JP4371496B2

JP4371496B2 - 眼底血流計及びその信号処理方法

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Publication number: JP4371496B2
Application number: JP29452699A
Authority: JP
Inventors: 信也田中; 淑明奥村
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 1999-10-15
Filing date: 1999-10-15
Publication date: 2009-11-25
Anticipated expiration: 2019-10-15
Also published as: JP2001112718A

Description

【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眼底血流計及びその信号処理方法に関するものである。
【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。
【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。
【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）
【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。
【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。
【０００７】
各カットオフ周波数Δfmaxの決定は、従来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 Doppler velocimetry: toward its computer-assisted clinical use」（B．L.Petrig，C.E.Riva）が知られている。この論文中には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。
【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。
【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方法では、最終的なカットオフ周波数Δfmaxの決定に演算時間が掛かり、結果を瞬時に得ることは難しい。従って、例えば測定開始前に、測定ビームの血管に対する位置などの特定の測定条件の設定の確認を取り込んだ測定の信号の良否で判定する場合などでは、演算時間によって条件設定の良否の判断を実時間で行うことが困難となる問題点がある。
【００１０】
本発明の目的は、上述の問題点を解消し、スペクトルの抜けの影響を軽減して、測定信号の良否の程度を最終的測定値の算出前に短時間で評価す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。
【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であって、前記周波数解析の結果のスペクトル分布を高周波側から累積して積分曲線を算出する積分曲線算出手段と、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２つの領域に分割する分割手段と、前記信号領域における前記積分曲線を直線に近似する直線近似手段と、前記近似直線と前記積分曲線との一致度を算出し受光信号の良否の程度を数値化する受光信号評価手段と、前記受光信号の良否の程度を視覚化し表示モニタに表示する表示手段とを有することを特徴とする。
【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からの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、該周波数解析手段の出力を基に算出手段により血流速度を算出する機能を備えたレーザードップラ型眼底血流計の受光信号の良否の程度を判別する信号処理方法であって、前記周波数解析の結果のスペクトル分布を高周波側から累積して積分曲線を算出する積分曲線算出ステップと、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２つの領域に分割する分割ステップと、前記信号領域における前記積分曲線を直線に近似する直線近似ステップと、前記近似直線と前記積分曲線との一致度を算出し受光信号の良否の程度を数値化する受光信号評価ステップと、前記受光信号の良否の程度を視覚化し表示モニタに表示する表示ステップとを備えたことを特徴とする。
【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。
【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。
【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し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１５ａ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。
【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。
【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、レーザー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。
【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。
【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３１ｂ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、操作部３３の出力がシステム制御部３１に接続されている。
【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。
【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。
【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。
【００２３】
更に、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で一度反射され、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１５ｂと下側反射面１５ａ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。
【００２４】
このために、ガルバノメトリックミラー１５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の切欠部の位置へ戻され、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を照射する。
【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５００〜１２００μｍ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。
【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。
【００２７】
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。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。
【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１３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って、眼底Ｅａ上を一次元に移動することができる。
【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。操作部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。
【００３０】
実際の検査においては、検者は眼底像Ｅａ’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部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。
【００３１】
図２は測定操作のフローチャート図を示し、検者は先ず操作部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で受光される。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。
【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、不慣れな検者でもこのＦＦＴの形状を見て、十分な経験を積まないと困難であった理論的ＦＦＴ信号との差異を、瞬時に把握することが可能となる。
【００３３】
図５はＦＦＴの形状と理論的に求めたＦＦＴ信号との差異の定量化する際のフローチャート図を示し、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６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、このＬ１の値を引いた値はｏｐｅで示す三角形となる。
【００３４】
しかし、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きれいな３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。
【００３５】
しかしながら、ノイズ部分に相当するノイズ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。
【００３６】
図７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の周波数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。
【００３７】
このとき、直線Ｌｓの近似範囲に関しては、低周波部分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ので、例えばｐ×０．１〜ｐまでとし、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して、例えば最大周波数〜ｐ×０．８程度までとした方が、より信号を正しく評価することができる。
【００３８】
ここで、近似直線Lｓと実際の曲線との残差から信号の良否を判別する指標を作ることにより、信号レベル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できる。この演算値を基に表示モニタ３２の表示を行うようにすれば、検者はより客観的に測定の良否を判断することが可能となる。
【００３９】
以上の処理のように、信号を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ｐを算出することにより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。更には、カットオフ周波数を決定する前に、簡単な演算で信号の良否の判断を行う指標を作ることが可能となる。
【００４０】
ここに示した解析方法は、実際には装置にソフトウェ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。
【００４１】
仮測定では以上の動作が繰り返し行われるので、検者は表示モニタ３２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、本測定において良い測定ができるか否かを判断することができる。ここで、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って、トラッキング光Ｔのトラッキング中心と測定光Ｍとの間に位置ずれが生じ、図８に示すように血管Ｅｖに対し測定光Ｍがずれて照射されている場合には、トラッキングが血管Ｅｖに対し正確に行われても、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Ｅｖ外の網膜等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ために、フォトマルチプライヤ２９ａ、２９ｂからの出力信号を受けて信号処理手段３１ａで算出されたＦＦＴ波形は、図９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になる。
【００４２】
また、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があるために、信号の良否の程度が悪いことが数値化される。従って、検者はこの数値が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になる。
【００４３】
このために、検者は表示モニタ３２の表示を見ながら、血管Ｅｖ上を測定光Ｍが照射するように図示しない操作部３３に設けられたダイヤルを回すことによって、システム制御部３１はトラッキング制御回路３０を介してガルバノメトリックミラー１５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Ｅｖに対して相対的に移動してゆく。このように測定光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波形が変化し、図１０に示すような最大血流速度となる血管Ｅｖの中心を含み、かつ血管Ｅｖ以外の部位をできるだけ含まない位置に測定光Ｍがきたときに、ＦＦＴ波形は図１１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急峻に繋がっている波形となる。このときには、計算された略三角形の曲線の低周波部分と、その近似直線との残差は小さくなっている。
【００４４】
検者は表示モニタ３２の表示上で信号が良好であることを確認した上で、再度操作部３３の測定スイッチを押して第２ステップと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、所定時間分、例えば２秒間のフォトマルチプライヤ２９ａ、２９ｂ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。
【００４５】
なお、本実施例では１個のフォトマルチプライヤ２９ａの出力処理について述べたが、他方のフォトマルチプライヤ２９ｂも同様に処理を行うことが好適である。更に、システム制御部３１は予め設定し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ったら本測定に移行する測定開始入力信号を出力するように制御すれば、検者の手間を省くことができる。逆に、演算値が計容値より大きくなった場合には、検者が操作スイッチを押しても本測定に移行しないように測定開始入力信号を出力しないよう制御すれば、検者の操作ミスや測定の失敗を減らすことができる。
【００４６】
また、第１ステップのときに、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、一方のフォトマルチプライヤ２９ａの受光状況が分かれば、他方のフォトマルチプライヤ２９ｂの受光状況もほぼ予測が付く。従って、信号処理手段３１ａ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２９ａからだけで信号処理を行って、表示するように構成してもよい。
【００４７】
このように本実施例では、信号処理により得られたドップラ信号の良否の程度を表す数値を仮測定時に利用しているが、この数値は単に仮測定で利用するばかりではなく、本測定終了後にその測定の良否の程度を表すことにも利用することができる。例えば、この数値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場合には測定をエラーとしたが、この平均値を測定の信頼度として利用してもよいし、或いは悪い数値を有する所定の時間に対して正しい測定が行われていないというエラーの判断に使用してもよい。
【００４８】
これら一連の解析方法は、装置にソフトウエアとして組み込まれるのが通例である。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、例えば解析のみを一般のパーソナルコンピュータ等の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、この場合には測定するための光学系等を持つ必要はない。
【００４９】
【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、ドップラ信号の良否の程度を数値化する際に信号を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比較的安定して分離することができ、カットオフ周波数を決定する前に、簡単な演算により信号の良否の判断を行う指標を作ることが可能となる。また、仮測定で処理を実施すれば、検者は実時間で表示モニタ上に表示されるＦＦＴ波形やバーグラフを見ることにより、本測定において良い測定ができるか否かを判断することができる。これによって、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。
【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】動作信号処理のフローチャート図である。
【図３】観察眼底像の説明図である。
【図４】仮測定時の処理のタイミングチャート図である。
【図５】信号の良否の数値化のフローチャート図である。
【図６】受光信号の理論形状のグラフ図である。
【図７】受光信号の実際の形状のグラフ図である。
【図８】測定光がずれているときの流速分布の説明図である。
【図９】フォトマルチプライヤの信号速度のグラフ図である。
【図１０】測定光が一致しているときの流速分布の説明図である。
【図１１】フォトマルチプライヤの信号速度のグラフ図である。
【符号の説明】
１観察用光源
２対物レンズ
５リングスリット
６透過型液晶板
８孔あきミラー
９バンドパスミラー
１２スケール板
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
２２測定用光源
２３マスク
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操作部

