JP2002051983A - 眼底検査装置 - Google Patents

眼底検査装置

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JP2002051983A
JP2002051983A JP2000241041A JP2000241041A JP2002051983A JP 2002051983 A JP2002051983 A JP 2002051983A JP 2000241041 A JP2000241041 A JP 2000241041A JP 2000241041 A JP2000241041 A JP 2000241041A JP 2002051983 A JP2002051983 A JP 2002051983A
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信也 田中
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Abstract

(57)【要約】 (修正有) 【課題】 コントラストの異なる2本の血管が並走した
部位であっても、血管本数を正確に認識する。 【解決手段】 (g)〜(p)は2本の血管を有する眼
底血管像を処理する場合の波形図である。(a)は一次
元CCDの出力信号であり、ローパスフィルタ回路によ
って、ノイズ除去処理が行われ、血管像だけを抽出する
ために演算処理すると(i)となる。出力Phはその後
に加算回路においてローパスフィルタ回路の出力Lpと
の差がとられ、この信号は不要信号レベル除去回路に入
力されて不要信号を削除するレベルを決定し、血管部分
の特徴点の抽出に不要な背景部分を飽和させて削除し、
再びローパスフィルタにかけて、微分処理を行いゼロク
ロス比較部に入力し、立ち上がり部を抽出した二値信号
(l)を血管近接判定部に出力し1本の太い血管か、近
接した2本の血管かの判定を行う。

Description

【発明の詳細な説明】

【0001】

【発明の属する技術分野】本発明は、眼底上の血管を検
査する眼底検査装置、特に血管の位置を算出しその信号
を用いて測定光束を対象となる血管上に保持し、その血
管内を流れる血流速度を測定する眼底検査装置に関する
ものである。

【0002】

【従来の技術】例えば眼底血流計は、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として検出し、周波数解析
して血流速度を求める装置であり、以下に述べる原理に
よって血流速度が求められる。

【0003】この血流速度の最大速度Vmaxは装置により
以下の式より求めることができる。 Vmax={λ/(n・α)・||△fmax1 |−|△fmax2 ||/cosβ…(1)

【0004】ここで、2つの受光器で受光した受光信号
から算出された周波数の最大シフトを△fmax1 、△fmax
2 、レーザー光の波長をλ、測定部位の屈折率をn、眼
内での2つの受光光軸のなす角度をα、眼内で2つの受
光光軸がつくる平面と血流の速度ベクトルとのなす角度
をβとしている。

【0005】このように2方向から計測を行うことによ
り、測定光の入射方向の寄与が相殺され、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との交線と、血流の速度ベク
トルとのなす角βを一致させることによりβ=0°とな
り、真の最大血流速度を測定することができるようにな
っている。

【0006】このレーザービームを利用して、眼底部血
管の特定部位の血管形状や血流速度を測定する眼底血流
計においては、測定処理時間内は測定部位に対して測定
光ビームが正確に当たっている必要があるが、実際には
被検眼の固視微動等があるために、測定部位に測定光ビ
ームを正確に当て続けることは困難である。従って、血
管位置を検出し、固視微動に対応して実時間で測定光ビ
ームの照射位置を測定部位上に移動させるトラッキング
手段を有する装置が、特開昭63−288133号公
報、特表平6−503733号公報に開示されている。

【0007】これらの眼科装置では、トラッキング光束
の眼底での反射光束を受光する受光手段として、一次元
CCDを用い血管像信号の波形処理を行い、トラッキン
グ基準位置と血管像の位置信号の偏移量を算出してトラ
ッキングを行っている。これらはトラッキング系の照明
用光源による以下トラッキング光と、測定光は瞳共役位
置のミラーを経て眼底上に照射される方式を採用し、ト
ラッキング光の眼底での反射光束を受光する受光手段と
して、一次元CCDを用いて血管像信号の波形処理を行
い、トラッキング基準位置と血管像の位置の偏移量を算
出してトラッキングを行っている。

