【発明の詳細な説明】［産業上の利用分野］本発明は、眼科測定方法及び装置、さらに詳細には、眼
底部に所定径のレーザー光を照射し、眼底部からの散乱
反射光によって形成されるレーザースペックルパターン
の移動を観測点で光強度変化として検出し、それにより
得られるスペックル信号を解析することにより眼科測定
を行う眼科測定方法及び装置に関するものである。Detailed Description of the Invention [Industrial Field of Application] The present invention relates to an ophthalmological measurement method and apparatus, and more specifically, to irradiating the fundus of the eye with a laser beam of a predetermined diameter and measuring the amount of light formed by scattered reflected light from the fundus of the eye. The present invention relates to an ophthalmological measurement method and apparatus that performs ophthalmological measurements by detecting the movement of a laser speckle pattern as a change in light intensity at an observation point and analyzing the resulting speckle signal.
［従来の技術］眼底にレーザー光を照射し、眼底からの散乱反射光を検
出しこれを解析ないし評価することにより眼科測定を行
う方法が種々知られている６例えば、網膜等の組織の血
管血流を測定する方法としてはｒ ＩｎｖｅＳｔｉＨａ
ｔｉｖｅ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌｏｇｙ」、Ｖｏｌ、１
１．Ｎｏ。[Prior Art] Various methods are known for performing ophthalmological measurements by irradiating the fundus with a laser beam, detecting scattered reflected light from the fundus, and analyzing or evaluating it6. InveStiHa is a method for measuring blood flow.
tive Ophthalmology”, Vol. 1
1. No.
１１、Ｐ ９３６． １９７２年１１月、’５ｃｉｅ
ｎｃｅＪＶｏ１． １８６、Ｎｏｖ、２９、＋９７４．
Ｐ ８３０をはじめ特開昭５５−７５６Ｈ。11, P 936. November 1972, '5cie
nceJVo1. 186, Nov. 29, +974.
P830 and other Japanese Patent Application Publication No. 55-756H.
７５６６９、７５６７０、あるいは特開昭５２−１４２
８８５ （英国＋３１３２／７［ｉ、 ＵＳＰ４，１
６８，６９５）、特開昭５６−１２５０３３ （英国［
ＧＢ］ ７９／３７７９９）、特開昭５８−１１８７３
０ （ＵＳＰ４，４０２゜６０１）あるいはＵＳＰ４，
１４２，７９６等に示されるレーザードツプラー法が知
られている。しかし、ドツプラー法は光学系の複雑さ、
精密さ、取り扱いの煩雑さ、測定結果の不安定さ、不確
実さなどから実用化困難なのが現状である。75669, 75670, or JP-A-52-142
885 (UK+3132/7[i, USP4,1
68,695), JP-A-56-125033 (UK [
GB] 79/37799), JP-A-58-11873
0 (USP4,402゜601) or USP4,
142,796, etc., is known. However, the Doppler method requires the complexity of the optical system,
At present, it is difficult to put it into practical use due to the precision, complexity of handling, instability and uncertainty of measurement results, etc.
一方、散乱物体にレーザー光を照射すると、その散乱光
は、コヒーレント光の干渉現象によりランダムな斑点模
様のスペックルパターンを形成することが知られている
。これを利用して眼底組織の血流状態を評価するレーザ
ースペックル法が知られている。この方法は、例えば、
特開昭６２−２７５４３１（［ｌ５Ｐ４，４７３，１０
７． ＥＰＣ２３４８６９）、特開昭６３−２３８８４
３ （ＥＰＣ２８４２４８＞、特開昭６３−２４２２２
０ （ＥＰＣ２８５３１４）に開示されており、眼底を
測定する場合、眼底に対する光学的なフーリエ変換面又
はフランホーファー回折面や眼底と共役な結像面（ある
いは拡大結像面）に形成される時間変動スペックルパタ
ーンの強度変化を検出開口を用いて抽出し、それにより
得られるスペックル信号を評価することにより血流状態
を測定し眼科測定を行っている。On the other hand, it is known that when a scattering object is irradiated with laser light, the scattered light forms a random speckle pattern due to the interference phenomenon of coherent light. A laser speckle method is known that utilizes this method to evaluate the blood flow state of the fundus tissue. This method, for example,
JP-A-62-275431 ([l5P4,473,10
7. EPC234869), JP-A-63-23884
3 (EPC284248>, Japanese Unexamined Patent Publication No. 63-24222
0 (EPC285314), and when measuring the fundus, temporal fluctuations formed on the optical Fourier transform surface or Fraunhofer diffraction surface for the fundus, or on the imaging surface (or magnified imaging surface) conjugate with the fundus. The intensity change of the speckle pattern is extracted using a detection aperture, and the resulting speckle signal is evaluated to measure the blood flow state and perform ophthalmological measurements.
［発明が解決しようとする課題］ところが眼球運動やその地被検者の動き、振動等により
、検出面のスペックルパターンが不用に移動したり、レ
ーザースポットがずれたり、検出開口位置がずれて測定
点が測定中に簡単にずれてしまい失敗するというケース
が非常に多く、臨床上大きな問題となっている。これに
対してドツプラー法では特開昭５６−１２５０３３に示
されているように、眼底像を検出面上で機械的に走査し
、管壁と他のところでの光反射率の差から血管を認識し
、位置ずれを補正している。しかし、この方法は、眼底
像を機械的に走査する機構を必要とし、装置は複雑かつ
大がかりになり実用的でない。[Problems to be solved by the invention] However, due to eye movement, movement of the subject, vibration, etc., the speckle pattern on the detection surface may move unnecessarily, the laser spot may shift, or the detection aperture position may shift. There are many cases in which the measurement point easily shifts during measurement and results in failure, which is a major clinical problem. On the other hand, in the Doppler method, as shown in JP-A-56-125033, the fundus image is mechanically scanned on a detection surface, and blood vessels are recognized from the difference in light reflectance between the vessel wall and other parts. The positional deviation is corrected. However, this method requires a mechanism for mechanically scanning the fundus image, making the device complex and large-scale, making it impractical.
また雑誌ｒ Ａｐｐｌｉｅｄ ０ｐｔｉｃｓＪＶｏ１．
２７． Ｎｏ、 ６゜Ｍａｒｃｈ １５，１９８８ Ｐ
１１１３あるいは特開昭６３−２８８１３３ （υ５
Ｐ−０１４９９４）でも同様に像を走査し血管認識を行
ない自動追従の可能性を示しているが、異なる複数の波
長の光で順次照明、検出し、反射光の波長依存性を利用
しているため、装置が極めて複雑になり、実用性が欠け
ると共に装置が高価になってしまうという欠点がある。Also published in the magazine r Applied OpticsJVo1.
27. No. 6゜March 15, 1988 P
1113 or JP-A-63-288133 (υ5
P-014994) similarly scans images and performs blood vessel recognition, demonstrating the possibility of automatic tracking, but sequentially illuminates and detects light with multiple different wavelengths and utilizes the wavelength dependence of reflected light. Therefore, the device becomes extremely complicated, which has the drawbacks of lacking practicality and making the device expensive.
また角膜反射を利用した眼球運動の検出に基づいて、血
管移動を補正するには十分な精度の眼球運動検出が困難
であるという問題もある。Another problem is that it is difficult to detect eye movements with sufficient accuracy to correct blood vessel movement based on eye movement detection using corneal reflexes.
従来眼球運動を検出して追従する方法としては、角膜表
面に照明光をあて、その照明光の角膜反射光の動きで眼
球運動を検出して追従する方法、又、ＴＶカメラ等によ
って撮像された眼底画像に対して２つの画像間の差をと
って動きを検出して追従する方法等が知られている。Conventional methods for detecting and tracking eyeball movements include a method in which illumination light is applied to the corneal surface and eyeball movement is detected and tracked by the movement of the corneal reflected light of the illumination light. There are known methods for detecting and tracking movement by taking the difference between two fundus images.
