JP3437230B2

JP3437230B2 - 眼底血流計

Info

Publication number: JP3437230B2
Application number: JP30737093A
Authority: JP
Inventors: 敏和田村; 信也田中
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 1993-11-12
Filing date: 1993-11-12
Publication date: 2003-08-18
Anticipated expiration: 2018-08-18
Also published as: JPH07136141A

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、被検眼の眼底部にレー
ザー光を照射し、眼底部からの散乱反射光を受光して解
析し、血流速度を計測する眼底血流計に関するものであ
る。

【０００２】

【従来の技術】図８は眼底血流計の従来例であり、眼科
診断に通常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には照明光学系が配置されており、白
色観察用光源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を観察可能にするコンタクトレンズ５
を介して眼底Eaを照明する。また、孔あきミラー２の背
後の光路上には測定用のＨｅ−Ｎｅレーザー光を発する
測定用光源６が配置されており、測定用光源６からの測
定光は孔あきミラー２の中央の開口部を通り、観察用光
源１からの光束と同軸にされ、眼底Eaを点状に照明す
る。

【０００３】眼底Eaからの散乱反射光は、角度α’をな
す２本の受光光路K2、K3上の対物レンズ７ａ、７ｂ、ミ
ラー８ａ、８ｂ、ミラー９ａ、９ｂ、接眼レンズ１０
ａ、１０ｂを介してスポット像として検者に観察され
る。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９は血管Ev内の血流速度の測定時に検者
に観察される眼底像である。照明光により照明されてい
る領域Ｉ内で測定対象となる眼底Ea上の血管Evを、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に合軸すると、測定用光源６からのレーザー光
と血管Evが合軸され、測定用光源６によるスポット像PS
により測定部位が決定される。このとき、測定光による
眼底Eaからの反射光束は、光ファイバ１１ａ、１１ｂを
介してフォトマルチプライヤ１２ａ、１２ｂで受光され
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
射された成分とが干渉することによって生ずる所定のビ
ート信号を含んでおり、このビート信号を周波数解析し
血管Ev内の血流速度が求められる。

【０００６】図１０はフォトマルチプライヤ１２ａ、１
２ｂの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
波数の最大値Δfmaxと、入射方向の波数ベクトルκi 及
び受光方向の波数ベクトル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
値Δfmax1 、Δfmax2 と、レーザー光の波長λと、測定
部位の屈折率ｎと、眼内における受光光路K2、K3の成す
角度αと、眼内で受光光路K2、K3の作る平面と血流の速
度ベクトルの成す角度βを用いて式(1) を変形すると、
血流の最大速度Vmaxは、 Vmax＝λ・｜Δfmax1 −Δfmax2 ｜／（ｎ・α・ 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
の血管Ev内の血流を自在な方向から測定することができ
る。また、２本の受光光路K2、 K3の作る面と眼底Eaとの
交線Ａと、血流の速度ベクトルυと交線Ａの成す角度β
との関係から、真の血流速度を測定するためには、交線
Ａを速度ベクトルυに一致させて、 cosβ＝１にする必
要がある。このため、受光光学系全体を回転させるか、
或いは受光光学系中にイメージローテータを配置し、光
学的に一致させるように構成されている。なお、眼底Ea
上の血管Ev内の血流速度の測定例は、Feke,IEEE Transa
ctions of Biomedical Engineering,VolBME-34,No.9,Se
pt.1987,pp.673-680 等に説明されている。

【０００９】図１１は乳頭部での血流速度を測定する場
合の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Ｉ内で、測定対象となる乳頭部の中
央部と接眼レンズ１０ａ、１０ｂの焦点面に予め用意さ
れているスケールSCとを合致させると、測定用光源６に
よるスポット像PSにより測定部位が決定される。このと
き、測定光による眼底Eaでの反射光は、光ファイバ１１
ａ、１１ｂを介してフォトマルチプライヤ１２ａ、１２
ｂで受光される。この受光信号を周波数解析し、乳頭部
Enでの血流速度が求められる。このとき乳頭部En内の眼
底血管Ev以外の血流の速度ベクトルの方向は不規則であ
り、ここでの測定光の散乱反射方向も不規則となるの
で、２つのフォトマルチプライヤ１２ａ、１２ｂにより
受光される２つの受光信号の周波数解析の結果はほぼ同
じになる。

