JPH0731596A

JPH0731596A - 眼底血流計

Info

Publication number: JPH0731596A
Application number: JP5200250A
Authority: JP
Inventors: Toshikazu Tamura; 敏和田村; Atsuto Yamaguchi; 敦人山口
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 1993-07-20
Filing date: 1993-07-20
Publication date: 1995-02-03

Abstract

(57)【要約】【目的】レーザー光の照射位置及び検出位置に対する
測定血管位置から正確な血流速度と血管径を求め、リア
ルタイムに血流量を求める。【構成】Ｈｅ−Ｎｅレーザー光を出射する測定用光源
３９からの光束が被検眼Ｅの眼底Eaに投射され、眼底Ea
からの反射光の一部は、孔あきミラー３０の後方の小ミ
ラー対３２ａ、３２ｂで反射され、マルチプライヤ４１
ａ、４１ｂで受光され、血流速度算出部８１により血流
速度が算出される。また眼底反射光の残りは、イメージ
スタビライザ３４、観察光学系３５を経て血管検出系６
７のＣＣＤセンサ７１により検出され、血管径算出部８
５により血管径が算出される。血流速度と血管径は、同
期信号発生回路８７により同期させて求め、これらの信
号から血流量算出部８２において測定血管Evの血流量を
算出する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、眼底血管内の血流速度
等の測定を行う眼底血流計に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】図１３は眼底血流計の従来例を示し、眼
科診断に通常用いられるスリットランプを血流測定用に
改造したものである。観察用光源１から出射され、孔あ
きミラー２で反射された白色照明光はスリット３、レン
ズ４を透過し、被検眼Ｅの角膜の屈折力を補正するコン
タクトレンズ５を経て、被検眼Ｅの眼底Ea上の測定血管
Evを照明する。眼底Eaからの反射光は、レンズ６ａ、６
ｂ、ミラー７ａ、７ｂ、ミラー８ａ、８ｂ、接眼レンズ
９ａ、９ｂによる立体観察系により、測定血管Evを含む
被検眼Ｅの眼底Eaに対する検者の観察を可能にする。

【０００３】一方、Ｈｅ−Ｎｅレーザー光源１０からの
測定光は、孔あきミラー２の中央の孔を通り照明光と同
軸にされた後に、スリット３、レンズ４を通って眼底Ea
の測定血管Evを点状に照射する。測定血管Evからの反射
光には、血管Ev中を流れる血球による散乱光と血管壁に
よる散乱光とが含まれ、α’の角をなす２方向に配置さ
れたレンズ６ａ、６ｂ、ミラー７ａ、７ｂ、ミラー８
ａ、８ｂ、ファイバ１１ａ、１１ｂを経てフォトマルチ
プライヤ１２ａ、１２ｂにより受光される。

【０００４】検者は被検眼Ｅの眼底Eaを観察しながら、
レーザー光を測定血管Evに合軸させる操作を行ってから
測定を始める。フォトマルチプライヤ１２ａ、１２ｂで
の受光信号は、血管Ev内を流れる血球によるドップラー
シフトした成分と、静止している血管壁で反射された成
分とが干渉を起こすため、所定のビート信号を含んでい
る。このビート信号を周波数解析することにより、血管
Ev内の血流速度が求められる。

【０００５】図１４は測定された受光信号を周波数解析
した結果の一例を示し、横軸は周波数、縦軸はパワーを
示している。各受光信号から次の式のようにしてΔfmax
が求められ、これから血管Ev内の最大血流速度が算出さ
れる。 Δfmax＝（κs −κi ）・υ

【０００６】ここで、κs は受光方向の波数ベクトル、
κi は入射方向の波数ベクトル、υは血流の速度ベクト
ルである。各受光信号からのそれぞれの結果をΔfmax
１、Δfmax２とすると、Ｖmax ＝（λ／ｎ・α）・｜Δfmax１−Δfmax２｜／ c
osβとなる。

【０００７】ここで、λはレーザー光の波長、ｎは測定
部位の屈折率、αは眼内における２つの受光方向のなす
角、βは２つの受光方向の作る平面と血流との角であ
る。このように、２方向から測定することにより入射方
向に係わる寄与が相殺され、眼底Ea上の任意の部位の血
管Evの血流を測定することができる。

【０００８】図１５は検者により観察される像の一例を
示し、測定対象である血管Evは接眼レンズ９ａ、９ｂの
焦点面に用意されたスケールSCに合わされる。PSは測定
用Ｈｅ−Ｎｅレーザー光のスポット像であり、２つの受
光方向の作る平面と眼底Eaとの交線Ａと、血流速度ベク
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、交線Ａを速度ベクトルυに一致させる操作
が必要である。

【０００９】そのためには従来においては、受光光学系
全体を回転させるとか、受光光学系中に配置したイメー
ジローテータにより観察眼底像を回転させる(Feke:IEEE
Transactions of Biomedical Engineering, Vol BME-3
4,No.9,Sept.1987,pp673〜680)とか、回転アパーチャ機
構を設ける(Riva:Applied Opties, Vol.20, No.1, 1,Ja
n.1981,pp117〜120)ことが提案されている。また、一般
的な眼底カメラに機能追加して眼底血流計を構成した例
が「Milbocker: ARVO, Annual Meeting paperpresentat
ion No.2786,4 May 1990 」に知られており、これは米
国特許公報第５１０６１８４号として登録されている。