しかし、この様な方法では眼の表面の動きを検出するも
のなので、眼底部の動きに対して追従動作を行なわせよ
うとした場合には、低い精度しか得られないことになる
。又、ＴＶカメラ等で撮像された眼底画像は、−数的に
光量不足となり十分なＳＮ比がとれないため、２つの画
像間の差をとって動きを検出する装置は非常に大がかり
で複雑になってしまうという欠点がある。However, since such a method detects the movement of the surface of the eye, only low accuracy can be obtained when attempting to follow the movement of the fundus of the eye. In addition, fundus images taken with TV cameras, etc. are numerically insufficient in light intensity and do not have a sufficient signal-to-noise ratio, so the equipment that detects movement by taking the difference between the two images is extremely large and complicated. There is a drawback that it becomes
従って本発明は、この様な従来の欠点を解決するために
なされたもので、レーザースペックル現象を用いて簡単
な構成で精度良く眼底部血管部分を識別でき、血管部分
の自・動追従を可能にする眼科測定方法及び装置を提供
することを課題とする。Therefore, the present invention has been made to solve these conventional drawbacks, and uses the laser speckle phenomenon to accurately identify blood vessels in the fundus of the eye with a simple configuration, and enables automatic tracking of blood vessels. An object of the present invention is to provide an ophthalmological measurement method and apparatus that enable the ophthalmological measurement.
［課題を解決するための手段］本発明は、この様な問題点を解決するために、眼底部に
所定径のレーザー光を照射し、生体組織の血球からの拡
散反射光により形成されるレーザースペックルパターン
の移動を観測点でスペックルの光強度変化として検出し
、さらにスペックル信号の変化する度合を求め、その変
化度に従って血管エツジを判別し血管位置を識別する構
成を採用した。[Means for Solving the Problems] In order to solve such problems, the present invention irradiates the fundus of the eye with a laser beam of a predetermined diameter, and uses a laser beam formed by diffusely reflected light from blood cells in living tissues. We adopted a configuration in which movement of the speckle pattern is detected as a change in speckle light intensity at an observation point, the degree of change in the speckle signal is determined, and blood vessel edges are determined according to the degree of change to identify blood vessel positions.
［作 用］この様な構成において、投光光学系により所定径のレー
ザー光を眼底部に照射し、生体組織の血球からの拡散反
射光により形成されるレーザースペックルパターンの移
動を受光光学系を通してスペックルの光強度変化として
充電変換素子を用いて検出する。スペックル信号は生体
組織の血球移動速度を反映する。光電変換素子上のスペ
ックル径と光電変換素子の走査速度を最適に設定するこ
とにより、生体組織の血球Ｂ動速度が速い場合、スペッ
クルの光強度変化が激しいので、光電変換素子の蓄積時
間による平均化により出力は小さくなる。逆に遅い場合
は出力の減少は少なくなる。[Function] In such a configuration, the projection optical system irradiates the fundus of the eye with a laser beam of a predetermined diameter, and the reception optical system detects the movement of the laser speckle pattern formed by the diffusely reflected light from the blood cells in the living tissue. A charge conversion element is used to detect changes in the light intensity of speckles. The speckle signal reflects the blood cell migration speed in living tissue. By optimally setting the speckle diameter on the photoelectric conversion element and the scanning speed of the photoelectric conversion element, the accumulation time of the photoelectric conversion element can be adjusted to reduce the accumulation time of the photoelectric conversion element, since when the blood cell B movement speed of the living tissue is fast, the speckle light intensity changes rapidly. The output becomes smaller due to averaging. Conversely, if it is slow, the output decreases less.
その違いによる強弱を判別して血管部分を認識する。こ
のように血管部分が高精度識別できるので、眼球運動に
よる血管位置の移動が発生してもその移動量に対応して
可動ミラーを駆動することによってレーザー光の照射位
置と観測点の位置を制御し血管部分を自動追従すること
が可能になる。Blood vessels are recognized by determining the strength and weakness of these differences. In this way, blood vessels can be identified with high precision, so even if the blood vessel position moves due to eye movement, the laser light irradiation position and observation point position can be controlled by driving the movable mirror in accordance with the amount of movement. This makes it possible to automatically track blood vessels.
［実施例］本発明は特に、眼底に所定径のレーザー光を照射し、眼
底組織からの散乱反射光によって観測面に形成されるレ
ーザースペックルパターンの運動をスペックル強度変化
として検出し、得られたスペックル信号の解析結果に基
づいて、眼底組織の血流状態を測定する眼科測定装置に
適用される。[Example] In particular, the present invention irradiates the fundus with a laser beam of a predetermined diameter, detects the movement of a laser speckle pattern formed on the observation surface by scattered reflected light from the fundus tissue as a change in speckle intensity, and obtains a result. The present invention is applied to an ophthalmological measuring device that measures the blood flow state of the fundus tissue based on the analysis result of the speckle signal obtained.
従って、以下に示す実施例では、眼底カメラの光学系を
基本とした眼底組織の血流状態を測定する眼科測定装置
へ付属する型の場合を例にして説明するが、本発明は、
このような眼科装置に限定されるものでなく、その他の
眼科装置にも適用されるものである。Therefore, in the embodiments shown below, a case will be described using as an example a case of a type attached to an ophthalmological measuring device that measures the blood flow state of the fundus tissue based on the optical system of a fundus camera.
The present invention is not limited to such an ophthalmological apparatus, but can also be applied to other ophthalmological apparatuses.
第１図において、例えば赤色のＨｅ−Ｎｅ （波長８
３２．１］ｎｍ ）レーザー光源！からのレーザー光束
は、コンデンサレンズ２を介し光強度を調節するための
光量調節フィルター３を通過する。さらにコリメートレ
ンズ４で平行ビームとなり、その平行ビーム中に開口５
．６が設置されており、これによって被検眼１６の眼底
１６ｂ上におけるレーザー光の照射領域の大きさと形状
を選択できるようになっている。In Fig. 1, for example, red He-Ne (wavelength 8
32.1]nm) Laser light source! The laser beam from the laser beam passes through a condenser lens 2 and a light amount adjustment filter 3 for adjusting the light intensity. Further, the collimating lens 4 converts the beam into a parallel beam, and an aperture 5
．． 6 is installed, so that the size and shape of the laser beam irradiation area on the fundus 16b of the eye 16 to be examined can be selected.
さらにレーザービームは集光レンズ９を介して、第２図
に示すように眼底カメラ照明光学系内のリングスリット
１１の透明な環状開口１１ａの一部に設置したミラー１
０上に集光され反射される（第２図において斜線部は不
透明部分である）。この構成により眼底観察撮影用光束
が眼底に入射するのと同じ光路に導かれる。レーザー光
はリレーレンズ１２，１３、穴開きミラー１４、対物レ
ンズ１５を経て被検眼１６の角膜ｔｅａから眼底１６ｂ
に達し、測定及び追従すべき血管に照射される。Furthermore, the laser beam passes through a condensing lens 9, and as shown in FIG.
0 (the shaded area in FIG. 2 is the opaque area). With this configuration, the light beam for fundus observation and photographing is guided to the same optical path that is incident on the fundus. The laser beam passes through the relay lenses 12 and 13, the perforated mirror 14, and the objective lens 15, and then travels from the cornea tea of the eye 16 to the fundus 16b.
and irradiates the blood vessels to be measured and tracked.
以上のレーザー照射光学系において、可動ミラー８は被
検者１６の眼底１６ｂ上のビームスポット位置を移動可
能とするためのものであり、測定開始前は例えばトラッ
クボール１７を操作することによって出力部４６を介し
てその制御が行なわれる。可動ミラー８は光軸に対する
Ｘと７両方向で各々独立にミラーの傾き角を変えられる
ようになっており、コアギユレータ−等で通常用いられ
ている方法により可動ミラーが制御される。In the laser irradiation optical system described above, the movable mirror 8 is used to move the beam spot position on the fundus 16b of the subject 16. Before starting measurement, for example, by operating the trackball 17, the output section The control is carried out via 46. The movable mirror 8 is configured such that its tilt angle can be independently changed in both the X and 7 directions relative to the optical axis, and the movable mirror is controlled by a method commonly used in coagulators and the like.
