JP4478286B2

JP4478286B2 - 眼底血流計及び眼底血流速度測定方法

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Publication number: JP4478286B2
Application number: JP2000102240A
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Inventors: 泰幸沼尻; 信也田中
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Publication date: 2010-06-09
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Description

【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、被検眼の血管内の血流速度を計測する眼底血流計及び眼底血流速度測定方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来からドップラ方式の眼血流計では、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（高速フーリエ変換）波形の解析を行っている。このとき、図８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９、図１０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Δfmax1、Δfmax2を求め、この値から最大血流速度を求めている。
【０００３】
このカットオフ周波数の決定は、古くはオペレータが目視で判断して決定しているが、APPLIED OPTICS、Vol．27、No．6、pp．l126・1134（1988）「Retinal laser Doppler velocimetry: toward its computer-assisted clinical use」（B．L．Petrig、C．E，Riva）には、ＦＦＴ波形のパワースペクトルがカットオフ周波数の個所で不連続に垂直に落ちる理想的なモデルを考慮し、カットオフ周波数を自動的に求める方法が開示されている。
【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では、実際のＦＦＴ波形のカットオフ部が垂直ではないために、精度良くカットオフ周波数を求めることができず、このため血流速を高精度で求めることができない。
【０００５】
このため、本発明者は精度良くカットオフ周波数を求めることで、高精度に血流速を求めることができる眼底血流計を得るために、既に受光手段の受光面積を制限するための受光瞳の形状に関する情報、又は受光瞳の形状を基に算出した受光信号の理論的パワースペクトル形状の情報を記憶し、その情報を使用して受光信号を解析することにより、実際の周波数解析結果に近い形状を使用した解析を行う眼底血流計を提案している。
【０００６】
本発明の目的は、更に精度良くカットオフ周波数を求め、高精度に血流速を測定できる眼底血流計及び眼底血流速度測定方法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請求項１に係る本発明は、測定光を被検眼の血管に照射する照射手段と、前記測定光により血管内粒子から生ずる散乱光を異なる方向から受光する２個の受光手段と、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前記２個の受光手段からの出力信号の周波数解析結果をカットオフ周波数の理論的な比率を保つように周波数軸に対してフィッティングして血流速度を算出することを特徴とする眼底血流計である。
【０００８】
請求項２に係る本発明は、前記受光手段の受光瞳を形成する形成部材と、受光瞳の形状に関する情報又は受光瞳の形状を基に算出した理論的パワースペクトル形状の情報を記憶する記憶手段とを有し、前記データ処理手段は前記記憶手段に記憶された情報を解析して、前記２個の受光手段からの出力信号の周波数解析結果をカットオフ周波数の理論的な比率を保つように周波数軸に対してフィッティングして血流速度を算出することを特徴とする請求項１に記載の眼底血流計である。
【０００９】
請求項３に係る本発明は、前記データ処理手段は、前記２個の受光手段からの出力信号の周波数解析結果をカットオフ周波数の理論的な比率を保つように、基準となる軸と前記血管とが成す角度に対してもフィッティングを行うことにより、血流速度を算出することを特徴とする請求項２に記載の眼底血流計である。
【００１０】
請求項４に係る本発明は、測定光を被検眼の血管に照射し、前記測定光により血管内粒子から生ずる散乱光を異なる２方向から受光し、前記２方向から受光した信号の周波数解析結果をカットオフ周波数の理論的な比率を保つように周波数軸に対してフィッティッングして血流速度を算出することを特徴とする眼底血流速度測定方法である。
【００１１】
請求項５に係る本発明は、記憶手段が記憶する受光瞳の形状に関する情報又は受光瞳の形状を基に算出した理論的パワースペクトル形状の情報を解析して、前記２方向から受光した信号の周波数解析結果をカットオフ周波数の理論的な比率を保つように周波数軸に対してフィッティングして血流速度を算出することを特徴とする請求項４に記載の眼底血流速度測定方法である。
