JP2001112717A - Eye fundus blood flow meter and method for processing its signal - Google Patents
Eye fundus blood flow meter and method for processing its signalInfo
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Abstract
Description
【0001】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、眼底上の血管内の
血流速度を計測するレーザードップラ型の眼底血流計及
び信号処理方法に関するものである。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a laser Doppler-type fundus blood flow meter for measuring a blood flow velocity in a blood vessel on the fundus and a signal processing method.
【0002】[0002]
【従来の技術】従来からレーザードップラ眼底血流計
は、被検眼の眼底の被測定血管に波長λのレーザービー
ムを照射し、その散乱反射光を光検出器により受光し、
血流からの散乱反射光であるドップラシフトした成分
と、静止している血管壁からの散乱反射光との干渉信号
を検出し、周波数解析して血流速度を求める装置であ
る。2. Description of the Related Art Conventionally, a laser Doppler fundus blood flow meter irradiates a measured blood vessel in the fundus of an eye to be examined with a laser beam having a wavelength of λ, and receives a scattered reflected light thereof with a photodetector.
This is an apparatus that detects an interference signal between a Doppler-shifted component that is scattered reflected light from a blood flow and a scattered reflected light from a stationary blood vessel wall, and analyzes the frequency to obtain a blood flow velocity.
【0003】対象とする血管内の血流を、血球分布が一
様なポアゼイユの流れでその散乱強度が血球数に比例す
ると仮定すると、得られるドップラシフトのスペクトル
密度は、血管中心の最大流速に対応するカットオフ周波
数Δfmaxまで、ほぼフラットな形状のスペクトル分布と
なることが導かれ、レーザードップラ型眼底血流計で
は、このΔfmaxを最大流速に比例する物理量として検出
している。Assuming that the blood flow in a target blood vessel is a Poiseuille flow having a uniform blood cell distribution and that the scattering intensity is proportional to the number of blood cells, the spectral density of the Doppler shift obtained is the maximum flow velocity at the center of the blood vessel. It is derived that the spectrum distribution has a substantially flat shape up to the corresponding cutoff frequency Δfmax, and the laser Doppler fundus blood flow meter detects Δfmax as a physical quantity proportional to the maximum flow velocity.
【0004】2方向観測法では、このカットオフ周波数
Δfmaxを異なる2つの方向から受光した信号に対して求
めることによって、ΔfmaxとVmaxの関係を次式のように
装置の構成及び眼軸長で決定する2つの観測方向のなす
角度Δαと、波数ベクトルkの大きさ、即ち2π/λと
により表現する。 Vmax={λ/(n・α)}・|Δfmax1 −Δfmax2 |/cosβ …(1)In the two-directional observation method, the cutoff frequency Δfmax is determined for signals received from two different directions, and the relationship between Δfmax and Vmax is determined by the configuration of the apparatus and the axial length as shown in the following equation. And the magnitude of the wave number vector k, that is, 2π / λ. Vmax = {λ / (n · α)} · | Δfmax1−Δfmax2 | / cosβ (1)
【0005】ここで、2つの受光器で受光した受光信号
から算出し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速度ベクトルとのなす角度を
βとしている。Here, the maximum shift of the frequency calculated from the light receiving signals received by the two light receivers is represented by Δfmax1 and Δfmax2.
, The wavelength of the laser beam is λ, the refractive index of the measurement site is n, the angle between the two light receiving optical axes in the eye is α, and the plane formed by the two light receiving optical axes in the eye and the blood flow velocity vector are formed. The angle is β.
【0006】このように、2方向から計測を行うことに
よって測定光の入射方向の寄与が相殺され、眼底上の任
意の部位の血流を計測することができる。また、2つの
受光光軸がつくる平面と眼底の交線と、血流速度ベクト
ルとのなす角βとを一致させることにより、β=0゜と
なって真の最大血流速度を測定することができる。As described above, by performing measurement from two directions, the contribution of the incident direction of the measurement light is cancelled, and the blood flow at an arbitrary site on the fundus can be measured. Also, by making the intersection line between the plane formed by the two light receiving optical axes and the fundus and the angle β formed between the blood flow velocity vector and β = 0 °, the true maximum blood flow velocity is measured. Can be.
【0007】従来、各カットオフ周波数Δfmaxの決定は
オペレータが目視で判断して決定しているが、自動的に
求める論文として、APPLIED OPTICS,Vol.27,No.6,
pp.1126-1134(1988)「Retinal laser Doppl
er velocimetry: towardits computer-assisted cl
inical use」(B.L.Petrig,C.E.Riva)が知られてい
る。この論文中にはその具体的な記載はないが、FFT
波形のパワースペクトルがカットオフ周波数Δfmaxのと
ころで不連続即ち垂直に落ちる理想的なモデルを考慮し
て、カットオフ周波数Δfmaxを求めているものと推察さ
れる。Conventionally, each cutoff frequency Δfmax is determined visually by an operator, but as a paper automatically determined, APPLIED OPTICS, Vol. 27, No. 6,
pp. 1126-1134 (1988) "Retinal laser Doppl
er velocimetry: towardits computer-assisted cl
inical use "(B.L. Petrig, CERiva) is known. Although there is no specific description in this paper, FFT
It is presumed that the cutoff frequency Δfmax is determined in consideration of an ideal model in which the power spectrum of the waveform is discontinuous, that is, drops vertically at the cutoff frequency Δfmax.
【0008】このカットオフ周波数の決定精度は、周波
数解析の結果が理想的なモデルに近ければ近い程上昇す
る。即ち、理想的モデルとの差異を評価することによっ
て、測定値の信頼度を表すことができる。上述の論文に
おいては、この理想のモデルとの差異をカットオフ周波
数決定後に、そのカットオフ周波数Δfmaxを使用して評
価して測定の信頼度としている。The accuracy of determining the cutoff frequency increases as the result of the frequency analysis approaches the ideal model. That is, by evaluating the difference from the ideal model, the reliability of the measured value can be expressed. In the above-mentioned paper, the difference from the ideal model is determined after the cutoff frequency is determined, and evaluated using the cutoff frequency Δfmax to obtain the measurement reliability.
【0009】[0009]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら上述の従
来例の評価法では、最終的なカットオフ周波数の決定す
るための演算時間が掛かり、その結果を瞬時に得ること
は難しい。従って、例えば測定光の血管に対する位置な
どの設定した測定条件の確認を、仮に取り込んだ測定信
号の良否で前もって判定する場合などでは、演算時間が
掛かるために実時間で条件設定の良否の判断を行うこと
が困難である。更に、スペクトルの形状から信号の良否
を判断する評価法を使用すると、ドップラ信号の信号成
分に十分な強度がなく、正しい測定値が得られない信号
の場合には形状比較が正しく行われずに、信号が極めて
良いものと判断してしまうという問題点がある。However, in the above-mentioned conventional evaluation method, it takes a long time to determine the final cutoff frequency, and it is difficult to obtain the result instantaneously. Therefore, for example, in the case where the confirmation of the set measurement conditions, such as the position of the measurement light with respect to the blood vessel, is previously determined based on the quality of the acquired measurement signal, calculation time is required. Difficult to do. Furthermore, when an evaluation method for judging the quality of a signal from the shape of a spectrum is used, the signal component of the Doppler signal does not have sufficient strength, and in the case of a signal for which a correct measurement value cannot be obtained, the shape comparison is not correctly performed. There is a problem that the signal is judged to be extremely good.
