JPS63242221A - 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１！＋１１
定する方法として、特開昭５５−７５８８８や特開昭５
８−４９１３４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ｐｍφ）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［（１
−３８２４０号あるいは特願昭８１−６７３３９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
贋光ノイズとなる。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。

徒って本発明は、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第１と第２の検出開
口を設け、その第１と第２の検出開口より得られるスペ
ックル信号の相互相関関数に基づいて評価を行なう構成
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。

本発明実施例では、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、血
流の絶対値を測定するようにしている。そのために、移
動する像面スペックルを所定圧離隔てて設置した２つの
検出開口で個々に検出し光゛這変換して、２つの出力信
号の相互相関関数を算出し、その相関時間から血流速度
を決定する。

移動する対象の速度をある２点で検出し、その出力信号
の相互相関関数から対象速度を求める方法は古くから知
られており、もちろん生体血流測定にも試みられてきた
。この方法は原理や構成が簡単な為、容易に対象物体の
移動を観察できるような状況では有効であるが、眼底血
流は簡単に流れを目視観察できないため、従来技術のよ
うなドツプラー法が試みられているにすぎなかった。

本発明では上述のように眼底カメラで一度得られる眼底
像を二重回折光学系を介して、空間周波数フィルタリン
グした後再結像し、ざらにｉ微光光学系で拡大した像を
得ることによって、特定血管を選択し、そこでの像面ス
ペックルの移動を利用することによって眼底血流測定に
相互相関法の適用を可能にした。したがって相互相関法
のもつ簡単な原理と構成で眼底血流測定が可能になり、
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、取り扱い性もよいため、再現性の良いデータが得ら
れる。

［実施例］ 以下１図面に示す実施例に従い本発明の詳細な説明する
。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６例えば、緑色のＨｅ−Ｎｅ（波長５
４３．５ｎｍ　）　Ｌ／−ザー光源ｌ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ｉｔ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−ヒに導かれる。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ｔｌ
！Ｊ　１３　ａ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−ヒに配置された観察
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ａ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′からなる二面回折光学
系によってＲ面３５に再Ｍ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が置かれる。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、４−接限レンズ１９ｂを介して拡大される
。

拡大像は２つの開口２０ａ、２０ｂを有する検出開口２
０を通過し、レンズ２１で集光したのち、半透明鏡ある
いはビームスプリッタ−３７で２方向に分け、各開口２
０ａ、２０ｂを介して検出された光を個別に各光電子増
倍管（フォトマル）４０　、４０　′で光電変換される
。各光電子増倍管４０　、４０　′の前にはシャッター
４１　、４１　′が配置され、開放時に得られるそこか
らの各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
．５１′、フィルター５２．５２′、アナログデジタル
変換器５３　、５３　′、ＣＰＵ５４、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５１．５１′の前に光子計数ユニッ
ト５９　、５９　′が配置される。半透明鏡３７で２分
された各開口からの２つの光のうち、各々光電子増倍管
４０　、４０　’で検出されない他方の光は各々、光ト
ラップ３８．３８′でとめられる。

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、１Ｂ！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
が複数水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
乱光が正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と接眼レンズ１９ｂで拡大し、そ
の拡大像の面に検出開口２０を置いて開口２０ａ、２０
ｂを介して得られるスペックル光強度変化を検出する。

検出された光はそれぞれ集光レンズ２１で集められ、光
電子増倍管４０，４０′で信号に変換される（シャッタ
４１．４１′は開放されている）。

測定時光電子増倍管４０　、４０　′からの出力は、そ
れぞれ検出開口２０ａ、２０ｂによって検出される光強
度に対応し、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５
０内の増幅器５１゜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　、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　
、５３　′でデジタル信号に変換された後、あらかしめ
用意した解析プログラムを実行することで相互相関関数
が算出され、その相関時間より眼底血管の血流速度が求
められる。

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。

また、眼底カメラ受光系のＦナンバーは一般に大きく、
光の通る光束は細いため得られる像の分解能が低下する
ことが大きな問題となる。これは写真を取る場合には大
きな影響が出ない場合でも、本発明のように顕微鏡で拡
大する場合にはもはや血管内を流れる血球の移動像を確
認するのは困難となる。これは結像光学系の分解能が有
限だからである。すなわち第６図に図示したように物体
面Ａ１にある粒子からの散乱光をレンズで結像し１．像
面Ａ３に粒子像を形成する場合、この光学系の分解能が
十分にあれば、粒子像はほぼ物体のとおり再生され、そ
の光強度分布はＡ４のようになる。しかし、分解能が不
足すると、各粒子像はＡ３′面に示すように、各々広が
ってしまうため、レーザー光を使っていると広がった像
どうしが改なり合いランダムに干渉する。その結果の光
強度分布はＡ４′のような不規則なものになる。