【0008】更に、血管像の特徴点を捉え、位置信号が
本数の認識や血管系の算出方法が提案されている。

【0009】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら上述の従
来例においては、血管の周辺組織に反射率の変化がある
場合に、血管の抽出はより困難になる。例えば、周辺組
織が滑らかな傾斜を持っていたり、波を打っているよう
な場合に血管の位置を正しく判断することは困難とな
る。

【0010】例えば、コントラストの強い太い血管の脇
にある細い血管を測定対象に選択すると、映像信号は確
実に2本の血管の存在を確認できない場合がある。この
場合に、例えば血管認識の結果を利用して血管の位置を
算出し、その血管を自動的にトラッキングする血管トラ
ッキング機構を有する眼科装置では、血管を正しく認識
できず、トラッキングが安定しないという欠点がある。

【0011】本発明の目的は、上述の問題点を解消し、
トラッキングにより血管を追従し、正しく血管を判別し
得る眼底検査装置を提供することにある。

【0012】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
の本発明に係る眼底検査装置は、ターゲットとなる眼底
血管を含む領域を照明する照明手段と、前記領域の一次
元像を撮像して映像信号を出力する撮像手段と、該撮像
手段の電気的出力信号を処理して前記ターゲットとなる
血管を判別する判別手段とを有する眼底検査装置におい
て、前記判別手段は、撮像信号の輝度の比較的高い周辺
部を検出するために設けたピークホールド手段と、該ピ
ークホールド手段の出力と前記撮像信号との差分信号を
作る差分手段と、前記撮像信号の極大点及び極小点を算
出し、これらの極大点及び極小点の振幅情報を算出する
振幅算出手段とを有し、該振幅算出手段の出力を用いて
前記ピークホールド手段のリセツトを行うことを特徴と
する。

【0013】

【発明の実施の形態】本発明を図示の実施の形態に基づ
いて詳細に説明する。図1は本発明を眼底血流計に適用
した実施の形態の構成図であり、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、ほぼ被検
眼Eの眼底と光学的に共役な位置に配され光路に沿って
移動自在な固視標表示用素子である透過型液晶板3、リ
レーレンズ4、孔あきミラー5、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6が順次に
配列されている。孔あきミラー5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結像レ
ンズ7、接眼レンズ8が順次に配列され、検者眼eに至
っている。

【0014】バンドパスミラー6の反射方向の光路上に
は、イメージローテータ9、紙面に垂直な回転軸を有し
両面研磨されたガルバノメトリックミラー10が配置さ
れ、ガルバノメトリックミラ−11の下側反射面10a
の反射方向には光路に沿って移動自在なリレーレンズ1
1が配置され、上側反射面10bの反射方向にはレンズ
12、光路に沿って移動自在なフォーカスユニット13
が配置されている。なお、ガルバノメトリックミラー1
0は回転軸の下方に切欠部を有しており、またレンズ1
2の前側焦点面は被検眼Eの瞳孔Epと共役関係にあ
り、この焦点面にガルバノメトリックミラー10が配置
されている。

【0015】ガルバノメトリックミラー10の後方に
は、レンズ14及び凹面ミラー15が配され、ガルバノ
メトリックミラー10の下側反射面10aで反射されず
に切欠部を通過する光束を、ガルバノメトリックミラー
10の上側反射面10bに導くリレー光学系が構成され
ている。なお、ガルバノメトリックミラー10は被検眼
瞳の共役な位置に配されており、凹面ミラー15とレン
ズ14は光軸上に同心に配置されかつ共動して、ガルバ
ノメトリックミラー10を−1倍で結像するリレー系の
機能が与えられている。

【0016】フォーカスユニット13においては、レン
ズ12と同一光路上にダイクロイックミラー16が配列
され、ダイクロイックミラー16の反射方向の光路上に
は、矩形の絞りを有するマスク板17、ミラー18が配
置され、ダイクロイックミラー16の透過方向の光路上
にはレンズ19が配置されており、このフォーカスユニ
ット13は一体的に移動ができるようになっている。

