(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体となる物体の存在すべき物面又は該物面と光学的に共役な像面を少なくとも一次元走査するイメージセンサから出力される少なくとも１つの走査線の映像信号を処理する信号処理モジュールにおいて、前記映像信号の予め決めた任意の走査基準位置を示す走査基準信号を発生する基準信号発生手段と、前記走査基準信号に対して前記１つの走査線上にある複数の物体の位置情報を抽出する位置抽出手段と、前記走査基準位置を境に前記位置抽出信号の波形を左半分と右半分に分ける分割手段と、１つ又は複数の物体の前記位置抽出信号が入ってきた際に、左右それぞれの物体位置から前記走査基準位置までを計数する計数手段と、該計数手段による左右それぞれの計数値を比較する比較手段と、該比較手段の結果から前記走査基準位置に最も近い物体の相対的位置又は幅を算出する算出手段とを有することを特徴とする信号処理モジュール。
【請求項２】
物体を撮像したイメージセンサからの映像信号に対して物体の位置情報を抽出する位置抽出手段と、該位置情報に対し予め決めた任意の走査基準位置を設け、該走査基準位置を境に前記位置抽出信号の波形を左半分と右半分に分ける分割手段と、１つ又は複数の物体の位置抽出信号が入ってきた際に、左右それぞれの物体位置から前記走査基準位置までを計数する計数手段と、該計数手段による左右それぞれの計数値を比較する比較手段と、該比較手段の結果から最も近い物体の相対的位置又は幅を算出する算出手段とを有することを特徴とする信号処理モジュール。
【請求項３】
前記走査基準位置を示す基準信号を発生する基準信号発生手段を有する請求項２に記載の信号処理モジュール。
【請求項４】
イメージセンサからの映像信号に対して、物体の位置情報又は幅情報を抽出する位置抽出手段と、該位置情報に対し予め定めた任意の走査基準位置を設け、該位置を境に位置抽出信号の波形を左半分と右半分に分ける分割手段と、１つ又は複数の物体の位置抽出信号が入ってきた際に、左右それぞれの物体位置から前記走査基準位置までをクロックパルスを基に計数する計数手段と、該計数手段の左右それぞれの計数値を比較する比較手段と、該比較手段の結果から前記走査基準位置に最も近い物体位置を選択する選択手段とを有することを特徴とする信号処理モジュール。
【請求項５】
前記右側の物体位置に関与する遅延信号を用いることによって、前記イメージセンサの１走査終了を待たずに求める物体の相対的位置を確定する請求項１又は４に記載の信号処理モジュール。
【請求項６】
左右共に物体が存在しない場合には、物体が存在しないことを示すエラー信号を出力する請求項１又は４に記載の信号処理モジュール。
【請求項７】
請求項１〜６の何れかの請求項に記載の信号処理モジュールを使用し被検体を自動追尾するトラッキング装置であって、該トラッキング装置の少なくとも一部を駆動する駆動手段と、該駆動手段を制御する制御手段とを備え、該制御手段は前記信号処理モジュールの出力を零とするようにしたトラッキング装置。
【請求項８】
請求項１〜６の何れかの請求項に記載の信号処理モジュールを使用した眼底血流計であって、可干渉光を眼底上の血管を含む領域に照射する照射手段と、該領域からの反射光を受光する受光手段と、該受光手段により検出される受光成分に含まれるドップラ信号に基づいて前記血管の血流速度を測定する測定手段とを有し、眼球運動に伴う対象血管の移動の追尾捕捉をする眼底血流計。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、移動物体のイメージセンサに対する相対的位置を検出し、この位置信号を撮像方向を変える方向偏向手段に絶えずフィードバックすることによって物体の追尾捕捉を可能とし、同時に物体の幅が変化した場合に連続的に物体幅計測を可能とする信号処理モジュール及び該モジュールを用いた測定装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
