(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検眼に対向する対物レンズと、該対物レンズを介して被検眼内の被検物の検査のために検査光を照射する照射手段と、前記対物レンズを介して前記検査光による被検物からの反射光を受光する受光手段と、該受光手段の出力に基づいて被検物の特性を算出する特性算出手段と、前記対物レンズによって作られる被検眼瞳と略共役な位置に配置し前記対物レンズの光軸に垂直な方向の軸を中心に回転する回転ミラーにより前記検査光を被検眼の所定位置に導く光束偏向器とを有する眼科検査用光束偏向装置において、 前記回転ミラーは前記検査光を反射する第１反射面と、前記対物レンズにより集光された前記反射光を反射し前記受光手段に偏向する第２反射面を有する両面ミラーであり、被検眼瞳との共役面において被検眼瞳を前記対物レンズの光軸を含む第１の領域とそれ以外の第２の領域とに分離するように配し、かつ前記両面ミラーの第１反射面で反射した前記検査光の反射方向における前記対物レンズの光軸と同軸に配した被検眼瞳を略等倍で結像する反射型リレー光学系を有し、前記検査光が前記両面ミラーの第１反射面上の前記対物レンズの光軸外の領域で反射し、前記反射型リレー光学系により再び前記両面ミラーを配した被検眼共役面の前記第２の領域に偏向し、前記両面ミラーを介さずに前記対物レンズに向かうようにすると共に、前記受光手段内の被検眼瞳と略共役な平面上における受光光束を前記受光手段の光学系光軸上に配し、前記受光手段内の被検眼瞳の瞳共役面から前記対物レンズを構成するレンズ面までを反射面とみなし、前記第２の領域を通り前記反射型リレー光学系に至る光学系において、前記瞳共役面の共役位置の光軸上に遮光部材を設けたことを特徴とする眼科検査用光束偏向装置。
【請求項２】
前記対物レンズと前記両面ミラーの間にイメージローテータを配置したことを特徴とする請求項１に記載の眼科検査装置用光束偏向装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、対物レンズを介して被検物に検査光を照射し、かつその反射光を再び対物レンズを介し受光する眼科検査用光束偏向装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
近年の眼科機器のコンフォーカル走査型眼底カメラのような光学装置においては、被検物に照射される検査用光束の光路が二次元に走査を行い、その反射光をその光路とほぼ同じ光路に戻し、同一の走査部材を用い再びその走査を相殺するような光束偏向手段が利用されている。より一般的には、コンフォーカル走査型の顕微鏡においても同様のものが用いられたり、又は治療用レーザー装置でその治療部位の情報をも同時に取り込むようなものにも利用が進んでいる。
【０００３】
このような光束偏向器の代表例として、特表平６−５０１１６６号公報が知られている。この装置は図７に示すように、検査用光路と反射光路のクロストークを防ぐために、回転可能な第１の両面ミラー１、第２の両面ミラー２を有している。
【０００４】
発光器３からの検査用光束は光軸Laに沿って進み、第１の両面ミラー１の第１面１ａで反射し、ミラーレンズ４、ミラー５、ミラーレンズ６を介して第２の両面ミラー２の第１面２ａで反射された後に、対物レンズ７により被検眼Ｅへ向けて照射される。一方、被検眼Ｅにおいて反射された反射光は光路Lbに沿って受光されるが、それは対物レンズ７で受光された後に、第１の第１の両面ミラー１の第２面１ｂ、第２の両面ミラー２の第２面２ｂでその偏向角が相殺された形で、図示しない受光素子へ向かうように構成されている。
【０００５】
即ち、対物レンズ７以外では、両光束は完全に分離した状態で偏向が行われるのである。このような光束偏向器を有する眼科装置としては、例えば米国特許公報５１０６１８４号に記載されているように、被検眼の眼圧の血管内を流れる血流速度を計測する眼底血流計が知られている。
【０００６】
その測定原理を図８〜図１０を用いて説明すると、光路K1上には照明光学系が配置されており、照明用光源１１からの白色光束は孔あきミラー１２で反射され、スリット１３、レンズ１４、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１５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１２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レーザー光源１６が配置されており、測定用レーザー光源１６からの測定光は孔あきミラー１２の中央の開孔部を通り、照明用光源１１からの光束と同軸にされ、スリット１３、レンズ１４、コンタクトレンズ１５を介して眼底Eaを点状に照射する。
【０００７】
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１７ａ、１７ｂを通り、ミラー１８ａ、１８ｂ、ミラー１９ａ、１９ｂで反射され、接眼レンズ２０ａ、２０ｂ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２０ａ、２０ｂを覗いて眼底Eaを観察しながら測定部位を選択する。
【０００８】
図９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Io内において、測定対象となる血管Evと接眼レンズ２０ａ、２０ｂ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１６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１６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２１ａ、２１ｂを介してフォトマルチプライヤ２２ａ、２２ｂに受光される。
