JP4250245B2

JP4250245B2 - Fundus examination device

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Publication number: JP4250245B2
Application number: JP04546699A
Authority: JP
Inventors: 重秋小野
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 1999-02-23
Filing date: 1999-02-23
Publication date: 2009-04-08
Anticipated expiration: 2019-02-23
Also published as: JP2000237141A

Description

【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に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来から眼底血管の血管径を測定する方法は、眼底写真を顕微鏡観察して径を測定する方法と、光電素子を用いて眼底像を電気信号に変換して血管径を測定する方法が提案されている。前者はリアルタイムで測定できず、測定に要する時間が非常にかかる等の問題がある。また、後者は血管径算出のための信号処理に関しての詳しい開示は、鈴木らの方法：日眼会誌９８−１ｐｐ９２〜９７が知られている。
【０００３】
更に、Ｈｅ−Ｎｅレーザーを測定用光源として、被検眼の眼底血管に投射し、その反射光をＣＣＤセンサで撮像し、この画像信号から眼底血管の径を算出しているものが特開平７−３１５９６号公報で提案されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、光電素子から出力される画像信号をそのまま利用して血管径を算出した場合に、ノイズ、血管周辺の眼底の模様、血管壁の正反射成分等の影響を受けて、血管径の値を正確に算出すことは難しい。また、光電素子から出力される画像信号に対して、移動平均等のフィルタ処理を行い、画像信号に含まれる不要成分を除去した後の画像信号を用いて血管径を算出した場合に、測定対象となる血管の太さにより、血管壁の正反射成分や、血管像信号の特徴点の周波数成分が異なる。
【０００５】
例えば、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、移動平均点数を小さくすると、その血管や周辺組織の模様、ノイズ等の影響により血管像信号に含まれる特徴点が必要以上に存在することとなり、実際の血管径よりも細く算出されてしまう場合がある。また、細い血管に対して移動平均点数を大きくすると、血管像信号に含まれる必要な特徴点の情報が失われて、実際の血管径よりも太く算出される場合がある。
【０００６】
本発明の目的は、上述の問題点を解消し、血管像の特徴点を検出し、正確な血管径を測定し得る眼底検査装置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科検査装置は、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、前記領域の像を撮像して画像信号を出力する撮像手段と、該撮像手段からの画像信号の不要成分を除去する特性変更が可能なフィルタ手段と、前記画像信号を解析する解析手段と、該解析手段の解析結果を基に前記フィルタ手段のフィルタ特性を変更するフィルタ特性変更手段と、該フィルタ特性変更手段によって特性を変更した前記フィルタ手段の出力信号を基に前記ターゲットとなる眼底血管の情報を算出する血管情報算出手段とを有し、前記解析手段は前記画像信号の複数の極大点、極小点から血管情報に関する特徴点を算出する特徴点算出手段を有し、前記フィルタ特性変更手段は該特徴点算出手段によって検出した特徴点を基に前記フィルタ手段のフィルタ特性を変更することを特徴とする。
【０００８】
また、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合む領域を照明する照明手段と、前記領域の像を撮像して画像信号を出力する撮像手段と、該撮像手段からの画像信号の不要成分を除去する特性変更が可能なフィルタ手段と、前記フィルタ手段のフィルタ特性を変更するフィルタ特性変更手段とを有し、該フィルタ手段の出力信号を基に前記ターゲットとなる眼底血管の情報を算出する第１のステップと、該第１のステップを複数の前記画像信号に対して行う第２のステップと、該第２のステップを実行する毎に前記フィルタ特性変更手段によって前記フィルタ手段の特性を変更し、前記第２のステップを複数回行う第３のステップと、前記第３のステップの出力結果の内の最もばらつきの少ないフィルタ特性を採用することを特徴とする。
【００１０】
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、前記領域の像を撮像して画像信号を出力する撮像手段と、該撮像手段からの画像信号の不要成分を除去する特性変更が可能なフィルタ手段と、前記照明手段の照明位置を記憶する照明位置記憶手段と、該照明位置記憶手段の記憶された同一部位の前回値の情報を基に前記フィルタ手段のフィルタ特性を変更するフィルタ特性変更手段と、該フィルタ特性変更手段によって特性を変更された前記フィルタ手段の出力信号を基に前記ターゲットとなる眼底血管の情報を算出する血管情報算出手段とを有することを特徴とする。
【００１１】
【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は本発明を眼底血流計に応用した実施例の構成図であり、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。
【００１２】
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ー１０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１１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。
【００１３】
なお、ガルバノメトリックミラー１０は前述の回転軸の下方に切欠部を有しており、またレンズ１２の前側焦点面は被検眼Ｅの瞳孔と共役関係にあり、この焦点面にガルバノメトリックミラー１０が配置されている。また、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。
【００１４】
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、このダイクロイックミラー１６の反射方向の光路上には矩形状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つている。
【００１５】
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が配列されている。更に、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が配列されている。
【００１６】
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、光路に沿って移動自在なリレーレンズ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。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。
【００１７】
更に、装置全体を制御するためのシステム制御部３０が設けられ、このシステム制御部３０には検者が操作する入力手段３１、測定結果を表示する表示手段３２、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３０の出力は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３３に接続されている。
【００１８】
また、前述の透過型液晶板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。
【００１９】
図２はシステム制御部３０の構成図を示し、一次元ＣＣＤ２５の出力信号はサンプルホールド回路４１に入力されサンプルホールドされた後に、増幅器４２に入力され適当なゲインで増幅される。増幅器４２の出力信号はＡ／Ｄ変換器４３に入力され、ディジタル信号に変換されて、血管像を含む画像データとしてメモリ４４に格納される。
【００２０】
演算部４５はメモリ４４から血管像を含む画像データを読み出し、この信号に対して不要な周波数成分をカットしノイズ除去処理するディジタルフィルタリング処理、極大・極小点を特徴点として算出、血管径の算出、ディジタルフィルタのフィルタ特性を変更等を行う。
