JPS63242220A - 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、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５５−７５Ｈ８や特開昭５８−４９１
３４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ツ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、ドツプラー偏移周波数
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
牌ｍφ）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８１−
３８２４０号あるいは特願昭８１−１３７３３９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
からの拡散反射光によって、眼底を物体面とした時の物
体面に対するブ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、解析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。

し作　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／Ｈ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、ざらにｗＪ微微光
光学系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Ｗ１１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、ドツ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の詳細な説明する
０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Ｘ１ｌｌ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５
４３．５ｎｍ　）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ｍ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ゲ
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１０．１１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ａ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２５
、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１５
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１
７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’！？４０の前には
シャッター４０’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５１
、フィルター５２、アナログデジタル変換器５３、ＣＰ
Ｕ５４、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Ｍ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１〜３■φ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
が複数本台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本の血管の血
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３５に再結像する。これを顕微鏡光学系１
９の対物レンズ１９ａと接限１９ｂで拡大し、その拡大
像の面に検出開口２０をほ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４０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５
３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の位首あるいは対象眼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ツプラー法があるが、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
得ることができる。これはドツ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０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図のようなピンホール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のに応じ
て、検出光強度が変化し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１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繕（または１／ｅなど）になる遅
れ時間を相関Ｗ、゛間でとすれば、その逆数ｌ／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１は拡大像面上での血管径以下とし、幅Ｗは１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図の眼底カ
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図のような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図で波長分ａ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望域部分の像が形成
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
良し）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を焦点圧＃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
後の像が可成される。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
てはエツ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」二足の２つ１８ａと１８
ｂ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が大変大きいこと
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０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図の検出開口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、木実流側では、緑色のＨｅ−Ｎｅレーザー（波長
入−５４３，５ｎｍ）を光源とした例を示したが、他に
青色のＡｒレーザー（入−４８８ｎｍ）や赤色のＨｅ−
Ｎｅレーザー（入Ｊ３２．８ｎｍ）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ａ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
系による結像を行なった後、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
り例えば血管工水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、光学系はドツプラ
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図の信号処耶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 １−　Ｆ　＋　Ｆ　−＋−Ｆ’＋　Ｆ’÷第１２図 （Ａ）　　　　　　（Ｂ）　　　　　　（Ｃ）第１３図

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 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。 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。 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。 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。 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。