は、ビームエクスパンダ３７により縦横
異なる倍率でビーム径が拡大され、ミラー３２で反射さ
れた後に、整形用マスク３１で所望の形状に整形され、
ダイクロイックミラー２９に反射され、集光レンズ３０
によりマスク３１の開口部中心と共役な位置に結像して
いるスポット状の測定光と重畳される。

【００２９】重畳された測定光とトラッキング光は、レ
ンズ２４を通り、ガルバノメトリックミラー２２の上側
反射面２２ｂで一旦反射され、黒点板２７を通った後に
凹面鏡２８で反射され、再び黒点板２７、光路長補正用
半月板２６を通り、ガルバノメトリックミラー２２の方
へ戻される。ここで、ガルバノメトリックミラー２２は
被検眼Ｅの瞳孔Epと共役な位置に配置されており、その
形状は被検眼Ｅの瞳孔Ep上において図３の破線Ｍで示し
た形状となっている。

【００３０】そして、凹面鏡２８、黒点板２７、光路長
補正用半月板２６は光路上に同心に配置されて、ガルバ
ノメトリックミラー２２の上側反射面２２ｂと下側反射
面２２ａとを−１倍で結像するリレー光学系の機能が与
えられているので、光路切換ミラー３４の光路中への挿
入、退避により、ガルバノメトリックミラー２２の像Ｍ
の裏側の図３の位置P1、P1' で反射された光束は、それ
ぞれガルバノメトリックミラー２２の切欠き部に位置す
るP2、P2' の位置へ戻されることになり、ガルバノメト
リックミラー２２に反射されることなくイメージローテ
ータ２１へ向かう。そして、イメージローテータ２１を
経てバンドパスミラー１２により対物レンズ２の方向へ
偏向された光束は、対物レンズ２を介して被検眼Ｅの眼
底Eaに照射される。

【００３１】このように、測定光とトラッキング光はガ
ルバノメトリックミラー２２の上側反射面２２ｂ内で反
射され、再び戻されるときには対物レンズ２の光軸から
偏心した状態でガルバノメトリックミラー２２に入射す
るので、図３に示すように瞳孔Ep上でスポット像P2又は
P2' として結像した後に眼底Eaを点状に照射することに
なる。

【００３２】眼底Eaでの散乱反射光は再び対物レンズ２
で集光され、バンドパスミラー１２に反射されてイメー
ジローテータ２１を通り、ガルバノメトリックミラー２
２の下側反射面２２ａに反射され、フォーカシングレン
ズ２３を通り、ダイクロイックミラー３９において測定
光とトラッキング光が分離される。

【００３３】トラッキング光はダイクロイックミラー３
９を透過し、フィールドレンズ４０、結像レンズ４１に
より、一次元ＣＣＤ４２上に眼底観察光学系による眼底
像Ea’よりも拡大された血管像Ev’として結像する。そ
して、一次元ＣＣＤ４２により撮像された血管像Ev’に
基づいて、血管位置検出回路５０において血管像Ev’の
トラッキング中心からのずれ量を表すデータが作成さ
れ、このデータがトラッキングサーボ制御回路５１に入
力され、ガルバノメトリックミラー駆動回路５２を介し
てずれがなくなるようにガルバノメトリックミラー２２
が駆動される。

【００３４】一方、測定光はダイクロイックミラー３９
により反射され、レンズ４３、共焦点絞り４４の開口部
を経て、ミラー対４５ａ、４５ｂで反射され、それぞれ
フォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂに受光される。フ
ォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂの出力は、それぞれ
増幅器５３ａ、５３ｂにおいて増幅され、パーソナルコ
ンピュータ５４に内蔵された図示しないＡＤ変換器に入
力される。ＡＤ変換器においてデジタルデータとされた
信号はパーソナルコンピュータ５４のメモリに記憶さ
れ、従来例と同様に周波数解析されて眼底Eaの血流速度
が求められる。このとき、システム制御回路５６は、観
察用光源１、測定用光源３６、トラッキング用光源３８
の点灯消灯や、光路切換ミラー３４の光路への挿脱の制
御を行う。