【0017】また、レンズ19の入射方向の光路上に
は、コリメートされたコヒーレントな例えば赤色光を発
するレーザーダイオードなどの測定用光源20が配置さ
れており、ミラー18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ヘリウムネオ
ンレーザーなどのトラッキング用光源21が配置されて
いる。

【0018】ガルバノメトリックミラー10の下側反射
面10aの反射方向の光路上には、リレーレンズ11、
ダイクロイックミラー22、拡大レンズ23、イメージ
インテンシファイヤ24、一次元CCD25が順次に配
列され、血管検出系が構成されている。

【0019】また、ダイクロイックミラー22の反射方
向には、フォトマルチプライヤ26、27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、ダイクロイッ
クミラー22の反射方向などは紙面に直交している。

【0020】更に、装置全体を制御するためのシステム
制御部28が設けられ、このシステム制御部28には検
者が操作する入力手段29、測定結果を表示する表示手
段30、フォトマルチプライヤ26、27の出力、イメ
ージインテンシファイヤ24及び一次元CCD25の出
力がそれぞれ接続されており、システム制御部28の出
力は透過型液晶板3、ガルバノメトリックミラー10を
制御するガルバノメトリックミラー制御回路31に接続
されている。

【0021】また、透過型液晶板3、結像レンズ7、フ
ォーカスユニット13及びリレーレンズ11は図示しな
いフォーカシングノブを操作することにより、被検眼E
の眼底Eaと透過型液晶板3、検者眼eの眼底、マスク
板17及びイメージインテンシファイヤ24の受光面と
が常に光学的に共役になるように、共に連動して光軸方
向に移動するようになっている。

【0022】図2はシステム制御部28内のブロック回
路構成図であり、血管判別部41が設けられている。一
次元CCD25の出力はサンプルホールド回路42を経
て増幅器43に接続されている。増幅器43の出力はA
/D変換器44、血管判別部41のローパスフィルタ回
路45に接続されている。

【0023】A/D変換器44の出力は測定条件決定部
46に接続され、この測定条件決定部46はイメージイ
ンテンシファイヤ24を制御するイメージインテンシフ
ァイヤ制御回路47、フォトマルチプライヤ19、20
を制御するフォトマルチプライヤ制御回路48、入力手
段29からの入力をA/D変換するA/D変換器49に
接続されている。

【0024】一方、ローパスフィルタ回路45の出力は
ピークホールド回路50、加算回路51、血管認識回路
52、血管径算出部53に接続されている。そして、血
管認識回路52のリセット出力はピークホールド回路5
0に接続され、ピークホールド回路50の出力は加算回
路51に接続されている。

【0025】加算回路51の出力は不要信号レベル除去
回路54、微分回路55を介してゼロクロス比較部56
に接続され、ゼロクロス比較部56の出力は血管径算出
部53、ガルバノメトリックミラー制御回路31に出力
する血管位置算出部57、血管近接判別部58に接続さ
れ、血管近接判別部58の出力は血管径算出部53、血
管位置算出部57に接続されている。また、不要信号レ
ベル除去回路54の一方の出力は血管近接判別部58に
接続されている。

【0026】一次元CCD25の出力信号はサンプルホ
ールド回路42に入力されてサンプルホールドされた後
に、増幅器43に入力され適当なゲインで増幅される。
増幅器43の出力信号はローパスフィルタ回路45に入
力され、不要な高周波成分をカットするノイズ除去処理
が行われ、更に血管像だけを抽出するためにピークホー
ルド回路50でピークホールドが行われる。

【0027】その後に、ピークホールド回路50の出力
信号とローパスフィルタ回路45の出力信号は、差分手
段である加算回路51で減算処理等が行われた後に、更
に不要信号レベル除去回路54で血管部分の特徴点抽出
に不要な部分をカットするバックグラウンド処理とロー
パスフィルタ処理が行われる。ここで、ピークホールド
回路50にはローパスフィルタ回路45の出力を用いて
血管を識別し、血管の終了を認識した際に、血管認識回
路52のタイミングパルスによるリセット出力によりピ
ークホールド回路50をリセットする。