【００１２】
請求項６に係る本発明は、前記２方向から受光した信号の周波数解析結果をカットオフ周波数の理論的な比率を保つように、基準となる軸と前記血管とが成す角度に対してもフィッティッングを行うことにより、血流速度を算出することを特徴とする請求項４に記載の眼底血流速度測定方法である。
【００１３】
【発明の実施の形態】
本発明を図１〜図７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ならない。
【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。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１５ａの反射方向には、光路に沿って移動自在なフォーカシングレンズ１６が配置され、上側反射面１５ｂの反射方向にはレンズ１７、フォーカスユニット１８が配置されている。
【００１５】
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ビームが、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１５ａとを−１倍で結像するリレー光学系が構成されている。
【００１６】
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。
【００１７】
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、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二次元撮像素子２８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２９ａ、２９ｂを介して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２９ａ、２９ｂ、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。
【００１８】
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に接続されており、更にトラッキング制御部３１は装置全体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に接続されている。
【００１９】
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、バンドパスフイルタ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、照明光により眼底Ｅａに投影され、視標像として被検眼Ｅに呈示される。
【００２０】
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により観察される。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。
【００２１】
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用光源２２からの測定光と重畳される。
【００２２】
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。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を介して眼底Ｅａに照射される。
【００２３】
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、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、また測定光は測定する血管の太さ程度の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。
【００２４】
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。
【００２５】
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Ｅａ’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の回転角を制御し血管のトラッキングを行う。
【００２６】
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り、眼底Ｅａ上を一次元に移動することができる。
【００２７】
測定に際して、検者は先ず眼底像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。
【００２８】
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に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の走行方向に対して、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１５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。
【００２９】