図７は従来の眼底血流計の構成図を示し、眼科診療に一般的に用いられているスリットランプを改造したものである。光路K1上には照明光学系が配置されており、照明用光源１からの白色光束は孔あきミラー２で反射され、スリット３、レンズ４、被検眼Ｅの角膜の屈折力を相殺して眼底Eaを観察可能とするコンタクトレンズ５を介して、眼底Ea上の血管Evを照明する。また、孔あきミラー２の背後の光路上には、Ｈｅ−Ｎｅレーザー光を発する測定用レーザー光源６が配置されており、測定用レーザー光源６からの測定光は孔あきミラー２の中央の開口部を通り、照明用光源１からの光束と同軸にされ、眼底Eaを点状に照射する。
【０００３】
血管Ev内を流れる血球及び血管壁により散乱反射された光束は、角度α’をなす光路K2、K3上に配置された立体観察用の受光光学系の対物レンズ７ａ、７ｂを通り、ミラー８ａ、８ｂ、ミラー９ａ、９ｂで反射され、接眼レンズ１０ａ、１０ｂを介して検者により眼底像として観察され、検者は接眼レンズ１０ａ、１０ｂを覗いて眼底Eaを観察しながら測定部位を選択する。
【０００４】
図８は検者に観察される眼底像を示し、照明光により照明されている領域Ｉ内で、測定対象となる血管Evを接眼レンズ１０ａ、１０ｂの焦点面に予め用意されているスケールSCと合軸すると、測定用レーザー光源６による測定光と血管Evが合軸され、測定用レーザー光源６によるスポット光束PSによって測定部位が決定される。このとき、測定光による眼底Eaからの反射光束は、光ファイバ１１ａ、１１ｂを介してフォトマルチプライア１２ａ、１２ｂに受光される。
【０００５】
この受光信号は、血管Ev内を流れる血流によりドップラシフトした成分と、静止している血管壁で反射された成分とが、干渉することによって生ずる所定のビート信号成分を含んでおり、このビート信号を周波数解析して血管Ev内の血流速度を求める。
【０００６】
図９はフォトマルチプライア１２ａ、１２ｂで測定された受光信号を周波数解析した結果の一例であり、横軸は周波数Δｆ、縦軸はその出力ΔＳを示している。周波数の最大シフトΔfmaxと、入射光束の波数ベクトルκi 及び受光光束の波数ベクトルκs と、血流の速度ベクトルυとの関係は、
Δfmax＝( κs −κi ) ・υ                              …(1)
と表すことができる。
【０００７】
従って、フォトマルチプライア１２ａ、１２ｂのそれぞれの受光信号から算出された周波数の最大シフトΔfmax1 、Δfmax2 と、レーザー光の波長λと、測定部位の屈折率ｎ、眼内での受光光軸K2、K3のなす角度αと、眼内で受光光軸K2、K3の作る平面と血流の速度ベクトルυとのなす角度βを用いて、式(1) を変形すると、血流の最大速度Vmaxは、
Vmax＝｛λ／（ｎ・α）・｜Δfmax1-Δfmax2 ｜｝／cos β  …(2)
と表すことができる。
【０００８】
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Ea上の任意の部位の血流速度を計測することができる。
【０００９】
また、２本の受光光路K2、K3が作る平面と眼底Eaとの交線Ａと、この交線Ａと血流速度ベクトルとのなす角度βとの関係から、真の血流速度を測定するためには、式(2) において、β＝０°として、交線Ａを速度ベクトルに一致させる必要がある。このために、受光光学系中にイメージローテータを配置し、光学的に一致させるように構成している。
【００１０】
しかし、β＝０°として血管軸を交線Ａに合わせても、実際の患者の測定に際しては、眼球は完全に静止していることはなく、固視の最中に微動を繰り返しているので、この微動に対してレーザー光を追従させなければならない。特に、眼球が交線Ａと直交する方向に動いた場合には、レーザー光が適切な範囲に全く当たらないという場合もある。
【００１１】