【００２１】
ここで、各光源から発せられた光束が被検眼Ｅに導かれ、その反射散乱光が検者又はフォトマルチプライヤ２６、２７、イメージインテンシファイヤ２４の受光面に導かれる。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。
【００２２】
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束Ｏ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を介して図３に示す眼底像Ｅａ’が観察可能となる。検者はこの眼底像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。
【００２３】
レーザーダイオードなどの測定用光源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、ヘリウムネオンレーザーなどの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。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で反射され、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。
【００２４】
ここで、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働して、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。
【００２５】
従って、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の切欠部に戻されることになり、ガルバノメトリックミラー１０で反射されることなくイメージローテータ９に向かうことになる。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を照射する。
【００２６】
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内で反射されて、再び戻されるように対物レンズ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に入射され、図４に示すように瞳孔Ｅｐ上でスポット像Ｐ２又はＰ２’として結像した後に眼底Ｅａを点状に照射する。
【００２７】
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。
【００２８】
トラッキング光はダイクロイックミラー２２を透過し、拡大レンズ１２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、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により撮像される。そして、一次元ＣＣＤ２５で撮像された血管像Ｅｖ’に基づいて、システム制御部３０において血管像Ｅｖ’の移動量を表すデータが作成され、ガルバノメトリックミラー制御回路３３に血管像Ｅｖ’と移動量が出力される。そして、ガルバノメトリックミラー制御回路３３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、被測定部の血管のトラッキングが行える。
【００２９】
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３０に出力され、この受光信号は従来例と同様に周波数解析されて眼底Ｅａの血流速度が求められる。
【００３０】
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、測定光像として検者が観察できるようになっている。
【００３１】
先ず、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、被検者が固視標像Ｆ’を固視すると検者は図３に示したような眼底像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３１を操作して固視標Ｆを動かし、被検眼Ｅを誘導する。
【００３２】
次に、入力手段３１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と第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、血管像を含む画像信号として出力される。
【００３３】
検者は測定部位を決定した後に、再び入力手段３１を操作してトラッキングの開始を入力する。トラッキングが安定したところで、検者は再び入力手段３１を操作して測定の開始を入力する。一次元ＣＣＤ２５から出力される画像信号は、サンプルホールド回路４１でサンプルホールドされた後に、増幅器４２に入力され適当なゲインで増幅される。増幅器４２の出力信号はＡ／Ｄ変換器４３に入力されてディジタル信号に変換され、血管像を含む画像データとしてメモリ４４に格納される。
【００３４】
図５のフローチャート図において、システム制御部３０の演算部４５はステップＳ２で血管径の仮計算を行う設定とし、ステップＳ３でメモリ４４に記憶された画像データを読み出す。ステップＳ４で不要な周波数成分を遮断するノイズ成分除去処理を行うフィルタ処理が行われる。このときのフィルタ特性は、ステップＳ１で設定された仮計算時の初期設定値に設定されている。本実施例では、フィルタ特性は移動平均計算を行うように設定してあり、血管径の仮計算時には測定可能な全ての血管径に対して高周波成分のノイズ成分だけを除去できるような移動平均点数に設定されている。ステップＳ４でのフィルタ処理後に、ステップＳ５で入力データの微分処理を行い、複数の極大、極小点を算出する。更にステップＳ６で、ステップＳ５で得られた複数の極大、極小点の中から、血管情報に関する特徴点を抽出し、ステップＳ７ではステップＳ６で得られた血管惰報に関する特徴点を用いて、仮の血管径を算出する。
【００３５】
血管径の仮計算が終了すると、ステップＳ７で算出された仮の血管径値を基に、フィルタ特性の変更が必要かどうかを判断し、必要な場合はステップＳ９でフィルタ特性の変更を行って本計算に移行し、再びステップＳ３〜Ｓ７までの処理を行い、最終的な血管径を算出する。必要でない場合には、仮計算の血管径の値を最終的な血管径値とする。なお、本実施例では仮の血管径値を基にフィルタの移動平均点数を決定・変更することで、フィルタの特性を変更している。
【００３６】
ステップＳ６で行う複数の極大、極小点の中からの血管情報に関する特徴点の抽出については、図６の信号波形において、上側反射面の暗い部分つまりMax1〜Max2の間が、ほぼ血管の像を表している。また、この血管像信号は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得られたもので、その血管中心には血管壁の正反射が観測されていて明るくなっている部分がある。更に、血管像を含む映像信号波形を微分処理して算出した極大値座標を「△」で、極小値座標を「×」で示している。
【００３７】
ステップＳ６１で、極小値の中での極小値Min1を検出する。ステップＳ６２で、極大値の中で極大値Max0を検出する。ステップＳ６３でMin1の次に小さい極小値をMin2を検出する。ただし、極小値Min2の検出には振幅方向に一定の基準値を設ける必要があり、これを設けないと不必要なノイズ成分を誤検出してしまう場合がある。本実施例では、Min1−Max0の幅の１／２（＝Ｒｅｆ）よりも小さいことを条件としている。ステップ６４で極小値Min1の左側でMin1に最も近い極大値Max1を検出する。ステップＳ６５で極小値Min2の右側でMin2に最も近いMin2に最も近い極大値Max2を検出する。ステップＳ６６で極小値Min1とMin2の間で最も大きい極大値Max2を検出し、ステップＳ６７でMax1、Max2、Max3、Min1、Min2の５点を血管像の特徴点として検出する。
【００３８】
なお、コントラストの小さい細い血管を測定対象に選んだ場合には、血管中心には血管壁の正反射成分が観測されない場合があり、この場合には、Max3、Min2は検出されず、Max1、Max2、Min1の３点が血管像の特徴点として検出される。
【００３９】
図７（ａ）は太い血管（血管径＝約２００μｍ）を測定対象に選んだ場合のフィルタ処理前の画像信号を示す。本実施例では、血管径の仮計算時には、移動平均点数は１０画素に設定されていて、演算部４５は図５に示すステップＳ１〜Ｓ６までの処理を行い、仮の血管径＝約２００μｍを算出する。
【００４０】
表１は本実施例で設定している仮計算で得られた血管径の値と、ステップＳ９で設定するフィルタ特性である移動平均の画素数の関係を示す。
【００４１】