【0010】本発明の目的は、上述の問題点を解消し、
測定信号のSN比を短時間で求め、その良否を正確に判
別し得る眼底血流計及びその信号処理方法を提供するこ
とにある。An object of the present invention is to solve the above-mentioned problems,
An object of the present invention is to provide a fundus blood flow meter capable of determining an SN ratio of a measurement signal in a short time and accurately determining whether the signal is good or not and a signal processing method thereof.
【0011】[0011]
【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血流計は、被検眼の眼底上の血管に
可干渉な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周辺組織か
ら散乱される参照光を受光する受光手段と、該受光手段
の受光信号を周波数解析する周波数解析手段と、該周波
数解析手段の出力を基に血流速度を算出する算出手段と
を有するレーザードップラ型の眼底血流計において、前
記周波数解析結果によるスペクトル分布を高周波側より
累積した積分曲線を演算する第1のステップと、前記周
波数解析の結果を前記積分曲線を使用して高周波領域に
存在しかつホワイトノイズに近似されるノイズ領域と該
ノイズ領域よりも低周波側に存在する信号領域との少な
くとも2つの領域に分割する第2のステップとを有する
受光信号の信号処理手段を有することを特徴とする。A fundus blood flow meter according to the present invention for achieving the above object has a measuring light irradiating means for irradiating a blood vessel on a fundus of an eye to be examined with coherent measuring light; Light receiving means for receiving signal light in which light is scattered by intravascular particles and reference light scattered from surrounding tissue; frequency analyzing means for frequency analyzing a light receiving signal of the light receiving means; A first step of calculating an integral curve obtained by accumulating a spectrum distribution based on the frequency analysis result from a high frequency side, in a laser Doppler-type fundus blood flow meter having calculation means for calculating a blood flow velocity; At least two regions, a noise region existing in a high frequency region and approximated to white noise using the integration curve and a signal region existing on a lower frequency side than the noise region Characterized in that it has a signal processing unit of the light receiving signal and a second step of dividing.
【0012】また、本発明に係る眼底血流計の信号処理
方法は、被検眼の眼底上の血管に測定光照射手段により
可干渉な測定光を照射し、該測定光が血管内粒子により
散乱される信号光及び周辺組織から散乱される参照光を
受光手段により受光し、該受光手段からの受光信号を周
波数解析手段により周波数解析し、該周波数解析結果を
基に血流速度を算出するレーザードップラ型眼底血流計
の受光信号の信号処理方法であって、前記周波数解析結
果のスペクトル分布を高周波側より累積した積分曲線を
演算する第1のステップと、前記積分曲線を使用して高
周波領域に存在しかつホワイトノイズに近似されるノイ
ズ領域と該ノイズ領域より低周波側に存在する信号領域
との少なくとも2つの領域に分割する第2のステップと
により受光信号の処理を行うことを特徴とする。Further, in the signal processing method of the fundus blood flow meter according to the present invention, the blood vessel on the fundus of the eye to be inspected is irradiated with coherent measurement light by the measurement light irradiation means, and the measurement light is scattered by intravascular particles. A laser for receiving, by a light receiving means, a signal light to be emitted and a reference light scattered from a surrounding tissue, frequency-analyzing a light receiving signal from the light receiving means by a frequency analyzing means, and calculating a blood flow velocity based on the frequency analysis result A signal processing method for a received light signal of a Doppler fundus blood flow meter, comprising: a first step of calculating an integral curve obtained by accumulating a spectrum distribution of the frequency analysis result from a high frequency side; and a high frequency region using the integral curve. And the second step of dividing the received light signal into at least two regions, a noise region approximated to white noise and a signal region existing on a lower frequency side than the noise region. And performing a physical.
【0013】[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に至る
照明光路上には、コンデンサレンズ3、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4、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
5、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6、リレーレンズ7、孔あきミラー8、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9が順次に配列され、眼底照明光学が構成されて
いる。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS The present invention will be described in detail with reference to the illustrated embodiment. FIG. 1 shows a configuration diagram of a fundus blood flow meter according to an embodiment. A condenser lens 3 is provided on an illumination optical path from an observation light source 1 composed of a tungsten lamp or the like that emits white light to an objective lens 2 facing the eye E. For example, the band-pass filter 4 that transmits only light in the yellow range, the eye E
A ring slit 5 provided at a position substantially conjugate with the pupil of the eye, a transmissive liquid crystal plate 6, which is a fixation target display element movable along the optical path, a relay lens 7, a perforated mirror 8, wavelength light in the yellow range The band-pass mirrors 9 that pass through the mirror and almost reflect other light beams are sequentially arranged to form fundus illumination optics.
【0014】孔あきミラー8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ス
レンズ10、リレーレンズ11、スケール板12、接眼
レンズ13が順次に配列され、検者眼eに至っている。A fundus observation optical system is provided behind the perforated mirror 8, and a focus lens 10, a relay lens 11, a scale plate 12, and an eyepiece 13 which are movable along an optical path are sequentially arranged. The person has reached the point e.
【0015】バンドパスミラー9の反射方向の光路上に
は、イメージローテータ14、紙面に垂直な回転軸を有
する両面研磨されたガルバノメトリックミラー15が配
置され、ガルバノメトリックミラー15の下側反射面1
5aの反射方向には、光路に沿って移動自在な第2のフ
ォーカスレンズ16が配置され、上側反射面15bの反
射方向にはレンズ17、光路に沿って移動自在なフォー
カスユニット18が配置されている。なお、レンズ17
の前側焦点面は被検眼Eの瞳孔と共役関係にあり、その
焦点面にガルバノメトリックミラー15が配置されてい
る。An image rotator 14 and a double-side polished galvanometric mirror 15 having a rotation axis perpendicular to the paper are arranged on the optical path in the reflection direction of the bandpass mirror 9.
A second focus lens 16 that is movable along the optical path is disposed in the reflection direction of 5a, a lens 17 is disposed in the reflection direction of the upper reflection surface 15b, and a focus unit 18 that is movable along the optical path is disposed. I have. The lens 17
Has a conjugate relationship with the pupil of the eye E to be examined, and a galvanometric mirror 15 is disposed on the focal plane.
【0016】また、ガルバノメトリックミラー15の後
方には凹面ミラー19が配され、ガルバノメトリックミ
ラー15の上側反射面15bで反射されたレーザー光が
ガルバノメトリックミラー15の切欠部を通過するリレ
ー光学系が構成されている。A concave mirror 19 is arranged behind the galvanometric mirror 15, and a relay optical system through which a laser beam reflected by the upper reflecting surface 15 b of the galvanometric mirror 15 passes through a notch of the galvanometric mirror 15 is provided. It is configured.
【0017】フォーカスユニット18においては、レン
ズ17と同一光路上にダイクロイックミラー20、集光
レンズ21、レーザダイオードから成る測定用光源22
が順次に配列され、ダイクロイックミラー20の反射方
向の光路上にはマスク23、ミラー24が配置され、こ
のフォーカスユニット18は一体的に矢印方向に移動可
能とされている。更に、ミラー24の入射方向の光路上
には、高輝度の他の光源と異なる例えば緑色光を発する
トラッキング用光源25が配置されている。In the focus unit 18, a dichroic mirror 20, a condenser lens 21, and a measurement light source 22 composed of a laser diode are arranged on the same optical path as the lens 17.