また可動ミラー８によるレーザーの反射角は、ＸとＹ方
向のミラーの傾き角に対するレーザー光の傾き角の違い
によって生じる差の補正を最小限にするために、スペー
スの許す限り小さくとっである。また可動ミラー８の位
置は被検眼１６の角膜１６ａあるいけ瞳との略共役な位
置に設置しておくことにより、被検眼１６の角膜上のレ
ーザービーム入射位置を大きく変えることなく、眼底上
でビームを移動することができる。Further, the reflection angle of the laser by the movable mirror 8 is set as small as space allows in order to minimize the correction of the difference caused by the difference in the inclination angle of the laser beam with respect to the inclination angle of the mirror in the X and Y directions. In addition, by setting the position of the movable mirror 8 at a position that is substantially conjugate with the cornea 16a of the eye 16 to be examined and the pupil, the position of the laser beam incident on the cornea of the eye 16 to be examined is not changed significantly, and the laser beam can be positioned on the fundus of the eye. The beam can be moved.
また、レーザー光は観察撮影光束と同じ光路に配置され
る為、眼底カメラの左右、上下のスウィング機構や固視
誘導機構を利用することにより、可動ミラー８によるレ
ーザー光の眼底１６ｂの位置への照射を観察撮影視野内
において行なうことができる為極めて好適である。In addition, since the laser beam is placed on the same optical path as the observation and photographing light beam, by using the left/right, up and down swing mechanisms and fixation guidance mechanism of the fundus camera, the movable mirror 8 can direct the laser beam to the position of the fundus 16b. This is extremely suitable because the irradiation can be performed within the field of view for observation and photographing.
眼底の測定及び追従領域は眼底カメラとして用いられる
照明光学系によって照明され、観察が容易にされる。こ
の照明光学系は撮影光源２０と同−先軸上に配置された
観察光源Ｉ８、コンデンサレンズ１９，２１．フィルタ
２２．ミラー２３から構成される。The measurement and tracking area of the fundus is illuminated by an illumination optical system used as a fundus camera to facilitate observation. This illumination optical system includes an observation light source I8 disposed on the same axis as the photographing light source 20, condenser lenses 19, 21, . Filter 22. It is composed of a mirror 23.
以上の照明光学系においてコンデンサレンズ２１とミラ
ー２３の間に配置されるフィルター２２は、第３図に図
示した様な分光特性を有する波長分離フィルターどして
構成されるので、観察、撮影光に含まれる赤色成分はカ
ットされる。In the illumination optical system described above, the filter 22 disposed between the condenser lens 21 and the mirror 23 is configured as a wavelength separation filter having spectral characteristics as shown in FIG. The red component contained is cut out.
この分光特性は使用するレーザー光源の波長に応じて適
切なものが使われる。Appropriate spectral characteristics are used depending on the wavelength of the laser light source used.
レーザー光が眼底上で散乱されて生ずるスペックル光と
、他の観察撮影用の反射光は、ともに、再び対物レンズ
１５で受光され穴開きミラー１４の穴を通過してフォー
カシングレンズ２４、結像レンズ２５又は２６を介して
一度空間上に結像され再びリレーレンズ２９を介して可
動ミラー３゜で反射されリレーレンズ３１を介して穴開
きミラー３２の付近に結像される。穴開きミラー３２で
反射された光はリレーレンズ３３を介して波長分離ミラ
ー３４で分離される。スペックル光は、波長分離ミラー
３４で反射され、シリンドリカル結像レンズ４２ａ、４
２ｂにより走査型センサーであるＣ０Ｄ４３上に結像さ
れる。なお、波長分離ミラー３４は、光軸に対して約４
５°で設置されており、波長分離フィルター２２と同様
、第３図に示す様な分光特性を有し、赤色のＨｅ−Ｈｅ
レーザー光によるスペックル光の大半を反射する。Speckle light generated when the laser light is scattered on the fundus of the eye and other reflected light for observation and photographing are both received by the objective lens 15 again and passed through the hole of the perforated mirror 14 to the focusing lens 24 and image formation. Once imaged in space via the lens 25 or 26, it is reflected again by the movable mirror 3° via the relay lens 29, and imaged near the perforated mirror 32 via the relay lens 31. The light reflected by the perforated mirror 32 is separated by a wavelength separation mirror 34 via a relay lens 33. The speckle light is reflected by the wavelength separation mirror 34 and passed through the cylindrical imaging lenses 42a and 4.
2b forms an image on the C0D 43, which is a scanning sensor. Note that the wavelength separation mirror 34 has a distance of about 4 to the optical axis.
It is installed at an angle of 5°, and like the wavelength separation filter 22, it has spectral characteristics as shown in FIG.
Reflects most of the speckle light caused by laser light.
波長分離ミラー３４を通過した光は、結像レンズ３５を
介してレチクル３６の面上に結像され、接眼レンズ３７
を介して検者に観察される。ここで、接眼レンズ３フは
、レチクル３６を基準に検者の視度補正が行なえる様に
構成されている。The light that has passed through the wavelength separation mirror 34 is imaged on the surface of the reticle 36 via the imaging lens 35, and is then focused on the eyepiece lens 37.
observed by the examiner via Here, the eyepiece lens 3 is configured so that the examiner can correct the diopter using the reticle 36 as a reference.
また、レチクル３６はＳ４図に示した様に直角に印しで
あるレチクルのうち一方が区別できる様な模様になって
おり、その直角に交わる部分が穴開きミラー３２の穴３
２ａの中心と一致している。またその直角に交わってい
る部分を中心に回転可能となっている。また、レチクル
３６を回転させ、第４図の様に血管１６ｃの像の傾きに
合わせることにより、その方向にシリンドリカルレンズ
４２ａ、４２ｂ、ＣＣＤ４３が同期して回転し自動的に
Ｃ０Ｄ４３と血管像が垂直方向になる。In addition, as shown in Figure S4, the reticle 36 has a pattern that allows one of the reticles to be distinguished at right angles, and the part that intersects at right angles is the hole 3 of the perforated mirror 32.
It coincides with the center of 2a. It is also possible to rotate around the parts that intersect at right angles. In addition, by rotating the reticle 36 to match the inclination of the image of the blood vessel 16c as shown in FIG. 4, the cylindrical lenses 42a, 42b, and CCD 43 are rotated synchronously in that direction, automatically aligning the C0D 43 and the blood vessel image perpendicularly. become the direction.
このときのＣＣＤ４３の面上に形成される眼底像を第５
図に示す。１ａは、照射されるレーザービームのスポッ
トを示す。The fundus image formed on the surface of the CCD 43 at this time is
As shown in the figure. 1a shows the spot of the laser beam to be irradiated.
なおＣＣＤ４３上に結像される眼底像は、スペックル径
、スペックルパターンのボイリング運動及びＣＣＤ４３
の感度の関係から第５図に示す様にシリンドリカル結像
レンズ４２ａ、４２ｂによって血管１６ｃの方向と同方
向の倍率が血管方向と直角方向の倍率より小さくなるよ
うに設定されている。また、第５図の様にＣＣＤ４３の
面上の穴開ぎミラー３２の穴３２ａの像に交わらない位
置にＣＣＤ４３が設置してあり、またそのＣＣＤ４３は
、血管１６ｃの方向と垂直方向に設置される。Note that the fundus image formed on the CCD 43 is based on the speckle diameter, the boiling movement of the speckle pattern, and the CCD 43.
As shown in FIG. 5, the cylindrical imaging lenses 42a and 42b are set so that the magnification in the same direction as the blood vessel 16c is smaller than the magnification in the direction perpendicular to the blood vessel 16c, as shown in FIG. Further, as shown in FIG. 5, the CCD 43 is installed at a position on the surface of the CCD 43 that does not intersect with the image of the hole 32a of the perforated mirror 32, and the CCD 43 is installed in a direction perpendicular to the direction of the blood vessel 16c. Ru.
