JPH02268726A - 眼科測定方法及び装置 - 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、眼科測定方法及び装置、さらに詳細には、眼
底部に所定径のレーザー光を照射し、眼底部からの散乱
反射光によって形成されるレーザースペックルパターン
の移動を観測点で光強度変化として検出し、それにより
得られるスペックル信号を解析することにより眼科測定
を行う眼科測定方法及び装置に関するものである。

［従来の技術］ 眼底にレーザー光を照射し、眼底からの散乱反射光を検
出しこれを解析ないし評価することにより眼科測定を行
う方法が種々知られている６例えば、網膜等の組織の血
管血流を測定する方法としてはｒ　ＩｎｖｅＳｔｉＨａ
ｔｉｖｅ　Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ」、Ｖｏｌ、１
１．Ｎｏ。

１１、Ｐ　　９３６．　１９７２年１１月、’５ｃｉｅ
ｎｃｅＪＶｏ１．　１８６、Ｎｏｖ、２９、＋９７４．
　Ｐ　８３０をはじめ特開昭５５−７５６Ｈ。

７５６６９、７５６７０、あるいは特開昭５２−１４２
８８５　　（英国＋３１３２／７［ｉ、　ＵＳＰ４，１
６８，６９５）、特開昭５６−１２５０３３　（英国［
ＧＢ］　７９／３７７９９）、特開昭５８−１１８７３
０　（ＵＳＰ４，４０２゜６０１）あるいはＵＳＰ４，
１４２，７９６等に示されるレーザードツプラー法が知
られている。しかし、ドツプラー法は光学系の複雑さ、
精密さ、取り扱いの煩雑さ、測定結果の不安定さ、不確
実さなどから実用化困難なのが現状である。

一方、散乱物体にレーザー光を照射すると、その散乱光
は、コヒーレント光の干渉現象によりランダムな斑点模
様のスペックルパターンを形成することが知られている
。これを利用して眼底組織の血流状態を評価するレーザ
ースペックル法が知られている。この方法は、例えば、
特開昭６２−２７５４３１（［ｌ５Ｐ４，４７３，１０
７．　ＥＰＣ２３４８６９）、特開昭６３−２３８８４
３　（ＥＰＣ２８４２４８＞、特開昭６３−２４２２２
０　（ＥＰＣ２８５３１４）に開示されており、眼底を
測定する場合、眼底に対する光学的なフーリエ変換面又
はフランホーファー回折面や眼底と共役な結像面（ある
いは拡大結像面）に形成される時間変動スペックルパタ
ーンの強度変化を検出開口を用いて抽出し、それにより
得られるスペックル信号を評価することにより血流状態
を測定し眼科測定を行っている。

［発明が解決しようとする課題］ ところが眼球運動やその地被検者の動き、振動等により
、検出面のスペックルパターンが不用に移動したり、レ
ーザースポットがずれたり、検出開口位置がずれて測定
点が測定中に簡単にずれてしまい失敗するというケース
が非常に多く、臨床上大きな問題となっている。これに
対してドツプラー法では特開昭５６−１２５０３３に示
されているように、眼底像を検出面上で機械的に走査し
、管壁と他のところでの光反射率の差から血管を認識し
、位置ずれを補正している。しかし、この方法は、眼底
像を機械的に走査する機構を必要とし、装置は複雑かつ
大がかりになり実用的でない。

また雑誌ｒ　Ａｐｐｌｉｅｄ　０ｐｔｉｃｓＪＶｏ１．
２７．　Ｎｏ、　６゜Ｍａｒｃｈ　１５，１９８８　Ｐ
　１１１３あるいは特開昭６３−２８８１３３　（υ５
Ｐ−０１４９９４）でも同様に像を走査し血管認識を行
ない自動追従の可能性を示しているが、異なる複数の波
長の光で順次照明、検出し、反射光の波長依存性を利用
しているため、装置が極めて複雑になり、実用性が欠け
ると共に装置が高価になってしまうという欠点がある。

また角膜反射を利用した眼球運動の検出に基づいて、血
管移動を補正するには十分な精度の眼球運動検出が困難
であるという問題もある。

従来眼球運動を検出して追従する方法としては、角膜表
面に照明光をあて、その照明光の角膜反射光の動きで眼
球運動を検出して追従する方法、又、ＴＶカメラ等によ
って撮像された眼底画像に対して２つの画像間の差をと
って動きを検出して追従する方法等が知られている。

