DE68911975T2

DE68911975T2 - Ophthalmoskopisches Diagnoseverfahren und Gerät.

Info

Publication number: DE68911975T2
Application number: DE68911975T
Authority: DE
Inventors: Yoshihisa Aizu; Kouji Ogino; Toshiaki Sugita
Original assignee: Kowa Co Ltd
Current assignee: Kowa Co Ltd
Priority date: 1988-04-15
Filing date: 1989-04-12
Publication date: 1994-05-19
Anticipated expiration: 2009-04-13
Also published as: EP0337745B1; US4952050A; JPH01262835A; EP0337745A1; DE68911975D1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Gebiet der Erfindung

Diese Erfindung bezieht sich ganz allgemein auf eine ophthalmologische Diagnosemethode- und -gerät, und insbesondere auf eine ophthalmologische Methode- und -gerät, bei denen der Augenhintergrund durch einen Laserstrahl mit einem vorher bestimmten Durchmesser ausgeleuchtet und von Gewebe in dem Augenhintergrund reflektiertes zerstreutes Licht ausgewertet wird, um den Blutflußzustand für eine ophthalmoligische Diagnose zu messen.

Beschreibung des Standes der Technik

Zu den herkömmlichen Methoden, bei denen Laserlicht zum Messen des Blutzustandes im Augenhintergrund benutzt wird, gehören diejenigen, die in den allgemein zugänglichen Japanischen Patentveröffentlichungen mit den Nummern 55 (1980)-75668, 55(1983)-75669, 55(1980)-75670, 56(1981)-125033 und 58(1980)-118730 offenbart sind. Sämtliche dieser Methoden zur Bestimmung der Blutflußgeschwindigkeit basieren auf dem Doppler-Effekt, und daher ist es in jedem Fall erforderlich, die durch den Doppler-Effekt verursachte Frequenzverschiebung des Laserlichtes nachzuweisen. Das kann unter Benutzung einer von zwei Anordnungen geschehen. Eine besteht aus dein Teilen des einfallenden Laserstrahls in zwei Strahlen, welche gleiche Winkel mit Bezug auf die optische Achse des einfallenden Laserstrahls bilden, und dem Lenken der aufgespaltenen Strahlen in das zu untersuchende Auge, so daß sie sich genau an der Position des betreffenden Augenhintergrund-Blutgefäßes schneiden. Die andere Anordnung besteht im Nachweisen von Laserlicht, welches aus zwei verschiedenen Richtungen durch die Augenhintergrund-Blutzellen zerstreut wird. In beiden Fällen ist das optische System komplex und muß eine Hochpräzisionsversion sein. Außerdem macht die Tatsache, daß der Winkel des Strahleneinfalls oder der Lichtnachweis im voraus bekannt sein müssen, die klinische Anwendung dieser Methoden wegen der Abhängigkeit der zu untersuchenden Augen von Patienten extrem schwierig und beeinträchtigt die Wiederholbarkeit und Zuverlässigkeit der dadurch erhaltenen Ergebnisse. Das zeigt, daß die Laser-Doppler-Methode aufgrund ihrer präzisen und empfindlichen Merkmale zur Anwendung auf industriellem Gebiet mit stabilen und stationären Objekten sehr nützlich ist, jedoch leicht durch verschiedene Faktoren beeinflußt werden kann und die Wiederholbarkeit der erhaltenen Ergebnisse nachteilig verringert, und zwar besonders auf medizinischem Gebiet, wo in unstabilen Atmosphären und Bedingungen lebende biologische Organismen untersucht werden müssen.
Außerdem werden in effektiven Messungen die Ergebnisse nicht als einzelne Doppler-Effekt-Verschiebungsfrequenz erhalten, sondern bestehen aus weitreichenden Frequenzkomponenten, die sich vom Niederbis zum Hochfrequenzbereich erstrecken und es schwierig machen, einen zuverlässigen absoluten Geschwindigkeitswert zu erhalten.
Andere Probleme ergeben sich aus der Tatsache, daß sich der Laserstrahl nur entlang solcher Verläufe auf den Augenhintergrund lenken läßt, welche perpendikulär oder fast perpendikulär zum Augenhintergrund liegen. Bei solchen Winkeln ist die Doppler-Verschiebung sehr gering, und die Schwebungssignale sind schwer nachzuweisen. Das liegt daran, daß die Laser- Doppler-Methode den Nachweis einer einzelnen Schwebungskomponente erfordert. Somit ist es bei Anwendungen bezüglich biologischer Gewebe, welche eine Vielzahl unregelinäßiger Interferenzen erzeugen vorzuziehen, die Laserfleckenmethode anzuwenden, deren Kernpunkt der Interferenzeffekt von ungleichmäßig zerstreutem Licht ist.