写真撮影時には跳ね上げミラー２７が２７ａを支点とし
て矢印の方向に２７′まで跳ね上げられ、跳ね上げミラ
ー２７で反射されてきた眼底からのレーザースペックル
光を含む観察撮影光束が写真フィルム２８上に結像され
撮影が行なわれる。以上の様に通常は眼底カメラとして
眼底の観察撮影が可能であり、しかもレーザー光が照射
されている°時であれば、その状態が観察撮影できるた
め測定点の確認や記録が直接性なえる点でもきわめて好
ましい作用が得られる。When taking a photograph, the flip-up mirror 27 is flipped up to 27' using the fulcrum 27a in the direction of the arrow, and the observation photographing light beam including the laser speckle light from the fundus reflected by the flip-up mirror 27 is projected onto the photographic film 28. An image is formed and photographed. As mentioned above, it is usually possible to observe and photograph the fundus using a fundus camera, and if it is irradiated with laser light, the state can be observed and photographed, making it difficult to directly confirm and record measurement points. However, very favorable effects can be obtained.
以上の眼底からのスペックル光、観察撮影用の反射光を
受ける受光光学系において穴開きミラー３２の穴３２ａ
を通過した光はピンホール３８上に被検者１６の眼底１
６ｂの像を形成する。ピンホール３８のピンホールを通
過した光は、干渉フィルタ３９を経て測定開始によりフ
ォトマル（光電子増倍管）４０で受光されこのフォトマ
ル４０で検出されたスペックル信号は解析部４１に送ら
れ、血流状態の解析が行なわれる。なお、干渉フィルタ
３９は、赤色Ｈｅ−Ｎｅレーザーの波長８３２．８ｎｍ
の光のみを通過させる分光特性を有している。Hole 32a of perforated mirror 32 in the light receiving optical system that receives speckle light from the fundus of the eye and reflected light for observation and photographing.
The light passing through the fundus 1 of the subject 16 appears on the pinhole 38.
6b is formed. The light passing through the pinhole 38 passes through an interference filter 39 and is received by a photomultiplier tube 40 at the start of measurement, and the speckle signal detected by the photomultiplier 40 is sent to an analysis section 41. , the blood flow condition is analyzed. Note that the interference filter 39 uses a red He-Ne laser having a wavelength of 832.8 nm.
It has a spectral characteristic that only allows the passage of light.
また、眼底からのスペックル光観察撮影用の反射光を受
ける受光光学系において可動ミラー３０は被検者１６の
眼底１６ｂ上の血管を穴開きミラー３２を介してピンホ
ール３８上に結像させる様に位置補正を行なう為のもの
であり、測定開始前は例えばトラックボール１７を操作
することにより、出力部４６を介してその制御が行なわ
れる。In addition, in the light-receiving optical system that receives reflected light from the fundus for speckle light observation and photography, a movable mirror 30 forms an image of blood vessels on the fundus 16b of the subject 16 onto a pinhole 38 via a perforated mirror 32. This is for correcting the position as shown in FIG. 4, and the control is performed via the output section 46 by operating the trackball 17, for example, before the start of measurement.
ここでトラックボール１７は測定開始前は可動ミラー８
を操作するためにも使用されたが、例えば切替え）スイ
ッチ等で可動ミラー８と可動ミラー３０を各々独立に操
作することができるようにしている。可動ミラー３０は
光軸に対するＸとＹ方向で各々独立にミラーの傾き角を
変えられるものであり、これは可動ミラー８と同様であ
る。Here, the trackball 17 is attached to the movable mirror 8 before the start of measurement.
For example, the movable mirror 8 and the movable mirror 30 can be operated independently using a switch or the like. The movable mirror 30 is capable of changing its tilt angle independently in the X and Y directions with respect to the optical axis, and this is similar to the movable mirror 8.
また可動ミラー３０での光束の反射角は、ＸとＹ方向の
ミラーの傾き角に対する光束の傾き角の違いによって生
じる差の補正を最小限にする為に、スペースの許す限り
小さくなるように設定されている。In addition, the reflection angle of the light beam on the movable mirror 30 is set to be as small as space allows, in order to minimize the correction of the difference caused by the difference in the inclination angle of the light beam with respect to the inclination angle of the mirror in the X and Y directions. has been done.
また可動ミラー３０の位置は、被検眼１６の角膜１６ａ
あるいは瞳と略共役な位置に設置しておくことにより、
可動ミラー３０を傾けても被検眼の瞳等で光束が遮られ
ることなく眼底１６ｂの像をピンホール３８上で移動す
ることができる。Furthermore, the position of the movable mirror 30 is determined by the position of the cornea 16a of the eye 16 to be examined.
Alternatively, by placing it at a position that is approximately conjugate to the pupil,
Even if the movable mirror 30 is tilted, the image of the fundus 16b can be moved on the pinhole 38 without the light flux being blocked by the pupil of the eye to be examined.
また受光光学系において結像レンズ２５は広画角用結像
レンズであり、被検眼の眼底１６ｂの全体像が確認でき
るくらい広視野で観察することが可能な画角を有し、こ
の広視野のときレーザースポットを所望の血管に位置合
わせできるようになっている。一方路像レンズ２６は狭
画角用結像レンズであり、この高倍率レンズにより高倍
率で観察することにより眼底１６ｂ上のレーザースポッ
ト１８ｃ内の血管像を穴開きミラー３２を介してピンホ
ール３８上に位置合わせすることが可能になる。In addition, in the light receiving optical system, the imaging lens 25 is a wide-angle imaging lens, and has an angle of view that allows observation in a wide enough field of view to confirm the entire image of the fundus 16b of the eye to be examined. The laser spot can be aligned to the desired blood vessel. The one-way image lens 26 is an imaging lens for a narrow angle of view, and by observing at high magnification with this high magnification lens, a blood vessel image within the laser spot 18c on the fundus 16b is transmitted through the pinhole 38 through the perforated mirror 32. It becomes possible to align the top position.
なお結像レンズ２５と２６は光軸をずらすことなく瞬時
に交換できるように構成されている。この２つの変倍レ
ンズによって所望の測定点への位置合わせが正確かつ容
易に行なうことができる。The imaging lenses 25 and 26 are constructed so that they can be replaced instantly without shifting the optical axis. With these two variable magnification lenses, alignment to a desired measurement point can be performed accurately and easily.
また受光光学系において、穴開ぎミラー３２の穴径は被
検眼１６の眼底１６ｂ上の測定すべき血管上からの光束
が通るぐらい小さくしであることと、穴開きミラー３２
が被検眼１６の眼底１６ｂと略共役な位置に設置しであ
ることにより、観察者は測定すべき血管の像を穴開きミ
ラー３２の穴と重ね合わす操作をすることにより確実に
位置合わせすることができる。第４図にその時の観察さ
れる像を示す。なお、波長分離ミラー３４をスペックル
光はわずかに透過するため観察者はレーザースポット１
ａの位置を確認することが可能になる。In the light receiving optical system, the hole diameter of the perforated mirror 32 is small enough to allow the light beam from above the blood vessel to be measured on the fundus 16b of the eye 16 to pass through.
is placed at a position substantially conjugate with the fundus 16b of the eye 16 to be examined, so that the observer can reliably align the image of the blood vessel to be measured by overlapping the hole of the perforated mirror 32. I can do it. Figure 4 shows the image observed at that time. Note that since the speckle light slightly passes through the wavelength separation mirror 34, the observer can see the laser spot 1.
It becomes possible to confirm the position of a.
測定開始によりスペックル光はＣＣＤ４３で受光されＣ
ＣＤ４３からの出力信号は信号処理部４４に送られる。When the measurement starts, the speckle light is received by CCD43 and C
The output signal from the CD 43 is sent to the signal processing section 44.