図１０はGilbert T.Feke等による報告（July 1992 / Vol.31,No19 / APPLIED OPTICS）、及び特開昭６３−２８８１３号公報の追従機能を有する装置のブロック回路の構成図を示し、ＣＣＤ２１からの映像波形をＡ／Ｄ変換器２２でデジタル変換し、中心から左右それぞれのデジタル変換値を加算回路２３で加算し、得られた合計値を比較回路２４で比較して左右の動いた方向だけを判断し、予め決められたステップ量をＤ／Ａ変換器２５でアナログ信号とする。この信号により、コントローラ２６はガルバノメータ２７を駆動して映像を移動し、ＣＣＤ２１の映像信号が元の位置にくるまでこの動作を繰り返すことにより、追従動作を行っている。
【００１２】
また、他にもレーザースペックルを使用した方法が特開平２−２７４２２１号公報に開示されており、本発明と構成上は異なるが眼底血管の追従機能としての説明を行うと、先ずＣＣＤから成るイメージセンサの１画素に対するレーザースペックルのサイズを適当に調節した上で映像信号を求める。この状態では、ＣＣＤの電荷蓄積時間との兼ね合いで、スペックルの移動の速い個所とそうでない個所で、ＣＣＤの出力電圧レベルが異なるので、これによって眼底血管の左右それぞれのエッジを検出し、この中間を基準点に設定してこれをｍ番目のデータとする。次に、次走査で求めたｍ＋１番目の基準点との差をとり、同様にしてｍ＋１番目とｍ＋２番目の基準点の差を求め、両者の差分を比較することによって移動があったかどうかを調べている。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述の図１０に示すような従来例では、ＣＣＤ２１の中心から見て映像が対称であることが望ましく、また１走査当たりの移動量が予め決められたステップサイズより著しく大きい場合には、映像が元の位置に収束するまでに数ステップに渡る時間が必要となり、収束した場合にこの制御は振動的となるので、映像領域に複数の血管が存在した場合には処理が不可能になる。
【００１４】
また、レーザースペックルを使用する場合は、ＣＣＤ２１の１画素に対するレーザースペックルの大きさを適当に調節しなければならず、更に血管の移動量を決定する際に血管のエッジ情報が若干スペックルの影響を受けるために、少なくとも３走査分の情報量と時間とが必要となる。また、血管径を求める場合には、内部を流れる血球成分が無いと血管のエッジを検出できないので、血管の移動が検出できないという制約があり、物体の映像信号のコントラストが最も顕著に変化する点を認識する方式ではないので、位置検出手段としては汎用性に欠けるという問題がある。
【００１５】
本発明の目的は、上述の問題点を解消し、汎用性のある物体位置検出及び物体幅検出用の信号処理モジュール及び該モジュールを用いた測定装置を提供することにある。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するための第１発明に係る信号処理モジュールは、被検体となる物体の存在すべき物面又は該物面と光学的に共役な像面を少なくとも一次元走査するイメージセンサから出力される少なくとも１つの走査線の映像信号を処理する信号処理モジュールにおいて、前記映像信号の予め決めた任意の走査基準位置を示す走査基準信号を発生する基準信号発生手段と、前記走査基準信号に対して前記１つの走査線上にある複数の物体の位置情報を抽出する位置抽出手段と、前記走査基準位置を境に前記位置抽出信号の波形を左半分と右半分に分ける分割手段と、１つ又は複数の物体の前記位置抽出信号が入ってきた際に、左右それぞれの物体位置から前記走査基準位置までを計数する計数手段と、該計数手段による左右それぞれの計数値を比較する比較手段と、該比較手段の結果から前記走査基準位置に最も近い物体の相対的位置又は幅を算出する算出手段とを有することを特徴とする。
【００１８】
第２発明に係る信号処理モジュールは、物体を撮像したイメージセンサからの映像信号に対して物体の位置情報を抽出する位置抽出手段と、該位置情報に対し予め決めた任意の走査基準位置を設け、該走査基準位置を境に前記位置抽出信号の波形を左半分と右半分に分ける分割手段と、１つ又は複数の物体の位置抽出信号が入ってきた際に、左右それぞれの物体位置から前記走査基準位置までを計数する計数手段と、該計数手段による左右それぞれの計数値を比較する比較手段と、該比較手段の結果から最も近い物体の相対的位置又は幅を算出する算出手段とを有することを特徴とする。