【０００９】
この受光信号は血管Ev内を流れる血流により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、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。
【００１０】
図１０はフォトマルチプライヤ２２ａ、２２ｂ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、次の式(1) で表すことができる。
Δfmax＝（κs −κi)・υ                                …(1)
【００１１】
従って、フォトマルチプライヤ２２ａ、２２ｂ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、次式で表すことができる。
Vmax＝｛λ／（ｎ・α)}・｜Δfmax1 −Δfmax2 ｜／ cosβ  …(2)
【００１２】
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。
【００１３】
また、図９に示す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。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述のこの種の光束偏向手段においては、検査光と反射光が共用する対物レンズ６によるフレアを考慮する必要がある。その他の光路については、光路の分離がなされており、特に光束偏向器として作用する両面ミラーは各面が各光束に割り当てられ、そこで発生するクロストークは十分に抑制されているが、この対物レンズ６によるクロストークに対する処理も必要である。
【００１５】
このことは、特に反射率の非常に低い被検物を対称とする装置にとって重要であり、その代表例は被検物が被検眼内にある眼科装置である。眼科装置においては、被検物は被検眼前眼部の中間透光体であったり眼底であり、これらの反射率は極めて低いことはよく知られている。
【００１６】
本発明の目的は、反射率の低い被検眼内の被検物でも正確に測定し得る眼科検査用光束偏向装置を提供することにある。
【００１７】
【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科検査用光束偏向装置は、被検眼に対向する対物レンズと、該対物レンズを介して被検眼内の被検物の検査のために検査光を照射する照射手段と、前記対物レンズを介して前記検査光による被検物からの反射光を受光する受光手段と、該受光手段の出力に基づいて被検物の特性を算出する特性算出手段と、前記対物レンズによって作られる被検眼瞳と略共役な位置に配置し前記対物レンズの光軸に垂直な方向の軸を中心に回転する回転ミラーにより前記検査光を被検眼の所定位置に導く光束偏向器とを有する眼科検査用光束偏向装置において、 前記回転ミラーは前記検査光を反射する第１反射面と、前記対物レンズにより集光された前記反射光を反射し前記受光手段に偏向する第２反射面を有する両面ミラーであり、被検眼瞳との共役面において被検眼瞳を前記対物レンズの光軸を含む第１の領域とそれ以外の第２の領域とに分離するように配し、かつ前記両面ミラーの第１反射面で反射した前記検査光の反射方向における前記対物レンズの光軸と同軸に配した被検眼瞳を略等倍で結像する反射型リレー光学系を有し、前記検査光が前記両面ミラーの第１反射面上の前記対物レンズの光軸外の領域で反射し、前記反射型リレー光学系により再び前記両面ミラーを配した被検眼共役面の前記第２の領域に偏向し、前記両面ミラーを介さずに前記対物レンズに向かうようにすると共に、前記受光手段内の被検眼瞳と略共役な平面上における受光光束を前記受光手段の光学系光軸上に配し、前記受光手段内の被検眼瞳の瞳共役面から前記対物レンズを構成するレンズ面までを反射面とみなし、前記第２の領域を通り前記反射型リレー光学系に至る光学系において、前記瞳共役面の共役位置の光軸上に遮光部材を設けたことを特徴とする。
【００１９】
【発明の実施の形態】
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３１から被検眼Ｅと対向する対物レンズ３２へ至る照明光路上には、コンデンサレンズ３３、例えば黄色域の波長光のみを透過するバンドパスフィルタ付のフィールドレンズ３４、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３５、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３６、リレーレンズ３７、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３８、リレーレンズ３９、被検眼Ｅの角膜近傍と共役に設けられた遮光部材４０、孔あきミラー４１、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４２が順次に配列されている。
【００２０】
孔あきミラー４１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４３、リレーレンズ４４、スケール板４５、光路中に挿脱自在な光路切換えミラー４６、接眼レンズ４７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４６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４８、ＣＣＤカメラ４９が配置されており、ＣＣＤカメラ４９の出力は液晶モニタ５０に接続されている。