【００４２】
この表１から仮計算で得られた血管径が２００μｍの場合の移動平均の画素数は１０画素であるため、ステップＳ９のフィルタ特性の再設定は行わずに、血管径は２００μｍを最終的な血管径の値として算出する。図７（ｃ）に移動平均の画素数は１０画素でフィルタ処理を行った後の画像信号を示すが、Max1、Max2、Max3、Min1、Min2の５個の極大・極小点を用いて血管径を算出する。
【００４３】
図７（ｂ）は移動平均点数を４画素に設定した場合の例で、血管信号に対して高い周波数成分のノイズが取りきれていないため、図７（ｃ）の場合と比較すると血管像の特徴点Max1、Max2、Max3、Min1、Min2の内、Min2、Max3の検出位置がずれていて、これらの特徴点を用いて血管径を算出すると、血管径は１００μｍとなり、実際の値よりも細い値を算出してしまう。
【００４４】
図７（ｄ）は細い血管（血管径は約１００μｍ）を測定対象に選んだ場合のフィルタ処理前の画像信号を示す。演算部４５は図５に示すステップＳ１〜Ｓ６までの処理を行い、仮の血管径を約１４０μｍとして算出する。このときのフィルタ処理後の出力信号を図７（ｆ）に示す。仮計算では、図７（ｆ）に示すMax1、Max2、Min1の３個の極大・極小点が血管像情報の特徴点として検出され、これらを用いて血管径を算出する。
【００４５】
表１から、仮計算で得られた血管径が１４０μｍの場合の移動平均の画素数は６画素であるため、ステップＳ９でフィルタ処理の移動平均点数を６画素に設定して、再度ステップＳ２からＳ６までの処理を行い、血管径を１００μｍとして算出する。このときのフィルタ処理後の画像信号を図７（ｅ）に示すが、Max1、Max2、Max3、Min1、Min2の５個の極大−極小点が血管像情報の特徴点として検出され、これらを用いて血管径を算出する。
【００４６】
このように、仮計算で得られた血管径によって本計算に用いる血管像波形に対する移動平均点数を可変とすることにより、血管の情報を損なうことなく、また不要な周波数成分を拾うことなく、血管像の特徴点を正確に検出することができる。
【００４７】
本実施例における血管径の仮計算時に、ステップＳ７ではステップＳ６で得られた血管像情報の特徴点から、仮の血管径の値を算出し、この値を基にステップＳ９でフィルタ特性の変更を行っているが、ステップＳ７では血管径の仮計算時に血管径を算出する代りに、ステップＳ６で得られた特徴点の内、両端の極大点間距離情報、Max1−Max2間の距離情報を算出する。この距離情報は血管径の値に関連するため、この距離情報を基にステップＳ９でフィルタ特性を変更し、本計算時に血管径を算出してもよい。
【００４８】
図８は第２の実施例の演算部４５の処理フローチャート図であり、本実施例では６０ｍＳの間に１５個の血管像を含む画像信号をメモリ４４に取り込み、これらの信号に対して５種類のフィルタ特性のフィルタ処理を行い、血管径を算出している。
【００４９】
ステップＳ１０でフィルタ特性を変更する回数カウンタを初期化し、ステップＳ１１でフィルタ特性の初期設定を行う。ステップＳ１２で画像信号を取り込む回数カウンタを初期化する。ステップＳ１３でメモリ４４に記憶されたｉ個目（０＜ｉ＜１４）の画像データは演算部４５によって読み出され、ステップＳ１４で不要な周波数成分を連断するノイズ成分除去処理を行うフィルタ処理が行われる。このときのフィルタ特性は、ステップＳ１１で設定された初期設定に設定されている。
【００５０】
なお、本実施例においてフィルタは移動平均計算を行うように設定してある。ステップＳ１４でのフィルタ処理後に、ステップＳ１５で入力データの微分処理を行い、複数の極大、極小点を算出する。更に、ステップＳ１６でステップＳ１５で得られた複数の極大、極小点の中から、血管情報に関する特徴点を抽出し、ステップＳ１７ではステップＳ１６で得られた血管情報に関する特徴点を用いて血管径を算出する。
【００５１】
ここで、ステップＳ１６での複数の極大・極小点から血管情報の特徴点を抽出する方法の詳細は第１の実施例と同様であり、図５のステップＳ６１〜Ｓ６７までの処理を行う。１５個分の画像信号について血管径の算出が終了するまでステップＳ１３〜Ｓ１７までの処理を繰り返し、１５個分の画像信号について血管径の算出が終了すると、ステップＳ１９で１５個分の血管径の平均値・標準偏差を算出する。
【００５２】
更に、フィルタ特性を５回変更するまで、ステップＳ１１〜Ｓ１９までの処理を繰り返す。本実施例において、ステップＳ２３でのフィルタ特性の変更は、移動平均処理を行う画素数を変更する処理を行っていて、２、４、６、８、１０画素の５種類の画素数で移動平均を行うように設定されている。ここで、フィルタ特性の変更が５回に達すると、ステップＳ２３ではステップＳ１９で算出した５種類のフィルタ特性での血管径の値の内、標準偏差が最も小さいものを最終的な血管径の値として選択する。
【００５３】
このように、複数の血管像を含む画像信号を取り込み、血管径の値を算出し、その平均値を血管径の値とする。更に、血管像を含む画像信号に対して、フィルタ特性を変えた複数のフィルタ処理を行う、本実施例においては、異なる移動平均点数で複数の血管径の値を算出し、この中で最もばらつきの小さいものを最終的な血管径の値とすることにより、血管の情報を損なうことなく、また不要な周波数成分を拾うことなく血管像の特徴点を正確に検出することができ、より正確な血管径の値を算出することが可能となる。
【００５４】
本実施例では、血管径の仮測定で得られた値を基に、フィルタ処理の特性を変更していたが、検者が予め測定対象血管の概略値を図示しない入力手段から入力し、この入力情報を基にフィルタの特性を決定してもよい。
【００５５】
また、演算部４５は血管径の測定部位とフィルタ特性をメモリ４４に記憶しておいて、同一部位の血管径を測定する場合に、第１、第２の実施例で求めた前回のフィルタ特性の設定値を用いて血管径を算出してもよい。
【００５６】
測定部位は検者が図示しない入力部から入力してもよいし、本装置がイメージローテータ９の角度、ガルバノメトリックミラー１０の角度、及び透過型液晶板３に投影される内部固視標の位置等を記憶することもできる。また、眼底画像をテレビカメラで取り込み、画像処理により測定部位を断定してもよい。
【００５７】
以上の説明では、眼底血流計、特にその血管径算出に応用した実施例について詳細に説明したが、血管径の計測に関する本発明の構成・効果は血管位置の特定においても同様の効果を有する。その違いは単に血管の走行方向に垂直な情報として血管位置を算出するのか、血管径を算出するかの違いであるため、ここでは詳細には言及しないこととする。
【００５８】
【発明の効果】
以上説明したように本発明に係る眼科検査装置は、取り込んだ画像信号を解析した結果に基づいてフィルタの特性を可変とし、このフィルタを通過した画像信号を用いて血管径の値を算出するため、血管の太さ、血管の模様、血管周辺の眼底の模様、血管壁の正反射成分、ノイズの影響を受け難く、画像信号に含まれる血管像の特徴点を正確に検出することができるため、より正確な血管径計測が可能になる。
【図面の簡単な説明】
【図１】第１の実施例の構成図である。
【図２】システム制御部の構成図である。
【図３】観察眼底像の説明図である。
【図４】被検眼Ｅの瞳面上の各光束の様子の説明図である。
【図５】第１の実施例における演算部の処理を表すフローチャート図である。
【図６】血管像信号波形の説明図である。
【図７】血管像信号波形の説明図である。
【図８】第２の実施例における演算部の処理を表すフローチャート図である。
【符号の説明】
１観察用光源
２対物レンズ
５孔あきミラー
９イメージローテータ
１０ガルバノメトリックミラー
１５凹面ミラー
２０測定用光源
２３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
３０システム制御部
Ｅ被検眼
Ｅａ’ 被検眼眼底
Ｅｖ’ 血管[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a fundus examination apparatus for examining blood vessels on the fundus.
[0002]
[Prior art]
Conventional methods for measuring the diameter of the fundus blood vessel have been proposed: a method of measuring the diameter by observing a fundus photograph with a microscope, and a method of measuring the diameter of a blood vessel by converting a fundus image into an electrical signal using a photoelectric element. ing. The former cannot be measured in real time, and there is a problem that it takes a very long time for measurement. As for the latter, a detailed disclosure regarding signal processing for calculating a blood vessel diameter is known from Suzuki et al .: Nikkankai 98-1pp92-97.
[0003]
Furthermore, the He-Ne laser is used as a measurement light source, projected onto the fundus blood vessel of the eye to be examined, the reflected light is imaged by a CCD sensor, and the diameter of the fundus blood vessel is calculated from this image signal. This is proposed in Japanese Patent No. 31596.
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
However, when the blood vessel diameter is calculated using the image signal output from the photoelectric element as it is, the value of the blood vessel diameter is affected by noise, the fundus pattern around the blood vessel, the specular reflection component of the blood vessel wall, etc. It is difficult to calculate accurately. In addition, when the blood vessel diameter is calculated using the image signal after removing unnecessary components included in the image signal by performing filter processing such as moving average on the image signal output from the photoelectric element, the measurement target Depending on the thickness of the blood vessel, the regular reflection component of the blood vessel wall and the frequency component of the characteristic point of the blood vessel image signal are different.
[0005]
For example, when a thick blood vessel with high contrast is selected as the measurement target, if the moving average score is reduced, there are more feature points included in the blood vessel image signal due to the influence of the blood vessel, surrounding tissue pattern, noise, etc. In other words, it may be calculated to be narrower than the actual blood vessel diameter. Further, if the moving average score is increased for a thin blood vessel, information on necessary feature points included in the blood vessel image signal may be lost, and may be calculated to be thicker than the actual blood vessel diameter.
[0006]
An object of the present invention is to provide a fundus examination apparatus that can solve the above-described problems, detect a feature point of a blood vessel image, and measure an accurate blood vessel diameter.
[0007]
[Means for Solving the Problems]
