JPH08206077A

JPH08206077A - 眼科診断装置

Info

Publication number: JPH08206077A
Application number: JP7035984A
Authority: JP
Inventors: Shinya Tanaka; 信也田中
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 1995-01-31
Filing date: 1995-01-31
Publication date: 1996-08-13
Anticipated expiration: 2020-02-23
Also published as: JP3623999B2

Abstract

(57)【要約】【目的】フレア光の発生を防止し、周波数シフトの符
号情報を検出する。【構成】測定用のレーザーダイオード５３からの測定
光は、回転プリズム４２の右側反射面で反射され、被検
眼Ｅの瞳孔上で偏心した位置から眼底Eaを照射する。眼
底Eaでの散乱反射光は固定ミラー４３で瞳孔の中心から
取り出され、回転プリズム４２の左側反射面、共焦点絞
り６１を通って、フォトマルチプライヤ６３ａ、６３ｂ
に受光される。回転プリズム４２を回転して受光方向を
合わせた後に、イメージローテータ４１を回動して眼底
Ea上の照射位置を一次元方向に移動する。更に、光路切
換えミラー５１を光路から挿脱して入射方向を切り換
え、それぞれフォトマルチプライヤ６３ａ、６３ｂの受
光信号を周波数解析し、最大周波数シフトの符号の反転
を検出し、眼底血流速度を求める。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、眼底上を検査する眼科
診断装置に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】図７は本発明で対象とする眼科診断装置
である眼底血流計の従来例の構成図であり、眼科診療に
一般的に用いられているスリットランプを改造したもの
である。光路K1上には照明光学系が配置されており、照
明用光源１からの白色光は孔あきミラー２で反射され、
スリット３、レンズ４、被検眼Ｅの角膜の屈折力を相殺
して眼底Eaを観察可能とするコンタクトレンズ５を介し
て、眼底Ea上の血管Evを照明する。また、孔あきミラー
２の背後の光路上には、Ｈｅ−Ｎｅレーザー光を発する
測定用レーザー光源６が配置されており、測定用レーザ
ー光源６からの光束は孔あきミラー２の中央の開口部を
通り、照明用光源１からの光束と同軸にされて眼底Eaを
点状に照射する。

【０００３】血管Ev内を流れる血球及び血管壁により散
乱反射された光束は、角度α’を成す光路K2、K3上に配
置された立体観察用の受光光学系の対物レンズ７ａ、７
ｂを通り、ミラー８ａ、８ｂ、ミラー９ａ、９ｂで反射
され、接眼レンズ１０ａ、１０ｂを介して検者により眼
底像として観察され、検者は接眼レンズ１０ａ、１０ｂ
を覗いて眼底Eaを観察しながら測定部位を選択する。

【０００４】図８は検者により観察される眼底像であ
り、照明光により照明されている領域I0内において、測
定対象となる血管Evと接眼レンズ１０ａ、１０ｂの焦点
面に予め用意されているスケールSCとを合軸にすると、
測定用レーザー光源６による測定光と血管Evが合軸とな
り、測定用レーザー光源６によるスポット光PSによって
測定部位が決定される。このとき、眼底Eaからの反射光
は光ファイバ１１ａ、１１ｂを介してフォトマルチプラ
イヤ１２ａ、１２ｂに受光される。

【０００５】この受光信号は、血管Ev内を流れる血流に
よりドップラシフトした成分と、静止している血管壁で
反射された成分とが、それぞれ干渉することによって生
ずる所定のビート信号成分を含んでおり、このビート信
号を周波数解析して血管Ev内の血流速度を求めることが
できる。

【０００６】図９はフォトマルチプライヤ１２ａ、１２
ｂで測定された受光信号を周波数解析した結果の一例で
あり、横軸は周波数Δf 、縦軸はその出力ΔＳを示して
いる。周波数の最大シフトΔfmaxと、入射光の波数ベク
トルκi 及び受光光の波数ベクトルκs と、血流の速度
ベクトルυとの関係は、 Δfmax＝（κs −κi)・υ …(1) と表すことができる。

【０００７】従って、フォトマルチプライヤ１２ａ、１
２ｂのそれぞれの受光信号から算出された周波数の最大
シフトΔfmax1 、Δfmax2 、レーザー光の波長λ、測定
部位の屈折率ｎ、眼内での受光光軸K2、K3のなす角度
α、眼内で受光光軸K2、K3の作る平面と血流の速度ベク
トルυとのなす角度βを用いて式(1) を変形すると、血
流の最大速度Vmaxは、 Vmax＝｛λ／（ｎ・α)}・｜Δfmax1 −Δfmax2 ｜／ cosβ …(2) と表すことができる。

