DE2714748A1

DE2714748A1 - Netzhaut-blutstrom-messer

Info

Publication number: DE2714748A1
Application number: DE19772714748
Authority: DE
Inventors: David William Hill; Edward Roy Pike
Original assignee: National Research Development Corp UK
Current assignee: National Research Development Corp UK
Priority date: 1976-04-01
Filing date: 1977-04-01
Publication date: 1977-10-13
Also published as: US4166695A; JPS52142885A; GB1564315A

Description

National Research Development Corporation, London (Großbritannien)

Netzhaut-Blutstrom-Messer

Die Erfindung betrifft einen Blutstrom-Messer für die

Messung der Netzhaut-Blutströmung durch Laser-Doppler-Ge-Bchwindigkeitsmessung.

Die Laser-Doppler-Geschwindigkeitsmessung ist eine Technik, die die Messung der Strömungsgeschwindigkeit durch Messung der Doppler-Verschiebung erlaubt, die ein Laserstrahl erfährt, der von in der Strömung suspendierten, sich bewegenden Teilchen gestreut wird. Diese Doppler-Verschiebung kann zweckmäßigerweise durch (homodynes) Mischen des Streulichts mit einem Teil des ursprünglichen Laserstrahls auf

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der Kathodenfläche eines Fotodetektors gemessen werden. Bei niedriger Lichtintensität ist das Ausgangssignal des Fotodetektors eine Folge diskreter Ausgangsimpulse, die jeweils der Absorption eines einzigen Photons an der Kathode entsprechen. Diese Impulse werden zeitlich zufällig emittiert, wenn die Intensität des einfallenden Lichts konstant ist, jedoch bei Auftreten einer Doppler-Schwegungsfrequenz werden die Impulse mit dieser Frequenz (frequenz-)moduliert.

Die Extraktion der Doppler-Frequenz aus einer derartigen Impulsfolge kann durch Digital-Photonenkorrelation erfolgen (vgl. Pike, Journal of Physics, 1972, D 5 L23). Die Photonenkorrelations-Funktion ist die Fourier-Transformierte des Frequenzspektrums im Feld des einfallenden Lichts.

Der Netzhaut-Blutstrom wird bisher unter Verwendung der Laser-Doppler-Geschwindigkeitsmessung gemessen, indem eine große Kontaktlinse auf das eine Auge des Probanden gesetzt, ein Laserstrahl durch die Kontaktlinse hindurchprojiziert und Licht gemessen wird, das auf einem zweiten Weg unter einem Winkel zum Laserstrahl gestreut wird; vgl, z. B. Science, 29. November 1974, Bd. 186, S. 830-831, und Investigative Ophthalmology, November 1972, Bd. 11, S. 936-944. Ein Nachteil einer derartigen Technik bei ihrer Anwendung auf den Menschen ist das Erfordernis, daß der Proband eine relativ große und unbequeme Kontaktlinse trägt. Ein weiterer Nachteil besteht darin, daß ein derartiges bistatisches System an sich schwierig bei kleinen Augenbewegungen ausgerichtet zu halten ist.

Es gibt eine Anzahl weiterer Techniken zur Messung des Netzhaut-Blutströme beim Menschen und bei anästhetisierten

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Tieren. Bei Tierexperimenten sind es vor allem die Kino-Fluoreszein-Angiographie, die Aufzeichnung eines Farb-Bolus, der sich entlang der Arterien bewegt. Die für Untersuchungen am Menschen anwendbaren Verfahren beruhen auf Fluoreszein-Angiographie, die sämtlich notwendigerweise invasiv sind, also die Injektion eines Farbstoffs erfordern, daher kompliziert und relativ ungenau sind sowie nicht oft wiederholt werden können.

Durch die Erfindung wird dagegen eine Messung des Netzhaut-Blutstroms angegeben, bei der ein Laserstrahl auf einen Lichtweg gerichtet, ein Auge auf dem Lichtweg positioniert, die Laserstrahlung auf ein Netzhaut-Blutgefäß gerichtet, das von den Blutkörperchen auf demselben Lichtweg zurückgestreute Licht empfangen und dieses von den Blutkörperchen gestreute Licht verarbeitet wird, um ein Doppler-Signal zu gewinnen.