To achieve the above object, an ophthalmic examination apparatus according to the present invention includes an illumination unit that illuminates a region including a target fundus blood vessel, an imaging unit that captures an image of the region and outputs an image signal, and the imaging unit. Filter means capable of changing characteristics for removing unnecessary components of the image signal from the means, analysis means for analyzing the image signal, and filter characteristics for changing the filter characteristics of the filter means based on the analysis result of the analysis means And a blood vessel information calculation unit that calculates information about the target fundus blood vessel based on an output signal of the filter unit whose characteristics have been changed by the filter characteristic changing unit. The analysis means includes feature point calculation means for calculating a feature point related to blood vessel information from a plurality of maximum points and minimum points of the image signal, and the filter characteristic changing means is a feature point detected by the feature point calculation means. The filter characteristics of the filter means are changed based on It is characterized by that.
[0008]
The fundus examination apparatus according to the present invention includes an illuminating unit that illuminates a region that joins a target fundus blood vessel, an imaging unit that captures an image of the region and outputs an image signal, and an image from the imaging unit. Filter means capable of changing characteristics for removing unnecessary components of the signal, and filter characteristic changing means for changing the filter characteristics of the filter means, and based on an output signal of the filter means, the target fundus blood vessel A first step of calculating information; a second step of performing the first step on a plurality of the image signals; and the filter means changing means by the filter characteristic changing unit each time the second step is executed. The third step of performing the second step a plurality of times and the filter characteristic with the least variation among the output results of the third step are adopted. The features.
[0010]
The fundus examination apparatus according to the present invention includes an illumination unit that illuminates a region including a target fundus blood vessel, an imaging unit that captures an image of the region and outputs an image signal, and an image signal from the imaging unit is unnecessary. Filter means capable of changing characteristics for removing components, illumination position storage means for storing the illumination position of the illumination means, and the filter means based on the previous value information of the same part stored in the illumination position storage means Filter characteristic changing means for changing the filter characteristic of the blood vessel, and blood vessel information calculating means for calculating information of the target fundus blood vessel based on the output signal of the filter means whose characteristic has been changed by the filter characteristic changing means It is characterized by that.
[0011]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
The present invention will be described in detail based on the embodiments shown in the drawings.
FIG. 1 is a block diagram of an embodiment in which the present invention is applied to a fundus blood flow meter. The illumination light path extends from an observation light source 1 made of a tungsten lamp or the like that emits white light to an objective lens 2 facing the eye E to be examined. Is a transmissive liquid crystal plate 3, a relay lens 4, a perforated mirror 5, a yellow area, which is a fixation target display element that is arranged at a position optically conjugate with the fundus of the eye E to be examined and is movable along the optical path. The band pass mirrors 6 that transmit light of the wavelength and reflect most of the other light beams are sequentially arranged. A fundus oculi observation optical system is configured behind the perforated mirror 5, and an imaging lens 7 and an eyepiece 8 that are movable along the optical path are sequentially arranged to reach the examiner's eye e.
[0012]
On the optical path in the reflection direction of the bandpass mirror 6, an image rotator 9 and a galvanometric mirror 10 having a rotation axis perpendicular to the paper surface and polished on both sides are arranged, and the reflection of the lower reflection surface 10a of the galvanometric mirror 10 is reflected. A relay lens 11 that is movable along the optical path is disposed in the direction, and a lens 12 and a focus unit 13 that is movable along the optical path are disposed in the reflection direction of the upper reflecting surface 10b.
[0013]
The galvanometric mirror 10 has a notch below the above-mentioned rotation axis, and the front focal plane of the lens 12 has a conjugate relationship with the pupil of the eye E, and the galvanometric mirror 10 is located on this focal plane. Has been placed. Further, a lens 14 and a concave mirror 15 are disposed behind the galvanometric mirror 10, and a light beam that is not reflected by the lower reflecting surface 10 a of the galvanometric mirror 10 and passes through the notch is reflected on the upper side of the galvanometric mirror 10. A relay optical system leading to the surface 10b is configured.
[0014]
In the focus unit 13, a dichroic mirror 16 is arranged on the same optical path as the lens 12, and a mask plate 17 and a mirror 18 having a rectangular diaphragm are arranged on the optical path in the reflection direction of the dichroic mirror 16. A lens 19 is disposed on the optical path 16 in the transmission direction, and the focus unit 13 can move integrally.
[0015]
Further, on the optical path in the incident direction of the lens 19, a measurement light source 20 such as a laser diode that emits collimated coherent red light is arranged. Further, on the optical path in the incident direction of the mirror 18, a tracking light source 21 such as a helium neon laser that emits green light, which is different from other light sources with high luminance, is arranged.
[0016]
On the optical path in the reflection direction of the lower reflective surface 10a of the galvanometric mirror 10, a relay lens 11, a dichroic mirror 22, a magnifying lens 23, movable along the optical path, image An intensifier 24 and a one-dimensional CCD 25 are sequentially arranged to constitute a blood vessel detection system. Further,