【００２１】
バンドパスミラー４２の反射方向の光路上には、イメージローテータ５１、紙面に垂直な方向に回転軸を有するガルバノメトリックミラー５２が配置され、ガルバノメトリックミラー５２の右側反射面５２ａの反射方向には第２のフォーカシングレンズ５３が配置され、左側反射面５２ｂの反射方向にはレンズ５４、光路に沿って移動自在なフォーカスユニット５５が配置されている。なお、レンズ５４の前側焦点面は被検眼Ｅの瞳孔と共役関係にあり、この焦点面に光束偏向器である例えばガルバノメトリックミラー５２が配置されている。
【００２２】
また、ガルバノメトリックミラー５２の後方には、光路長補償半月板５６、光路中に遮光部を有する黒点板５７、凹面ミラー５８が配され、ガルバノメトリックミラー５２の右側反射面５２ａで反射されず通過する光束を左側反射面５２ｂへ導くリレー光学系を構成している。
【００２３】
フォーカスユニット５５においては、レンズ５４と同一光路上に、ダイクロイックミラー５９、集光レンズ６０が順次に配列され、ダイクロイックミラー５９の入射方向の光路上にはマスク６１、ミラー６２が配置されており、このフォーカスユニット５５は一体的に矢印で示す方向に移動可能とされている。
【００２４】
集光レンズ６０の入射方向の光路上には、固定ミラー６３、光路から退避可能な光路切換えミラー６４が平列して配置され、光路切換えミラー６４の入射方向の光路上には、コリメータレンズ６５、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６６が配列されている。光路切換えミラー６４が光路上にないときは、レーザーダイオード６６からの測定光は集光レンズ６０に直接入射し、光路上にあるときは光路切換えミラー６４、固定ミラー６３を介して集光レンズ６０に入射するようになっている。更に、ミラー６２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６７、高輝度の緑色光を発するトラッキング用光源６８が配列されている。
【００２５】
ガルバノメトリックミラー５２の右側反射面５２ａの反射方向の光路上には、光路に沿って移動自在なフォーカシングレンズ５３、ダイクロイックミラー６９、フィールドレンズ７０、拡大レンズ７１、イメージインテンシファイヤ付の一次元ＣＣＤ７２が順次に配列され、血管検出系が構成されている。
【００２６】
また、ダイクロイックミラー６９の反射方向の光路上には、結像レンズ７３、共焦点絞り７４、被検眼Ｅの瞳孔とほぼ共役に設けられたミラー対７５ａ、７５ｂが配置され、ミラー対７５ａ、７５ｂの反射方向にはそれぞれフォトマルチプライヤ７６ａ、７６ｂ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７５ａ、７５ｂの反射光路、トラッキング用光源６８の出射方向の測定光路、レーザーダイオード６６からマスク６１に至る光路はそれぞれ紙面に直交している。
【００２７】
更に、装置全体を制御するためのシステム制御部７７が設けられ、このシステム制御部７７には検者が操作する入力手段７８、フォトマルチプライヤ７６ａ、７６ｂの出力がそれぞれ接続されており、システム制御部７７の出力はガルバノメトリックミラー５２を制御するミラー制御回路７９、光路切換えミラー６４にそれぞれ接続されている。また、ミラー制御回路７９には一次元ＣＣＤ７２の出力が血管位置検出回路８０を介して接続されている。
【００２８】
使用に際して、観察用光源３１から発した白色光はコンデンサレンズ３３を通り、バンドパスフィルタ付のフィールドレンズ３４により黄色の波長光のみが透過され、リングスリット３５、遮光部材３６、リレーレンズ３７を通り、透過型液晶板３８を背後から照明し、リレーレンズ３９、遮光部材４０を通って孔あきミラー４１で反射され、黄色域の波長光のみがバンドパスミラー４２を透過し、対物レンズ３２を通り、被検眼Ｅの瞳孔上で眼底照明光束像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。
【００２９】
このとき、透過型液晶板３８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３５、遮光部材３６、４０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。
【００３０】
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束Ｏとして取り出され、孔あきミラー４１の中心の開口部、フォーカシングレンズ４３、リレーレンズ４４を通り、スケール板４５で眼底像Ea’として結像した後に、光路切換えミラー４６に至る。ここで、光路切換えミラー４６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４７を介して眼底像Ea’が観察可能となり、一方、光路切換えミラー４６が光路に挿入されているときは、スケール板４５上に結像された眼底像Ea’がテレビリレーレンズ４８によりＣＣＤカメラ４９上に再結像され、液晶モニタ５０に映出される。
【００３１】