しかし、この様な方法では眼の表面の動きを検出するも
のなので、眼底部の動きに対して追従動作を行なわせよ
うとした場合には、低い精度しか得られないことになる
。又、ＴＶカメラ等で撮像された眼底画像は、−数的に
光量不足となり十分なＳＮ比がとれないため、２つの画
像間の差をとって動きを検出する装置は非常に大がかり
で複雑になってしまうという欠点がある。

従って本発明は、この様な従来の欠点を解決するために
なされたもので、レーザースペックル現象を用いて簡単
な構成で精度良く眼底部血管部分を識別でき、血管部分
の自・動追従を可能にする眼科測定方法及び装置を提供
することを課題とする。

［課題を解決するための手段］ 本発明は、この様な問題点を解決するために、眼底部に
所定径のレーザー光を照射し、生体組織の血球からの拡
散反射光により形成されるレーザースペックルパターン
の移動を観測点でスペックルの光強度変化として検出し
、さらにスペックル信号の変化する度合を求め、その変
化度に従って血管エツジを判別し血管位置を識別する構
成を採用した。

［作　用］ この様な構成において、投光光学系により所定径のレー
ザー光を眼底部に照射し、生体組織の血球からの拡散反
射光により形成されるレーザースペックルパターンの移
動を受光光学系を通してスペックルの光強度変化として
充電変換素子を用いて検出する。スペックル信号は生体
組織の血球移動速度を反映する。光電変換素子上のスペ
ックル径と光電変換素子の走査速度を最適に設定するこ
とにより、生体組織の血球Ｂ動速度が速い場合、スペッ
クルの光強度変化が激しいので、光電変換素子の蓄積時
間による平均化により出力は小さくなる。逆に遅い場合
は出力の減少は少なくなる。

その違いによる強弱を判別して血管部分を認識する。こ
のように血管部分が高精度識別できるので、眼球運動に
よる血管位置の移動が発生してもその移動量に対応して
可動ミラーを駆動することによってレーザー光の照射位
置と観測点の位置を制御し血管部分を自動追従すること
が可能になる。

［実施例］ 本発明は特に、眼底に所定径のレーザー光を照射し、眼
底組織からの散乱反射光によって観測面に形成されるレ
ーザースペックルパターンの運動をスペックル強度変化
として検出し、得られたスペックル信号の解析結果に基
づいて、眼底組織の血流状態を測定する眼科測定装置に
適用される。

従って、以下に示す実施例では、眼底カメラの光学系を
基本とした眼底組織の血流状態を測定する眼科測定装置
へ付属する型の場合を例にして説明するが、本発明は、
このような眼科装置に限定されるものでなく、その他の
眼科装置にも適用されるものである。

第１図において、例えば赤色のＨｅ−Ｎｅ　　（波長８
３２．１］ｎｍ　）レーザー光源！からのレーザー光束
は、コンデンサレンズ２を介し光強度を調節するための
光量調節フィルター３を通過する。さらにコリメートレ
ンズ４で平行ビームとなり、その平行ビーム中に開口５
．６が設置されており、これによって被検眼１６の眼底
１６ｂ上におけるレーザー光の照射領域の大きさと形状
を選択できるようになっている。

さらにレーザービームは集光レンズ９を介して、第２図
に示すように眼底カメラ照明光学系内のリングスリット
１１の透明な環状開口１１ａの一部に設置したミラー１
０上に集光され反射される（第２図において斜線部は不
透明部分である）。この構成により眼底観察撮影用光束
が眼底に入射するのと同じ光路に導かれる。レーザー光
はリレーレンズ１２，１３、穴開きミラー１４、対物レ
ンズ１５を経て被検眼１６の角膜ｔｅａから眼底１６ｂ
に達し、測定及び追従すべき血管に照射される。

以上のレーザー照射光学系において、可動ミラー８は被
検者１６の眼底１６ｂ上のビームスポット位置を移動可
能とするためのものであり、測定開始前は例えばトラッ
クボール１７を操作することによって出力部４６を介し
てその制御が行なわれる。可動ミラー８は光軸に対する
Ｘと７両方向で各々独立にミラーの傾き角を変えられる
ようになっており、コアギユレータ−等で通常用いられ
ている方法により可動ミラーが制御される。

