DE3041178A1

DE3041178A1 - Verfahren und vorrichtung zur messung der retinalen durchblutung

Info

Publication number: DE3041178A1
Application number: DE19803041178
Authority: DE
Inventors: Keith Malvern Wells Worcestershire Gardner; David William London Hill; Edward Roy Malvern Worcestershire Pike
Original assignee: National Research Development Corp UK; National Research Development Corp of India
Current assignee: UK Secretary of State for Defence
Priority date: 1979-10-31
Filing date: 1980-10-31
Publication date: 1981-05-14
Also published as: JPH0160253B2; DE3041178C2; GB2069284A; GB2069284B; JPS56125033A; US4346991A

Description

The National Research Development Corporation London SWlE 6SL
Großbritannien

Verfahren und Vorrichtung zur Messung der retinalen Durchblutung

Die Erfindung betrifft ein Verfahren sowie eine Vorrichtung zur Messung der Netzhautdurchblutung durch Laser-Doppler-Geschwindigkeitsmessung.

Die Laser-Doppler-Geschwindigkeitsmessung ist ein Verfahren, das die Messung einer Fließgeschwindigkeit durch Messung -der Dopplerverschiebung eines Laserstrahls ermöglicht, der von den in der Flüssigkeit suspendierten, sich bewegenden Partikeln gestreut wird. Diese Verschiebung kann in üblicher Weise durch Mischen (Trägerfrequenzüberlagerung, homodyning) des gestreuten Lichts mit einem Teil des ursprünglichen Laserstrahls auf der Kathodenoberfläche eines Photodetektors gemessen werden. Bei niederen

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;3OÖ2O/O851

Lichtpegeln entspricht das Ansprechen des Photodetektors einer Reihe diskreter Ausgangsimpulse, die jeweils der Absorption eines einzelnen Photons an der Kathode entsprechen. Diese Impulse werden zeitlich statistisch emittiert, wenn die Intensität des einfallenden Lichts konstant ist; wenn jedoch eine Doppler-Schwebungsfrequenz vorliegt, sind die Impulse mit dieser Frequenz geschwindigkeitsmoduliert.

Die Gewinnung der Dopplerfrequenz aus einer derartigen Impulsreihe kann durch digitale Photonenkorrelation durchgeführt werden (vgl. Pike, Journal of Physics D _5, L23 (1972)). Die Photonen-Korrelationsfunktion ist die Fouriertrans formierte des Spektrums der Frequenzen im einfallenden¹ Licht.

Die Durchblutung der Netzhaut wurde bereits früher unter Verwendung der Laser-Doppler-Geschwindigkeitsmessung gemessen, indem eine große Kontaktlinse auf das Auge des Patienten aufgelegt, ein Laserstrahl durch die Kontaktlinse hindurch auf die Netzhaut gerichtet und das längs eines zweiten Strahlengangs unter einem Winkel zum Laserstrahl gestreute Licht gemessen wurde (vgl. Science, 29. Nov. 1974, Vol. 186, S. 830 bis 831, und Investigative Opthalmölogy JJ_ (1972) 936 bis 944) sowie etwa Riva et al., Proc. Technical Programme Electro-Optics Systems Design Conf., September 1976) .

Ein Nachteil dieser Technik in der Anwendung beim Menschen liegt in der Notwendigkeit für den Patienten, eine vergleichsweise große und unbequeme Kontaktlinse zu verwenden. Ein weiterer Nachteil besteht bei derartigen bistatischen Systemen notwendigerweise darin, daß es schwierig isü, solche Systeme bei kleinen Augenbewe-

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gungen justiert zu halten.

In der GB-PS 1 564 315 und der US-PS 4 166 695 ist ein Verfahren beschrieben, bei dem ein einziger Laserstrahl längs eines optischen Strahlengangs in das Auge eines Patienten und auf ein retinales Blutgefäß gerichtet wird, ohne daß dabei eine Kontaktlinse verwendet wird. Die von den Blutkörperchen gestreute Strahlung wird im optischen Strahlengang wieder empfangen und auf einen Detektor geleitet. Die Vorteile des monostatischen Systems bestehen darin, daß (a) keine Kontaktlinsen verwendet werden müssen und (b) der durchgelassene und der reflektierte Strahl notwendigerweise stets justiert sind.

