JP2001112719A

JP2001112719A - 眼底血流計

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Publication number: JP2001112719A
Application number: JP29769299A
Authority: JP
Inventors: Yasuyuki Numajiri; 泰幸沼尻
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 1999-10-20
Filing date: 1999-10-20
Publication date: 2001-04-24

Abstract

(57)【要約】（修正有）【課題】カットオフ周波数を精度良く求めることによ
り高精度で血流速度を算出する眼底血流計を提供する。【解決手段】先ず、Ｔ組のＦＦＴ波形の内の初めの１
組のＦＦＴ波形を選び、その内のフォトマルチプライヤ
３０ａからの受光出力信号のＦＦＴ波形について、ステ
ップＳ１でＦＦＴ波形の良否の程度、即ち受光出力信号
の良否の程度を表す信号良否評価値を求める。これをフ
ォトマルチプライヤ３０ｂからの受光出力信号のＦＦＴ
波形についても行い、フォトマルチプライヤ３０ａと３
０ｂのＦＦＴ波形から求めた信号良否評価値の平均値を
計算する。次に、Ｔ組のＦＦＴ波形の中から予め定めた
組数のＭ組だけ信号良否評価値の高い順に選択する。こ
のときの速度対応値から最大血流速度を換算して求め
る。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、ドップラ現象を利
用して眼底上の血管内の血流速度を計測する眼底血流計
に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】従来のドップラ方式の眼底血流計では、
被測定血管に測定光を照射し、血管内を流れる赤血球等
の粒子によってドップラシフトされた散乱信号光と、血
管壁や周辺組織からのドップラシフトされていない散乱
参照光とがミキシングされた光ビート信号を、２方向か
ら２個の受光器により受光し、それらのＦＦＴ（光束フ
ーリエ変換）波形の解析を行っている。このとき、図１
３に示すように血管内の血流の流れをポアゼイユの流れ
と仮定して、図１４、図１５に示すように、血管中心の
最大流速に対応する最大ドップラシフト量であるカット
オフ周波数△fmax1、△fmax2を求め、この値から最大血
流速度を算出している。

【０００３】従来の眼底血流計では、良好な測定かどう
かを確認したり、良好な測定が行われた部分を選択する
方法として、APPLIED OPTICS,Vol.27,No.6,pp.1126-113
4(1988)「Retinal laser Doppler velocimetry:toward
its computer-assisted clinical use」、(B.L.P.Petri
g,C.E.Riva)に記載されているように、測定中或いは測
定後にＦＦＴ波形を表示したり、理論的なＦＦＴ波形と
の差異を数値化して表示して、検者が判断を行う装置が
知られている。また、特開平１０−８５１９０号公報に
は、測定直後に簡易計算を行い、検者がその結果を見て
測定の良否を判断する装置が開示されている。

【０００４】

【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APPLIED OPTICSに記載の装置では、精度の良い
測定を行うために、測定が良好となるまで測定位置をず
らしながら少なくとも１拍動分を連続して測定を続けた
り、再測定を行ったり或いは長時間測定を行った中から
最低１拍動分の良好なデータを選択する必要があり、被
検者に長時間の固視という多大な負担を強いるだけでな
く、検者にとっても煩雑な作業となっている。更に、良
好な測定が行われた部分の選択をして検者がＦＦＴ波形
から判断する際には、客観的な評価ができずに精度の悪
い判断となり、理論的なＦＦＴ波形との差異を数値化し
て表示すれば客観的な判断はできるものの、これを自動
的に行うためには多量の計算を行ってカットオフ周波数
を数値化する必要があり、多大な労力及び時間を要する
という問題点がある。

【０００５】また、特開平１０−８５１９０号公報の装
置では、瞬きや大きな固視不良などによる測定不良は容
易に視認できるが、ＦＦＴ波形の微妙な不良までは判断
できないために、その後に時間の掛かる本来の計算を行
って測定不良が認められた場合でも、気付かずにそのデ
ータを使用してしまい、測定精度が悪くなるという問題
点があり、また再測定を行うと被検者に複数回の固視と
いう負担を強制することになり検者も煩雑な作業とな
る。