Are sequentially arranged, and a mask 23 and a mirror 24 are arranged on an optical path in a reflection direction of the dichroic mirror 20, and the focus unit 18 can be integrally moved in an arrow direction. Further, on the optical path in the incident direction of the mirror 24, a tracking light source 25 that emits, for example, green light different from other light sources of high luminance is arranged.
【0018】ガルバノメトリックミラー15の下側反射
面15aの反射方向の光路上には、第2のフォーカスレ
ンズ16の後方にダイクロイックミラー26、拡大レン
ズ27、イメージインテンシファイヤ付の一次元撮像素
子28が順次に配列されて、血管検出系が構成されてい
る。また、ダイクロイックミラー26の反射方向の光路
上にはフォトマルチプライヤ29a、29bが配置され
て、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、フォトマ
ルチプライヤ29a、29bはそれぞれ紙面に直交した
方向に配置されている。On the optical path in the direction of reflection of the lower reflecting surface 15a of the galvanometric mirror 15, behind the second focus lens 16, a dichroic mirror 26, a magnifying lens 27, and a one-dimensional image sensor 28 with an image intensifier. Are sequentially arranged to form a blood vessel detection system. Further, photomultipliers 29a and 29b are arranged on the optical path in the reflection direction of the dichroic mirror 26 to constitute a light receiving optical system for measurement. Although all the optical paths are shown on the same plane for convenience of illustration, the photomultipliers 29a and 29b are respectively arranged in a direction perpendicular to the paper surface.
【0019】一次元撮像素子28の出力はトラッキング
制御回路30に接続されており、トラッキング制御回路
30の出力はガルバノメトリックミラー15、装置全体
を制御するシステム制御部31に接続されている。シス
テム制御部31には信号処理手段31a及び記憶手段3
1bが内蔵されており、システム制御部31の出力は透
過型液晶板6、表示モニタ32に接続され、操作手段3
3の出力がシステム制御部31に接続されている。The output of the one-dimensional image pickup device 28 is connected to a tracking control circuit 30, and the output of the tracking control circuit 30 is connected to the galvanometric mirror 15 and a system control unit 31 for controlling the entire apparatus. The system control unit 31 includes a signal processing unit 31a and a storage unit 3
1b, the output of the system control unit 31 is connected to the transmission type liquid crystal panel 6, the display monitor 32, and the operation unit 3
3 is connected to the system controller 31.
【0020】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、バンドパスフィルタ4により黄色の
波長光のみが透過し、リングスリット5を通過した光束
が透過型液晶板6を背後から照明し、リレーレンズ7を
通って孔あきミラー8で反射される。その後に、黄色域
の光のみがバンドパスミラー9を透過し、対物レンズ2
を通り、被検眼Eの瞳孔上でリングスリット像として一
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6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、視標像として被検者に呈示される。なお、リングス
リット5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、その形状や数は問題とならな
い。The white light emitted from the observation light source 1 passes through the condenser lens 3, and only the yellow wavelength light is transmitted by the band pass filter 4, and the light flux passing through the ring slit 5 illuminates the transmission type liquid crystal plate 6 from behind. Then, the light is reflected by the perforated mirror 8 through the relay lens 7. After that, only the light in the yellow range passes through the band-pass mirror 9 and the objective lens 2
, And once formed as a ring slit image on the pupil of the eye E to be examined, the fundus oculi Ea is almost uniformly illuminated. At this time, a fixation target is displayed on the transmissive liquid crystal plate 6, and the fixation target is projected on the fundus oculi Ea of the eye E by illumination light and presented to the subject as a target image. The ring slit 5 is for separating the fundus illumination light and the fundus observation light in the anterior segment of the subject's eye E, and its shape and number do not matter as long as it forms a necessary light shielding area. .
【0021】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光束として取り出され、孔あきミ
ラー8の中心の開口部、フォーカスレンズ10、リレー
レンズ11を通り、スケール板12で眼底像Ea'とし
て結像した後に、接眼レンズ13を介して検者眼eに到
達する。検者はこの眼底像Ea'を観察しながら装置の
アライメントを行う。The reflected light from the fundus Ea returns along the same optical path,
It is extracted as a fundus observation light beam from the pupil, passes through the center opening of the perforated mirror 8, the focus lens 10, the relay lens 11, forms an image as a fundus image Ea 'on the scale plate 12, and then passes through the eyepiece 13. To the examiner's eye e. The examiner performs alignment of the apparatus while observing the fundus image Ea ′.
【0022】測定用光源22を発した測定光は、集光レ
ンズ21の上方を偏心して通過し、ダイクロイックミラ
ー20を透過する。一方、トラッキング用光源25から
発したトラッキング光はミラー24で反射され、マスク
23で所望の形状に整形された後に、ダイクロイックミ
ラー20に反射されて、集光レンズ21によりマスク2
3の開口部中心と共役な位置ヘスポット状に結像してい
る測定光と重畳される。The measuring light emitted from the measuring light source 22 passes eccentrically above the condenser lens 21 and passes through the dichroic mirror 20. On the other hand, the tracking light emitted from the tracking light source 25 is reflected by the mirror 24, is shaped into a desired shape by the mask 23, is reflected by the dichroic mirror 20, and is reflected by the condensing lens 21.
3 is superimposed on the measurement light which is formed in a spot shape at a position conjugate with the center of the opening.
【0023】更に、測定光とトラッキング光はレンズ1
7を通り、ガルバノメトリックミラー15の上側反射面
15bで一旦反射され、更に凹面ミラー19で反射され
て再びガルバノメトリックミラー15の方へ戻される。
ここで、ガルバノメトリックミラー15は被検眼Eの瞳
の共役な位置に配されており、その形状は被検眼Eの瞳
上において非対称な形状とされている。そして、凹面ミ
ラー19が光軸上に同心に配置されて、ガルバノメトリ
ックミラー15の上側反射面と下側反射面とを−1倍で
結像するリレー光学系の機能が与えられている。Further, the measuring light and the tracking light are transmitted through the lens 1
7, the light is once reflected by the upper reflection surface 15b of the galvanometric mirror 15, further reflected by the concave mirror 19, and returned to the galvanometric mirror 15 again.
Here, the galvanometric mirror 15 is arranged at a conjugate position with respect to the pupil of the eye E, and has a shape that is asymmetric on the pupil of the eye E. The concave mirror 19 is arranged concentrically on the optical axis, and has a function of a relay optical system for forming an image of the upper and lower reflecting surfaces of the galvanometric mirror 15 by -1 times.
【0024】このために、ガルバノメトリックミラー1
5b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15の切欠部の位置に戻され、ガルバノメトリッ
クミラー15で再び反射されることなくイメージローテ
ータ14へ向かう。そして、イメージローテータ14を
経てバンドパスミラー9により対物レンズ2へ偏向され
た両光束は、対物レンズ2を介して被検眼Eの眼底Ea
に照射される。For this purpose, the galvanometric mirror 1
The two luminous fluxes reflected by 5b are returned to the positions of the cutout portions of the galvanometric mirror 15 and proceed to the image rotator 14 without being reflected by the galvanometric mirror 15 again. Then, both light beams deflected to the objective lens 2 by the bandpass mirror 9 via the image rotator 14 are transmitted to the fundus Ea of the eye E through the objective lens 2.
Is irradiated.
