(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ターゲットとなる血管を含む眼底領域を照明する照明手段と、前記領域の像を撮像して映像信号を出力する第１の撮像手段と、前記領域の像を撮像して映像信号を出力する第２の撮像手段と、前記第１の撮像手段の出力結果から血管位置を検出し血管を自動追尾する自動追尾手段と、前記第２の撮像手段の出力結果から血管径を計測する血管径計測手段とを有することを特徴とする眼科検査装置。
【請求項２】
前記第１の撮像手段と前記第２の撮像手段は、特性、設定の少なくとも一方が異なっていることを特徴とする請求項１に記載の眼科検査装置。
【請求項３】
前記第１の撮像手段よりも前記第２の撮像手段の蓄積時間を長く設定したことを特徴とする請求項１に記載の眼科検査装置。
【請求項４】
前記第１の撮像手段よりも前記第２の撮像手段の分解能を高くしたことを特徴とする請求項１に記載の眼科検査装置。
【請求項５】
前記第１の撮像手段、前記第２の撮像手段の少なくとも一方は二次元像を得るものとしたことを特徴とする請求項１に記載の眼科検査装置。
【請求項６】
前記撮像手段の前段に配置した光増幅手段を有し、該光増幅手段は前記領域の像を光増幅し、前記第１の撮像手段及び前記第２の撮像手段の少なくとも一方に対して出力することを特徴とする請求項１に記載の眼科検査装置。
【請求項７】
前記第１の撮像手段の出力結果から血管位置を検出できない場合には、前記自動追尾手段は前記第２の撮像手段の出力結果から血管位置を検出し、血管を自動追尾することを特徴とする請求項１に記載の眼科検査装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検眼の血管を検査する眼科検査装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来、被検眼の眼底の血管径を計測する方法として、眼底カメラにより眼底像を撮影して、そのフィルムを濃度計などで測定して、得られた結果から撮影倍率を勘案して血管径を求める方法、或いは特開平１０−０７９０３４号公報に開示されているように、眼底画像を電子画像として画像装置に取り込み、検者が所望する血管の位置を指定し、その間の距離をデータ処理して求める方法が広く知られている。
【０００３】
一方、特開平１０−２３４６７０号公報に開示されているように、最近では眼底カメラをベースにして眼底上の血管を流れる血流速度を測定すると同時に、被測定血管の血管径を同時に計測する眼底血流計が開発されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら前者の方法では、血管径を算出するまでに眼底撮影、フィルムの現像、濃度計による測定、撮影倍率を考慮して数値の換算というように多くの段階を踏む必要があり、手間と時間がかかってしまうという問題点がある。
【０００５】
更に、画像装置上で検者が血管を指定するものでは、上記の方法ほど煩雑ではないが検者の手間は依然として残るし、検者の主観などが位置指定の正確さに影響するので、確実な計測を行うことが困難であるという問題点がある。
【０００６】
後者の装置では、血管径算出までに検者に手を煩わせることがなく、かつ所望の部位を容易に測定することが可能であるので、優れた計測法であると云えるが、１つの一次元ＣＣＤをトラッキングと血管径計測で共用しているために、次のような問題点がある。
【０００７】
具体的には、高速な眼球運動に追従し、血管をトラッキングするために一次元ＣＣＤの蓄積時間を十分に取ることができない。そこで、トラッキング、血管径算出の信号処理に必要な振幅の血管像を得るために、イメージインテンシファイアにより光増幅を行っているが、その増幅率をあまり高くすると、一次元ＣＣＤからの血管像信号のＳ／Ｎが悪くなり、血管径の測定精度が低下するという問題がある。
【０００８】
そこで、フィルタ処理を行い不必要な高周波ノイズ成分を除去することも考えられるが、様々な太さの血管を計測するため、フィルタのカットオフ周波数の設定によっては、血管径算出のための特徴点を共に除去してしまう虞れがある。更には、高速な眼球運動に追従し、血管をトラッキングするために、その処理時間の関係から眼底面における単位長さ当りの撮像手段の画素数に制限があるため、血管径計測に対して高精度に計測をすることが困難である。
【０００９】
本発明の目的は、上述の問題点を解消し、安定した測定結果を得るために被検眼の固視微動に追従するトラッキング機能を有し、トラッキングのために撮像手段によって被血管像を撮像し、その撮像信号を利用して血管径の計測を行う眼科検査装置を提供することにある。
【００１０】