【０００８】このように、２方向から計測を行うことに
より測定光の入射方向の寄与が相殺され、眼底Ea上の任
意の部位の血流を計測することができる。

【０００９】また、２本の受光光路K2、K3が作る平面と
眼底Eaとの交線Ａと、この交線Ａと血流の速度ベクトル
υとのなす角βとの関係から、真の血流速度を測定する
ためには、式(2) においてβ＝０°として、交線Ａを速
度ベクトルυに一致させる必要がある。このため従来例
では、受光光学系全体を回転させるか又は受光光学系中
にイメージローテータを配置して、光学的に一致させる
ような構成となっている。

【００１０】

【発明が解決しようとする課題】

(1) しかしながら、上述の従来例はスリットランプを使
用しているので、眼底Eaを観察するために被検眼Ｅにコ
ンタクトレンズを装着する必要があり、麻酔薬を点眼し
なければならない。従って、コンタクトレンズによる被
検眼Ｅの圧迫のみでなく、薬物による眼底Ea上の血流に
対する影響も無視できなくなる。更に、このような眼底
観察の手法は眼科診療特有の手法であり、他科の医師な
どの未習熟者には取扱いが難しく、その結果眼底血流測
定の普及が阻まれている。

【００１１】上記の問題点を解決するために、特開昭６
３−２８１３３号公報には独自の光学系を用いることに
より、コンタクトレンズを装着しない測定を可能にし、
コンタクトレンズによる弊害を除去する方式が開示され
ている。しかし、この方式の場合は被検眼Ｅが自在に動
けるようになるために、測定光を常時測定部位に照射し
続けることが困難になるという新たな問題が生ずる。

【００１２】この問題を解決するために、常に測定光を
測定部位に保持することを可能とした眼底追跡手段が付
加されている。この眼底追跡手段には、回転軸が互いに
直交した２枚のガルバノメトリックミラーが被検眼Ｅの
回転中心と共役な位置に設けられており、血管Evにトラ
ッキング光を照射して血管像を撮像し、その血管像の位
置信号を用いて２枚のガルバノメトリックミラーの回転
角度を制御して測定光の照射位置を保持している。

【００１３】しかしながら、従来の眼底追跡手段は測定
光、トラッキング光を二次元的に移動しているので、眼
底観察光学系に種々のフレア光が発生して良好な眼底観
察が行えない。更に、ガルバノメトリックミラーの初期
設定を二次元的に行わなくてはならないので、操作が複
雑になるという問題がある。

【００１４】また、フレア光の発生を防止するために、
測定光、トラッキング光と観察光とをそれぞれ被検眼Ｅ
の瞳上で分離して入射させるという方式が採用されてい
るが、これら３本の光束を入射するためには、測定可能
な瞳孔径の下限を大きくしなければならなくなり、例え
ば糖尿病患者のように十分に散瞳しない被検者を測定す
ることが困難になる。更に、光源に高価なレーザー光源
が３種類必要となるため、装置が大型かつ高価になると
いう問題も生ずる。

【００１５】(2) また、上述したようにドップラシフト
の最大値Δfmaxは、血流によりシフトした成分と静止し
ている血管壁との干渉信号として検出を行うため、周波
数解析により得られる最大周波数シフトΔfmaxは、｜Δ
fmax｜という符号情報の欠如したものとなる。

【００１６】このため、眼底Eaにおいての部位の異なる
血管Evの血流を測定する場合は、最大周波数シフトΔfm
ax1 及びΔfmax2 の符号が共に正、共に負、正負異符号
を持つ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、(2) 式により最大血流速度Vmaxを決定す
ることが不可能になるという問題が生ずる。

【００１７】この問題を図１０を使って説明すると、信
号光は瞳Epの中心hi＝０から入射され、散乱光は瞳Epの
所定部位hs1 、hs2 から受光されるとすると、眼底Eaか
らこの部位hs1 、hs2 を見込む角度が従来例の受光光軸
のなす角αとなる。

【００１８】いま、眼底Eaの中心にある血管Ev1 と周辺
にある血管Ev2 を測定する場合を考えると、血管Ev1 の
測定を行う場合には、部位hs1 の方向からの受光信号に
より得られる最大周波数シフトΔfmax1 と、部位hs2 の
方向からの受光信号により得られる最大周波数シフトΔ
fmax2 とは異符号となる。この場合は、信号光は血管Ev
1 上に垂直に入射するために、信号光の方向によって生
ずる周波数シフトはなく、得られる周波数シフトは観察
の方向によって生ずるものだけとなる。ここで、血管Ev
1 の血流の速度ベクトルυ1 と、部位hs1 方向の波数ベ
クトルκs1及び部位hs2 方向の波数ベクトルκs2を考え
ると、これらは速度ベクトルυ1 の垂線に対し異なる方
向に存在するために、その内積は異符号となり異符号の
周波数シフトが起こっていることになる。