【００３５】また、測定光とトラッキング光による眼底
Eaでの散乱反射光の一部はバンドパスミラー１２を透過
し、孔あきミラー１１の背後の眼底観察光学系に導か
れ、トラッキング光はスケール板１５上に棒状のインジ
ケータＴとして結像し、測定光はこのインジケータＴの
中心部にスポット像として結像する。これらの像は接眼
レンズ１７又は液晶モニタ２０を介して、図４に示すよ
うに眼底像Ea’、視標像Ｆと共に観察される。このと
き、インジケータＴの中心には図示しないスポット像が
重畳して観察されており、インジケータＴは入力手段５
５の操作桿等の操作部材により、眼底Ea上に撮影された
スケール板１５に予め用意されている視野中心の正円の
スケールＳの範囲内を一次元に移動することができる。

【００３６】検者は先ず図４に示す眼底像Ea’上のフォ
ーカス状態を見ながら眼底像Ea’のピント合わせを行
う。入力手段５５の図示しないフォーカスノブを調整す
ると、図示しない駆動手段により透過型液晶板８、フォ
ーカシングレンズ１３、２３、フォーカスユニット２５
が連動して光路に沿って移動する。そして、眼底像Ea’
のピントが合うと、透過型液晶板８、スケール板１５、
一次元ＣＣＤ４２、共焦点絞り４４は同時に眼底Eaと共
役になる。

【００３７】ピント合わせが終了した後に、検者は入力
手段５５を操作して視標像Ｆを移動し、被検眼Ｅの視線
を誘導して観察領域を変更し、測定対象とする血管Evを
スケール板１５のサークルＳ内へ移動する。そして、入
力手段５５の図示しない操作桿によりイメージローテー
タ２１を操作してインジケータＴを回転し、測定対象と
する血管Evの走行方向に対してインジケータＴが垂直に
なるようにする。

【００３８】このとき、眼底観察光はイメージローテー
タ２１を通過していないので、インジケータＴのみが回
転するように認識され、図２に示した瞳孔Ep上の各光学
部材の像も原点を中心に同じ方向に同じ角度だけ回転
し、測定受光光束Da、Dbの中心を結んだ直線とスポット
像P1、P1’又はP2、P2’の中心を結んだ直線、即ちｘ軸
は血管Evの走行方向に一致する。

【００３９】角度合わせが終了した後に、入力手段５５
の操作桿を操作してインジケータＴを矢印方向に移動
し、血管EvがインジケークＴのほぼ中央に至るように合
わせる。

【００４０】検者は測定部位を選択した後に、その測定
部位が動脈か静脈かをパーソナルコンピュータ５４の図
示しない入力手段により入力する。そして、パーソナル
コンピュータ５４に入力された情報をシステム制御回路
５６に通信し、測定時のデータを取り込む時間を、例え
ば動脈の場合を２秒間、静脈の場合を０．５秒間に設定
し、また周波数解析のためのデータ数を、例えば動脈の
場合を５１２データ、静脈の場合を１０２４データに設
定し、再び入力手段５５を操作してトラッキングの開始
を入力する。

【００４１】入力手段５５からシステム制御回路５６に
トラッキング開始の指令が入力されると、血管位置検出
回路５０において一次元ＣＣＤ４２の受光信号に基づい
て血管像Ev' の一次元基準位置からのずれ量が算出され
る。そして、トラッキングサーボサーボ回路５１、ガル
バノメトリック制御回路５２によりこの移動量に基づい
てガルバノメトリックミラー２２が駆動され、一次元Ｃ
ＣＤ４２上の血管像Ev' の受像位置が一定になるように
制御される。図５は血管像Ev' の受光量出力のグラフ図
であり、縦軸がＣＣＤ４２の受光量、横軸がＣＣＤ４２
の画素方向に対応し、血管Ev部分は受光量が少なく現わ
れている。

【００４２】検者はトラッキング開始を確認した後で、
入力手段５５の図示しない測定スイッチを押して測定を
開始する。システム制御回路５６によって光路切換ミラ
ー３４が光路に挿入され、先ず被検眼Ｅの瞳孔Ep上のス
ポット像P1、P2の位置から入射した光束が、フォトマル
チプライヤ４６ａ、４６ｂに受光されてＡＤ変換器によ
りデジタル化され、動脈か静脈かにより予め設定されて
いる取込時間でパーソナルコンピュータ５４に取り込ま
れる。