【００２０】
第３発明に係る信号処理モジュールは、イメージセンサからの映像信号に対して、物体の位置情報又は幅情報を抽出する位置抽出手段と、該位置情報に対し予め定めた任意の走査基準位置を設け、該位置を境に位置抽出信号の波形を左半分と右半分に分ける分割手段と、１つ又は複数の物体の位置抽出信号が入ってきた際に、左右それぞれの物体位置から前記走査基準位置までをクロックパルスを基に計数する計数手段と、該計数手段の左右それぞれの計数値を比較する比較手段と、該比較手段の結果から前記走査基準位置に最も近い物体位置を選択する選択手段とを有することを特徴とする。
【００２２】
【発明の実施の形態】
本発明を図１〜図６に図示の実施例に基づいて詳細に説明する。
図１は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照明用光源３１から対物レンズ３２へ至る照明光路中には、コンデンサレンズ３３、黄色域の光束のみを透過するバンドパスフィルタ３４、被検眼Ｅの瞳と略共役な位置に設けられたリングスリット３５、被検眼Ｅの水晶体部と略共役な位置に設けられた遮光部材３６、リレーレンズ３７、被検眼Ｅの眼底Eaと略共役な位置に設けられた固視標表示用素子である透過型ＬＣＤ３８、リレーレンズ３９、被検眼Ｅの角膜近傍と共役に設けられた遮蔽部材４０、孔あきミラー４１、例えば黄色域の光束の殆どを反射するバンドパスミラー４２が順次に配列されている。
【００２３】
孔あきミラー４１の後方には、フォーカスレンズ４３、リレーレンズ４４、スケール板４５、光路切換ミラー４６、接眼レンズ４７が配列されており、光路切換ミラー４６の反射方向には、テレビリレーレンズ４８、ＣＣＤカメラ４９が配置され、ＣＣＤカメラ４９の出力はＬＣＤモニタ５０に接続されている。
【００２４】
バンドパスミラー４２の反射方向には、イメージローテータ５１、被検眼Ｅの瞳と略共役位置に置かれた光路偏向器である回転プリズム５２が配置され、回転プリズム５２の片側の反射面には測定光と追尾捕捉用照明光のトラッキング光とが入射するようになっており、測定光を発するレーザーダイオード５３と回転プリズム５２の間には、コリメータレンズ５４、光路切換ミラー５５、集光レンズ５６、ダイクロイックミラー５７、被検眼Ｅの眼底Eaと共役位置に設けられたトラッキング光整形用マスク５８、回転プリズム５２の位置を前側焦点位置とするレンズ５９が順次に配列されている。また、光路切換ミラー５５が光路中にある場合のその反射方向には、固定ミラー６０が設けられ、この固定ミラー６０の反射方向は集光レンズ５６に向けられている。
【００２５】
一方、トラッキング光を発する照明光源６１とダイクロイックミラー５７の間には、ビームエキスパンダ６２、ミラー６３が配置されており、集光レンズ５６、ダイクロイックミラー５７、整形用マスク５８、ミラー６３によりフォーカスユニット６４が形成され、このフォーカスユニット６４は整形用マスク５８を眼底Eaと共役にするために一体的に動くようになっている。
【００２６】
回転プリズム５２の他の反射面の反射方向には、ミラー６５、６６、フォーカシングレンズ６７、ダイクロイックミラー６８、レンズ６９、イメージインテンシファイア付きのリニアイメージセンサ７０が順次に配列されており、ダイクロイックミラー６８の反射方向には、眼底Eaと共役位置に設けられたコンフォーカル絞り７１、被検眼Ｅの瞳と略共役な光束選択手段であるミラー対７２ａ、７２ｂが設けられ、ミラー対７２ａ、７２ｂのそれぞれの反射方向には受光手段であるフォトマルチプライア７３ａ、７３ｂが配置されている。
【００２７】
そして、リニアイメージセンサ７０の出力は血管位置検出モジュール７４を経て血管位置及び血管径演算回路７５に接続され、血管位置及び血管径演算回路７５の出力は回転プリズム５２に接続されている。また、フォトマルチプライア７３ａ、７３ｂの出力はＣＰＵ等の制御回路７６に接続され、制御回路７６の出力は光路切換ミラー５５、血管位置及び血管径演算回路７５に接続されている。
【００２８】
