(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検眼の眼底上の血管に可干渉の測定光を照射する測定光照射手段と、前記測定光が血管内粒子により散乱される信号光及び血管壁から散乱される参照光を、異なる２方向から受光し測定データに変換する検出手段と、被検眼の補助データを入力するデータ入力手段と、入力した前記補助データを記憶する記憶手段と、前記測定データ及び前記補助データに基づいて眼底血管に関する測定値を算出する演算手段とを備え、該演算手段は前記データ入力手段から入力がある場合には入力された前記補助データに基づいて前記測定値を算出し、入力がない場合には前記記憶手段に記憶している標準的な補助データに基づいて前記測定値を算出することを特徴とする眼底検査装置。
【請求項２】
前記眼底血管に関する測定値は、血流速度又は血管径又は血流量或いはこれらの組合わせとしたことを特徴とする請求項１に記載の眼底検査装置。
【請求項３】
前記補助データは屈折異常値、眼軸長、角膜曲率の少なくとも１つを含むことを特徴とする請求項１に記載の眼底検査装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検眼の眼底上の血管を検査する眼底検査装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来から、眼底血流計においては、血流の最大速度Ｖｍａｘを求め、更に眼底写真から測定対象とする血管の血管径を計測し、この両者から血流量を求めており、血流の最大速度Ｖｍａｘは、２つの受光器で受光した受光信号から算出された周波数の最大シフトはΔｆｍａｘ１  、Δｆｍａｘ２  、レーザーの波長はλ、測定部位の屈折率はｎ、眼内での２つの受光光軸のなす角度はα、眼内で２つの受光光軸がつくる平面と血流の速度ベクトルとのなす角度はβとすると、次式から求めることができる。
Ｖｍａｘ＝｛λ／（ｎ・α）｝・｛｜｜Δｆｍａｘ１  ｜−｜Δｆｍａｘ２  ｜｜／  ｃｏｓβ｝  …（１）
【０００３】
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て眼底上の任意の部位の血流を測定することができ、２つの受光光軸がつくる平面と眼底との交線と、血流の速度ベクトルとのなす角βを一致させることにより、β＝０°となって真の血流速度を測定することができる。
【０００４】
式（１）  中の各パラメータの内、λ、ｎは既知の定数であり、Δｆｍａｘ１  、Δｆｍａｘ２  は測定値であるのに対し、αは装置定数の他に被検者の屈折異常値、眼軸長、角膜曲率の少なくとも１つを使用して算出されるパラメータである。
【０００５】
一方、眼底の血管径に関しては、一次元ＣＣＤで撮像された血管の画像信号から仮の血管径を算出し、更に屈折異常値、眼軸長、角膜曲率の内の何れか２つを使用して推定される結像倍率により、例えばリットマンの方法を利用して補正を行って血管径が算出される。また、血流量は被血管が円筒であり、血管内血流がポアズエの流れであると仮定して、最大血流速と血管径を使用して算出している。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来例の眼底血流計においては、測定データから血流速度等の計算結果を得るためには、必要な被検者の屈折異常値、眼軸長、角膜曲率等の補助データを予め入力しておくか、又は標準値として装置に記憶させておき、測定時だけに計算結果が得られるような構成になっており、任意の時期に解析者がこれらの補助データを入力することは不可能であり、血流量算出のために血管径の同時測定を行う場合も同様の問題が生ずる。従って、血流の測定を精度良く行うためには予め補助データを測定しておく必要があり、例えば緊急の測定を行う場合に対処ができないという問題がある。
【０００７】
本発明の第１の目的は、上述の問題点を解消し、解析者が入力手段から入力した被検者の補助データを使用して、被検眼の測定データから測定値を演算する眼底検査装置を提供することにある。
【０００８】
本発明の第２の目的は、解析者が測定前後の任意の時期に入力手段により入力した新規補助データを使用して，新たに測定値を再計算できる眼底検査装置を提供することにある。
【０００９】
【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検査装置は、被検眼の眼底上の血管に可干渉の測定光を照射する測定光照射手段と、前記測定光が血管内粒子により散乱される信号光及び血管壁から散乱される参照光を、異なる２方向から受光し測定データに変換する検出手段と、被検眼の補助データを入力するデータ入力手段と、入力した前記補助データを記憶する記憶手段と、前記測定データ及び前記補助データに基づいて眼底血管に関する測定値を算出する演算手段とを備え、該演算手段は前記データ入力手段から入力がある場合には入力された前記補助データに基づいて前記測定値を算出し、入力がない場合には前記記憶手段に記憶している標準的な補助データに基づいて前記測定値を算出することを特徴とする。
【００１１】
【発明の実施の形態】
本発明を図示の実施例に基づいて詳細に説明する。