Das Auge kann auf dem Lichtweg an einem Ort angeordnet werden, an dem die Laserstrahlung, wenn sie zur optischen Achse unter einem Winkel geneigt ist, die vordere Linsenfläche an ihrem Schnittpunkt mit der optischen Achse, d. h. dem Hauptstrahl, durchsetzt. Wahlweise kann die Laserstrahlung durch den Schnittpunkt mit einer Kornea- oder Hornhaut-Fläche laufen.

Die Laserstrahlung kann ein einziger Laserstrahl sein, von dem ein Teil durch die Blutkörperchen gestreut und zurück zum Detektor geführt wird, um mit einem Anteil der Strahlung, der nicht durch die sich bewegenden Blutkörperchen gestreut worden ist, gemischt zu werden. Dieser letztere Anteil der Strahlung kann von sich nicht bewegenden Teilen des Auges wie der Linse oder der Kornea oder den Blutgefäß-Wänden und/oder einem einstellbaren spiegelnden oder nichtspiegelnden Reflektor kommen, der

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von einem Strahlteiler auf dem Lichtweg beleuchtet wird. Ein derartiger Reflektor gestattet die Einstellung der Intensität der ursprünglichen Signalfrequenz, d. h. des Überlagerungsschwingungssignals, um einen optimalen Rauschabstand am Detektor zu erhalten.

Wahlweise können Doppelstrahlen konvergenter Laserstrahlung auf den Lichtweg gerichtet werden, um an einem Netzhaut-Blutgefäß in Wechselwirkung zu treten und einen Satz Interferenzstreifen zu bilden. Messungen von Fluidströmung über Interferenzstreifen sind beschrieben in

J. Physics, D 5 L23. +) einen Strahlablenker zur iindoru:^

der wintcelrichtung der La:-er.otr&.i-

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Der erfindungsgemäße Strömungsmesser hat einen Laser zur Erzeugung eines Laserstrahls, ein Polarisierprisma, das Laserstrahlung einer Polarisationsebene durchläßt und der anderen Polarisationsebene reflektiert, einen Detektor zum Erfassen der Laserstrahlung,/eine Einrichtung zum Fokussieren des Laserstrahls auf das Auge eines Probanden, einen Strahlteiler zum Durchlaß von in einem Auge reflektierter Strahlung zum Detektor und zum Durchlaß eines Anteils dieser reflektierten Strahlung durch ein zur Beobachtung dienendes Okular, und eine Lichtquelle für eine Grundbeleuchtung des Fundus, wobei ein Laserstrahl auf einen Lichtweg und auf Netzhaut-Blutgefäße geschickt werden kann und von einem Blutgefäß reflektierte Strahlung zurück auf dem Lichtweg zum Detektor geführt wird.

Anhand der Zeichnung wird die Erfindung näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 schematisch den erfindungsgemäßen Blutstrom-Messer zur Messung des Netzhaut-Blut stroms;

Fig. 2 einen Augenschnitt;

Fig. 3 eine Ansicht der Netzhaut-Blutgefäße; und Fig. 4 eine Korrelations-Funktion.