【０００６】本発明の目的は、上述の問題点を解消し、
良好な測定を得るための長時間の測定を必要とせず、か
つ測定中に多少の測定不良が発生しても測定精度を維特
することができ、再測定の可否を迅速に判別可能な眼底
血流計を提供することにある。

【０００７】

【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、測定光を被検眼の眼底上
の血管に照射する測定光照射手段と、前記測定光により
血管内粒子から生ずる散乱光を受光する受光手段と、該
受光手段からの出力信号を解析して血流速度を算出する
データ処理手段とを有する眼底血流計において、前記デ
ータ処理手段は、１回の測定の測定時間を分割して各時
間における前記出力信号の良否の程度を表す信号良否評
価値を求める第１のステップと、該信号良否評価値に基
づいて前記出力信号の内から良好な出力信号を選択する
第２のステップと、該選択された良好な出力信号につい
てカットオフ周波数を求める第３のステップと、該カッ
トオフ周波数から血流速度を算出する第４のステップと
を行うことを特徴とする。

【０００８】

【発明の実施の形態】本発明を図１〜図１２に図示の実
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が順次に配列されている。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
はならない。

【０００９】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。

【００１０】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。

【００１１】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、この焦点面に瞳孔上において
非対称な形状とされたガルバノメトリックミラー１５が
配置されている。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が光軸上に同心的に配置さ
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ようにするために、ガルバノメ
トリックミラー１５の上側反射面１５ｂと下側反射面１
５ａとを−１倍で結像するリレー光学系が構成されてい
る。

【００１２】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、レーザーダイオード等の測定用光源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が配置されてお
り、このフォーカスユニット１８は一体的に矢印で示す
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、他の光源と異なる高輝度の例えば緑
色光を発するトラッキング用光源２５が配列されてい
る。

【００１３】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、ダイクロイックミラー２６、拡大レンズ２
７、イメージインテンシファイヤ付の二次元撮像素子２
８が順次に配列され、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、受光瞳を形成するミラー対２９ａ、２９ｂ、フォト
マルチプライヤ３０ａ、３０ｂが配置され、測定用受光
光学系が構成されている。なお、図示の都合上、全ての
光路を同一平面上に示したが、ミラー対２９ａ、２９
ｂ、フォトマルチプライヤ３０ａ、３０ｂはそれぞれ紙
面に直交した方向に配置されている。

【００１４】二次元撮像素子２８の出力はトラッキング
制御部３１に接続されており、トラッキング制御部３１
の出力はガルバノメトリックミラー１５に接続され、更
に装置全体の動きを制御するシステム制御部３２に接続
されている。また、システム制御部３２にはフォトマル
チプライヤ３０ａ、３０ｂ、操作部３３の出力が接続さ
れ、システム制御部３２の出力はデータ処理部３４に接
続されており、データ処理部３４の出力は表示モニタ３
５に接続されている。

【００１５】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
波長光のみが透過され、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、
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。

【００１６】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で眼底像として結像
した後に、検者眼ｅにより接眼レンズ１３を介して観察
される。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。

【００１７】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で反射された後に、マ
スク２３で所望の形状に整形され、更にダイクロイック
ミラー２０で反射されて、集光レンズ２１によりマスク
２３の開口部中心と共役な位置にスポット状に結像して
いる測定光と重畳される。測定光とトラッキング光はレ
ンズ１７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、再びガルバノメトリックミラー１５の方に戻さ
れる。ここで、リレー光学系の機能により、ガルバノメ
トリックミラー１５の上側反射面１５ｂで反射された両
光束は、ガルバノメトリックミラー１５の切欠部の位置
に戻されることになり、ガルバノメトリックミラー１５
に反射されることなく、イメージローテータ１４に向か
う。