【0025】このとき、トラッキング光はマスク23に
より測定点を含み、その血管をカバーする長方形の領域
を照明するように整形されており、その大きさは血管走
行方向で300〜500μm程度、血管直角方向で50
0〜1200μm程度とすることが好適である。また、
測定光は測定する血管の太さ50〜120μm程度の円
形スポット、又は血管走行方向が長手方向となる楕円形
状とされている。At this time, the tracking light is shaped so as to illuminate a rectangular area covering the blood vessel, including the measurement point by the mask 23, and has a size of about 300 to 500 μm in the blood vessel running direction and a right angle to the blood vessel. 50 in direction
It is preferable that the thickness be about 0 to 1200 μm. Also,
The measurement light is a circular spot having a thickness of about 50 to 120 μm of the blood vessel to be measured, or an elliptical shape in which the running direction of the blood vessel is the longitudinal direction.
【0026】眼底Eaでの散乱反射光は再び対物レンズ
2で集光されて、バンドパスミラー9で反射され、イメ
ージローテータ14を通って、ガルバノメトリックミラ
ー15の下側反射面15aで反射され、フォーカスレン
ズ16を通り、ダイクロイックミラー26において測定
光とトラッキング光とが分離される。The scattered and reflected light from the fundus oculi Ea is collected again by the objective lens 2, reflected by the band-pass mirror 9, passed through the image rotator 14, and reflected by the lower reflecting surface 15a of the galvanometric mirror 15. The measurement light and the tracking light pass through the focus lens 16 and are separated by the dichroic mirror 26.
【0027】トラッキング光はダイクロイックミラー2
6を透過し、拡大レンズ27により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’として一
次元撮像素子28上に結像するが、このときの撮像範囲
はトラッキング光の照射範囲とほぼ同一の大きさであ
る。この血管像信号はトラッキング制御回路30に入力
され、血管Evの位置信号に変換される。トラッキング
制御回路30はこの信号を使用してガルバノメトリック
ミラー15の回転角を制御し、血管Evのトラッキング
を行う。The tracking light is a dichroic mirror 2
6 is formed on the one-dimensional image pickup device 28 as a blood vessel image Ev ′ enlarged by the magnifying lens 27 from the fundus oculi image Ea ′ by the fundus oculi observation optical system. It is almost the same size as the range. This blood vessel image signal is input to the tracking control circuit 30 and is converted into a position signal of the blood vessel Ev. The tracking control circuit 30 controls the rotation angle of the galvanometric mirror 15 using this signal, and performs tracking of the blood vessel Ev.
【0028】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9を透過
し、孔あきミラー8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12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1
3を介して眼底像Ea’及び視標像と共に検者に観察さ
れる。このとき、インジケータの中心には測定ビームの
スポット像が重畳しており、インジケータは操作手段3
3によってガルバノメトリックミラー15を回転するこ
とによって、眼底Ea上を一次元的に移動することがで
きる。A part of the scattered reflected light on the fundus oculi Ea due to the measurement light and the tracking light passes through the band-pass mirror 9 and is guided to the fundus observation optical system behind the perforated mirror 8.
The tracking light forms an image on the scale plate 12 as a bar-like indicator, and the measurement light forms an image as a spot image at the center of the indicator. These images are the eyepiece 1
3 and is observed by the examiner together with the fundus image Ea ′ and the optotype image. At this time, the spot image of the measurement beam is superimposed on the center of the indicator, and the indicator is
By rotating the galvanometric mirror 15 by 3, it is possible to move one-dimensionally on the fundus oculi Ea.
【0029】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。操作手段33のフォーカスノブを
調整すると、図示しない駆動手段により透過型液晶板
6、フォーカスレンズ10、16、フォーカスユニット
18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6、スケール板12、一
次元撮像素子28は同時に眼底Eaと共役になる。At the time of measurement, the examiner first focuses the fundus image Ea '. When the focus knob of the operation means 33 is adjusted, the transmission type liquid crystal plate 6, the focus lenses 10, 16 and the focus unit 18 are moved along the optical path in conjunction with the drive means (not shown). When the fundus image Ea 'is in focus, the transmissive liquid crystal plate 6, the scale plate 12, and the one-dimensional imaging device 28 are simultaneously conjugated to the fundus Ea.
【0030】実際の検査においては、検者は眼底像E
a’のピントを合わせた後に、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を適当な
位置へ移動するために操作手段33を操作する。そし
て、システム制御部31は透過型液晶板6を制御して視
標像を移動し、イメージローテータ14を回転して、測
定対象とする血管Evの走行方向に対してフォトマルチ
プライヤ29a、29bの中心を結んだ線が並行になる
ように操作する。このとき、ガルバノメトリックミラー
15を回転することによって、一次元撮像素子28の画
素配列の方向及び動く測定光の方向は、これと直角の血
管Evに対して垂直な方向に調整される。In an actual examination, the examiner obtains a fundus image E
After focusing on a ', the line of sight of the eye E is guided to change the observation area, and the operation means 33 is operated to move the blood vessel Ev to be measured to an appropriate position. Then, the system control unit 31 controls the transmissive liquid crystal plate 6 to move the optotype image, rotate the image rotator 14, and move the photomultipliers 29 a and 29 b in the traveling direction of the blood vessel Ev to be measured. Operate so that the lines connecting the centers are parallel. At this time, by rotating the galvanometric mirror 15, the direction of the pixel array of the one-dimensional image sensor 28 and the direction of the moving measurement light are adjusted in a direction perpendicular to the blood vessel Ev at right angles thereto.
【0031】図2は測定操作のフローチャート図を示
し、検者は先ず操作手段33の測定スイッチを1段押し
込むことにより仮測定を開始する。このときに、トラッ
キングの状態や得られた信号の良否を確認した上で、更
に測定スイッチの2段目を押して本測定を開始する。こ
の間、測定光は血管トラッキングシステムの働きにより
血管Ev上に保特されるが、その散乱反射光はダイクロ
イックミラー26により反射されて、フォトマルチプラ
イヤ29a、29bにより受光される。フォトマルチプ
ライヤ29a、29bの出力はそれぞれシステム制御部
31に出力され、記憶手段31bに記憶された後に、信
号処理手段31aにより周波数解析などの処理を経て血
流速度に換算される。FIG. 2 shows a flow chart of the measurement operation. The examiner first starts the provisional measurement by depressing the measurement switch of the operation means 33 by one step. At this time, after confirming the tracking state and the quality of the obtained signal, the second measurement switch is pressed to start the main measurement. During this time, the measurement light is retained on the blood vessel Ev by the function of the blood vessel tracking system, but the scattered and reflected light is reflected by the dichroic mirror 26 and received by the photomultipliers 29a and 29b. The outputs of the photomultipliers 29a and 29b are output to the system control unit 31, respectively, stored in the storage unit 31b, and then converted into blood flow velocities by the signal processing unit 31a through processing such as frequency analysis.
【0032】図3はそのときの眼底Eaの様子を示し、
眼底Ea上の被測定血管Evに測定光M及びトラッキン
グ光Tが照射されている。2個のフォトマルチプライヤ
29a、29bで受光された信号を、例えば図4のタイ
ミングチャート図に示すように間欠的に10m秒ずつA
/D変換して、システム制御部31の記憶手段31bに
取込み、信号処理手段31aにおいて先ずそれぞれの出
力信号に対して周波数解析(FFT処理)を行った後で、
理論的に求められるFFT信号との差異が数値化され
る。この数値化された信号の良否の程度は、例えばバー
グラフのように視覚的に判断し易い形状に変換され、か
つFFTの結果の波形と共に表示モニタ32に表示され
る。これによって、十分な経験を積まないと困難な理論
的FFT信号との差異を、不慣れな検者でもFFTの形
状を見て、瞬時に把握することが可能となる。FIG. 3 shows the state of the fundus oculi Ea at that time.