【００１０】図１２は乳頭部En内の血流からの受光信号
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Ｓを示している。周波数Δｆ及び出
力Ｓと、信号振幅Ｋ、眼内での受光光路K2、 K3のなす角
度αとの関係は、Ｓ（Δｆ）＝−Ｋ・ log（Δｆ／α） …(3) という近似式で表すことができ、図中に太い実線で表さ
れている。

【００１１】図１３は式(3) を横軸に周波数Δｆの対数
をとって図示したものであり、式(3) は勾配（−Ｋ）
と、横軸との切片αを持つ直線となり、黒点は測定値で
ある。

【００１２】レーザー光の波長λを用いて式(3) を変形
すると、乳頭部En内の血流の最大速度Vmaxは、次式で与
えられる。 Vmax＝α・λ／２ …(4)

【００１３】式(4) に表されるように、血管Ev内の血流
速度測定時とは異なり、乳頭部Enでの血流による測定光
束の散乱反射の方向は多様であるため、２本の受光光路
K2、K3の作る平面と血流の速度ベクトルυとの成す角度
βによらずに、真の乳頭部内血流速度を測定することが
できる。なお、乳頭部内の血流速度の測定例は、Sebag,
et al.,Investigative Ophthalmology & Visual Scienc
e,Vol 26,No.10,Oct.1985,pp.1415-1422に説明されてい
る。

【００１４】また他の従来例として、一般的な眼底カメ
ラに機能追加した眼底血流計が、Milbocker:ARVO,Annua
l Meeting paper presentation No.2769,4 May 1990 に
開示されており、この論文は米国特許第５１０６１８４
号公報に開示されている。

【００１５】

【発明が解決しようとする課題】

(1) しかしながら、従来例では、フォトマルチプライヤ
の受光信号の周波数解析時に、血流速度が血管内による
ものか、或いは乳頭部の血管外によるものかの判別を検
者自身が行っているため判別が不確実である。また、血
管内の血流速度計測時と乳頭部での血管外の血流速度測
定時とでは、血流速度の算出方法が異なり、算出方法を
その都度変更することは容易ではない。

【００１６】(2) 乳頭部内の血流速度は必ずしも均一で
はなく、測定部位によって差異を生ずるため、単一の診
断指標を得るためには、複数個所の血流を測定して平均
血流速度を求める必要があり、従来例のような測定では
長時間を要する。

【００１７】本発明の第１の目的は、上述の問題点(1)
を解消し、容易にかつ正確に血管内の血流速度と、乳頭
内の血流速度とを計測し得る眼底血流計を提供すること
にある。

【００１８】本発明の第２の目的は、上述の問題点(2)
を解消し、乳頭部での血管外の血流速度を容易にかつ短
時間に計測し得る眼底血流計を提供することにある。

【００１９】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
の本発明に係る眼底血流計は、可干渉の測定光を被検眼
の眼底の測定部位へ導く測定光照射系と、該測定部位か
らの散乱反射を集光する集光光学系と、該集光光学系に
より集光された光束を検出する検出手段と、該検出手段
の検出信号をスペクトル解析し、乳頭部を流れる血流状
態を算出する演算手段とを有する眼底血流計において、
前記測定光を所定の測定部位に偏向するための光束偏向
手段と、該光束偏向手段により乳頭部内の複数部位を所
定のパターンに従って走査するための偏向制御手段とを
有し、前記演算手段は前記複数部位での前記走査に同期
して血流状態を算出することを特徴とする。

【００２０】

【００２１】

【作用】上述の構成を有する本発明の眼底血流計は、測
定光により予め定められたパターンで被検眼の眼底の乳
頭部内の複数部位を走査し、複数部位について血流速度
を計測し平均血流速度を求める。

【００２２】

【００２３】

【実施例】本発明を図１〜図７に図示の実施例に基づい
て詳細に説明する。図１は第１の実施例の構成図であ
り、眼底カメラの形式を利用したものである。被検眼Ｅ
と対向している対物レンズ２１の背後の光路上には、イ
メージローテータ２２、孔あきミラー２３、アパーチャ
２４が配置され、アパーチャ２４の背後にはイメージス
タビライザ２５が設けられ、被検眼Ｅ側から順次にレン
ズ２６、２７、ガルバノメトリックミラー２８、レンズ
２９、３０、ガルバノメトリックミラー３１が配置され
ている。