【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では、血流速度の測定の
みを行っているが、眼底血管のような末梢血流状態を診
断するには、その血管径も測定し、血流速度と血管径か
らその血管内を流れる血液の流量を求めることが必要で
ある。ところが、この種の測定を行う場合に血管の脈動
が原因となり、血流量、血管径、血管位置が時間と共に
変化するので、動脈血流量を算出する際にはその精度が
著しく低下する。

【００１１】(2) また上述の従来例では、血管方向と測
定方向を合致させるために、イメージローテータや回転
アパーチャ等の機構が必要となり、これらは装置自体が
大型でかつ高価となる。実際の測定の際に、血管方向と
測定方向とに若干のずれがあると測定誤差が発生するの
で、この種の装置を用いる測定には熟練が必要となる。
また、この血管方向と測定方向の関係は、血管径に対す
る被検眼のアライメント、被検眼の眼球運動、眼底の起
伏、及び眼底での測定部における血管の向き等で異な
り、正確な測定は非常に難しい。

【００１２】本発明の第１の目的は、上述の問題点(1)
を解決し、血流速度と血管径とから刻々と変化する血流
量を算出し、血管位置と照射及び検出位置との関係を一
定に保持し、正確な血流量の測定を行い得る眼底血流計
を提供することにある。

【００１３】また本発明の第２の目的は、上述の問題点
(2) を解決し、散乱光検出光学系の光軸に対し血流方向
を簡便な操作で合致させ、精度の高い血流値を測定し得
る眼底血流計を提供することにある。

【００１４】

【課題を解決するための手段】上述の目的を達成するた
めの第１本発明に係る眼底血流計は、可干渉の測定光を
眼底の測定部位へ導く照射手段と、測定部位からの散乱
反射光を集光する集光手段と、該集光手段により集光さ
れた光束を検出する検出手段と、該検出手段の出力から
眼底の血管内を流れる血液速度を算出する血流速算出手
段と、照明光を測定部位又はその付近へ導く照明手段
と、照明部位の像を撮像面上へ投影する撮像手段と、該
撮像手段の出力から血管径を算出する血管径算出手段
と、所定時間内に複数回の同期信号を発生する同期信号
発生手段と、該同期信号発生手段の出力に基づいて前記
血流速算出手段と前記血管径算出手段とを作用させる制
御手段とを備えたことを特徴とする。

【００１５】また、第２発明に係る眼底血流計は、眼底
に単一の光ビームを照射し眼底組織から得られた光束を
解析することにより、眼底組織の血流状態を測定する眼
底血流計において、可干渉光を発生する光源からの光束
を測定部位に照射する照射手段と、測定部位から得られ
た光束を方向ベクトルが同一平面にない少なくとも３方
向で独立に検出する検出手段と、該検出手段の出力信号
から血流速度に対応するドップラーシフト成分を求める
第１の信号処理手段と、測定部位から得られた少なくと
も３方向の前記光束のドップラーシフト成分と測定部位
から得られた前記光束の検出方向の情報とから血管にお
ける血流速度ベクトル又はその絶対量を求めるための第
２の信号処理手段とを備えたことを特徴とする。

【００１６】

【作用】上述の構成を有する第１発明の眼底血流計にお
いて、血流速計測手段と血管径算出手段とを同期信号発
生回路で制御することにより、実時間で血流速度と血管
径を測定する。

【００１７】また第２発明の眼底血流計において、測定
血管からの散乱反射光を３方向以上の独立した方向から
検出し、この散乱光の各方向成分のドップラーシフト量
を求め、このドップラーシフト量と照射光の方向に対す
る散乱反射光の検出方向の情報とから眼底血管の血流速
度ベクトルの真値を算出する。

【００１８】

【実施例】本発明を図１〜図１２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、眼底カメラの型式を利用したものである。近赤外光
を発するタングステンランプ等から成る照明光源２１か
ら対物レンズ２２に至る光路上には、可視光カットフィ
ルタ２３、コンデンサレンズ２４、ミラー２５、フィー
ルドレンズ２６、リング状の開口部を有するリングスリ
ット２７、リレーレンズ２８、２９、中央に開口部を有
する孔あきミラー３０、イメージローテータ３１が配列
されている。

【００１９】更に、孔あきミラー３０の背後の光路上に
は、小ミラー対３２ａ、３２ｂ、アパーチャ３３、イメ
ージスタビライザ３４、観察光学系３５、レンズ３６、
アパーチャ３７、レンズ３８、Ｈｅ−Ｎｅレーザー光を
出射する測定用光源３９が配列されている。小ミラー対
３２ａ、３２ｂのそれぞれの反射方向の光路上には、レ
ンズ４０ａ、４０ｂ、フォトマルチプライヤ４１ａ、４
１ｂが配置されている。なお、図１には重複を避けるた
め小ミラー３２ａの光軸上の部材のみを示している。

【００２０】イメージスタビライザ３４には、レンズ５
１、５２、ガルバノメトリックミラー５３、レンズ５
４、５５、ガルバノメトリックミラー５６が順次に配列
されており、ガルバノメトリックミラー５３、５６は外
部に付設された操作桿５７の操作により回転される。こ
のイメージスタビライザ３４では、眼底Eaがレンズ５
１、５２によりガルバノメトリックミラー５３と、更に
レンズ５４、５５によりガルバノメトリックミラー５６
と共役とされている。ガルバノメトリックミラー５３の
回転軸は紙面に対し垂直に設定され、ガルバノメトリッ
クミラー５６の回転軸はこの回転軸に直交して設定され
ている。