また可動ミラー８によるレーザーの反射角は、ＸとＹ方
向のミラーの傾き角に対するレーザー光の傾き角の違い
によって生じる差の補正を最小限にするために、スペー
スの許す限り小さくとっである。また可動ミラー８の位
置は被検眼１６の角膜１６ａあるいけ瞳との略共役な位
置に設置しておくことにより、被検眼１６の角膜上のレ
ーザービーム入射位置を大きく変えることなく、眼底上
でビームを移動することができる。

また、レーザー光は観察撮影光束と同じ光路に配置され
る為、眼底カメラの左右、上下のスウィング機構や固視
誘導機構を利用することにより、可動ミラー８によるレ
ーザー光の眼底１６ｂの位置への照射を観察撮影視野内
において行なうことができる為極めて好適である。

眼底の測定及び追従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
の照明光学系は撮影光源２０と同−先軸上に配置された
観察光源Ｉ８、コンデンサレンズ１９，２１．フィルタ
２２．ミラー２３から構成される。

以上の照明光学系においてコンデンサレンズ２１とミラ
ー２３の間に配置されるフィルター２２は、第３図に図
示した様な分光特性を有する波長分離フィルターどして
構成されるので、観察、撮影光に含まれる赤色成分はカ
ットされる。

この分光特性は使用するレーザー光源の波長に応じて適
切なものが使われる。

レーザー光が眼底上で散乱されて生ずるスペックル光と
、他の観察撮影用の反射光は、ともに、再び対物レンズ
１５で受光され穴開きミラー１４の穴を通過してフォー
カシングレンズ２４、結像レンズ２５又は２６を介して
一度空間上に結像され再びリレーレンズ２９を介して可
動ミラー３゜で反射されリレーレンズ３１を介して穴開
きミラー３２の付近に結像される。穴開きミラー３２で
反射された光はリレーレンズ３３を介して波長分離ミラ
ー３４で分離される。スペックル光は、波長分離ミラー
３４で反射され、シリンドリカル結像レンズ４２ａ、４
２ｂにより走査型センサーであるＣ０Ｄ４３上に結像さ
れる。なお、波長分離ミラー３４は、光軸に対して約４
５°で設置されており、波長分離フィルター２２と同様
、第３図に示す様な分光特性を有し、赤色のＨｅ−Ｈｅ
レーザー光によるスペックル光の大半を反射する。

波長分離ミラー３４を通過した光は、結像レンズ３５を
介してレチクル３６の面上に結像され、接眼レンズ３７
を介して検者に観察される。ここで、接眼レンズ３フは
、レチクル３６を基準に検者の視度補正が行なえる様に
構成されている。

また、レチクル３６はＳ４図に示した様に直角に印しで
あるレチクルのうち一方が区別できる様な模様になって
おり、その直角に交わる部分が穴開きミラー３２の穴３
２ａの中心と一致している。またその直角に交わってい
る部分を中心に回転可能となっている。また、レチクル
３６を回転させ、第４図の様に血管１６ｃの像の傾きに
合わせることにより、その方向にシリンドリカルレンズ
４２ａ、４２ｂ、ＣＣＤ４３が同期して回転し自動的に
Ｃ０Ｄ４３と血管像が垂直方向になる。

このときのＣＣＤ４３の面上に形成される眼底像を第５
図に示す。１ａは、照射されるレーザービームのスポッ
トを示す。

なおＣＣＤ４３上に結像される眼底像は、スペックル径
、スペックルパターンのボイリング運動及びＣＣＤ４３
の感度の関係から第５図に示す様にシリンドリカル結像
レンズ４２ａ、４２ｂによって血管１６ｃの方向と同方
向の倍率が血管方向と直角方向の倍率より小さくなるよ
うに設定されている。また、第５図の様にＣＣＤ４３の
面上の穴開ぎミラー３２の穴３２ａの像に交わらない位
置にＣＣＤ４３が設置してあり、またそのＣＣＤ４３は
、血管１６ｃの方向と垂直方向に設置される。

写真撮影時には跳ね上げミラー２７が２７ａを支点とし
て矢印の方向に２７′まで跳ね上げられ、跳ね上げミラ
ー２７で反射されてきた眼底からのレーザースペックル
光を含む観察撮影光束が写真フィルム２８上に結像され
撮影が行なわれる。以上の様に通常は眼底カメラとして
眼底の観察撮影が可能であり、しかもレーザー光が照射
されている°時であれば、その状態が観察撮影できるた
め測定点の確認や記録が直接性なえる点でもきわめて好
ましい作用が得られる。