この眼底像Ea’を接眼レンズ４７又は液晶モニタ５０を介して観察しながら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４７による観察の場合は、一般的に液晶モニタ５０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５０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４９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に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。
【００３２】
レーザーダイオード６６を発した測定光はコリメータレンズ６５によりコリメートされ、光路切換えミラー６４が光路に挿入されている場合には、測定光は光路切換えミラー６４、固定ミラー６３でそれぞれ反射され、集光レンズ６０の下方を通過し、光路切換えミラー６４が光路から退避している場合には、測定光は直接集光レンズ６０の上方を通過し、それぞれダイクロイックミラー５９を透過する。
【００３３】
一方、トラッキング用光源６８から発したトラッキング光は、ビームエクスパンダ６７により縦横異なる倍率でビーム径が拡大され、ミラー６２で反射された後に整形用マスク６１で所望の形状に整形され、ダイクロイックミラー５９で反射されて上述の測定光と重畳される。このとき、測定光は集光レンズ６０によりマスク６１の開口部中心と共役な位置にスポット状に結像されている。
【００３４】
更に、測定光とトラッキング光はレンズ５４を通ってガルバノメトリックミラー５２の左側反射面５２ｂで一旦反射され、黒点板５７を通った後に、凹面ミラー５８において反射され、再び黒点板５７、光路長補正用半月板５６を通りガルバノメトリックミラー５２に戻される。ここで、ガルバノメトリックミラー５２は被検眼Ｅの瞳と共役な位置に配されており、その形状は瞳上において例えば図２の破線Ｍで示した非対称な形状となされている。そして、凹面ミラー５８、黒点板５７、光路長補償半月板５６は光軸上に同心に配置され、かつ共働してガルバノメトリックミラー５２の左側反射面５２ｂと右側反射面５２ａとを−１倍で結像するリレー系の機能が与えられている。
【００３５】
従って、光路切換えミラー６４の光路中への挿入、退避により、ガルバノメトリックミラー５２の像Ｍの裏側の図２中のP1、P1' の何れかの位置で反射された両光束は、今度はガルバノメトリックミラー５２の切欠部に位置するP2、P2' の位置に戻されることになり、ガルバノメトリックミラー５２で反射されることなくイメージローテータ５１へ向かうことになる。イメージローテータ５１を経て、バンドパスミラー４２により対物レンズ３２へ偏向された両光束は、対物レンズ３２を介して被検眼Ｅの眼底Eaに照射される。なお、光路長補償半月板５６はガルバノメトリックミラー５２の左側反射面５２ｂ、右側反射面５２ａの位置がそのミラー厚によって図面上で上下方向へのずれが生ずることを補正するためのものであり、イメージローテータ５１へ向かう光路中にのみ作用するが、必ずしも不可欠なものではない。
【００３６】
このように、測定光とトラッキング光はガルバノメトリックミラー５２の左側反射面５２ｂ内で反射されて、再び戻されるように対物レンズ３２の光軸から偏心した状態でガルバノメトリックミラー５２に入射が行われ、その結果として図２に示すように、瞳孔上でスポット像P2又はP2' として結像した後に眼底Eaを点状に照射している。
【００３７】
眼底Eaでの散乱反射光は再び対物レンズ３２で集光され、バンドパスミラー４２で反射されてイメージローテータ５１を通り、ガルバノメトリックミラー５２の右側反射面５２ａで反射され、フォーカシングレンズ５３を通り、ダイクロイックミラー６９において測定光とトラッキング光とが波長により分離される。
【００３８】
トラッキング光はダイクロイックミラー６９を透過し、フィールドレンズ７０、結像レンズ７１により一次元ＣＣＤ７２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ＣＣＤ７２で撮像された血管像Ev' に基づいて、血管位置検出回路８０において血管像Ev' の移動量を表すデータが作成され、ミラー制御回路７９に出力される。ミラー制御回路７９はこの移動量を補償するように、ガルバノメトリックミラー５２を駆動する。
【００３９】
一方、測定光はダイクロイックミラー６９により反射され、結像レンズ７３、共焦点絞り７４の開口部を経てミラー対７５ａ、７５ｂでそれぞれ反射され、それぞれフォトマルチプライヤ７６ａ、７６ｂで受光される。フォトマルチプライヤ７６ａ、７６ｂの出力はそれぞれシステム制御部７７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。
【００４０】
このとき、バンドパスミラー４２の分光特性のため、観察用光源３１からの照明光は一次元ＣＣＤ７２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ＣＣＤ７２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。
【００４１】
図２には被検眼Ｅの瞳孔上の各光束の配置を合わせて示してあるが、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３５の像、Ｏは眼底観察光束で孔あきミラー４１の開口部の像、Ｖは測定／血管受光光束で、ガルバノメトリックミラー５２の左右反射面５２ｂ、５２ａ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７５ａ、７５ｂによる像である。P1、P2、P1’、P2' は測定光の入射位置で光路切換ミラー６４を切換えることによって選択される測定用であるスポット像であり、鎖線で示す領域Ｍはガルバノメトリックミラー５２の像であることは前述した通りである。
