(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ことにより、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受光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、
前記受光手段の受光瞳の形状に関する情報に基づいて、受光出力信号の理論的パワースペクトル形状の情報を取得する取得手段とを有し、
前記データ処理手段は、装置の基準軸と前記血管とが成す角度及び周波数を変化させたときの前記受光手段から得られる受光出力信号のパワースペクトルの値を、前記取得手段によって取得された理論的パワースペクトル形状にフィッティングさせたときの差の二乗和Ｔoをそれぞれ求め、
前記二乗和Ｔoが最小となるときにおける前記基準軸と測定部位の血管とが成す角度をθｖ、前記基準軸と前記測定部位の血管から前記受光瞳への受光方向とのなす角度βoにおけるカットオフ周波数をΔfmax、前記測定光の波長をλ、前記測定部位の屈折率ｎとすると、次式の
Vmax＝λ・Δfmax／{ｎ｜cos(θv＋βo)＋cos(θv−γo)|}
により、最大血流速度Vmaxを算出することを特徴とする眼底血流計。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、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、例えば米国特許第５１０６１８４号公報に示されているように、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て、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】
【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、２個の受光器を使用しているために、１個の受光器に対する受光瞳の面積が小さくなり、受光器に入る光ビート信号量が少なくなって、受光器の出力信号のＳＮ比が悪化し測定精度が低下する。また、この受光器として高価なフォトマルチプライヤを２個使用しているために価格が高騰するという問題点がある。
【０００４】
本発明の目的は、上述の問題点を解消し、１個の受光器を使用しその出力信号のＳＮ比を向上して高測定精度を得ると共に安価な眼底血流計を提供することにある。
【０００５】
【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ことにより、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受光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、前記受光手段の受光瞳の形状に関する情報に基づいて、受光出力信号の理論的パワースペクトル形状の情報を取得する取得手段とを有し、前記データ処理手段は、装置の基準軸と前記血管とが成す角度及び周波数を変化させたときの前記受光手段から得られる受光出力信号のパワースペクトルの値を、前記取得手段によって取得された理論的パワースペクトル形状にフィッティングさせたときの差の二乗和Ｔoをそれぞれ求め、前記二乗和Ｔoが最小となるときにおける前記基準軸と測定部位の血管とが成す角度をθｖ、前記基準軸と前記測定部位の血管から前記受光瞳への受光方向とのなす角度βoにおけるカットオフ周波数をΔfmax、前記測定光の波長をλ、前記測定部位の屈折率ｎとすると、次式の
Vmax＝λ・Δfmax／{ｎ｜cos(θv＋βo)＋cos(θv−γo)|}
により、最大血流速度Vmaxを算出することを特徴とする。
【０００６】
【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６、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、眼底照明光学系が構成されている。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。
【０００７】
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。
【０００８】
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。
【０００９】
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。
【００１０】
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、この点線で囲んだフォーカスユニット１８は一体的に矢印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。
【００１１】
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、ダイクロイツクミラー２６の反射方向の光路上には、円形の孔により受光瞳を形成する絞り２９、フォトマルチプライヤ３０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、絞り２９、フォトマルチプライヤ３０はそれぞれ紙面に直交した方向に配置されている。
【００１２】
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３０、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。
【００１３】
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。
【００１４】
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ので、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うことができる。
【００１５】
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。
【００１６】
この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。
【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に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とが分離される。
【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Ｅａ’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、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。
【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を制御して視標像を移動し、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、眼底血流計の光軸とフォトマルチプライヤ３０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により反射され、絞り２９を通ってフォトマルチプライヤ３０に受光される。フォトマルチプライヤ３０の出力はシステム制御部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３０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。
【００２５】
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３０、そして絞り２９が形成する受光瞳Ａの関係を示したものである。受光瞳Ａは絞り２９に限らず、ミラー又はフォトマルチプライヤ３０のセンサ部等により形成してもよい。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入射角度をγ0、光軸Ｏと測定部位Ｖから受光瞳Ａへの受光方向との成す受光角度をβとする。