以上の眼底からのスペックル光、観察撮影用の反射光を
受ける受光光学系において穴開きミラー３２の穴３２ａ
を通過した光はピンホール３８上に被検者１６の眼底１
６ｂの像を形成する。ピンホール３８のピンホールを通
過した光は、干渉フィルタ３９を経て測定開始によりフ
ォトマル（光電子増倍管）４０で受光されこのフォトマ
ル４０で検出されたスペックル信号は解析部４１に送ら
れ、血流状態の解析が行なわれる。なお、干渉フィルタ
３９は、赤色Ｈｅ−Ｎｅレーザーの波長８３２．８ｎｍ
の光のみを通過させる分光特性を有している。

また、眼底からのスペックル光観察撮影用の反射光を受
ける受光光学系において可動ミラー３０は被検者１６の
眼底１６ｂ上の血管を穴開きミラー３２を介してピンホ
ール３８上に結像させる様に位置補正を行なう為のもの
であり、測定開始前は例えばトラックボール１７を操作
することにより、出力部４６を介してその制御が行なわ
れる。

ここでトラックボール１７は測定開始前は可動ミラー８
を操作するためにも使用されたが、例えば切替え）スイ
ッチ等で可動ミラー８と可動ミラー３０を各々独立に操
作することができるようにしている。可動ミラー３０は
光軸に対するＸとＹ方向で各々独立にミラーの傾き角を
変えられるものであり、これは可動ミラー８と同様であ
る。

また可動ミラー３０での光束の反射角は、ＸとＹ方向の
ミラーの傾き角に対する光束の傾き角の違いによって生
じる差の補正を最小限にする為に、スペースの許す限り
小さくなるように設定されている。

また可動ミラー３０の位置は、被検眼１６の角膜１６ａ
あるいは瞳と略共役な位置に設置しておくことにより、
可動ミラー３０を傾けても被検眼の瞳等で光束が遮られ
ることなく眼底１６ｂの像をピンホール３８上で移動す
ることができる。

また受光光学系において結像レンズ２５は広画角用結像
レンズであり、被検眼の眼底１６ｂの全体像が確認でき
るくらい広視野で観察することが可能な画角を有し、こ
の広視野のときレーザースポットを所望の血管に位置合
わせできるようになっている。一方路像レンズ２６は狭
画角用結像レンズであり、この高倍率レンズにより高倍
率で観察することにより眼底１６ｂ上のレーザースポッ
ト１８ｃ内の血管像を穴開きミラー３２を介してピンホ
ール３８上に位置合わせすることが可能になる。

なお結像レンズ２５と２６は光軸をずらすことなく瞬時
に交換できるように構成されている。この２つの変倍レ
ンズによって所望の測定点への位置合わせが正確かつ容
易に行なうことができる。

また受光光学系において、穴開ぎミラー３２の穴径は被
検眼１６の眼底１６ｂ上の測定すべき血管上からの光束
が通るぐらい小さくしであることと、穴開きミラー３２
が被検眼１６の眼底１６ｂと略共役な位置に設置しであ
ることにより、観察者は測定すべき血管の像を穴開きミ
ラー３２の穴と重ね合わす操作をすることにより確実に
位置合わせすることができる。第４図にその時の観察さ
れる像を示す。なお、波長分離ミラー３４をスペックル
光はわずかに透過するため観察者はレーザースポット１
ａの位置を確認することが可能になる。

測定開始によりスペックル光はＣＣＤ４３で受光されＣ
ＣＤ４３からの出力信号は信号処理部４４に送られる。

信号処理部４４では血管判別信号を得てＡ／Ｄ変換して
デジタル信号として出力する。演算部４５ではデジタル
化された血管判別信号より血管位置の検出を行い眼球運
動などにより血管移動があった場合その移動量を検出し
初期位置に戻す様な補正量を演算する。演算結果を出力
部４６に出力し、出力部では、演算結果に基づいて可動
ミラー３０、可動ミラー８の制御を行いピンホール３８
上に常に眼底像の同じ位置がある様に又、眼底１８ｂの
同じ位置にレーザースポットがある様に、フィードバッ
ク補正を行なう。

なお測定中、波長分離ミラー３４を透過した赤色成分以
外の観察撮影光束やわずかに透過したス千７ ベラクル光束はしＭル３６上に測定前向様に眼底像が形
成され、観察者は観察可能であるため、対象位置がずれ
ていないか監視することができ、極めて好ましい作用が
得られる。