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.f. 27U748 •V

Gemäß Fig. 1 weist der erfindungsgemäße Blutstrom-Messer zur Messung des Netzhaut-BlutStroms einen Tisch 1 auf, der einen 1 mW-HeNe-Laser 2 trägt, der einen Laserstrahl (abgeschwächt auf ca. 10 /UW) auf einem Lichtweg 3 in das Auge eines Probanden projiziert. Die Laserstrahlung wird vom Laser 2 durch ein Prisma 4 reflektiert und anschließend von einem einstellbaren Abschwächer 5 auf einen ungefährlichen Wert der Strahlungsintensität abgeschwächt. Vom Abschwächer 5 verläuft die Strahlung durch ein Polarisierprisma 6, das die gesamte vertikale polarisierte Strahlung vom Laser 2 durchläßt, jedoch die gesamte horizontal polarisierte Strahlung durch eine einstellbare Blende 7 und eine Linese 30 zu einem Fotodetektor und -multiplier 8 ableitet. Das Ausgangssignal des Fotomultipliers 8 in Form einer Folge diskreter Impulse wird in einen Digital-Photonenkorrelator 9 eingespeist, wie er z. B. in der GB-PS 1 290 336, US-PS 3 842 252 oder DT-OS 20 H 529 beschrieben ist, z. B. der Firma Precision Devices & Systems, Model K 7023. Die Blende 7 ist einstellbar, um äußere Reflexionen auszuschließen und den Rauschabstand zu optimalisieren. Die Strahlung vom Laser 2, die vom Polarisierprisma 6 durchgelassen wird, gelangt zu einem Strahlteiler 10, wo ein Anteil durch eine Linse 31 auf einen einstellbaren nichtspiegelnden Reflektor 11 abgelenkt und dann durch den Strahlteiler 10 und das Polarisierprisma 6 auf den Fotodetektor 8 gerichtet wird, wo es das Überlagerungsoszillatorsignal zum Mischen mit von einem Netzhaut-Blutgefäß gestreuter Strahlung bildet. Die übrige Laserstrahlung durchläuft einen Strahlpositionierer 12, eine Linse 32, eine Funduskamera 13, ein mittiges Loch in einer Linse 33 und ein λ/4-Plättchen 14 zu einem Auge 15 eines Probanden. Die Lage des Probanden wird durch eine Kopf- und eine Kinnstütze 16 konstant gehalten.

Die Funduskamera 13 ist eine übliche Kamera und hat grundsätzlich einen Strahlteiler 17, der das vertikal-pola-

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risierte Licht vom Laser 2 durch die Linsen 34 und 35 zum Auge 15 durchläßt und zurücklaufendes horizontal-polarisiertes Licht aufteilt. Der größte Anteil dieses zurücklaufenden horizontal-polarisierten Lichts gelangt zum Fotodetektor 8 zurück, während ca. 5 % nach oben durch ein Fadenkreuz 18 reflektiert und anschließend von einem Spiegel 36 durch eine Linse 37, ein Okular 19 und einen Polarisator 20 zum Durchlaß horizontal-polarisierten Lichts reflektiert wird. Der Strahlteiler 17 ist vergütet, damit auch das meiste weiße Licht nach oben reflektiert wird. Der Polarisator 20 unterdrückt unerwünschte Reflexionen an Linsen in der Funduskamera 13, erlaubt jedoch die Beobachtung der Lage des Laserstrahls auf der Netzhaut (Retina) 21, vgl. Fig. 2. Ein weiteres Λ/4-Plättchen kann vor dem Polarisator 20 angeordnet sein, um die Unterdrückung von unerwünschten Reflexionen zu verbessern. Oberhalb des Polarisators 20 befindet sich ein Fadenkreuzvisier 22 zur Messung des Winkels eines Blutgefäßes. Wahlweise kann dieses innerhalb des Beobachtungssystems angeordnet sein. Innerhalb der Funduskamera 13 ist eine Lichtquelle 23 vorgesehen, deren Licht von einem Spiegel 26 mit einer mittigen Öffnung in das Auge zur Grundbeleuchtung des Fundus reflektiert wird. Ein einstellbares inneres Target 24 ist auf Unendlich im Lichtweg zwischen der Lichtquelle 23 und dem Spiegel 25 fokussiert und wird vom Probanden benutzt, um das Auge so auszurichten, daß der optische Pol 39 des Auges im Lichtweg 3 der Funduskamera liegt, wobei das Target 24 auf der visuellen Achse des Auges 15 zur Fovea 38, vgl. Fig. 3, fokussiert ist. Wahlweise kann eine verstellbare Fixierleuchte für das zweite Auge verwendet werden.