【0028】更に、不要信号レベル除去回路54の出力
信号は微分回路55に入力されて微分処理を行った後
に、ゼロクロス比較部56に入力され、その出力は血管
近接判定部58に入力される。血管近接判定部58は血
管の候補の間隔をみて、中央部に反射のある1本の太い
血管として処理するか、近接した複数本の血管として処
理するかを判断し、血管位置算出部57にその判断を出
力する。血管位置算出部57はその判断を基にゼロクロ
ス比較部56の出力を処理して、血管位置信号をガルバ
ノメトリックミラー制御回路31に対して出力する。こ
れにより、血管を自動追尾するトラッキング制御系が形
成される。

【0029】また、増幅器43の出力はA/Dコンバー
タ44を介して、測定条件決定部46に入力されるが、
この一次元CCD25の出力と同様に、フォトマルチプ
ライヤ26、27の出力も同様にA/Dコンバータ44
を介して測定条件決定部46に入力されている。測定条
件決定部46はそれらを基に測定条件を決定して、イメ
ージインテンシファイア制御回路47、フォトマルチプ
ライア制御回路48にそのゲインコントロール信号を出
力する。また、その一方でローパスフィルタ回路45の
出力は血管径算出部53にも入力される。血管径の算出
には特徴抽出のために変形された信号よりも、より血管
の形状を反映している信号が必要なためである。

【0030】検査に際しては、観察用光源1から発した
白色光は、透過型液晶板3を背後から照明し、リレーレ
ンズ4を通って孔あきミラー5で反射され、黄色域の波
長光のみがバンドパスミラー6を透過し、対物レンズ2
を通り被検眼Eの瞳孔Ep上で眼底照明光光束像Iとし
て一旦結像した後に、眼底Eaをほぼ一様に照明する。
このとき、透過型液晶板3には図示しない固視標F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F’として被検眼Eに呈示される。

【0031】図3は検者eが被検眼Eの眼底Eaを観察
した眼底像Ea’を示している。眼底Eaからの反射光
は同じ光路を戻り、瞳孔Ep上から眼底観察光束として
取り出され、孔あきミラー5の中心の開口部、結像レン
ズ7を通り、検者眼eにより接眼レンズ8を介して眼底
像Ea’が観察可能となる。この眼底像Ea’を観察し
ながら接眼レンズ8より装置のアライメントを行う。

【0032】測定用光源20を発したコリメートされた
測定光は、レンズ19を通過し、ダイクロイックミラー
16を透過する。一方、トラッキング用光源21から発
したトラッキング光は、ミラー18で反射された後にマ
スク板17で所望の形状に整形された後に、ダイクロイ
ックミラー16に反射されて上述の測定光と重畳され
る。

【0033】このとき、測定光はレンズ19によりマス
ク板17の開口部中心と共役な位置にスポット状に結像
されている。更に、測定光とトラッキング照射光はレン
ズ12を通り、ガルバノメトリックミラー10の上側反
射面10bで反射され、レンズ14を一旦通った後に、
凹面ミラー15により反射され再びレンズ14を通りガ
ルバノメトリックミラー10の方に戻される。

【0034】ガルバノメトリックミラー10の上側反射
面10bで反射された光束は、ガルバノメトリックミラ
ー10の切欠部に戻され、ガルバノメトリックミラー1
0で反射されることなくイメージローテータ9に向か
う。イメージローテータ9を経て、バンドパスミラー6
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。

【0035】このように、測定光とトラッキング照射光
は、ガルバノメトリックミラー10の上側反射面10b
で反射されて、再び戻されるよう対物レンズ2の光軸か
ら偏心した状態でガルバノメトリックミラー10に入射
が行われ、眼底Eaの所定の領域に照射される。

【0036】眼底Eaからの測定光とトラッキング照射
光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6で殆どの光束が反射されてイメージローテ
ータ9を通り、ガルバノメトリックミラー10の下側反
射面10aで反射され、リレーレンズ11を通り、ダイ
クロイックミラー22において測定光とトラッキング光
とが分離される。