【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は、ターゲットとなる血管を含む眼底領域を照明する照明手段と、前記領域の像を撮像して映像信号を出力する第１の撮像手段と、前記領域の像を撮像して映像信号を出力する第２の撮像手段と、前記第１の撮像手段の出力結果から血管位置を検出し血管を自動追尾する自動追尾手段と、前記第２の撮像手段の出力結果から血管径を計測する血管径計測手段とを有することを特徴とする眼科検査装置である。
【００１１】
請求項２に係る発明は、前記第１の撮像手段と前記第２の撮像手段は、特性、設定の少なくとも一方が異なっていることを特徴とする請求項１に記載の眼科検査装置である。
【００１２】
請求項３に係る発明は、前記第１の撮像手段よりも前記第２の撮像手段の蓄積時間を長く設定したことを特徴とする請求項１に記載の眼科検査装置である。
【００１３】
請求項４に係る発明は、前記第１の撮像手段よりも前記第２の撮像手段の分解能を高くしたことを特徴とする請求項１に記載の眼科検査装置である。
【００１４】
請求項５に係る発明は、前記第１の撮像手段、前記第２の撮像手段の少なくとも一方は二次元像を得るものとしたことを特徴とする請求項１に記載の眼科検査装置である。
【００１５】
請求項６に係る発明は、前記撮像手段の前段に配置した光増幅手段を有し、該光増幅手段は前記領域の像を光増幅し、前記第１の撮像手段及び前記第２の撮像手段の少なくとも一方に対して出力することを特徴とする請求項１に記載の眼科検査装置である。
【００１６】
請求項７に係る発明は、前記第１の撮像手段の出力結果から血管位置を検出できない場合には、前記自動追尾手段は前記第２の撮像手段の出力結果から血管位置を検出し、血管を自動追尾することを特徴とする請求項１に記載の眼科検査装置である。
【００１７】
【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は本発明を血流速度測定する眼底血流計に適用した実施の形態の構成図である。眼底血流計は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に至る照明光学系上には、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、バンドパスミラー６が順次配置されている。透過型液晶板３に表示される固視標の位置は、固視標操作レバー７を動かすことによって操作することができるようになっている。
【００１８】
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、合焦レンズ８、結像レンズ９、ハーフミラー１０、接眼レンズ１１が配列され、検者眼ｅに至っている。ハーフミラー１０の反射方向には、リレーレンズ１２、二次元ＣＣＤカメラ１３が設けられている。
【００１９】
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が配置されている。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リレーレンズ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、ガルバノメトリックミラー１５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、この焦点面にガルバノメトリックミラー１５が配置されている。
【００２０】
また、ガルバノメトリックミラー１５の後方には、レンズ１９及び凹面ミラー２０が配され、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１５の上側反射面１５ｂに導くリレー光学系が構成されている。
【００２１】
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２１が配列され、ダイクロイックミラー２１の反射方向の光路上には、フォーカス合わせ用プリズムを有する矩形の絞りマスク板２２、ミラー２３が配置され、ダイクロイックミラー２１の透過方向の光路上にはレンズ２４が配置されており、このフォーカスユニット１８は一体的に移動ができるようになっている。
【００２２】
また、レンズ２４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２５が配列されている。更に、ミラー２３の入射方向の光路上には、高輝度の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２６が配列され、照射光学系が構成されている。
【００２３】