図１は実施例の眼底血流計の構成図を示し、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１から被検眼Ｅと対向する対物レンズ２へ至る照明光路上には、コンデンサレンズ３、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４、被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐとほぼ共役なリングスリット５、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６、リレーレンズ７、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８、リレーレンズ９、被検眼Ｅの角膜近傍と共役な遮光部材１０、孔あきミラー１１、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１２が順次に配列され、照明光学系が構成されている。なお、リングスリット５、遮光部材６、１０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、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。
【００１２】
孔あきミラー１１の背後には観察光学系が構成されており、光路に沿って移動自在な第１のフォーカシングレンズ１３、リレーレンズ１４、スケール板１５、光路中に挿脱自在な光路切換ミラー１６、接眼レンズ１７が順次に配列され、検者眼ｅに至っている。光路切換ミラー１６の反射方向の光路上には、テレビリレーレンズ１８、ＣＣＤカメラ１９が配置されており、ＣＣＤカメラ１９の出力は液晶テレビモニタ２０に接続されている。
【００１３】
バンドパスミラー１２の反射方向の光路上には、イメージローテータ２１、上下両面が共に研磨され紙面に垂直な回転軸を有し被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐに共役なガルバノメトリックミラー２２、光路の片側に配置された光路長補償半月板２３、光路中に遮光部を有する黒点板２４、凹面鏡２５が順次に配列されており、凹面鏡２５、黒点板２４、光路長補償半月板２３は光路上に同心に配列され、ガルバノメトリックミラー２２の下側反射面２２ａに反射されないで通過する光束を、共働してガルバノメトリックミラー２２の上側反射面２２ｂに導くためのリレー光学系が構成されている。なお、光路長補正用半月板２３は、ガルバノメトリックミラー２２のミラー厚によって生ずる上側反射面２２ｂと下側反射面２２ａの上下方向への位置ずれを補正するためのもので、イメージローテータ２１へ向かう光路中にのみ作用するようになっている。
【００１４】
ガルバノメトリックミラー２２の上側反射面２２ｂの入射方向には、前側焦点面が被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐと共役なレンズ２６、光路に沿って一体的に移動自在なフォーカスユニット２７が配列され、フォーカシングユニット２７においては、レンズ２６と同一光路上に、ダイクロイックミラー２８、集光レンズ２９が配列され、ダイクロイックミラー２８の入射方向の光路上には、マスク３０、ミラー３１が配置されている。
【００１５】
集光レンズ２９の入射方向の光路上には、固定ミラー３２と光路から退避可能な光路切換ミラー３３とが平行に配置され、光路切換ミラー３３の入射方向の光路上には、コリメータレンズ３４、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３５が配置されている。更に、ミラー３１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３６、他の光源と異なる緑色光を発する高輝度のトラッキング用光源３７が配列されている。
【００１６】
ガルバノメトリックミラー２２の下側反射面２２ａの反射方向の光路上には、光路に沿って移動自在な第２のフォーカシングレンズ３８、ダイクロイックミラー３９、フィールドレンズ４０、拡大レンズ４１、イメージインテンシファイヤ付の一次元ＣＣＤ４２が順次に配列され、血管検出系が構成されている。
【００１７】
また、ダイクロイックミラー３９の反射方向の光路上には、結像レンズ４３、共焦点絞り４４、被検眼Ｅの瞳孔とほぼ共役に設けられたミラー対４５ａ、４５ｂが配置され、ミラー対４５ａ、４５ｂの反射方向にはそれぞれフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂが配置され、血管検出系を含む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４５ａ、４５ｂの反射光路、トラッキング用光源３７の出射方向の測定光路、レーザーダイオード３５からダイクロイックミラー２８に至る光路はそれぞれ紙面に直交している。
【００１８】
更に、装置全体を制御するためのシステム制御部４７が設けられ、このシステム制御部４７には検者が操作する入力手段４８、フォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂ、合焦位置検出手段４７の出力がそれぞれ接続されており、システム制御部４７の出力はガルバノメトリックミラー２２を制御する制御回路４９、光路切換ミラー３３にそれぞれ接続されている。また、制御回路４９には血管位置検出回路５０を介して一次元ＣＣＤ４２の出力が接続されている。