【００４２】
一次元ＣＣＤ７２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７５ａ、７５ｂ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７６ａ、７６ｂで受光する。眼底観察光光束Ｏに比べて測定／血管受光光束Ｖを大きくしているのは、一次元ＣＣＤ７２の方が眼底観察光学系のＣＣＤカメラ４９よりも眼底Eaの結像倍率が大きいので、一次元ＣＣＤ７２上での像面照度が確保し難いためである。
【００４３】
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となる。
【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４２を透過し、孔あきミラー４１の背後の眼底観察光学系に導かれ、図３に示すように、トラッキング光はスケール板４５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。
【００４５】
これらの像は接眼レンズ４７又は液晶モニタ５０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P2又はP2' が重畳して観察されており、インジケータＴは入力手段７８の操作桿等の操作部材により、眼底像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４５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。
【００４６】
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７８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３８、フォーカシングレンズ４３、５３、フォーカスユニット５５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３８、スケール板４５、一次元ＣＣＤ７２、共焦点絞り７４は同時に眼底Eaと共役になる。
【００４７】
このときの共焦点絞り７４は、所望の血管Evにピントを合わせるためのものであり、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S1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S2で表す。測定用のレーザーダイオード６６からの光束はミラー８１に下方から入射し、左右方向へ反射されて測定部位S1を照射する。測定部位S1での反射光は、ミラー対７５ａ、７５ｂと同等の受光方向を決定する機能を有する開口８２を通過して、レンズ８３により測定部位S1に共役とされ、小孔８４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S2での反射光は、実線で示す測定部位S1で反射された光束と同様にレンズ８３により結像されるが、小孔８４を通ることができないためフォトマルチプライヤで受光されることはない。
【００４８】
このように本実施例では、上述の小孔８４と同様の機能を有する共焦点絞り７４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７６ａ、７６ｂ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。
【００４９】
ピント合わせが終了した後に、検者は入力手段７８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４５のスケールＳ内へ移動する。そして図５に示すように、入力手段７８によりイメージローテータ５１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が垂直になるようにする。
【００５０】
このとき、眼底観察光はイメージローテータ５１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P2、P2' 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。
【００５１】
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、β＝０°とすることにより、次の(a) 〜(c) の利点が生ずる。
【００５２】
(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。
【００５３】
(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。
【００５４】
(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。
【００５５】
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、レーザーダイオード６６からの測定光が測定部位の血管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５９の背後の血管検出系とガルバノメトリックミラー５２により、この一方向のみのトラッキングを行っている。
【００５６】