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、リレーレンズ１６、ダイクロイックミラー２７、拡大レンズ２８、イメージインテンシファイア２９が配列され、その後面にはトラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａ、血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂが並列して配置され、血管検出光学系が構成されている。
【００２４】
また、ダイクロイックミラー２７の反射方向には、受光器としてフォトマルチプライヤ３１、３２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２７の反射方向などは紙面に直交している。
【００２５】
結像レンズ９、フォーカスユニット１８及びリレーレンズ１６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と二次元ＣＣＤカメラ１３、マスク板２２及びイメージインテンシファイア２９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。
【００２６】
更に、装置全体を制御するためのシステム制御部４１が設けられ、システム制御部４１には検者が操作する入力手段４２、フォトマルチプライヤ３１、３２の出力、イメージインテンシファイア２９及びトラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａ、血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂ、二次元ＣＣＤカメラ１３の出力がそれぞれ接続されており、システム制御部４１の出力はガルバノメトリックミラー１５を制御する制御回路４３、解析を行うための信号処理部４４、モニタ４５、記憶手段４６に接続され表示されている。
【００２７】
マスク板２２の被検眼Ｅの眼底Ｅａによる反射光は、イメージインテンシファイア２９に結像し、図２に示すようにその後方の２つの一次元ＣＣＤ３０ａ、３０ｂに伝達される。図中、一次元ＣＣＤ３０の画素の配列方向をＸ、それに直角方向をＹとすると、Ｙ方向についてはフォーカスの僅かなずれによって一次元ＣＣＤ３０に入射する光量が変化しないように、マスク像Ｓの短辺はトラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａ、血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂよりも若干大きくなって結像するように設計されている。
【００２８】
トラッキング制御は固視微動に追従する必要があるため、トラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａの蓄積時間は長くとれない。また、眼底Ｅａにおける単位長さに対応する画素数を多くすることは、処理時間が長くなるので難しい。しかし、血管径計測では血管像信号を一旦記憶媒体に取り込んでから処理を行うため、トラッキング制御のようにリアルタイムに制御を行う場合と比べて、血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂの蓄積時間を長くとること、眼底Ｅａにおける単位長さに対応する画素数を増加することが可能で、解像度を高めてより正確に血管を検出することが可能になっている。
【００２９】
本実施の形態においては、図２に示すように血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂの眼底における単位長さに対応する画素数、蓄積時間はトラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａのそれらの２倍に設定し、イメージインテンシファイア２９は同じ増幅率で、トラッキング用、血管径算出用の血管像が良好に撮像できるようになっている。
【００３０】
図３はシステム制御部４１による制御フローチャート図を示す。先ず、検者は操作桿である入力手段４２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、接眼レンズ１１又はモニタ４５で眼底像Ｅａ’を観察しながら、フォーカスノブを操作して眼底Ｅａにフォーカスを合わせる。すると、モニタ４５によって検者は図４に示すような眼底像Ｅａ’を観察できる。検者は被測定部位が観察視野の略中央付近にくるように、固視標操作レバー７を操作して被検眼Ｅを誘導する。
【００３１】
次に入力手段４２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、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１５の角度を制御する。
【００３２】