【００１９】
図２は補助データを使用して血流速、血流量の再計算を行うアルゴリズムのブロック回路を示し、一次元ＣＣＤ４２、フォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂの出力がシステム制御部４７を介して演算部５１に接続され、演算部５１は記憶手段５２に接続されている。また、補助データを入力するデータ入力手段５３の出力が制御部５４に接続され、制御部５４の出力は演算部５１と記憶手段５２に接続されている。
【００２０】
図３は被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐ上の各光束の配置を示し、黄色の照明光により照明される領域でリングスリット５の像Ｉ、眼底観察光束で孔あきミラー１１の開口部の像Ｏ、測定／血管受光光束でガルバノメトリックミラー２２の上下反射面の有効部の像Ｖ、２つの測定受光光束でそれぞれミラー対４５ａ、４５ｂの像Ｄａ、Ｄｂが表示され、測定光の入射位置で光路切換ミラー３３を切り換えることによって選択される測定光はスポット光Ｐ２、Ｐ２’  とされ、ガルバノメトリックミラー２２の下側反射面２２ａの領域Ｍが鎖線で示されている。
【００２１】
観察用光源１から発した白色光はコンデンサレンズ３を通り、フィールドレンズ４により黄色の波長光のみが透過され、リングスリット５、遮光部材６、リレーレンズ７を通り、透過型液晶板８を背後から照明し、リレーレンズ９、遮光部材１０を通って孔あきミラー１１で反射され、黄色域の波長光のみがバンドパスミラー１２を透過して、対物レンズ２を通り、被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐ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。このとき、透過型液晶板８には固視標が表示されており、この固視標は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。
【００２２】
眼底Ｅａからの反射光は同じ光路を戻り、瞳孔Ｅｐ上から眼底観察光束Ｏとして取り出され、孔あきミラー１１の中心の開口部、第１のフォーカシングレンズ１３、リレーレンズ１４を通り、スケール板１５に眼底像Ｅａ’  として結像した後に、光路切換ミラー１６に至る。ここで、光路切換ミラー１６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１７を介して眼底像Ｅａ’  が観察可能となり、光路切換ミラー１６が光路に挿入されているときは、スケール板１５上に結像した眼底像Ｅａ’  はテレビリレーレンズ１８によりＣＣＤカメラ１９上に再結像し、液晶テレビモニタ２０に映出される。
【００２３】
検者はこの眼底像Ｅａ’  を観察しながら、接眼レンズ１７又は液晶テレビモニタ２０により装置のアライメントを行う。このとき、目的に応じて適切な観察方式を採用することが好適であり、接眼レンズ１７による観察の場合は、一般的に液晶テレビモニタ２０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、液晶テレビモニタ２０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１９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逐次に電子的に記録することが可能となり、臨床上極めて有効である。
【００２４】
レーザーダイオード３５を発した測定光はコリメータレンズ３４によりコリメートされ、光路切換ミラー３３が光路に挿入されている場合には、光路切換ミラー３３、固定ミラー３２でそれぞれ反射され、集光レンズ２９の下方を通過し、また光路切換ミラー３３が光路から退避している場合には、直接集光レンズ２９の上方を通過し、ダイクロイックミラー２８を透過する。
【００２５】
一方、トラッキング用光源３７から発したトラッキング光は、ビームエクスパンダ３６により縦横異なる倍率でビーム径が拡大され、ミラー３１で反射された後に、整形用マスク３０で所望の形状に整形された後に、ダイクロイックミラー２８に反射されて、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２９によってマスク３０の開口部中心と共役な位置へスポット状に結像しており、測定光とトラッキング光は一緒になってレンズ２６を通り、ガルバノメトリックミラー２２の上側反射面２２ｂで一旦反射され、黒点板２４を通った後に凹面鏡２５で反射され、対物レンズ２の光軸から偏心した状態で、黒点板２４、光路長補正用半月板２３を介してガルバノメトリックミラー２２の方へ戻される。
【００２６】
即ち、光路切換ミラー３３の光路中への挿入、退避により、図３に示すようにガルバノメトリックミラー２２の像Ｍの下部のＰ１、Ｐ１’  の位置で反射された測定光とトラッキング光は、ガルバノメトリックミラー２２の切欠き部に位置するＰ２、Ｐ２’  の位置へ戻されるので、ガルバノメトリックミラー２２で反射されることなくイメージローテータ２１に向かい、イメージローテータ２１を通ってバンドパスミラー１２により対物レンズ２の方向へ偏向され、瞳孔Ｅｐ上にスポット像Ｐ２、Ｐ２’  として結像し、被検眼Ｅの眼底Ｅａを点状に照射する。このようにして、各種のフレア光を有効に除去することができる。