信号処理部４４では血管判別信号を得てＡ／Ｄ変換して
デジタル信号として出力する。演算部４５ではデジタル
化された血管判別信号より血管位置の検出を行い眼球運
動などにより血管移動があった場合その移動量を検出し
初期位置に戻す様な補正量を演算する。演算結果を出力
部４６に出力し、出力部では、演算結果に基づいて可動
ミラー３０、可動ミラー８の制御を行いピンホール３８
上に常に眼底像の同じ位置がある様に又、眼底１８ｂの
同じ位置にレーザースポットがある様に、フィードバッ
ク補正を行なう。The signal processing unit 44 obtains the blood vessel discrimination signal, A/D converts it, and outputs it as a digital signal. The calculation unit 45 detects the position of the blood vessel from the digitized blood vessel discrimination signal, detects the amount of movement of the blood vessel when the blood vessel moves due to eye movement, etc., and calculates a correction amount to return the blood vessel to its initial position. The calculation result is outputted to the output section 46, and the output section controls the movable mirror 30 and the movable mirror 8 based on the calculation result to open the pinhole 38.
Feedback correction is performed so that the fundus image is always at the same position above and the laser spot is at the same position on the fundus 18b.
なお測定中、波長分離ミラー３４を透過した赤色成分以
外の観察撮影光束やわずかに透過したス千７ベラクル光束はしＭル３６上に測定前向様に眼底像が形
成され、観察者は観察可能であるため、対象位置がずれ
ていないか監視することができ、極めて好ましい作用が
得られる。During the measurement, a fundus image is formed on the observation/photographing light beam other than the red component that has passed through the wavelength separation mirror 34 and the light beam that has passed through the wavelength separation mirror 34 in a direction facing the measurement. Since this is possible, it is possible to monitor whether the target position has shifted, and an extremely favorable effect can be obtained.
次に、信号処理部４４以降の電気系について詳しく説明
する。Next, the electrical system after the signal processing section 44 will be explained in detail.
第６図は信号処理部ブロック図である。信号処理部４４
は駆動回路５６、バイパスフィルター５１、増幅器５２
、絶対値回路５３、積分回路５４、Ａ／Ｄ変換器５５．
制御回路５７で構成される。駆動回路５６で発生する駆
動パルスを１０２４画素のリニアＣ０Ｄ４３に供給する
。FIG. 6 is a block diagram of the signal processing section. Signal processing section 44
are a drive circuit 56, a bypass filter 51, and an amplifier 52.
, absolute value circuit 53, integration circuit 54, A/D converter 55.
It is composed of a control circuit 57. A drive pulse generated by the drive circuit 56 is supplied to the linear C0D 43 of 1024 pixels.
Ｃ０Ｄ４３ではスペックル光の光電変換を行ないスペッ
クル信号を得る。Ｃ０Ｄ４３で得られたスペックル信号
は、バイパスフィルター５１を通過し、高周波成分だけ
が抽出される。高周波成分だけになったスペックル信号
を増幅器５２で増幅し、絶対値回路５３を通して信号の
絶対値をとる。C0D43 performs photoelectric conversion of speckle light to obtain a speckle signal. The speckle signal obtained by the C0D 43 passes through a bypass filter 51, and only high frequency components are extracted. The speckle signal containing only high frequency components is amplified by an amplifier 52 and passed through an absolute value circuit 53 to obtain the absolute value of the signal.
絶対値回路５３の出力信号は第７図のようになる。なお
、同図において信号波形は、ＣＣＤ全体からの波形では
なく、中心付近のみの波形である。これは、第１２図、
第１３図についても同様である。絶対値をとった信号を
積分回路５４に人力し積分を行う。積分回路からの信号
は、第８図（Ａ）に図示したような波形となる。積分し
た信号をＡ／Ｄ変換回路５５で８ビツトにＡ／Ｄ変換し
てデジタル信号のデータとして演算部４５に出力する。The output signal of the absolute value circuit 53 is as shown in FIG. Note that in the figure, the signal waveform is not a waveform from the entire CCD, but only a waveform near the center. This is shown in Figure 12,
The same applies to FIG. The absolute value of the signal is input to the integrating circuit 54 for integration. The signal from the integrating circuit has a waveform as shown in FIG. 8(A). The integrated signal is A/D converted into 8 bits by the A/D conversion circuit 55 and outputted to the arithmetic unit 45 as digital signal data.
演算部に人力される信号処理部４４よりの信号は、第８
図（Ａ）に図示したかなりのノイズを含んだ信号となる
。このような信号に対して移動平均などによるスムージ
ング操作を行うと第８図（Ｂ）のように平滑にされた信
号が得られる。第８図（Ｂ）において中央部の傾斜のや
や緩やかな部分Ｗが血管部分である。従って、血管の両
エツジを求めるには、第８図（Ｂ）において原点からの
接線Ａ、Ｂを求めるとその接点が血管エツジとなる。The signal from the signal processing unit 44 that is manually input to the calculation unit is
This results in a signal containing considerable noise as shown in Figure (A). If a smoothing operation such as a moving average is performed on such a signal, a smoothed signal as shown in FIG. 8(B) is obtained. In FIG. 8(B), the central portion W with a slightly gentle slope is the blood vessel portion. Therefore, in order to find both edges of the blood vessel, find the tangents A and B from the origin in FIG. 8(B), and the point of contact will be the blood vessel edge.
そこで、第９図（Ａ）のようにｎ点おきに原点からの変
化分（傾き）を求めて行くと、変化分が増加傾向から減
少傾向へ転じる点Ｃ１及び減少傾向から増加傾向へ転じ
る点りが求められる。そこでＣプラスマイナスｎ及びＢ
プラスマイナス０の範囲内の点について１点づつ順次原
点からの変化分を求め、各隣接点間の変化分の差がＯも
しくは０に近付く点を求める。第９図（Ｂ）に図示した
ように、上記のようにして求めた点と原点とを結ぶと、
Ｅ％ Ｆの接線となる。このようにして求めた接点Ｅ’
Ｆ’が血管の両エツジとして検出される。Therefore, if we calculate the change (slope) from the origin every n points as shown in Figure 9 (A), we will find the point C1 where the change changes from an increasing trend to a decreasing trend, and the point C1 where the change changes from a decreasing trend to an increasing trend. Required. So C plus minus n and B
For each point within the range of plus or minus 0, the amount of change from the origin is determined one by one, and the point where the difference in amount of change between adjacent points approaches 0 or 0 is determined. As shown in FIG. 9(B), when we connect the point obtained in the above manner to the origin, we get
E% It becomes the tangent to F. Contact point E' obtained in this way
F' is detected as both edges of the blood vessel.
血管エツジのみの情報から血管の移動量を求めるには複
数回の位置情報が必要である。しかもこの情報はスペッ
クルの影響を多少受けるので、血管の移動を判定するに
は最低３回分の情報が必要となる。すなわちｍ番目及び
ｍ＋１番目のデータの差分と、ｍ＋１番目及びｍ＋２番
目のデータの差分な比較することで、ｍ番目からｍ＋２
番目のデータを採るまでに移動があったかどうかを調べ
ることができる。移動が判明した場合には、差分量から
重みつき平均を求める等の手段により移動量を判定でき
るが「勅いていないものに対して補正しない」という考
え方から差分量のうちの最小値を移動量とする方法につ
いて説明する。To determine the amount of movement of a blood vessel from information only on blood vessel edges, position information is required multiple times. Furthermore, since this information is somewhat affected by speckles, at least three pieces of information are required to determine the movement of blood vessels. In other words, by comparing the difference between the m-th and m+1-th data and the difference between the m+1-th and m+2-th data, the m-th to m+2
It is possible to check whether there was any movement before collecting the data. If movement is found, the amount of movement can be determined by calculating a weighted average from the differences, but based on the idea that "we do not correct for things that have not been determined," we calculate the minimum value of the differences as the amount of movement. This section explains how to do this.
第１０図は上述の移動量判定のフローチャート図である
。FIG. 10 is a flowchart for determining the amount of movement described above.