Es ist bekannt daß, wenn ein Laserstrahl auf ein Objekt auftrifft, welches Diffusion oder Zerstreuung des strahls verursacht, das von dem Objekt zerstreute Licht gewöhnlich zu einem Fleckenmuster führt, welches durch Interferenz zwischen abgelenkten Strahlen des kohärenten Lichts verursacht wird. In diesem Fall bewirkt jede Bewegung des Objektes, welche die Zerstreuung verursacht, eine Bewegung des Fleckenmusters, die als Zeitverlaufsänderung in der Lichtintensität an einem Beobachtungspunkt nachgewiesen werden kann. Somit wird es, wenn die Änderungen in der Intensität in ein Signal umgewandelt werden möglich, die Bewegung des lichtzerstreuenden Objektes von den Signalen zu messen. Die vorliegende Erfindung wendet dieses Prinzip auf die Messung des Zustandes des Blutflusses in lebendem Gewebe - wie beispielsweise dem den Augenhintergrund bildenden Gewebe - an.
Die allgemein zugänglichen Japanischen Patentveröffentlichungen mit den Nummern 60(1985)-199430, 60(1985)-203235 und 60(1985)-203236 offenbaren zum Beispiel eine Anwendung solcher Fleckenphänomene auf die Messung des Blutflusses. Diese Methoden sind jedoch zur Anwendung auf die Hautoberfläche beabsichtigt und sind somit aufgrund der Tatbestände der Strahlung eines Laserstrahls in einer bestimmten Intensität und der Notwendigkeit eines entsprechenden optischen Nachweissystems nicht auf die Messung des Blutflusses im Augenhintergrund anwendbar. Aus diesem Grunde haben die Erfinder bereits eine Anmeldung für die Erfindung mit der Bezeichnung "Ophthalmologische Diagnosemethode- und -gerät" (gemäß US-Patent Nr. 4,743,107) eingereicht, bei der ein Laserfleckenmuster benutzt wird, um den Blutfluß im Augenhintergrund zu messen. Bei dieser Methode wird jedoch ein Bereich des Auges mit einem Laserstrahl mit einem vorherbestimmten Durchmesser ausgeleuchtet, der größer ist als der eines Blutgefäßes in dem Auge, und von einer Vielzahl von Blutgefäßen innerhalb des ausgeleuchteten Bereichs des Auges zerstreutes Licht wird auf der Fraunhoferschen Beugungs ebene nachgewiesen, auf der das zerstreute Licht überlagert wird, um ein Fleckenmuster zu erzeugen, dessen Bewegung nachgewiesen wird, wodurch die Stabilität und Wiederholbarkeit der erhaltenen Messung verbessert wird. Folglich ist diese Methode vorteilhaft, weil ihre Anordnung eine gesamte, durchschnittliche Auswertung des Zustandes des Blutflusses in einer Vielzahl von Blutgefäßen ermöglicht, die innerhalb des bestrahlten Bereichs des Auges enthalten sind, jedoch ist sie undurchführbar, wenn die Geschwindigkeit des Blutflusses in einem einzelnen spezifischen Blutgefäß innerhalb des bestrahlten Bereichs gemessen werden soll.
Um diesen Nachteil zu überwinden, schlugen dieselben Erfinder ein verbessertes ophthalmologisches Diagnosegerät vor, welches eine Laserfleckenmethode anwendet, um die Blutflußgeschwindigkeit eines vorgegebenen Blutgefäßes messen zu können. Dieses Gerät wird beispielsweise in den allgemein zugänglichen Japanischen Patentveröffentlichungen mit den Nummern 63(1988)-242220 und 63(1980)-242221 offenbart. Dieses Gerät hat jedoch den Nachteil, daß es eine Nachweisapertur (z.B. eine Lochblende oder einen Schlitz) erfordert, die auf einer vergrößerten Bildebene auf ein Blutgefäßbild eingestellt werden muß, um eines der vorgegebenen Blutgefäße auszuwählen. Weiterhin befindet sich die Nachweisebene auf einer Bildebene und ist dem Augenhintergrund zugehörig, wodurch die Verlagerung der Bildposition verursacht wird, während sich der zu messende Teil des Augenhintergrundes verlagert. Das erfordert eine Einrichtung zum Beobachten des Augenhintergrundbildes mit dem bloßen Auge für die Ausrichtung. Zu diesem Zweck ist ein Beobachtungsokular mit einer Anzeigemarke vorgesehen, die innerhalb des Blickfeldes zur Position eines betroffenen Blutgefäßes ausgerichtet ist, um zu bewirken, daß sich die Nachweisapertur in Reaktion auf die Einstellung der Anzeigemarke für die Ausrichtung in die Position des entsprechenden Blutgefäßbildes auf der vergrößerten Bildebene durch einen mechanischen Verriegelungsmechanismus verlagert. Somit ist festgestellt worden, daß der Verriegelungsmechanismus - bei (gleichzeitiger) Erhöhung der Gesamtkosten des Geräts - kompliziert ist, und die mechanische Einstellung zwischen der Anzeigemarke und der Nachweisapertur während der Herstellung ist ebenfalls kompliziert. Der mechanische Verriegelungsmechanismus schließt weiterhin ein Spiel ein, das zu Positionseinstellfehlern und schlechter Betriebsverantwortung führt. Außerdem besteht die Notwendigkeit eines zweistufigen Betriebs, um betroffene Blutgefäße vorzugeben. Eine Betriebsstufe ist die Durchführung der Positionsausrichtung mit Hilfe eines Augenfixationszielpunktes zum Ausleuchten eines Bereichs, einschließlich der Blutgefäße, mit dem Laserstrahl. Und die andere ist die Vorgabe eines der Blutgefäße mit Hilfe der Anzeigemarke auf dem Okular. Das bewirkt in nachteiliger Weise, daß eine nachgewiesene Position während der Dauer der vorerwähnten Ausrichtung wegen der Bewegung des Auges des Patienten abweicht, wodurch eine erneute Ausrichtung oder Einstellung nötig wird.