【００２４】イメージスタビライザ２５においては、レ
ンズ２６、２７、２９、３０によりガルバノメトリック
ミラー２８、３１は孔あきミラー２３と共役関係を持
ち、ガルバノメトリックミラー２８では紙面と垂直方向
に回転軸を有し、ガルバノメトリックミラー３１はこの
回転軸と直交する紙面内に回転軸Ｂを有し、ガルバノメ
トリックミラー２８、３１は操作桿３３にそれぞれ接続
されている。

【００２５】イメージスタビライザ２５の背後の光路上
には観察光学系３４が設けられ、イメージスタビライザ
２５側から光路に沿って、移動自在のフォーカシングレ
ンズ３５、ハーフミラー３６が順次に配置され、ハーフ
ミラー３６の反射方向の光路上には、ハーフミラー３
７、レンズ３８、テレビカメラ３９が配列され、テレビ
カメラ３９の出力はモノクロ用のテレビモニタ４０、記
録装置４１にそれぞれ接続されている。

【００２６】ハーフミラー３７の反射方向の光路上に
は、ミラー４２、レンズ４３、イメージインテンシファ
イヤ付の二次元ＣＣＤセンサ４４が配置され、血管検出
系４５が構成され、二次元ＣＣＤセンサ４４の出力は、
図２に示すようにトラッキング用制御部４６、駆動回路
４７を介してガルバノメトリックミラー２８、３１に接
続されている。

【００２７】ハーフミラー３６の背後の光路上には、レ
ンズ４８、アパーチャ４９、レンズ５０、半導体レーザ
ーから成る測定用レーザー光源５１が配置され、測定用
レーザー光源５１にはレーザー駆動回路５２、システム
制御部５３の出力が接続され、システム制御部５３には
トラッキング用制御部４６の入出力も接続されている。

【００２８】孔あきミラー２３の入射方向の光路上に
は、リレーレンズ５４、５５、リングスリット５６、フ
ィールドレンズ５７、ミラー５８、コンデンサレンズ５
９、可視光カットフィルタ６０、ハロゲンランプ等から
成る照明用光源６１が配置され、照明光学系を構成して
いる。

【００２９】孔あきミラー２３とアパーチャ２４の間に
は、光路に関して対称的に小ミラー対６２ａ、６２ｂが
配置されている。小ミラー対６２ａ、６２ｂのそれぞれ
の反射方向の光路上には、レンズ６３ａ、６３ｂ、フォ
トマルチプライヤ６３ａ、６３ｂが配置されている。な
お、重複を避けるために小ミラー対６２ａ、６２ｂのう
ち、小ミラー６２ａの反射方向の光路上の部材のみを示
している。フォトマルチプライヤ６４ａ、６４ｂの出力
は、図３に示すように血流速度算出部６５のスペクトル
アナライザ６５ａ、６５ｂにそれぞれ接続され、信号処
理部６５ｃを経て血流速度算出部６５の外部の表示部６
６に接続されている。

【００３０】ここで、被検眼Ｅの瞳孔上でのアパーチャ
２４、リングスリット５６、小ミラー対６２ａ、６２ｂ
の像は、図４に示すようにそれぞれアパーチャ像２
４’、リング像５６’、小ミラー像６２ａ’、６２ｂ’
とされている。

【００３１】照明用光源６１からの照明光は、可視光カ
ットフィルタ６０、コンデンサレンズ５９、ミラー５
８、フィールドレンズ５７を介してリングスリット５６
上に結像される。リングスリット５６を二次的な光源と
する光は、リレーレンズ５４、５５により孔あきミラー
２３に一度結像され、イメージローテータ２２を通り対
物レンズ２１により、被検眼Ｅの瞳孔上で図４に示すリ
ング像５６’として再び結像され、被検眼Ｅの眼底Eaを
ほぼ一様に照明する。なお、フィールドレンズ５７は光
束を効率良く被検眼Ｅ内に導く作用をする。

【００３２】眼底Eaでの反射光束は同じ光路を戻り、孔
あきミラー２３の開口部、アパーチャ２４を通り、イメ
ージスタビライザ２５を通り、観察光学系３４のフォー
カシングレンズ３５を通りハーフミラー３６で反射さ
れ、ハーフミラー３７で２方向に分割される。ハーフミ
ラー３７を透過した光束は、レンズ３８を通り、眼底像
Ea’としてテレビカメラ３９に結像し、テレビモニタ４
０に映出される。検者はテレビモニタ４０を観察しなが
ら装置のアライメント及び測定部位の選択を行う。