Ein Nachteil dieser Verfahrensweise liegt andererseits in der Schwierigkeit der Bestimmung des Dopplerwinkels, dh des Winkels zwischen dem Blutgefäß und dem optischen Strahlengang. Darüber hinaus kann ein Blutstrom, der tangential zu einem Kreis verläuft, dessen Zentrum im Pol des Auges liegt, nicht gemessen werden#

Die Laser-Doppler-Geschwindigkeitsmessung erlaubt die Messung zeitlicher Änderungen der Strömungsgeschwindigkeit des Bluts mit ausreichender Geschwindigkeit, so daß Veränderungen innerhalb eines Herzschlagzyklus beobachtet werden können. Es ist demgemäß wünschenswert, ein Blutgefäß kontinuierlich für eine gewisse Zeit zu beleuchten. Ungünstigerweise wird dies allerdings durch ungewollte Augenbewegungen extrem erschwert. Die Laserbeleuchtung muß klein genug sein, um gerade ein Blutgefäß zu überdecken, da andernfalls der Blutstrom in benachbarten Blutgefäßen udgl die Ergebnisse verfälscht. Dabei ist es zugleich wün-

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sehenswert, den ungewollten Augenbewegungen nachzufolgen, um die Beleuchtung des gewünschten Blutgefäßes aufrechterhalten zu können.

Das erfindungsgemäße Verfahren zur Messung der retinalen Durchblutung umfaßt folgende Schritte:

- Erzeugung zweier Laserstrahlen längs eines optischen Strahlengangs,

- Einstrahlung der beiden Laserstrahlen in das Auge des Patienten auf ein Blutgefäß der Netzhaut,

- Justierung der beiden Laserstrahlen im Auge in der Weise, daß die Strömungsrichtung des zu messenden Blutstroms in der Ebene der beiden Laserstrahlen liegt,

- Wiederempfang von zwei Strahlen durch Blutkörperchen gestreuter Strahlung im gleichen optischen Strahlengang

und

- Verarbeitung dieser Streustrahlung zur Ermittlung eines Dopplersignals und damit der Strömungsgeschwindigkeit des Bluts.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung zur Durchführung dieses Verfahrens umfaßt

- einen Laser zur Erzeugung eines Laserstrahls,

- einen Strahlteiler zur Erzeugung zweier Laserstrahlen,

- ein Polarisationsprisma, das in einer Polarisationsebene durchlässig ist und in einer anderen Polarisationsebene reflektiert,

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- eine Einrichtung zur Drehung der Ebene der beiden Laserstrahlen,

- eine Fokussiereinrichtung zur Erzeugung eines Schnittpunkts der beiden Laserstrahlen im Auge des Patienten,

- eine Ablenkeinrichtung, die es ermöglicht, die beiden Laserstrahlen in den gewünschten Teil des Auges zu richten,

- eine Einrichtung zur allgemeinen Beleuchtung des, Augenhintergrunds,

- eine Einrichtung zur allgemeinen Beobachtung des Augenhintergrunds und der mit dem Laserlicht beleuchteten Bereiche

sowie

- eine Detektoreinrichtung zur Erfassung der beiden vom Augeninneren kommenden gestreuten Laserstrahlen,

wobei die Anordnung so ausgebildet ist, daß die beiden Laserstrahlen längs des optischen Strahlengangs in das Auge gerichtet werden können und die von einem Blutgefäß gestreute Laserstrahlung in Form zweier Laserstrahlen längs des gleichen optischen Strahlengangs von zwei Detektoreinrichtungen aufgenommen wird.

Die beiden Laserstrahlen sind vorzugsweise zur Vermeidung von Kopplungseffekten orthogonal polarisiert.

Vorzugsweise werden zwei Detektoren eingesetzt und die Doppiersignale beider Streustrahlen gleichzeitig erfaßt. Es kann allerdings auch ein einziger Detektor verwendet werden, wobei die Doppiersignale dann sequentiell in den reflektierten Strahlen erfaßt werden.

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Eine Strahlablenkeinrichtung kann mit einem Servomotor unter Steuerung bzw. Regelung mit Hilfe eines Signals von einem Detektor bewegt werden, um die Beleuchtung eines erwünschten Blutgefäßes unabhängig von ungewollten Augenbewegungen beizubehalten. Der Detektor, der den Servomotor steuert, kann ein dritter Detektor sein, dessen
gefilterter Eingang Licht unter der Laserfrequenz empfängt, um den Kontrast zwischen einem Blutgefäß und seiner Umgebung zu erhöhen. Alternativ dazu kann bei einem der zur Erfassung eines der Laserstrahlen verwendeten Detektoren die Laserfrequenz herausgefiltert werden, während die
Dopplermessungen unter Verwendung lediglich des anderen Detektors durchgeführt v/erden; bei dieser letzteren Anordnung kann ein Glasblock im Nichtsignalstrahl zur
Schwingung angeregt und ein Korrektursignal zur Verwendung bei der Steuerung des Servomotors herangezogen werden.