【００１９】一方、周辺部位の血管Ev2 の測定を行う場
合には、周波数シフトが０となる正反射光κi'に対し、
同じ方向に部位hs1 の方向と部位hs2 の方向が存在する
ので、同符号の周波数シフトが起きていることになる。
ここで、眼底Eaの中心Eoと血管Ev2 とを結んだ直線、即
ち眼底Eaの血管Ev2 における垂線と信号光の波数ベクト
ルκi の方向とのなす角がφi で、この垂線に対し角φ
c をなし、ベクトルκi と逆方向に向いたベクトルκi
の正反射光を示す波数ベクトルがκi'である。しかしな
がら従来例においては、上述のような最大周波数シフト
Δfmaxの符号を考慮して血流速度の算出を行ってはいな
い。

【００２０】本発明の目的は、上述の問題点(1) を解消
し、簡素な構成の眼底追跡手段を備え、フレア光の発生
を防止し、小瞳孔径の被検眼も測定可能とした眼科診断
装置を提供することにある。

【００２１】本発明の他の目的は、上述の問題点(2) を
解消し、周波数シフトの符号情報を考慮して正確に眼底
上の血流速度を測定する眼科診断装置を提供することに
ある。

【００２２】

【課題を解決するための手段】上述の目的を達成するた
めの本発明に係る眼科診断装置は、被検眼の眼底を照明
する照明手段と、該照明光による眼底像を観察する観察
手段と、被検眼の所定量を測定するための測定光を被検
眼に照射する照射手段とを有する眼科診断装置におい
て、被検眼の眼底上の前記測定光の照射位置を一次元方
向にのみ移動するエイミング手段と、該エイミング手段
の移動方向と前記測定光の瞳上の通過位置とを同時に所
定角度だけ回転する回転手段とを有し、被検眼に対して
装置が適正にアライメントされたときに、被検眼の瞳上
において前記回転手段の回転中心を原点とし、前記エイ
ミング手段による移動方向の測定光の変位をｙとし、該
移動方向に垂直方向の測定光の変位をｘとした場合に、
ｘ＞ｙかつｙ≠０となるように前記測定光の瞳上の通過
位置を規定したことを特徴とする。

【００２３】

【作用】上述の構成を有する本発明の眼科診断装置は、
被検眼の眼底上の測定部位を選択するためのエイミング
手段により、測定光の眼底上の照射位置を一次元方向に
のみ移動して照射位置のずれを補償する。更に、被検眼
の瞳上の測定光の通過位置を所定範囲内に規定し、瞳上
で測定光の入射光と反射光とを分離すると共に、測定光
を照明手段からの照明光とも分離する。

【００２４】また、入射方向切換手段、受光手段を設け
た場合には、入射方向切換手段において、測定光の入射
方向を２方向に切換え、受光手段においてそれぞれの眼
底散乱光を受光し、入射方向の異なる信号光のドップラ
シフトを検出して周波数シフトの符号情報を検出する。

【００２５】

【実施例】本発明を図１〜図６に図示の実施例に基づい
て詳細に説明する。図１は本発明を眼底血流計へ応用し
た実施例の構成図であり、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２１から被検眼Ｅと対向す
る対物レンズ２２へ至る照明光路上には、コンデンサレ
ンズ２３、黄色域の波長光のみを透過するバンドパスフ
ィルタ２４、被検眼Ｅの瞳孔とほぼ共役な位置に設けら
れたリングスリット２５、被検眼Ｅの水晶体とほぼ共役
な位置に設けられた遮光部材２６、リレーレンズ２７、
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２８、リレーレンズ２９、被検眼Ｅの角膜近傍と
共役に設けられた遮光部材３０、孔あきミラー３１、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３２が順次に配列されている。

【００２６】孔あきミラー３１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３３、リレーレンズ３４、スケール板３
５、光路中に挿脱自在な光路切換えミラー３６、接眼レ
ンズ３７が順次に配列され、検者眼ｅに至っている。光
路切換えミラー３６が光路中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３８、ＣＣＤ
カメラ３９が配置されており、ＣＣＤカメラ３９の出力
は液晶モニタ４０に接続されている。

【００２７】バンドパスミラー３２の反射方向の光路上
には、イメージローテータ４１、紙面に垂直な回転軸を
有する回転プリズム４２が配置され、回転プリズム４２
の左側反射面の反射方向には固定ミラー４３が配置さ
れ、右側反射面の反射方向にはレンズ４４、光路に沿っ
て移動自在なフォーカスユニット４５が配置されてい
る。なお、レンズ４４の前側焦点面は被検眼Ｅの瞳孔と
共役関係にあり、この焦点面に回転プリズム４２が配置
されている。

【００２８】フォーカスユニット４５においては、レン
ズ４４と同一光路上に、マスク４６、ダイクロイックミ
ラー４７、集光レンズ４８が順次に配列され、ダイクロ
イックミラー４７の入射方向の光路上にはミラー４９が
配置されており、このフォーカスユニット４５は一体的
に矢印で示す方向に移動ができるようになっている。