【００２１】観察光学系３５には、光路上を移動し得る
フォーカシングレンズ６１、ダイクロイックミラー６２
が設けられ、ダイクロイックミラー６２の反射方向に、
ハーフミラー６３、レンズ６４を介してテレビカメラ６
５が配置され、テレビカメラ６５の出力はモノクロテレ
ビモニタ６６に接続されている。また、ハーフミラー６
３の反射方向には血管検出系６７が設けられ、ミラー６
８、レンズ６９、フィルタ７０を介して、イメージイン
テンシファイヤ付きの一次元ＣＣＤセンサ７１が配置さ
れている。

【００２２】フォトマルチプライヤ４１ａ、４１ｂの出
力は血流速度算出部８１の入力側に接続され、血流速度
算出部８１の出力は血流量算出部８２と表示部８３に接
続されている。また、血流量算出部８２の出力は表示部
８３に接続されている。ＣＣＤセンサ７１の出力はコン
トローラ８４、血管径算出部８５に接続されており、コ
ントローラ８４の出力はガルバノメトリックミラー５３
を駆動する駆動回路８６に接続され、血管径算出部８５
の出力は血流量算出部８２と表示部８３に接続されてい
る。また、同期信号発生回路８７の出力信号SSが、ＣＣ
Ｄセンサ７１、血流速度算出部８１、血管径算出部８５
に接続されている。

【００２３】上述の構成を有する眼底血流計において、
照明光源２１から出射した近赤外光である照明光は、可
視光カットフィルタ２３、コンデンサレンズ２４、ミラ
ー２５、フィールドレンズ２４を介してリングスリット
２７に結像される。リングスリット２７を出射した照明
光は、リレーレンズ２８、２９により孔あきミラー３０
に一度結像された後に、イメージローテータ３１を通り
対物レンズ２４により被検眼Ｅの瞳上に結像され、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２６は光束を効率良く被検眼Ｅ内に導く作用をす
る。

【００２４】眼底Eaからの反射光は再び対物レンズ２
４、イメージローテータ３１を通り、孔あきミラー３０
の中央の孔、アパーチャ３３を経て、イメージスタビラ
イザ３４に入射する。この場合に、操作桿５７の操作に
よりガルバノメトリックミラー５３、５６を回転移動さ
せ、眼底Ea上の測定部位を指定することができる。

【００２５】イメージスタビライザ３４を出射した光束
は観察光学系３５に入射し、フォーカシングレンズ６
１、ダイクロイックミラー６２を経て、ハーフミラー６
３で分配され、一方はレンズ６４を経て近赤外光に感度
を有するテレビカメラ６５に結像し、モノクロテレビモ
ニタ６６上に眼底像Ea’が表示される。また、検者は照
明光によるテレビモニタ６６に表示された眼底像Ea’を
観察して、装置のアライメント及び測定部位の選択を行
う。

【００２６】ハーフミラー６３で分配された他方の光束
は血管検出系６７に入射し、ミラー６８、レンズ６９、
フィルタ７０を介して、一次元ＣＣＤセンサ７１上に結
像する。フィルタ７０は測定用光源３９のレーザー光の
波長を遮光するのでレーザー光はＣＣＤセンサ７１上に
は到達せず、ＣＣＤセンサ７１は照明光源２１からの照
明光のみによる血管像を撮像する。

【００２７】血管検出系６７のＣＣＤセンサ７１はテレ
ビカメラ６５の像よりも拡大された像を結像し、詳細な
血管像を血管径算出部８５を経て表示部８３に表示す
る。ＣＣＤセンサ７１の出力はコントローラ８４にも送
られ、コントローラ８４はこの血管像を解析し、ＣＣＤ
センサ７１上での血管Evの一次元の移動量を算出するこ
とにより、駆動回路８６への駆動信号を生成する。

【００２８】図２はガルバノメトリックミラー５３を作
動させる駆動回路８６への駆動信号作成のためのコント
ローラ８４のブロック回路構成図であり、図３はタイミ
ングチャート図で、１走査中（約１ｍ秒）の波形の例を
示している。ＣＣＤセンサ７１の出力は増幅器９１、ロ
ーパスフィルタ９２を経て微分器９３に接続されてい
る。微分器９３の出力はゼロクスコンパレータ９４を介
してカウンタ９５に接続されている。カウンタ９５の出
力はＤ／Ａ変換器９２を介して出力部９７に接続されて
いる。更に、出力部９７には操作桿５７の出力が入力さ
れている。なお、ＣＣＤセンサ７１、カウンタ９５、Ｄ
／Ａ変換器９２には同期信号発生回路８７の同期信号SS
が入力されている。

【００２９】２５６個のピクセルから成る一次元ＣＣＤ
７１の画像出力W1は増幅器９１で増幅された後に、現実
の眼底像波形を変形させないような適当なローパスフィ
ルタ９２により波形W2のように整形され、微分器９３で
微分され微分波形W3となる。その後に、ゼロクロスコン
パレータ９４を通過して二値化され波形W4となる。波形
W5のように波形W4がローレベルの間をカウントするカウ
ント値は同期信号発生回路８７からの信号に同期して各
測定毎にクリアされ、１走査終了時のカウント値が血管
の位置に対応している。この位置信号と操作桿５７とか
らガルバノメトリックミラー５３、５６を駆動する信号
を駆動回路８６に出力する。実施例では、１ＫＨｚの割
合でこの操作を行うことによって、眼球運動により移動
する測定対象血管の位置とレーザー光の照射位置及び検
出部の位置との関係を一定に保つように自動的に制御を
行う。