【００２７】
眼底Ｅａでの散乱反射光は再び対物レンズ２で集光され、バンドパスミラー１２で反射されてイメージローテータ２１を通り、ガルバノメトリックミラー２２の下側反射面２２ａで反射され、第２のフォーカシングレンズ３８を通り、ダイクロイックミラー３９において測定光とトラッキング光とが分離される。
【００２８】
トラッキング光はダイクロイックミラー３９を透過し、フィールドレンズ４０、結像レンズ４１により一次元ＣＣＤ４２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として結像する。そして、一次元ＣＣＤ４２で撮像された血管像に基づいて、血管位置検出回路５０において血管像の移動量を示すデータが作成されてシステム制御部４７に出力され、システム制御部４７は制御回路４９により、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２２を駆動する。
【００２９】
更に、一次元ＣＣＤ４３で撮像された血管像は制御部５７にも出力され、演算部５１において一次元ＣＣＤ４３からの画像信号は、画像信号の２次微分値から血管の仮の血管径を算出する。一方、測定光はダイクロイックミラー３９により反射され、レンズ４３、共焦点絞り４４の開口部を経てミラー対４５ａ、４５ｂで反射され、それぞれフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂに受光され、この受光信号はシステム制御部４７に出力されて演算部５１において周波数解析される。
【００３０】
このとき、バンドパスミラー１２の分光特性のために、観察用光源１からの照明光は一次元ＣＣＤ４２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おり、この結果、一次元ＣＣＤ４２にはトラッキング光による血管像のみが撮像される。また、血中ヘモグロビンと色素上皮上メラニンは、緑色の波長域においてその分光反射率が大きく異なるので、トラッキング光を緑色光にすることにより血管像をコントラスト良く撮像することができる。
【００３１】
一次元ＣＣＤ４２に受光される光束は、被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐ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４５ａ、４５ｂにより測定受光光束Ｄａ、Ｄｂを取り出してフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂで受光する。眼底観察光束Ｏに比べて測定／血管受光光束Ｖを大きくしているのは、眼底観察光学系のＣＣＤカメラ１９よりも一次元ＣＣＤ４２の方が眼底の結像倍率が大きいために、一次元ＣＣＤ４２上で像面照度が確保し難いためである。
【００３２】
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ので問題とならない。また、測定受光光束Ｄａ、Ｄｂの瞳孔Ｅｐ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。
【００３３】
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１２を透過し、孔あきミラー１１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１５上に棒状のインジケータとして結像し、測定光はこのインジケータの中心部にスポット像として結像する。これらの像は接眼レンズ１７又は液晶テレビモニタ２０を介して眼底像Ｅａ’  及び視標像と共に観察される。このとき、インジケータの中心にはスポット像が重畳して観察されており、インジケータは入力手段４８の操作桿等の操作部材によって、眼底Ｅａ上を一次元的に移動させることができる。
【００３４】
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４８のフォーカシングノブを調整すると、図示しない駆動手段により透過型液晶板８、第１、第２のフォーカシングレンズ１３、１４、フォーカシングユニット２７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８、スケール板１５、一次元ＣＣＤ４３、共焦点絞り４５は同時に眼底Ｅａと共役になる。
【００３５】
このときの共焦点絞り４５は所望の血管にピントを合わせるためのものであり、所定の深さにある血管での反射光のみをフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂに受光させることにより、所定の血管の血流速を計測することが可能となる。実際の検査においては、検者は眼底像Ｅａ’  上の合焦状態を見ながら測定対象となる血管の深さを設定し、眼底像Ｅａ’  のピントを合わせる。
【００３６】