次に、信号処理部４４以降の電気系について詳しく説明
する。

第６図は信号処理部ブロック図である。信号処理部４４
は駆動回路５６、バイパスフィルター５１、増幅器５２
、絶対値回路５３、積分回路５４、Ａ／Ｄ変換器５５．
制御回路５７で構成される。駆動回路５６で発生する駆
動パルスを１０２４画素のリニアＣ０Ｄ４３に供給する
。

Ｃ０Ｄ４３ではスペックル光の光電変換を行ないスペッ
クル信号を得る。Ｃ０Ｄ４３で得られたスペックル信号
は、バイパスフィルター５１を通過し、高周波成分だけ
が抽出される。高周波成分だけになったスペックル信号
を増幅器５２で増幅し、絶対値回路５３を通して信号の
絶対値をとる。

絶対値回路５３の出力信号は第７図のようになる。なお
、同図において信号波形は、ＣＣＤ全体からの波形では
なく、中心付近のみの波形である。これは、第１２図、
第１３図についても同様である。絶対値をとった信号を
積分回路５４に人力し積分を行う。積分回路からの信号
は、第８図（Ａ）に図示したような波形となる。積分し
た信号をＡ／Ｄ変換回路５５で８ビツトにＡ／Ｄ変換し
てデジタル信号のデータとして演算部４５に出力する。

演算部に人力される信号処理部４４よりの信号は、第８
図（Ａ）に図示したかなりのノイズを含んだ信号となる
。このような信号に対して移動平均などによるスムージ
ング操作を行うと第８図（Ｂ）のように平滑にされた信
号が得られる。第８図（Ｂ）において中央部の傾斜のや
や緩やかな部分Ｗが血管部分である。従って、血管の両
エツジを求めるには、第８図（Ｂ）において原点からの
接線Ａ、Ｂを求めるとその接点が血管エツジとなる。

そこで、第９図（Ａ）のようにｎ点おきに原点からの変
化分（傾き）を求めて行くと、変化分が増加傾向から減
少傾向へ転じる点Ｃ１及び減少傾向から増加傾向へ転じ
る点りが求められる。そこでＣプラスマイナスｎ及びＢ
プラスマイナス０の範囲内の点について１点づつ順次原
点からの変化分を求め、各隣接点間の変化分の差がＯも
しくは０に近付く点を求める。第９図（Ｂ）に図示した
ように、上記のようにして求めた点と原点とを結ぶと、
Ｅ％　Ｆの接線となる。このようにして求めた接点Ｅ’
　　Ｆ’が血管の両エツジとして検出される。

血管エツジのみの情報から血管の移動量を求めるには複
数回の位置情報が必要である。しかもこの情報はスペッ
クルの影響を多少受けるので、血管の移動を判定するに
は最低３回分の情報が必要となる。すなわちｍ番目及び
ｍ＋１番目のデータの差分と、ｍ＋１番目及びｍ＋２番
目のデータの差分な比較することで、ｍ番目からｍ＋２
番目のデータを採るまでに移動があったかどうかを調べ
ることができる。移動が判明した場合には、差分量から
重みつき平均を求める等の手段により移動量を判定でき
るが「勅いていないものに対して補正しない」という考
え方から差分量のうちの最小値を移動量とする方法につ
いて説明する。

第１０図は上述の移動量判定のフローチャート図である
。

ステップＴ１では新しくデータが更新される前に２回前
までのデータを格納し直している。ステップＴ２は血管
探索であり、新しい血管エツジデータを取り込んでいる
。ステップＴ３では移動量を求められるようなデータが
そろっているかどうか判断する箇所であり、もしデータ
が不足していればステップＴ１に戻り、データがそろっ
ていればステップＴ４に進む。ステップＴ４では２つの
連続データ間の差分Ｃ１、Ｃ２，ＤＩ　、Ｄ２を両エツ
ジについて求め、ステップＴ５でその差分Ｃ１，Ｃ２，
Ｄｉ、Ｄ２の符号の一致、すなわち移動方向が同一であ
るかを判定して移動の有無を判定する。