Claims

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であって、前記周波数解析の結果のスペクトル分布を高周波側から累積して積分曲線を算出する積分曲線算出手段と、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２つの領域に分割する分割手段と、前記信号領域における前記積分曲線を直線に近似する直線近似手段と、前記近似直線と前記積分曲線との一致度を算出し受光信号の良否の程度を数値化する受光信号評価手段と、前記受光信号の良否の程度を視覚化し表示モニタに表示する表示手段とを有することを特徴とする眼底血流計。
前記分割手段は、前記積分曲線と該積分曲線の始点と終点を結んだ直線との距離が最大となる周波数を基にして前記信号領域を分割する請求項１に記載の眼底血流計。
被検眼の眼底上の血管に測定光照射手段からの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、該周波数解析手段の出力を基に算出手段により血流速度を算出する機能を備えたレーザードップラ型眼底血流計の受光信号の良否の程度を判別する信号処理方法であって、前記周波数解析の結果のスペクトル分布を高周波側から累積して積分曲線を算出する積分曲線算出ステップと、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２つの領域に分割する分割ステップと、前記信号領域における前記積分曲線を直線に近似する直線近似ステップと、前記近似直線と前記積分曲線との一致度を算出し受光信号の良否の程度を数値化する受光信号評価ステップと、前記受光信号の良否の程度を視覚化し表示モニタに表示する表示ステップとを備えたことを特徴とする眼底血流計の信号処理方法。