Andererseits wird der Laserstrahl auf einen Bereich des Augenhintergrundes projiziert, der sich über eine größere Fläche als den Durchmesser des Blutgefäßes erstreckt. Dadurch wird Licht erzeugt, das von dem umgebenden Gewebe außerhalb der Blutgefäße innerhalb des ausgeleuchteten Bereichs des Augenhintergrundes zerstreut wird und eine höhere Intensität hat als von dem im Blutgefäß fließenden Blutflußzellen zerstreutes Licht, wodurch es schwierig wird, deutlich zwischen dem Blutgefäß und dem umgebenden Gewebe auf der vergrößerten Bildebene zu unterscheiden. Um diesen Nachteil auszuschalten, wird ein Filtern auf der Raumfrequenzebene vorgeschlagen, jedoch wird dadurch auch in nachteiliger Weise bewirkt, daß das optischen System kompliziert und die Menge des nachgewiesenen Lichts erheblich reduziert wird. Weiterhin kann ein Fleckenmuster von ausreichender Intensität nicht nachgewiesen werden, weil der Augenhintergrund ein zu geringes Reflexionsvermögen hat, und weil in einer Augenhintergrundkamera benutzte Beobachtungs- und fotografie-optische Systeme eine hohe Blendenzahl haben und dadurch die nachgewiesene Lichtintensität zu gering macht. Ein allzu starker Laserstrahl kann jedoch aus Sicherheitsgründen nicht auf den Augenhintergrund projiziert werden. Folglich ist gemäß den allgemein zugänglichen Japanischen Patentveröffentlichungen mit den Nummern 62(1987)-275431 (entsprechend der US- Patentschrift 4,743,107) und 63(1088)-242220 eine zum Nachweisen von Licht mit einer sehr schwachen Intensität nützliche Photonenkorrelationsmethode vorgeschlagen worden.
Diese Methode ist jedoch in Anbetracht der Tatsache unausführbar, daß eine Nachweisplatte mit einer genügend kleineren Apertur als die Durchschnittsgröße der einzelnen Flecken auf eine Nachweisebene eingestellt werden muß, um die wechselnde Lichtintensitätsverteilung des Fleckenmusters scharf nachweisen zu können. Das verursacht unvermeidbar die Reduzierung des nachgewiesenen Lichts und bedingt eine Meßzeit (zehn bis mehrere zehn Sekunden lang), um hinlänglich konvergierte und stabilisierte Photonenkorrelationsdaten zu erhalten. Aus diesem Grunde nimmt die Menge des auf das Auge des Patienten projizierten Lichtes zu. Außerdem würde sich der Patient dadurch unter schweren Belastungen befinden, daß er während der Messung stationär bleiben muß. Das führt effektiv zu der Augenbewegung, wodurch die Messung ungenau wird.
Andererseits ist eine Methode vorgeschlagen worden, bei der der Durchmesser der Nachweisapertur größer gemacht wird, um das nachgewiesene Licht zu verstärken. Das führt jedoch zu einer Erhöhung der Gleichstromkomponente, deren Rate größer ist als die Erhöhungsrate der effektiven Signalkomponenten, was somit zu einer unerwünschten Reduzierung eines Signal- -Rausch-Verhältnisses und schlechter Konvergenzstabilität von Photonenkorrelationsdaten führt.
Es wird auch auf unsere Europäische Patentanmeldung Nummer 89303 361.3 mit der Veröffentlichungsnummer EP-A-337 651 hingewiesen. Diesem Dokument zufolge wird das Fleckenlicht von dem ausgeleuchteten Punkt des Augenhintergrundes auf einer zugehörigen Bildebene konvergiert, um Bildebenenflecken zu erzeugen, während gemäß der vorliegenden Erfindung das Licht sich von dem ausgeleuchteten Punkt als Beugungsebenen-Fleckenlichtstrahl in der gedehnten Parallelform bewegt und Beugungsebenen-Flecken bildet.
Daher besteht ein Ziel der vorliegenden Erfindung in der Bereitstellung einer ophthalmologischen Diagnosemethode- und -gerät, mit der bzw. dem eine akkurate und wirksame Messung des Blutflußzustandes in Blutgefäßen im Augengewebe ermöglicht wird.
Ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung eines ophthalmologischen Diagnosemethode- und -gerät, mit der bzw. dem eine einfache und akkurate Messung der Geschwindigkeit von durch ein einzelnes spezifisches Gefäß in dem Augenhintergrund fließendem Blut unter Anwendung einer Laserflecken-Methode ermöglicht wird. Gemäß der vorliegenden Erfindung wird eine ophthalmologische Methode bereitgestellt, bei der der Augenhintergrund mit einem Laserstrahl mit einem vorher bestimmten Durchmesser ausgeleuchtet und von dem Augenhintergrund zerstreutes und reflektiertes Licht ausgewertet wird, um den Blutflußzustand im Augenhintergrundgewebe zu messen, dadurch gekennzeichnet, daß ein zu messendes Blutgefäß mit dem Laserstrahl eines vorher bestimmten Strahlpunktes, dessen Durchmesser im wesentlichen gleich dem oder kleiner als der des Blutgefäßes ist, ausgeleuchtet wird; bei der durch Blutzellen, die durch das durch den Laserstrahl ausgeleuchtete Blutgefäß fließen, zerstreutes und reflektiertes Licht konvergiert wird, um Beugungsebenen-Flecken auf einer Fourier-Transformiertenebene relativ zu dem Augenhintergrund zu bilden, der als de Objektebene angenommen wird; bei der die Siedebewegung der Beugungsflecken durch eine Photonenkorrelationsmethode über ein Nachweisaperturgerät nachgewiesen wird, welches auf der Fourier- Transformiertenebene angeordnet und darauf mit einem Mehrfach-Nachweisaperturmuster gebildet wird, das aus einer gleichmäßig angeordneten Reihe von Aperturen von im wesentlichen demselben Durchmesser besteht, wobei der besagte Durchmesser kleiner ist als die durchschnittliche Fleckengröße auf der besagten Ebene, und bei der ein Fleckensignal, welches je nach Schwankung in der Gesamtmenge des durch jede der Aperturen des Mehrfach-Nachweisaperturmusters hindurchgehenden Lichtes erzeugt wird, ausgewertet wird, um die Geschwindigkeit des durch das betreffende Blutgefäß fließenden Blutes zu messen. Die Erfindung umfaßt auch ein opthalmologisches Diagnosegerät, bestehend aus einer Laserquelle; einer ersten optischen Einrichtung zum Ausleuchten eines Blutgefäßes; einer zweiten optischen Einrichtung zum Konvergieren von Licht, welches durch Blutzellen zerstreut und reflektiert wird, die durch von dem Laserstrahl ausgeleuchtete Blutgefäße fließen, um Beugungsebenen-Flecken auf einer Fourier-Transformiertenebene relativ zu dem als Objektebene angenommenen Augenhintergrund zu bilden; einem Nachweisaperturgerät, welches auf der zugehörigen Bildebene angeordnet ist, und einer Nachweiseinrichtung zum Nachweisen von auf der Bildebene erscheinender Fleckenbewegung über ein Nachweisaperturgerät und eine Auswertungseinrichtung zum Auswerten eines Flecks, um die Geschwindigkeit des Blutflusses durch die ausgeleuchteten Blutgefäße zu messen, dadurch gekennzeichnet, daß das Gerät so angeordnet ist, daß der Augenhintergrund mit einem Laserstrahl mit einem vorher bestimmten Durchmesser ausgeleuchtet wird, und von dem Augenhintergrund zerstreutes und reflektiertes Licht ausgewertet wird, um den Blutflußzustand in dem Augenhintergrundgewebe zu messen, wobei die erste optische Einrichtung angeordnet ist, um ein Blutgefäß auszuleuchten, das mit dem Laserstrahl gemessen werden soll, der durch die besagte Laserquelle erzeugt wurde, und wobei der besagte Laserstrahl einstellbar ist, um einen vorher bestimmten Strahlpunkt zu haben, dessen Durchmesser im wesentlichen gleich dem oder kleiner als der des Blutgefäßes ist, wobei die zweite optische Einrichtung angeordnet ist, um durch den Augenhintergrund zerstreutes und reflektiertes Licht zu konvergieren, wobei das Nachweisaperturgerät auf der Fourier-Transformiertenebene angeordnet und darauf mit einem Mehrfach-Nachweisaperturmuster gebildet ist, welches aus einer regelmäßig angeordneten Reihe von Aperturen von im wesentlichen demselben Durchmesser besteht, wobei der besagte Durchmesser kleiner ist als die durchschnittliche Fleckengröße auf der besagten Ebene, wobei die Nachweiseinrichtung angeordnet ist, um durch eine Photonenkorrelationsmethode auf fotoelektrischem Wege Siedebewegung der Beugungsebenen-Flecken über das besagte Nachweisaperturgerät nachzuweisen, um die Schwankung in der Gesamtmenge des durch das Mehrfach-Nachweisaperturmuster hindurchgehenden Lichtes zu extrahieren, und der Auswertungseinrichtung, die angeordnet ist, um das durch die besagte Nachweiseinrichtung erhaltene Fleckensignal auszuwerten, um die Geschwindigkeit des durch das betreffende Blutgefäß fließenden Bluts zu messen.