Die Erfindung wird im folgenden anhand der Zeichnung näher erläutert; es zeigen:

Fig. 1: eine schematische Darstellung einer Laser-Doppler-Geschwindigkeitsmeßeinrichtung;

Fig. 2: eine schematische Darstellung eines Augenhintergrunds mit Netzhaut-Blutgefäßen;

Fig. 3a, 3b: Seiten- und Vorderansicht des in Fig. dargestellten Prismas?

Fig. 4: ein Diagramm zur Erläuterung der Theorie

der Laser-Doppler-Geschwindigkeitsmessungj

Fig. 5s eine Darstellung des von einer Bedienungsperson bei der Messung der Durchblutung

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verwendeten Fadenkreuzbildes;

Fig. 6: eine typische, bei Durchblutungsmessungen
erhaltene Korrelationsfunktion

und

Fig. 7: einen (nicht zentrischen) Querschnitt durch ein Auge mit den Laserstrahlen und ihren
Winkeln.

Wie aus Fig. 1 hervorgeht, befindet sich das Auge
des Patienten über einer Funduskamera 2_. Licht von einem 1 -mW-HeNe-Laser 3_ wird so geschwächt, daß etwa 10 ,uW
in das Auge J_ gelangen. Der Laserstrahl 4_ wird von einem Strahlteiler 5_ in zwei Strahlen a, b aufgeteilt, die von einem polarisierenden Strahlteiler 6_ reflektiert werden.

Eine Λ/2-Ρlatte 1_ befindet sich im Strahlengang
des Strahls a., um diesen Strahl horizontal zu polarisieren und so Übersprecheffekte .zwischen den (senkrecht polarisierten) Strahlen a und b zu verringern.

Ein (gestrichelt dargestelltes) Glasprisma 8_ kann zur Verfolgung ungewollter Augenbewegungen in lediglich einer Richtung herangezogen werden. Hierzu wird das Prisma zur Drehung um eine Achse 9_ montiert, die senkrecht zu den
Strahlen a und b ist und in ihrer Ebene liegt.

Ein Servomotor 1_O dreht den Block erforderlichenfalls, wie später erläutert ist. Eine Strahldreheinrichtung 11, die um ihre Längsachse drehbar ist, dient zur Drehung der Ebene der beiden Strahlen a_ und b unter Beibehaltung ihrer Polarisation in der Weise _r daß die beiden Strahlen längs der

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Strömungsrichtung in einem retinalen Blutgefäß liegen. Eine Fokussierungslinse _1_2 ist so einstellbar, daß sich die beiden Strahlen in einer Bildebene hinten im Auge Λ_ schneiden. Eine Einstellinse J_3 ist in einer Ebene senkrecht zur optischen Achse der beiden Strahlen beweglich und dient dazu, die Strahlen a., b auf jeden gewünschten Teil der Netzhaut zu richten. Ein Spiegel _1_4 mit einer zentralen Öffnung J_5. reflektiert die Strahlen a., b durch asphärische Linsen JU5 und gegebenenfalls eine ^/4-Plat— te V7 in das Auge _1_. Die ^/4-Platte Γ7 verändert die Polarisation der Strahlen a, b in links- und rechtszirkular polarisiertes Licht. Dies ist allerdings nicht wesentlich, da das gestreute Licht depolaris.iert ist.

Innerhalb der Funduskamera 2_ sorgt eine Lichtquelle JjB für eine allgemeine Beleuchtung des Augenhintergrunds. Ihr Licht wird von einem Spiegel Ί9_ durch die Öffnung J_5 in das Auge J_ reflektiert. Ein einstellbarer Fixierpunkt 20 ermöglicht dem Patienten, das Auge J_ iⁿ eine gewünschte Richtung einzustellen.

Die Beobachtung des Auges _1_ durch eine Bedienungsperson 2J_ erfolgt über ein Okular 2%_, Fadenkreuze 23, 24, Linsen 2J5, einen Spiegel 26_ und einen Strahlteiler durch die Öffnungen 2£, 1_5 in den Spiegeln Λ9_ bzw. 14.