【００１８】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の方向に偏向された両光
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。このとき、トラッキング光はマスク２３によ
り、測定光を含み被測定血管をカバーする長方形の領域
を照明するように、その大きさが血管走行方向３００〜
５００μｍ程度、血管直角方向に５００〜１２００μｍ
程度に整形されており、また測定光は被測定血管の太さ
程度の５０〜１２０μｍの円形スポット、又は血管走行
方向に長手方向を有する楕円形状とされている。

【００１９】眼底Ｅａでの散乱反射光は再び対物レンズ
２で集光され、バンドパスミラー９で反射されてイメー
ジローテータ１４を通り、ガルバノメトリックミラー１
５の下側反射面１５ａで反射され、フォーカスレンズ１
６を通りダイクロイックミラー２６において測定光とト
ラッキング光が分離される。

【００２０】そして、トラッキング光はダイクロイック
ミラー２６を透過し、拡大レンズ２７により二次元撮像
素子２８上で眼底観察光学系による眼底像よりも拡大さ
れた血管像として結像する。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部３１に入力され、血管
の位置信号に変換される。トラッキング制御部３１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
転角を制御して血管のトラッキングを行う。

【００２１】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を介して眼底像及び視標像と共に観察される。このと
き、インジケータの中心には測定ビームのスポット像が
重畳して観察される。インジケータ操作部３３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り、
眼底Ｅａ上を一次元に移動することができる。

【００２２】測定に際して、検者は先ず眼底像のピント
合わせを行うために操作部３３のフォーカスノブを調整
すると、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。眼底像のピントが合うと、透過型
液晶板６、スケール板１２、二次元撮像素子２８は同時
に眼底Ｅａと共役になる。

【００２３】検者は眼底像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
する血管を適当な位置へ移動するために操作部３３を操
作する。システム制御部３２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走行方向に対して、フォトマルチプ
ライヤ３０ａ、３０ｂの中心を結んだ線が平行になるよ
うに操作する。このとき、ガルバノメトリックミラー１
５を回転することにより、二次元撮像素子２８の画素配
列の垂直方向と測定ビームの移動方向は、同時にこれと
直角の血管に対して垂直な方向に調整される。

【００２４】検者はトラッキングを開始してその良否を
確認した後で、操作部３３の測定スイッチを押して測定
を開始する。この測定の間は、測定ビームはトラッキン
グ制御部３１の働きにより血管上に保持されるが、その
散乱反射光はダイクロイックミラー２６、ミラー対２９
ａ、２９ｂにより反射され、フォトマルチプライヤ３０
ａ、３０ｂに受光される。フォトマルチプライヤ３０
ａ、３０ｂの出力はそれぞれシステム制御部３２に出力
され、例えば２０ｍ秒毎の出力信号が変換されてからＦ
ＦＴ処理などの周波数解析が行われる。このようにして
得られたＦＦＴ波形は、データ処理部３４においてメモ
リに記憶された後に解析されて眼底Ｅａの血流速度が求
められ、その測定結果は表示モニタ３５に表示される。

【００２５】図２はデータ処理部３４の動作のフローチ
ャート図を示す。予め定められた１回の測定の測定時間
を、ＦＦＴ処理する時間間隔例えば２０ｍ秒で分割した
分割数がＴ個であるとすると、１個の分割時間において
フォトマルチプライヤ３０ａ、３０ｂから２個の受光出
力信号のＦＦＴ波形が得られる。先ず、Ｔ組のＦＦＴ波
形の内の初めの１組のＦＦＴ波形を選び、その内のフォ
トマルチプライヤ３０ａからの受光出力信号のＦＦＴ波
形について、ステップＳ１でＦＦＴ波形の良否の程度、
即ち受光出力信号の良否の程度を表す信号良否評価値を
求める。