符号が一致して移動方向が同一と判定されるとステップ
Ｔ６へ進み、符号が一致せず移動方向が異なると判定さ
れるとステップＴ７へ進む。ステップＴ６では差分Ｃ１
，Ｃ２，Ｄｉ、Ｄ２の値の最も小さい値（ｍ１ｎｌｒｔ
ｒｕｒｓ　）を移動量とし、光学系の倍率等によって決
まる補正演算を行なった後、血管線の位置移動を初期位
置に戻すための補正量を得、出力する。

ステップＴ７は血管が微少量の移動をしていた場合１回
や２回の連続データからでは移動が検出されないという
ことに対応したもので、（ａｎｄ。

ｂｍ　）　、　　（ａｍ−１、ｂｍ−１）　、　　（ａ
ｍ−２、ｂｍ−２）の各エツジと初期位置（ａＯ，ｂＯ
）とのずれ、ＣＯ２，ＣＯＩ、　ＣＯＯ，ＤＯ２，ＤＯ
Ｉ、　　０００を求める。ＣＯ２，Ｃｏｔ、　　ＣＯＯ
，ＤＯ２，ＤＯｌ、　　ＤＯＯの符号判断をステップＴ
８で行ない、全て同符号であればすでに初期位置に比較
して片側へ移動していることになるのでステップＴ９へ
進み、符号が違うものが存在すれば初期位置に比較して
片側に移動したかどうかは不定なのでステップＴ１に戻
る。ステップＴ９ではステップＴ６と同様にずれＣＯ２
，ＣＯＩ、　ＣＯＧ、　　ＤＯ２，ＤＯＩ、　　ＤＯＯ
の値の最も小さい値（ｍｉｎｉｍｕｍ　）をずれ量とし
、補正量を得て出力する。

出力部４６では、演算部４５の補正量に基づいてパルス
モータ−を駆動し、パルスモータ−に連結された可動ミ
ラー８、可動ミラー３０の制御を行／ｌう。可動ミラー
８の駆動によりレーザー光の照射位置が調節され眼底の
追従すべき血管の中心にレーザー光の照射位置が移動さ
れ、自動追従が行われる。また、可動ミラー３０の駆動
によりスペックルパターンの観測点が調節され眼底の追
従すべき血管の中心にスペックルパターンの観測点が８
勤され、自動追従が行われる。

眼底上の血管からの情報を得ようとする場合、計測点が
血管の中心部と端とでは、計測結果に差異が生じる場合
がある。これによるバラツキをなくするため中心位置補
正を行なっている。

中心位置補正フローチャート図を第１１図に示す。ステ
ップＲ１は血管位置を検出する検出部分でステップＲ２
で検査開始となるまで常に血管位置を検出しつづける。

ステップＲ３では検査開始直後、最新の血管位置情報か
ら血管中心位置を求め、ＣＣＤ４３の中心位置とのずれ
量を求めて血管中心とＣＣＤ中心のずれがなくなるよ−
う補正する。又ステップＲ４では血管の初期位置を血管
中心とＣＣＤ中心が一致するように設定する。初期位置
をステップＲ４のように設定することによってステップ
５の追従もステップＲ６で検査終了となるまで血管中心
がＣＣ０４３の中心位置と一致するように常に補正する
ことになる。この方法により、検者によるアライメント
が血管中心よりずれていても、検査開始直後には常に血
管中心の検し奔≠ル３６を光軸に関して回転させること
によってＣ０Ｄ４３も光軸に関して回転し、ＣＣＤが血
管と垂直方向に設定できるような構造となっていること
は先に説明したが、ざらにＣＣＤの回転角を検出するた
めにポテンショメーター４７が取りつけられている。角
度検出部４８ではポテンショメーターの出力を８ビツト
にＡ／Ｄ変換して角度データを得ている。得られた角度
データは演算部４５に送られ角度データよりＣＣＤの回
転角を判定される。演算部４５では血管位置情報に対し
てＸ、Ｙ方向への補正量を演算して出力する。

ＣＣＤ４３上に結像するスペックルサイズとＣＣＤ４３
の１画素のサイズの関係が大きくずれると、良好なスペ
ックル信号を得ることができない。たとえば第１２図（
ａ　、）のようにスペックル９３°のサイズがＣＣＤ４
３の１画素Ｇに比較して大きい場合には、ＣＣＤ４３の
１画素に入射する光量が減ってしまい十分な強度のスペ
ックル信号が得られず第１２図（ｂ）のようなスペック
ル信号９３ａになる。又逆に第１２図（ｅ）のようにス
ペックル９３°のサイズがＣＣＤ４３の１画素Ｇに比較
して小さい場合にはＣＣＤ４３の各画素に入射する光量
が平均化されてしまい、第１２図（ｆ）に図示したよう
にコントラストのないスペックル信号９３ａのようにな
ってしまう。スペックルサイズとＣＣＤ４３の１画素の
サイズの関係は第１２図（Ｃ）のようにほぼ等しいよう
な関係になると第１２図（ｄ）に図示したように良好な
スペックル信号９３ａが得られる。