Die dauernde Aufzeichnung des Augenhintergrunds erfolgt mit einer photographischen Kamera 29_, die hinten an der Funduskamera 2^ angebracht ist.

Die Funduskamera 2^ ist lediglich schematisch dargestellt, da beliebige geeignete Einrichtungen verwendbar sind und für Laserstrahlung modifiziert werden können.

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Das zurückkommende Laserlicht wird vom polarisierenden Strahlteiler 6_ durch zwei Paseroptikleitungen 3Ό, 3_1 aufgenommen und zu zwei Photomultipliern _32/ JL2 geführt, die als Lichtdetektoren dienen, deren Ausgänge zu einem Zweikanal-Photonenkorrelator 3j4 geführt sind (beispielsweise Malvern Correlator, Hersteller Malvern Instruments Ltd., Malvern, Worcs.), wo die zurückgeführten Laserstrahlen zur Gewinnung der Dopplersignale und damit der Strömungsgeschwindigkeit des Bluts unabhängig korreliert werden.

Durch die Reflexionen im Auge des Patienten wird ein Lokaloszillator-Lasersignal zur Trägerfrequenzüberlagerung ('homodyning') mit einem dopplerverschobenen Signal auf den Photomultip3iem ^2_, J33_ erzeugt. Alternativ dazu wird ein Teil des Lichts des Lasers _3_ mit einem partiellen Reflektor 4_9_ durch Aperturbegrenzer _51_ auf einen Reflektor _5O mit reflektierender Oberfläche wie etwa einem Spiegel oder eine lichtstreuende Oberfläche reflektiert. Der Reflektor 5Ό ist so angeordnet, daß er senkrecht zu einer Oberfläche rasch schwingt, beispielsweise durch Anbringung auf einem piezoelektrischen Kristall. An den Kristall wird eine linear ansteigende Spannung, zB eine Sägezahnspannung, mit raschem Rücklauf angelegt. Hierdurch wird ein frequenzverschobenes Signal eines lokalen Oszillators erzeugt, dessen Frequenzverschiebung größer als jede zu erwartende Dopplerverschiebung ist. Alternativ hierzu kann auch eine elektrooptische oder akustooptische Vorrichtung für den gleichen Zweck eingesetzt werden.

Ein selektiver Reflektor "35. ^im Strahlengang des Strahls b reflektiert Licht vom beleuchteten Fleck bei

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den Frequenzen der Lichtquelle JjJ durch ein Rotsperrfilter 4j3 und einen zweiten Glasblock 4_7 zu einem dritten Photomultiplier j3£. Der Ausgang des Photomultipliers 36 steuert den Servomotor J_O. Das Rotsperrfilter 4ji verbessert den Kontrast auf dem Photomultiplier dadurch, daß die Blutgefäße in Form zweier nahe beieinander liegender dunkler Linien auf hellerem Untergrund dargestellt werden. Der Glasblock 4_7 wird mit einer Geschwindigkeit in Schwingungen versetzt/ die erheblich größer ist als die Augenbewegungen, und* liefert ein Fehlersignal, das vom Servomotor zur Aufrechterhaltung der Beleuchtung des gemessenen Blutgefäßes herangezogen wird. Durch zusätzliche Bewegung des Glasblocks %T_ kann ferner die Breite des Blutgefäßes gemessen werden.

Da der Glasblock schwingt, ändert sich das vom Photomultiplier 3·(5 empfangene Signal von einem hohen Wert zu einem niederen Wert, wenn die Wandung des Blutgefäßes vom Strahl überstrichen wird; anschließend wird ein leicht höherer Wert im Zentrum des Blutgefäßes gemessen, während wiederum beim Überstreichen der zweiten Wandung des Blutgefäßes ein niederer Wert registriert wird, worauf schließlich wieder ein hoher Wert vorliegt, wenn kein Blutgefäß mehr erfaßt ist. Die Breite des Signals mit niederem Wert ist ein Maß für den Durchmesser des Blutgefäßes, der von der Breiten-Meßschaltung 52_ ermittelt wird. Derartige Messungen eignen sich zusammen mit Meßwerten der Strömungsgeschwindigkeit zur Ermittlung des Blutdurchsatzes.