photomultipliers

26 and 27 are arranged in the reflection direction of the dichroic mirror 22 to constitute a measurement light receiving optical system. For convenience of illustration, all optical paths are shown on the same plane, but the reflection direction of the dichroic mirror 22 is orthogonal to the paper surface.
[0017]
Further, a system control unit 30 for controlling the entire apparatus is provided. The system control unit 30 includes an input unit 31 operated by an examiner, a display unit 32 for displaying measurement results, and outputs of

photomultipliers

26 and 27. The outputs of the image intensifier 24 and the one-dimensional CCD 25 are connected to each other, and the output of the system control unit 30 is connected to a galvanometric mirror control circuit 33 that controls the galvanometric mirror 10.
[0018]
The transmission liquid crystal plate 3, the imaging lens 7, the focus unit 13, and the relay lens 11 are operated by operating a focusing knob (not shown) so that the fundus Ea of the eye E, the transmission liquid crystal plate 3, and the examiner's eye. The eye fundus of e, the mask plate 17 and the light receiving surface of the image intensifier 24 are moved together in the optical axis direction in conjunction with each other so that they are always optically conjugate.
[0019]
FIG. 2 is a block diagram of the system control unit 30. The output signal of the one-dimensional CCD 25 is input to the sample hold circuit 41, sampled and held, then input to the amplifier 42, and amplified with an appropriate gain. The output signal of the amplifier 42 is input to the A / D converter 43, converted into a digital signal, and stored in the memory 44 as image data including a blood vessel image.
[0020]
The calculation unit 45 reads out image data including a blood vessel image from the memory 44, performs digital filtering processing for removing noise by removing unnecessary frequency components from the signal, calculates maximum / minimum points as feature points, and calculates a blood vessel diameter. Then, change the filter characteristics of the digital filter.
[0021]
Here, the luminous flux emitted from each light source is guided to the eye E, and the reflected and scattered light is guided to the light-receiving surface of the examiner or the

photomultipliers

26 and 27 and the image intensifier 24. White light emitted from the observation light source 1 is transmitted through a transmissive liquid crystal. Board 3 Is reflected from the perforated mirror 5 through the relay lens 4, and only the yellow wavelength light passes through the bandpass mirror 6, passes through the objective lens 2, and on the pupil Ep of the eye E to be examined. After once forming an illumination light beam image I, the fundus oculi Ea is illuminated almost uniformly. At this time, a fixation target F (not shown) is displayed on the transmissive liquid crystal plate 3, and is projected onto the fundus oculi Ea of the eye E by illumination light and presented to the eye E as a visual target image F '.
[0022]
Reflected light from the fundus oculi Ea returns along the same optical path, is taken out from the pupil as a fundus oculi observation light beam O, passes through an opening at the center of the perforated mirror 5, the imaging lens 7, and passes through the eyepiece 8 by the examiner eye e. Thus, the fundus oculi image Ea ′ shown in FIG. 3 can be observed. The examiner performs alignment of the apparatus from the eyepiece 8 while observing the fundus oculi image Ea ′.
[0023]
The collimated measurement light emitted from the measurement light source 20 such as a laser diode passes through the lens 19 and passes through the dichroic mirror 16. On the other hand, the tracking light emitted from the tracking light source 21 such as a helium neon laser is reflected by the mirror 18, shaped into a desired shape by the mask plate 17, then reflected by the dichroic mirror 16, and the measurement described above. Superposed with light. At this time, the measurement light is focused in a spot shape at a position conjugate with the center of the opening of the mask plate 17 by the lens 19. Further, the measurement light and the tracking irradiation light pass through the lens 12, are reflected by the upper reflection surface 10 b of the galvanometric mirror 10, and once pass through the lens 14. Concave mirror 15 And is returned to the galvanometric mirror 10 through the lens 14 again.
[0024]
Here, the galvanometric mirror 10 is arranged at a conjugate position of the eye to be examined, and the concave mirror 15 and the lens 14 are arranged concentrically on the optical axis and work together to make the galvanometric mirror 10 −1 times. The function of a relay system for imaging is given.
[0025]
Accordingly, the light beam reflected by the upper reflecting surface 10 b of the galvanometric mirror 10 is returned to the cutout portion of the galvanometric mirror 10, and goes toward the image rotator 9 without being reflected by the galvanometric mirror 10. . Both light beams deflected to the objective lens 2 by the band pass mirror 6 through the image rotator 9 irradiate the fundus Ea of the eye E to be examined through the objective lens 2.
[0026]
Thus, the measurement light and the tracking irradiation light are reflected on the upper reflection surface 10b of the galvanometric mirror 10 and incident on the galvanometric mirror 10 in a state of being decentered from the optical axis of the objective lens 2 so as to be returned again. As shown in FIG. 4, the eye fundus Ea is irradiated in the form of dots after being imaged as a spot image P2 or P2 ′ on the pupil Ep.
[0027]
The scattered and reflected light of the measurement light and tracking irradiation light from the fundus oculi Ea is condensed again by the objective lens 2, most of the light beam is reflected by the bandpass mirror 6, passes through the image rotator 9, and is reflected below the galvanometric mirror 10. The light reflected by the surface 10 a passes through the relay lens 11, and the measurement light and the tracking light are separated at the dichroic mirror 22.
[0028]
The tracking light passes through the dichroic mirror 22 and is imaged and amplified on the photoelectric surface of the image intensifier 24 as a blood vessel image Ev ′ larger than the fundus image Ea ′ by the fundus observation optical system by the magnifying lens 12. Later, the image is taken by the one-dimensional CCD 25. Then, based on the blood vessel image Ev ′ picked up by the one-dimensional CCD 25, data representing the movement amount of the blood vessel image Ev ′ is created in the system control unit 30, and the blood vessel image Ev ′ and the movement amount are generated in the galvanometric mirror control circuit 33. Is output. Then, the galvanometric mirror control circuit 33 drives the galvanometric mirror 10 so as to compensate for this movement amount, whereby the blood vessel of the part to be measured can be tracked.
[0029]
Further, the measurement light is reflected by the dichroic mirror 22 and received by the