【００２６】受光瞳の大きさを無視した場合には、理論
的に求められるＦＦＴの形状は図３に示すようにステッ
プ状となる。即ち、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折れ線Ｌ１が得ら
れ、その始点と終点を結んだ直線Ｌ２から、この折れ線
Ｌ１の値を引いた値はｏｐｅで示す三角形となる。

【００２７】一方、実際に得られる信号は血球密度のば
らつきにより平坦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でいたり、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にはなら
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へ滲み出すようなスペクトル形状を作り出し、カ
ットオフ周波数の決定を困難にする。

【００２８】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は常にほぼ直線に近く、
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。

【００２９】図４は実際のＦＦＴ波形にこの処理を適用
した結果を示し、ｅｐｏが実際に得られた略三角形の波
形で、Ｌｎは高周波部分を直線近似した直線、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ｐにより
分離すると、直線Ｌｎは最大周波数〜周波数ｐまで、ま
た直線Ｌｓは０〜周波数ｐまでである。

【００３０】このとき、直線Ｌｎの近似範囲に関しては
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〜ｐ×０．８程度までとした方が、マルチ散乱によ
るノイズ部分を正しく評価することができる。これを、
近似直線Ｌｓと実際の曲線との残差をもって受光出力信
号の良否を判断する指標、即ち信号良否評価値とする。
このようにして、信号レベルの領域において理論的に算
出したＦＦＴ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可能と
なる。即ち、カットオフ周波数を決定する前に、簡単な
演算によって信号の良否の程度を示す信号良否評価値を
算出することができる。また、信号を一度積分処理する
ことにより、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ｐを算出することによって、ノイズ
領域と信号領域を比較的安定に分離することができる。

【００３１】ここで、１回の測定の中でトラッキングが
追い付かない被検眼Ｅの固視微動やアライメントの不良
等があり、トラッキング光のトラッキング中心と測定光
Ｍに位置ずれが発生していると、トラッキングが血管Ｖ
に対して正確に行われていても、図５に示すように測定
光Ｍが血管Ｖの中心に照射されないことによって、最大
速度を有する血流からの散乱信号光がなくなり、かつ血
管Ｖ外の網膜で不規則に散乱した散乱光が血管Ｖからの
散乱信号光に混入してしまう。このために、フォトマル
チプライヤ３０ａからの受光出力信号を受けてシステム
制御部３２で解析したＦＦＴ波形は、図６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
だらかに連続した波形になる。また、計算した略三角形
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、受光出力信号の良否の程度が悪いことが数
値化されてしまう。

【００３２】図２のステップＳ２において、図７に示す
ようにＦＦＴ波形のパワースペクトルが閾値Ｐ０を越え
る最大の周波数Δｆｒを求める。この周波数Δｆｒは略
血流速度に比例した値となり、血流速度と１対１に対応
する速度対応値を表し、測定中に多少の測定不良が発生
してもそれ程は影響を受けず、比較的安定して求めるこ
とができる。本実施例では、血流速度にほぼ比例する周
波数Δｆｒを速度対応値としているが、ステップＳ１で
求めたピーク周波数ｐやホワイトノイズとマルチ散乱ノ
イズを分離する周波数などを利用してもよく、血流速度
と１対１に対応すれば血流速度に比例しない値でもよ
い。

【００３３】以上のステップＳ１、Ｓ２をフォトマルチ
プライヤ３０ｂからの受光出力信号のＦＦＴ波形につい
ても行い、ステップＳ３でフォトマルチプライヤ３０ａ
と３０ｂとの受光出力信号のＦＦＴ波形から求めた信号
良否評価値の平均値を計算する。更にステップＳ４で、
同様に２つの速度対応値の平均値を計算する。なお、本
実施例ではより精度の高い信号良否評価値、速度対応値
を求めるために、２つの値をそれぞれ平均しているが、
２個のフォトマルチプライヤ３０ａ、３０ｂは測定部位
に対して受光方向が異なるだけなので、簡略化のために
一方のフォトマルチプライヤの受光出力信号のＦＦＴ波
形から求めた信号良否評価値、速度対応値を使用しても
よい。

