(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検眼の瞳と略共役位置に配置した光偏向手段と、眼底を照明する照明光学系と、眼底を観察する観察光学系と、眼底の血管を検査するための測定光照射光学系と、前記光偏向手段の後方に配置した測定用受光光学系とを有する眼底検査装置において、前記測定用受光光学系の合焦手段と前記観察光学系の合焦手段とを連動させ光軸方向に動かす連動手段とを設けたことを特徴とする眼底検査装置。
【請求項２】
前記測定用受光光学系は被検眼の眼底に対する共焦点光学系とした請求項１に記載の眼底検査装置。
【請求項３】
前記照明光学系、前記観察光学系、前記測定光照射光学系、前記測定用受光光学系の４つの光学系の内の少なくとも１つの光学系に合焦位置検出手段を設けた請求項１に記載の眼底検査装置。
【請求項４】
前記合焦位置検出手段からの出力信号を受けて、結像倍率又は被検者の屈折異常値を算出する制御部を有する請求項３に記載の眼底検査装置。
【請求項５】
前記連動手段は前記照明光学系の視標表示手段を光軸方向に連動させる請求項１に記載の眼底検査装置。
【請求項６】
前記連動手段は前記測定光照射光学系の合焦手段をも光軸方向に連動させる請求項１又は５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、眼底に測定光を照射し眼底からの反射光を受光して行う種々の眼科検査装置が知られており、例えば、単に眼底を撮影するだけでなく眼底に視標を投影して視感度を測定する機能を持たせたり、眼底の凹凸を検査する機能を付加したレーザー走査検眼鏡が使用されている。この装置は被検眼の瞳共役位置に配置された光偏向器を使用して、眼底共役位置に結像するレーザー光スポットを所定のレートで偏向させながら眼底に照射し、眼底からの反射像を再び光偏向器を通過させて、眼底共役位置に配置した受光器で眼底撮影を行い、この眼底像をモニタで観察しながらピントを合わせて診断を行うようになっている。
【０００３】
また、眼底の血管を流れる血液の血流速や血流量を測定することにより、糖尿病等の進行状況やその治療の効果を定量化するための重要な情報が得られることが知られており、例えば眼底カメラをベースとしたレーザードップラ法を利用した眼底血流計が提案されている。
【０００４】
この眼底血流計においては、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をΔｆｍａｘ１  、Δｆｍａｘ２  、レーザー光の波長をλ、測定部位の屈折率をｎ、眼内での２つの受光光軸のなす角度を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をβとすると、血流の最大速度Ｖｍａｘは次式から求めることができる。
Ｖｍａｘ＝｛λ／（ｎ・α）｝・｛｜｜Δｆｍａｘ１  ｜−｜Δｆｍａｘ２｜｜  ／  ｃｏｓβ｝  …（１）
【０００５】
このようにして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計測することができ、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。
【０００６】
眼底血管の血流速を計測するには、血管にスポット状の測定光を照射する必要があるが、眼球には固視微動が存在するので、測定時間中に確実に測定光を照射し続けるためには、照射光を偏向器で固視微動に合わせて偏向させる必要がある。従って、この眼底血流計においては、測定用光学系の眼底共役位置に配置した一次元の撮像素子で血管像を撮像して固視微動による位置ずれを検出し、瞳共役位置に配置した光偏向器で照射光束を偏向させることにより、測定光が確実に血管を照射するようにしている。
【０００７】
また、血流速測定において、眼底からの反射光の内の所望する血管からの反射光だけを受光するために、測定用受光光学系に共焦点絞りを配置して共焦点光学系を形成し、更に位置ずれ検出のために撮像した血管像を使用して血管径を測定し、この血管径を使用して血流量の算出を行っている。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述の従来例の眼底血流計においては、測定用受光光学系の眼底からの反射光を受光する検出器と撮像素子は、眼底共役位置に配置する必要がある。例えば、測定用照射光学系においては光路中の眼底共役位置にスプリットプリズムを設けることにより、観察光学系に配置したモニタや直像鏡で合焦状態を確認しながら、測定光のスポット像を眼底共役位置に移動させることができるが、反射光量や一次元的な画像だけを受光するような測定用受光光学系においては、その出力信号だけでは検者が合焦状態を判断することはできない。
【０００９】
本発明の目的は、上述の問題点を解消し、測定用受光光学系の受光面を確実に眼底共役位置に配置することができる眼底検査装置を提供することにある。
【００１０】
【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、被検眼の瞳と略共役位置に配置した光偏向手段と、眼底を照明する照明光学系と、眼底を観察する観察光学系と、眼底の血管を検査するための測定光照射光学系と、前記光偏向手段の後方に配置した測定用受光光学系とを有する眼底検査装置において、前記測定用受光光学系の合焦手段と前記観察光学系の合焦手段とを連動させ光軸方向に動かす連動手段とを設けたことを特徴とする。
【００１３】
【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遮光部材６、リレーレンズ７、ラックとピニオンから成る第１の合焦駆動手段８により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９、リレーレンズ１０、被検眼Ｅの角膜近傍と共役な遮光部材１１、孔あきミラー１２、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１３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、１１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。