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ア２９の光電面に結像し、光増幅された後にトラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａ上に撮像され、トラッキング制御用の血管像信号としてシステム制御部４１に出力される。また、トラッキング光により照射された血管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ア２９の光電面に結像し、光増幅された後に血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂ上に撮像され、血管径算出用の血管像信号としてシステム制御部４１に出力される。
【００３３】
検者は測定部位を決定した後に再び入力手段４２を操作して、トラッキングの開始を入力する。システム制御部４１では、ステップＳ１でトラッキングの開始の入力を検出すると、ステップＳ２でトラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａで撮像された血管像Ｅｖ’の信号を読み出す間隔、即ち蓄積時間を計数するタイマを起動し、更にトラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａで最適な血管像Ｅｖ’を撮像できるように、ステップＳ３でイメージインテンシファイア２９の増幅率を設定する。
【００３４】
そして、ステップＳ４において、トラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａで撮像された血管像Ｅｖ’を読み出すタイミングかどうか判断し、読み出しのタイミングであれば、ステップＳ５においてトラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａで撮像された血管像Ｅｖ’を読み出す。更に、ステップＳ６でこの血管像信号に基づいて血管像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４３に出力される。そして、ガルバノメトリックミラー制御回路４３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１５を駆動することにより、被測定部血管Ｅｖのトラッキングが行われる。
【００３５】
なお、本実施の形態では、トラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａの蓄積時間は４ｍ秒に設定され、システム制御部は４ｍ秒毎にトラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａの出力信号を読み出すことになる。
【００３６】
更に、検者はトラッキング動作が安定したところで、再び入力手段４２を操作して測定開始を入力する。システム制御部４１はステップＳ８で測定開始の入力を検出すると、ステップＳ９において現在測定中であることを設定し、ステップＳ１０で血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂで撮像された血管像Ｅｖ”の信号を読み出す間隔、即ち蓄積時間を計数するタイマを起動する。ステップＳ１１において、血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂで撮像された血管像Ｅｖ”を読み出すタイミングかどうかを判断し、読み出しのタイミングであれば、ステップＳ１２で血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂで撮像された血管像Ｅｖ”を、血管径算出用の血管像として読み出す。
【００３７】
なお本実施の形態では、血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂの蓄積時間は、トラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａの２倍の８ｍ秒に設定され、システム制御部４１は８ｍ秒毎に血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂの出力信号を読み出すことになる。
【００３８】
更に、本実施の形態では血管像Ｅｖ”を血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂにより１５回取り込み、ステップＳ１５ではそれぞれに対して血管径を算出し、平均、標準偏差を求めて、信頼性の低い計測値を除外するという統計処理を行った後に血管径を算出し、その信頼性を向上させている。そして、ステップＳ１４では、血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂで撮像された血管像Ｅｖ”の読み出しが１５回に達したかどうかを判断し、達していればステップＳ１５でこの血管像信号に基づいて血管径を算出する。１５回に達していなければステップＳ４に戻り、トラッキング制御と血管径算出のための血管像Ｅｖ’の取り込みを繰り返す。このとき、ステップＳ９〜Ｓ１０のステップは省略する。