【００３３】一方、ハーフミラー３７により反射された
光束は、ミラー４２、レンズ４３により二次元ＣＣＤセ
ンサ４４上で、テレビカメラ３９で撮像される眼底像E
a’よりも拡大された血管像Ev’として撮像される。

【００３４】測定用レーザー光源５１からのレーザー光
は、レンズ５０、アパーチャ４９、レンズ４８、ハーフ
ミラー３６、フォーカシングレンズ３５、イメージスタ
ビライザ２５、アパーチャ２４、孔あきミラー２３の開
口部、イメージローテータ２２、対物レンズ２１を通
り、図４に示すように瞳孔上でアパーチャ像２４’とさ
れ、被検眼Ｅの眼底Eaを点状に照明する。眼底Eaでの反
射光束は同じ光路を戻り、その一部分は孔あきミラー２
３の後方に設けられた小ミラー対６２ａ、６２ｂにより
２方向に反射される。

【００３５】小ミラー対６２ａ、６２ｂで反射されない
光束は、図４に示すように瞳孔上でアパーチャ像２４’
から取り出され、アパーチャ２４、イメージスタビライ
ザ２５を通り、観察光学系３４のハーフミラー３６で反
射され、ハーフミラー３７、レンズ３８を通り、照明用
光源６１による眼底像Ea’と共に１個の小円から成るス
ポット像PSとしてテレビカメラ３９に結像し、テレビモ
ニタ４０に映出される。

【００３６】一方、小ミラー対６２ａ、６２ｂで反射さ
れた光束は、図４に示すように瞳孔上で小ミラー像６２
ａ’、６２ｂ’から取り出された光束であり、レンズ６
３ａ、６３ｂを通りフォトマルチプライヤ６４ａ、６４
ｂで受光される。小ミラー像６２ａ’、６２ｂ’を見込
む測定角度αを求め、この受光信号から従来例のように
ドップラ測定原理を用いて、被検眼Ｅ内の血流速度を求
めることができる。

【００３７】測定に際しては、眼底Eaの測定部位を選択
するために先ずフォーカシングレンズ３５を調整して、
テレビモニタ４０の眼底像Ea’のピントを合わせる。レ
ーザー光はレンズ５０により眼底Eaと共役なアパーチャ
４９の位置にスポット像PSとして結像し、レンズ４８を
経てその共役関係が調整されている。従って、検者がフ
ォーカシングレンズ３５を矢印方向に移動すると、テレ
ビカメラ３９の撮像面、二次元ＣＣＤセンサ４４の撮像
面、レンズ５０の焦点面が同時に眼底Eaと共役になるた
め、テレビカメラ３９で撮像される眼底像Ea’及びスポ
ット像PSと、二次元ＣＣＤセンサ４４で受光されている
血管像Ev’のピント合わせがなされることになる。

【００３８】図５は血流速度計測方法を示すフローチャ
ート図であり、検者は上述したピント合わせの終了後
に、システム制御部５３において測定モードを選択して
入力する。先ず、血管Ev内の血流速度測定を行う。図６
は検者による観察視野を示し、ここではスポット像PSは
視野の中心に固定されており、眼底像Ea’が動くように
認識される。なお、座標軸Ａの方向は小ミラー対６２
ａ、６２ｂの中心を結んだ平面と眼底Eaとの交線の方向
を示す。検者は操作桿３３を操作してガルバノメトリッ
クミラー２８、３１を回転し、眼底像Ea’の観察領域を
移動させ、図６に示すように視野中央のスポット像PSに
測定する血管Evを合致させる。そして、イメージローテ
ータ２２を回転すると、眼底像Ea’は視野の中心にある
スポット像PSを軸として矢印Ｅの方向に回転される。検
者は測定対象となる血管Evの走行方向を軸Ａの方向に合
致させればよい。これは、従来例の式(2) において cos
β＝１とすることを意味している。

【００３９】従来例で述べたように、速度検出の原理は
血管壁からの散乱反射光と血流中の散乱反射光との干渉
信号から得られるので、測定中に軸Ａ方向に眼球が移動
しても、血管Evの血流が軸Ａの方向にほぼ平行なため測
定結果は影響を受けない。しかし、軸Ａと直交する平面
内で眼球が移動した場合には、測定用レーザー光源５１
からの測定光が血管Ev上の測定部位からずれてしまい測
定不能となる。この実施例では、血管検出系４５とイメ
ージスタビライザ２５が共働して、この軸Ａと、これに
直交する軸Ｄ方向の二次元のトラッキングを行ってい
る。