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ＣＣＤ７２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。
【００５７】
本実施例では、トラッキング光の長手方向に一次元ＣＣＤ７２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わ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ＣＣＤ７２にはインジケータＴで指示された眼底像Ea’が拡大して撮像されている。
【００５８】
角度合わせが終了した後に入力手段７８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７８を操作して、トラッキングの開始を入力する。
【００５９】
入力手段７８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ミラー制御回路７９に入力されると、血管位置検出回路８０において、一次元ＣＣＤ７２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。そして、ミラー制御回路７９によりこの移動量に基づいてガルバノメトリックミラー５２が駆動され、一次元ＣＣＤ７２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。
【００６０】
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。従って、本実施例においても、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。
【００６１】
しかし、図２に示すように被検眼Ｅの瞳孔上において、入射光は原点から偏心しているガルバノメトリックミラー５２の切欠部を通過して眼底Eaを照射しており、一方で受光光は原点を中心とする測定／血管受光光束の瞳Ｖを通過し、ガルバノメトリックミラー５２の右側反射面５２ａで反射されて受光される。このように、ガルバノメトリックミラー５２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。
【００６２】
このように、１個の両面研磨されたガルバノメトリックミラー５２の左右反射面５２ｂ、５２ａ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い、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。
【００６３】
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P2、P2' を通過するようにし、トラッキング光はスポット像P2、P2' 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P2、P2' 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P2、P2' 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。
【００６４】
ここで、ｙ軸方向への変位ｙは、ガルバノメトリックミラー５２の左右反射面５２ｂ、５２ａ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３５、遮光部材３６、４０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。
【００６５】
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ている。
【００６６】
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。
【００６７】
もう１つのノイズとして、測定光、トラッキング光の対物レンズ３２による反射光の存在が考えられる。これは、両光束の対物レンズ３２の両面からの反射戻り光が、図２の測定／血管受光光束の瞳Ｖへ混入するノイズ光である。
【００６８】
本実施例では、これを除去するための測定光、トラッキング光が、ガルバノメトリックミラー５２の左側反射面５２ｂ、５２ａで偏向された後の光路中に、光軸上に上遮光領域を有する黒点板５７が設けられている。その遮光領域の位置と大きさは次のように決定される。即ち、受光瞳Ｖを仮想物体として把え、これをガルバノメトリックミラー５２の右側反射面５２ａに想定する。そして、イメージローテータ５１、バンドパスミラー４２を経由して、対物レンズ３２の何れかの一面で反射し、再びバンドパスミラー４２、イメージローテータ５１、光路長補償用半月板５６を経由して凹面鏡４８で反射し、ガルバノメトリックミラー５２に戻る光学系によって、その仮想物体の結像する位置と大きさをその遮光領域の基準としている。
【００６９】
このように構成することにより、両光束がガルバノメトリックミラー５２に対し何れの方向に偏向されていても、受光瞳Ｖへ混入することを防止できることになる。ここで重要なことはイメージローテータ５１の存在であって、受光瞳Ｖの像はイメージローテータ５１の回転により、その回転面の２倍回転する。従って、仮に受光瞳Ｖがその光軸上に存在しないとすると、遮光しなくてはならない領域は、その偏心によって生ずる移動領域の全てをカバーしなくてはならず、必然的に大きくなってしまう。
【００７０】