Beim Betrieb des Blutstrom-Messers wird ein Proband vor der Funduskamera 13 angeordnet und durch die Kopfstützen 16 festgehalten. Das Licht 23 in der Funduskamera

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•5.

wird eingeschaltet, um den Fundus 21 zu beleuchten und dem Probanden zu erlauben, sich auf das innere Target 25 oder eine äußere Fixierleuchte hin sich auszurichten. Der Laser 2 wird dann zur Emission vertikal polarisierten Lichts veranlaßt, das zum größten Teil nach geeigneter Abschwächung in das Auge 15 fokussiert wird. Mit dem Strahlpositionierer 12 in dessen Mittenstellung, in der also der Laserstrahl nicht abgelenkt wird, werden die gegenseitige Lage des Blutstrom-Messers und des Auges so eingestellt, daß die Reflexion von der Kornea 26, der Linse 27 und die Netzhaut-Streuung vom entfernten Pol 39 der optischen Achse des Auges sämtlich auf der optischen Achse 3 des Blutstrom-Messers liegen. Dies wird erreicht, indem die vier Reflexionen von der Oberfläche der Kornea und der Linse (die Purkinje-Figuren bzw. -Bilder) oder die vorherige korneaU-Reflexion mit dem Laserstrahl am vorher ermittelten optischen Pol 39 des Fundus ausgerichtet werden. Wahlweise können die erste und die vierte Purkinje-Figur (von der vorderen Fläche der Kornea 26 und der hinteren Fläche der Linse 27) durch Seiten- und Dreh-Bewegung des Auges 15 relativ zur Funduskamera 13 ausgerichtet werden, so daß die beobachtete größere erste Purkinje-Figur und die beobachtete kleinere vierte Purkinje-Figur koaxial sind. Diese Figuren können vor. einem Lichtpunkt von Laserlicht oder Licht in der Funduskamera 13 sein, das vom Auge reflektiert und durch die Linse 33 fokussiert ist.

Bei Verwendung des sog. Hauptstrahls des Laserlichtbündels ist es ferner notwendig, daß das Auge einen gewissen Abstand von der Funduskamera einhält, so daß ein abgelenkter Laserstrahl immer die vordere Linsenfläche an ihrem Schnittpunkt mit der optischen Achse, d. h. der Stelle

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X in Fig. 2, durchsetzt. Dies wird/durch Ablenken des Laserstrahls und Beobachtung sowohl der Bewegung des Laserstrahls

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auf der Netzhaut 21, der als kleiner Lichtpunkt 28, vgl. Fig. 3, zu sehen ist, als auch der Reflexion des Laserstrahls an der Oberfläche der Linse 27, der als Lichtpunkt zu sehen ist, der sich gegensinnig zum Lichtpunkt auf der Netzhaut 21 bewegt. Die gegenseitige Lage des Auges und des Blutstrom-Messers wird so lange verstellt, bis beide Lichtpunkte sich um die gleiche Strecke an jeder Seite der optischen Achse bewegen; das Auge ist dann richtig ausgerichtet.

Wahlweise kann die Lage des Auges auf der Achse verstellt werden, während kontinuierliche Bewegungen des Strahlpositionierers vorgenommen werden. Der richtige Abstand ist erreicht, wenn die Streuung, die vom Laserstrahl durch die Linse 27 hindurch erfahren wird, anzeigt, daß die richtigen Wege eingehalten sind, d. h. die Eintrittsstelle in die Linse 27 sich nicht bewegt, wenn der Strahlpositionierer bewegt wird. Diese Beobachtung wird unmittelbar am Auge selbst vorgenommen, also nicht durch das Okular 19 der Funduskamera 13.

Der Strahlpositionierer 12 wird dann bewegt, bis der Laserlichtpunkt 28 auf ein Blutgefäß 29 fällt, dessen Blutstrom zu messen ist. Das Blutgefäß muß bei seinem Blutstrom eine radiale Komponente haben, vgl. Fig. 3. Strömende Blutkörperchen streuen den Laserstrahl, und dieses gestreute Licht wird über die Funduskamera 13, den Strahlpositionierer 12, den Strahlteiler 10 und das Polarisierprisma 6 zum Fotodetektor 8 zurückgeführt und mit Licht vom Reflektor 11 (homodyn) gemischt, um ein Doppler-Signal zu erzeugen, das dann zur Ermittlung der Blutgeschwindigkeit verarbeitet wird.