測定時において、照明用光源３１から出射した光束は、照明光学系のコンデンサレンズ３３、バンドパスフィルタ３４、リングスリット３５、遮光部材３６、リレーレンズ３７、透過型ＬＣＤ３８、リレーレンズ３９、遮光部材４０、孔あきミラー４１、バンドパスミラー４２、対物レンズ３２を通って、被検眼Ｅの眼底Eaをほぼ一様に照明する。
【００２９】
眼底Eaにより散乱反射された光束は光路を戻り、対物レンズ３２、バンドパスミラー４２、孔あきミラー４３の開口部を通り、観察光学系へ導かれ、フォーカスレンズ４３、リレーレンズ４４を通り、スケール板４５に結像し、光路切換ミラー４６が光路中から逃避しているときは、検眼ｅは接眼レンズ４７を介して被検眼Ｅの眼底Eaを目視観察が可能である。また、光路切換ミラー４６が光路中に挿入されているときは、スケール板４５に結像された眼底像は光路切換ミラー４６に反射され、テレビリレーレンズ４８によりＣＣＤカメラ４９上に再結像し、ＬＣＤモニタ５０で観察される。
【００３０】
レーザーダイオード５３を発した測定光はコリメータレンズ５４でコリメートされ、光路切換ミラー５５、固定ミラー６０で反射され、集光レンズ５６により被検眼Ｅの眼底Eaと共役位置にスポット光を形成する。また、照明用光源６１から発したトラッキング光はビームエキスパンダ６２により拡大され、ミラー６３に反射されてダイクロイックミラー５７により測定光と合成される。
【００３１】
測定光と整形用マスク５８で整形されたトラッキング光とは、レンズ５９、回転プリズム５２、イメージローテータ５１、バンドパスミラー４２、対物レンズ３２を通って眼底Eaに導光される。眼底Eaで散乱反射された光束は、対物レンズ３２を通ってバンドパスミラー４２で反射され、血管撮像光学系及びドップラ光学系に導かれる。また、トラッキング光の一部は眼底Ea上でマスク５８の形状に整形されており、測定部位を示すインジケータとして眼底Eaから反射され、対物レンズ３２、バンドパスミラー４２、孔あきミラー４１の開口部を透過して観察光学系に導かれる。
【００３２】
一方、バンドパスミラー４２で反射された大部分の光束は、イメージローテータ５１を通って回転プリズム５２の他の反射面で反射され、ミラー６５、６６で偏向され、フォーカスレンズ６７、ダイクロイックミラー６８を透過して、レンズ６９によりリニアイメージセンサ７０上に結像する。このとき、照明光学系からの光束はバンドパスミラー４２の作用によりリニアイメージセンサ７０には到達せず、トラッキング光により照明された限定領域での眼底像が撮像される。
【００３３】
また、測定光の散乱反射光はダイクロイックミラー６８で反射され、コンフォーカル絞り７１により受光領域から制限された状態で受光される。コンフォーカル絞り７１を透過した光束は、ミラー対７２ａ、７２ｂによって所定方向の散乱光だけが抽出され、フォトマルチプライア７３ａ、７３ｂによりそれぞれ独立に受光される。そして、フォトマルチプライア７３ａ、７３ｂの出力信号は、それぞれ制御回路７６に送られてドップラ信号の周波数解析が行われ、血流速度が求められる。
【００３４】
次に、眼球追尾捕捉を行うための血管位置検出モジュール７４を中心とした構成を図２〜図４に従って説明する。イメージインテンシファイア付きリニアイメージセンサ７０で撮像された血管映像信号は血管位置検出モジュール７４に入力され、血管位置及び血管径演算回路７５において走査基準位置からの血管位置のずれ量を示すデータに変換されると共に、その血管径情報が１走査毎にレジスタ等の記憶手段に記憶される。
【００３５】
このような構成は例えば大規模ＣＰＬＤを使用して１チップ化して、任意映像物体の追尾捕捉の機能を果たす素子を用いて血管位置検出モジュール７４とすることができる。本実施例では大規模ＣＰＬＤを使用してこれを実現し、かつマイクロコンピュータとデータバスを使用して円滑にデータをやり取りできるように、アドレスデコーダやリードライト制御信号線も１チップ内に組み込まれている。
【００３６】