これが一般に像面スペックルと呼ばれるものである。し
たがって像を直接検出する一般的な方法はこの場合適用
できない、ところが、本発明はスペックル現象を利用し
ていることから、このような場合でもこの像面スペック
ルを使って信号検出を行なうことができるため、十分な
分解能を得られない眼底カメラ光学系においても、像面
上で特定血管を選択し、そこでの血流速度を良好に測定
できる。なお、この像面スペックルが物体の移動に比例
して動くことは周知のことである。

次に拡大像面に設置される検出開口の実施例について説
明する。

拡大像面がたとえば第７図のように形成されているとき
、検出開口２０として第８図に図示したように２つのピ
ンホール開口２０ａおよび２０ｂを一体にした検出開口
を使うことができる。つまり少なくとも、この像上にお
ける血管径よりは小さい１等しい所定径のピンホール２
つを一定間隔ｄだけ離して、血管６０内の像面スペック
ル６１が移動する部分に、移動する方向に沿って配置す
る（図中のＹ軸方向）、シたがって、像面スペックル６
１はある時刻に開口２０ａを通過した後、ある遅れ時間
経て開口２０ｂを通過する。開口２０ａ、２０ｂで検出
された光は各々光電子増倍管４０　、４０　′で光電変
換されるので、２つの出力信号の相互相関関数を算出す
ると第９図のようにピーク値を示す、このとき相関ピー
ク値の遅れ時間τは、２開口間の距１ａｄを使って、τ
＝ｄ／ｖとなる。ここでＶは像面スペックルの検出面で
の速Ｉｆである。したがって、あらかじめ用いる光学系
について物体と像面スペックルの比例関係を較正してお
けば血流の絶対値を決定することができる。これは光子
計数処理による光子相関を算出する場合も全く同じであ
る。

検出開口２０の他の例として第１０図のような２つのス
リット２０ｃ、２０ｄを備えた検出開口を用いることが
できる。この例ではスリットの長さでは拡大像面上での
１ｍ管径以下とし、＠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。２つのスリットは像面ス
ペックルの移動方向（図中のＹ軸）に沿って配置され、
また長さ方向は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。このときの２スリット間の間隔
はピンホールの場合と同様ｄである。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。

ピンホールでもスリットでも２つの開口が沿って配置さ
れるべき方向（図中のＹ軸）は血管の血流方向と一致さ
せる必要がある。そこでこれら２開口が一体となったも
のを中心を軸として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６４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２つの開口２０ｃ、２０ｄが血流方向に沿って配置
でき、Ｙ軸が血管像の中心と一致するように設定できる
。

この場合、２つの開口の位置が検出面上で回転して変わ
るのに連れて、第１図のレンズ２１から光電子増倍管４
０までの光学系及び半透明鏡３７を介して光電子増倍管
４０′までの光学系を、検出開口２０の中心となってい
る光軸を中心に一体として回転させることでつねに各開
口２０ｃ　。

２０ｄで検出された光が光電子増倍管４０゜４０′の各
入射口に入るように設定できる。

なお、光電子増倍管を含む光学系を回転させる構造が好
ましくない場合は、第１２（Ａ）図のように検出開口２
０．レンズ２１を介して得られた各光をレンズ４２　、
４２　′で集光し、光ファイバー７０　、７０　′に入
射させる。また各ファイバーの出射光をレンズ７１．７
１′で集光し、光電子増倍管４０，４０′に入射させる
。ここで光ファイバーは２本がたがいにねじれても信号
に影響を与えないように長さや支持方法に余裕をもたせ
る。したがって２つの開口が光軸を中心に回転したとき
、レンズ４２　、４２　′と光ファイバー７０　、７０
　’の入射端面の光学系のみ、同時に光軸を中心に回転
すれば、第１２（Ｂ）図のように２本の光ファイバーが
±１８０°の範囲内でねじれるだけで済む、このとき、
２木の光電子増倍管は装置本体と分離でき、装置は軽量
化、コンパクト化がはかれる。