photomultipliers

26 and 27. The outputs of the

photomultipliers

26 and 27 are respectively output to the system control unit 30, and the received light signals are subjected to frequency analysis in the same manner as in the conventional example to obtain the blood flow velocity of the fundus oculi Ea.
[0030]
On the other hand, the scattered and reflected light of the measurement light from the fundus oculi Ea and the tracking irradiation light is collected again by the objective lens 2, and a part of the light flux that has passed through the bandpass mirror 6 is the eye E to be examined of the light flux emitted from the observation light source 1. It follows the same optical path as the reflected and scattered light from the fundus oculi Ea, reaches the examiner eye e, and can be observed by the examiner as a tracking index image and a measurement light image together with the observation fundus image Ea ′.
[0031]
First, the examiner operates an operating rod (not shown) to perform alignment so that the optical axis of the eye E and the optical axis of the objective lens 2 coincide. Next, the aforementioned focus knob is operated while observing the fundus oculi image Ea ′ to focus on the fundus oculi Ea of the eye E to be examined. Then, as described above, the fixation target F of the transmissive liquid crystal plate 3 and the fundus oculi Ea are optically conjugated and presented to the eye E, and the examiner fixes the fixation target image F ′. A fundus oculi image Ea ′ as shown in FIG. 3 can be observed. Then, the examiner uses the input means so that the first measurement site is approximately in the center of the observation field. 31 Is operated to move the fixation target F to guide the eye E to be examined.
[0032]
Next, the input means 31 is operated to irradiate the fundus Ea with tracking light, and further, a rotator operation knob (not shown) is operated so as to be perpendicular to the tracking index image and the first blood vessel to be measured. The angle of the galvanometric mirror 10 is controlled so that the measurement light is irradiated onto the blood vessel. The blood vessel Ev irradiated with the tracking light is imaged on the photocathode of the image intensifier 24 as a blood vessel image Ev ′ as described above, amplified and then imaged on the one-dimensional CCD 25, and an image signal including the blood vessel image. Is output as
[0033]
After determining the measurement site, the examiner operates the input unit 31 again and inputs the start of tracking. When the tracking is stabilized, the examiner operates the input means 31 again to input the start of measurement. The image signal output from the one-dimensional CCD 25 is sampled and held by the sample and hold circuit 41, and then input to the amplifier 42 and amplified with an appropriate gain. The output signal of the amplifier 42 is input to the A / D converter 43, converted into a digital signal, and stored in the memory 44 as image data including a blood vessel image.
[0034]
In the flowchart of FIG. 5, the calculation unit 45 of the system control unit 30 is set to perform provisional calculation of the blood vessel diameter in step S2, and reads the image data stored in the memory 44 in step S3. In step S4, filter processing is performed to perform noise component removal processing that blocks unnecessary frequency components. The filter characteristic at this time is set to the initial setting value at the time of provisional calculation set in step S1. In this embodiment, the filter characteristics are set so as to perform moving average calculation, and the moving average score is such that only high-frequency noise components can be removed for all measurable blood vessel diameters during temporary calculation of blood vessel diameters. Is set to After the filtering process in step S4, the input data is differentiated in step S5 to calculate a plurality of maximum and minimum points. Further, in step S6, feature points relating to blood vessel information are extracted from the plurality of maximum and minimum points obtained in step S5, and in step S7, using the feature points relating to blood vessel intelligence obtained in step S6, provisional points are extracted. The blood vessel diameter is calculated.
[0035]
When the temporary calculation of the blood vessel diameter is completed, it is determined whether or not the filter characteristic needs to be changed based on the temporary blood vessel diameter value calculated in step S7, and if necessary, the filter characteristic is changed in step S9. Shifting to this calculation, the processing from step S3 to S7 is performed again, and the final blood vessel diameter is calculated. If not necessary, the provisionally calculated blood vessel diameter value is used as the final blood vessel diameter value. In this embodiment, the filter characteristics are changed by determining and changing the moving average score of the filter based on the provisional blood vessel diameter value.
[0036]
With respect to extraction of feature points relating to blood vessel information from a plurality of maximum and minimum points performed in step S6, in the signal waveform of FIG. 6, a dark portion of the upper reflection surface, that is, between Max1 and Max2, substantially represents a blood vessel image. Represents. Further, this blood vessel image signal is obtained when a thick blood vessel with high contrast is selected as a measurement target, and a regular reflection of the blood vessel wall is observed at the center of the blood vessel, and there is a bright portion. Further, the maximum value coordinate calculated by differentiating the video signal waveform including the blood vessel image is indicated by “Δ”, and the minimum value coordinate is indicated by “x”.
[0037]
In step S61, the minimum value Min1 in the minimum value is detected. In step S62, the maximum value Max0 is detected among the maximum values. In step S63, Min2 is detected as a minimum value next to Min1. However, in order to detect the minimum value Min2, it is necessary to provide a constant reference value in the amplitude direction. If this is not provided, an unnecessary noise component may be erroneously detected. In the present embodiment, the condition is that it is smaller than ½ (= Ref) of the width of Min1−Max0. In step 64, the maximum value Max1 closest to Min1 is detected on the left side of the minimum value Min1. In step S65, the maximum value Max2 closest to Min2 closest to Min2 is detected on the right side of the minimum value Min2. In step S66, the maximum maximum value Max2 between the minimum values Min1 and Min2 is detected, and in step S67, five points of Max1, Max2, Max3, Min1, and Min2 are detected as feature points of the blood vessel image.
[0038]
If a thin blood vessel with low contrast is selected as the measurement target, the regular reflection component of the blood vessel wall may not be observed at the center of the blood vessel. In this case, Max3 and Min2 are not detected, and Max1 and Max2 , Min1 are detected as feature points of the blood vessel image.
[0039]
FIG. 7A shows an image signal before filtering when a thick blood vessel (blood vessel diameter = about 200 μm) is selected as a measurement target. In this embodiment, at the time of provisional calculation of the blood vessel diameter, the moving average score is set to 10 pixels, and the calculation unit 45 performs the processing from step S1 to step S6 shown in FIG. calculate.
[0040]
Table 1 shows the relationship between the value of the blood vessel diameter obtained by the provisional calculation set in this embodiment and the number of pixels of the moving average which is the filter characteristic set in step S9.
[0041]

