JPH039723A - 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
う方法が種々しられている０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ｒＩｎｖｅｓｔｉｇａｔ
ｉｖｅ　Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ」、Ｖｏｌ、１１
．Ｎ。

、１１．Ｐ　９３６．　１９７２年１１月、ｒｓｃｉｅ
ｎｃｅＪ　　Ｖｏｌ、　　１８６、Ｎｏｖ、　２９．１
９７４：　Ｐ　８３０をはじめ特開昭５５−７５６６８
゜７５６６９、７５６７０、あるいは特開昭５２−１４
２８８５　　（英国１３１３２／７６、　ＵＳＰ４，１
６６．６９５１．特開昭５６−１２５０３３　＋英国［
ＧＢ］　７９／３７７９９１．特開昭５８−１１８７３
０（ＵＳＰ４，４０２，６０１）あるいはＵＳＰ４．１
４２．７９６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（ＵＳＰ４，４７３．１０７
．　ＥＰＣ２３４８６９）、特開昭６３−２３８８４３
　（ＥＰＣ２８４２４８１，特開昭６３−２４２２２０
　ｆＥＰｃ　２８５３１４）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ｒＡｐｐｌｉｅｄ　０ｐｔｉｃｓＪ　Ｖｏｌ、
２７．　Ｎｏ、　６．　Ｍａｒｃｈ　１５．１９８８　
Ｐ　１１１３あるいは特開昭６３−２８８１３３　（Ｕ
ＳＰ−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左カメラによって撮像
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左カメラで搬像された眼底画像は、−射的に
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、この様な往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面管部分を識別でき、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をデジタル信号に変換して所定
値と比較することにより血管部分か血管外部分かを弁別
し、血管部分が判別された場合、ノイズか否かを弁別し
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１ 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
光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、生体組織の血球移動速度が速い場合、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詭する。

［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Ｉｃｅ−Ｎｅ　　（波長
６３２．８ｎｍ　）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２を介し光量調節フィルタ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１６ａ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リレーレンズ７及び可動ミラー
８及び集光レンズ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１０を介して眼底観
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
（第２図において斜線部は不透明部分である）、レーザ
ー光はリレーレンズＩ２．１３、穴開きミラーＩ４、対
物レンズ１５を経て眼底１６ａ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は眼
底１６ａ上のビーム又ボ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ポール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。

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
の照明光学系は機影光源２０と同一光軸上に配置された
観察光源１８、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２Ｉ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として
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
、他の観察機影用の反射光は、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２つを介して可
動ミラ３０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３
４で反射され、シリンドリカル結像レンズ４２ａ、４２
ｂにより走査型センサーであるＣＣＤ４３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４５
°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ＩＴ　ｅ　−
Ｎ　ｅ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３７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は第４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１６ｂ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
ＣＣＤ４３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Ｌ６ｂ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
面上の穴開きミラー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１６ｂの方向と垂直方向に設置される。

写真操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
光を含む観察機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上に眼底１６ａ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
＋（ｅ　−Ｎ　ｅレーザーの波長６３２．８ｎｍ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搬影用の反射光を受
ける受光光学系において可動ミラ３０は被検者１６の眼
底１６ａ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
率４できるようにしている。

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、一方結像レンズ２６は狭画角用結像レン
ズである。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１６ａ上のレーザースポット１６ｂ内の血
管層を穴開きミラー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。

また受光光学系において、穴開きミラー３２の穴径は被
検ＩＩＩ！　ｌ　６の眼底１６ａ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１６ａと略共没な位置に
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ｌａ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（
第６図参照）　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４
５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１６ａ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ペックル光束は
レチクル３６上に測定部同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、リミッタ付増幅器５４、Ａ／Ｄ変換
器５５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ＣＣＤ４３に供給する。ＣＣ
Ｄ４３ではスペックル光の光量変換を行ないスペックル
信号を得る。ＣＣＤ４３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１４図、
第１５図についても同様である。絶対値をとった信号を
リミッタ付増幅器５４に人力し、必要部分を選択的に、
例えば第７図に示した信号の点線の範囲Ａの部分を増幅
し、−万年必要部分はリミッタ−で制限することにより
血管判別信号を抽出する。リミッタ−付増幅器５４かも
の信号は、第８図に図示したような波形となる。得られ
た血管判別信号をＡ／Ｄ変換回路５５で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４５では信号処理部４４よりのデジタル信号のデ
ータをいったんメモリに格納する。

ＣＯＤがｎ画素でｎ個のデータをメモリに格納した場合
、メモリから読み出されたデータに各アドレスを与える
ならば最初に読み出されたデータのアドレスはＯ，ｎ番
目のデータのアドレスはｎ−１となる。読み出されたデ
ータは血管部分の値は大きく、血管でない部分は小さい
値となる。

ここでは説明の簡単のために、血管部分を示すデータの
大きな値を１、血管でない部分を示すデータの小さい値
をＯとする。メモリから読み出されたデータは血管部分
はｌであるが、血管でない部分もスペックルの影響によ
りｌとなったり０となったりする。