【００４３】次に、システム制御回路５６の信号により
光路切換ミラー３４が光路中から退避し、被検眼Ｅの瞳
孔Ep上のスポット像P1’、P2’の位置から光束が入射さ
れ、入射した光束はフォトマルチプライヤ４６ａ、４６
ｂに受光されてＡＤ変換器によりデジタル化され、動脈
か静脈かによって予め設定された取込時間でパーソナル
コンピュータ５４に取り込まれる。そして、これらの信
号はパーソナルコンピュータ５４により周波数解析演算
が行われてドップラシフト周波数が求められる。なお、
周波数解析演算は、動脈か静脈かによって予め設定され
た数の時系列のデータを用いてＦＦＴ処理により行われ
る。

【００４４】通常、動脈の場合は、心臓の収縮、拡張に
応じて血流速度が周期的に変化しているために、最低で
も１周期以上の測定が必要であるが、一方で静脈の場合
は殆ど変動がないために短時間の測定でよい。また、動
脈の血流速度は収縮期に急激に立ち上がる特性があるた
めに、ＦＦＴ処理の演算のためのデータ数は静脈よりも
少なく設定されている。

【００４５】本実施例ではフォトマルチプライヤ４６
ａ、４６ｂの受光信号のサンプリング時間は１０μ秒に
設定してある。従って、動脈の場合には１回のＦＦＴ処
理に用いられるデータは５１２データなので、約５ｍ秒
毎の血流速度のデータが計算され、血流速度が変化して
いてもその波形は忠実に再現される。一方、静脈の場合
には１回のＦＦＴ処理に用いられるデータは１０２４デ
ータなので、約１０ｍ秒毎の血流速度のデータが計算さ
れ、動脈の場合の半分のデータしか求められないが、血
流速度は殆ど変動がないために問題はなく、更に周波数
解析での周波数分解能が動脈の場合の２倍になるので測
定精度は向上する。ここで、図６(a) は動脈の血流速度
の例で縦軸が血流速度、横軸が時間である。また、同様
に図６(b)は静脈の例である。

【００４６】被検眼Ｅの瞳孔Ep上のスポット像P1、P2の
位置から入射した光束がフォトマルチプライヤ４６ａ、
４６ｂに受光され、これらの受光信号からドップラシフ
ト周波数Δfmax1 、Δfmax2 が求められ、最大血流速度
Vmaxを計算することができる。また、被検眼Ｅの瞳孔Ep
上のスポット像P1’、P2’の位置から入射した光束はフ
ォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂに受光され、同様に
この受光信号からドップラシフト周波数Δfmax1'、Δfm
ax2'が求められ、最大血流速度Vmaxを計算することがで
きる。

【００４７】入射光位置が１つの場合には、血管Evへの
入射角度により最大血流速度Vmaxを計算する際の符号を
反転させる処理が必要になるが、以上のように２つの入
射位置より測定して最大血流速度VmaxとVmax’とを比較
することにより、簡便に真の血流速度を求めることがで
きる。

【００４８】最大血流速度Vmax、Vmax’の両方共に符号
を反転させる必要がない場合には、ほぼVmaxとVmax’の
値が等しくなり、何れも真の血流速度を現わしている。
また、一方が小さい場合には値の大きい方が真の血流速
度を現しているが、小さい方も符号を反転して再計算す
ることにより真の血流速度を求めることができるので、
結果として測定した全てのデータから真の血流速度を求
めることができる。

【００４９】本実施例では、２つの入射位置からの信号
を所定の時間取り込んでから処理を行っているが、短時
間の予備測定を行い、何れに符号の判定処理が必要かを
判断してから、一方の入射位置からのデータを取り込む
ようにしてもよい。

【００５０】図７は第２の実施例の構成図を示し、光学
系は第１の実施例とほぼ同様に構成されている。第１の
実施例の制御部４７に対応する制御系には、装置全体シ
ステムを制御するためのシステム制御回路６０が設けら
れ、システム制御回路６０には、検者が操作する入力手
段６１、測定結果等を表示する表示手段６２、各種デー
タを記憶する記憶手段６３、フォトマルチプライヤ４６
ａ、４６ｂの出力がそれぞれ接続されており、システム
制御回路６０の出力は、ガルバノメトリックミラー２２
を制御する駆動回路６４、イメージローテータ２１を制
御する制御回路６５、透過型液晶８を制御する制御回路
６６、光路切換ミラー３４にそれぞれ接続されている。
また、駆動回路６４には一次元ＣＣＤ４２の出力が血管
位置検出回路６７を介して接続されている。