【００２６】
図４は受光瞳Ａの位置関係と平面図を示し、受光瞳Ａは半径Ｒの円形状とし、またβ0は受光瞳Ａの中心Ｃ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β1〜β2まで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。
【００２７】
次に、図２において例えば７５〜１０５度のような取り得る角度範囲θs 〜θe の内、初めの角度θs を仮に定めた血管角度θとし、予め定めた周波数Ｎの範囲Ｆｓ〜Ｆｅの内、初めの周波数Ｆｓを仮に定めたカットオフ周波数とし、ステップＳ２でこのときのＦＦＴ波形のモデル形状であるフィッテイング曲線を求める。
【００２８】
ここで受光瞳Ａが点であれば、ＦＦＴ波形の理想的なモデル形状は、図５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Ａ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。
【００２９】
フォトマルチプライヤ３０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Δｆは、受光角度β0におけるカットオフ周波数Δｆ0と角度θ、γ0、β、β0によって、次式のように表される。
0004194187.tif 000002
【００３０】
また、受光瞳Ａ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、Ｌを受光瞳Ａが作る平面と測定部位Ｖとの距離として、次の関係式が成立する。
Ｐ∝[Ｒ2-{Ｌ(tanβ-tanβ0)}2]1/2  …(2)
【００３１】
受光瞳Ａ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。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。
【００３２】
図６に示す破線ＦＬ１ は、受光出力信号の周波数解析結果のフイッテイングのために、仮に定めた血管角度θｓ、仮に定めたカットオフ周波数Ｆｓとしたときのフイッテイ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曲線部は、上述の重ね合わせにより求めた。理論カットオフ形状の落ち始めの周波数をＦaとすると、この周波数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、この周波数Ｆｂよりも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。
【００３３】
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。
【００３４】
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よりも高いところ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よりも低いところ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。
【００３５】
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、より簡便にカットオフ周波数を求めることができる。
【００３６】
図２のステップ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波形とのパワースペクトルＰの値の差の二乗和Ｔ0を求める。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に対するフィッティングを行う。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同様に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Ｓ２、Ｓ３を行い、最終の血管角度θｅまで繰り返して、血管角度θ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Ｎを変数とする二乗和Ｔ0の値が得られる。
【００３７】
その後に、ステップＳ４で二乗和Ｔ0の最小値を求め、そのときの血管角度θを測定部位Ｖの血管角度θｖ 、周波数Ｎを受光角度β0におけるカットオフ周波数Δfmax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ＦＦＴ波形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。
【００３８】
次に、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である。
【００３９】
0004194187.tif 000003
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。なお、受光器を２個使用しても受光出力信号のＳＮ比が十分に良好な場合には、それぞれの受光出力信号について上述の血管角度と周波数とに対するフイッテイングを行うことにより、等しくなる２個の最大血流速度を求めることになるので、それらを平均するなどしてより精度良く最大血流速度を求めることができる。
【００４０】
【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出力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出力信号の周波数解析結果を装置の基準軸と血管とが成す角度と周波数と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、１個の受光器により血流速度を算出することができる。その結果、１個の受光器についての受光瞳の面積が大きく取れるので、受光出力信号のＳＮ比が良くなってより正確な血流速度を簡便に算出することが可能となる。また、この受光器として高価なフォトマルチプライヤを使用しても、その使用個数を１個に減らせるので、安価で小型化を達成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】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】受光瞳が点のときのフイッテイング曲線のグラフ図である。
【図６】受光瞳の面積の影響を考慮したフイッティング曲線のグラフ図である。
【図７】他の方法によるフイッテイ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
４  バンドパスフィルタ
５  リングスリット
６  透過型液晶板
８  孔あきミラー
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
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
２９  絞り
３０  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】
0004194187.tif 000004
【図２】
0004194187.tif 000005
【図３】
0004194187.tif 000006
【図４】
0004194187.tif 000007
【図５】
0004194187.tif 000008
【図６】
0004194187.tif 000009
【図７】
0004194187.tif 000010
【図８】
0004194187.tif 000011
【図９】
0004194187.tif 000012
【図１０】
0004194187.tif 000013