JP4616972B2 - 眼底検査装置 - Google Patents

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、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 、△fmax2 、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。なお、ガルバノメトリックミラー１０は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２６、２７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５０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、血管近接判定部５８に接続され、血管近接判定部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定部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変換器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変換器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ヤ制御回路４７、フォトマルチプライヤ制御回路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。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２２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ＣＣＤ２５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５６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、血管近接判定部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３１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は不要信号レベル除去回路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、不要信号レベル除去回路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’が不要信号レベル除去回路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Ｖ２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５２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ヤ
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 血管近接判定部

Claims (15)

1. 眼底の血管を含む領域を照明する照明手段と、
   前記照明手段により照明した前記領域を撮像する撮像手段と、
   前記撮像手段の出力信号のうち前記血管の候補を取得する取得手段と、
   前記血管の候補の信号レベルに基づいてオフセット処理を行う処理手段と、
   を有することを特徴とする眼底検査装置。
2. 前記血管の候補が、略極小値に対して所定値以上の略極大値を有する複数の箇所であり、
   前記処理手段が、前記複数の箇所の信号レベルに基づいてオフセット処理を行うことを特徴とする請求項１に記載の眼底検査装置。
3. 前記処理手段が、前記撮像手段の出力に基づく信号と前記取得手段の取得結果に基づく信号との差分をとる差分手段を有し、
   前記血管の候補の信号レベルが、前記差分手段の出力信号であることを特徴とする請求項１あるいは２に記載の眼底検査装置。
4. 前記取得手段の取得結果に基づく信号が、略極大値で且つ略最大値を有する箇所でサンプルホールドした後、略極小値に対して所定値以上の略極大値を有する箇所でリセットして得た信号であることを特徴とする請求項３に記載の眼底検査装置。
5. 前記処理手段が、
   前記撮像手段の出力信号を増幅する前記増幅手段と、
   前記増幅手段の出力信号からノイズを除去する除去手段と、を有し、
   前記撮像手段の出力に基づく信号が、前記除去手段の出力信号であることを特徴とする請求項３あるいは４に記載の眼底検査装置。
6. 前記処理手段の出力信号に前記血管の候補が複数存在する場合に、該血管の候補の間隔と所定値とを比較する比較手段を有することを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項に記載の眼底検査装置。
7. 前記処理手段の出力信号を微分処理する微分手段と、
   前記微分手段の出力信号のゼロクロスポイントのうち立ち上がり位置を利用して、前記眼底の血管の位置情報を算出する血管位置算出手段と、
   を有することを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の眼底検査装置。
8. 前記血管位置算出手段の出力結果を利用して、前記立ち上がり位置における前記眼底の血管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７に記載の眼科検査装置。
9. 前記眼底の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７あるいは８に記載の眼底検査装置。
10. 前記計測手段が、前記受光手段の出力信号を周波数解析することにより前記対象血管の血流速度を計測することを特徴とする請求項９に記載の眼底検査装置。
11. 眼底の血管を含む領域を照明する照明手段と、
    前記照明手段により照明した前記領域を撮像する撮像手段と、
    前記撮像手段の出力信号のうち略極大値で且つ略最大値を有する箇所を検出する第１の検出手段と、
    前記第１の検出手段による検出後に、前記撮像手段の出力信号のうち略極小値に対して所定値以上の略極大値を有する箇所を検出する第２の検出手段と、
    前記撮像手段の出力に基づく信号と前記第１及び第２の検出手段の検出結果に基づく信号との差分をとる差分手段と、
    を有することを特徴とする眼底検査装置。
12. 前記第１及び第２の検出手段の検出結果に基づく信号が、略極大値で且つ略最大値を有する箇所でサンプルホールドした後、略極小値に対して所定値以上の略極大値を有する箇所でリセットして得た信号であることを特徴とする請求項１１に記載の眼底検査装置。
13. 眼底の血管を含む領域を撮像する撮像手段と、
    前記撮像手段の出力信号のうち前記血管の候補を取得する取得手段と、
    前記血管の候補の信号レベルに基づいて前記撮像手段の出力信号レベルを調整する調整手段と、
    を有することを特徴とする眼底検査装置。
14. 前記調整手段が、前記撮像手段の出力信号と、該撮像手段の出力信号のうち略極大値で且つ略最大値を有する箇所でサンプルホールドした後に略極小値に対して所定値以上の略極大値を有する箇所でリセットして得た信号との差分をとる差分手段を有し、該差分をとることにより前記調整を行うことを特徴とする請求項１３に記載の眼底検査装置。
15. 前記差分手段の出力信号あるいは前記調整手段の出力信号をオフセット処理するオフセット処理手段を有することを特徴とする請求項１１乃至１４のいずれか１項に記載の眼底検査装置。

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