【００３９】
ここで、一次元ＣＣＤ３０ａ、３０ｂの蓄積時間を変更した場合の血管トラッキング制御、血管径算出への影響を説明する。図５（ａ）、（ｃ）はトラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａの蓄積時間をそれぞれ８ｍ秒、４ｍ秒に設定した場合の血管像信号を示している。蓄積時間が８ｍ秒の場合に比べて、４ｍ秒の方がトラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａからはＳ／Ｎの悪い血管像信号が出力される。
【００４０】
トラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａの蓄積時間を短くすると、撮像できるトラッキング光の眼底Ｅａからの反射光量が減少するため、信号処理に必要なダイナミックレンジを確保するためには、イメージインテンシファイア２９で補わなければならない。ところが、イメージインテンシファイア２９の増幅率を高くすると、トラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａで撮像する血管像のＳ／Ｎが悪くなることになる。また、血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂについても同様である。
【００４１】
始めに、血管Ｅｖのトラッキングを行うために、システム制御部４１が血管Ｅｖの移動量を表すデータを作成する方法について説明すると、図５（ａ）、（ｃ）に示す血管像信号に対して、図５（ｂ）、（ｄ）は血管の情報を損わない範囲でフィルタ処理を行った信号である。この信号波形から最も暗い点Min1を検出し、これを血管中心位置情報として算出する。この血管中心位置と測定光が照射されるトラッキングの中心位置との差Ｄを算出して、これを血管Ｅｖの移動量として算出する。
【００４２】
血管トラッキング制御では、血管像信号から血管中心位置情報のみを検出すればよいので、図５（ｂ）、（ｄ）から一次元ＣＣＤの蓄積時間、イメージインテンシファイア２９の増幅率に殆ど影響されることなく、移動量Ｄ、Ｄ’はほぼ同じ値になることが分かる。
【００４３】
次に、血管Ｅｖの血管径をトラッキングを行うために、システム制御部４１が血管Ｅｖの移動量を表すデータを作成する方法について図６により説明する。血管径を算出する場合には、上述した血管中心の位置情報の他に、血管と周辺組織との境界点Max1、Max2を検出し、この３点から(Min1−Max1)、(Min1−Max2)の半値幅を算出し、これに装置の倍率、眼球屈折度、眼軸長で補正して血管径を算出している。
【００４４】
図６（ａ）、（ｃ）は、それぞれ血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂの蓄積時間を８ｍ秒、４ｍ秒に設定した場合に、血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂから出力される血管像信号を示し、前述の理由から蓄積時間が４ｍ秒の方が、８ｍ秒の場合に比べてＳ／Ｎの悪い血管像信号が出力されている。
【００４５】
これらの血管像に対して、トラッキング制御の場合と同様にフィルタ処理を行ったものを、それぞれ図６（ｂ）、（ｄ）に示す。これらの信号波形から血管径算出に必要な情報である半値幅Dia、Dia’を前述の方法で算出すると、ノイズの影響を受けてDia’＞Diaとなってしまうことが、図６（ｂ）、（ｄ）から分かる。つまり、血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂの蓄積時間、イメージインテンシファイア２９又は増幅器の増幅率の影響で血管径、血流量の測定値が異なってしまうことがある。
【００４６】
この第１の実施の形態では、トラッキング光で照射された眼底Ｅａからの反射光をイメージインテンシファイア２９の光電面に一旦結像し、光増幅を行った後に血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂ上に撮像して、血管径算出用の血管像を得ているが、血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂの蓄積時間を長くすることにより、メージインテンシファイア２９を使用しない構成にすることも可能である。
【００４７】