【００３４】以上のステップＳ１〜Ｓ４を、Ｔ組のＦＦ
Ｔ波形の内の２番目のＦＦＴ波形についても行い、これ
を最後のＴ番目のＦＦＴ波形まで繰り返す。これによっ
て、例えば図８に示す曲線Ｌeのような速度対応値の平
均値の時間変動を求めることができる。

【００３５】次にステップＳ５で、Ｔ組のＦＦＴ波形の
中から予め定めた組数のＭ組だけ、ステップＳ３で求め
た信号良否評価値の平均値が高い順に選択する。本実施
例では、信号良否評価値の高い順にＭ組選択しているの
で、以下のカットオフ周波数を求める計算量が減少し、
毎回ほぼ一定に短い時間で血流速度を求めることができ
る。なお、この組数Ｍの選択は、１回の測定時間の長さ
に応じて所定の割合の組数のＦＦＴ波形を、平均値が高
い順に選択してもよい。或いは、信号良否評価値が設定
値を越えたものを選択するようにすれば、測定中でも良
いデータを選択することが可能となり、計算時間を短縮
することができる。

【００３６】ステップＳ６では、ステップＳ５で選択し
たＭ組のＦＦＴ波形の内の初めの１組のＦＦＴ波形につ
いて、フォトマルチプライヤ３０ａからの受光出力信号
のＦＦＴ波形に対して、スムージングなどの処理を行
う。

【００３７】次に、ステップＳ７でフィッティングを行
うことによってカットオフ周波数を求める。周波数Ｎの
範囲Ｆｓ〜Ｆeの内の初めの周波数Ｆｓを仮に定めたカ
ットオフ周波数とし、このときのＦＦＴ波形のモデル形
状であるフィッテイング曲線を求める。ここで受光瞳が
点であれば、ＦＦＴ波形の理想的なモデル形状は、図９
の破線ＦＬに示すような周波数Ｆｓにおいてパワースペ
クトルが不連続に低下する形状となるが、実際には受光
瞳が面積を有するために周波数Ｆｓで不連続にはなら
ず、実線ＳＬのＦＦＴ波形のように或る曲線で急激に落
下する形状となる。

【００３８】図１０は測定対象とする血管Ｖの測定部位
Ｅｖ、測定用光源２２、フォトマルチプライヤ３０ａ、
３０ｂ、そしてミラー対２９ａ、２９ｂが形成する受光
瞳Ａ１、Ａ２の関係を示したものである。受光瞳Ａ１、
Ａ２はミラー対２９ａ、２９ｂに限らず、絞り或いはフ
ォトマルチプライヤ３０ａ、３０ｂのセンサ部等で形成
してもよい。ここで、角度の基準とする眼底血流計の光
軸Ｏと、測定対象とする血管Ｖの走行方向との成す角で
ある血管角度をθ、光軸Ｏと測定用光源２２の測定部位
Ｅｖへの入射方向との成す角である入射角度をγ₀、光
軸Ｏと測定部位Ｅｖから受光瞳Ａ１、Ａ２への受光方向
との成す角である受光角度をβとする。

【００３９】また、図１１は受光瞳Ａ１の位置関係を示
し、本実施例では半円形のミラー対２９ａ、２９ｂを使
用しているために、受光瞳Ａ１、Ａ２は半径Ｒの半円形
状をなし、これら受光瞳Ａ１、Ａ２の形状に関する情報
はシステム制御部３２に記憶されている。ここで、血管
角度θは血管Ｖの走行方向によって異なる変数であり、
受光角度βは図１１のβ1 〜β2 までの角度の中で受光
方向によって異なる変数である。なお、これらの角度
θ、γ₀、βは人眼中での角度に換算したものを使用す
る。