さらに光ファイバーの入射端面をそのまま検出開口とし
て利用することもできる。これは第１３図に図示したよ
うに２つのピンホール２０ａ。

２０ｂを用いる第８図の場合と同じで、光ファイバー７
０　、７０　′のコアが開口に相当する。このコア径は
ピンホール径と同様に考慮すればよく、２開口間の距離
ｄもピンホールの場合と同様でよい。各ファイバーで検
出された光は出射端からレンズ７１．７１′を介して光
電子増倍管４０゜４０′で光電変換される。したがって
、各集光レンズや、半透明鏡等が省略できる上、この場
合も２つの光ファイバーのコア面が一体となった検出量
１コを光軸を中心に回転調節する場合、２本のファイバ
ー７０　、７０　′が互いに±１８０”の範囲内でねじ
れるだけであり、非常に構成が簡単になるなどの利点が
ある。

なお像面スペックルの各班点は物体の移動と共に移動し
つつ、徐々に形を変え、やがて明るい点は暗くなり、暗
い点が明るくなるようなボイリングの性質を有する。こ
のとき１つの明るい班点が移動しながらも元の形状と十
分相聞が残っているような移動距離が動的スペックルの
相関距＠Ｌ’として一般に定義されるが、十分な相関と
は相互相関関数のピーク値が、各開口単独で検出される
スペックル信号の自己相関関数を算出した時の遅れ時間
Ｏにおける相関値のたとえばｌ／ｅ以ヒの場合を言う、
そこで２開口間の距離ｄは、この動的像面スペックルの
相関距ＭＬ以内とする必要がある。

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９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
された不安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１４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、この而から
レンズ１７′を焦点距ｆｌｔｉＦ′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１
８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１５図（Ａ）のように光軸を中心とする有限開口１
８ａ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１５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。さらに上記の２つ１８ａと
１８ｂを組み合わせて第１５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
うな水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ｉｆ図の例は実用的にも有効である。

装置全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、眼底カメラとしてのみ用いることができる他、
血流測定時の写真撮影も可能なため、血流結果と対比す
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
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−Ｈ２，８ｎｍ）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を行なった後、２つの検出
開口を介して得られるスペックル信号を検出し、その相
互相関関数に基づいて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図の信号処理回路の異なる実施例の構
成を示すブロック図３第６図はスペックル像の形成を説
明する説明図、第７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８図は検出開口の一実施例を示す
説明図、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１
１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
（Ａ）、（Ｂ）は光ファイバーを介して信号処理を行な
う異なる実施例を示す構成図、第１３図は光フアイバ一
端面を検出開口とする実施例の構成図、第１４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１５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 第５図 第７図　　　　　　　　第８図 第９図　　　　　　　　　第１０図 （Ａ） １−　Ｆ　＋　Ｆ　＋　Ｆ”＋　Ｆ’→第１４図 （Ａ）　　　　　　（Ｂ）　　　　　　（Ｃ）第１５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
   第１と第２の検出開口と、 前記第１と第２の検出開口より得られるスペックル信号
   の相互相関関数に基づいて評価を行なう処理装置とを備
   えたことを特徴とする眼科診断装置。 ２）前記処理装置は、スペックル信号の相互相関関数の
   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の相互相関関数の形状に基づき相
   関時間を算出し、その相関時間より眼底生体組織の血流
   速度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）前記第１と第２の検出開口は、各開口を結ぶ線の方
   向が常に像面スペックルの移動方向に一致するように所
   定距離隔てて配置される一体の検出開口である特許請求
   の範囲第１項から第３項までのいずれか１項に記載の眼
   科診断装置。 ５）前記第１と第２の検出開口は、同じ所定系のピンホ
   ール、同形状のスリットあるいは同径の光ファイバーコ
   アの入射端面である特許請求の範囲第１項から第４項ま
   でのいずれか１項に記載の眼科診断装置。 ６）前記第１と第２の検出開口で検出されたスペックル
   光強度変化を光ファイバーを介して検出器に導くように
   した特許請求の範囲第１項から第５項までのいずれか１
   項に記載の眼科診断装置。 ７）前記第１と第２の検出開口を動的像面スペックルの
   相関距離以内で所定距離隔てて配置するようにした特許
   請求の範囲第１項から第６項までのいずれか１項に記載
   の眼科診断装置。