The measurement light M and the tracking light T are applied to the blood vessel Ev to be measured on the fundus oculi Ea. The signals received by the two photomultipliers 29a and 29b are intermittently output for 10 ms, for example, as shown in the timing chart of FIG.
/ D conversion, fetched into the storage unit 31b of the system control unit 31, and the signal processing unit 31a first performs frequency analysis (FFT processing) on each output signal.
The difference from the theoretically obtained FFT signal is quantified. The degree of pass / fail of the digitized signal is converted into a visually recognizable shape such as a bar graph, and displayed on the display monitor 32 together with the FFT result waveform. As a result, even an inexperienced examiner can instantaneously grasp the difference from the theoretical FFT signal, which is difficult without sufficient experience, by looking at the shape of the FFT.
【0033】ここに示した解析方法は、実際には装置に
ソフトウエアとして組み込まれることが通例である。こ
のソフトは例えばフロッピーディスクや、CDROMと
いった外部媒体で供給され、使用する前に本体にインス
トールされる。しかしながら、例えば解析のみを一般の
パーソナルコンピューターなどの別の装置で行う場合に
は、このソフトを別の装置にインストールすることでも
可能であり、この場合には測定するための光学系などを
持つ必要はない。The analysis method shown here is usually actually incorporated into the apparatus as software. This software is supplied on an external medium such as a floppy disk or CDROM, and is installed in the main body before use. However, for example, when performing only analysis with another device such as a general personal computer, it is also possible to install this software on another device, in which case it is necessary to have an optical system for measurement and the like. There is no.
【0034】仮測定では、以上の動作が繰り返し行わ
れ、検者は表示モニタ32上に実時間で表示されるFF
T波形やバーグラフを見ることにより、本測定において
正しい測定が可能な条件や部位を設定する。例えば、被
検眼Eの乱視により生ずる測定光のずれがある場合に
は、検者は表示モニタ32の表示を見ながら、血管上を
測定光Mが照射するように操作手段33に設けた図示し
ないダイヤルを回すと、システム制御部31はトラッキ
ング制御回路30を介してガルバノミラー11にシフト
量を与え、測定光Mの照射位置をトラッキングしている
血管に対して相対的に移動してゆく。In the provisional measurement, the above operation is repeatedly performed, and the examiner can display the FF displayed on the display monitor 32 in real time.
By looking at the T-waveform and the bar graph, the conditions and parts where correct measurement can be performed in this measurement are set. For example, when there is a deviation of the measurement light caused by astigmatism of the eye E, the examiner looks at the display on the display monitor 32 and the operation means 33 provided on the operation means 33 so that the measurement light M irradiates the blood vessel. When the dial is turned, the system control unit 31 gives a shift amount to the galvanomirror 11 via the tracking control circuit 30 and moves the irradiation position of the measurement light M relatively to the blood vessel that is tracking.
【0035】測定光Mの照射位置が動くにつれて、表示
モニタ32に表示されるFFT波形・バー表示は変化
し、最大血流速度となる血管の中心を含み、かつ血管外
をできるだけ含まないような位置に測定光Mがきたとき
に最良の状態を表示する。ここで、検者は測定スイッチ
を再度押して本測定を開始する。本測定が開始される
と、システム制御部31は記憶手段31bに例えば2秒
間等の所定時間分のフォトマルチプライヤ29a、29
bからの連続した出力信号を記憶する。記憶された出力
信号は測定後に信号処理手段31aによりFFT変換さ
れ、最大ドップラシフト量Δfmax1 、Δfmax2 が求めら
れて最大血流速度が算出される。As the irradiation position of the measuring light M moves, the FFT waveform / bar display displayed on the display monitor 32 changes to include the center of the blood vessel at the maximum blood flow velocity and to include as little as possible outside the blood vessel. The best state is displayed when the measuring light M comes to the position. Here, the examiner presses the measurement switch again to start the main measurement. When the main measurement is started, the system control unit 31 stores the photomultipliers 29a and 29 for a predetermined time such as 2 seconds in the storage unit 31b.
Store the continuous output signal from b. The stored output signal is FFT-transformed by the signal processing means 31a after the measurement, and the maximum Doppler shift amounts Δfmax1 and Δfmax2 are obtained to calculate the maximum blood flow velocity.
【0036】図5は以上の動作におけるFFTの形状
と、理論的に求めるFFT信号との差異を定量化するた
めのフローチャート図を示す。受光瞳の大きさを無視し
た場合には、理論的に求めるFFT線図の形状は図6に
示すようにステップ状となり、ドップラ偏移を示す信号
部Sと高周波側のホワイトノイズ部Nとに分けることが
できる。この波形を高周波側から積分してゆくとL1で
示す折れ線が得られ、その始点と終点を結んだ直線L2
からL1を引いた値はopeで示す三角形となる。FIG. 5 is a flow chart for quantifying the difference between the shape of the FFT in the above operation and the theoretically obtained FFT signal. When the size of the light receiving pupil is ignored, the shape of the theoretically obtained FFT diagram becomes a step shape as shown in FIG. 6, and the signal portion S indicating the Doppler shift and the white noise portion N on the high frequency side Can be divided. When this waveform is integrated from the high frequency side, a broken line indicated by L1 is obtained, and a straight line L2 connecting the start point and the end point thereof is obtained.
The value obtained by subtracting L1 from the result is a triangle indicated by ope.
【0037】実際に得られる信号は血球密度のばらつき
によりフラットなスペクトルとはならず、存在する血球
に応じて生ずるスパイク状のスペクトルの足し合わせと
なり、種々の電気ノイズを含んだり、受光瞳の形状の影
響やマルチ散乱の影響、更には測定光のミスアライメン
トや被検眼Eの涙によるビームの滲みなどによって、理
論形状とはかなり異なった形状となる。従って、同様の
処理を行ってもこのように明瞭な三角形とはならず、特
にマルチ散乱の影響は信号部Sからホワイトノイズ部N
に滲み出すようなスペクトル形状を作り出し、カットオ
フ周波数fcの決定を困難にする。The actually obtained signal does not become a flat spectrum due to the variation in blood cell density, but becomes a sum of spike-like spectra generated according to existing blood cells, contains various electric noises, and has a light receiving pupil shape. Due to the influence of the scattered light, the influence of multi-scattering, the misalignment of the measurement light and the bleeding of the beam due to tears of the eye E, the shape becomes considerably different from the theoretical shape. Therefore, even if the same processing is performed, a clear triangle is not obtained as described above.
This makes it difficult to determine the cutoff frequency fc.
【0038】しかし、ノイズ部分に相当するのはホワイ
トノイズであることから、peはほぼ直線に近く、また
信号がほぼ良好であれば最大値pはほぼカットオフ周波
数fc付近に存在する。更に、得られたスペクトルが理
論的なものに近い場合には、opも直線に近いものとな
る。However, since the noise portion corresponds to white noise, pe is almost a straight line, and if the signal is almost good, the maximum value p is almost in the vicinity of the cutoff frequency fc. Further, when the obtained spectrum is close to the theoretical one, op is also close to a straight line.
