(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
測定光を被検眼の眼底上の血管に照射する測定光照射手段と、前記測定光により血管内粒子から生ずる散乱光を受光する受光手段と、該受光手段の受光瞳を形成する受光瞳形成部材と、前記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、前記受光瞳の形状に関する情報又は前記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する情報記憶手段を有し、該情報記憶手段に記憶した情報を前記データ処理手段により解析して血流速度を算出することを特徴とする眼底血流計。
【請求項２】
前記データ処理手段は前記情報記憶手段に記憶されている情報を使用して、前記受光手段からの出力信号の理論的パワースペクトルの具体形状を算出し、前記出力信号の周波数解析結果を周波数軸に対してフィッティングする請求項１に記載の眼底血流計。
【請求項３】
前記データ処理手段は前記受光手段からの出力信号の周波数解析結果を周波数軸に対してフィッティングするために、仮に定めたカットオフ周波数よりも低い周波数でのパワースペクトルの平均値を求め、該平均値を前記仮のカットオフ周波数よりも低い周波数でのパワースペクトルの値として、前記理論的パワースペクトルの具体形状を算出する請求項２に記載の眼底血流計。
【請求項４】
前記データ処理手段は前記受光手段からの出力信号の周波数解析結果の信号成分の積分値と、前記理論的パワースペクトルの具体形状の信号成分の積分値とが等しくなるように、前記理論的パワースペクトルの具体形状を算出する請求項２に記載の眼底血流計。
【請求項５】
前記データ処理手段は前記受光手段からの出力信号の周波数解析結果の周波数が十分に高いノイズ部分のパワースペクトルの平均値を求め、該平均値を前記理論的パワースペクトル形状のノイズレベルとして、前記理論的パワースペクトルの具体形状を算出する請求項２に記載の眼底血流計。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、ドップラ現象を利用して、眼底上の血管内の血流速度を計測する眼底血流計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底血流計では、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算出している。
【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.1126-1134(1988)「Retinal laser Doppler velocimetry:toward its computer-assisted clinical use」（B.L.P 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ところ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において、実際のＦＦＴ波形のパワースペクトルはカットオフ周波数で不連続に垂直に落ちるのではなく、或る曲線で急激に変化するために、精度良くカットオフ周波数を決定することができず、高精度に血流速度を求めることができないという問題点がある。
【０００５】
本発明の目的は、上述の問題点を解消し、カットオフ周波数を精度良く求めることにより、正確な血流速度を算出する眼底血流計を提供することにある。
【０００６】
【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、測定光を被検眼の眼底上の血管に照射する測定光照射手段と、前記測定光により血管内粒子から生ずる散乱光を受光する受光手段と、該受光手段の受光瞳を形成する受光瞳形成部材と、前記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、前記受光瞳の形状に関する情報又は前記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する情報記憶手段を有し、該情報記憶手段に記憶した情報を前記データ処理手段により解析して血流速度を算出することを特徴とする。
【０００７】
【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。
【０００８】
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。
【０００９】
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。
【００１０】
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が配置されている。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１５ａと下側反射面１５ｂとを−１倍で結像するリレー光学系が構成されている。
【００１１】
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。
【００１２】
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、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。
【００１３】
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、更に装置全体の動き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。
【００１４】
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、照明光により被検眼Ｅの眼底Ｅａに投影され、視標像として被検眼Ｅに呈示される。
【００１５】
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、検者眼ｅにより接眼レンズ１３を介して観察される。この眼底像Ｅａを観察しながら、装置のアライメントが行われる。
【００１６】
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光と重畳される。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の方へ戻される。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。
【００１７】
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を介して被検眼Ｅの眼底Ｅａに照射される。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。
【００１８】
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が分離される。
【００１９】
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。
【００２０】
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。
【００２１】
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、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。
【００２２】
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Ｅｖを適当な位置へ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Ｅｖ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。
【００２３】
検者はトラッキングを開始してその良否を確認した後で、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に出力され、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。