【００５１】図８には被検眼Ｅの瞳孔Ep上の各光束の配
置を合わせて示し、Ｉは黄色の照明光により照明される
領域でリングスリット２５の像、０は眼底観察光束で孔
あきミラー３１の閉口部の像、Ｖは測定／血管受光光束
でガルバノメトリックミラー２２の上下反射面の有効部
の像、Da、Dbは２つの測定受光光束でそれぞれミラー対
４５ａ、４５ｂの像である。Ｐ、Ｐ’は測定光の入射位
置で光路切換ミラー３４を切り換えることによって選択
される測定光の位置を示し、鎖線で示す領域Ｎはガルバ
ノメトリックミラー２２の下側反射面の像である。

【００５２】照明光学系、眼底観察光学系、血管検出光
学系、測定用受光光学系の作用は第１の実施例とほぼ同
様なのでその説明は省略する。

【００５３】トラッキング用光源３８からのトラッキン
グ光はダイクロイックミラー３９を透過し、フィールド
レンズ４０、結像レンズ４１により、一次元ＣＣＤ４２
上で眼底観察光学系による眼底像Ea’よりも拡大された
血管像Ev’として結像する。そして、一次元ＣＣＤ４２
で撮像された血管像Ev’に基づいて、血管位置検出回路
６７において血管像Ev’の移動量を表すデータが作成さ
れ、駆動回路６４に出力され、駆動回路６４はこの移動
量を補償するようにガルバノメトリックミラー２２を駆
動する。

【００５４】また、測定用光源３６から測定光はダイク
ロイックミラー３９により反射され、レンズ４３、共焦
点絞り４４の開口部を経て、ミラー対４５ａ、４５ｂで
反射され、それぞれフォトマルチプライヤ４６ａ、４６
ｂに受光される。これらのフォトマルチプライヤ４６
ａ、４６ｂの出力は、それぞれシステム制御回路６０に
出力され、この受光信号は周波数解析されて眼底Eaの血
流速度が求められ、この測定結果は表示手段６２に表示
される。本実施例では、図９に示すように測定時のイメ
ージローテータ２１の角度、ガルバノメトリックミラー
２２の角度、透過型液晶板２８の固視標Ｆの位置情報
が、血流速度の測定結果と共に記憶手段６３に記録さ
れ、かつ表示手段６２に表示されるので、実際の血流速
度の測定値が血管Evのどの位置のものかを特定すること
が可能となる。

【００５５】また、測定光とトラッキング光による眼底
Eaでの散乱反射光の一部はバンドパスミラー１２を透過
し、孔あきミラー１１の背後の眼底観察光学系に導か
れ、トラッキング光はスケール板１５上に棒状のインジ
ケータＴとして結像し、測定光はこのインジケータＴの
中心部にスポット像として結像する。

【００５６】図１０は観察眼底像Ea’を示し、接眼レン
ズ１７又は液晶モニタ２０を介して眼底像Ea’と共に視
標像Ｆ等が観察される。このとき、インジケータＴの中
心には図示しないスポット像が重畳して観察されてお
り、インジケータＴは入力手段５５の操作桿等の操作部
材により、眼底Ea上に投影された視野中心の正円はスケ
ール板１５に予め用意されている視野中心の正円のスケ
ールＳの範囲内を一次元に移動させることができる。

【００５７】検者は先ず眼底像Ea’のピント合わせを行
う。入力手段５５の図示しないフォーカスノブを調整す
ると、図示しない駆動手段により透過型液晶板２８、フ
ォーカシングレンズ１３、２３、フォーカスユニット２
５が連動して光路に沿って移動する。眼底像Ea’のピン
トが合うと、透過型液晶板２８、スケール板１５、一次
元ＣＣＤ４２、共焦点絞り４４は同時に眼底Eaと共役に
なる。実際の検査においては、検者は図１０に示す眼底
像Ea’上のフォーカス状態を見ながら測定対象となる血
管Evの深さを設定し、眼底像Ea' のピントを合わせる。