【0039】図7は実際のFFTの処理を適用した結果
を示し、epoを結んで得られる略三角形の波形で、L
nは高周波部分を直線近似した直線で、Lsは低周波数
部分を直線近似した直線である。それぞれの近似範囲を
例えば得られた曲線の最大ピーク周波数となる点pで分
離すると、直線Lnは最大周波数〜点pまでであり、直
線Lsは点o〜点pまでである。このとき、直線Lsの
近似範囲に関しては、トラッキングの状態や睫毛などに
より大きく影響を受けるために、最も低周波部分は例え
ばp×0.1からpまでとする。また、直線Lnの近似
範囲に関しては、ノイズがホワイトノイズであることを
考慮すると、例えば最大周波数からp×0.8程度まで
とした方が、マルチ散乱のノイズ部分を正しく評価する
ことができる。FIG. 7 shows the result of applying the actual FFT processing, and is a substantially triangular waveform obtained by connecting epo.
n is a straight line obtained by linearly approximating the high frequency portion, and Ls is a straight line obtained by linearly approximating the low frequency portion. When the respective approximate ranges are separated at, for example, a point p which is the maximum peak frequency of the obtained curve, a straight line Ln extends from the maximum frequency to the point p, and a straight line Ls extends from the point o to the point p. At this time, since the approximation range of the straight line Ls is greatly affected by the tracking state, eyelashes, and the like, the lowest frequency portion is, for example, from p × 0.1 to p. Also, regarding the approximate range of the straight line Ln, considering that the noise is white noise, it is possible to correctly evaluate the multi-scattering noise portion by setting the maximum frequency to about p × 0.8, for example.
【0040】ここで、近似直線Lsと実際の曲線との残
差により信号の良否の判断となる指標を算出することに
よって、信号レベルの領域において理論的に算出したF
FT波形の矩形部分と、出力信号から算出したFFT波
形との差異を演算して数値化することができる。この演
算値を基に表示モニタ32の画面上に表示するようにす
れば、検者はより客観的に測定の良否を判断することが
可能になる。Here, an index for judging the quality of the signal is calculated based on the residual between the approximate straight line Ls and the actual curve, so that F is theoretically calculated in the signal level region.
The difference between the rectangular portion of the FT waveform and the FFT waveform calculated from the output signal can be calculated and digitized. If the calculated value is displayed on the screen of the display monitor 32, the examiner can more objectively judge the quality of the measurement.
【0041】一方、アライメントが不良であったり、或
いは被検眼Eに大きな角膜乱視等があると、トラッキン
グ光Tのトラッキング中心と測定光Mに位置ずれが生ず
る。図8(a)に示すように血管Evに対して測定光Mが
ずれて照射されていると、トラッキングが血管Evに対
して正確に行われていても、測定光Mが血管Evの中心
に照射されていないために、最大血流速度からの信号光
がなくなり、かつ血管以外の網膜で不規則に散乱した反
射光が血管Evからの信号光に混入する。On the other hand, if the alignment is bad, or if the eye E has a large corneal astigmatism, the tracking center of the tracking light T and the measuring light M are displaced. As shown in FIG. 8A, when the measurement light M is irradiated onto the blood vessel Ev with a shift, the measurement light M is positioned at the center of the blood vessel Ev even if tracking is accurately performed on the blood vessel Ev. Since the light is not irradiated, the signal light from the maximum blood flow velocity disappears, and the reflected light irregularly scattered by the retina other than the blood vessel mixes with the signal light from the blood vessel Ev.
【0042】このために、フォトマルチプライヤ29
a、29bからの出力信号を受けて信号処理部31aで
算出されたFFT波形は、図9(a)に示すように測定光
Mが血管Evの中心に照射されている場合は、図9(b)
に示すような急激に落ちる波形となるのに対し、図8
(b)に示すようにドップラシフトしている領域からノイ
ズレベルまでがなだらかに繋がった波形となる。従っ
て、計算された略三角形の曲線の低周波部分はその近似
直線と大きな残差を有するために、信号の良否の程度が
悪いことが数値化される。検者はこの数値の視覚化され
たバーグラフやFFT波形を見て、このまま本測定を行
って血流速度を求めても正しい結果を得ることはできな
いと判断することができる。For this purpose, the photomultiplier 29
The FFT waveform calculated by the signal processing unit 31a in response to the output signals from the signals a and 29b is shown in FIG. 9 (a) when the measurement light M is applied to the center of the blood vessel Ev as shown in FIG. 9 (a). b)
8 has a sharply falling waveform as shown in FIG.
As shown in (b), the waveform from the Doppler shifted region to the noise level is smoothly connected. Accordingly, since the calculated low-frequency portion of the substantially triangular curve has a large residual with respect to the approximate straight line, it is quantified that the quality of the signal is poor. The examiner sees the visualized bar graph and FFT waveform of this numerical value, and can judge that a correct result cannot be obtained even if the main measurement is performed and the blood flow velocity is obtained.
【0043】実際の測定において、例えば血流が非常に
遅いか又は全く流れていない部位の測定を行った場合に
は、得られた信号の評価を正しく行うことができない。
例えば、無血流領域を測定する場合には、理論的には得
られるスペクトルはホワイトノイズのみとなる筈であ
る。しかし、回路の周波数特性やトラッキングのふらつ
きによって、若干の段差を有する信号が得られる場合が
存在する。上述の指標はスペクトルの形状から信号の良
否の判断するものであり、この場合には信号部Sが十分
な強度を持っていないにも拘らず、非常に良い信号を示
す場合がある。これを避けるために、得られた信号のS
N比を算出して、これを血流速度情報の信頼性の評価の
ための1つの指標とする。In the actual measurement, for example, when the measurement is performed on a part where the blood flow is very slow or does not flow at all, the obtained signal cannot be correctly evaluated.
For example, when measuring a bloodless region, the spectrum obtained theoretically should be only white noise. However, there are cases where a signal having a slight level difference is obtained due to the frequency characteristics of the circuit or fluctuations in tracking. The above-mentioned index is used to determine the quality of the signal from the shape of the spectrum. In this case, the signal may show a very good signal even though the signal portion S does not have sufficient strength. In order to avoid this, S
The N ratio is calculated and used as one index for evaluating the reliability of the blood flow velocity information.
【0044】図10はSN比を算出するためのフローチ
ャート図を示し、理論的には図6に示すスペクトルの積
分直線L1の高周波部であるホワイトノイズ部Nは直線
L1nとなり、その直線L1nを延長したY軸切片Yn
は、得られたスペクトルのノイズ部分の総和を示してい
る。また、直線L1のY軸切片Ytはスペクトルの総和
であるから、信号成分の総和としてS=Yt−Ynをと
ればよい。従って、信号はSN比=S/Yt=(Yt−
Yn )/Ytで計算することができる。FIG. 10 is a flowchart for calculating the SN ratio. Theoretically, the white noise portion N which is the high frequency portion of the integral straight line L1 of the spectrum shown in FIG. 6 becomes a straight line L1n, and the straight line L1n is extended. Y-axis intercept Yn
Indicates the sum of the noise portions of the obtained spectrum. Further, since the Y-axis intercept Yt of the straight line L1 is the sum of the spectra, S = Yt−Yn may be taken as the sum of the signal components. Therefore, the signal is: SN ratio = S / Yt = (Yt−
Yn) / Yt.