【００４０】フォトマルチプライヤ３０ａ、３０ｂで受
光される光ビート信号のＦＦＴ汲形のカットオフ周波数
Δｆと角度θ、γ₀、βとは、次の関係式が成立する。 Δｆ∝|ｃｏｓ（θ−β）＋ｃｏｓ（θ−γ₀）| ・・・(1)

【００４１】また、受光瞳Ａ１の内の受光角度βの部分
から形成される光ビート信号のＦＦＴのパワースペクト
ルＰはその部分の面積に比例し、受光瞳Ａ１が作る平面
と測定部位血管Ｖとの距離Ｌを用いて次の関係式が成立
する。Ｐ∝〔Ｒ²−｛Ｌ（ｔａｎβ−ｔａｎβ１)}²]^1/2 ・・・(2)

【００４２】受光瞳Ａ１の右側から形成される光ビート
信号のＦＦＴ波形は、左側から形成される光ビート信号
のＦＦＴ波形と比較すると、パワースペクトルＰがより
大きい。受光瞳Ａ１の全体で形成する光ビート信号のＦ
ＦＴ波形のパワースペクトルＰは、図１１の受光角度β
１〜β２までのパワースペクルＰの重ね合わせとなり、
これからＦＦＴ波形のパワースペクトルＰがカットオフ
周波数のところで連続的に落ちる曲線の形状、つまり理
論カットオフ形状を求めることができる。なお、本実施
例では計算により理論カットオフ形状を求めているが、
理論カットオフ形状の数値を記億しておく方法でもよ
い。また本実施例では、受光角度β1 〜β2 の内の重心
Ｇの受光角度β₀でのカットオフ周波数をΔfmax1とし
て、その後の計算を行っている。

【００４３】図１２の破線ＦＬ１は血管角度θを９０度
とし、ＦＦＴ波形のフィッティングのために、周波数Ｆ
ｓを仮に定めたカットオフ周波数としたときのフィッテ
ィング曲線を計算により求めたものである。理論カット
オフ形状の落ち始めの周波数をＦａとすると、周波数Ｆ
ａよりも低いところのパワースペクトルＰＳ１は、実線
ＳＬに示す実際のＦＦＴ波形の周波数Ｆａよりも低いと
ころのパワースペクトルＰの平均値を使用している。ま
た、理論カットオフ形状の終端の周波数をＦｂとする
と、周波数Ｆｂよりも高いところのパワースペクトルＰ
Ｓ２は、実際のＦＦＴ波形の内の周波数の十分に高いノ
イズ部分の平均値を使用している。これらの平均値を求
める方法は計算が単純なので短時間で計算が可能であ
る。

【００４４】このように、理論カットオフ形状の終端が
ＰＳ２になるように理論カットオフ形状にノイズ成分と
してＰＳ２を上乗せし、更に理論カットオフ形状の高さ
がＰＳ１−ＰＳ２になるように、拡大又は縮小を行って
フィッティング曲線を作成する。このフィッテイング曲
線のカットオフ周波数部分は、実際のＦＦＴ波形に近い
形状なので、精度良くカットオフ周波数を求めることが
でき、高精度の血流速度を求めることができる。

【００４５】なお、本実施例では簡単のために角度θを
９０度としたが、特開平１０−８０３９８号公報に記載
されているような方法で角度θを求め、その値を使用し
て計算するか、或いは角度θをパラメータとして同様に
フィッティングが最適となる角度θを求めれば、より正
確なフィッティング曲線を求めることができる。