【００３０】ガルバノメトリックミラー５３は駆動回路
８６の操作によって被検眼Ｅの固視微動を自動的に補償
する働きをする。即ち、一度検者が測定すべき血管位置
を指定すると、ＣＣＤセンサ７１上に撮像される血管位
置が常に一定となるようにガルバノメトリックミラー５
３が駆動される。このとき、測定用レーザー光はハーフ
ミラー６３によって光路を逆に戻って眼底Ea上に導か
れ、指定した測定血管上に常に投射されることになる。

【００３１】測定用レーザー光はダイクロイックミラー
６２により観察光学系３５に結合される前に、レンズ３
８により眼底Eaと共役な位置のアパーチャ３７にスポッ
トを形成し、レンズ３６を経てその共役関係が調節され
ている。従って、検者がフォーカシングレンズ６１を光
軸上に移動させて眼底Eaのピント合せを行うと、テレビ
カメラ６５の撮像面と一次元ＣＣＤセンサ７１の撮像面
が同時に眼底Eaと共役になる。眼底Ea上の血管Evから反
射された測定レーザー光のうち、孔あきミラー３０を直
進する光束はそのまま観察光学系３５に導光され、テレ
ビカメラ６５で測定部位を示す指標として作用する。

【００３２】そして、一部は孔あきミラー３０の後方に
設けられた小ミラー対３２ａ、３２ｂで反射される。図
４は小ミラー対３２ａ、３２ｂ及び照明光束、観察光束
の瞳孔上における配置を示している。小ミラー対３２
ａ、３２ｂによる像Ma、Mbはそれぞれ受光用光束位置を
示し、アパーチャ３３の像PAは観察用光束及び測定用レ
ーザー光の位置を示し、リングスリット２７の透光部の
像PSは照明光束の位置を示している。像Ma、Mbから測定
部位を臨む角が、図１３における測定角αに相当する。
従って、フォトマルチプライヤ４１ａ、４１ｂで受光さ
れた信号を従来例と同様に処理することによって、測定
対象となっている血管内の血流速度を求めることができ
る。

【００３３】図５はテレビモニタ５６で観察される眼底
像Ea’の様子を示し、座標のＡ軸の方向は小ミラー対３
２ａ、３２ｂの中心を結んだ平面と眼底Eaとの交差線の
方向を示している。Ｓは測定用レーザー光の像で測定部
位を示すスポット像である。検者は先ず操作桿５７を操
作し、測定すべき血管Ev上にスポット像Ｓを合致させ
る。このとき、スポット像Ｓは検者の視野に対し中心に
位置したまま固定されており、眼底像Ea’が移動して観
察される。

【００３４】その後にイメージローテータ３１を回転
し、測定する血管Evの血流方向をＡ軸の方向に合致させ
る。これは図１５において、 cosβ＝０とすることを意
味している。即ち、イメージローテータ３１を回転する
と、眼底像Ea’が図の矢印の方向に視野の中心を回転す
る。このように、測定部位が選択されている場合におい
て、血管検出系６７のＣＣＤセンサ７１はＡ軸と直交方
向のＤ軸方向の一次元像を撮像することになる。即ち、
測定中においてはＤ軸方向における血管Evの位置が一定
となるように、イメージスタビライザ３４のガルバノメ
トリックミラー５３が駆動される。

【００３５】従来例で述べたように、速度検出の原理に
よれば血流速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、測定中におい
てＡ軸方向に眼球が移動しても、血管EvはＡ方向にほぼ
平行なため、その測定結果は影響を受けない。しかしな
がら、Ｄ軸方向に移動した場合には、測定用レーザー光
が血管Ev上から逸脱してしまい測定が不可能となる。こ
のため、血管検出系６７とイメージスタビライザ３４は
共同してこのＤ軸方向の一次元トラッキングを行うこと
になる。

【００３６】小ミラー対３２ａ、３２ｂで反射された光
束は、レンズ６７ａ、６７ｂで集光されフォトマルチプ
ライヤ４１ａ、４１ｂで受光される。フォトマルチプラ
イヤ４１ａ、４１ｂの出力は血流速度算出部８１に入力
し血流速度が算出される。なお、この算出は血流速度算
出部８１に入力された同期信号発生回路８７からの同期
信号SSに同期して行われる。

【００３７】図６は血流速度算出部８１のブロック図を
示し、血流速度算出部８１は２つのスペクトルアナライ
ザ１０１ａ、１０１ｂとこれらの信号を受ける信号処理
部１０２とから構成されている。スペクトルアナライザ
１０１ａ、１０１ｂにはそれぞれフォトマルチプライヤ
４１ａ、４１ｂの出力が接続され、信号処理部１０２の
出力は血流量算出部８２、表示部８３に接続されてい
る。

【００３８】フォトマルチプライヤ４１ａ、４１ｂで受
光された光は光電変換され電気信号となり、スペクトル
アナライザ１０１ａ、１０１ｂに送られる。これらでフ
ーリエ変換された信号は、図１４に示すようになってお
り、２つの最大血流量Δfmax１、Δfmax２を信号処理部
１０２で演算し血流速度が算出される。算出された血流
速度は血流量算出部８２や表示部８３へ送られる。

【００３９】図７は血管径算出部８５のブロック図、図
８はそのタイミングチャート図を示し、血管径算出部８
５のコンパレータ１１１にはＣＣＤセンサ７１の出力SG
と基準電圧発生回路１１２の基準電圧出力Veとが接続さ
れ、コンパレータ１１１の出力Waは積分器１１３に接続
され、積分器１１３は血管径信号を出力するようになっ
ている。また、積分器１１３には初期化信号回路１１４
の出力ISが接続され、同期信号発生回路８７の同期信号
SSは、ＣＣＤセンサ７１、初期化信号回路１１４に接続
されている。