本実施例では、これを避けるために受光瞳Ｖは光軸上に設けられているが、このためにガルバノメトリックミラー５２の形状が図２に示すようにその光軸とスポット像P2、P2' をカバーするような特殊な形状となされている。また、本実施例においては、構造の単純化のため、対物レンズ３２の第１面、第２面のそれぞれの反射光を除去するための遮光部材を平行平面板の第１面、第２面のそれぞれに設け、単一部材により２つの反射光を除去する構成としている。
【００７１】
検者はトラッキング開始を確認した後に、入力手段７８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７７により光路切換えミラー６４が光路に挿入され、先ず被検眼Ｅの瞳孔上のスポット像P1、P1' の位置から入射した光束がフォトマルチプライヤ７６ａ、７６ｂに受光され、この受光信号がシステム制御部７７に取り込まれ、最大周波数シフト｜Δfmax1 ｜、｜Δfmax2 ｜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７６ａ、７６ｂからの出力信号の処理結果である。
【００７２】
このとき、入射される光束はスポット像P1、P1' 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は従来例の式(2) 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 ｜＋｜Δfmax2 ||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、この状態で先の式(2) による最大速度Vmaxを算出した後に、システム制御部７７により光路切換えミラー６４を光路中から退避し、被検眼Ｅの瞳孔上のスポット像P1、P2' の位置から光束を入射させて測定を行う。
【００７３】
瞳孔上のスポット像P2、P2' の位置は、図２に示すように他方のスポット像P1、P1' 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P1、P1' とP2、P2' 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。
【００７４】
入射光位置をスポット像P1、P1' から、このように選択したスポット像P2、P2' に切換えた後に、再びシステム制御部７７は２つのフォトマルチプライヤ７６ａ、７６ｂ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、式(2) に従って最大速度Vmaxを算出する。
【００７５】
このときの最大速度VmaxをVmax’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。
【００７６】
従って、システム制御部７７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。
【００７７】
本実施例においては、最大速度VmaxとVmax’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式(2) 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。
【００７８】
以上の説明においては、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行ったが、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。
【００７９】
【発明の効果】
以上説明したように本発明に係る眼科検査用光束偏向装置によれば、用意した遮光部材は光束偏光器である両面ミラー以後に、かつ照射光束光路中に設置したため、その対物レンズとの相対位置は両面ミラーの偏向角によらず、その配置を一義的に定めることが可能である。また、リレー光学系は対物レンズと共軸であり、かつ受光系の瞳も軸上領域であるため、遮光領域を軸対称に配置可能となり、極小化することが可能となる。このことによって、照射光束がけられることなく、被検物上を自由に照射することが可能となる。
【００８０】
また、反射光の光路を対物レンズの光軸上に設定し、かつリレー光学系を共軸系とすることにより、対物レンズによって発生するフレアの発生する領域をリレー系の光軸上のごく小領域に限定させ、そこに遮光手段を設けることにより、対物レンズにより発生するフレアを効率良く抑制できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】光束偏向装置を有する眼底血流計の構成図である。
【図２】瞳上の光束配置図である。
【図３】検者視野の説明図である。
【図４】コンフォーカル絞りの説明図である。
【図５】検者視野の説明図である。
【図６】検者視野の説明図である。
【図７】従来例の光束偏向器の説明図である。
【図８】測定原理の説明図である。
【図９】眼底像の説明図である。
【図１０】受信信号のグラフ図である。
【符号の説明】
３１  観察用光源
４１  孔あきミラー
４２  バンドパスミラー
４９  ＣＣＤカメラ
５０  液晶モニタ
５１  イメージローテータ
５２  ガルバノメトリックミラー
５５  フォーカスユニット
５６  光路長補償半月板
５８  凹面ミラー
５９、６９  ダイクロイックミラー
６６  レーザーダイオード
６８  トラッキング用光源
７２  一次元ＣＣＤ
７６ａ、７６ｂ  フォトマルチプライヤ
７７  システム制御回路
８０  血管位置検出回路
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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