【００２９】レンズ４８の入射方向の光路上には、固定
ミラー５０、光路から退避可能な光路切換えミラー５１
が平行に配置され、光路切換えミラー５１の入射方向の
光路上には、コリメータレンズ５２、コヒーレントな赤
色光を発する測定用のレーザーダイオード５３が配列さ
れている。更に、ミラー４９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５
４、高輝度の緑色光を発するトラッキング用光源５５が
配列されている。

【００３０】回転プリズム４２の左側反射面の反射方向
の光路上には、固定ミラー４３、５６、光路に沿って移
動自在なフォーカシングレンズ５７、ダイクロイックミ
ラー５８、レンズ５９、イメージインテンシファイヤ付
の一次元ＣＣＤ６０が順次に配列され、血管検出系が構
成されている。また、ダイクロイックミラー５８の反射
方向の光路上には、共焦点絞り６１、被検眼Ｅの瞳孔と
ほぼ共役に設けられたミラー対６２ａ、６２ｂが配置さ
れ、ミラー対６２ａ、６２ｂの反射方向にはそれぞれフ
ォトマルチプライヤ６３ａ、６３ｂ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６２ａ、６
２ｂの反射光路、トラッキング用光源５５の出射方向の
測定光路、レーザーダイオード５３からマスク４６に至
る光路はそれぞれ紙面に直交している。

【００３１】更に、装置全体を制御するためのシステム
制御部６４が設けられ、システム制御部６４には検者が
操作する入力手段６５、フォトマルチプライヤ６３ａ、
６３ｂの出力がそれぞれ接続されており、システム制御
部６４の出力は回転プリズム４２を制御するプリズム制
御回路６６、光路切換えミラー５１にそれぞれ接続され
ている。また、プリズム制御回路６６には一次元ＣＣＤ
６０の出力が血管位置検出回路６７を介して接続されて
いる。

【００３２】観察用光源２１から発した白色光はコンデ
ンサレンズ２３を通り、バンドパスフィルタ２４により
黄色の波長光のみが透過され、リングスリット２５、遮
光部材２６、リレーレンズ２７を通り、透過型液晶板２
８を背後から照明し、リレーレンズ２９、遮光部材３０
を通って孔あきミラー３１で反射され、黄色域の波長光
のみがバンドパスミラー３２を透過し、対物レンズ２２
を通り、被検眼Ｅの瞳孔上で眼底照明光光束像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。この
とき、透過型液晶板２８には固視標が表示されており、
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２５、
遮光部材２６、３０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。

【００３３】眼底Eaからの反射光は同じ光路を戻り、瞳
孔上から眼底観察光光束Ｏとして取り出され、孔あきミ
ラー３１の中心の開口部、フォーカシングレンズ３３、
リレーレンズ３４を通り、スケール板３５で眼底像Ea’
として結像した後に、光路切換えミラー３６に至る。こ
こで、光路切換えミラー３６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３７を介して眼底像E
a’が観察可能となり、一方光路切換えミラー３６が光
路に挿入されているときは、スケール板３５上に結像さ
れた眼底像Ea’がテレビリレーレンズ３８によりＣＣＤ
カメラ３９上に再結像され、液晶モニタ４０に映出され
る。

【００３４】この眼底像Ea’を観察しながら接眼レンズ
３７又は液晶モニタ４０により装置のアライメントを行
う。このとき、適切な目的に応じて観察方式を採用する
ことが好適であり、接眼レンズ３７による観察の場合
は、一般的に液晶モニタ４０等よりも高解像かつ高感度
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４０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３９の出力を外部のビデオテー
プレコーダやビデオプリンタ等に接続することにより、
眼底像Ea’上の測定部位の変化を遂次電子的に記録する
ことが可能となるので、臨床上極めて有効である。

【００３５】レーザーダイオード５３を発した測定光は
コリメータレンズ５２によりコリメートされ、光路切換
えミラー５１が光路に挿入されている場合には、光路切
換えミラー５１、固定ミラー５０でそれぞれ反射され、
集光レンズ４８の下方を通過し、光路切換えミラー５１
が光路から退避している場合には、直接集光レンズ４８
の上方を通過し、ダイクロイックミラー４７を透過す
る。

【００３６】一方、トラッキング用光源５５から発した
トラッキング光は、ビームエクスパンダ５４により縦横
異なる倍率でビーム径が拡大され、ミラー４９で反射さ
れた後に、ダイクロイックミラー４７において反射され
て上述の測定光と重畳される。この両光束は整形用のマ
スク４６に至り、測定光は集光レンズ４８によりマスク
４６の開口部にスポット状に結像され、トラッキング光
は不要な部分が遮光されて適切な形状に整形される。

【００３７】更に、測定光とトラッキング光はレンズ４
４を通って回転プリズム４２の右側反射面で反射され、
イメージローテータ４１を経てバンドパスミラー３２に
より対物レンズ２２の光軸に結合され、対物レンズ２２
を介して被検眼Ｅの眼底Eaに照射される。このように、
測定光とトラッキング光は、回転プリズム４２の右側反
射面内で反射されて対物レンズ２２の光軸から偏心した
状態で眼底Eaに投影されており、特に測定光は図２に示
すように瞳孔上でスポット像Ｐ又はＰ’として結像した
後に眼底Eaを点状に照射している。