次にスペックル信号に基づき移動速度の異なる物体を判
別する方法を説明する。

スペックルのボイリング運動の場合の説明は複雑なので
、簡単のためにスペックルの並進運動におきかえて説明
する。第１３図（ａ）の左半分は、例えば、血管の周辺
組織で血球の移動速度が遅く、従ってスペックル９３°
の移動速度が遅い場合で、右半分は、血管等で血球の移
動速度が早くスペックルの移動速度が速い場合の図であ
り、第１３図（ｂ）はそれぞれに対応したセンサーの出
力信号の図である。スペックルパターンの移動速度の方
が走査型センサーの走査速度よりも速い場合には、スペ
ックルの明るい部分と暗い部分がＣＣＤ４３の受光部を
数多く通過するので、そのセンサーの出力は明るい部分
、暗い部分の平均化された出力が得られ、受光位置によ
る信号出力の差も少ない。

逆にスペックルパターンの移動速度の方が走査型サンサ
ーの走査速度よりも遅い場合には、スペックル９３°の
明るい部分と暗い部分が受光部を通過する数は少なくな
いことになり、走査型センサーであるＣ０Ｄ４３の受光
部の位置によってスペックルの明るい部分が多く通過し
た所では、出力は強くなり、スペックルの暗い部分が多
く通過した所では出力は弱くなる。従ってスペックルパ
ターンの移動速度の異なる物体に対して、走査型センサ
ーの走査速度を最適に設定して走査型センサーの出力信
号の強弱の比を求めることによって移動速度の異なる物
体の判別を行なうことができる。

第５図のようにＣＣＤ４３面上に結像するレーザースペ
ックル光による眼底像の血管像の血管方向と血管１６ｃ
に対して垂直方向の比を変えて、血管方向の圧縮を行な
うと血管に対して垂直方向の分解能は劣化させることな
く、ＣＣＤ４３への入射光量を増加させることができる
。またスペックルの明るい部分と暗い部分の信号強度比
は若干悪くなるが、極端に暗い部分が少なくなるので、
血管判別の際誤判別が少なくなる。

［他の実施例］ 第１４図以下に説明する実施例は、前実施例と目的は同
じであるが、眼底カメラの光学系を基本としてない型の
場合の実施例である。以下の説明では前実施例と同じも
のは図示が省略されており、また同一部分には同一の参
照番号が付されており、その説明は省略されている。

第１４図においてレーザー光は角膜１６ａと共役な位置
にある微小ミラー１０２に集光されリレーレンズ１０３
，１０４を介し、フォーカッレンズレンズ１０５を経て
、角膜１６ａと共役な位置にある可動ミラー１０６で反
射されて対物レンズ１５を介して眼底１６ｂに照射され
る。可動ミラー１０６の詳細は第１５図に図示したよう
に、光を全部反射する全反射ミラー１０６ａ、透明部１
０６ｂ、光を透過させず、反射率の低い部分１０６ｃか
ら構成されている。

眼底１６ｂで拡散反射さ、れたレーザー光のうち、同光
路を介して穴開きミラー１０１で反射されたものはＣＣ
Ｄ４３上に結像する。穴開きミラー１０１及び微小ミラ
ー１０２で遮られずに通過したレーザー光は結像レンズ
１０７によりピンホール３８上に結像される。

前実施例ではビームの位置合わせ・追従用ミラーと観測
点位置合わせ用・追従用ミラーが独立して動くため、位
置合わせの操作が複雑になるという欠点がある。又追従
時、互いの位置関係にずれが生じる場合があるが、本実
施例ではそれを解決するために各々のミラーを一枚に構
成しである。

ＣＣＤ４３と血管像が垂直方向になるようにするために
、イメージローチーターフ０を使用して第１６図のよう
にＣＣＤ４３面上に形成される血管像を回転させてもよ
い。イメージローチーターをレチクル３６と連動して回
転させる構造とし、更にイメージローチーターの回転角
を検出するためにポテンショメーター４７°を取り付け
て、角度データを得るようにしている。