Bei einer solchen Anordnung kann der Laserstrahl zu Beginn der Messung in seinem Punktdurchmesser eingestellt werden, um im wesentlichen gleich dem oder kleiner als der Durchmesser des betreffenden Blutgefäßes zu sein, und dann auf das zu messende Blutgefäß projiziert werden. Dadurch kann der Laserstrahl durch eine einzige Modifizierung des Laserstrahlpunktes zum Blutgefäß ausgerichtet werden. Der Laserstrahl wird fast gänzlich von dem Blutfluß zerstreut und reflektiert und sehr wenig von dem umgebenden Gewebe zerstreut, so daß das auf der Fleckennachweisebene konvergierte Fleckenlicht insgesamt zur Signalauswertung benutzt werden kann. Das ist für den Photonenkorrelationsnachweis besonders vorteilhaft, weil es ein sehr schwaches Licht verarbeitet. Werden die Laserflecken lediglich durch eine Einzelapertur von sehr großem Durchmesser nachgewiesen, könnte die Gefahr einer Mittelwertbildung der Intensitätsschwankung der verteilten Flecken mit resultierender großer Reduzierung des Signal-Rausch-Verhältnisses bestehen. Die Erfindung benutzt andererseits ein Mehrfach-Nachweisaperturmuster, welches aus einer Vielzahl kleiner Aperturen besteht, d.h. Aperturen, deren Durchmesser kleiner ist als die durchschnittliche Fleckengröße auf der Fourier-Transformiertenebene. Das ermöglicht einen Signalnachweis ohne irgendeine Auswirkung der Mittelwertbildung des Signals und führt zu einer Erhöhung der nachgewiesenen Intensität, so daß das Fleckenlicht, dessen Primärkomponenten aus dem von dem Blutgefäß zerstreuten Licht gebildet werden, vorteilhaft und erfolgreich ausgenutzt werden kann, wenn die Photonenkorrelationsmethode an Stelle von üblichen fotoelektrischen Nachweismethoden angewendet wird.
In der Japanischen Fachzeitschrift "Kougaku(Optics)", Band 11, Nr. 3(1982, Juni), Seiten 291 bis 297, wird die Benutzung einer Vielzahl von Nachweisaperturen zum Nachweisen von Fleckenbewegung offenbart, d.h. das Fleckenmuster auf der Nachweisebene verschiebt sich translatorisch, wobei sein Muster - selbst wenn sich das Objekt bewegt - unverändert bleibt. In einer solchen Bewegung kann eine Kreuzkorrelationskomponente nachteilig durch irgendeine der beiden in der Nachbarschaft in einer Richtung, entlang der sich die Flecken bewegen, nachgewiesen werden, wodurch die Signalkomponente anders gemacht wird als der Nachweis des Fleckenlichts bei Benutzung einer Einzelapertur. Um diesen nachteiligen Einfluß abzuschwächen ist es erforderlich, den Abstand zwischen den beiden Aperturen groß genug zu machen. Als Ergebnis können viele kleine Aperturen für den Lichtnachweis nicht wirksam angeordnet werden.
Andererseits haben die gegenwärtigen Erfinder festgestellt, daß die Bewegung des durch das Licht gebildeten Laserfleckenmusters, welches von dem Augenhintergrund zerstreut und reflektiert wird, eine Siedebewegung ist, in der die Flecken auf der Nachweisebene selbst dann keine Translationsbewegung bewirken, wenn sich das Objekt bewegt, sondern in flimmender Weise schwanken, wobei ihre Positionen unverändert bleiben, ihre Form jedoch verändert wird. Folglich schlagen wir vor, von einem Mehrfach-Nachweisaperturmuster Gebrauch zu machen, das aus einer Vielzahl von kleinen Aperturen besteht, um die Siebebewegung nachzuweisen. Da die Siedebewegung von einem Einfluß infolge der durch die benachbarten Aperturen verursachten Kreuzkorrelation frei ist, und da viele kleine Aperturen auf der Nachweisapertur angeordnet werden können, lassen sich verschiedene Vorteile erzielen. Es erübrigt sich zu sagen, daß Fehler infolge der durch Augenbewegung während der Messung verursachten Kreuzkorrelation aufgrund einer großen Zunahme in der Intensität von nachgewiesenem Licht und aufgrund einer reduzierten Meßzeit reduziert werden können, wodurch die Belastung des Patienten erheblich vermindert wird und - vom Sicherheitsgesichtspunkt her - vorzuziehende Meßergebnisse bereitgestellt werden.