【００５８】ピント合わせが終了した後に、検者は入力
手段５５を操作し、システム制御回路６０は透過型液晶
板２８を制御する制御回路６６を駆動し、透過型液晶板
２８上の視標像Ｆを移動し、被検眼Ｅの視線を誘導して
観察領域を変更し、測定対象とする血管Evをスケール板
１５のサークルＳ内へ移動する。そして、再び入力手段
５５の操作桿を操作して、システム制御回路６０により
制御回路６５を駆動してイメージローテータ２１が回動
し、図１１、図１２に示すようにインジケータＴを回転
して、測定対象とする血管Evの走行方向に対してインジ
ケータＴが垂直になるようにする。

【００５９】検者はトラッキング開始を確認した後で、
入力手段５５の測定スイッチを押して測定を開始する。
システム制御回路６０はメージローテータ２１の角度情
報、ガルバノメトリックミラー２２の角度情報、視標像
Ｆの位置情報を記憶手段６３に記憶する。そして、シス
テム制御回路６０により光路切換ミラー３４が光路に挿
入され、先ず被検眼Ｅの瞳孔Ep上のスポット像Ｐの位置
から入射した光束がフォトマルチプライヤ４６ａ、４６
ｂに受光され、この受光信号がシステム制御回路６０に
取り込まれて、最大周波数シフト｜Δfmax1|、｜Δfmax
2|が求められる。ここで、｜Δfmax1|、｜Δfmax2|はそ
れぞれフォトマルチフライヤ４６ａ、４６ｂからの出力
信号を周波数解析した処理結果である。

【００６０】このとき、入射される光束はスポット像Ｐ
に位置し、測定受光光束Da、Dbに対し十分に変位した位
置に設けられているために、通常であれは最大血流速度
Vmaxは従来例の式(1) において cosβ＝１とし、Vmax＝
｛λ/(ｎ・α)}・||Δfmax1|− |Δfmax2|| によって求
められるが、眼底Ea上の血管Evの位置によっては、真の
最大速度はVmax＝｛λ/(ｎ・α)}・||Δfmax1|＋ |Δfm
ax2|| としなくてはならない場合も存在する。本実施例
では、測定の前半はこの状態で先の式(1) による最大速
度Vmaxを算出し、測定の後半ではシステム制御回路６０
により光路切換ミラー３４を光路中から退避させて、被
検眼Ｅの瞳孔Ep上のスポット像Ｐ’の位置から光束を入
射させて測定を行う。

【００６１】瞳孔Ep上のスポット像Ｐ’の位置は、図８
に示したように他方のスポット像Ｐの中心を通り、測定
受光光束Da、Dbの中心を結んだ直線と平行な直線上に中
心を有するように配置されているが、特に本実施例では
スポット像ＰとＰ’の間隔を測定受光光束Da、Dbの中心
間の距離よりも大きくし、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
択されている。

【００６２】入射光位置をスポット像Ｐからこのように
選択したスポット像Ｐ’に切換えた後に、再びシステム
制御回路６０は２つのフォトマルチプライヤ４６ａ、４
６ｂ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、式(1) に従って
最大血流速度Vmax’を算出する。このように、入射光を
上述のように選択することによって、最大周波教シフト
｜Δfmax1|、｜Δfmax2|の符号が切換わる図１３に示す
角φi の領域と、最大周波数シフト｜Δfmax1'｜、｜Δ
fmax2'｜の符号が切換わる領域を分離することができ、
かつ符号が切換わらない領域においては最大血流速度Vm
ax≒Vmax’となる。

【００６３】また、最大血流速度Vmax、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）＞（符号の切換えがある側）という関係を作り出す
ことが可能となる。従って、システム制御部６０はこの
２つの最大血流速度Vmax、Vmax’を比較することによっ
て、前半と後半の正しい演算式を選択し、そしてシステ
ム制御部６０により算出された最大血流速度Vmax、Vma
x’は表示手段６２に表示される。また、記憶手段６３
に記憶された測定時のイメージローテータ２１の角度情
報、ガルバノメトリックミラー２２の角度情報、透過型
液晶板８の固視標Ｆの位置情報が測定結果と共に表示手
段６２に表示される。