検者はトラッキングを開始してその良否を確認した後に、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２９ａ、２９ｂにより反射され、フォトマルチプライヤ３０ａ、３０ｂに受光される。フォトマルチプライヤ３０ａ、３０ｂの出力はそれぞれシステム制御部３２に入力され、ＦＦＴ処理などの周波数解析が行われる。これにより得られたＦＦＴ波形はデータ処理部３４において解析され、眼底Ｅａの血流速度が求められる。
【００３０】
図２はデータ処理部３４の動作のフローチャート図を示し、先ずステップＳ１で、フォトマルチプライヤ３０ａ、３０ｂからの信号をＦＦＴ処理したそれぞれのＦＦＴ波形に対して、スムージングなどの処理を行う。
【００３１】
図３は測定対象とする血管Ｅｖの測定部位Ｖ、測定用光源２２、フォトマルチプライヤ３０ａ、３０ｂ、そしてミラー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は反射ミラーに限らず、絞り或いはフォトマルチプライヤのセンサ部等で形成してもよい。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Ｅｖの走行方向との成す角、即ち血管角度をθ、光軸Ｏと測定用光源２２の測定部位Ｖへの入射方向との成す角つまり入射角度をγ0、光軸Ｏと測定部位Ｖから受光瞳Ａ１、Ａ２への受光方向との成す角、即ち受光角度をβとする。
【００３２】
また、図４は受光瞳Ａ１、Ａ２の位置関係と平面図を示し、本実施例では半円形のミラー２９ａ、２９ｂを用い、受光瞳Ａ１、Ａ２は半径Ｒの半円形状であるとし、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。β0は受光瞳Ａ１、Ａ２の重心Ｇ１、Ｇ２の受光角度である。ここで、図３の血管角度θは血管Ｅｖの走行方向によって異なる変数であり、図３の受光角度βは図４の受光瞳Ａ１、Ａ２についてβ1〜β2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。
【００３３】
血管Ｅｖ内を流れる赤血球等の散乱粒子が速度ベクトルＶｅで進んでいるものとし、入射光及び散乱光の進行方向の波数ベクトルをＫｌ、Ｋｓとすると、ドップラ効果の原理からドップラシフト量Δｆは次式で与えられる。
Δf＝(Ｋｓ−Ｋｌ)・Ｖｅ/(２π) …（１）
【００３４】
図２に戻り、血管角度θとして予め定められた例えば７５度〜１０５度のような取り得る角度の範囲θｓ〜θｅの内の初めの角度θｓを、仮に定めた血管角度とする。血管角度θが与えられると、受光瞳Ａ２、Ａ１の重心Ｇ２、Ｇ１の受光方向の光ビート信号によるＦＦＴのそれぞれのカットオフ周波数の理論的な比率Ratioは、（１）式から、角度θ、γ0、β0により次式のように表され、ステップＳ２でこのRatioの値を計算する。
Ratio＝｜{cos(θ＋β0)+cos(θ−γ0)}／{cos(θ−β0)+cos(θ−γ0)}｜
…（２）
【００３５】
次に、予め定められた周波数Ｎ１の範囲Ｆｓ〜Ｆｅの内の初めの周波数Ｆｓを、重心Ｇ１での仮に定めたカットオフ周波数とし、ステップＳ３で次式により、重心Ｇ２で仮に定めたカットオフ周波数Ｎ２を求める。
Ｎ２＝Ｎ１×Ratio …（３）
【００３６】
ステップＳ４で、ステップＳ１で処理したフォトマルチプライヤ３０ａ、３０ｂからのＦＦＴ波形のそれぞれについて、モデル形状であるフィッティング曲線を求める。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５の点線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落ちる形状になるが、実際には受光瞳が面積を持っているために、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ちる形状となる。
【００３７】
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内、受光角度βの受光方向の光ビート信号によるＦＦＴのカットオフ周波数Δｆ１、Δｆ２は、（１）式からそれぞれの受光角度β0におけるカットオフ周波数Δｆｏ１、Δｆｏ２と角度θ、γ0、β、β0により、次式のように表される。
Δｆ１＝Δｆｏ１・｜{cos(θ−β)＋cos(θ−γ0)}
／{cos(θ−β0)＋cos(θ−γ0)}｜ …（４）
Δｆ２＝Δｆｏ２・{cos(θ＋β)＋cos(θ−γ0)}
／{cos(θ＋β0)＋cos(θ−γ0)}｜ …（５）
【００３８】
また、受光瞳Ａ１、Ａ２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、次の関係式が成立する。なお、Ｌは受光瞳Ａ１、Ａ２が作る平面と測定部位Ｖとの距離である。
Ｐ∝[Ｒ²−{Ｌ(tanβ−tanβ0)}²]^1/2 …（６）
【００３９】
受光瞳Ａ１、Ａ２の全体で形成される光ビート信号のＦＦＴのパワースペクトルＰは、図４の受光角度β1 〜β2 までのパワースペクトルＰの重ね合わせとなり、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。
【００４０】
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、各血管角度に対する理論カットオフ形状の数値を記憶しておく方法でもよい。また精度は落ちるが、簡易的には図５の破線ＦＬに示すようなパワースペクトルが不連続に落ちる形状であるＦＦＴ波形の理想的なモデル形状を用いることもできる。