Im Betrieb der Vorrichtung wird zur Verringerung oder Ausschaltung der Akkommodation ein Tropfen eines Mydrlaticuifts und Cyclopiegicums in das Auge des Patienten eingetropft. Der Patient wird anschließend vor die

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Funduskamera 2. gesetzt; die Beleuchtung sowie der Fokus werden in der üblichen Weise eingestellt, um den Hintergrund des Auges _1_ in das Gesichtsfeld zu bringen. Die Blickrichtung wird durch den Patienten, der den Fixierpunkt 2Q_ anschaut, oder andere geeignete Mittel kontrolliert. Die Bedienungsperson 2J_ kann dann den Augenhintergrund sehen und ein geeignetes Blutgefäß _37. auswählen, wie aus Fig. 2 hervorgeht. Die beiden Strahlen el, b_ des Laserlichts werden auf das ausgewählte Blutgefäß 3J7 gerichtet und die beiden Strahlen durch Bewegung der Linse JJ2 so getrennt, daß auf dem Blutgefäß JT_ zwei Flecke 38a, 38b beobachtet werden. Die Strahldreheinrichtung Y\_ wird gedreht, bis die beiden getrennten Flecke 38a, 38b längs des Blutgefäßes _3J7 liegen. Die Flecke 38a, 38b können dann bis zur Koinzidenz fokussiert werden.

Anschließend kann die Messung beginnen. Die von den Blutkörperchen im Blutgefäß 3_7 gestreute Laserstrahlung gelangt durch die λ/4-Plätte YT. zurück und besitzt eine Polarisationsebene, die senkrecht auf der des Lichts vom Laser 3_ steht. Die beiden reflektierten Strahlen j4a, Jb gelangen dann längs des Strahlengangs durch den polarisierenden Strahlteiler 6_, der gegenüber horizontal polarisiertem Licht durchlässig ist, zu den Photomultipliern 32, 33 zurück; die Blutgeschwindigkeit wird im Korrelator ermittelt.

Ungewollte Augenbewegungen können zur Folge haben, daß das Blutgefäß Ύ]_ aus dem mit dem Laserlicht beleuchteten Bereich J38. herausbewegt wird, wenn eine derartige Bewegung senkrecht zum Blutstrom an der Meßstelle ist; eine Bewegung längs der Fließrichtung ändert das Dopplersignal, führt jedoch nicht dazu, daß die Ausleuchtung ver-

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lorengeht. Zur Aufrechterhaltung der Laser-Ausleuchtung unabhängig von derartigen Augenbewegungen können die Strahlen a, b so servogesteuert werden, daß sie der Augenbewegung senkrecht zum Blutstrom folgen, indem die beiden Strahlen mit dem Glasprisma 8_ abgelenkt werden. Wenn das Blutgefäß 3J_ aus dem beleuchteten Bereich herausbewegt wird, ändert sich das vom dritten Photomultiplier _3j5 empfangene Signal. Diese Signaländerung wird zur Betätigung des Servomotors VO und zur Ablenkung der Strahlen a, b in der Weise ausgenutzt, daß sie den Augenbewegungen folgen. Hierdurch können Blutströmungsmessungen kontinuierlich über Zeitperioden von mehreren Herzschlagzyklen hinweg durchgeführt werden.

Den Messungen der Blut-Strömungsgeschwindigkeit nach dem Zweistrahlverfahren liegt folgende Theorie zugrunde:

Der Blutstrom soll längs der Linie AB der Fig. 2 und 7 gemessen werden.

In Fig. 4 sind die geometrischen Bedingungen zur Berechnung der Geschwindigkeit aus den gemessenen Signalen dargestellt, wobei bedeuten:

^01^r ^Q2 ^^e Vektoren der eingestrahlten Laserwellen k.Si t k_2 ^^e Vektoren der gestreuten Laserwellen X die Wellenlänge des Laserlichts.

Die beiden Strahlen a, b werden so ausgerichtet, daß die Linie AB in der Ebene der Strahlen liegt.