Die gegenwärtigen Erfinder haben auch eine ähnliche Methode zum Nachweisen von Bewegung der Flecken unter Benutzung eines Aperturmusters mit kleinen Aperturen gemäß Offenbarung in der allgemein zugänglichen Japanischen Patentveröffentlichung 63(1988)-82365 vorgeschlagen, bei der die Aperturen willkürlich angeordnet sind, um ein willkürliches Muster zu bilden. Die Signalkomponenten hängen in großem Maße davon ab, wie das Muster willkürlich hergestellt ist, oder wieviele Aperturen es aufweist, so daß es im Hinblick auf Wiederholbarkeit und Stabilität unausführbar wäre, dieselben Signalkomponenten herzuleiten, wenn willkürliche Muster benutzt werden. Die durch das willkürliche Muster verursachte und auf der Nachweisebene des Fleckenlichts erscheinende ungleichmäßige Verteilung der Intensität ist ein Faktor, den man nicht übersehen kann. Im Gegensatz dazu macht die Erfindung von einem Mehrfach-Nachweisapertur-muster aus kleinen Aperturen Gebrauch, die in einer regelmäßig angeordneten Reihe angeordnet sind, um die vorerwähnten Nachteile zu überwinden. Die Fleckenmuster werden in Beugungsebenen-Fleckenmuster gruppiert, die auf einer Fourier-Transformiertenebene relativ zu dem als Objektebene angenonmmenen Augenhintergrund gebildet werden, und in ein Bildebenen-Fleckenmuster, welches auf der dem Augenhintergrund zugehörigen Bildebene gebildet wird. Die Nachweisebene kann hauptsächlich entweder auf die Fourier- oder Bildebene für die Erfindung eingestellt werden, in der Siedebewegung des Fleckenlichts, das nur durch von dem betreffenden Blutgefäß zerstreutem Licht gebildet wird, mittels eines Mehrfach-Nachweisaperturmusters auf der Nachweisebene nachgewiesen wird. In den Bildebenen-Flecken ist die Punktgröße des Laserstrahls jedoch sehr klein, genauer gesagt nur 150 bis 200 Mikrometer Durchmesser, und ist somit im wesentlichen gleich demn oder kleiner als der Durchmesser des Blutgefäßes. Das bedeutet, daß das durch Fleckenlicht auf der Bildebene erzeugte Punktbild dieselbe Größe hat, wenn es in gleicher Größe abgebildet wird, wodurch die gemirttelte Größe jedes der einzelnen Flecken viel kleiner gemacht wird. Außerdem ist es erforderlich, daß jeder Durchmesser der Aperturen auf dem Mehrfach-Nachweisaperturmuster weniger beträgt als die durchschnittliche Fleckengröße, weil eine Herabsetzung des Kontrastes infolge der Signal-Mittelwertbildung durch den Integralwert vermieden werden muß. Als Ergebnis ist es erforderlich, ein Mehrfach-Nachweisaperturmuster zu benutzen, welches aus einer Vielzahl sehr kleiner Aperturen (mehrere Mikrometer im Durchmesser) besteht. Das ist jedoch in Anbetracht der Tatsache undurchführbar, daß sich ein solches Aperturmuster schwer herstellen läßt und kostspielig und kompliziert in der Handhabung und Behandlung gegen Stäube und dergleich ist. Um dies auszugleichen, kann eine Methode vorgeschlagen werden, bei der ein Mikroskopobjektiv zur Vergrößerung benutzt wird, um einen Nachweis auf einer konjugierten und vergrößerten Bildebene bereitzustellen. Diese Methode ist jedoch nicht geeignet, weil der Einbau eines Vergrößerungs-Abbildungssystems unter Benutzung des Mikroskopobjektivs in das optische Fleckennachweissystems den Strahlengang unvermeidbar um einen Umfang von 100 bis 150 mm länger macht und der gesamte Apparat durch einen Faktor kompliziert wird, daß der Strahlengang unter Berücksichtigung eines Strahlengangs infolge der Strahlreflexion durch Spiegel eingestellt werden muß. Diese Methode hat auch den Nachteil, daß eine geringfügige Abweichung des Objektivs eine erhebliche Verschiebung des vergrößerten Bildes verursacht. Die Erfindung löst dieses Problem durch Einstellung der Nachweisebene auf der Fourier-Transformiertenebene.

KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Die Ziele und Merkmale der vorliegenden Erfindung werden aus einer Erwägung der folgenden ausführlichen Beschreibung, die in Verbindung mit den zugehörigen Zeichnungen zu lesen ist, augenscheinlicher; in diesen Zeichnungen ist:
Abbildung 1 ein Schaubild, welches den Gesamtaufbau des Geräts gemäß der vorliegenden Erfindung zeigt;
Abbildung 2 ein Schaubild, welches den Aufbau eines in dem Gerät gemäß Abbildung 1 benutzten Ringschlitzes veranschaulicht;
Abbildung 3 eine Charakteristikkurve, welche die Charakteristik eines in dem Gerät gemäß Abbildung 1 benutzten Filters zeigt;
Abbildung 4 ein Blockdiagramm eines Signalverarbeitungsgeräts zeigt;
Abbildung 5 ein erläuterndes Schaubild, welches die Ausleuchtung von Blutgefäßen in einem Augenhintergrund veranschaulicht;
Abbildung 6 ein erläuterndes Schaubild, welches die Erzeugung eines Beugungsebenen-Fleckenmusters zeigt;
Abbildungen 7a und 7b sind perspektivische Ansichten von Signalnachweisanordnungen;
Abbildungen 8a und 8b sind Photonenkorrelationsfunktionen von Fleckensignalen, die aus den Konfigurationen der Abbildungen 7a bzw. 7b erhalten wurden;
Abbildung 9 ein erläuterndes Schaubild, welches die Ausleuchtung eines Blutgefäßes durch einen Laserstrahl veranschaulicht;
Abbildung 10 eine Zeichnung, welche das Beobachtungs- und Fotografie-Blickfeld veranschaulicht;
Abbildung 11 eine Zeichnung, welche die Bedingungen veranschaulicht, welche das Beobachtungs- und Fotografie-Blickfeld begrenzen;
Abbildungen 12a und 12b sind Zeichnungen, welche Flecken auf einer Fourier-Transformiertenebene veranschaulichen;
Abbildungen 13 und 14 dienen zur Veranschaulichung von Translations- bzw. Siedebewegungs-Flecken;
Abbildungen 15a und 15b sind Zeichnungen, welche Translations- und Siedebewegungs-Flecken veranschaulichen, die Nachweisaperturen kreuzen;
Abbildungen 16a und 16b sind Charakteristikkurven, welche Korrelationsfunktionen von Intensitätsschwankungen zeigen, die durch die Nachweisaperturen kreuzende Flecken erzeugt wurden;
Abbildungen 17a bis 17e sind Zeichnungen, welche die Beziehung zwischen Flecken und Nachweisaperturen veranschaulichen;
Abbildungen 18a und 18b zeigen Nachweisaperturanordnungen;
Abbildung 19 eine perspektivische Ansicht einer anderen Nachweisaperturanordnung;
Abbildung 20 eine Charakteristikkurve, welche eine Korrelationsfunktion eines Fleckensignals zeigt;
Abbildung 21 ein Kurvenbild, das zum Erhalt eines Geschwindigkeitswertes aus der Charakteristikkurve gemäß Abbildung 20 benutzt wird;
Abbildung 22 eine perspektivische Ansicht eines Mechanismus zum Einstellen der Lichtmenge, und Abbildungen 23a bis 23c sind perspektivische Ansichten des Blickfeldbildes einer Fadenkreuzplatte.

AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN PRAKTISCHEN AUS-FÜHRUNGSFORMEN

Nunmehr wird die Erfindung mit Bezugnahme auf die Zeichnungen eingehend beschrieben.
Zwar beziehen sich die im Folgenden beschriebenen praktischen Ausführungsformen auf die Anwendung der Erfindung auf eine ophthalmologische Diagnose, welche die Benutzung einer Augenhintergrundkamera bedingt, um den Blutfluß im Gewebe des Augenhintergrundes zu messen, jedoch ist die Erfindung nicht auf eine solche Anwendung beschränkt und kann ebenso auf eine Vielzahl anderer Formen von ophthalmologischer Untersuchung angewendet werden.
In Abbildung 1 wird ein Laserstrahl wie z.B. von einer Rotlicht-He-Ne-(Wellenlänge: 632.8 nm)Laserquelle 1 durch zwei Lichtmengen-Einstellfilter 2 und 3 und eine Kondensorlinse 4 hindurchgelassen und dann durch eine Kollimationslinse 5 zu einem parallelen Strahl geformt. Im Anschluß daran wird der Strahl durch eine Apertur 6 auf einen geeigneten Durchmesser eingestellt und geht durch eine Laser-Fokussierlinse 7 hindurch, die zur Einstellung der Größe des Bereichs bestimmt ist, den der Strahl auf einem Augenhintergrund 18b eines unter Untersuchung befindlichen Auges 18 ausleuchtet. Der Strahl wird dann so über einen Spiegel 8 und einen schwenkbaren Spiegel 9 gelenkt, daß er durch Übertragungslinsen 10 und 11 hindurchgeht. Wie in Abbildung 2 gezeigt, wird der von der Übertragungslinse 11 ausgehende Laserstrahl durch einen Spiegel 13 reflektiert, der in einem Abschnitt einer ringförmigen Apertur 12a vorgesehen ist, die in einem im Augenhintergrund-Ausleuchtungsprojektor angeordneten Ringschlitz 12 gebildet wird, so daß sich der reflektierte Laserstrahl entlang demselben, zum untersuchten Augenhintergrund führenden Strahlengang bewegt wie derjenige, an den sich ein Lichtstrahl anschließt, der auf den Augenhintergrund gerichtet ist, um Ausleuchtung für Fotografie und Beobachtung bereitzustellen. Als Ergebnis geht der Laserstrahl durch die Übertragungslinsen 14 und 15 und über einen Ringspiegel 16 und ein Objektiv 17 durch eine Hornhaut 18a eines untersuchten Auges 18 hindurch, um auf den Hintergrund 18b des Auges zu fallen, wodurch die zu messenden Blutgefäße ausgeleuchtet werden. Nahe dem strahlemittierenden Ende der Laserstrahlquelle 1 ist ein Verschluß 19 vorgesehen, der sich nach Bedarf öffnen und schließen läßt. Der schwenkbare Spiegel 9 ist zum Ändern der Position des Strahls auf den Augenhintergrund bestimmt und wird beispielsweise durch einen Manipulator 20 betätigt. Der schwenkbare Spiegel 9 kann mittels einer Methode benutzt werden, die in einem gewöhnlichen Koagulator oder desgleichen angewendet wird, wodurch der Winkel des Spiegels in den x- und y-Richtungen relativ zur optischen Achse unabhängig verändert wird.