ステップＴ１では新しくデータが更新される前に２回前
までのデータを格納し直している。ステップＴ２は血管
探索であり、新しい血管エツジデータを取り込んでいる
。ステップＴ３では移動量を求められるようなデータが
そろっているかどうか判断する箇所であり、もしデータ
が不足していればステップＴ１に戻り、データがそろっ
ていればステップＴ４に進む。ステップＴ４では２つの
連続データ間の差分Ｃ１、Ｃ２，ＤＩ 、Ｄ２を両エツ
ジについて求め、ステップＴ５でその差分Ｃ１，Ｃ２，
Ｄｉ、Ｄ２の符号の一致、すなわち移動方向が同一であ
るかを判定して移動の有無を判定する。In step T1, before new data is updated, the data up to two times before is stored again. Step T2 is a blood vessel search, in which new blood vessel edge data is taken in. In step T3, it is determined whether data necessary to determine the amount of movement is available. If the data is insufficient, the process returns to step T1, and if the data is complete, the process proceeds to step T4. In step T4, the differences C1, C2, DI, and D2 between the two continuous data are obtained for both edges, and in step T5, the differences C1, C2,
The presence or absence of movement is determined by determining whether the signs of Di and D2 match, that is, whether the directions of movement are the same.
符号が一致して移動方向が同一と判定されるとステップ
Ｔ６へ進み、符号が一致せず移動方向が異なると判定さ
れるとステップＴ７へ進む。ステップＴ６では差分Ｃ１
，Ｃ２，Ｄｉ、Ｄ２の値の最も小さい値（ｍ１ｎｌｒｔ
ｒｕｒｓ ）を移動量とし、光学系の倍率等によって決
まる補正演算を行なった後、血管線の位置移動を初期位
置に戻すための補正量を得、出力する。If it is determined that the signs match and the moving directions are the same, the process proceeds to step T6, and if it is determined that the signs do not match and the moving directions are different, the process proceeds to step T7. At step T6, the difference C1
, C2, Di, D2 (m1nlrt
After performing a correction calculation determined by the magnification of the optical system, etc., the correction amount for returning the positional movement of the blood vessel line to the initial position is obtained and output.
ステップＴ７は血管が微少量の移動をしていた場合１回
や２回の連続データからでは移動が検出されないという
ことに対応したもので、（ａｎｄ。Step T7 corresponds to the fact that if the blood vessel moves by a minute amount, the movement cannot be detected from one or two consecutive data.
ｂｍ ） 、 （ａｍ−１、ｂｍ−１） 、 （ａ
ｍ−２、ｂｍ−２）の各エツジと初期位置（ａＯ，ｂＯ
）とのずれ、ＣＯ２，ＣＯＩ、 ＣＯＯ，ＤＯ２，ＤＯ
Ｉ、 ０００を求める。ＣＯ２，Ｃｏｔ、 ＣＯＯ
，ＤＯ２，ＤＯｌ、 ＤＯＯの符号判断をステップＴ
８で行ない、全て同符号であればすでに初期位置に比較
して片側へ移動していることになるのでステップＴ９へ
進み、符号が違うものが存在すれば初期位置に比較して
片側に移動したかどうかは不定なのでステップＴ１に戻
る。ステップＴ９ではステップＴ６と同様にずれＣＯ２
，ＣＯＩ、 ＣＯＧ、 ＤＯ２，ＤＯＩ、 ＤＯＯ
の値の最も小さい値（ｍｉｎｉｍｕｍ ）をずれ量とし
、補正量を得て出力する。bm), (am-1, bm-1), (a
m-2, bm-2) and the initial position (aO, bO
), CO2, COI, COO, DO2, DO
Find I, 000. CO2, Cot, COO
, DO2, DOl, and DOO are determined in step T.
8, and if they all have the same sign, it means that they have already moved to one side compared to the initial position, so proceed to step T9, and if there is one with a different sign, it has moved to one side compared to the initial position. Since it is uncertain whether this is the case, the process returns to step T1. In step T9, the shift CO2 is calculated as in step T6.
, COI, COG, DO2, DOI, DOO
The smallest value (minimum) of the values is set as the deviation amount, and the correction amount is obtained and output.
出力部４６では、演算部４５の補正量に基づいてパルス
モータ−を駆動し、パルスモータ−に連結された可動ミ
ラー８、可動ミラー３０の制御を行／ｌう。可動ミラー
８の駆動によりレーザー光の照射位置が調節され眼底の
追従すべき血管の中心にレーザー光の照射位置が移動さ
れ、自動追従が行われる。また、可動ミラー３０の駆動
によりスペックルパターンの観測点が調節され眼底の追
従すべき血管の中心にスペックルパターンの観測点が８
勤され、自動追従が行われる。The output section 46 drives the pulse motor based on the correction amount from the calculation section 45, and controls the movable mirror 8 and the movable mirror 30 connected to the pulse motor. By driving the movable mirror 8, the irradiation position of the laser beam is adjusted, and the irradiation position of the laser beam is moved to the center of the blood vessel to be tracked in the fundus of the eye, thereby performing automatic tracking. In addition, the observation point of the speckle pattern is adjusted by driving the movable mirror 30, and the observation point of the speckle pattern is adjusted to 8 points at the center of the blood vessel to be followed by the fundus.
automatic tracking.
眼底上の血管からの情報を得ようとする場合、計測点が
血管の中心部と端とでは、計測結果に差異が生じる場合
がある。これによるバラツキをなくするため中心位置補
正を行なっている。When trying to obtain information from blood vessels on the fundus of the eye, there may be a difference in measurement results depending on whether the measurement point is at the center or at the edge of the blood vessel. In order to eliminate variations caused by this, center position correction is performed.
中心位置補正フローチャート図を第１１図に示す。ステ
ップＲ１は血管位置を検出する検出部分でステップＲ２
で検査開始となるまで常に血管位置を検出しつづける。A center position correction flowchart is shown in FIG. Step R1 is a detection part that detects the blood vessel position, and step R2
The blood vessel position is constantly detected until the examination starts.
ステップＲ３では検査開始直後、最新の血管位置情報か
ら血管中心位置を求め、ＣＣＤ４３の中心位置とのずれ
量を求めて血管中心とＣＣＤ中心のずれがなくなるよ−
う補正する。又ステップＲ４では血管の初期位置を血管
中心とＣＣＤ中心が一致するように設定する。初期位置
をステップＲ４のように設定することによってステップ
５の追従もステップＲ６で検査終了となるまで血管中心
がＣＣ０４３の中心位置と一致するように常に補正する
ことになる。この方法により、検者によるアライメント
が血管中心よりずれていても、検査開始直後には常に血
管中心の検し奔≠ル３６を光軸に関して回転させること
によってＣ０Ｄ４３も光軸に関して回転し、ＣＣＤが血
管と垂直方向に設定できるような構造となっていること
は先に説明したが、ざらにＣＣＤの回転角を検出するた
めにポテンショメーター４７が取りつけられている。角
度検出部４８ではポテンショメーターの出力を８ビツト
にＡ／Ｄ変換して角度データを得ている。得られた角度
データは演算部４５に送られ角度データよりＣＣＤの回
転角を判定される。演算部４５では血管位置情報に対し
てＸ、Ｙ方向への補正量を演算して出力する。In step R3, immediately after the start of the examination, the center position of the blood vessel is determined from the latest blood vessel position information, and the amount of deviation from the center position of the CCD 43 is calculated to eliminate the deviation between the center of the blood vessel and the center of the CCD.
Correct it. In step R4, the initial position of the blood vessel is set so that the center of the blood vessel and the center of the CCD coincide. By setting the initial position as in step R4, the follow-up in step 5 is always corrected so that the center of the blood vessel matches the center position of CC043 until the examination is completed in step R6. With this method, even if the alignment by the examiner deviates from the center of the blood vessel, the C0D 43 is also rotated about the optical axis by rotating the inspection wheel 36, which is centered on the blood vessel, about the optical axis immediately after the start of the test, and the CCD As previously explained, the structure is such that it can be set perpendicular to the blood vessel, and a potentiometer 47 is attached to roughly detect the rotation angle of the CCD. The angle detection section 48 obtains angle data by A/D converting the output of the potentiometer into 8 bits. The obtained angle data is sent to the calculation section 45, and the rotation angle of the CCD is determined from the angle data. The calculation unit 45 calculates and outputs correction amounts in the X and Y directions for the blood vessel position information.