【0037】トラッキング光はダイクロイックミラー2
2を透過し、拡大レンズ23により眼底観察光学系によ
る眼底像Ea’よりも拡大され、イメージインテンシフ
ァイヤ24の光電面に結像する。血管像Ev’はイメー
ジインテンシファイヤ24で増幅された後に一次元CC
D25により撮像される。そして、システム制御部28
によって、一次元CCD25で撮像された血管像Ev’
から血管像の位置ずれ量に相当する信号を作り、ガルバ
ノメトリックミラー制御回路31に出力する。そして、
ガルバノメトリックミラー制御回路31がこの移動量を
補償するようにガルバノメトリックミラー10を駆動す
ることにより、被測定部の血管Evのトラッキングが行
える。

【0038】また、測定光はダイクロイックミラー22
により反射され、フォトマルチプライヤ26、27に受
光される。フォトマルチプライヤ26、27の出力はそ
れぞれシステム制御部28に入力され、この受光信号は
従来例と同様に周波数解析されて眼底血管の血流速度が
求められる。

【0039】一方、眼底Eaからの測定光とトラッキン
グ照射光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6を透過した一部の光束は観察用光源
1から発した光束の被検眼Eの眼底Eaからの反射散乱
光と同様の光路をたどって検者眼eに達し、観察眼底像
Ea’と共にトラッキング指標像T、測定光像Sとして
検者が観察できるようになっている。

【0040】検者は図示しない操作桿を操作して、被検
眼Eの光軸と対物レンズ2の光軸が一致するように位置
合わせを行う。次に、眼底像Ea’を観察しながら前述
のフォーカスノブを操作して被検眼Eの眼底Eaにフォ
ーカスを合わせる。すると、前述したように透過型液晶
板3の固視標Fと眼底Eaが光学的に共役になり、被検
眼Eに呈示され、被検者が固視標F’を固視すると、検
者は図3に示すような眼底像Ea’を観察できる。そし
て、検者は第1の被測定部位が観察視野の略中央付近に
くるように、入力手段29を操作して固視標Fを動か
し、被検眼Eを誘導する。

【0041】次に入力手段29を操作して、トラッキン
グ光を眼底Eaに照射し、更にトラッキング指標像Tが
第1の被測定血管に垂直になるように、図示しないロー
テータ操作ノブを操作し、第1の被測定血管上に測定光
が照射されるようにガルバノメトリックミラー10の角
度を制御する。トラッキング光で照射された血管Ev
は、前述のように血管像Ev’としてイメージインテン
シファイヤ24の光電面に結像し、増幅された後に一次
元CCD25上に撮像され血管像信号として出力され
る。

【0042】ここで、検者は測定部位を決定した後に、
再び入力手段29を操作してトラッキングの開始を入力
するが、一次元CCD25の出力信号はサンプルピーク
ホールド回路50でサンプルホールドされた後に増幅器
43に入力され、適当なゲインで増幅される。

【0043】図4(a)、(g)は増幅器43の出力信
号波形を示す。(a)〜(n)は1本の太い血管がトラ
ッキングビームに照射された場合、(g)〜(p)は2
本の血管がトラッキングビームに照射された場合を示し
ている。それ以降の信号処理結果の(a)に対応するも
のを(b)〜(n)、(g)に対応するものを(h)〜
(p)に示す。

【0044】増幅器43の出力信号はローパスフィルタ
回路45によって、不要な高周波成分をカットするノイ
ズ除去処理が行われ、図4(b)、(h)に示すような
波形を出力する。更に、血管像だけを抽出するためにピ
ークホールド回路50でピークホールドを行い、ピーク
ホールド回路50の出力信号Phとローパスフィルタ回
路45の出力信号Lpを加算回路51で演算処理を行っ
た結果が(c)、(i)である。