【００４０】同期信号発生回路８７からの同期信号SSに
同期して、ＣＣＤセンサ７１から信号SGがコンパレータ
１１１に入力される。コンパレータ１１１は予め定めら
れた基準電圧発生回路１１２からの基準電圧Veと信号SG
とを比較して、その出力を積分器１１３へ入力する。積
分器１１３ではコンパレータ１１１の出力Waを積分し電
位Ｖを得る。この電位Ｖは初期化信号回路１１４からの
信号ISによって各測定毎にクリアされる。クリアされる
直前の積分器１１３の出力電位Ｖが血管径に対応してい
る。

【００４１】このようにして求められた血管径も、血流
速度と同様に血流量算出部８２及び表示部８３へ送られ
る。血流量算出部８２では、血流速度算出部８１、血管
径算出部８５からそれぞれ供給される血流速度と血管径
から血流量を算出する。血流速度、血管径、血流量は、
例えばディスプレイ、プロッタ等のような表示部８３に
表示され、実時間で血管径、血流速度、血流量を観測す
ることが可能である。そして、これらの情報を基にし
て、例えば動脈硬化、糖尿病等の診断に役立てることが
できる。

【００４２】なお、この第１の実施例においては、同期
信号発生回路８７からの同期信号SSを用いて回路の動作
を進行させているが、これをクロック回路に置き換えて
クロック信号により動作を進めてもよい。クロック回路
からのクロック信号は血管径算出部８５と血流速度算出
部８１とに供給され、それぞれ独自の内部カウンタでク
ロック信号を計数して、それぞれの演算のタイミングを
決定する。このとき、算出された血管径と血流速度は、
ほぼ同時間の値となるように内部カウンタを設定してお
けばよい。

【００４３】図９は第２の実施例を示し、第１の実施例
と同様に眼底カメラの型式を利用したものである。タン
グスランプ等の白色照明光源１２１から対物レンズ１２
２に至る光路上には、黄緑色域の光のみを透過させるバ
ンドパスフィルタ１２３、コンデンサレンズ１２４、ミ
ラー１２５、フィールドレンズ１２６、リングスリット
１２７、リレーレンズ１２８、孔あきミラー１２９が配
列されている。孔あきミラー１２９の後方には、３組の
小ミラー１３１ａ、１３１ｂ、１３１ｃ、アパーチャ１
３２、ポジショナ１３３、観察光学系１３４、レンズ１
３５、アパーチャ１３６、レンズ１３７、Ｈｅ−Ｎｅレ
ーザー光を出射する測定用光源１３８が配列されてい
る。

【００４４】ポジショナ１３３には、レンズ１４１、１
４２、ガルバノメトリックミラー１４３、レンズ１４
４、１４５、ガルバノメトリックミラー１４６が順次に
配置されており、ガルバノメトリックミラー１４３、１
４６は操作桿１４７により操作されるようになってい
る。また、ガルバノメトリックミラー１４３の回転軸は
紙面に対し垂直に設定され、この回転軸に直交してガル
バノメトリックミラー１４６の回転軸が設定されてい
る。ポジショナ１３３においては、眼底Eaはレンズ１４
１、１４２によりガルバノメトリックミラー１４３と、
更にレンズ１４４、１４５によりガルバノメトリックミ
ラー１４６と共役にされている。

【００４５】観察光学系１３４には、光路上を移動する
フォーカシングレンズ１５１、ハーフミラー１５２、ハ
ーフミラー１５２の反射方向にレンズ１５３が配列さ
れ、レンズ１５３の結像位置にカラーテレビカメラ１５
４が配置されている。

【００４６】３組の小ミラー１３１ａ、１３１ｂ、１３
１ｃの反射方向には、それぞれ３組のレンズ１６１ａ、
１６１ｂ、１６１ｃ、光検出器である３組のフォトマル
チプライヤ１６２ａ、１６２ｂ、１６２ｃ、更に３組の
信号処理部１６３ａ、１６３ｂ、１６３ｃが配設され、
これらの信号処理部１６３ａ、１６３ｂ、１６３ｃの出
力とテレビカメラ１５４の出力は、プロセッサ１６４を
介してテレビモニタ１６５に接続されている。

【００４７】このような構成を有する眼底血流計におい
て、照明光源１２１から発せられた照明光は、バンドパ
スフィルタ１２３、コンデンサレンズ１２４、ミラー１
２５、フィールドレンズ１２６を介してリングスリット
１２７に光源像として結像される。フィールドレンズ１
２６はその後の光束を効率良く被検眼内に導くためのも
のである。リングスリット１２７の像は、リレーレンズ
１２８により孔あきミラー１２９に一度結像された後
に、対物レンズ１２２により被検眼Ｅの瞳上に結像され
て、眼底Eaをほぼ一様に照明する。眼底Eaからの反射光
は再び対物レンズ１２２を通り孔あきミラー１２９の中
央の孔、アパーチャ１３２を通り、ポジショナ１３３に
入射する。

【００４８】ポジショナ１３３は検者が測定を行う場所
を指定するために操作桿１４７を動かすと、その動きに
合わせて眼底Ea上の測定部位が移動するようになってい
る。即ち、ポジショナ１３３ではレンズ１４１、１４
２、１４４、１４５によりガルバノメトリックミラー１
４３、１４６が眼底Eaと共役関係を持つ構成となってお
り、操作桿１４７を動かすことにより、それぞれのガル
バノメトリックミラー１４３、１４６を回転させて回転
角度を変更し、眼底Ea上の測定部位を縦横方向に移動さ
せることができる。