このスペックルの影響を少な（する方法を血管判別フロ
ーチャート第９図に従って説明する。ブロックＢｌは、
血管でない部分から血管になるエツジを探す部分である
。すなわち、ステップＳｌでデータを読み、ステップＳ
２で血管外か血管かすなわち０かｌかを判定する。０な
らば血管外、ｌならば血管となる。０、すなわち血管外
のときは、ステップＳ３によって調べるアドレスをカウ
ントアツプする。カウントアツプによって全ての画素の
データを読み出し終えたかどうか、ステップＳ４で判定
し、全て読み出し終えたなら血管判別を終了し、全画素
読み出していなければ再びＳｌに戻る。

ステップＳ２で１が読み取れた時は、血管エツジである
可能性があるので、ステップＳ５でメモリのアドレスｌ
にその画素番号をストアしておき、ステップＳ６でアド
レスをカウントアツプする。ステップＳ７で、全画素に
ついて読み終えたかどうか判断し、読み終えたならば終
了し、読み終えていなければブロックＢ２へと進む。

ブロックＢ２は、血管から血管外になるエツジを探す部
分である。上述したブロックＢ１のステップＳ５におい
て画素信号が１であり、メモリのアドレスｌにその画素
番号を格納した後、ステップＳ８によって次の画素のデ
ータを読み、ステップＳ９でその画素が血管か血管外か
を判定する。もし１．すなわち血管であれば、血管外と
なるところのエツジを探すため、ステップＳ１０でアド
レスをカウントアツプする。このときステップＳｌｌで
、全アドレスについてデータを読み終えたのならステッ
プＳ１２へ、読み終えていなければＳ８へ戻る。

ステップＳ１２は、ＣＣＤの端が血管であるときの処理
で、この場合、途中になった血管のエツジをＣＣＤの最
終アドレスとして、アドレス２にその画素番号をストア
する。その後、ステップＳ１６へ進む。

一方、ステップＳ９でＯｌすなわち血管外と判定された
場合、本当に血管外かどうか、血柱反射等による影響か
どうか、を判断する必要がある。

ステップＳ１３で、０になったばかりなのか、すでに何
画素か続けて０になっているのかを判断し、０になった
ばかりであれば、エツジである可能性があるのでステッ
プＳ１４でアドレス２にその画素番号をストアし、ステ
ップＳ１５へ進む。

ステップＳＬ５で、血柱反射などの影響が最大ｍ−１画
素と設定し、ｍ画素連続０になったときは血管外である
と判定し、ステップＳ１６へ、連続０の画素数がｍに満
たないとき、血管外とは判定せず、次の画素データへ読
み進むため、ステップＳ１０へ移る。

ステップＳ１６では、アドレスｌとアドレス２に格納さ
れた画素番号に対応する部分が血管の両エツジかどうか
、すなわち、血管として十分な幅を有しているかどうか
を判断し、幅がＰ画素以上であれば血管であるとしてス
テップＳ１７で。

メモリーのエツジｌ、エツジ２にその画素番号を血管両
エツジとして格納し、また、Ｐ画素なければ血管ではな
いとしてアドレスｌ、アドレス２をクリアし、次の血管
エツジを探すため、ステップＳ３へ戻り、ループする。

以上の方法による血管判別の様子を第１０図に示す、第
１Ｏ図（ａ）は、メモリーに書き込まれた波形を示し、
横軸はアドレス番号を、縦軸は、そのアドレス番号に対
応した画素の信号が１　（血管部分）か、０（血管外部
分）を示す。Ｋ１、Ｋ２の部分は、ステップ５１６にお
いて、画素数がＰ画素以上ないので血管部分と判断され
ず、方に２の部分は、部分的に格納された信号がＯであ
っても、ｍ画素連続していないので、ノイズと判断され
、全体の１となる画素数はＰ以上になるので血管部分と
判断される。この状態が第１０図（ｂ）に図示されてお
り、血管判別により認識された血液像の波形となってい
る。

なお、第９図のｍおよびＰのパラメータはＣＣＤまでの
光学系倍率等で決定される。

また、眼科測定中被検者の移動あるいは機器の振動など
で血管部分がＣＣＤからずれてしまうことがあるので、
血管部分を自動的に追従しなければならない、血管の追
従は追従開始直前の初期波形を基準に、新たに取り込ん
だ波形とで相互相関をとり、相関値の最も高い位置への
ずれ量を補正するよう追従すればよいが、その都度相関
を取るのは演算時間が長（なる。そこで、演算時間を短
縮する方法を第１１図に示す。

ステップＴ１で新たに読み込んだ血管波形と、初期波形
とで、あるエツジについて一致させる為の必要なずらし
量をｎとし、ステップＴ２にて新たに読み込んだ波形を
全体にｎ画素ずらす、あるエツジについて一致させた波
形は、ステップＴ３で、共有する部分の面積を求め、ス
テップＴ４で、すべてのエツジの組み合わせについて共
有面積を求めたかどうかチエツクし、すべての組み合わ
せについて求めていなければステップＴ２ヘループし、
すべての組み合わせについて終了したならステップＴ５
へ進む。