【００１４】
孔あきミラー１２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１４、リレーレンズ１５、スケール板１６、光路中に挿脱自在な光路切換ミラー１７、接眼レンズ１８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１７の反射方向の光路上には、テレビリレーレンズ１９、ＣＣＤカメラ２０が配置されており、ＣＣＤカメラ２０の出力は液晶テレビモニタ２１に接続されている。
【００１５】
バンドパスミラー１３の入反射方向の光路上には、イメージローテータ２２、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２３、光路の片側に配置された光路長補償半月板２４、光路中に遮光部を有する黒点板２５、凹面鏡２６が順次に配列されており、ガルバノメトリックミラー２３の下側反射面２３ａ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２３の上側反射面２３ｂに導くためのリレー光学系が構成されている。なお、光路長補償用半月板２４はガルバノメトリックミラー２３のミラー厚によって生ずる下側反射面２３ａと上側反射面２３ｂの図の上下方向への位置ずれを補正するためのものであり、イメージローテータ２２へ向かう光路にのみ作用するようになっている。
【００１６】
ガルバノメトリックミラー２３の上側反射面２３ｂの入射方向には、その前側焦点面が被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐと共役なレンズ２７、第２の合焦駆動手段２８により光路に沿って一体的に移動自在なフォーカシングユニット２９が配列され、フォーカシングユニット２９においては、レンズ２７と同一光路上に、ダイクロイックミラー３０、集光レンズ３１が配置され、ダイクロイックミラー３０の入射方向の光路上には、マスク３２、スプリットプリズム３３、ミラー３４が配列されている。
【００１７】
集光レンズ３１の入射方向の光路上には、固定ミラー３５と光路から退避可能な光路切換ミラー３６が平行に配置され、光路切換ミラー３６の入射方向の光路上には、コリメータレンズ３７、コヒーレントな赤色光を発する測定用レーザーダイオード３８が配置されている。更に、ミラー３４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３９、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４０が配列されている。
【００１８】
ガルバノメトリックミラー２３の下側反射面２３ａ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４１、ダイクロイックミラー４２、フィールドレンズ４３、拡大レンズ４４、イメージインテンシファイヤ付の一次元ＣＣＤ４５が順次に配列され、血管検出系が構成されている。
【００１９】
眼底観察光学系中の第１のフォーカシングレンズ１４と測定用受光光学系中の第２のフォーカシングレンズ４１とは連動手段４６により連結されており、連動手段４６の支点に付設された図示しないフォーカシングノブを動かすことにより、第１のフォーカシングレンズ１４と第２のフォーカシングレンズ４１は、共役関係を維持しながら連動するようになっている。また第２のフォーカシングレンズ４１には、例えばポテンショメータ、ロータリエンコーダ、又はスリットとフォトカプラの組合わせのような合焦位置検出手段４７が設けられ、合焦位置が検出されるようになっている。
【００２０】
また、ダイクロイックミラー４２の反射方向の光路上には、結像レンズ４８、共焦点絞り４９、被検眼Ｅの瞳孔Ｅｐとほぼ共役なミラー対５０ａ、５０ｂが配置され、ミラー対５０ａ、５０ｂの反射方向にはそれぞれフォトマルチプライヤ５１ａ、５１ｂ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表示したが、ミラー対５０ａ、５０ｂの反射光路、トラッキング用光源４０の出射方向の測定用光路、レーザーダイオード３８からダイクロイックミラー３０に至る光路はそれぞれ紙面に直交している。
【００２１】
更に、装置全体を制御するためのシステム制御部５２が設けられ、システム制御部５２には、検者が操作する入力手段５３、フォトマルチプライヤ５１ａ、５１ｂ、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５２の出力はガルバノメトリックミラー２３を制御する制御回路５４、光路切換ミラー３６に接続されている。また、制御回路５４には血管位置検出回路５５を介して一次元ＣＣＤ４５の出力が接続されている。
【００２２】
図２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１２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２３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５０ａ、５０ｂの像Ｄａ、Ｄｂ、測定光の入射位置で光路切換ミラー３６を切換えることによって選択される測定光の位置Ｐ２、Ｐ２’  、ガルバノメトリックミラー２３の下側反射面２３ａの像が鎖線の領域Ｍで示されている。
【００２３】
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９を背後から照明し、リレーレンズ１０、遮光部材１１を通って孔あきミラー１２で反射され、黄色域の波長光のみがバンドパスミラー１３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９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。
【００２４】