このようにしてピント合わせが終了した後に、検者は入力手段４８を操作して視標像を移動し、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をスケール板１５の所定位置へ移動する。そして、入力手段４８の操作桿によりイメージローテータ２１を操作してインジケータを回転し、測定対象とする血管の走行方向に対してインジケータが垂直になるようにする。
【００３７】
このとき、眼底観察光はイメージローテータ２１を通過していないので、インジケータのみが回転するように認識される。この結果、図３に示した瞳孔Ｅｐ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だけ回転し、測定受光光束Ｄａ、Ｄｂの中心を結んだ直線とスポット像Ｐ１、Ｐ１’とＰ２、Ｐ２’の中心を結ぶ直線であるＸ軸は血管の走行方向と一致する。
【００３８】
この操作は従来例で述べた速度算出のための式（１）  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。
【００３９】
（ａ）  式（１）  からβ＝９０°、即ち  ｃｏｓβ＝０になった場合には、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はできなくなるが、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。
【００４０】
（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。
【００４１】
（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。
【００４２】
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３７からの光束が測定部位の血管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の移動量を検知すればよく、本実施例ではダイクロイックミラー３９の背後の血管検出系とガルバノメトリックミラー２２により、この一方向のみのトラッキングを行っている。
【００４３】
このトラッキングを行って全ての被検血管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、血管像の移動量を検知する一次元ＣＣＤ４２を測定対象となる血管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。
【００４４】
本実施例では、トラッキング光の長手方向に一次元ＣＣＤ４２の素子が配列されており、測定部位の角度合わせが終了している場合には、トラッキング光を示すインジケータの長手方向は測定血管の走行方向と直交しているので、血管検出系の一次元ＣＣＤ４２にはインジケータで指示された眼底像Ｅａ’  が拡大されて結像している。ただし、この一次元ＣＣＤ４２の出力だけから、直ちに検者がその合焦状態を判断するのは困難である。
【００４５】
角度合わせが終了した後に入力手段４８の操作桿を操作し、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４８を操作してトラッキングの開始を入力する。
【００４６】
入力手段４８からシステム制御部４７を介してトラッキング開始の指令が制御回路４９に入力されると、血管位置検出回路５０において、一次元ＣＣＤ４２の受光信号に基づいて血管像の一次元基準位置からの移動量が算出される。そして、制御回路４９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２２が駆動され、一次元ＣＣＤ４２上の血管像の受像位置が一定になるように制御される。
【００４７】
検者はトラッキング開始を碓認した後に、入力手段４８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４７により光路切換えミラー３３が光路に挿入され、先ず被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐ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４６ａ、４６ｂに受光され、この受光信号がシステム制御部４７に取り込まれ、演算部５１により最大周波数シフト｜Δｆｍａｘ１  ｜、｜Δｆｍａｘ２  ｜が求められる。
【００４８】
このとき、光束はスポット像Ｐ１、Ｐ１’の位置から入射され、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るので、通常であれば最大速度Ｖｍａｘは従来例の式（１）  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、式（１）  による最大速度Ｖｍａｘを算出した後に、システム制御部４７により光路切換ミラー３３を光路中から退避させ、被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐ上のスポット像Ｐ２、Ｐ２’の位置から光束を入射させて測定を行う。
【００４９】