【００４０】スポット像PSによって測定部位が決定され
て測定が開始されると、システム制御部５３から同期信
号S1が二次元ＣＣＤセンサ４４に出力され、ＣＣＤセン
サ４４は画像信号をトラッキング用制御部４６に出力す
る。ＣＣＤセンサ４４の画像信号は、図２に示すトラッ
キング用制御部４６の増幅器４６ａにおいて適当な信号
レベルに増幅され、Ａ／Ｄ変換器４６ｂでデジタル信号
とされ、相互相関処理部４６ｃに取り込まれ、眼底Eaの
移動の基準とするため内部のメモリに保持される。血流
速度測定中には、トラッキング用制御部４６はＣＣＤセ
ンサ４４からの画像像信号を逐次に取り込み、相互相関
処理部４６ｃにおいて、メモリに保持されている測定開
始時の血管像Ev1'と現在の血管像Ev2'との二次元相互相
関処理を利用して、眼底Eaの相対移動量（Δｘ，Δｙ）
を算出する。制御関数部４６ｄにおいてはその値に基づ
いて駆動信号が作成され、Ｄ／Ａ変換器４６ｅでアナロ
グ化されて駆動回路４７に出力される。駆動回路４７に
よりガルバノメトリックミラー２８、３１を駆動し、常
にセンサ４４の血管像Ev’の位置が一定になるよう制御
される。

【００４１】トラッキング用制御部４６から、トラッキ
ングが正常に行われたことをシステム制御部５３に伝達
されると、制御部５３は血流速度算出部６５に計測開始
信号S2を出力する。この間に、図３に示すように眼底Ea
からの測定光による散乱反射光はフォトマルチプライヤ
６４ａ、６４ｂで受光されて光電変換がなされて電気信
号とされる。血流速度算出部６５は計測開始信号S2を検
知すると、フォトマルチプライヤ６４ａ、６４ｂからの
受光信号を取り込み、内部のスペクトルアナライザ６５
ａ、６５ｂにおいて周波数解析してスペクトル信号とし
て信号処理部６５ｃに出力する。信号処理部６５ｃは選
択された測定モードに基づいて算出手段を判断し、従来
例の式(2) で示すフォトマルチプリライヤ６３ａ、６３
ｂの受光信号の周波数の最大値Δfmax1 、Δfmax2 から
血管Ev内の血流速度を求め、表示部６６に表示する。

【００４２】図５のフローチャート図に示すように、乳
頭部内の血流速度の測定方法は２通りあり、１つは乳頭
部内の一点を測定する方法で、残りは複数部位を測定し
て平均値を求める方法である。検者は何れの方法を採用
するかを適宜に判断する。

【００４３】乳頭部内の任意の１点での測定を行う場合
は、検者は操作桿３３を操作してガルバノメトリックミ
ラー２８、３１を回転し、眼底像Ea’の観察領域を移動
させ、乳頭部内の測定したい部位をスポット像PSに合致
する。測定部位が決定されると、システム制御部５３は
血流速度算出部６５に計測開始信号を出力する。血流速
度算出部６５は選択された測定モードに基づいて血流速
度の算出方法を判断し、フォトマルチプライヤ６４ａ、
６４ｂの受光信号から式(4) に示す角度αを求め、血流
の最大速度Vmaxを算出する。このとき、フォトマルチプ
ライヤ６４ａ、６４ｂの受光信号はほぼ同一となるた
め、１回の測定に対し１つの血流速度値が算出される。

【００４４】乳頭部内の複数点の測定を行う場合は、操
作桿３３を操作して図７に示すように乳頭部Enの中心付
近をスポット像PSに合致させる。この位置が測定の基準
点Ｍとなり、この基準点Ｍに関して対称的な８つの測定
点m1〜m8上で測定が行われる。乳頭部Enは直径約２ｍｍ
の円であるが、全体としてやや楕円形をしているため、
８つの測定点m1〜m8は、基準点Ｍを中心にした直径１．
５ｍｍの円周上の４５°間隔毎の位置に設定されてい
る。なお、測定点m1〜m8の多くが眼底Eaの血管Ev上にあ
る場合には、なるべく血管Ev上に測定点m1〜m8がないよ
うにイメージローテータ２２により眼底像Ea’を回転す
る必要がある。基準点Ｍが決定されると、システム制御
部５３はトラッキング用制御部４６に測定開始を指示す
る。