図２において、被検眼Ｅの眼底を反射したトラッキング光の進行方向に回転プリズム５２が配置され、回転プリズム５２の反射方向にリニアイメージセンサ７０が配置されている。なお、回転プリズム５２とリニアイメージセンサ７０間のミラー６５、６６、フォーカスレンズ６７、ダイクロイックミラー６８、レンズ６９は図示を省略している。リニアイメージセンサ７０の出力は、画像クランプ部８０、画像フィルタ部８１、ＡＧＣ回路部８２、血管中心算出用微分回路８３に順次に接続され、ゼロクロス比較回路８４を経て直接、及び遅延回路８５を介して演算回路７５内の血管相対位置信号を算出する血管位置算出部に接続されている。そして、演算回路７５の出力は回転プリズム制御回路８６を介して回転プリズム５２の駆動部に接続されている。
【００３７】
また、微分回路８３の出力の一部は、血管径算出用微分回路８７、フィルタ部８８に順次に接続され、ゼロクロス比較回路８９を経て直接、及び遅延回路９０を介して演算回路７５内の血管径を算出する血管径算出部に接続されている。
【００３８】
また、リニアイメージ信号の画像波形や微分波形及びＡＧＣレベル等の制御を行うＤ／Ａ制御部９１とＡ／Ｄ変換器を含む画像最大強度信号算出部９２が設けられ、Ｄ／Ａ制御部９１の出力は画像フィルタ部８１、ＡＧＣ回路部８２、フィルタ部８８にそれぞれ接続され、画像フィルタ部８１の出力は画像最大強度信号算出部８２に接続されており、Ｄ／Ａ制御部９１、画像最大強度信号算出部９２、演算回路７５の入出力は制御回路７６に接続されている。
【００３９】
なお、図２の遅延回路８５、９０は、遅延素子を使用して外部に構成してもよいし、モジュール７４内で単純な回路を何回も通すようにするか、又は速いクロックで１クロック遅らせるようにしたシーケンス回路を構成してもよい。更に、個人の多様な眼球の眼底からの血管映像信号を追尾捕捉するために、その複雑多岐に渡る信号波形を、高次でかつプログラマブルな画像フィルタ部８１とＡＧＣ回路部８２を設けて処理し、一方で画像信号の大きさを調節するために必要な情報を画像強度信号にて抽出して、Ｄ／Ａ制御部９１に送信するようにしている。なお、映像信号が単純でかつ一定レベルの信号の大きさのものを追尾捕捉する場合にはこれらの構成は不要である。
【００４０】
図３は演算回路７５の血管位置算出部のブロック回路の構成図を示し、適当に調整された血管映像信号Spが入力される血管位置制御器１００の出力は、２つのカウンタ１０１、１０２に接続され、カウンタ１０１、１０２の出力は計数値の大きさを比較する比較器１０３に接続されており、比較器１０３の出力は血管位置データレジスタ１０４に接続され、血管位置データレジスタ１０４から血管位置が出力されるようになっている。
【００４１】
また、図４は演算回路７５の血管径算出部のブロック回路の構成図を示し、血管映像信号SPが入力される血管径制御器１０５の出力は、血管径を計数する血管径カウンタ１０６に接続され、血管径カウンタ１０６の出力は２つの血管径データレジスタ１０７、１０８に接続されており、血管径データレジスタ１０７、１０８の出力は基準値に最も近い値を決定する判断回路１０９に接続され、更に血管径データレジスタ１１０に接続されて、血管径データレジスタ１１０から血管径が出力されるようになっている。
【００４２】
上述の構成により、先ず図２において被検眼Ｅから眼球運動を伴う眼底像が、回転プリズム５２を介してリニアイメージセンサ７０に投影される。リニアイメ−ジセンサ７０から出力されたリニアイメージ画像信号は、不必要なＤＣレベルが画像クランプ部８０を通した後に、画像フィルタ部８１、ＡＧＣ回路部８２によって適当な波形に整形され、更に微分回路８３と比較回路８４によりその立ち上がりエッジが、血管中心に対する情報を有するデジタル波形に変換される。
【００４３】
そして、遅延回路８５を通して少し遅れた信号と元の信号とを演算回路７５の血管位置算出部に渡すことにより、眼底上の走査基準位置に最も近い相対的血管位置が求まる。同様に、微分回路８７とフィルタ部８８及び比較回路８９を通すことにより、血管径のエッジ情報を含むデジタル信号が得られる。これと遅延回路９０を通した信号を演算回路７５の血管径算出部に入力することによって、１走査毎の血管径がレジストされ、データバスを介して制御回路７６に送ることができる。