瞳孔Ｅｐ上のスポット像Ｐ２、Ｐ２’の位置は、図２に示したように他のスポット像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点を有する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。
【００５０】
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４７は２つのフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂから信号を取り込み、演算部５１によりそれぞれの最大周波数シフト｜Δｆｍａｘ１’｜、｜Δｆｍａｘ２’｜を算出し、式（１）  に従って最大速度Ｖｍａｘを計算する。このときの最大速度ＶｍａｘをＶｍａｘ’  とおくと、システム制御部４７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動作を適切な状態にして本測定を行うように制御を得る。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。
【００５１】
このようにして、例えば適切であると判断された入射方向の最大周波数シフトが｜Δfmax1 ｜、｜Δfmax2 ｜であれば、演算部５１にこのデータと先に述べた血管径に関する測定データとをデータ入力手段５３により予め入力しておき、標準値として記憶手段５２に記憶された異常屈折値、眼軸長及び角膜曲率といった血流状態を計測するために必要な補助データを使用して、前者の測定データから血流速を演算表示し、後者の測定データからこの補助データによって補正された血管径及び血流量を演算表示する。制御部５４はデータ入力手段５３から補助データの入力がない場合には、記憶手段５２に記憶されている補助データを読み出して演算部５１に出力し、データ入力手段５３から補助データの入力がある場合には、この補助データを演算部５１に出力する。
【００５２】
記憶手段５２には測定データと補助データの組合わせか、又は血流速、血流量等の測定値と補助データの組合わせで記憶されるようになっているので、解析者が測定後の任意の時期に補助データを変更して再計算する場合には、データ入力手段５３から新たな補助データを制御部５４を介して演算部５１に入力し、演算部５１により記憶手段５２から測定値を読み出す指令を行う。記憶手段５２の記憶形式が測定データとの組合わせの場合には、演算部５１は新規補助データを使用して新たに血流速、血管径及び血流量を算出する。また、記憶手段５２の記憶形式が血流速、血管径及び血流量の測定値との組合わせの場合は、同時に記憶されている補助データを使用して測定値から測定データを逆算し、その後に入力した新規補助データを使用して新たに血流速、血管径及び血流量を算出し、その入力値を記憶手段５２に記憶する。
【００５３】
このようにして、解析者は予め被検者についての異常屈折値、眼軸長及び角膜曲率の補助データを入力するか、又は装置に記憶されている標準値を使用して、血流速、血管径及び血流量を得ることができ、測定後の任意の時期に解析者がデータ入力手段５３から別の補助データを入力することにより、新たに血流速、血管径及び血流量を得ることができる。演算結果は測定値として図示しない表示器に表示され、必要に応じてプリンタに出力される。このとき、演算に使用した補助データ又は結像倍率等の演算結果を同時に表示、出力することが望ましく、この表示、出力によって測定結果がどのような条件で行われたかを確認することが可能となる。
【００５４】
なお、本実施例ではフォトマルチプライヤ４６ａ、４６ｂからの出力信号をそのまま演算部５１に出力する構成になっているが、システム制御部４７で出力信号に高速フーリエ変換したものを測定データとして演算部５１に出力するようにしてもよいし、或いは最大周波数シフトまで求めて、その値を測定データとして演算部５１に出力するように構成することもできる。
【００５５】
また、一次元ＣＣＤ４３からの画像信号についてもシステム制御部４７で仮の測定データを算出し演算部５１に出力するようにしてもよい。
【００５６】
【発明の効果】
以上説明したように本発明に係る眼底検査装置は、検出手段からの測定データに被検者の補助データを入力して、被検眼の眼底血管に関する測定値を算出することにより、個々の被検者に対してより精度の確かな眼底検査が可能となる。また、被検眼の補助データが入力されていない場合には標準的な補助データを使用して測定値を算出する。従って、新たに補助データが入力された場合には再計算を行って、より精度の良い測定が可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】眼底血流計の構成図である。
【図２】瞳孔Ｅｐ上の光束配置の説明図である。
【図３】測定値の再計算アルゴリズムのブロック回路の構成図である。
【符号の説明】
１  観察用光源
１９  ＣＣＤカメラ
２０  液晶テレビモニタ
２１  イメージローテータ
２２  ガルバノメトリックミラー
２３  光路長補正用半月板
２７  フォーカシングユニット
３５  レーザーダイオード
３７  トラッキング用光源
４２  一次元ＣＣＤ
５０  血管位置検出回路
【図１】
0003610139.tif 000002
【図２】
0003610139.tif 000003
【図３】
0003610139.tif 000004