【００３８】眼底Eaでの散乱反射光は再び対物レンズ２
２で集光され、バンドパスミラー３２で反射されてイメ
ージローテータ４１を通り、回転プリズム４２の左側反
射面で反射され、固定ミラー４３、５６で屈曲されてフ
ォーカシングレンズ５７を通り、ダイクロイックミラー
５８において測定光とトラッキング光とが分離される。

【００３９】トラッキング光はダイクロイックミラー５
８を透過し、レンズ５９により一次元ＣＣＤ６０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ＣＣＤ６０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、プ
リズム制御回路６６に出力される。プリズム制御回路６
６はこの移動量を補償するように回転プリズム４２を駆
動する。

【００４０】一方、測定光はダイクロイックミラー５８
により反射され、共焦点絞り６１の開口部を経てミラー
対６２ａ、６２ｂで反射され、それぞれフォトマルチプ
ライヤ６３ａ、６３ｂに受光される。フォトマルチプラ
イヤ６３ａ、６３ｂの出力はそれぞれシステム制御部６
４に出力され、この受光信号は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。

【００４１】このとき、バンドパスミラー３２の分光特
性のため観察用光源２１からの照明光は一次元ＣＣＤ６
０には到達せず、その上、撮像範囲が狭く設定されてい
るので有害なフレア光も混入し難くなっている。この結
果、一次元ＣＣＤ６０にはトラッキング光による血管像
Ev' のみが撮像されることになる。また、血中ヘモグロ
ビンと色素上皮上メラニンとは、緑色の波長域において
その分光反射率が大きく異なるため、トラッキング光を
緑色光にすることにより、血管像Ev' をコントラス良く
撮像することが可能となる。

【００４２】図２は被検眼Ｅの瞳孔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２５の像、Ｏは眼底観察光束で孔あきミラー３
１の開口部の像、Ｖは測定／血管受光光束で、回転プリ
ズム４２の左右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６２ａ、６２ｂの像
Ｐ、Ｐ’は測定光の入射位置で、光路切換ミラー５１を
切換えることによって選択される測定光の位置を示す。
また、鎖線で示す領域Ｍは回転プリズム４２の右側反射
面の像である。

【００４３】一次元ＣＣＤ６０に受光される光束は、被
検眼Ｅの瞳孔上で測定／血管受光光束Ｖから取り出され
た光束であり、この光束からミラー対６２ａ、６２ｂに
より測定受光光束Da、Dbを通る光束を取り出してフォト
マルチプライヤ６３ａ、６３ｂで受光する。眼底観察光
光束Ｏに比べ測定／血管受光光束Ｖを大きくしているの
は、一次元ＣＣＤ６０の方が眼底観察光学系のＣＣＤカ
メラ３９よりも眼底の結像倍率が大きいので、一次元Ｃ
ＣＤ６０上での像面照度が確保し難いためである。一
方、光束を大きくしたことによる被検眼Ｅの前眼部で発
生するフレア光の影響は、その受像範囲が血管受像光学
系の方が小さいために問題とならない。また、測定受光
光束Da、Dbの瞳孔上の間隔は血流速度計測の分解能に直
接影響するが、測定／血管受光光束Ｖを大きくすること
により、測定受光光束Da、Dbの間隔を十分に確保するこ
とが可能である。

【００４４】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３２を透過
し、孔あきミラー３１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３５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。図３に示すよう
に、これらの像は接眼レンズ３７又は液晶モニタ４０を
介して眼底像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Ｐ
又はＰ’が重畳して観察されており、インジケータＴは
入力手段６５の操作桿等の操作部材により、眼底Ea上を
一次元に移動させることができる。また、視野の中心の
正円はスケール板３５に予め用意されているスケールＳ
であり、インジケータＴを移動できる範囲を示してい
る。

【００４５】測定に際して検者は先ず眼底像Ea’のピン
ト合わせを行う。入力手段６５のフォークカスノブを調
節すると、図示しない駆動手段により透過型液晶板２
８、フォーカシングレンズ３３、５７、フォーカスユニ
ット４５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３
５、一次元ＣＣＤ６０、共焦点絞り６１は同時に眼底Ea
と共役になる。

【００４６】このときの共焦点絞り６１は、所望の血管
Evにピントを合わせるためのもので、その作用を図４に
より説明する。測定対象となる眼底Ea上の血管Evの位置
を測定部位P1で表し、この血管Evの後方にある脈絡膜Sc
内の血管Evの位置を測定部位P2で表す。測定用のレーザ
ーダイオード５３からの光束はミラー７１に下方から入
射し、左右方向へ反射されて測定部位P1を照射する。測
定部位P1での反射光は、ミラー対６２ａ、６２ｂと同等
の受光方向を決定する機能を有する開口７２を通過し
て、レンズ７３により測定部位P1に共役とされ、小孔７
４を通過した後に図示しないフォトマルチプライヤへ受
光される。上述の光学系では、点線で示す測定部位P2で
の反射光は、実線で示す測定部位P1で反射された光束と
同様にレンズ７３により結像されるが、小孔７４を通る
ことができないためフォトマルチプライヤに受光される
ことはない。