【００４６】このようにして求めたフィッティング曲線
と、実際のＦＦＴ波形との値の差の二乗和Ｔ０を、Ｆｓ
〜Ｆe間で予め定めた間隔の各周波数について求める。
フィッティング曲線と二乗和Ｔ０を求める計算を、予め
定めた間隔で周波数Ｆｓの次の周波数についても行い、
これを最終の周波数Ｆeまで繰り返すことによって、周
波数を変数とする二乗和Ｔ０の値が得られる。その後に
二乗和Ｔ０の最小値を求め、そのときの周波数をカット
オフ周波数Δfmax1とする。このときのフィッティング
曲線は図１２の実線ＦＬ０のようになり、カットオフ周
波数が精度良く求められていることが分かる。

【００４７】次に、ステップＳ７の演算をフォトマルチ
プライヤ３０ｂからのＦＦＴ波形、受光瞳Ａ２によるフ
ィッティング曲線についても行い、同様にカットオフ周
波数Δfmax2を求め、ステップＳ８で次式により最大血
流速度Ｖmaxを求める。ここで、λは測定光束の波長、
ｎは測定部位の屈折率、αは眼内での２つの受光光軸の
成す角度である。Ｖmax ＝｛λ／（ｎ・α）｝・｜Δｆmax1−Δｆmax2｜・・・(3)

【００４８】ステップＳ９では、ステップＳ８で求めた
最大血流速度Ｖmaxと、ここで対象としたのと同じ組の
ＦＦＴ波形に対して、ステップＳ４で求めた速度対応値
の平均値との比率を計算する。ただし、速度対応値とし
て血流速度と比例しない対応の値を使用した場合には、
その対応の仕方に応じた値を算出する必要がある。

【００４９】以上のステップＳ６〜Ｓ９の演算を、ステ
ップＳ５で選択したＭ組のＦＦＴ波形の内の２組目のＦ
ＦＴ波形についても行い、これを最後のＭ組目のＦＦＴ
波形まで繰り返す。このようにして得たＭ個の最大血流
速度Ｖmaxをプロットすると、図８のＰＴ１〜ＰＴ４の
ようになる。このように、良好なＦＦＴ波形を自動的に
選択して血流速度を算出するので、短時間で高精度の血
流速度を求めることができ、良好な測定を求めるために
１回の測定で連続して長時間の測定を行う必要がなく、
かつ測定中に多少の測定不良が発生しても測定精度を維
持でき、再測定の必要がなくなる。また、良好なＦＦＴ
波形を選択するステップは、１回の測定について所定の
数或いは所定の割合のデータを選択するので、計算時間
の掛かるカットオフ周波数を求める量が既知量まで減少
して、確実に全体の計算時間を短縮することができる。

【００５０】次に、ステップＳ１０ではステップＳ９で
求めた比率の平均値を計算し、ステップＳ１１ではその
平均値を用いてステップＳ４で求めた速度対応値から、
ステップＳ５で選択されなかった時間における最大血流
速度を換算して求める。その結果、図８の曲線Ｌａに示
すような１回の測定時間全体における連続的な最大血流
速度が求まる。これによって、測定中に多少の測定不良
が発生しても最大血流速度の時間変動全体を精度良く求
めることができる。なお、ステップＳ８で最大血流速度
を求める個数Ｍが十分であれば、速度対応値を使わずに
最大血流速度だけで補間してもよい。

【００５１】次に、ステップＳ１２でステップＳ５で選
択したＭ組のＦＦＴ波形から算出した信号良否評価値の
平均値を計算し、測定の良否の程度を表す測定良否評価
値とする。この測定良否評価値は最大血流速を実際に求
めたデータのみについて測定の良否を評価することにな
り、より正しい評価を行うことができる。

【００５２】最後に、ステップＳ１３で最大血流速度の
時間変動として図８の曲線Ｌａと、測定の良否の程度を
表す値としてステップＳ１２で求めた測定良否評価値と
を表示モニタ３５に表示する。検者は測定の信頼性或い
は再測定の必要性の要否を短時間の内に客観的に容易に
精度良く知ることができる。なお、測定良否評価値を加
工した値を表示してもよく、また測定良否評価値が予め
設定した値を越えているか否かで測定の良否を判断し、
良否を表示したり音声で知らせてもよい。