【００４９】ポジショナ１３３を介して出射した光束は
観察光学系１３４に入射し、観察光学系１３４ではフォ
ーカシングレンズ１５１とレンズ１５３は共働して、カ
ラーテレビカメラ１５４の撮影面に眼底像を結像する。
テレビカメラ１５４の出力は、プロセッサ１６４を介し
てテレビモニタ１６５に眼底像Ea’を表示する。

【００５０】一方、測定用光源１３８から発せられた赤
色のＨｅ−Ｎｅレーザー光はレンズ系１３７、１３５、
アパーチャ１３６で適切な径に設定され、ハーフミラー
１５２により観察系１３４に結合される。また、レンズ
１３７により眼底Eaと共役な位置にあるアパーチャ１３
６にスポットを形成し、レンズ１３５を経て、その共役
関係が調節される。従って、検者がフォーカスレンズ１
５１を光軸上で移動して眼底Eaのピント合わせると、テ
レビカメラ１５４の撮像面と測定光スポットが共役にな
っているので、即座に眼底Eaに焦点が合わせられる。

【００５１】観察系に結合された測定用レーザー光はポ
ジショナ１３３を通過した後に、孔あきミラー１２９を
通り、対物レンズ１２２を介して、眼底Ea上の血管の測
定を行う測定部位を含む領域である測定部に照射され
る。

【００５２】検者はテレビモニタ１６５に出力された黄
緑色の眼底像Ea’を見て装置のアライメントを行い、表
示されている眼底像Ea’と測定用レーザー光による赤色
の測定部位を見ながら、操作桿１４７を操作し測定部位
の選択を行う。つまり、操作桿１４７の操作により、ガ
ルバノメトリックミラー１４３、１４６が駆動され、眼
底Ea上で測定部位が前後左右に移動されるので、測定部
位の指定が可能となる。

【００５３】眼底Eaの血管Evで反射された測定光は、照
明光と同様に対物レンズ１２２、孔あきミラー１２９を
通過し、その一部は３組の小ミラー１３１ａ、１３１
ｂ、１３１ｃで反射された後に、それぞれリレーレンズ
１６１ａ、１６１ｂ、１６１ｃを介し、フォトマルチプ
ライヤ１６２ａ、１６２ｂ、１６２ｃで受光される。ま
た、小ミラー１３１ａ、１３１ｂ、１３１ｃで反射され
ない光は、ポジショナ１３３を経て観察光学系１３４ま
で導かれテレビカメラ１５４に結像され、前述した測定
部位を示す赤色の指標として作用する。

【００５４】３組のフォトマルチプライヤ１６２ａ、１
６２ｂ、１６２ｃによって検出された３方向の散乱光の
強度変化を示す電気的信号は、それぞれＦＦＴを使った
信号処理部１６３ａ、１６３ｂ、１６３ｃによって、ド
ップラーシフト量を示す信号に変換される。この３組の
信号を変換論理を含む信号処理を行うプロセッサ１６４
で処理し、血流速度ベクトルを算出する。算出された血
流速度ベクトルは、テレビモニタ１６５に眼底像Ea’と
重ね合わせ表示したり、血流の絶対速度の時間変化を表
すチャート図等により表示される。

【００５５】図１０は被検眼Ｅにおける測定光の様子を
示し、測定用レーザー光は被検眼Ｅの瞳を瞳通過点I1を
通り、眼底Ea上の測定部位Ａに照射される。この測定用
レーザー光の照射により、検者が指定した測定部位Ａで
散乱反射光が発生する。この散乱反射光は測定部位Ａに
ある血管Ev中を流れる血流の速度ベクトルυが、血液に
よってドップラーシフトした波長の光を含んでおり、同
時に、測定部位Ａにある血管壁や周辺組織からの照射光
と同じ波長の散乱光も含んでいる。

【００５６】方向K1、K2、K3に発射された検出用散乱光
は、それぞれ、被検眼Ｅの瞳上の瞳通過点I2、I3、I4を
通り、小ミラー１３１ａ、１３１ｂ、１３１ｃに導かれ
る。このため、方向ベクトルκi 、κ1 、κ2 、κ3 の
成す角度は小ミラー１３１ａ、１３１ｂ、１３１ｃの位
置関係により固定される。しかし、方向ベクトルκi、
κ1 、κ2 、κ3 と速度ベクトルυとの方向の関係は、
血管Evに対する被検眼Ｅのアライメント、被検眼Ｅの眼
球運動、眼底Eaの起伏、眼底Ea上の指定位置における血
管Evの向き等により全く一定していない。なお、方向ベ
クトル間のなす角度は、ベクトルを合成処理する際の測
定精度が向上するように、瞳通過点I1、I2、I3、I4が形
成する正方形がなるべく瞳全体に内接するように大きく
されている。

【００５７】図１１は血流速度ベクトル算出法について
の説明図であり、眼底Ea上の血管Evの血流の測定部位Ａ
で、方向ベクトルκi の測定光の照射により散乱光が発
生する。この散乱光は測定部位Ａにおける速度ベクトル
υの血流によって、波長がドップラーシフトした光とな
る。また、散乱光は方向ベクトルκ1 、κ2 、κ3 の方
向で観測される。

【００５８】波長のドップラーシフト量Δｆは散乱方向
により異なり、次式で示される。 Δfn＝（κn −κi ）・υ／２π（ｎ＝１、２、３、・・・） …(1)