【００４７】このように本実施例では、上述の小孔７４
と同様の機能を有する共焦点絞り６１を設け、特定の深
さにある血管Evでの反射光のみをフォトマルチプライヤ
６３ａ、６３ｂに受光させることにより、所望の血管Ev
の血流速度を計測することが可能となる。実際の検査に
おいては、検者は図３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。

【００４８】ピント合わせが終了した後に、検者は入力
手段６５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３５のサークルＳ内へ移動する。そして図５
に示すように、入力手段６５の操作桿によりイメージロ
ーテータ４１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
垂直になるようする。このとき、眼底観察光はイメージ
ローテータ４１を通過していないために、インジケータ
Ｔのみが回転するように認識される。この結果、図２に
示した瞳孔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Ｐ、Ｐ’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。

【００４９】この操作は従来例で述べた速度算出のため
の(2) 式において、β＝０°としたことに相当し、この
β＝０°とすることにより次の(a) 〜(c) の利点が生ず
る。 (a) (2) 式からβ＝９０°即ち cosβ＝０となった場合
には、最大周波数シフトΔfmax1 とΔfmax2 だけから最
大血流速度Vmaxの絶対値を求めることができなくなる
が、β＝０°となるように眼底像Ea’を回転することに
より、測定不能位置を回避することができる。(b) 角度
βを測定する必要がなくなるために、誤差要因が減り操
作が簡略化される。(c) 従来例で述べたように、血流速
度は血管壁からの散乱反射光と血液中の散乱反射光との
干渉信号から求めているので、測定中にｘ軸方向に眼底
Eaが移動しても、血管Evをｘ軸方向にほぼ平行にしてお
けば測定結果は影響されない。

【００５０】一方、ｘ軸と直交するｙ軸方向に眼底Eaが
移動した場合には、測定用のレーザーダイオード５３か
らの光束が測定部位の血管Evから逸脱して測定値が不安
定になるが、その場合はｙ軸方向についてのみ血管Evの
移動量を検知すればよく、本実施例ではダイクロックミ
ラー５８の背後の血管検出系と回転プリズム４２により
この一方向のみのトラッキングを行っている。

【００５１】このトラッキングを行って全ての被検血管
Evについて精度良くかつ迅速に血流速度を測定するため
には、血管像Ev’の移動量を検知する一次元ＣＣＤ６０
を測定対象となる血管Evに垂直に配置するとよく、更に
β＝０°とすることにより二次元センサを使用する必要
がなくなるという利点も生ずる。

【００５２】本実施例では、トラッキング光の長手方向
に一次元ＣＣＤ６０の素子が配列されており、図５に示
すように測定部位の角度合せが終了している場合は、ト
ラッキング光を示すインジケータＴの長手方向は測定血
管Evの走行方向と直交しているので、血管検出系の一次
元ＣＣＤ６０にはインジケータＴで指示された眼底像E
a’が拡大して撮像されている。

【００５３】角度合わせが終了した後に、入力手段６５
の操作桿を操作して図６に示すようにインジケータＴを
矢印で示す方向に移動し、トラッキング光に重畳してい
るスポット像を測定部位に合致させて測定部位を選択す
る。そして、測定部位を決定した後に再び入力手段６５
を操作して、トラッキングの開始を入力する。

【００５４】入力手段６５からシステム制御部６０を介
してトラッキング開始の指令がプリズム制御回路６６に
入力され、このとき血管位置検出回路６７に検出された
血管像Ev' の位置が回転プリズム４２の基準位置とな
る。スポット像Ｐ又はＰ’によって測定部位が選択され
ている間に、血管位置検出回路６７において、一次元Ｃ
ＣＤ６０の受光信号に基づいて血管像Ev’の一次元基準
位置からの移動量が算出される。プリズム制御回路６６
によりこの移動量に基づいて回転プリズム４２が駆動さ
れ、一次元ＣＣＤ６０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。

【００５５】測定光とトラッキング光が被検眼Ｅの前眼
部を通過する際に、前眼部において散乱光が発生する
が、このとき入射側と受光側それぞれの光束が被検眼Ｅ
の前眼部で重畳すると受光側にフレア光が生ずること
は、一般の眼底カメラでよく知られていることである。
従って、本実施例においては、測定光及びトラッキング
光の入射光と受光光との重畳がフレア光が発生する原因
の１つになる。