【００４５】トラッキング用制御部４６はイメージスタ
ビライザ２５のガルバノメトリックミラー２８、３１を
回転し、測定光を図７に示す基準点Ｍを中心とする円周
上で走査し、４５°間隔で停留しながら各測定点m1〜m8
で血流速度を測定する。この走査を３回繰り返して血流
速度を計測して平均値を求める。各点での測定は約５０
ｍ秒間で行われ、血流速度の平均値は約２秒で算出され
る。このように、イメージスタビライザ２５は血管Ev内
の血流速度の計測時と異なり、トラッキングは行わずに
単なる高速偏向器として機能している。

【００４６】複数点を測定する場合には、誤って血管Ev
内の血流を測定してしまう可能性がある。これに対して
血流速度検出部６４の信号処理部６５ｃでは、スペクト
ルアナライザ６３ａ、６３ｂからのスペクトル信号を波
形解析し、血管Ev内の血流によるスペクトル信号と、血
管Ev外の血流によるスペクトル信号の違いを検出し、血
管Ev内の血流によるスペクトル信号であれば、この信号
から算出された血流速度を除外して平均血流速度を求め
ている。

【００４７】

【発明の効果】以上説明したように本発明に係る眼底血
流計は、測定光を予め定められたパターンで眼底の乳頭
部を走査して複数の血流速度を測定し、乳頭部での平均
血流速度を短時間で算出することができる。

【００４８】

【図面の簡単な説明】

【図１】実施例の構成図である。

【図２】ガルバノメトリックミラー制御部のブロック回
路構成図である。

【図３】血流速度算出部のブロック回路構成図である。

【図４】照明光束と観察光束の関係の説明図である。

【図５】血流速度計測方法のフローチャート図である。

【図６】血管内血流速度測定時の眼底像の説明図であ
る。

【図７】乳頭部内血流速度測定時の眼底像の説明図であ
る。

【図８】従来例の構成図である。

【図９】血管内血流速度測定時の眼底像の説明図であ
る。

【図１０】血管内血流による受光信号の周波数分析のグ
ラフ図である。

【図１１】乳頭部内血流速度測定時の眼底像の説明図で
ある。

【図１２】乳頭部内血流による受光信号の周波数分析の
グラフ図である。

【図１３】乳頭部内血流による受光信号の周波数分析の
グラフ図である。

【符号の説明】

２２イメージローテータ２４アパーチャ２５イメージスタビライザ２８、３１ガルバノメトリックミラー３４観察光学系３９テレビカメラ４０テレビモニタ４４二次元ＣＣＤセンサ４５血管検出系５１測定用レーザー光源６１照明用光源６２ａ小ミラー６４ａフォトマルチプライヤ６５血管流速算出部６６表示部

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/026 A61B 5/0285 A61B 3/10

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】可干渉の測定光を被検眼の眼底の測定部
位へ導く測定光照射系と、該測定部位からの散乱反射を
集光する集光光学系と、該集光光学系により集光された
光束を検出する検出手段と、該検出手段の検出信号をス
ペクトル解析し、乳頭部を流れる血流状態を算出する演
算手段とを有する眼底血流計において、前記測定光を所
定の測定部位に偏向するための光束偏向手段と、該光束
偏向手段により乳頭部内の複数部位を所定のパターンに
従って走査するための偏向制御手段とを有し、前記演算
手段は前記複数部位での前記走査に同期して血流状態を
算出することを特徴とする眼底血流計。
【請求項２】前記演算手段は、前記複数部位での血流
状態に基づいて乳頭部での血流状態を算出することを特
徴とする請求項１に記載の眼底血流計。
【請求項３】前記演算手段は、前記スペクトル解析の
結果に基づいて、血管内の血流による結果と血管外の血
流による結果とを区別し、乳頭部内かつ血管外の血流速
度のみの結果を用いて血流状態を算出ことを特徴とする
請求項１に記載の眼底血流計。
【請求項４】血管外の血流状態を測定する第１の測定
モードと血管内の血流速度を測定する第２の測定モード
を切換える測定モード選択手段を有することを特徴とす
る請求項１〜３の何れか１つの請求項に記載の眼底血流
計。
【請求項５】乳頭部内の血流状態を算出するための第
１のスペクトル解析手段と、血管内の血流状態を算出す
るための第２のスペクトル解析手段とを有し、前記測定
モードの切換えに応じて前記第１のスペクトル解析手段
と第２のスペクトル解析手段を切換えることを特徴とす
る請求項４に記載の眼底血流計。