Zunächst wird der Fall betrachtet, daß lediglich eine Geschwindigkeit ν vorliegt (was nicht der Praxis

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entspricht). Die Dopplerverschiebung Δ to für den ersten Strahl a ist gegeben durch

^Δω. - Gl^ - Jl^)· ν

1 —S1 -01 —

~~~>Γ |^cos (90 -ο<. - Ο) - GCG (90 +«κ + G

- sin (^ + θ ) τ SIn(¹X +0)1

⁼ "^T"" j sin ^ cos θ + cos°\ sin θ (ΐ);

für den zweiten Strahl b gilt

2 JT

— [coc (90° - ö +⁵V ) - cos(S0 + θ _in (Q _cx ) + sin (0 -

|^si

|^{sin ö coso<} ~ ^cos

Die Doppierfrequenz Λ ου kann nach den bekannten Homodynverfahren ermittelt werden, wie beispielsweise aus der GB-PS 1 564 315 bekannt ist. Hierzu ist allerdings festzustellen, daß lediglich | Δθύ\ jeweils gemessen wird, wenn die Augenreflexionen für das Lokaloszillatorsignal herangezogen werden.

Wenn (2) von (1) subtrahiert wird, ergibt sich

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sin .χ cos θ (3)

"1 2

Durch Addition von (1) und (2) ergibt sich Δ C^₁ + Λ "-> = sin θ cos OO (4)

Aus (3) folgt v«cos θ

Aus (4) folgt ν »sin θ =

I7

ν -

(Δα + Auf

8JTsinO.

sin 2 OC

+ cos OC

Λ ν_

4 it sin

* -Δα/ ^{1 2} J

- 2Δ«

cos 20»

» ⁵
I

Die Messung von v erfordert demgemäß lediglich die Kenntnis des Winkels α,, der durch Berechnung der Optik für ein durchschnittliches (Modell-) Auge erhalten wird, sowie der beiden Doppelverschiebungen Δω und .AuJ₂-

Da lediglich der Betrag |Δαα| gemessen wird, ist Gleichung (7) lediglich richtig, wenn θ >OL ist. Wenn θ < OC ist, sollte-Δω negativ sein, wobei das negative Vorzeichen in (7) dann positiv wird« Ob das positive oder negative Vorzeichen herangezogen wird, kann unter Bezug auf ein durchschnittlxches Äuge ermittelt werden.

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Alternativ kann das Fadenkreuz 23^, 2j4 des Okulars für die Bedienungsperson mit einem. Kreis 29_ markiert werden, der auf den Pol des Auges _1_ zentriert ist, wie aus Fig. 5 hervorgeht, wobei der Kreis 39_ die Grenze zwischen θ ^- 06 (innerhalb des Kreises) und θ >oc angibt. Außerhalb des Kreises 39_ können zwei getrennt drehbare Kurven 4(), 4_1_ um die Achse des Kreises gedreht werden, die sich an einem Meßfleck 3&_ schneiden. Wenn ein Blutstrem längs einer Linie innerhalb der schraffierten Bereiche liegt, ist θ > <x- und andernfalls θ *-<*· -

Alternativ zur Verwendung von Reflexionen aus dem Inneren des Auges _1_ als ' Lokaloszillatorsignal kann die Reflexion von einem Reflektor 50 herangezogen werden. In diesem Fall wird den Reflexionen günstigerweise durch Bewegung des Reflektors SO, wie oben angegeben, eine Frequenzverschiebung verliehen. Eine derartige Frequenzverschiebung kann größer gemacht werden als jede durch Blutbewegung bedingte Dopplerverschiebung. Als Ergebnis davon ist das Vorzeichen von Δω stets bekannt, so daß Gleichung (3) zur Bestimmung von ν verwendet werden kann.

Der Winkel θ ist in der Praxis klein, weshalb cos θ nahezu gleich 1 bleibt. Alternativ dazu kann θ gemessen werden.

Der Blutstrom innerhalb eines Blutgefäßes 31_ ändert sich von nahezu 0 an den Wandungen bis zu einem Maximalwert in der Mitte des Blutgefäßes' T7. Das empfangene Dopplersignal stellt daher eine Summe von Frequenzen dar, die für ein gegenüber dem Strahldurchmesser kleines Blutgefäß und unter der Annahme eines parabolischen Strömungsprofils zu einer Korrelationsfunktion g<3?) folgender

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Form führt:

^33ηΔω^ (8),

wobei .Δου die maximale vorliegende Dopplerverschiebung bedeutet.

In Fig. 6 ist ein Beispiel für eine aus einem Strahl erhaltene Korrelationsfunktion dargestellt. Der Wert

für jede Korrelationsfunktion kann entweder durch Ermittlung des Punkts der halben Höhe des ersten Kurvenastes von g(T) oder durch Ermittlung der Fläche unter der Kurve g(T) bestimmt werden; das letztgenannte Verfahren ist weniger empfindlich gegenüber Störungen durch rauschbedingte Daten. Abweichungen von der parabolischen Strömung können durch numerische Korrektionen berücksichtigt werden.