ＣＣＤ４３を第１７図のようにパイブレーダ７１で振動
させ、ＣＯＤ面上に形成される血管像の血管方向にスペ
ックルの動きに比較してゆっくりと小さく振動させるか
、または第１８図のようにＣＣＤ直前のレンズ４２ｂを
バイブレータ７１で撮動させ、スペックルの動きに比較
してゆっくりと小さく振動させることによっても、ＣＣ
Ｄ４３面上のレーザースペックル光による眼底像の血管
像の血管方向と血管に対して垂直方向の比を変えて垂直
方向の圧縮を行なうのと同等の効果が得られる。

又、使用するＣＣＤ４３がリニアセンサーの場合、レー
ザースペックル光による眼底像の血管像の血管方向の分
解能は必要ないので、血管方向の圧縮を行なう時フーリ
エ面でも可能である。血管と垂直方向は分解能が必要な
ので結像面でなくてはならない。

［発明の効果〕 以上説明したように本発明では、　スペックル信号の変
化する度合を求め、その変化度に従って血管エツジを判
別し血管位置を識別するようにしているので、確実に眼
底の血管部分を識別することが可能になる。従って、血
管部分が１３動じてもその移動量を容易に求めることが
可能になり、血管部分の８動時にはその移動量に応じて
レーザー光の照射位置あるいは観測点の位置を制御し血
管部分を自動追従することが可能になる。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明装置の全体構成を示した構成図、第２
図は、リングスリットの構成を示した構成図、第３図は
、フィルタの分光特性を示した説明図、第４図及び第５
図は、観察される眼底像を示した説明図、第６図は、信
号処理装置の構成を示したブロック図、第７図は、絶対
値回路からの出力信号の波形を示した波形図、第８図（
Ａ）、（Ｂ）及び第９図（Ａ）、（Ｂ）は、血管側エツ
ジを求めるための信号処理を示した信号波形図、第１０
図は、血管追従時の制御の流れを示したフローチャート
図、第１１図は、中心位置補正の制御の流れを示したフ
ローチャート図、第１２図（ａ）〜（ｆ）は、スペック
ルサイズ、ＣＣＤの画素サイズの関係と出力信号を示し
た説明図、第１３図（ａ）、（ｂ）は、スペックルパタ
ーンの移動速度とＣＯＤの出力信号の波形を示した説明
図、第１４図は、本発明装置の他の実施例の構成を示し
た構成図、第１５図は、可動ミラーの詳細な構成を示し
た構成図、第１６図は、イメージローチーターの配置を
示した配置図、第１７図及び第１８図は、ＣＣＤ上の像
を振動させる構成を示した配置図である。 １・・・レーザー光源 ８・・・可動ミラー １６ｂ・・・眼底 １８・・・観察光源 ２０・・・撮影光源 ３０・・・可動ミラー ４０・・・フォトマル ４１・・・信号解析部 ４４・・・信号処理部 ４５・・・演算部

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）眼底部に所定径のレーザー光を照射し、眼底部から
   の散乱反射光によって形成されるレーザースペックルパ
   ターンの移動を観測点で光強度変化として検出し、それ
   により得られるスペックル信号を解析することにより眼
   科測定を行う眼科測定方法において、 スペックル信号の変化する度合を求め、その変化度に従
   って血管エッジを判別し血管位置を識別することを特徴
   とする眼科測定方法。 ２）前記スペックル信号を積分、平滑処理を行ってから
   変化度を求めるようにしたことを特徴とする請求項第１
   項に記載の眼科測定方法。 ３）眼底部に所定径のレーザー光を照射し、眼底部から
   の散乱反射光によって形成されるレーザースペックルパ
   ターンの移動を観測点で光強度変化として検出し、それ
   により得られるスペックル信号を解析することにより眼
   科測定を行う眼科測定装置において、 レーザー光を対象血管を含む眼底部に所定径の光束とし
   て照射する光学系と、 眼底部の散乱反射光により形成されるレーザースペック
   ルパターンの移動を観測点でスペックル光強度変化とし
   て検出する手段と、 前記検出手段より得られるスペックル信号の変化度を検
   出する手段とを設け、 スペックル信号の変化度に従って血管エッジを判別し血
   管位置を識別することを特徴とする眼科測定装置。