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１２の中心開口部、第１のフォーカシングレンズ１４、リレーレンズ１５を通り、スケール板１６に眼底像Ｅａ’  として結像した後に光路切換ミラー１７に至る。ここで、光路切換ミラー１７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１８を介して眼底像Ｅａ’  が観察可能となる。一方、光路切換ミラー１７が光路に挿入されているときは、スケール板１６上に結像した眼底像Ｅａ’  は、テレビリレーレンズ１９によりＣＣＤカメラ２０上に再結像し、液晶テレビモニタ２１に映出される。
【００２５】
検者はこの眼底像Ｅａ’  を観察しながら、接眼レンズ１８又は液晶テレビモニタ２１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１８による観察の場合は、一般的に液晶テレビモニタ２１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２１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２０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るので、臨床上極めて有効である。
【００２６】
レーザーダイオード３８を発した測定光は、コリメータレンズ３７によりコリメートされ、光路切換ミラー３６が光路に挿入されている場合には、光路切換ミラー３６、固定ミラー３５においてそれぞれ反射されて集光レンズ３１の下方を通過し、また光路切換ミラー３６が光路から退避している場合には、直接集光レンズ３１の上方を通過して、ダイクロイックミラー３０を透過する。
【００２７】
一方、トラッキング用光源４０から発したトラッキング光は、ビームエクスパンダ３９により縦横異なる倍率でビーム径が拡大され、ミラー３４で反射された後に、スプリットプリズム３３でスプリットされ、整形用マスク３２で所望の形状に整形され、ダイクロイックミラー３０で反射されて上述の測定光と重畳される。
【００２８】
このとき、測定光は集光レンズ３１によってマスク３２の開口部中心と共役な位置に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２７を通り、ガルバノメトリックミラー２３の上側反射面２３ｂで一旦上方に反射され、黒点板２５を通った後に凹面鏡２６で反射され、光軸から偏心した状態で、黒点板２５、光路長補正用半月板２４を介してガルバノメトリックミラー２３の方へ戻される。
【００２９】
即ち、光路切換ミラー３６を光路中へ挿入、退避させることにより、図２に示すようにガルバノメトリックミラー２３の像Ｍの下部のＰ１、Ｐ１’  の位置で反射された測定光とトッラキング光は、ガルバノメトリックミラー２３の切欠き部のＰ２、Ｐ２’  の位置に戻されるので、ガルバノメトリックミラー２３で反射されることなくイメージローテータ２２に向かい、イメージローテータ２２を通って、バンドパスミラー１３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可能となる。
【００３０】
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１３で反射されてイメージローテータ２２を通り、ガルバノメトリックミラー２３の下側反射面２３ａで反射され、第２のフォーカシングレンズ４１を通り、ダイクロイックミラー４２において測定光とトラッキング光とが分離される。
【００３１】
トラッキング光はダイクロイックミラー４２を透過し、フィールドレンズ４３、結像レンズ４４により一次元ＣＣＤ４５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ＣＣＤ４５で撮像された血管像に基づいて、血管位置検出回路５５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５２に出力され、システム制御部５２は制御回路５４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２３を駆動する。
【００３２】
一方、測定光はダイクロイックミラー４２により反射され、レンズ４８、共焦点絞り４９の開口部を経てミラー対５０ａ、５０ｂで反射され、それぞれフォトマルチプライヤ５１ａ、５１ｂに受光され、この受光信号はシステム制御部５２に出力されて周波数解析される。
【００３３】
このとき、バンドパスミラー１３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ＣＣＤ４５には到達せず、その上、ＣＣＤ４５の撮像範囲が狭く設定されているために、有害なフレア光は混入し難くなっており、この結果、一次元ＣＣＤ４５で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。
【００３４】
一次元ＣＣＤ４５で受光される光束は、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５０ａ、５０ｂ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５１ａ、５１ｂ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２０よりも一次元ＣＣＤ４５の方が眼底の結像倍率が大きいために、一次元ＣＣＤ４５上で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ので問題とならない。
【００３５】
また、測定受光光束Ｄａ、Ｄｂの瞳孔Ｅｐ上の間隔は血流速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って、測定受光光束Ｄａ、Ｄｂの間隔を十分に確保することができる。更に、各受光光束Ｄａ、Ｄｂ、Ｖと眼底観察光束Ｏとを波長分離し、被検眼Ｅの瞳孔上Ｅｐで重畳させることにより、測定信号のＳ／Ｎ比を維持したままで、より小瞳孔径の被検者に対しても測定が可能となる。
【００３６】