【0045】実際には、図11に示すように積分曲線を
計算し、例えばp×0.1〜pまでとして得られる近似
直線L1sと、例えば最大周波数〜p×0.8程度まで
とした近似直線L1nとを求め、直線L1sのY軸切片
をYtとし、L1nのY軸切片をYnとすることによっ
てそれぞれの近似範囲を求め、これを基にSN比を計算
する。In practice, an integral curve is calculated as shown in FIG. 11, and an approximate straight line L1s obtained from, for example, p × 0.1 to p is approximated to an approximate straight line L1s, for example, from the maximum frequency to about p × 0.8. A straight line L1n is obtained, an approximate range is obtained by setting the Y-axis intercept of the straight line L1s to Yt and the Y-axis intercept of L1n to Yn, and the SN ratio is calculated based on the approximate ranges.
【0046】ここに示した解析方法は、実際には装置に
ソフトウエアとして組み込まれることが通例である。こ
のソフトは例えばフロッピディスクやCDROM等の外
部媒体により供給され、使用する前に本体にインストー
ルされる。しかし、例えば解析のみを一般のパーソナル
コンピュータなど別の装置で行いたい場合には、このソ
フトを別の装置にインストールすることも可能であり、
この場合には測定のための光学系等を持つ必要はない。The analysis method shown here is usually actually incorporated into the apparatus as software. This software is supplied by an external medium such as a floppy disk or CDROM, and is installed in the main body before use. However, for example, if it is desired to perform analysis only on another device such as a general personal computer, it is possible to install this software on another device.
In this case, it is not necessary to have an optical system or the like for measurement.
【0047】図2のフローチャート図による仮測定で
は、信号の良否を数値化した後でSN比を算出し、SN
比が許容値の範囲外となった場合には、その数値を最適
値に置換する。以上の操作を行うことにより、SN比が
悪い場合即ち測定が不良となるような場合に、良い信号
と誤認することを回避することができる。また、図2の
本測定においては、測定開始時点でSN比が不良な場合
には本測定を不可とし、エラー表示を行うなど無駄な測
定をキャンセルする。更に、SN比の測定時間における
平均をとり、その値が許容範囲にないときは測定をエラ
ーとしたり、悪い数値を有する特定の時間に対して、正
しい測定が行われていなかったとゆうエラーの判断に使
用してもよい。In the tentative measurement according to the flowchart of FIG. 2, the S / N ratio is calculated after quantifying the quality of the signal, and the S / N ratio is calculated.
When the ratio is out of the range of the allowable value, the numerical value is replaced with the optimum value. By performing the above operation, it is possible to avoid erroneous recognition as a good signal when the S / N ratio is bad, that is, when the measurement is bad. In the main measurement shown in FIG. 2, if the SN ratio is poor at the start of the measurement, the main measurement is disabled, and useless measurement such as displaying an error is canceled. Further, the average of the SN ratio in the measurement time is taken, and when the value is out of the allowable range, the measurement is regarded as an error, or the error is determined that the correct measurement was not performed for a specific time having a bad numerical value. May be used.
【0048】また、システム制御部31は予め設定して
おいた許容値と、演算した演算値との比較を行って、演
算値が許容値以下になると本測定に移行する測定開始入
力信号を出力する制御を行うようにすれば、検者の手間
を省くことができる。更に、仮測定時に2個のフォトマ
ルチプライヤ29a、29b からの出力信号を処理し
ているが、2個のフォトマルチプライヤ29a、29b
は測定部位に対して受光方向が異なるだけなので、片方
のフォトマルチプライヤ29aの受光状況が判れば他方
のフォトマルチプライヤ29bの受光状況もほぼ予測で
きる。従って、信号処理部31の負担を少なくし処理時
間を短縮するために、1個のフォトマルチプライヤ29
aからのみについて信号処理を行って表示するように構
成してもよい。The system control unit 31 compares a previously set permissible value with the calculated value, and outputs a measurement start input signal for shifting to the main measurement when the calculated value is less than the permissible value. By performing such control, the labor of the examiner can be saved. Further, the output signals from the two photomultipliers 29a and 29b are processed at the time of provisional measurement, but the two photomultipliers 29a and 29b are processed.
Since only the light receiving direction differs with respect to the measurement site, if the light receiving state of one photomultiplier 29a is known, the light receiving state of the other photomultiplier 29b can be almost predicted. Therefore, in order to reduce the load on the signal processing unit 31 and the processing time, one photomultiplier 29 is used.
A configuration may be adopted in which signal processing is performed only from a and displayed.
【0049】以上の実施例では、SN比を先の信号の良
否の程度を判断する数値と切り離して利用する方法を示
したが、この数値にSN比を加味し新たな信号の良否の
判定基準を作成してもよく、この数値の測定時間におけ
る平均値は測定の信頼度として利用することもできる。In the above embodiment, the method of using the SN ratio separately from the numerical value for judging the quality of the previous signal has been described. However, the SN ratio is added to this numerical value to determine the new signal. May be created, and the average value of the numerical values in the measurement time may be used as the reliability of the measurement.
【0050】[0050]
【発明の効果】以上説明したように本発明に係る眼底血
流計及びその信号処理方法は、ドップラ信号のSN比を
算出する際に、一度積分処理することによってスペクト
ルの抜けの影響を軽減することができ、ピーク周波数を
算出することによってノイズ領域と信号領域を概略比較
的安定に分離することができ、カットオフ周波数を決定
する前に簡単な演算によってSN比の算出や信号の良否
の判断を行う指標を作ることができる。また、処理を仮
測定で実施すれば、検者は表示モニタ上に実時間で表示
されるFFT波形やバーグラフを見ることにより、本測
定における測定が良好か否かを正しく判断することがで
きるので、被検者への負担を減らすと同時に測定時間を
短縮することができる。As described above, the fundus blood flow meter and the signal processing method according to the present invention reduce the influence of spectrum omission by performing integration once when calculating the S / N ratio of the Doppler signal. By calculating the peak frequency, the noise region and the signal region can be roughly relatively stably separated from each other, and the S / N ratio can be calculated and the signal quality can be determined by a simple operation before the cutoff frequency is determined. You can create an index to do. In addition, if the processing is performed by provisional measurement, the examiner can correctly judge whether the measurement in the main measurement is good or not by looking at the FFT waveform and the bar graph displayed in real time on the display monitor. Therefore, the burden on the subject can be reduced and the measurement time can be shortened.
【0051】また、信号の或る周波数領域とホワイトノ
イズの領域を分離することによって、単に信号のSN比
の算出だけでなく速度解析などの様々な利用法がある。
実際の速度算出において理論的に求められるFFT信号
との差異を用いる場合には、本方法によって求められた
ホワイトノイズのレベルを理論的なFFT信号の形状の
決定に使用することも可能である。これによって、理論
的な形状と実際に得られた信号との整合性を高めること
が可能となり、実際に即した速度算出が可能となる。Further, by separating a certain frequency region and a white noise region of a signal, there are various uses not only for calculating the SN ratio of the signal but also for speed analysis.
When the difference from the theoretically obtained FFT signal is used in the actual speed calculation, the level of the white noise obtained by the present method can be used for determining the theoretical shape of the FFT signal. As a result, it is possible to improve the consistency between the theoretical shape and the actually obtained signal, and it is possible to calculate the speed in accordance with the actual.
【図1】実施例の眼底血流計の構成図である。FIG. 1 is a configuration diagram of a fundus blood flow meter according to an embodiment.