【００５６】しかし、図２に示すように、被検眼Ｅの瞳
孔上において、入射光は回転プリズム４２により原点か
ら偏心している右側反射面像Ｍ内を通過して眼底Eaを照
射しており、一方受光光は原点を中心とする測定／血管
受光光束Ｖを通過し、回転プリズム４２の左側反射面で
反射されて受光される。このように、回転プリズム４２
により瞳孔上で入射光と反射光とが完全に分離されてい
るので、本実施例においてはフレア光の発生を回避する
ことができる。

【００５７】このように、１個の回転プリズム４２の左
右の反射面を使って、被検眼Ｅの眼底Eaへの入射光の入
射位置と、眼底Eaから反射される受光光の受光位置の制
御を行うことにより、単一の制御信号により両光束を完
全に分離した状態で位置制御を行って、光束が照射され
ている眼底Ea上の部位を確実に受光／受像することがで
きる。この結果、トラッキングの制御機構が簡素化さ
れ、装置を小型かつ安価に構成することが可能となり、
更に入射光と受光光間のクロストークを大幅に軽減でき
るので、測定精度を向上させることが可能となる。

【００５８】また、測定光、トラッキング光による入射
光と眼底観察光との重畳もフレア光の発生する原因とな
る。本実施例においては、測定光は被検眼Ｅの瞳孔上で
原点から偏心しているスポット像Ｐ、Ｐ’を通過するよ
うにし、トラッキング光はスポット像Ｐ、Ｐ’を含むｙ
軸方向に長手方向を有する棒状の領域から入射してｙ軸
方向に移動するようにしている。いま、両光束による瞳
孔上のスポット像Ｐ、Ｐ’の原点からのｘ軸、ｙ軸方向
の変位をそれぞれｘ、ｙとしたときに、ｘ＞＞ｙとなる
ようにスポット像Ｐ、Ｐ’の位置をｙ軸方向に比べてｘ
軸方向に大きく偏心させることにより、両光束がｙ軸方
向に移動しても眼底観察光光束Ｏに重ならないようにし
ている。

【００５９】ここでｙ軸方向への変位ｙは、回転プリズ
ム４２の左右の反射面で光束が別々に反射させるために
生ずるものであり、そのフレア光が発生しない最小値を
ｙmin とする。そして、ｙmin が決定された後に、測定
光、トラッキング光が可動範囲の全ての位置において、
眼底照明光学系に設けられたリングスリット２５、遮光
部材２６、３０が形成する遮光領域と重ならないような
ｘ軸方向の変位ｘをｘmin とする。

【００６０】Ｒ² ＝ｘmin²＋ｙmin²で定義される測定に
必要な被検眼Ｅの瞳孔径Ｒは、できる限り小さいことが
望ましく、本実施例においては、瞳孔径Ｒを最小とする
ためにトラッキングの方向は一次元のみに限定し、測定
光、トラッキング光の入射位置ｘ、ｙを被検眼Ｅの瞳上
においてｙmin ≒ｙ＜＜ｘmin ≒ｘとなるように設定し
た。従来例の場合はトラッキングを二次元で行っている
ために、ｙmin ＜＜ｘmin ≒ｘ≒ｙとしなければなら
ず、必然的に測定可能な瞳孔径Ｒの下限は大きくなる。
これに対し本実施例では、上述のように十分に小さな瞳
孔径Ｒの被検眼Ｅにおいても測定が可能であり、眼底観
察光学系、測定光学系、血管検出系において、測定光、
トラッキング光により被検眼Ｅの前眼部に生ずるフレア
光の発生も回避することができる。

【００６１】検者はトラッキング開始を確認した後で、
入力手段６５の測定スイッチを押して測定を開始する。
システム制御部６４により光路切換えミラー５１が光路
に挿入され、先ず被検眼Ｅの瞳孔上のスポット像Ｐの位
置から入射した光束がフォトマルチプライヤ６３ａ、６
３ｂに受光され、この受光信号がシステム制御部６４に
取り込まれ、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プライヤ６３ａ、６３ｂから
の出力信号の処理結果である。

【００６２】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、通常であれば最大速度Vmaxは
従来例の(2) 式において 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、真の流
速はVmax＝｛λ／（ｎ・α)}・||Δfmax1 ｜＋｜Δfmax
2 ||としなくてはならない場合も存在する。本実施例で
は、初めに仮測定として、この状態で先の(2)式による
最大速度Vmaxを算出した後に、システム制御部６４によ
り光路切換えミラー５１を光路中から退避し、被検眼Ｅ
の瞳孔上のスポット像Ｐ’の位置から光束を入射させて
測定を行う。

【００６３】瞳孔上のスポット像Ｐ’の位置は、図２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
を持つように配置されるが、特に本実施例ではスポット
像ＰとＰ’の間隔は測定受光光束Da、Dbの中心間の距離
よりも大きく、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。

【００６４】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
ム制御部６４は２つのフォトマルチプライヤ６３ａ、６
３ｂ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、(2) 式に従って
最大速度Vmaxを算出する。このときの最大速度VmaxをVm
ax’とおくと、入射光を上述のように選択することによ
って、最大周波数シフト｜Δfmax1 ｜と｜Δfmax2 ｜と
の符号が切換わる図１０に示す角φi の領域と、最大周
波数シフト｜Δfmax1'｜と｜Δfmax2'｜との符号が切換
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Vmax≒Vmax’となる。また、最大速度
Vmaxか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。