ステップＴ５では、それまで求めた共有面積の中で最大
面積を与えるときの波形が初期波形とよく一致すること
になるから、そのときのずれ量ｎを血管像の移動量とし
、移動量の分だけ補正するよう出力し、追従する。さら
に追従を行なう必要があるかをステップＴ６で判断し、
必要があればステップＴｌへループ、必要なければ終了
となる。

ステップＴ２及びステップＴ３において行なわれる操作
が第１２図（ａ）〜（ｆ）に図示されている。

初期波形を第１２図（ａ）、新たに取り込んだ波形が第
１２図（ｂ）であったとすると、エツジはそれぞれ（Ａ
、Ｂ）、（Ｃ，Ｄ）、また、（ａ、ｂ）、（ｃ、ｄ）と
なる。ステップＴ２では、エツジＡと、ａ、ｃ、エツジ
Ｃとａ、ｃを、また、エツジＢとす、ｄ、エツジＤとす
、ｄをそれぞれ一致させる。仮にＡとａを一致させたと
きの波形を第１２図（ｃ）、（ｄ）に、Ｃとａを一致さ
せた時の波形を第１２図（ｅ）、（ｆ）に示す。第１２
図（ｃ）、（ｄ）の場合、初期波形とほぼ一致し、共有
部分の面積は斜線部分となる。

第１２図（ｅ）、（ｆ）の場合、初期波形とはずれてし
まい、共有部分の面積は斜線部分で、第１２図（ｄ）と
比べて少ない。この例の場合、他の組み合わせについて
も第１２図（ｄ）もしくは第１２図（ｆ）になるから、
第１２図（ｂ）のａをＡに一致させるためのずらし量が
移動量とステップＴ５で判定され、補正量を出力するこ
とになる。

このようにして補正量が求められるので、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の制御を行なう。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移動され、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１３図に示す。ステ
ップＲ１はＣＣＤの中心に近い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ＣＯＤに最も近い血管の血管中心
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なＣＣＤ中心に最も
近い血管の中心と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２
てステップＲ５の追従もステップＲ６で検査終了となる
までＣＣＤに最も近い血管の中心がＣ０Ｄ４３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査ができる
ようになる。

レチクル３６を光軸に関して回転させることによってＣ
ＣＤ４３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、さらにＣＣＤの回転角を検出するためにポテン
ショメタ−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では血管位置移動に対して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１４図（
ａ）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１４図（ｂ）のようなスペックル信
号９３ａになる。又逆に第１４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ＣＣ０４３の各画素に入射する光量が平
均化されてしまい、第１４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１４図（Ｃ）のようにほぼ等しいような関係になる
と第１４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１５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、従いスペックル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
速度が速くスペックルの移動速度も速い場合の図であり
、第１５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（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センサ
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ＣＣＤ４３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１６ｂ
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。

［発明の効果］ 以上説明したように本発明では、スペックル信号をデジ
タル信号に変換して所定値と比較することにより血管部
分か血管外部分かを弁別し、血管部分が判別された場合
、ノイズか否かを弁別して血管エツジを判別し血管位置
を識別するスペックル信号をデジタル信号に変化して、
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。また、本発明で
は、ＣＣＤ視野全体を見るので血管本数が多いほど安定
した追従が可能になる。従って、血管部分が移動しても
その移動量を容易に求めることが可能になり、血管部分
の移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図は
、リミッタ付増幅器の出力信号波形図、第９図は、血管
探索時の制御の流れを示すフローチャート図、第１０図
（ａ）、（ｂ）は、血管部分の判別を説明する信号波形
図、第１１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１２図（ａ）〜（ｆ’）は、血管追従
の動作を説明する信号波形図、第１３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１４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１５図（ａ）、
（ｂ）は、スペックルパターンの移動速度とＣＣＤの出
力信号の波形を示した説明図である。 １・・・レーザー光源８・・・可動ミラー１６ａ−・−
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
眼底像の説明図 第４図 眼底像の説明図 第５図 出力）内形図 第 図 信号処理部のフｂツク図 第６図 出カン皮形図 第 図 臼＃ｐ１ｙＪ・ｊＪ形記 第１０図 自動直往ハニ府面躬 第１２図 中心位て補正フローチャート図 第１３ 図 自ｔｈ盪従のフローケイ−Ｈ２ 第１１図 ＣＣＤ１画素 スペックルの検出状態を示す説明図 第１４図

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、 スペックル信号をデジタル信号に変換して所定値と比較
   することにより血管部分か血管外部分かを弁別し、 血管部分が判別された場合、ノイズか否かを弁別して血
   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）前記血管位置データを所定量ずらし、初期の血管位
   置データと最もよく一致するずらし量を血管像の移動量
   とし、その移動量に従って測定血管を自動追従すること
   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、 レーザー光を対称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をデジタル信
   号に変換する手段と、 前記デジタル信号を所定値と比較し血管部分を弁別する
   手段と、 弁別された血管部分とノイズを弁別する手段とを設け、 前記二つの弁別する手段により弁別された血管部分に従
   って血管位置を識別することを特徴とする眼科測定装置
   。