図７は血流速度測定する眼底血流計へ適用した第２の実施の形態の構成図である。なお、図１と同一の符号は同一部材を示している。眼底血流計は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に至る照明光学系上には、可視光を透過せず近赤外光のみを透過する可視カットフイルタ５０、リレーレンズ４、孔あきミラー５、バンドパスミラー６が順次に配置されている。
【００４８】
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、合焦レンズ８、結像レンズ５１、可視光と近赤外光に感度を持つ二次元ＣＣＤカメラ１３が順次に配列されている。ミラー２３とトラッキング用光源２６との間の光路上にはダイクロイックミラー５２が配置され、このダイクロイックミラー５２の入射方向には他と異なる例えば黄色のヘリウムネオンレーザーなどの血管径計測用光源５３が配置されている。
【００４９】
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、光路に沿って移動自在なリレーレンズ１６、赤色を反射し黄色と緑色を透過する特性のダイクロイックミラー２７、拡大レンズ２８、黄色を反射し緑色を透過する特性のダイクロイックミラー５４、イメージインテンシファイア２９が配列され、その後面にはトラッキング用一次元ＣＣＤ５５が順次に配列されてトラッキング光学系が構成されており、ダイクロイックミラー５４の反射方向には、被検眼Ｅの眼底Ｅａと共役位置に血管径計測用一次元ＣＣＤ５６が配置され、血管径計測光学系が構成されている。
【００５０】
更に、図１以外にシステム制御部４１には、トラッキング用一次元ＣＣＤ５５、血管径計測用一次元ＣＣＤ５６の出力がそれぞれ接続されている。更に、システム制御部４１の出力は、血管径計測用光源５３に接続されている。
【００５１】
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眼底Ｅａにフォーカスを合わせる。すると、モニタ４５によって検者は図４に示すような眼底像Ｅａ’を観察し、検者は被測定部位が観察視野の略中央付近にくるように外部固視標を操作して、被検眼Ｅを誘導する。
【００５２】
次に、入力手段４２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が被測定血管に垂直になるように、ローテータ操作ノブを操作し、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１５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、前述と同様に血管像Ｅｖ’としてイメージインテンシファイア２９の光電面に結像し、光増幅された後にトラッキング用一次元ＣＣＤ５５上に撮像され、トラッキング制御用の血管像信号としてシステム制御部４１に出力される。
【００５３】
検者は測定部位を決定した後に、再び入力手段４２を操作してトラッキングの開始を入力する。図８はシステム制御部４１の制御フローチャート図であり、システム制御部４１では、ステップＳ１でトラッキングの開始の入力を検出すると、ステップＳ２でトラッキング用一次元ＣＣＤ５５で撮像された血管像Ｅｖ’の信号を読み出す間隔、即ち蓄積時間を計数するタイマを起動し、更にトラッキング用一次元ＣＣＤ５５で最適な血管像Ｅｖ’を撮像できるように、ステップＳ３でイメージインテンシファイア２９の増幅率を設定する。
【００５４】
そして、ステップＳ４においてトラッキング用一次元ＣＣＤ５５で撮像された血管像Ｅｖ’を読み出すタイミングかどうかを判断する。読み出しのタイミングであれば、ステップＳ５においてトラッキング用一次元ＣＣＤ５５で撮像された血管像Ｅｖ’を読み出す。更に、ステップＳ６でこの血管像信号に基づいて血管像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４３に出力される。そして、ガルバノメトリックミラー制御回路４３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１５を駆動することにより、被測定部血管Ｅｖのトラッキングが行われる。
【００５５】
なお、本実施の形態では、トラッキング用一次元ＣＣＤ５５の蓄積時間は４ｍ秒に設定され、システム制御部４１は４ｍ秒毎にトラッキング用一次元ＣＣＤ５５の出力信号を読み出すことになる。
【００５６】
更に、検者はトラッキング動作が安定したところで、再び入力手段４２を操作して測定開始を入力する。システム制御部４１はステップＳ８で測定開始の入力を検出すると、ステップＳ９において現在測定中であることを設定し、ステップＳ１０で血管径計測用光源５３を点灯する。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”として血管径計測用一次元ＣＣＤ５６上に撮像され、血管径算出用の血管像信号としてシステム制御部４１に出力される。