【００４４】
なお、元のリニアイメージ画像信号の波形が単純で、得られる凸な情報のあるＤＣレベルをスレッシュホールド値として比較回路８９で比較することによって概略の物体の幅が分かる場合には、この波形と遅延回路９０を通したものを演算回路７５の血管径算出部に入力するようにしてもよい。
【００４５】
次に、演算回路７５の血管位置算出部から出力される値をＤ／Ａ変換し、この値を回転プリズム制御回路８６に渡して回転プリズム５２を回動させて、眼球運動に対し眼底上の血管をリニアイメージセンサ７０上の基準位置に絶えず静止させるようにすることにより、眼底上の血管を追尾捕捉することが可能となる。
【００４６】
図５は上述の演算回路７５の血管位置算出部における信号のタイミングチャート図を示し、適当に調節された血管映像信号Spと映像を調べる範囲の開始信号Siとが必要な信号として用意される。血管映像信号Spは公知のアナログ微分回路８３を通り、次にゼロクロス比較回路８４を通って血管の中心位置情報を有する微分信号Sfとなり、またこの微分信号Sfは遅延回路８５を通って遅延信号Sdとなる。微分信号Sfと遅延信号Sd及び走査基準中心信号Scによって、左側にある血管中心の位置を求めるカウンタ１０１のクリア信号Saが作られる。そして、このクリア信号Saの反転信号Sa' と走査基準中心信号Scにより、カウンタ１０１のカウンタクロックイネーブル信号Kaが作られる。
【００４７】
以上の信号をカウンタクロック信号Ｃと共にカウンタ１０１に入力すると、走査基準中心信号Scよりも左側にある最も近い血管中心から走査基準中心信号Scまでの相対的距離が計数値として得られる。また、走査基準中心信号Scの右側にある血管までの距離は、フリップフロップを使用して簡単に求めることができる。
【００４８】
先ず、走査基準中心信号Scと走査基準中心信号Scに遅延回路を通した信号とから、右側にある血管中心の位置を求めるカウンタ１０２のクリア信号Sbが作られる。このクリア信号Sbをリセットとして、走査基準中心信号Scから初めて右側に現れる血管中心の微分信号Sfの立ち上がりに基づいて、セットされるRSフリップクロップを使用して、カウンタ１０２のクロックイネーブルの範囲を表す信号Kbが得られるので、この範囲を計数する。
【００４９】
次に、カウンタ１０１とカウンタ１０２の両者を比較器１０３により比較し、計数値が小さい方が走査基準中心信号Scに最も近い血管であるということになるので、これを血管位置として書込みパルスPdにより血管位置データレジスタ１０４に書き込み、１走査毎の血管の相対的位置が得られる。また、比較器１０３において生成された比較信号Ma、Mbは図４に示す血管径の判断回路１０９に送られる。
【００５０】
また、血管が１本も存在しない場合には、左右共にカウンタ１０１、１０２の計数値は最大となるので、例えば予め定めてある最大計数値と比較してこれに等しければ、比較器１０３は血管が１本も存在しなかったことを示すエラー信号Seを出力する。また、左右何れかに１本しか血管が存在しなかったときは、何れか一方の計数値が最大となるので、計数値の小さい方が血管位置として出力される。
【００５１】
このようにして得られた血管位置のデータは、前述のように演算回路７５から回転プリズム制御回路８６に出力され、これに基づいて回転プリズム５２を回転させることにより、血管追尾捕捉が実行される。
【００５２】
また、図６は上述の演算回路７５の血管径算出部における信号のタイミングチャート図を示し、血管映像信号S1、S2、S3のうち信号S1について表示してある。先に血管位置を求めるために使用した開始信号Siと微分信号Sfを利用し、血管映像信号S1を例えば２回微分し、ゼロクロス比較回路８９を通すことによって、血管エッジ情報を含む微分信号Tfを得ることができる。本実施例では血管エッジ情報として、リニアイメージセンサ７０から出力されるコントラスト情報が最も急峻に変化する点をゼロクロス比較回路８９で捉えている。
【００５３】