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１３を透過し、孔あきミラー１２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１６上にスプリットした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１８又は液晶テレビモニタ２１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５３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。
【００３７】
測定に際して、検者は先ずテレビモニタ２１に映し出された眼底像Ｅａ’  を観察しながらピント合わせを行う。ピント合わせは連動手段４６の支点に付設されたフォーカシングノブを操作し、眼底観察光学系中の第１のフォーカシングレンズ１４と測定用受光光学系中の第２のフォーカシングレンズ４１を共役関係を維持しながら連動させて行う。このようにして、血管観察光学系やドップラ信号検出光学系等のように検者が合焦状態を確認することが難しい測定用光学系を、眼底観察光学系と共に迅速に眼底Ｅａの共役位置に移動することができる。
【００３８】
また、第２のフォーカシングレンズ４１に配置された結像位置検出用の合焦位置検出手段４７からの合焦検出信号がシステム制御部５２に入力され、システム制御部５２で屈折異常値や結像倍率情報に変換される。この屈折異常値は主として従来例の式（１）  のαに使用されて真の血流速が算出され、結像倍率情報は血管径や血流量の算出に使用される。
【００３９】
次に、眼底照明光学系中の透過型液晶板９に表示されている固視標がテレビモニタ２１に映し出され、この視標像を見ながら第１の合焦駆動手段８のノブを動かしてピント合わせを行う。更に、測定光照射光学系も同様にテレビモニタ２１に映し出されたインジケータのスプリット像を見ながら、フォーカシングユニット２９の第２の合焦駆動手段４８のノブを動かしてピント合わせを行う。
【００４０】
図３は所定の血管にピントを合わせるための共焦点絞り４９の作用を示す説明図であり、測定対象となる眼底Ｅａ上の血管の位置を測定部位Ｓ１で表し、この血管の後方にある脈絡膜内の血管の位置を測定部位Ｓ２で表す。測定用のレーザーダイオード３８からの光束は下方からミラー６１に入射し、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５０ａ、５０ｂと同様の受光方向決定機能を有する開口６２を通過して、レンズ６３により測定部位Ｓ１に共役とされ、小孔６４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。一方、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６３により結像されるが、小孔６４を通ることができないために、フォトマルチプライヤで受光されることはない。
【００４１】
このように、小孔６４と同様の機能を有する共焦点絞り４９を設け、特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５１ａ、５１ｂで受光することにより、所望の血管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て、眼底像Ｅａ’  のピント合わせを行う。
【００４２】
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５３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１６の所定位置へ移動する。そして、入力手段５３の操作桿によりイメージローテータ２２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。
【００４３】
このとき、眼底観察光はイメージローテータ２２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２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の中心を結ぶ直線とスポット像Ｐ１、Ｐ１’  とＰ２、  Ｐ２’の中心を結ぶ直線であるＸ軸とが血管の走行方向と一致する。このように、測定光の照射光学系と受光光学系だけをイメージローテータ２２と光束偏向手段であるガルバノメトリックミラー２３とに作用させ、眼底観察光学系はこれらと独立させたことにより、検者の観察視野は測定部位の選択によらず常に通常の眼底カメラと同様とすることができる。
【００４４】
以上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。
【００４５】
（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。
【００４６】
（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。
【００４７】
（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。
【００４８】
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４０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４２の背後の血管検出系とガルバノメトリックミラー２３によりこの一方向のみのトラッキングを行っている。
【００４９】
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ＣＣＤ４５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。
【００５０】
本実施例では、トラッキング光の長手方向に一次元ＣＣＤ４５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ＣＣＤ４５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ＣＣＤ４５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。