【００６４】図１４は測定部位と黄斑中心ぶとの関係の
説明図を示し、眼底像Ea’／視標像Ｆの倍率をｍ／ｍ’
とすると、視標像Ｆの透過型液晶板８上での座標を（X
0，Y0）、対物レンズ２光軸の眼底Ea上又は透過型液晶
板８上での座標を（０，０）、黄斑中心部分の眼底Ea上
での座標を（x0，y0）とすると、次式となる。 x0＝（ｍ’／ｍ）X0 …(2) y0＝（ｍ’／ｍ）Y0 …(3)

【００６５】また、光学的に対称となる光軸は、視線の
方向（視力値が最大となる黄斑中心部と節点を結ぶ方
向）を示す視軸とは約５°耳側に傾いていることが一般
に知られているために、被検眼Ｅの焦点距離として模型
眼の代表値feをとり、対物レンズ２の光軸の網膜上の座
標を（xa，ya）とすると、次の(4) 、(5) 式となる。 xa＝（ｍ’／ｍ）・（X0±fe・ tan５°） …(4) ya＝（ｍ’／ｍ）Y0 …(5) ただし、式(4) の±の符号は被検眼Ｅの左右によって変
わる。

【００６６】ガルバノメトリックミラー２２／被検眼Ｅ
の瞳孔Epの倍率をｎ／ｎ’、ガルバノメトリックミラー
２２の振れ角をδ、トラッキング光、測定光の対物レン
ズ２の光軸に対する被検眼Ｅの瞳孔Epへの入射角をδ’
とすると、 tanδ’／ tan２δ＝ｎ／ｎ’ …(6) となり、測定点の座標を（xb，yb）、対物レンズ２の光
軸の眼底Ea上での座標（０，０）から測定点の座標（x
b，yb）までの距離をｒとすると、式(6) から次の(5)
、(6) 、(7) 式となる。ｒ＝fe・ tanδ’＝（ｎ／ｎ’）fe・ tan２δ …(7) xb＝ｒ・ cosγ＝（ｎ／ｎ’）fe・ tanδ・ cosγ …(8) yb＝ｒ・ sinγ＝（ｎ／ｎ’）fe・ tanδ・ sinγ …(9)

【００６７】ここで、γは眼底上での測定点（xb，yb）
とｘ軸とのなす角であり、イメージローテータ２１の回
転角である。なお、反時計回り方向を正方向としてい
る。

【００６８】式(4) 、(5) 、(8) 、(9) から、被検眼Ｅ
の黄斑中心部分（眼底上の固視標Ｆの位置）に対する測
定点の位置を、イメージローテータ２１及びガルバノメ
トリックミラー２２の角度情報と固視線Ｆの位置情報に
よって決定することができる。

【００６９】本実施例においては、システム制御部６０
によって測定点の位置を算出し、図９に示すように、眼
底Ea上の固視標Ｆの位置に対する測定点の位置と、イメ
ージローテータ２１の回転角によって求まる測定血管Ev
の走行方向を、同時に表示手段６２に表示している。

【００７０】また、光軸の網膜上の座標（xa，ya）と測
定点（xb，yb）を結ぶ直線と、対物レンズ２の光軸の眼
底Ea上での座標（０，０）と測定点（xb，yb）を結ぶ直
線とのなす角ψを求めると、 cosψ＝｛ｒ−（xa・ cosγ＋ya・ sinγ)}／（（xa−ｒ・ cosγ）＋（ya −ｒ・sin γ)}^1/2 …(10) となり、また、光軸の網膜上の座標（xa，ya）と測定点
（xb，yb）との距離をＬとすると、次式となる。Ｌ＝{(xa−xb）² ＋（ya−yb）²}^1/2 …(11)

【００７１】式(4) 、(5) 、(8) 、(9) 、(10)、(11)か
ら、ψ、Ｌはγ、ψ、（X0，Y0）の関数となり、最大周
波数シフト｜Δfmax1|、｜Δfmax2|の符号が切換わる図
１３に示す角φi の領域は、ψ、Ｌによって決定され
る。なお、ｍ、ｍ’、ｎ、ｎ’は光学系によって決まる
定数である。