【００４１】
図６はフォトマルチプライヤ３０ａで受光される光ビート信号によるＦＦＴ波形ＳＬとフィッティング曲線の例を示す。破線ＦＬ１は受光出力信号の周波数解析結果のフィッティングのために、θｓを仮に定めた血管角度、Ｆｓ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。
【００４２】
理論カットオフ形状の曲線部は上述の重ね合わせで求め、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Ｆａよりも低い個所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よりも低い個所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よりも高い個所のパワースペクトルＰＳ２は、実際のＦＦＴ波形の内の周波数の十分高いノイズによる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。
【００４３】
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。このフィッティング曲線のカットオフ周波数部は、実際のＦＦＴ波形に近い形状であり、より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得ることができる。
【００４４】
図７はフィッティング曲線を求める他の方法を示したものである。理論カットオフ形状の曲線部と周波数Ｆｂよりも高い個所のパワースペクトルＰＳ２の求め方は図６と同様であるが、周波数Ｆａよりも低い個所のパワースペクトルＰＳ１の求め方が異なる。ここでは、実線ＳＬに示す実際のＦＦＴ波形のパワースペクトルＰからノイズ成分と考えられるパワースペクトルＰＳ２を差し引いた部分を全周波数に渡って積分した値と、フィッティング曲線のパワースペクトルＰからパワースペクトルＰＳ２を差し引いた部分を、周波数Ｆｂよりも低い個所について積分した値が等しくなるように、即ちパワースペクトルＰの合計が等しくなるようにパワースペクトルＰＳ１を決めている。
【００４５】
この場合には、仮のカットオフ周波数Ｆｓが実際のＦＦＴ波形のカットオフ周波数から離れていると、フィッティング曲線の形状は実際のＦＦＴ波形と大きく異なるが、実際のカットオフ周波数に近付くにつれてフィッティング曲線の形状も実際のＦＦＴ波形に近付く。即ち、この方法では図２のステップＳ６で数値が最小となる周波数を求める際に収束性が良くなり、より容易にカットオフ周波数を求めることができる。
【００４６】
図２のフローチャート図に戻り、ステップＳ４でフォトマルチプライヤ３０ｂで受光される光ビート信号によるＦＦＴ波形のフィッティング曲線も同様に求める。そしてステップＳ５において、上述のようにして求めたフォトマルチプライヤ３０ａ、３０ｂからのＦＦＴ波形それぞれについてのフィッティング曲線と、実際のＦＦＴ波形とのパワースペクトルＰの値の差の二乗和を計算し、両者の合計Ｔｏを求める。ステップＳ３〜Ｓ５を、予め定められた間隔で周波数Ｆｓの次の周波数についても実行し、最終の周波数Ｆｅまで繰り返す。即ち、周波数に対するフィッティングを行う。
【００４７】
次に、予め定められた間隔で血管角度θｓの次の血管角度についてもステップＳ２と、Ｆｓ〜Ｆｅ間で予め定められた間隔の各周波数について、ステップＳ３〜Ｓ５を実行し、最終の血管角度θｅまで繰り返し、血管角度に対するフィッティングを行う。最終的に、血管角度θと周波数Ｎ１を変数とする二乗和Ｔｏの値が得られる。
【００４８】
その後に、ステップＳ６で二乗和Ｔｏの最小値を求め、そのときの周波数Ｎ１、Ｎ２をそれぞれフォトマルチプライヤ３０ａ、３０ｂで受光される受光角度β0におけるカットオフ周波数Δfmax1、Δfmax2とする。このときのフィッティング曲線はフォトマルチプライヤ３０ａについての図６の実線ＦＬ０のようにＦＦＴ波形ＳＬにより近い形状となり、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。フォトマルチプライヤ３０ｂについても同様である。
【００４９】
次に、ステップＳ７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である。
Vmax＝｛λ／（ｎ・２β0)}・｜Δfmax1−Δfmax2｜ …（７）
【００５０】
このようにして、測定光により血管内粒子から生ずる散乱光を異なる方向から受光する２個の受光手段からの出力信号の周波数解析結果を、カットオフ周波数の理論的な比率を保つように周波数軸に対してフィッティングして、カットオフ周波数を求めることにより、２倍のデータの出力信号に対してフィッティングしてカットオフ周波数を求めることになるので、容易に精度良くカットオフ周波数が求められ、高精度に最大血流速度Vmaxを得ることができる。
【００５１】
なお、本実施例では血管角度θをもパラメータとしてフィッティングを行い、フィッティングが最適となるようにしているので、より精度良くカットオフ周波数が求められているが、簡単のためには特開平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、その値を使用して周波数軸に対してフィッティングして血流速度を算出してもよく、この場合は精度は落ちるが計算量が少なくなる。