【００５１】
角度合わせが終了した後に入力手段５３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５３を操作してトラッキングの開始を入力する。
【００５２】
入力手段５３からシステム制御部５２を介してトラッキング開始の指令が制御回路５４に入力されると、血管位置検出回路５５において、一次元ＣＣＤ４５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５４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２３が駆動され、一次元ＣＣＤ４５上の血管像の受像位置が一定になるように制御される。
【００５３】
検者はトラッキング開始を碓認した後に、入力手段５３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５２により光路切換ミラー３６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５１ａ、５１ｂに受光され、この受光信号がシステム制御部５２に取り込まれ、それぞれフォトマルチプライヤ５１ａ、５１ｂからの出力信号の処理結果として、最大周波数シフト｜Δｆｍａｘ１  ｜、｜Δｆｍａｘ２  ｜が求められる。そして、合焦位置検出手段６７からシステム制御部５２に入力されて算出された結像倍率値を使用してαが算出される。
【００５４】
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ているので、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５２により光路切換ミラー３６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。
【００５５】
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’  、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。
【００５６】
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５２は２つのフォトマルチプライヤ５１ａ、５１ｂ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（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５２はこの２つの最大速度ＶｍａｘとＶｍａｘ’  と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行う。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。
【００５７】
また、観測用受光光学系の中の血管検出系から算出された血管径に対しても、同様にシステム制御部５２の結像倍率値から補正を行って正しい血管径を算出する。そして、この血管径と先に求めた血流速により血流量を求める。
【００５８】
以上説明したように、血管検出系の出力だけでは合焦状態を確認することは難しいが、測定用光学系の合焦手段を眼底観察光学系の合焦手段と連動して動くようにすることにより、迅速かつ確実な合焦操作が可能となり、被検血管の位置検出を確実に行って血管径計測を行うことができ、眼底Ｅａからのドップラ信号を精度良く受光することができるようになる。
【００５９】
なお、本発明では血管検出系を含む測定用受光光学系を眼底観察光学系とだけに連動させて動くようにしたが、眼底照明光学系の固視標表示用素子及び、眼底観察光学系、測定光照射光学系、測定用受光光学系それぞれの合焦用の移動レンズを共役関係を維持しながら連動するようにすれば、１つの動作でピント合わせを完了することが可能となり、測定光照射光学系中のスプリット光学系をなくすことができる。また、測定用受光光学系の合焦を他の何れか１つと連動させる形態でもよい。
【００６０】
更には、本実施例では検者がテレビモニタ２１を見ながらピント合わせを行っているが、光路切換ミラー１７を切換えることにより、検者が直接に被検眼Ｅの眼底Ｅａを観察しながらピント合わせを行うようにしてもよい。
【００６１】
【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、検者がその出力信号から合焦状態を確認することが困難な血管検出系や速度検出系のような測定用受光光学系において、測定用光学系の合焦手段と検者が観察する観察光学系の合焦手段を共役関係を維持しながら光軸方向に連動させる連動手段を設けることにより、測定用受光光学系の受光面を確実に眼底共役位置に配置することができ、測定部位を移動するための光束偏向手段を観察光学系に作用させないようにすることが可能となるので、装置のアライメントや測定操作を通常の眼科装置と同様に簡素化された状態で行うことができ、精度の高い眼底検査をより効果的に行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】眼底血流計の構成図である。
【図２】瞳孔上の光束配置の説明図である。
【図３】共焦点光学系の説明図である。
【符号の説明】
１  観察用光源
２０  ＣＣＤカメラ
２１  液晶テレビモニタ
２２  イメージローテータ
２３  ガルバノメトリックミラー
２４  光路長補正用半月板
２９  フォーカシングユニット
３８  レーザーダイオード
４０  トラッキング用光源
４５  一次元ＣＣＤ
４６  連動手段
４７  合焦位置検出手段
５１ａ、５１ｂ  フォトマルチプライヤ
５３  入力手段
５５  血管位置検出回路
【図１】
0003591952.tif 000002
【図２】
0003591952.tif 000003
【図３】
0003591952.tif 000004