【0045】ピークホールド回路50は血管の始まりと
考えられるピーク値をホールドした後に、血管認識回路
52からのリセット出力パルスが入力するまでピーク値
のホールドを続ける。血管認識回路52は血管中心候補
と見倣せるローパスフィルタ回路45の出力Lpの十分
に小さな極小点を検出した後に、順次に検出される極大
点の内、先の極小点との振幅の差が所定値を超えた極大
点を1本の血管の終了と見倣して、ピークホールド回路
50に対してリセット出力パルスを発生する。図4にお
いて、Phが垂直に立ち下がっているタイミングが、こ
のリセットのタイミングである。

【0046】ピークホールド回路50の出力Phは、そ
の後に加算回路51においてローパスフィルタ回路45
の出力Lpとの差がとられ、図4(c)、(i)に示す
信号が作られる。加算回路51の出力信号は不要信号レ
ベル除去回路54に入力され、先ず信号の最大振幅が算
出される。この信号の振幅情報を基に不要信号を削除す
るレベルを決定し、オフセット回路を用いて血管部分の
特徴点の抽出に不要な背景部分を飽和させて削除した後
に、再びローパスフィルタがかけられ、図4(d)、
(j)に示すような信号となる。

【0047】本実施の形態においては、破線で示すレベ
ルThのように、振幅の約1/3のレベルでオフセット
量を決定し、オフセットをかけて不要な背景部分を飽和
させ削除するように設定してあり、このオフセットレベ
ルは振幅の1/3で固定としているが、信号の振幅等に
応じて可変としてもよい。

【0048】更に、不要信号レベル除去回路54の出力
信号は微分回路55で微分処理を行い、図4(e)、
(k)に示すような波形を出力し、ゼロクロス比較部5
6に入力される。ゼロクロス比較部56はゼロクロスポ
イントのうち、立ち上がり部を抽出した二値信号
(f)、(l)を血管近接判定部58に出力する。血管
近接判定部58は入力された信号を基に、中央に反射の
存在する1本の太い血管か、近接した2本の血管かの判
定を行う。

【0049】これは、図4(a)のようにコントラスト
の強い太い血管を測定対象に選んだ場合に、その血管の
中心には血管壁の正反射が観測され、映像信号はあたか
も2本の血管が存在するように観測される場合への対処
である。このような場合には、単純に二値信号ゼロクロ
スポイントを血管位置信号として扱うと、図4(f)に
示すように、2本の血管が抽出されてしまう。

【0050】そこで、血管位置信号として取り扱うべき
極小点のゼロクロスポイント間の距離Wを計測し、所定
の幅W1と比較する。即ち、図4(m)に示すように、
ゼロクロスポイント間の距離Wが幅W1以内であれば1
本の血管と認識し、その判断を血管位置算出部57に出
力する。血管位置算出部57はこれを受け、トラッキン
グ基準となる原点Oと(f)の立ち上がりの平均との時
間差を計数し、血管位置ずれを示す値Xを作り出す。

【0051】このとき、(l)に示すように極小点のゼ
ロクロスポイント間の距離Wが幅W1以上であれば、血
管近接判別部58は2本の血管と認識し、これを受けた
血管位置算出部57は、トラッキング基準の原点Oに近
い方の極小点との時間差を計数し、血管位置ずれを示す
値Xを出力する。

【0052】基本的には、血管位置算出部57はトラッ
キング基準位置Oに対して、最も近い血管位置信号の偏
差量Xを算出し、ガルバノメトリックミラー制御回路3
1により、この偏差量Xに基づいてガルバノメトリック
ミラー10が駆動される。このようなプロセスにより、
一次元CCD25上の血管像Ev’の受像位置は、トラ
ッキング基準位置上になるように制御されることとな
る。

【0053】ビームスポット状の測定光は、眼底Ea上
においてトラッキング光の一次元基準位置に相当する中
央位置に重畳して照射されているので、トラッキングシ
ステムにより測定血管Evを正確に捉えることが可能に
なる。

【0054】血管認識回路52の効果を図5を用いて更
に説明すると、図5(a)〜(h)は測定すべき細い動
脈の左側に隣接して静脈が存在する場合の信号処理の一
例で、かつ(a)は眼底Eaの照度むら又は吸収率分布
によって、右にゆくほど反射が低くなる部位を対象とし
た場合である。また、(a’)〜(d’)には参考のた
め、血管認識回路52が存在しない場合に行われると予
想される信号処理を併記している。