【００６５】従って、システム制御部６４は、この２つ
の最大速度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
行うように制御する。本測定は適当な時間間隔で最大速
度Vmax又はVmax’の算出を繰り返して継続的に行う。

【００６６】本実施例においては、最大速度VmaxとVma
x’を本測定前に判断する方式を示したが、本測定前に
最大速度Vmax、Vmax’を測定算出して符号の反転の有無
をチェックし、これによって自動的に(2) 式の演算の符
号を逆転するといったソフトウェアによる対応も可能で
ある。

【００６７】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。

【００６８】

【発明の効果】以上説明したように本発明に係る眼科診
断装置は、被検眼の瞳孔上において他の光束と分離する
ようにして測定光の入射位置を最適化しているので、受
光光学系に有害なフレア光が発生することはない。ま
た、エイミング手段により測定光の照射位置を一次元方
向にのみ移動するようにしたので、照射位置の設定操作
が容易になり、測定可能な瞳孔径の下限を小さくするこ
とができる。更に、入射方向切換手段を設けた場合に
は、被検眼への入射方向の異なる２つの光束からのドッ
プラシフトを検出することができるので、符号情報を加
味した正確かつ容易に眼底血流速度を求めることができ
る。

【図面の簡単な説明】

【図１】本実施例の構成図である。

【図２】瞳孔上の光束配置の説明図である。

【図３】ピント合わせ終了後の観察眼底像の説明図であ
る。

【図４】共焦点絞りの作用の説明図である。

【図５】角度合わせ終了後の観察眼底像の説明図であ
る。

【図６】測定部位選択終了後の観察眼底像の説明図であ
る。

【図７】従来例の構成図である。

【図８】観察眼底像の説明図である。

【図９】受光信号の周波数分布のグラフ図である。

【図１０】最大周波数シフトの符号の反転の説明図であ
る。

【符号の説明】

２１観察用光源２８透過型液晶版３６、５１光路切換えミラー３９ＣＣＤカメラ４０液晶モニタ４１イメージローテータ４３ガルバノメトリックミラー４５フォーカスユニット５３レーザーダイオード５５トラッキング用光源６０一次元ＣＣＤ６１共焦点絞り６３ａ、６３ｂフォトマルチプライヤ６４システム制御部６６プリズム制御回路６７血管位置検出回路

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検眼の眼底を照明する照明手段と、該
照明光による眼底像を観察する観察手段と、被検眼の所
定量を測定するための測定光を被検眼に照射する照射手
段とを有する眼科診断装置において、被検眼の眼底上の
前記測定光の照射位置を一次元方向にのみ移動するエイ
ミング手段と、該エイミング手段の移動方向と前記測定
光の瞳上の通過位置とを同時に所定角度だけ回転する回
転手段とを有し、被検眼に対して装置が適正にアライメ
ントされたときに、被検眼の瞳上において前記回転手段
の回転中心を原点とし、前記エイミング手段による移動
方向の測定光の変位をｙとし、該移動方向に垂直方向の
測定光の変位をｘとした場合に、ｘ＞ｙかつｙ≠０とな
るように前記測定光の瞳上の通過位置を規定したことを
特徴とする眼科診断装置。
【請求項２】前記照明手段内の被検眼の前眼部とほぼ
共役な位置に遮光部材を設け、前記エイミング手段によ
り眼底上の測定位置が変化した場合に、前記遮光部材が
前眼部に形成する遮光領域を前記測定光が通過しないよ
うに、前記測定光の変位ｘ、ｙ及び移動範囲を規定する
請求項１に記載の眼科診断装置。
【請求項３】前記測定光は眼底上の血管に照射される
可干渉光とし、前記測定光による眼底からの散乱光を受
光する受光手段と、該受光手段の出力から眼底上の血管
内の血流速度を算出する演算手段とを有する請求項１に
記載の眼科診断装置。
【請求項４】前記測定光は眼底上の血管位置又は血管
径を計測するための照明光であり、前記測定光の変位
ｘ、ｙがｙ＞ｘとなるように前記測定光による眼底上の
照明領域を規定する規定手段を有する請求項３に記載の
眼科診断装置。
【請求項５】前記受光手段は被検眼の眼底上の血管内
粒子により散乱される信号光と血管壁から散乱される参
照光とを異なる２方向から受光可能とし、前記受光手段
の出力信号を周波数解析してドップラシフトを検出する
信号処理手段と、該信号処理手段の出力に基づいて血管
内の血流速度を算出する演算手段と、前記受光手段の２
つの受光方向に対し、前記測定光の眼底への入射方向を
切換える入射方向切換手段とを有する請求項３に記載の
眼科診断装置。