【００５３】

【発明の効果】以上説明したように本発明に係る眼底血
流計は、１回の測定の測定時間を分割した各時間におい
て受光手段からの出力信号の良否の程度を表す信号良否
評価値を求め、その値に基づいて出力信号の内から良好
な出力信号を自動的に選択して血流速度を算出するの
で、短時間で高精度の血流速度を求めることができ、良
好な測定を得るために１回の測定で連続して長時間の測
定を行う必要がなく、かつ測定中に多少の測定不良が発
生しても測定精度を維特でき、再測定をする必要がなく
なる。即ち、被検者に長時間の固視という多大な負担を
強いることがなくなり、検者も煩わしい作業をする必要
がなくなる。

【図面の簡単な説明】

【図１】実施例の眼底血流計の構成図である。

【図２】データ処理動作のフローチャート図である。

【図３】信号良否評価値の求め方の説明図である。

【図４】実際のＦＦＴ波形での信号良否評価値の求め方
の説明図である。

【図５】測定光がずれているときの流速分布への照射の
説明図である。

【図６】測定光がずれているときのＦＦＴ波形のグラフ
図である。

【図７】速度対応値の求め方の説明図である。

【図８】速度対応値と最大血流速度の時間変動のグラフ
図である。

【図９】受光瞳が点のときのフィッティング曲線のグラ
フ図である。

【図１０】測定部位、測定用光源、フォトマルチプライ
ヤ、受光瞳の関係の説明図である

【図１１】受光瞳の位置関係の説明図である。

【図１２】受光瞳の面積の影響を考慮したフィッティン
グ曲線のグラフ図である。

【図１３】血管内の流速分布の説明図である。

【図１４】光ビート信号のＦＦＴ波形のグラフ図であ
る。

【図１５】光ビート信号のＦＦＴ波形のグラフ図であ
る。

【符号の説明】

１観察用光源８孔あきミラー１４イメージローテータ１５ガルバノメトリックミラー１８フォーカスユニット１９凹面ミラー２０、２６ダイクロイックミラー２２測定用光源２５トラッキング用光源２８二次元撮像素子３０ａ、３０ｂフォトマルチプライヤ３１トラッキング制御部３２システム制御部３３操作部３４データ処理部３５表示モニタ

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】測定光を被検眼の眼底上の血管に照射す
る測定光照射手段と、前記測定光により血管内粒子から
生ずる散乱光を受光する受光手段と、該受光手段からの
出力信号を解析して血流速度を算出するデータ処理手段
とを有する眼底血流計において、前記データ処理手段
は、１回の測定の測定時間を分割して各時間における前
記出力信号の良否の程度を表す信号良否評価値を求める
第１のステップと、該信号良否評価値に基づいて前記出
力信号の内から良好な出力信号を選択する第２のステッ
プと、該選択された良好な出力信号についてカットオフ
周波数を求める第３のステップと、該カットオフ周波数
から血流速度を算出する第４のステップとを行うことを
特徴とする眼底血流計。
【請求項２】前記データ処理手段は前記出力信号から
血流速度と１対１に対応する速度対応値を算出し、選択
されなかった出力信号が出力した時間における血流速度
を、前記算出した血流速度から換算して求める第５のス
テップを行う手段を有する請求項１に記載の眼底血流
計。
【請求項３】前記第２のステップは１回の測定につい
て所定数或いは所定割合のデータを選択する請求項１に
記載の眼底血流計。
【請求項４】前記データ処理手段は前記信号良否評価
値に基づいて測定の良否を表す測定良否評価値を算出す
る第６のステップを行う手段を有する請求項１に記載の
眼底血流計。
【請求項５】前記データ処理手段は前記測定良否評価
値に基づいて測定の良否を検者に知らせる第７のステッ
プを行う請求項４に記載の眼底血流計。