【図2】動作及び信号処理のフローチャート図である。FIG. 2 is a flowchart of an operation and signal processing.
【図3】観察眼底像の説明図である。FIG. 3 is an explanatory diagram of an observation fundus image.
【図4】処理信号のタイミングチャート図であるFIG. 4 is a timing chart of a processing signal;
【図5】信号の良否の数値化のフローチャート図であ
る。FIG. 5 is a flowchart of digitizing the quality of a signal.
【図6】受光信号の理論形状グラフ図である。FIG. 6 is a graph showing a theoretical shape of a received light signal.
【図7】受光信号の実際の形状のグラフ図である。FIG. 7 is a graph showing the actual shape of a received light signal.
【図8】測定光が血管からずれているときの信号変化の
グラフ図である。FIG. 8 is a graph showing a signal change when the measurement light is displaced from the blood vessel.
【図9】測定光の血管を照射しているときの信号変化の
グラフ図である。FIG. 9 is a graph showing a signal change when the measurement light is irradiated on a blood vessel.
【図10】SN比の算出のフローチャート図である。FIG. 10 is a flowchart of an SN ratio calculation.
【図11】受光信号の実際の形状のグラフ図である。FIG. 11 is a graph showing an actual shape of a light receiving signal.
1 観察用光源 2 対物レンズ 6 撮影用光源 8 孔あきミラー 9 バンドパスミラー 14 イメージローテータ 15 ガルバノメトリックミラー 22 測定用光源 25 トラッキング用光源 28 一次元撮像素子 29a、29b フォトマルチプライヤ 30 トラッキング制御回路 31 システム制御部 31a 信号処理手段 31b 記憶手段 32 表示モニタ 33 操作手段 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Observation light source 2 Objective lens 6 Imaging light source 8 Perforated mirror 9 Bandpass mirror 14 Image rotator 15 Galvanometric mirror 22 Measurement light source 25 Tracking light source 28 One-dimensional image sensor 29a, 29b Photomultiplier 30 Tracking control circuit 31 System control unit 31a Signal processing unit 31b Storage unit 32 Display monitor 33 Operation unit
Claims (7)
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周辺組織から散乱される参
照光を受光する受光手段と、該受光手段の受光信号を周
波数解析する周波数解析手段と、該周波数解析手段の出
力を基に血流速度を算出する算出手段とを有するレーザ
ードップラ型の眼底血流計において、前記周波数解析結
果によるスペクトル分布を高周波側より累積した積分曲
線を演算する第1のステップと、前記周波数解析の結果
を前記積分曲線を使用して高周波領域に存在しかつホワ
イトノイズに近似されるノイズ領域と該ノイズ領域より
も低周波側に存在する信号領域との少なくとも2つの領
域に分割する第2のステップとを有する受光信号の信号
処理手段を有することを特徴とする眼底血流計。1. A measuring light irradiating means for irradiating a coherent measuring light to a blood vessel on a fundus of an eye to be inspected, and a signal light in which the measuring light is scattered by intravascular particles and a reference light scattered from a surrounding tissue. In a laser Doppler-type fundus blood flow meter having a light receiving means for receiving light, a frequency analyzing means for frequency-analyzing a light receiving signal of the light receiving means, and a calculating means for calculating a blood flow velocity based on an output of the frequency analyzing means. A first step of calculating an integral curve obtained by accumulating a spectrum distribution based on the frequency analysis result from a high frequency side, and using the integral curve to obtain a result of the frequency analysis in a high frequency region and approximating white noise. Signal processing means for receiving light signals having a second step of dividing into at least two regions of a noise region and a signal region present on a lower frequency side than the noise region. And a fundus blood flow meter.
領域においてそれぞれ積分曲線を直線近似する第3のス
テップと、該第3のステップで得られた2つの近似直線
を基に前記受光信号のSN比を算出する第4のステップ
とを付加した受光信号のSN比算出手段を有する請求項
1に記載の眼底血流計。2. The signal processing means includes: a third step of linearly approximating an integral curve in each of the two frequency regions; and a signal processing unit for generating the light-receiving signal based on the two approximate lines obtained in the third step. The fundus blood flow meter according to claim 1, further comprising: a SN ratio calculation unit for the light reception signal to which a fourth step of calculating the SN ratio is added.
記積分曲線の始点及び終点を結んだ直線との距離が最大
となる周波数を基に前記領域を分割する請求項1に記載
の眼底血流計。3. The fundus blood according to claim 1, wherein the second step divides the region based on a frequency at which a distance between the integration curve and a straight line connecting a start point and an end point of the integration curve becomes maximum. Flow meter.
作制御を行う制御手段を有する請求項1に記載の眼底血
流計。4. The fundus blood flow meter according to claim 1, further comprising control means for performing operation control using a result of said SN ratio calculation means.
を仮受光し、該受光信号に対する前記SN比算出手段の
出力結果が許容範囲にない場合には測定不可とする動作
を行う請求項2に記載の眼底血流計。5. The control device according to claim 2, wherein the control unit temporarily receives the light receiving signal prior to the measurement, and performs an operation of disabling the measurement when the output result of the SN ratio calculating unit with respect to the light receiving signal is out of an allowable range. 2. A fundus blood flow meter according to item 1.
により可干渉な測定光を照射し、該測定光が血管内粒子
により散乱される信号光及び周辺組織から散乱される参
照光を受光手段により受光し、該受光手段からの受光信
号を周波数解析手段により周波数解析し、該周波数解析
結果を基に血流速度を算出するレーザードップラ型眼底
血流計の受光信号の信号処理方法であって、前記周波数
解析結果のスペクトル分布を高周波側より累積した積分
曲線を演算する第1のステップと、前記積分曲線を使用
して高周波領域に存在しかつホワイトノイズに近似され
るノイズ領域と該ノイズ領域より低周波側に存在する信
号領域との少なくとも2つの領域に分割する第2のステ
ップとにより受光信号の処理を行うことを特徴とする眼
底血流計の信号処理方法。6. A blood vessel on the fundus of an eye to be inspected is irradiated with coherent measurement light by a measurement light irradiation unit, and the measurement light is converted into signal light scattered by intravascular particles and reference light scattered from surrounding tissue. A signal is received by a light receiving means, and a light receiving signal from the light receiving means is frequency-analyzed by a frequency analyzing means, and a signal processing method of a light receiving signal of a laser Doppler type fundus blood flow meter for calculating a blood flow velocity based on the frequency analysis result. A first step of calculating an integral curve obtained by accumulating the spectrum distribution of the frequency analysis result from a high frequency side; and a noise area existing in a high frequency area and approximated to white noise using the integral curve. Signal processing by a second step of dividing the received light signal into at least two regions including a signal region existing on a lower frequency side than a noise region. Method.
分曲線を直線近似して近似直線を得る第3のステップ
と、該第3のステップで得られた2つの近似直線を基
に、前記受光信号のSN比を算出する第4のステップと
を実行する請求項6に記載の眼底血流計の信号処理方
法。7. A third step of linearly approximating each of said integral curves in said two frequency domains to obtain an approximate straight line, and said light receiving signal based on said two approximate straight lines obtained in said third step. And a fourth step of calculating the S / N ratio of the fundus blood flow meter.
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---|---|---|---|
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Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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- 1999-10-15 JP JP29452599A patent/JP2001112717A/en active Pending
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