[0042]
When the blood vessel diameter obtained by provisional calculation from Table 1 is 200 μm, the moving average number of pixels is 10 pixels. Therefore, without resetting the filter characteristics in step S9, the blood vessel diameter should be 200 μm at the end. Calculated as the value of the blood vessel diameter. FIG. 7 (c) shows the image signal after filtering with a moving average pixel count of 10 pixels. The maximum and minimum points of Max1, Max2, Max3, Min1, and Min2 are used to determine the vessel diameter. Is calculated.
[0043]
FIG. 7B shows an example in which the moving average score is set to 4 pixels. Since the high frequency component noise is not completely removed from the blood vessel signal, the blood vessel image is compared with the case of FIG. 7C. Among the feature points Max1, Max2, Max3, Min1, and Min2, the detection positions of Min2 and Max3 are misaligned. If the vessel diameter is calculated using these feature points, the vessel diameter is 100 μm, which is smaller than the actual value. The value is calculated.
[0044]
FIG. 7D shows an image signal before filter processing when a thin blood vessel (blood vessel diameter is about 100 μm) is selected as a measurement target. The calculation unit 45 performs the processing from steps S1 to S6 shown in FIG. 5 and calculates the temporary blood vessel diameter as about 140 μm. The output signal after the filter processing at this time is shown in FIG. In the provisional calculation, the three maximum / minimum points Max1, Max2, and Min1 shown in FIG. 7F are detected as feature points of the blood vessel image information, and the blood vessel diameter is calculated using these.
[0045]
From Table 1, since the number of moving average pixels when the blood vessel diameter obtained by provisional calculation is 140 μm is 6 pixels, the moving average score of the filtering process is set to 6 pixels in step S9, and again from step S2. The processing up to S6 is performed, and the blood vessel diameter is calculated as 100 μm. FIG. 7E shows the image signal after the filter processing at this time, and five maximum-minimum points of Max1, Max2, Max3, Min1, and Min2 are detected as feature points of the blood vessel image information and are used. To calculate the vessel diameter.
[0046]
In this way, by making the moving average score for the blood vessel image waveform used in this calculation variable according to the blood vessel diameter obtained in the preliminary calculation, the blood vessel can be obtained without damaging blood vessel information and without picking up unnecessary frequency components. It is possible to accurately detect image feature points.
[0047]
In the provisional calculation of the blood vessel diameter in the present embodiment, in step S7, a temporary blood vessel diameter value is calculated from the feature points of the blood vessel image information obtained in step S6, and the filter characteristics are changed in step S9 based on this value. In step S7, instead of calculating the blood vessel diameter at the time of temporary calculation of the blood vessel diameter, the distance information between the maximum points at both ends and the distance information between Max1 and Max2 among the feature points obtained in step S6 are obtained. calculate. Since this distance information is related to the value of the blood vessel diameter, the filter characteristic may be changed in step S9 based on this distance information, and the blood vessel diameter may be calculated during this calculation.
[0048]
FIG. 8 is a processing flowchart of the calculation unit 45 of the second embodiment. In this embodiment, an image signal including 15 blood vessel images is taken into the memory 44 in 60 mS, and five types of these signals are obtained. The blood vessel diameter is calculated by performing filter processing of the filter characteristics.
[0049]
In step S10, the counter for changing the filter characteristics is initialized. In step S11, the filter characteristics are initialized. In step S12, the number counter for capturing image signals is initialized. The i-th (0 <i <14) image data stored in the memory 44 in step S13 is read out by the calculation unit 45, and a noise component removing process for cutting off unnecessary frequency components is performed in step S14. Is done. The filter characteristic at this time is set to the initial setting set in step S11.
[0050]
In this embodiment, the filter is set to perform moving average calculation. After the filtering process in step S14, the input data is differentiated in step S15 to calculate a plurality of maximum and minimum points. Further, in step S16, feature points related to blood vessel information are extracted from the plurality of maximum and minimum points obtained in step S15. In step S17, the blood vessel diameter is determined using the feature points related to blood vessel information obtained in step S16. calculate.
[0051]
Here, the details of the method of extracting the feature points of the blood vessel information from the plurality of maximum / minimum points in step S16 are the same as in the first embodiment, and the processing from steps S61 to S67 in FIG. 5 is performed. Steps S13 to S17 are repeated until calculation of blood vessel diameters for 15 image signals is completed. When calculation of blood vessel diameters for 15 image signals is completed, the blood vessel diameters for 15 images are calculated in step S19. Calculate the mean and standard deviation.
[0052]
Further, the processing from step S11 to S19 is repeated until the filter characteristic is changed five times. In this embodiment, the filter characteristic is changed in step S23 by changing the number of pixels for which moving average processing is performed, and moving average is performed with five types of pixels of 2, 4, 6, 8, and 10 pixels. Is set to do. Here, when the change of the filter characteristic reaches five times, in step S23, among the blood vessel diameter values in the five types of filter characteristics calculated in step S19, the one having the smallest standard deviation is the final blood vessel diameter value. Choose as.
[0053]
In this manner, an image signal including a plurality of blood vessel images is taken in, a blood vessel diameter value is calculated, and the average value is set as the blood vessel diameter value. Further, a plurality of filter processes with different filter characteristics are performed on an image signal including a blood vessel image. In this embodiment, a plurality of blood vessel diameter values are calculated with different moving average points, and the most varied among them. By making the final value of the blood vessel diameter smaller, the characteristic points of the blood vessel image can be accurately detected without damaging blood vessel information and without picking up unnecessary frequency components. The value of the blood vessel diameter can be calculated.
[0054]
In this embodiment, the characteristics of the filter processing are changed based on the value obtained by the temporary measurement of the blood vessel diameter. However, the examiner inputs in advance an approximate value of the blood vessel to be measured from an input means (not shown). Filter characteristics may be determined based on input information.
[0055]
Further, the calculation unit 45 stores the blood vessel diameter measurement site and the filter characteristics in the memory 44, and when measuring the blood vessel diameter of the same site, the previous filter characteristics obtained in the first and second embodiments are used. The blood vessel diameter may be calculated using the set value.
[0056]
The measurement site may be input by the examiner from an input unit (not shown), or the angle of the image rotator 9, the angle of the galvanometric mirror 10, and the position of the internal fixation target projected on the transmission type liquid crystal plate 3 by the apparatus. Etc. can also be stored. Alternatively, the fundus image may be captured by a television camera, and the measurement site may be determined by image processing.
[0057]
In the above description, the fundus blood flow meter, in particular, the embodiment applied to the calculation of the blood vessel diameter has been described in detail. However, the configuration and effect of the present invention relating to the measurement of the blood vessel diameter has the same effect in specifying the blood vessel position. . The difference is simply whether the blood vessel position is calculated as information perpendicular to the blood vessel traveling direction or the blood vessel diameter is calculated, and therefore will not be described in detail here.
[0058]
【The invention's effect】
As described above, the ophthalmic examination apparatus according to the present invention makes the characteristics of the filter variable based on the result of analyzing the captured image signal, and calculates the value of the blood vessel diameter using the image signal that has passed through the filter. Because it is difficult to be affected by the thickness of the blood vessel, the blood vessel pattern, the fundus pattern around the blood vessel, the specular reflection component of the blood vessel wall, and noise, the feature points of the blood vessel image included in the image signal can be accurately detected. More accurate blood vessel diameter measurement becomes possible.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram of a first embodiment.
FIG. 2 is a configuration diagram of a system control unit.
FIG. 3 is an explanatory diagram of an observation fundus image.
FIG. 4 is an explanatory diagram of the state of each light beam on the pupil plane of the eye E to be examined.
FIG. 5 is a flowchart showing processing of a calculation unit in the first embodiment.
FIG. 6 is an explanatory diagram of a blood vessel image signal waveform.
FIG. 7 is an explanatory diagram of a blood vessel image signal waveform.
FIG. 8 is a flowchart showing processing of a calculation unit in the second embodiment.
[Explanation of symbols]
1 Light source for observation
2 Objective lens
5 Perforated mirror
9 Image rotator
10 Galvanometric mirror
15 Concave mirror
20 Light source for measurement
23 Light source for tracking
24 Image Intensifier
25 One-dimensional CCD
26, 27 Photomultiplier
30 System controller
E Eye to be examined
Ea 'eye fundus
Ev 'blood vessels