【0055】なお、(a)と(a’)は同一の波形であ
る。(b)において、前述のようにピークホールド回路
50の出力Phは初めの極大値P0でピークホールドさ
れ、そのレベルを超えるH0で再びサンプルを開始する
という、通常のピークホールド動作による出力に加え
て、血管認識回路52により極小値B1を検出した後
に、所定の振幅以上の高さの極大値P2が検出されると
リセットがかけられ、再びサンプル状態となる。

【0056】実際には、このときのサンプルの開始は極
大値であるので、その極大値がホールドされることにな
る。この動作は極小値B2を検知後のP4の時点でも行
われ、その結果、加算回路51の出力として(c)に示
すように、P1−B1−P2、P2−P3、P3−B2
−P4という3本の血管候補が得られることになる。

【0057】このうち、P2−P3は不要信号除去回路
54の働きによって候補から外され、結果として(d)
に示すように2本の血管V1、V2が検出されることに
なる。このとき、血管V1、V2の振幅は十分に大き
く、照明の変動や眼球運動による反射率の変化、イメー
ジインテンシファイヤ24の揺らぎなどのノイズが発生
しても、常に2本の血管が認識でき、かつターゲットで
ある血管V1に正しくトラッキングがかかる。なお、
(e)〜(h)については、図4(k)〜(p)の場合
と同様である。

【0058】これに対し、血管認識回路52のない
(b’)では、ピークホールド回路50の出力Phは初
めの極大値P0でピークホールドされ、そのレベルを超
えるH0で再びサンプルを開始するという、通常のピー
クホールド動作のみによって作られることになるので、
最大極大値P1でホールドがかかったままとなる。

【0059】その結果、不要信号除去回路54の働きに
よって得られる血管V1’、V2’の振幅は、(d’)
に示すようにB1の極小値の値に強く作用されることと
なり、血管V1’の振幅は非常に小さな不安定なものと
なる。

【0060】ここで照明の変動や、眼球運動による反射
率の変化、イメージインテンシファイヤ24の揺らぎな
どのノイズが発生すると、血管V1’が不要信号除去回
路54によりノイズと判断され、除去されてしまうこと
が発生する。これはターゲットである血管V1’をトラ
ッキングが見失うことであり、そのような場合は血管V
2にトラッキングがかかることになる。検者から見る
と、これはトラッキングの最中にビームが隣の静脈に飛
び移ったかのように見える。即ち、ターゲットとすべき
血管にトラッキングがかからず、その血管の血流計測が
行えないということになる。

【0061】なお、本実施の形態では、血管認識回路5
2がリセット信号を発生する極小点認識後の次の極大点
とのレベル差及び所定の幅W1を固定した値としている
が、検者が眼底像Ea’を観察し、測定する血管に応じ
てそれぞれの値を入力手段29に入力し、手動で設定し
てもよい。

【0062】以上の説明は、特にその血管トラッキング
システムに応用した眼底血流計の実施の形態としたが、
血管特定に関する本発明の構成、効果は血管径の計測に
おいても効果を有する。先に述べた血管認識回路52の
リセット信号を用いて求められた血管波形信号である図
5(c)は、血管のプロファイルを忠実には表現してい
ない。しかしながら、その本数を認識するために有用で
あることは先に述べた通りである。また、5図(f)に
示すゼロクロス信号の立ち上がりは、血管位置信号を示
すので、それを基にターゲットとなる血管径を算出する
ことにより、より正しい血管径を求めることが可能とな
る。

【0063】ローパスフィルタ回路45、ゼロクロス比
較部56、血管位置算出部57の出力信号は血管径算出
部53に入力され、それぞれ血管径算出のための元信
号、血管像の特徴点の極大値、極小値の判別、血管の本
数情報として用いられ、血管径算出部53はこれらの情
報を基に血管径の算出を行うことが可能となる。