Der Doppler-Winkel wird aus Tabellenwerten des Annahme- oder Akzeptanz-Winkels y, vgl. Fig. 2, aus der Li-

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teratur, ζ. B. W. Lotmar, J. Opt. Soc. Am. 6J_ 1522 71, für gegebene Winkel der Strahlablenkung aus dem Ort des Strahlpositionierers ermittelt. Der Doppler-Winkel hängt auch vom radialen Winkel <p (vgl. Fig. 3) des Blutgefäßes ab, und dieser wird gemessen, indem das Fadenkreuz mit der Richtung des beleuchteten Blutgefäßes am Beleuchtungspunkt ausgerichtet wird.

Die Strahlung durchsetzt das gesamte Blutgefäß, und Licht wird von roten Blutkörperchen gestreut, die sich mit unterschiedlichen Geschwindigkeiten bewegen, und zwar von nahe Null an den Wänden bis zu einem Höchstwert in der Mitte des Blutgefäßes. Das empfangene Doppler-Signal ist daher eine Summe von Frequenzen, die für ein Blutgefäß, das schmal gegenüber dem Strahldurchmesser ist, und f\:r ein angenommenes parabolisches Strömungsprofil zu folgender Korrelationsfunktion g(f) führt:

sin 2

tr fr 1 /sinirfr \ ^ r " 2\ tj-ff )

mit f = maximale Doppler-Frequenz =

f = 2 cos γ cos φ ν /λ.

max

^vmax ^{= s}"^fcro*^munS^e6^escnwindig^kei"^{t auf der} mittigen Achse und /L = Lichtwellenlänge.

Der Wert von v_max kann durch geeignete Nachkorrelations-Untersuchung ermittelt werden. Die mittlere Geschwindigkeit für dieses Profil ist v„,_Q /2. Eine gute Annäherung für prakti-

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sehe Zwecke kann gewonnen werden, indem der Punkt in halber

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Höhe des ersten Zweigs der Korrelationsfunktion T'.. (vgl. Pig. 4) beobachtet wird, der nahe 2

-f liegt, so daß gilt:

^vave ~ /¹²^₁ cosjTcos

Kompliziertere Ausdrücke können für nichtparabolische Strömungsprofile und endliche Werte des Blutgefäß-Strahl-Durchmesserverhältnisses berechnet werden.

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Claims

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Patentansprüche

ij Blutstrom-Mcsser zur Messung des Netzhaut-Blutstroms,

bei dem ein Laserstrahl auf ein Netzhaut-Blutgefäß eines Probanden-Auges gerichtet und

die vom Blutkörperchen reflektierte Laserstrahlung erfaßt wird, um ihre Doppler-Frequenzänderung und damit die Netzhaut-Blutgeschwindigkeit zu ermitteln,

dadurch gekennzeichnet, daß die Laserstrahlung von einem Laser (2) auf einem Lichtweg (3) in das Auge (15) gerichtet und die von? Auge (15) reflektierte Laserstrahlung auf dem Lichtweg (3) zu einem Detektor (8) reflektiert wird.
2. Blutstrom-Messer nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch

ein Polarisierprisma (6) zum Durchlaß einer Polarisationsebene und zur Reflexion einer dazu orthogonalen Polarisationsebene und

ein Λ/4-Plättchen (H).
3. Blutstrom-Messer nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch

einen einzigen Laserstrahl,
4. Blutstrom-Messer nach Anspruch 3, gekennzeichnet durch

einen Reflektor (11) und

einen Strahlteiler (10),

um einen Anteil der vom Laser emittierten Strahlung im Detektor (8) mit vom Auge (15) reflektierter Laserstrahlung zu mischen.

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5. Blutstrom-Messer nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch

einen Strahlpositionierer (12) zur Änderung der Lage der Laserstrahlung auf dem Fundus des Auges (15).
6. Blutstrom-Messer nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch

eine Linse (33) nahe dem Auge (15) zur Fokussierung von Purkinje-Figuren,

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