なお、タイミングチャート図に微分信号Tfは示してないが、微分信号Tfを遅延回路９０を通した遅延信号Tdを示してあり、斜線を引いてある部分が映像信号S1の血管径に対応している部分である。そして、微分信号Tfと遅延信号Tdと開始信号Siにより血管径の始めを示す位置に、血管径を計数するためのカウンタクリア信号Kcが作られ、血管径の終りを示す信号Keが微分信号Sfと遅延信号Tdを参照することによって作られる。
【００５４】
次に、血管が走査基準中心信号Scに対して右にあるか左にあるかを確認する細いパルスPcが用意され、血管中心を示す微分信号SfがこのパルスPcと重なる場合には、走査基準中心信号Scを跨ぐ血管があるとしてパルスPtが得られる。そして、パルスPtをセット信号とし、かつ次の血管径の終りを示す信号Keの立ち下がりをリセット信号として伸長信号Snが生成され、更に走査基準中心信号Scとの論理積を取ることによって、血管径を計数するイネーブル区間Kgが伸長される。
【００５５】
これによって、血管エッジの終了位置を含む信号Raが得られ、一方でイネーブル区間Kgの反転信号Kg' によって、残りの範囲にある血管エッジ終了位置を含む信号Rbが得られる。これらの信号Ra、Rbは左右それぞれの血管径データレジスタ１０７、１０８に格納する際のラッチ信号であり、格納された左右それぞれの血管径データから、図３の比較器１０３によって作られる比較信号Ma、Mbにより、どちらが走査基準中心信号Scに近い血管であったかが判断回路１０９で判断され、近い方の血管径データが開始信号Siより少し遅れたパルスPkにより血管径データレジスタ１１０に格納される。このようにして１走査毎に血管径が求められる。
【００５６】
【発明の効果】
以上説明したように本発明に係る信号処理モジュール及び該モジュールを用いた測定装置は、１走査時間以内に物体の位置及び幅が確定するための応答の速い追尾捕捉が可能であり、また複数の物体があっても、イメージセンサの走査基準に最も近い物体の位置及び幅情報をモジュールが出力することができるので、眼球運動に対する、眼底血管を追尾捕捉し、かつ連続的に追尾した血管幅を出力することが可能である。
【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】追尾捕捉機能のブロック回路の構成図である。
【図３】血管位置算出部のブロック回路の構成図である。
【図４】血管位置算出部のタイミングチャートを図である。
【図５】血管径算出部のブロック回路の構成図である。
【図６】血管径算出部のタイミングチャートを図である。
【図７】従来例の構成図である。
【図８】観察眼底像の説明図である。
【図９】受光信号の周波数分析図である。
【図１０】血管位置検出系のブロック回路の構成図である。
【符号の説明】
３１、６１  照明用光源
３８  透過型ＬＣＤ
４２  バンドパスミラー
４９  ＣＣＤカメラ
５０  ＬＣＤモニタ
５１  イメージローテータ
５２  回転プリズム
５３  レーザーダイオード
６４  フォーカスユニット
７０  リニアイメージセンサ
７３ａ、７３ｂ  フォトマルチプライア
７４  血管位置検出モジュール
７５  血管位置及び血管径演算回路
７６  制御回路
８０  画像クランプ部
８２  ＡＧＣ回路部
８３、８７  微分回路
９１  Ｄ／Ａ制御部
９２  画像最大強度信号算出部
１００  血管位置制御器
１０４  血管位置データレジスタ
１０５  血管径制御器
１０９  判断回路
１１０  血管径データレジスタ
【図１】
0003715702.tif 000002
【図２】
0003715702.tif 000003
【図３】
0003715702.tif 000004
【図４】
0003715702.tif 000005
【図５】
0003715702.tif 000006
【図６】
0003715702.tif 000007
【図７】
0003715702.tif 000008
【図８】
0003715702.tif 000009
【図９】
0003715702.tif 000010
【図１０】
0003715702.tif 000011