【００５９】ここで、速度ベクトルυの成分を（υx 、
υy 、υz ）とし、入射光に対する散乱光の方向ベクト
ル（κn −κi ）のＸ、Ｙ、Ｚ方向の成分を（κnx、κ
ny、κnz) とすると、３方向のドップラーシフト量から
血流速度ベクトルの成分は次式のように求められる。

【００６０】 υx ＝{(κ2y・κ3z−κ2z・κ3y)・Δf1 ＋(-κ1y・κ3z＋κ1z・κ3y)・Δf2 ＋（κ1y・κ2z−κ1z・κ2y)・Δf3｝／Ａ υy ＝{(- κ2x・κ3z＋κ2z・κ3x)・Δf1 ＋( κ1x・κ3z−κ1z・κ3x)・Δf2 ＋(-κ1x・κ2z＋κ1z・κ2x)・Δf3｝／Ａ υz ＝{(κ2x・κ3y−κ2y・κ3x)・Δf1 ＋(-κ1x・κ3z＋κ1y・κ3x)・Δf2 ＋（κ1x・κ2y−κ1y・κ2x)・Δf3｝／Ａただし、Ａ＝κ1x・κ2y・κ3z＋κ1y・κ2z・κ3x＋κ1z・κ2x・κ3y −κ1z・κ2y・κ3x−κ1x・κ2z・κ3y−κ1y・κ2x・κ3x …(2)

【００６１】この式(2) は真の血流を表す三次元の速度
ベクトルが、血流計のパラメータとして決定されている
入射光と３つの散乱光のなす方向と、３方向で測定され
た散乱光のドップラーシフト量から算出できることを意
味している。このとき、入射光に対する散乱光の方向が
固定されていれば、測定装置に対して眼底面がどのよう
な角度になっていても、或いは血液がどの方向に流れて
いても、その条件は血流計測のパラメータとして必要と
しない。

【００６２】次に、上記の式(2) を用いずに血流速度を
求める算出法を説明する。血流速度ベクトルυと散乱光
Knのなす角度が９０度に近い場合は、２方向K1、K2の散
乱光受光による速度ベクトルυの絶対量は、「Riva: Ap
plied Optics, Vol.18, No.13, 1 July 1979, pp2301〜
2306」によれば、次の式(3) で求められる。｜υ｜＝λ・(Δf1−Δf2）／（ｎ・α₁₂・ cosβ₁₂） …(3)

【００６３】ここで、λは入射レーザー光の波長、ｎは
眼球内流動媒体の屈折率、α₁₂は方向K1とK2との間の角
度、β₁₂は方向K1とK2のベクトルκ1 、κ2 によって決
まる平面上への速度ベクトルυの投影分と、速度ベクト
ルυとのなす角度である。

【００６４】この式(3) を本発明による３方向の散乱光
を受光する場合に適用すると、血流速度ベクトルυを方
向K1とK2でなす平面と、方向K1とK3でなす平面に投影し
た絶対量｜υ₁₂｜、｜υ₁₃｜は、それぞれ次の式(4) 、
(5) となる。｜υ₁₂｜＝｜υ｜・ cosβ₁₂＝λ・(Δf1−Δf2）／（ｎ・α₁₂） …(4) ｜υ₁₃｜＝｜υ｜・ cosβ₁₃＝λ・(Δf1−Δf3）／（ｎ・α₁₃） …(5)

【００６５】ここで、α₁₃は方向K1とK3との間の角度で
あり、これらの式を用いてプロセッサ１６４で演算処理
を行い、速度ベクトル或いは速度ベクトルの絶対量を求
める。

【００６６】この２つの式(4) 、(5) で表される方向K1
とK2でなす平面と方向K1とK3でなす平面の２平面に投影
した血流速度の成分と、この２平面のなす角度とから速
度ベクトル｜υ｜を求めることができる。即ち、速度ベ
クトルυの絶対量が、血流計のパラメータとして決定さ
れる３方向の散乱光が互いに成す角度と、３方向で測定
された散乱光のドップラーシフト量とから算出できるこ
とを意味している。この場合に、入射方向Kiのベクトル
は演算に必要としない。

【００６７】図１２に示すテレビモニタ１６５上には、
眼底像Ea’と測定された血流値が同時に表示されてい
る。V1は現在測定している血流の速度ベクトルを示して
おり、D1は血流の絶対値が数値で表示されている。更
に、前回及び前々回に指定した測定点での速度ベクトル
がそれぞれV2及びV3に、血流の絶対値がそれぞれD2及び
D3に合わせて表示されている様子を示している。

【００６８】この第２の実施例では、３個の光検出器を
用いて３方向の散乱反射光を検出しているが、１個の光
検出器を用いて、光路切換器を光検出器の前に取り付け
て、時分割によりドップラーシフト量を求めることもで
きる。このときは、光路切換数を増やすことにより３方
向よりも多くの方向の光を検出して、ベクトル合成の最
も精度が上がる方向を選んで、真の血流を測定すること
ができる。

【００６９】

【発明の効果】以上説明したように第１発明に係る眼底
血流計は、血流速算出手段と血管径算出手段とに同期信
号発生手段からの同期信号を供給することにより、血流
速度と血管径とを同時にリアルタイムで算出することが
でき、更に必要に応じてこれらの結果から刻々と変化す
る血流量を算出することができる。また、被検者の眼球
運動により生ずる測定対象血管の移動による測定誤差の
発生、或いは測定不能を回避でき、血流量を正確に測定
することができ、より正確な眼科診断が保証される。