【００７２】従って、測定時のイメージローテータ２１
の回転角γ、固視標Ｆの座標（X0，Y0）、ガルバノメト
リックミラー２２の振れ角δを記録し、これらの値か
ら、光軸の網膜上の座標（xa，ya）と測定点（xb，yb）
を結ぶ直線と、対物レンズ２の光軸の眼底Ea上での座標
（０，０）と測定点（xb，yb）を結ぶ直線とのなす角
ψ、及び光軸の網膜上の座標（xa，ya）と測定点（xb・
yb）との距離Ｌを求めることにより、角φi をパラメー
タとする最大周波数シフト｜Δfmax1'｜、｜Δfmax2'｜
の符号が切換わる領域と切換わらない領域を推定するこ
とができるので、測定結果の確認用データとして用いる
ことにより、測定結果の信頼性を向上させることができ
る。

【００７３】また、病気のために眼球が極端に楕円であ
ったり、被検眼に白内障があったり、睫毛の混入により
フォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂからの信号にノイ
ズが混入した場合等で、システム制御部６０により算出
された最大周波数シフト｜Δfmax1|、｜Δfmax2|や｜Δ
fmax1'｜、｜Δfmax2'｜の算出結果が極端に異常な場合
には、測定時のイメージローテータ２１の回転角γ、固
視標Ｆの座標（X0，Y0）、ガルバノメトリックミラー２
２の振れ角δの値から｜Δfmax1|、｜Δfmax2|や｜Δfm
ax1'｜、｜Δfmax2'｜を再確認することができ、図１５
に示すように表示部６２にエラー表示を行って検者に警
告することもできる。

【００７４】以上においては、本発明を眼底Ea上の血流
を測定する眼底血流計について説明したが、血流速度の
他に、血管位置や血管径も同時に計測をするような眼科
装置に応用することも可能である。

【００７５】

【発明の効果】以上説明したように第１発明に係る眼科
測定装置は、動脈の場合と静脈の場合の測定条件を変え
ることにより、測定時間が短縮されて被検眼の眼底に照
射する露光量を減少させ、被検者の負担を少なくするこ
とができる。また、ドップラシフト信号の周波数解析の
際に、動脈と静脈の演算に使用する時系列データの数を
変えることにより、動脈の場合には血流速の立ち上がり
を忠実に再現し、静脈の場合には周波数分解能を上げて
より精度の良い測定を行うことができる。

【００７６】また第２発明に係る眼科診断装置は、被検
眼の眼底血流を測定する際の固視標像、イメージローテ
ータ、ガルバノメトリックミラーの位置情報を記録・表
示することにより、眼底血流を測定した血管の位置を特
定することができ、再現性のある血流測定を行って、最
大速度を算出する際の最大周波数シフト決定の参考デー
タとすることができる。また、眼疾病により眼球が極端
に楕円であったり、被検眼に白内障があったり、睫毛の
混入によって受光信号にノイズ成分が混入し、正しい測
定結果が得られない場合でも、固視標像、イメージロー
テータ、ガルバノメトリックミラーの位置情報から測定
光の被検眼への射出角度を求め、この射出角度を参考に
して測定結果を検討することにより、測定結果の誤りが
容易に判断でき測定者に知らせることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】第１の実施例の構成図である。

【図２】制御系のブロック回路の構成図である。

【図３】瞳孔上の光束配置の説明図である。

【図４】眼底観察像の説明図である。

【図５】一次元ＣＣＤの波形のグラフである。

【図６】血流速度の波形のグラフ図である。

【図７】第２の実施例の構成図である。

【図８】瞳孔上の光束配置の説明図である。

【図９】測定結果表示の説明図である。

【図１０】観察眼底像の説明図である。

【図１１】観察眼底像の説明図である。

【図１２】観察眼底像の説明図である。

【図１３】最大周波数シフトの符号反転の説明図であ
る。

【図１４】測定部位と黄斑中心部の関係の説明図であ
る。

【図１５】測定結果表示の説明図である。

【符号の説明】

１観察用光源８透過型液晶板１２バンドパスミラー１５スケール板１６、３４光路切換えミラー１９ＣＣＤカメラ２０液晶モニタ２１イメージローテータ２２ガルバノメトリックミラー２５フォーカスユニツト３６測定用光源３７ビームエクスバング３８トラッキング用光源４２１次元ＣＣＤ４６ａ、４６ｂフォトマルチプライヤ４７制御部５０、６７血管位置検出回路５１トラッキングサーボ制御回路５２、６４ガルバノメトリックミラー駆動回路５４バーソナルコンピュータ５５、６１入力手段５６、６０システム制御回路６２表示手段６３記憶手段６５イメージローテータ制御回路６６透過型液晶板制御回路