【００５７】
ステップＳ１１で、血管径計測用一次元ＣＣＤ５６で撮像された血管像Ｅｖ”の信号を読み出す間隔、即ち蓄積時間を計数するタイマを起動する。そして、ステップＳ１２において血管径計測用一次元ＣＣＤ５６で撮像された血管像Ｅｖ”を読み出すタイミングかどうかを判断し、読み出しのタイミングであれば、ステップＳ１３で血管径計測用一次元ＣＣＤ５６で撮像された血管像Ｅｖ”を、血管径算出用の血管像として読み出す。
【００５８】
なお、本実施の形態では血管径計測用一次元ＣＣＤ５６の蓄積時間はトラッキング用一次元ＣＣＤ５５の約８倍の３３ｍ秒に設定され、システム制御部４１は３３ｍ秒毎に血管径計測用一次元ＣＣＤ５６の出力信号を読み出すことになる。
【００５９】
以下、第１の実施の形態と同様であるが、ステップ１６で血管径計測用光源５３、トラッキング用光源２６を消灯し、測定動作を終了する。
【００６０】
本実施の形態では、トラッキング用、血管径計測用に別々の一次元ＣＣＤを設け、それぞれのセンサで撮像した血管像を用いて、独立に制御を行っている。血管径計測用一次元ＣＣＤ５６で撮像される血管像は、トラッキング制御によって常に同じ位置に保持されるため、トラッキング用一次元ＣＣＤ５５の約８倍の３３ｍ秒に設定されている血管径計測用一次元ＣＣＤ５６の蓄積時間を、例えば４００ｍ秒と更に長くすることも可能である。
【００６１】
図９は第３の実施の形態を示し、トラッキング制御用の血管像はトラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａで撮像し、血管径計測用の血管像はＣＣＤカメラ１３の出力信号を利用している。つまり、血管径計測は二次元のＣＣＤカメラ１３で撮像された血管像から血管径を算出する。被検眼Ｅの眼底ＥａはＣＣＤカメラ１３で二次元の眼底像Ｅａ”として撮像され、図示しないＡ／Ｄコンバータによりデジタルデータに変換されてシステム制御部４１に入力され、眼底像データとして図示しないフレームメモリに記憶される。
【００６２】
この眼底像データから、トラッキング指標像Ｔの位置と角度を特定する。トラッキング指標像Ｔは緑色であり、眼底は赤の成分が強いため、ＲＧＢ信号のうち、緑色の信号のみを用いて、トラッキング指標像Ｔを抽出することが可能である。更に、トラッキング指標像Ｔの位置と角度は、ガルバノメトリックミラー１５、イメージローテータ１４の角度で決定されるため、これらの情報をシステム制御部４１が検出することによって、トラッキング指標像Ｔの位置と角度は更に特定し易くなる。
【００６３】
フレームメモリに記憶された眼底像データを用いて、トラッキング指標像Ｔに平行、つまり測定血管像Ｅｖ’に垂直な方向で、トラッキング指標像Ｔ上の図９に示すＬＩ、Ｌ２、Ｌ３、…に沿ったデータから像情報を求める。更に、各ライン毎の映像データを図１０に示すように平均化処理を行い、バックグラウンドの補正を行った後に、ローパスフィルタによりノイズの軽減が図られる。このデータを用いて、第１の実施の形態と同様な方法で血管径を算出する。
【００６４】
以上、各ライン毎に存在するノイズや血管走行方向の局所的な模様による映像データの変化は、血管走行方向における平均化処理によって取り除かれ、所望の血管のみを鮮明に抽出することが可能である。
【００６５】
第１、第３の実施の形態ではトラッキング用一次元ＣＣＤ３０ａ、第２の実施の形態ではトラッキング用一次元ＣＣＤ５５で撮像した血管像の出力信号のＳ／Ｎが悪く、トラッキング制御において血管を見失ってしまった場合には、第１の実施の形態では血管径計測用一次元ＣＣＤ３０ｂで撮影し、第２の実施の形態では血管径計測用一次元ＣＣＤ５６で撮影し、第３の実施の形態ではＣＣＤカメラ１３で撮像した血管像の出力信号を用いて、トラッキング制御を行うような本来の設定の戻すことも可能である。この際に、血管径を計測していない場合には、トラッキング制御用の蓄積時間に設定することも可能である。
【００６６】
更に、第２の実施の形態では血流速度測定用光源、トラッキング用光源、血管径計測用光源をそれぞれ異なった波長の３種類のレーザー光を使用する構成を採用したが、トラッキング用光源と血管径計測用光源を１つの光源を共用するようにして、眼底からの反射光をハーフミラーでトラッキング光学系と血管径計測光学系に分割して受光するようにすれば、照明光を近赤外光でなく可視光、例えば黄色にすることができるので、モニタ４５で観察するのでなく直接接眼レンズ１１を用いた観察が可能となる。
【００６７】
このように、本発明の実施の形態においては次のような利点がある。
【００６８】