【００７０】また第２発明に係る眼底血流計では、血流
測定時に用いるレーザー照射光及び散乱検出光の光軸
と、被検眼の眼底の血流方向との空間的に占める角度
が、眼底血流測定結果に及ぼす影響を無くすことを可能
にする。これによって、イメージロテータ等の機構が不
必要となり、装置の簡略化が図られ、また各検者毎に血
管方向と測定方向との方向合わせをする必要がなくな
り、ずれによる測定誤差の発生を回避することができる
ので、安価で高精度の眼底血流計が供給できる。また、
眼底血流を測定するのに熟練の必要がなくなり、実際の
多くの医療施設での眼底血流の測定操作が簡単かつ高精
度に実施できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】第１の実施例の構成図である。

【図２】コントローラのブロック回路構成図である。

【図３】タイミングチャート図である。

【図４】照射光束と観察光束の関係を表した説明図であ
る。

【図５】観察眼底像の説明図である。

【図６】血流速度算出部のブロック図である。

【図７】血管径算出部のブロック図である。

【図８】血管径算出部のタイミングチャート図である。

【図９】第２の実施例の構成図である。

【図１０】被検眼と測定光の関係を示す説明図である。

【図１１】流速ベクトル算出の説明図である。

【図１２】テレビモニタ上の眼底像と血流値の説明図で
ある。

【図１３】従来例の３成図である。

【図１４】受光信号の周波数分析のグラフ図である。

【図１５】観察像の説明図である。

【符号の説明】３１イメージローテータ３２ａ、３２ｂ、１３１ａ、１３１ｂ、１３１ｃ小ミ
ラー対３４イメージスタビライザ３５、１３４観察光学系３９、１３８測定用光源５３、５６、１４３、１４６ガルバノメトリックミラ
ー５７、１４７操作桿６１、１５１フォーカシングレンズ６５、１５４テレビカメラ６６、１６５テレビモニタ６７血管検出系７１ＣＣＤセンサ８１血流速度算出部８２血流量算出部８４コントローラ８５血管径算出部８７同期信号発生回路１３３ポジショナ１６３ａ、１６３ｂ、１６３ｃ信号処理部

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】可干渉の測定光を眼底の測定部位へ導く
照射手段と、測定部位からの散乱反射光を集光する集光
手段と、該集光手段により集光された光束を検出する検
出手段と、該検出手段の出力から眼底の血管内を流れる
血液速度を算出する血流速算出手段と、照明光を測定部
位又はその付近へ導く照明手段と、照明部位の像を撮像
面上へ投影する撮像手段と、該撮像手段の出力から血管
径を算出する血管径算出手段と、所定時間内に複数回の
同期信号を発生する同期信号発生手段と、該同期信号発
生手段の出力に基づいて前記血流速算出手段と前記血管
径算出手段とを作用させる制御手段とを備えたことを特
徴とする眼底血流計。
【請求項２】前記撮像手段からの出力を微分する微分
手段と、該微分手段の出力から血管位置を算出する血管
位置算出手段を設けた請求項１に記載の眼圧血流計
【請求項３】眼底血管を撮像する第２の撮像手段を有
し、眼底血管が前記第２の撮像手段に対して相対的に移
動した場合に、前記第２の撮像手段は眼底血管をその移
動量に応じて自動追従するようにした請求項１に記載の
眼底血流計。
【請求項４】前記血流速算出手段及び前記血管径算出
手段の出力に基づいて血流量を算出する手段を設けた請
求項１に記載の眼底血流計。
【請求項５】前記第１の撮像手段と前記第２の撮像手
段との撮像光学系を共用する請求項３に記載の眼底血流
計。
【請求項６】眼底に単一の光ビームを照射し眼底組織
から得られた光束を解析することにより、眼底組織の血
流状態を測定する眼底血流計において、可干渉光を発生
する光源からの光束を測定部位に照射する照射手段と、
測定部位から得られた光束を方向ベクトルが同一平面に
ない少なくとも３方向で独立に検出する検出手段と、該
検出手段の出力信号から血流速度に対応するドップラー
シフト成分を求める第１の信号処理手段と、測定部位か
ら得られた少なくとも３方向の前記光束のドップラーシ
フト成分と測定部位から得られた前記光束の検出方向の
情報とから血管における血流速度ベクトル又はその絶対
量を求めるための第２の信号処理手段とを備えたことを
特徴とする眼底血流計。
【請求項７】測定部位から得られた前記光束は散乱反
射光又は他の発光とした請求項６に記載の眼底血流計。
【請求項８】前記第１の信号処理手段は、血流により
ドップラーシフトした波長の光束と、血管壁又は周辺組
織から散乱されかつ照射光と同じ波長を有する光束とに
より生ずるビート波を検出し、その結果得られるドップ
ラーシフト成分を求めるようにした請求項６に記載の眼
底血流計。
【請求項９】前記検出手段は眼底組織からの前記光束
を検出する方向に対応して、その方向の数と同じ数だけ
設けた請求項６に記載の眼底血流計。
【請求項１０】前記検出手段と前記第１及び第２の信
号処理手段は一対とし、眼底組織からの前記光束を検出
する方向を切換えることにより、前記検出手段に信号を
導く切換機構を設けた請求項６に記載の眼底血流計。
【請求項１１】測定された前記血流速度ベクトルを眼
底像と重ね合わせて画像表示器上に表示する請求項６に
記載の眼底血流計。
【請求項１２】測定部位に照射する可干渉光と、測定
部位から得られ分解された３方向の前記光束の計４つの
光軸を、瞳上でほぼ正方形に配置するようにした請求項
６に記載の眼底血流計。