【００５２】
また、両フォトマルチプライヤ３０ａ、３０ｂの受光出力信号のＳ／Ｎが十分に良好な場合には、ステップＳ６で二乗和Ｔｏが最小値となるときの血管角度θを測定部位Ｖの血管角度θｖとし、上述のようにして求めたΔfmax1、Δfmax2を用いて、次式のように等しくなるべき２個の最大血流速度を求め、それらを平均するなどすれば、より精度良く最大血流速度を求めることができる。
Vmax＝λ・Δfmax1／{ｎ｜cos(θv−β0)＋cos(θv−γ0)｜} …（８）
Vmax＝λ・Δfmax2／{ｎ｜cos(θv＋β0)＋cos(θv−γ0)｜} …（９）
【００５３】
以上の実施例では、眼底血管の血流を測定する眼底血流計を例にしているが、光学系を多少変更した強膜上の血管の血流を測定する装置にも応用可能である。
【００５４】
【発明の効果】
以上説明したように、請求項１及び請求項４に係る眼底血流計及び眼底血流速度測定方法は、測定光により血管内粒子から生ずる散乱光を異なる方向から受光する２個の受光手段からの出力信号の周波数解析結果を、カットオフ周波数の理論的な比率を保つように周波数軸に対してフィッティングしてカットオフ周波数を求めることにより、２倍のデータの出力信号に対してフィッティングしてカットオフ周波数を求めることになるので、容易に精度良くカットオフ周波数、血流速を求めることが可能となる。
【００５５】
また、請求項２及び請求項５に係る本発明は、データ処理手段が情報記憶手段に記憶した受光瞳の形状に関する情報又は受光瞳の形状を基に算出した受光信号の理論的パワースペクトル形状の情報を解析して、２個の受光手段からの出力信号の周波数解析結果をカットオフ周波数の理論的な比率を保つように、周波数軸に対してフィッティングして血流速度を算出することにより、更に精度良くカットオフ周波数、血流速を求めることが可能となる。
【００５６】
請求項３及び請求項６に係る本発明は、データ処理手段は２個の受光手段からの出力信号の周波数解析結果をカットオフ周波数の理論的な比率を保つように、更に眼底血流計の基準軸と前記血管とが成す角度に対してもフィッティングを行うことにより、容易により精度の良いカットオフ周波数、血流速を求めることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本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】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４】受光瞳の位置関係の説明図である。
【図５】ＦＦＴ波形のモデル形状のグラフ図である。
【図６】フィッティング曲線のグラフ図である。
【図７】他のフィッティング曲線のグラフ図である。
【図８】血管内の流速分布の説明図である。
【図９】光ビート信号のＦＦＴ波形のグラフ図である。
【図１０】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
２対物レンズ
６透過型液晶板
９バンドパスミラー
１４イメージローテータ
１５ガルバノメトリックミラー
１８フォーカスユニット
２０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

Claims

測定光を被検眼の血管に照射する照射手段と、前記測定光により血管内粒子から生ずる散乱光を異なる方向から受光する２個の受光手段と、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前記２個の受光手段からの出力信号の周波数解析結果をカットオフ周波数の理論的な比率を保つように周波数軸に対してフィッティングして血流速度を算出することを特徴とする眼底血流計。
前記受光手段の受光瞳を形成する形成部材と、受光瞳の形状に関する情報又は受光瞳の形状を基に算出した理論的パワースペクトル形状の情報を記憶する記憶手段とを有し、前記データ処理手段は前記記憶手段に記憶された情報を解析して、前記２個の受光手段からの出力信号の周波数解析結果をカットオフ周波数の理論的な比率を保つように周波数軸に対してフィッティングして血流速度を算出することを特徴とする請求項１に記載の眼底血流計。
前記データ処理手段は、前記２個の受光手段からの出力信号の周波数解析結果をカットオフ周波数の理論的な比率を保つように、基準となる軸と前記血管とが成す角度に対してもフィッティングを行うことにより、血流速度を算出することを特徴とする請求項２に記載の眼底血流計。
測定光を被検眼の血管に照射し、前記測定光により血管内粒子から生ずる散乱光を異なる２方向から受光し、前記２方向から受光した信号の周波数解析結果をカットオフ周波数の理論的な比率を保つように周波数軸に対してフィッティッングして血流速度を算出することを特徴とする眼底血流速度測定方法。
記憶手段が記憶する受光瞳の形状に関する情報又は受光瞳の形状を基に算出した理論的パワースペクトル形状の情報を解析して、前記２方向から受光した信号の周波数解析結果をカットオフ周波数の理論的な比率を保つように周波数軸に対してフィッティングして血流速度を算出することを特徴とする請求項４に記載の眼底血流速度測定方法。
前記２方向から受光した信号の周波数解析結果をカットオフ周波数の理論的な比率を保つように、基準となる軸と前記血管とが成す角度に対してもフィッティッングを行うことにより、血流速度を算出することを特徴とする請求項４に記載の眼底血流速度測定方法。