（１）血管径計測用の撮像手段を設け、血管径を算出する装置とすることによって所望の血管の血管径を容易に、かつ短時間に得ることができるようになるので、血管径を求めるのに検者に複雑で多大な負担と時間をかけることがなくなり、かつ検者の主観が血管径算出時に入り込むこともなくなる。更に、自動追尾手段用の撮像手段を設けることによって、血管径計測時に固視微動による影響をなくすことができる。
【００６９】
（２）血管径計測用撮像手段と自動追尾用撮像手段の２つの撮像手段を有し、かつそれぞれの目的に合わせた特性、設定ができるようにすることによって、最適な撮像の方法を採ることができる。
【００７０】
（３）自動追尾用撮像手段は高速な固視微動に追従するために、撮像手段への蓄積時間を長く設定することができないが、血管径計測用撮像手段は固視微動については自動追尾手段によってキャンセルされているので、蓄積時間を長く採ることができる。そして、蓄積時間を長く採ることによって、イメージングインテンシファイアの光増幅率を高くする必要がなくなるので、血管径計測用撮像手段からの血管像信号に含まれる不必要な高周波ノイズ成分を除去することができる。その結果として、Ｓ／Ｎを悪化させることがなくなり、血管径の測定精度が工場うる。また、蓄積時間を長く設定することによって、複雑なフィルタ処理を行う必要がなくなるので、血管径算出のための特徴点を除去してしまうことをなくすことが可能になる。
【００７１】
（４）血管径の算出においては、処理時間はあまり問題にならないため、血管径計測用撮像手段の蓄積時間を長く設定することができ、また眼底面上における単位長さ当りの血管径計測用撮像手段の画素数を増やして分解能を高めることができるので、血管径計測の精度をより高精度にすることができる。
【００７２】
（５）血管径計測用ＣＣＤセンサを二次元センサにすることにより、局所的な模様による映像データの変化やノイズの影響が取り除かれ、血管径計測の精度を向上することができる。
【００７３】
（６）血管径計測用ＣＣＤセンサの前段にイメージインテンシファイアを設ける必要がないので、ノイズの少ない血管像から血管径を算出することができ、血管径計測の精度を向上することができる。
【００７４】
（７）蓄積時間を長く取れないトラッキング用撮像手段において、ノイズが混入して血管位置を見失ったときに、蓄積時間を長くとることが可能な血管径計測用撮像手段で撮像されている血管像信号から血管位置を検出してトラッキングを行うことにより、トラッキングがかからなくなったり、不安定になるといった問題を解消でき、結果として測定精度の低下を防ぐことができる。。
【００７５】
【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、トラッキング用、血管径計測用で別々の撮像手段を用意し、トラッキング光束の眼底からの反射光をそれぞれの撮像手段で受光するため、撮像手段の蓄積時間、眼底における単位長さに対応する画素数等のパラメータを個別に設定することができる。
【００７６】
その結果として、血管径計測用撮像手段に比べて、トラッキング用撮像手段の蓄積時間を長くすることにより、Ｓ／Ｎの良い血管像を得ることができ、血管径計測の精度の向上が可能となる。
【００７７】
また、血管径計測用撮像手段に比べて、トラッキング用撮像手段の眼底における単位長さに対応する画素数を多くして情報量を増やすことにより、より細かい精度での血管径計測が可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】第１実施の形態の構成図である。
【図２】一次元ＣＣＤの配置図である。
【図３】血管径算出のフローチャート図である。
【図４】観察眼底像の説明図である。
【図５】血管像信号波形の説明図である。
【図６】血管像信号波形の説明図である。
【図７】第２の実施の形態の構成図である。
【図８】血管径算出のフローチャート図である。
【図９】第３の実施の形態の血管径算出の説明図である。
【図１０】各ラインの出力の平均化処理の説明図である。
【符号の説明】
１  観察用光源
６  バンドパスミラー
１３  二次元ＣＣＤ
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
２５  測定用光源
２６  トラッキング用光源
２９  イメージインテンシファイア
３０ａ、５５  トラッキング用一次元ＣＣＤ
３０ｂ、５６  血管径計測用一次元ＣＣＤ
３１、３２  フォトマルチプライヤ
４２  入力手段
４１  システム制御部
４５  モニタ
４６  記憶手段
５３  血管径計測用光源
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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