ＣＣＤ４３上に結像するスペックルサイズとＣＣＤ４３
の１画素のサイズの関係が大きくずれると、良好なスペ
ックル信号を得ることができない。たとえば第１２図（
ａ 、）のようにスペックル９３°のサイズがＣＣＤ４
３の１画素Ｇに比較して大きい場合には、ＣＣＤ４３の
１画素に入射する光量が減ってしまい十分な強度のスペ
ックル信号が得られず第１２図（ｂ）のようなスペック
ル信号９３ａになる。又逆に第１２図（ｅ）のようにス
ペックル９３°のサイズがＣＣＤ４３の１画素Ｇに比較
して小さい場合にはＣＣＤ４３の各画素に入射する光量
が平均化されてしまい、第１２図（ｆ）に図示したよう
にコントラストのないスペックル信号９３ａのようにな
ってしまう。スペックルサイズとＣＣＤ４３の１画素の
サイズの関係は第１２図（Ｃ）のようにほぼ等しいよう
な関係になると第１２図（ｄ）に図示したように良好な
スペックル信号９３ａが得られる。Speckle size imaged on CCD43 and CCD43
If the relationship between the sizes of one pixel in the two pixels deviates greatly, it is not possible to obtain a good speckle signal. For example, Figure 12 (
As shown in a,), the size of speckle 93° is CCD4.
3, the amount of light incident on one pixel of the CCD 43 decreases, making it impossible to obtain a speckle signal of sufficient intensity, resulting in a speckle signal 93a as shown in FIG. 12(b). become. Conversely, if the size of the speckle 93° is smaller than one pixel G of the CCD 43 as shown in FIG. 12(e), the amount of light incident on each pixel of the CCD 43 is averaged, As shown in FIG. 9(f), the result is a speckle signal 93a without contrast. When the relationship between the speckle size and the size of one pixel of the CCD 43 is approximately equal as shown in FIG. 12(C), a good speckle signal 93a can be obtained as shown in FIG. 12(d).
次にスペックル信号に基づき移動速度の異なる物体を判
別する方法を説明する。Next, a method for determining objects having different moving speeds based on speckle signals will be explained.
スペックルのボイリング運動の場合の説明は複雑なので
、簡単のためにスペックルの並進運動におきかえて説明
する。第１３図（ａ）の左半分は、例えば、血管の周辺
組織で血球の移動速度が遅く、従ってスペックル９３°
の移動速度が遅い場合で、右半分は、血管等で血球の移
動速度が早くスペックルの移動速度が速い場合の図であ
り、第１３図（ｂ）はそれぞれに対応したセンサーの出
力信号の図である。スペックルパターンの移動速度の方
が走査型センサーの走査速度よりも速い場合には、スペ
ックルの明るい部分と暗い部分がＣＣＤ４３の受光部を
数多く通過するので、そのセンサーの出力は明るい部分
、暗い部分の平均化された出力が得られ、受光位置によ
る信号出力の差も少ない。The explanation of the boiling motion of speckles is complicated, so for simplicity, the explanation will be replaced with the translational motion of speckles. In the left half of FIG. 13(a), for example, the moving speed of blood cells is slow in the surrounding tissue of the blood vessel, so the speckles are 93 degrees.
The right half shows the case where the moving speed of blood cells is slow and the moving speed of speckles is fast in blood vessels, etc., and Fig. 13(b) shows the output signal of the corresponding sensor. It is a diagram. If the moving speed of the speckle pattern is faster than the scanning speed of the scanning sensor, the bright and dark parts of the speckle will pass many light receiving parts of the CCD 43, so the output of the sensor will be different from the bright part and the dark part. A partially averaged output is obtained, and there is little difference in signal output depending on the light receiving position.
逆にスペックルパターンの移動速度の方が走査型サンサ
ーの走査速度よりも遅い場合には、スペックル９３°の
明るい部分と暗い部分が受光部を通過する数は少なくな
いことになり、走査型センサーであるＣ０Ｄ４３の受光
部の位置によってスペックルの明るい部分が多く通過し
た所では、出力は強くなり、スペックルの暗い部分が多
く通過した所では出力は弱くなる。従ってスペックルパ
ターンの移動速度の異なる物体に対して、走査型センサ
ーの走査速度を最適に設定して走査型センサーの出力信
号の強弱の比を求めることによって移動速度の異なる物
体の判別を行なうことができる。On the other hand, if the moving speed of the speckle pattern is slower than the scanning speed of the scanning type sensor, the number of bright and dark parts of the speckle 93° passing through the light receiving part is not small, and the scanning type Depending on the position of the light receiving part of the sensor C0D43, the output becomes stronger where many bright parts of speckles have passed, and the output becomes weaker where many dark parts of speckles have passed. Therefore, objects whose speckle patterns move at different speeds can be discriminated by optimally setting the scanning speed of the scanning sensor and determining the strength ratio of the output signal of the scanning sensor. I can do it.
第５図のようにＣＣＤ４３面上に結像するレーザースペ
ックル光による眼底像の血管像の血管方向と血管１６ｃ
に対して垂直方向の比を変えて、血管方向の圧縮を行な
うと血管に対して垂直方向の分解能は劣化させることな
く、ＣＣＤ４３への入射光量を増加させることができる
。またスペックルの明るい部分と暗い部分の信号強度比
は若干悪くなるが、極端に暗い部分が少なくなるので、
血管判別の際誤判別が少なくなる。As shown in FIG. 5, the direction of the blood vessel and the blood vessel 16c in the blood vessel image of the fundus image formed by the laser speckle light formed on the surface of the CCD 43.
By changing the ratio in the direction perpendicular to the blood vessel and performing compression in the direction of the blood vessel, the amount of light incident on the CCD 43 can be increased without deteriorating the resolution in the direction perpendicular to the blood vessel. Also, the signal strength ratio between the bright and dark parts of the speckle will be slightly worse, but the extremely dark parts will be reduced.
Misjudgment is reduced during blood vessel discrimination.
［他の実施例］第１４図以下に説明する実施例は、前実施例と目的は同
じであるが、眼底カメラの光学系を基本としてない型の
場合の実施例である。以下の説明では前実施例と同じも
のは図示が省略されており、また同一部分には同一の参
照番号が付されており、その説明は省略されている。[Other Embodiments] The embodiments described below in FIG. 14 have the same purpose as the previous embodiment, but are embodiments that are not based on the optical system of a fundus camera. In the following description, illustrations of the same parts as in the previous embodiment are omitted, and the same parts are given the same reference numerals, and the description thereof will be omitted.
第１４図においてレーザー光は角膜１６ａと共役な位置
にある微小ミラー１０２に集光されリレーレンズ１０３
，１０４を介し、フォーカッレンズレンズ１０５を経て
、角膜１６ａと共役な位置にある可動ミラー１０６で反
射されて対物レンズ１５を介して眼底１６ｂに照射され
る。可動ミラー１０６の詳細は第１５図に図示したよう
に、光を全部反射する全反射ミラー１０６ａ、透明部１
０６ｂ、光を透過させず、反射率の低い部分１０６ｃか
ら構成されている。In FIG. 14, the laser beam is focused on a micromirror 102 located at a position conjugate with the cornea 16a, and is focused on a relay lens 103.
, 104, a focus lens 105, is reflected by a movable mirror 106 located at a position conjugate with the cornea 16a, and is irradiated to the fundus 16b via the objective lens 15. The details of the movable mirror 106 are as shown in FIG.
06b, and a portion 106c that does not transmit light and has a low reflectance.
眼底１６ｂで拡散反射さ、れたレーザー光のうち、同光
路を介して穴開きミラー１０１で反射されたものはＣＣ
Ｄ４３上に結像する。穴開きミラー１０１及び微小ミラ
ー１０２で遮られずに通過したレーザー光は結像レンズ
１０７によりピンホール３８上に結像される。Among the laser beams diffusely reflected by the fundus 16b, those reflected by the perforated mirror 101 via the same optical path are CC.