In den Fig. 3a und 3b ist die Strahldreheinrichtung V\_ im einzelnen dargestellt, die aus vier zusammengekitteten Prismen £2, £3, 4_4, £5 bestehen kann. Die Strahldreheinrichtung ^l von Fig. 1 dreht die beiden Laserstrahlen um eine zwischen ihnen liegende Achse, wobei ihr ursprünglicher Polarisationszustand erhalten bleibt. Hierzu müssen der Brechungsindex und die Reflexionswinkel wie folgt ausgewählt werden:

ρ = Lichtkomponente, die parallel zu einer Oberfläche schwingt

s = Lichtkomponente, die senkrecht zu einer Oberfläche schwingt

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n₁ = Brechungsindex des Glases n₂ - Brechungsindex von Luft ⁿ2

ⁿ -=7

S = die eingeführte Phasendifferenz zwischen den Komponenten s und ρ

θ. = der Winkel zwischen dem Lichtstrahl und der Normalen auf eine Grenzfläche.

Für die totale innere Reflexion innerhalb eines . Glasblocks an der Grenzfläche Glas/Luft ist

®crit'

wobei θ ., gegeben ist durch sin θ . . = —. ent ³ ^ crxt n*

Die Phasendifferenz ο ist gegeben durch

2 2 COS0. Iain θ.-η ι 4 ι

sin θ.

Für die Strahldreheinrichtung _1J_ gibt es fünf Reflexionenj, die vorn Winkel β für senkrecht zu den Er· df lachen eintretende uiid austretende Strahlen bestimmt ■Άίχιά. Im Beispiel der Fig. 3a und 3b ist p = 22,7°? für ein Schott-Glas BK7 mit - = 1,515 bei 6328 2 ist ο = 179/62 . Die Prismen wirken zusammen als A/2-Platte, Am Ende der Prismen 42, _43, _44/ £5 ist eine Λ/2-Platte 46 unter genauer Justierung hinzugefügt, wodurch zwischen dem Licht mit s- und p-Polarisation keine Phasenverschiebung auftritt.

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Alternativ kann bei der Vorrichtung zur Messung der Blutströmung auch einer der Laserdetektoren 2^3 (Photomultiplier) zur Erzeugung eines Signals für den Servomotor _1_O herangezogen werden. Eine anfängliche Kurzzeitmessung der Blutströmung wird an einem bestimmten beleuchteten Fleck J3j5 vorgenommen, wobei die beiden Strahlen a und b wie oben erläutert verwendet werden. Hierdurch können Äüj-i, AOo ο ^un(^ ^v bestimmt werden.

Aus Gleichung (1) oder (2) lassen sich ferner die übrigen Größen leicht ermitteln. Unter der Voraussetzung, daß die Winkel θ und 06 konstant bleiben, können Blutströmungsmessungen des gleichen Meßflecks 3_8 kontinuierlich durchgeführt werden, wobei lediglich ein reflektierter Laserstrahl Aa verwendet wird. Der andere Laserstrahl 4b ist nicht erforderlich, weshalb sein Photomultipliereingang gefiltert wird, um das rote Laserlicht abzutrennen (Erhöhung des Kontrasts zwischen Blutgefäßen und Untergrund), und sein Ausgang zur Steuerung des Servom >tors JK) herangezogen wird.

Zur Vermeidung von Überlagerungen zwischen den Strahlen a und b ohne Verwendung der λ/2-Platte 1_ und der λ/4-Platte T7 können die Flecke 38a und 38b während der Dopplermessungen etwas zur Seite verschoben sein. Störende Überlagerungen können aufgrund der Koinzidenz der Flecke und der Depolarisation der Strahlen auf der Netzhaut hervorgerufen sein.

Die Erfindung betrifft zusammengefaßt ein Verfahren sowie eine Vorrichtung zur Messung der Blutströmung in Blutgefäßen _3_7 der Netzhaut, wobei die Doppler-

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Verschiebung zwischen zwei Laserstrahlen a, b, die sich

(38) - ~

an einer Stelle/eines retinalen Blutgefäßes 3J_ schneiden/