Claims

Illumination means for illuminating a region including a fundus blood vessel serving as a target, imaging means for capturing an image of the region and outputting an image signal, and characteristic change for removing unnecessary components of the image signal from the imaging means are possible Filter means, analyzing means for analyzing the image signal, filter characteristic changing means for changing the filter characteristics of the filter means based on the analysis result of the analyzing means, and the filter whose characteristics are changed by the filter characteristic changing means possess a blood vessel information calculating means for calculating the information of the fundus blood vessels as a target output signal based on the unit, calculating a feature regarding vessel information said analysis means more maximum points of the image signal, from the minimum point And the filter characteristic changing unit changes the filter characteristic of the filter unit based on the feature point detected by the feature point calculating unit. Ophthalmologic examination apparatus, characterized in that that.

The analysis means includes blood vessel diameter temporary calculation means for temporarily calculating the diameter of the fundus blood vessel from the output result of the feature point calculation means, and the filter characteristic changing means is based on the output result of the blood vessel diameter temporary calculation means. The ophthalmic examination apparatus according to claim 1 , wherein the filter characteristic of the filter means is changed.

The blood vessel information calculating means ophthalmologic examination apparatus according to claim 1 or 2, characterized in that for calculating the blood vessel diameter.

The blood vessel information calculating means ophthalmologic examination apparatus according to claim 1 or 2, characterized in that to calculate the position惰報of the blood vessel.

Illumination means that illuminates a region that joins the target fundus blood vessel, imaging means that captures an image of the region and outputs an image signal, and characteristic changes that remove unnecessary components of the image signal from the imaging means are possible A first step of calculating information about the target fundus blood vessel based on an output signal of the filter unit, and a filter characteristic changing unit that changes a filter characteristic of the filter unit. A second step of performing the first step on a plurality of the image signals, and each time the second step is executed, the filter characteristic changing unit changes the characteristic of the filter unit, and the second step The ophthalmic examination apparatus is characterized by adopting a third step of performing a plurality of times and a filter characteristic with the least variation among the output results of the third step.

The ophthalmic examination apparatus according to claim 5 , wherein the blood vessel information calculating unit calculates a blood vessel diameter.

The ophthalmic examination apparatus according to claim 5 , wherein the blood vessel information calculation unit calculates blood vessel position information.

Illumination means for illuminating a region including a fundus blood vessel serving as a target, imaging means for capturing an image of the region and outputting an image signal, and characteristic change for removing unnecessary components of the image signal from the imaging means are possible Filter characteristic change for changing the filter characteristic of the filter means based on information on the previous value of the same part stored in the illumination position storage means and the illumination position storage means for storing the illumination position of the illumination means An ophthalmic examination apparatus comprising: means for calculating information on the target fundus blood vessel based on an output signal of the filter means whose characteristics have been changed by the filter characteristic changing means.

The ophthalmic examination apparatus according to claim 8 , wherein the blood vessel information calculation unit calculates a blood vessel diameter.

9. The ophthalmologic examination apparatus according to claim 8 , wherein the blood vessel information calculating means calculates blood vessel position information.