An image is formed on D43. The laser beam that has passed through the perforated mirror 101 and the micromirror 102 without being blocked is imaged onto the pinhole 38 by the imaging lens 107.
前実施例ではビームの位置合わせ・追従用ミラーと観測
点位置合わせ用・追従用ミラーが独立して動くため、位
置合わせの操作が複雑になるという欠点がある。又追従
時、互いの位置関係にずれが生じる場合があるが、本実
施例ではそれを解決するために各々のミラーを一枚に構
成しである。In the previous embodiment, since the beam positioning/following mirror and the observation point positioning/following mirror move independently, there is a drawback that the positioning operation becomes complicated. Further, during tracking, a deviation may occur in the mutual positional relationship, but in this embodiment, each mirror is configured as one piece in order to solve this problem.
ＣＣＤ４３と血管像が垂直方向になるようにするために
、イメージローチーターフ０を使用して第１６図のよう
にＣＣＤ４３面上に形成される血管像を回転させてもよ
い。イメージローチーターをレチクル３６と連動して回
転させる構造とし、更にイメージローチーターの回転角
を検出するためにポテンショメーター４７°を取り付け
て、角度データを得るようにしている。In order to make the CCD 43 and the blood vessel image perpendicular to each other, the blood vessel image formed on the CCD 43 surface may be rotated using an image rotary turf 0 as shown in FIG. The image low cheater is structured to rotate in conjunction with the reticle 36, and a potentiometer 47° is attached to detect the rotation angle of the image low cheater to obtain angle data.
ＣＣＤ４３を第１７図のようにパイブレーダ７１で振動
させ、ＣＯＤ面上に形成される血管像の血管方向にスペ
ックルの動きに比較してゆっくりと小さく振動させるか
、または第１８図のようにＣＣＤ直前のレンズ４２ｂを
バイブレータ７１で撮動させ、スペックルの動きに比較
してゆっくりと小さく振動させることによっても、ＣＣ
Ｄ４３面上のレーザースペックル光による眼底像の血管
像の血管方向と血管に対して垂直方向の比を変えて垂直
方向の圧縮を行なうのと同等の効果が得られる。Either the CCD 43 is vibrated by a pie radar 71 as shown in FIG. 17, and vibrated slowly and small compared to the movement of speckles in the direction of blood vessels in the blood vessel image formed on the COD plane, or the CCD CC can also be achieved by photographing the lens 42b immediately in front with the vibrator 71 and vibrating it slowly and small compared to the movement of speckles.
It is possible to obtain the same effect as performing compression in the vertical direction by changing the ratio between the direction of the blood vessels in the blood vessel image of the fundus image on the D43 plane and the direction perpendicular to the blood vessels.
又、使用するＣＣＤ４３がリニアセンサーの場合、レー
ザースペックル光による眼底像の血管像の血管方向の分
解能は必要ないので、血管方向の圧縮を行なう時フーリ
エ面でも可能である。血管と垂直方向は分解能が必要な
ので結像面でなくてはならない。Further, when the CCD 43 used is a linear sensor, resolution in the blood vessel direction of the blood vessel image of the fundus image by laser speckle light is not required, so compression in the blood vessel direction can be performed on the Fourier plane. Since resolution is required in the direction perpendicular to the blood vessel, it must be the imaging plane.
［発明の効果〕以上説明したように本発明では、 スペックル信号の変
化する度合を求め、その変化度に従って血管エツジを判
別し血管位置を識別するようにしているので、確実に眼
底の血管部分を識別することが可能になる。従って、血
管部分が１３動じてもその移動量を容易に求めることが
可能になり、血管部分の８動時にはその移動量に応じて
レーザー光の照射位置あるいは観測点の位置を制御し血
管部分を自動追従することが可能になる。[Effects of the Invention] As explained above, in the present invention, the degree of change in the speckle signal is determined, blood vessel edges are determined according to the degree of change, and blood vessel positions are identified. becomes possible to identify. Therefore, even if the blood vessel moves 13 times, it is possible to easily determine the amount of movement, and when the blood vessel moves 8 times, the laser beam irradiation position or the position of the observation point can be controlled according to the amount of movement. Automatic tracking becomes possible.
第１図は、本発明装置の全体構成を示した構成図、第２
図は、リングスリットの構成を示した構成図、第３図は
、フィルタの分光特性を示した説明図、第４図及び第５
図は、観察される眼底像を示した説明図、第６図は、信
号処理装置の構成を示したブロック図、第７図は、絶対
値回路からの出力信号の波形を示した波形図、第８図（
Ａ）、（Ｂ）及び第９図（Ａ）、（Ｂ）は、血管側エツ
ジを求めるための信号処理を示した信号波形図、第１０
図は、血管追従時の制御の流れを示したフローチャート
図、第１１図は、中心位置補正の制御の流れを示したフ
ローチャート図、第１２図（ａ）〜（ｆ）は、スペック
ルサイズ、ＣＣＤの画素サイズの関係と出力信号を示し
た説明図、第１３図（ａ）、（ｂ）は、スペックルパタ
ーンの移動速度とＣＯＤの出力信号の波形を示した説明
図、第１４図は、本発明装置の他の実施例の構成を示し
た構成図、第１５図は、可動ミラーの詳細な構成を示し
た構成図、第１６図は、イメージローチーターの配置を
示した配置図、第１７図及び第１８図は、ＣＣＤ上の像
を振動させる構成を示した配置図である。１・・・レーザー光源８・・・可動ミラー１６ｂ・・・眼底１８・・・観察光源２０・・・撮影光源３０・・・可動ミラー４０・・・フォトマル４１・・・信号解析部４４・・・信号処理部４５・・・演算部FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the device of the present invention, and FIG.
The figure is a block diagram showing the configuration of the ring slit, Figure 3 is an explanatory diagram showing the spectral characteristics of the filter, Figures 4 and 5 are
6 is a block diagram showing the configuration of the signal processing device; FIG. 7 is a waveform diagram showing the waveform of the output signal from the absolute value circuit; Figure 8 (
A), (B) and FIG. 9 (A), (B) are signal waveform diagrams showing signal processing for determining the blood vessel side edge.
11 is a flowchart showing the control flow for blood vessel tracking, FIG. 11 is a flowchart showing the control flow for center position correction, and FIGS. 12(a) to (f) are speckle size, An explanatory diagram showing the relationship between the pixel size of the CCD and the output signal, FIGS. 13(a) and (b) are explanatory diagrams showing the moving speed of the speckle pattern and the waveform of the output signal of the COD, and FIG. 14 is an explanatory diagram showing the relationship between the pixel size of the CCD and the output signal. , FIG. 15 is a configuration diagram showing the detailed configuration of the movable mirror, FIG. 16 is a layout diagram showing the arrangement of the image low cheetah, FIGS. 17 and 18 are layout diagrams showing a configuration for vibrating an image on a CCD. 1... Laser light source 8... Movable mirror 16b... Fundus 18... Observation light source 20... Photography light source 30... Movable mirror 40... Photomultiple 41... Signal analysis unit 44. ...Signal processing unit 45...Arithmetic unit
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1087857AJPH02268726A (en) | 1989-04-10 | 1989-04-10 | Ophthalmological measurement method and device |
| DE69020410TDE69020410T2 (en) | 1989-04-10 | 1990-04-05 | Method and device for optical measurements. |
| EP90303661AEP0392742B1 (en) | 1989-04-10 | 1990-04-05 | Ophthalmological measurement method and apparatus |
| US07/507,390US5090799A (en) | 1989-04-10 | 1990-04-09 | Ophthalmological measurement method and apparatus |
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1087857AJPH02268726A (en) | 1989-04-10 | 1989-04-10 | Ophthalmological measurement method and device |
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| JPH02268726Atrue JPH02268726A (en) | 1990-11-02 |
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| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
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