gemessen wird. Die beiden Strahlen a, b der Laserstrahlung v/erden längs eines optischen Strahlengangs in ein Auge λ_ gerichtet, wobei die im gleichen Strahlengang zurückkehrende Streustrahlung auf zwei Photomultiplier 32, 33 fällt. Die zwei Strahlen verlaufen durch eine Strahldreheinrichtung V\_s so daß ihre Ebene längs dem zu vermessenden retinalen Blutgefäß _3_7 ausgerichtet werden kann. Ein Loka,losζillatorsignal zur Überlagerung mit der dopplerverschobenen Laserstrahlung wird aus Reflexionen aus dem Auge selbst oder von einem separaten Reflektor 50 erhalten. Der Reflektor 50 kann bewegt werden, um eine Frequenzverschiebung des Lokaloszillatorsignals zu erzeugen und dadurch eindeutige Dopplermessungen zu ermöglichen. Die automatische Mitführung mit kleinen Augenbewegungen geschieht mit einer Strahlablenkeinrichtung j3, 9_ und einem Servomotor Ί0_, der von einem Detektor 3£ gesteuert wird. Die Breite des gemessenen retinalen Blutgefäßes wird durch· Ablenkung der zurückkehrenden Laserstreustrahlung und· Ermittlung der Breite der Änderung des Signals des Detektors 36_ bestimmt.

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e e r s e 11 e

Claims

Ansprüche

1./ Verfahren zur Messung der retinalen Durchblutung, gekennzeichnet durch folgende Schritte:

- Erzeugung zweier Laserstrahlen längs eines optischen Strahlengangs,

und

- Verarbeitung dieser Streustrahlung zur Ermittlung eines Dopplersignals und der Strömungsgeschwindigkeit des Bluts.

2. Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens nach Anspruch mit

einer Funduskamera zur Beobachtung des Augenhintergrunds, einem Laser zur Beleuchtung eines kleinen Ausschnitts eines retinalen Blutgefäßes mit Laserstrahlung, einem Detektor zur Messung der Dopplerverschiebung der Laser-

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Strahlung aufgrund bewegter Blutkörperchen und einer opti-. sehen Anordnung zur Leitung der Laserstrahlung längs eines optischen Strahlengangs in das Auge und zur Rückleitung der reflektierten Laserstrahlung längs des optischen Strahlengangs in den Detektor,

gekennzeichnet durch

einen Strahlteiler (5) zur Erzeugung zweier Laserstrahlen (a, b),

eine strahldreheinrichtung (11) zur Drehung der Ebene der beiden Strahlen (^.,b) zur Ausrichtung längs eines retinalen Blutgefäßes,

eine Linse (12) zur Erzeugung eines Schnittpunkts der beiden Strahlen (a, b) an einer gewünschten Stelle auf einem retinalen Blutgefäß,

eine Einrichtung (13), mit der die beiden Strahlen (a, b) auf ein gewünschtes retinales Blutgefäß gerichtet werden können, und

eine Einrichtung (32, 33) zur Erfassung der vom Blutgefäß reflektierten Laserstrahlung zur Ermittlung der retinalen Durchblutung.

3. Vorrichtung nach Anspruch 2, gekennzeichnet durch eine

λ/2-Platte (7) zur Erzielung einer orthogonalen Polarisation zwischen den beiden Strahlen (a, b).

4. Vorrichtung nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Polarisationsrichtung der Strahlen (a, b) beim Durchgang durch die Strahldreheinrichtung (11) erhalten bleibt.

5. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 2 bis 4, gekennzeichnet durch eine Einrichtung (49, 50) zur Erzeugung eines Laser-Lokaloszillatorsignals.

6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 2 bis 5, gekennzeichnet durch eine Einrichtung zur Erzeugung eines frequenzverschobenen Lokaloszillatorsignals.

7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 2 bis 6, gekennzeichnet durch eine Strahlablenkeinrichtung (8, 9) und einen Servomotor (10) zur Beibehaltung der Laserausleuchtung eines gewünschten retinalen Blutgefäßes.

8. Vorrichtung nach Anspruch 7, gekennzeichnet durch ein Rotsperrfilter und einen Photomultiplier (36) zur Erzeugung eines Korrektionssignals für den Servomotor (10).

9. Vorrichtung nach Anspruch 7, gekennzeichnet durch eine mit hoher Geschwindigkeit bewegbare Strahlablenkeinrichtung .(47) zur Erzeugung eines Fehlersignals.

10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 2 bis 9, gekennzeichnet durch eine Einrichtung zur Messung der Breite eines beleuchteten retinalen Blutgefäßes.

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