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者岩永知行東京都大田区下丸子３丁目30番２号キヤノン株式会社内 (72)発明者沼尻泰幸東京都大田区下丸子３丁目30番２号キヤノン株式会社内

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検眼の眼底血管の血流速度を測定する
眼科測定装置において、測定前に測定対象が動脈か静脈
かを入力する手段と、入力された情報を基に測定条件、
演算条件を選択する選択手段とを有することを特徴とす
る眼科測定装置。
【請求項２】被検眼に対向する対物光学系と、該対物
光学系を通して被検眼の眼底を照明する照明光学系と、
照明された眼底像を観察する観察光学系と、前記照明光
学系又は前記観察光学系の被検眼と略共役位置に移動可
能な内部固視標と、被検眼の眼底に照射ビームを照射す
るビーム照射光学系とを有する眼科測定装置において、
前記内部固視標の位置を検出する第１の検出手段と、前
記ビーム照射光学系の照射ビームが照射される被検眼の
眼底位置に偏向する照射ビーム偏向手段と、該照射ビー
ム偏向手段の被検眼への出射角度を検出する第２の検出
手段とを有することを特徴とする眼科測定装置。
【請求項３】前記照射ビーム偏向手段は前記対物光学
系の後方の被検眼の瞳と略共役な位置に設けた回転可能
なミラーを有し、前記第２の検出手段は前記回転可能な
ミラーの角度を検出する検出器を有する請求項２に記載
の眼科測定装置。
【請求項４】前記照射ビーム偏向手段は前記対物光学
系の後方に設けたイメージローテータを有し、前記第２
の検出手段は前記イメージローテータの回転角度を検出
する検出器を有する請求項２に記載の眼科測定装置。
【請求項５】前記第１の検出器の出力と前記第２の検
出器の出力を基に、前記照射ビームが照射された被検眼
の眼底位置を算出する演算手段を有する請求項２に記載
の眼科測定装置。
【請求項６】前記演算手段により算出された前記照射
ビームが照射された被検眼の眼底位置を表示する表示手
段を有する請求項５に記載の眼科測定装置。
【請求項７】前記照射ビームの被検眼の眼底からの反
射光を受光する受光光学系と、該受光光学系の出力を基
に被検眼の所定情報を算出する測定光学系と、該測定光
学系により測定した前記所定情報と共に前記第１の検出
器の出力及び前記第２の検出器の出力、又は前記第１の
検出器の出力及び前記第２の検出器の出力から算出し
た、前記照射ビームが照射された被検眼の眼底位置を記
憶する記憶手段とを有する請求項２に記載の眼科測定装
置。
【請求項８】前記照射ビーム偏向手段は前記対物光学
系の後方の被検眼の瞳と略共役な位置に設けた位置方向
に回転可能なミラー及び前記対物光学系の後方に設けた
イメージローテータを有し、前記第２の検出手段は前記
回転可能なミラーの角度を検出する第１の検出器及び前
記イメージローテータの回転角度を検出する第２の検出
器を有し、前記第１の検出器の出力及び前記第２の検出
器の出力から前記照射ビームが照射された被検眼の眼底
位置における前記イメージローテータの回転角度で規定
される直線に対する前記照射ビームの入射角度を推定す
る演算手段と、前記照射ビームが被検眼の眼底からの反
射光を受光する受光光学系と、該受光光学系の出力及び
演算手段の出力を基に被検眼の所定情報を算出する測定
光学系とを有する請求項２に記載の眼科測定装置。
【請求項９】前記照射ビームは可干渉ビームとし、前
記イメージローテータの回転角度で規定される直線は測
定対象となる眼底血管とし、前記被検眼の所定情報は眼
底血管を流れる血流速度とした請求項８に記載の眼科測
定装置。