【００２４】
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からの信号をＦＦＴ処理したＦＦＴ波形に対して、スムージングなどの処理を行う。次にステップＳ２で、予め定められた周波数Ｎの範囲Ｆｓ〜Ｆｅの内の初めの周波数Ｆｓを、仮に定めたカットオフ周波数とし、このときのＦＦＴ波形のモデル形状であるフィッティング曲線を求める。
【００２５】
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３の破線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。
【００２６】
図４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。また、受光瞳Ａ１、Ａ２はミラー２９ａ、２９ｂに限らず、絞り或いはフォトマルチプライヤ３０ａ、３０ｂのセンサ部等で形成してもよい。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をγ、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をβとすると、フォトマルチプライヤ３０ａ、３０ｂに受光されるビート信号のＦＦＴのカットオフ周波数Δｆと角度θ、γ、βとは、次の関係式が成立する。なお、これらの角度θ、γ、βは人眼中での角度に換算したものを使用する。
Δｆ∝ｃｏｓ（θ−β）＋ｃｏｓ（θ−γ） ・・・(1)
【００２７】
図５は受光瞳Ａ１の位置関係の平面図を示し、本実施例では半円形のミラー２９ａ、２９ｂを使用し、受光瞳Ａ１、Ａ２は半径Ｒの半円形状とし、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。受光瞳Ａ１の内の角度βの部分から形成されるビート信号の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。
Ｐ∝〔Ｒ2 −｛Ｌ（ｔａｎβ−ｔａｎβ１)}2]1/2  ・・・ (2)
【００２８】
受光瞳Ａ１の右側から形成されるビート信号のＦＦＴは、左側から形成されるビート信号のＦＦＴと比較すると、周波数がより低くパワースペクトルＰがより大きい。受光瞳Ａ１の全体で形成されるビート信号のＦＦＴのパワースペクトルＰは、図５の角度β１からβ２までのパワースペクル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。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、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、本実施例では、角度β１〜β２の内の光軸Ｏと測定部位Ｖから受光瞳Ａ１の重心Ｇとが成す角β０によるカットオフ周波数をΔｆmax1として、以下の計算を行っている。
【００２９】
図６の破線ＦＬ１は光軸Ｏと測定対象とする血管Ｅｖの走行方向との成す角θを９０度とし、出力信号の周波数解析結果のフィッティングのために、周波数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。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よりも低いところ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よりも低いところ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より高いところ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。
【００３０】
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。
【００３１】
図７はカットオフ周波数を求める他の方法を示し、周波数Ｆａよりも低いところのパワースペクトルＰＳ１を示したものである。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より低いところ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を決めたものである。
【００３２】
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Ｓ４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。
【００３３】
なお、本実施例では簡単のために角度θを９０度としたが、特開平１０−８０３９号公報に記載されているような方法で角度θを求め、その値を使用して計算するか、或いは角度θをパラメータとして同様にフィッティングが最適となる角度θを求めれば、より正確なフィッティング曲線を得ることができる。
【００３４】
図２に戻り、ステップＳ３において上述のようにして求めたフィッティング曲線と、実際のＦＦＴ波形との値の差の二乗和Ｔｏを、Ｆｓ〜Ｆｅ間で予め定められた間隔の各周波数について求める。ステップＳ２、Ｓ３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行い、最終の周波数Ｆｅまで繰り返して、周波数を変数とする二乗和Ｔｏの値が得られる。その後にステップＳ４で、二乗和Ｔｏが最小となる周波数を求める周波数軸に対するフィッティングを行い、その周波数をカットオフ周波数Δｆmax1とする。このときのフィッティング曲線は、図６の実線ＦＬ０のようになり、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。
【００３５】
次に、ステップＳ１からステップＳ４を、フォトマルチプライヤ３ＯｂからのＦＦＴ波形、受光瞳Ａ２によるフィッティング曲線についても行い、同様にカットオフ周波数Δｆmax2を求め、ステップＳ５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、αは眼内での２つの受光光軸の成す角度である。
Ｖmax ＝｛λ／（ｎ・α）｝・｜Δｆmax1−Δｆmax2｜  ・・・ (3)
【００３６】
このようにして、精度良くカットオフ周波数を求めることができるので、高精度に最大血流速度Ｖmax を得ることができる。
【００３７】
【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は、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ことができるので、比較的単純な計算により短時間で精度良くカットオフ周波数を求め、正確な血流速度を算出することが可能となる。
【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】受光瞳が点のときのフィッティング曲線のグラフ図である。
【図４】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５】受光瞳の位置関係の説明図である。
【図６】受光瞳の面積の影響を考慮したフィッティング曲線のグラフ図である。
【図７】他の方法によるフィッティング曲線のグラフ図である。
【図８】ビート信号のＦＦＴ波形と血管内の流速分布の説明図である。
【図９】ビート信号のＦＦＴ波形のグラフ図である。
【図１０】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
８  孔あきミラー
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
１９  凹面ミラー
２０、２６  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
【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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