【0064】

【発明の効果】以上説明したように本発明に係る眼底検
査装置は、コントラストの異なる2本の血管が並走した
部位であっても、血管像信号のコントラストの大小の拘
わらず最適なレベルの血管像信号を得ることができるた
め、血管本数を誤認することなく正しく2本と認識する
ことが可能となる。

【0065】また、血管のコントラストの弱い血管をタ
ーゲットに設定しても正確なトラッキング、血管径計測
が可能になり、結果的に正確かつ容易に眼底血流速度、
眼底血流量を求めることか可能となる。

【0066】更に、血管中心に血管壁の正反射が観測さ
れ、映像信号はあたかも2本の血管が存在するように観
測される場合と、2本の血管が隣接しているような場所
を測定する場合とを明確に区別することができる。

【0067】また、アルゴリズムは比較的簡素なハード
ウエアで構成することが可能であるため、特に血管トラ
ッキングのように高速な処理が求められる装置に好適で
ある。

【図面の簡単な説明】

【図1】実施の形態の構成図である。

【図2】システム制御部のブロック回路構成図である。

【図3】観察眼底像の説明図である。

【図4】血管像信号処理波形の説明図である。

【図5】血管認識回路の効果の説明図である。

【符号の説明】

1 観察用光源 3 透過型液晶板 9 イメージローテータ 10 ガルバノメトリックミラー 13 フォーカスユニット 20 測定用光源 21 トラッキング用光源 24 イメージインテンシファイア 25 一次元CCD 26、27 フォトマルチプライヤ 28 システム制御部 29 入力手段 30 表示手段 42 サンプルホールド回路 50 ピークホールド回路 51 加算回路 52 血管認識回路 53 血管径算出部 54 不要信号レベル除去回路 55 微分回路 56 ゼロクロス比較部 57 血管位置算出部 58 血管近接判別部

Claims (5)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項1】 ターゲットとなる眼底血管を含む領域を
    照明する照明手段と、前記領域の一次元像を撮像して映
    像信号を出力する撮像手段と、該撮像手段の電気的出力
    信号を処理して前記ターゲットとなる血管を判別する判
    別手段とを有する眼底検査装置において、前記判別手段
    は、撮像信号の輝度の比較的高い周辺部を検出するため
    に設けたピークホールド手段と、該ピークホールド手段
    の出力と前記撮像信号との差分信号を作る差分手段と、
    前記撮像信号の極大点及び極小点を算出し、これらの極
    大点及び極小点の振幅情報を算出する振幅算出手段とを
    有し、該振幅算出手段の出力を用いて前記ピークホール
    ド手段のリセツトを行うことを特徴とする眼底検査装
    置。
  2. 【請求項2】 前記差分手段の出力結果を利用して血管
    の候補を認識する血管候補認識手段と、該血管候補認識
    手段から出力された血管候補が複数存在する場合に、前
    記候補の間隔と予め用意した間隔基準値と比較すること
    により、前記候補が独立な血管か複数本の血管かを判断
    する血管近接判断手段とを有することを特徴とする請求
    項1に記載の眼底検査装置。
  3. 【請求項3】 前記差分手段の出力結果を利用して、前
    記ターゲットとなる眼底血管像の位置情報を算出する血
    管位置算出手段を有することを特徴とする請求項1に記
    載の眼底検査装置。
  4. 【請求項4】 前記差分手段の出力結果を利用して、前
    記ターゲットとなる眼底血管像の径情報を算出する血管
    径算出手段を有することを特徴とする請求項1に記載の
    眼科検査装置。
  5. 【請求項5】 前記ターゲットとなる眼底対象血管に測
    定光束を投影する投影光学系と、前記測定光束による血
    管からの反射光を受光する受光光学系と、該受光光学系
    に設けた受光手段の出力から対象血管に関する情報を計
    測する計測手段とを有し、前記投影光学系は光束偏向手
    段を有し、該光束偏向手段は前記血管位置算出手段の出
    力により前記測定光束を対象血管上に保持するよう制御
    する制御手段を有することを特徴とする請求項2に記載
    の眼底検査装置。
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