Bekanntermaßen kann durch Anordnung des schwenkbaren Spiegels 9 in einer Position, welche der Hornhaut oder Pupille zugehörig ist, die Position des Strahls auf den Augenhintergrund verändert werden, ohne die Position weitgehend zu verändern, in der der Strahl auf die Hornhaut des untersuchten Auges 18 fällt. Dieser Meßbereich wird auch durch den Beleuchtungsprojektor der Augenhintergrundkamera ausgeleuchtet, was die Beobachtung vereinfacht. Das System zur Bereitstellung der Ausleuchtung zur Beobachtung wird aus einer Beobachtungslichtquelle 21, einer Kondensorlinse 23, einer Kondensorlinse 24, einem Filter 25 und einem Spiegel 26 gebildet, der auf demselben Strahlengang wie eine fotografische Lichtquelle 22 angeordnet ist. Daß man den Gang des Laserstrahls mit dem des Strahls von fotografischem- oder Beobachtungslicht zusammenfallen läßt ist zweckdienlich, weil man den Laserstrahl mittels des schwenkbaren Spiegels 9 dazu bringen kann, daß er auf den gewünschten Bereich des Augenhintergrundes 18b fällt, indem man die Mechanismen zum vertikalen und horizontalen Schwenken und Kippen der Augenhintergrundkamera und die Augenfixationseinrichtung benutzt.
Der zwischen der Kondensorlinse 24 und dem Spiegel 26 angeordnete Filter 25 ist ein Wellenlängen-Trennfilter mit der in Abbildung 3 gezeigten Art von Charakteristik, um rote Komponenten aus dem Beobachtungs- und fotografischen Licht auszufiltern. Es wird ein Filter ausgewählt, der eine für die benutzte Wellenlänge der Laserstrahlquelle geeignete Spektralcharakteristik aufweist.
Fleckenlicht, das erzeugt wird, wenn der Laserstrahl durch sich in den Zielblutgefäßen in dem Augenhintergrund bewegenden Blutgefäßen zerstreut wird, geht zusammen mit reflektiertem Beobachtungs- und fotografischem Licht durch das Objektiv 17, den Ringspiegel 16, eine Fokussierlinse 27, eine Übertragungslinse 28, einen Spiegel 29 und einen schwenkbaren Spiegel 30 hindurch, wodurch das Licht an einem Punkt auf einer Bildebene 31a zu einem Bild erzeugt wird. Dieses Bild kann durch ein Zoom-Okular 36 beobachtet werden, welches sich einstellen läßt, um es Bedienungspersonen mit unterschiedlichen Sehfähigkeiten zu ermöglichen, auf die Fadenkreuzplatte 35 zu fokussieren.
Um das Licht zu fotografieren, wird der schwenkbare Spiegel 32 um einen Punkt 32a in der durch den Pfeil angezeigten Richtung geschwenkt, um ihn in eine Position 32' hochzubringen, wodurch das Beobachtungs- und fotografische Licht einschließlich Fleckenlicht vom Augenhintergrund, das durch den schwenkbaren Spiegel 30 reflektiert wird, durch die Abbildungslinse 37 zu einem Bild auf fotografischem Film 38 geformt wird. Somit kann das System wie eine gewöhnliche Augenhintergrundkamera zur Beobachtung und Fotografie des Augenhintergrundes benutzt werden. Die Fähigkeit, den Augenhintergrund zu beobachten und zu fotografieren, wenn er durch den Laserstrahl ausgeleuchtet wird, ist überaus zweckdienlich, da sie es ermöglicht, den Meßpunkt direkt zu bestätigen und zu filmen.
Zum Messen des Blutflusses wird der mit einem nachstehend beschriebenen Meßschalter 49 verriegelte schwenkbare Spiegel 30 um einen Punkt 30a zur Position 30' hochgeschwenkt, und gleichzeitig wird ein anderer schwenkbarer Spiegel 34, der ebenfalls mit dem Meßschalter 49 veriegelt ist, um einen Punkt 34a zur Position 34' hochgeschwenkt. Als Ergebnis wird das durch den Spiegel 29 reflektierte Fleckenlicht von dem Augenhintergrund und Beobachtungs- und fotografisches Licht an einem räumlichen Ebenenpunkt 31b, der mit dem Bildpunkt 31a optisch äquivalent ist, zu einem Bild geformt. Dem Punkt 31b ist ein Wellenlängen-Trennfilter 39 nachgeschaltet, der in einem Winkel von ca. 45 Grad relativ zu der optischen Achse befestigt ist. Der Wellenlängen-Trennfilter 39 hat ebenso wie der Wellenlängen-Trennfilter 25 dieselbe Art von Spektralcharakteristik wie in Abbildung 3 gezeigt und reflektiert daher den größten Teil des durch den He-Ne-Laserstrahl erzeugten Fleckenlichts (rot)
Das reflektierte Fleckenlicht geht über eine Fourier- Transformiertenlinse 40 und erzeugt auf einem Mehrfach-Nachweisaperturmuster 42 ein Beugungsebenen- Fleckenmuster, welches durch nur das Licht erzeugt wird, welches aus genau dem Bereich der Augenhintergrund-Blutgefäße zerstreut wird, der durch den Laserstrahl ausgeleuchtet wird. Das Mehrfach- Nachweisaperturmuster 42 ist aus einer Vielzahl kleiner Aperturen zusammengesetzt und auf einer Ebene der Fourier-Transformierten mit Bezug auf den Augenhintergrund angeordnet. Das Fleckenlicht von dem Mehrfach-Nachweisaperturmuster 42 wird durch eine Kondensorlinse 43 konvergiert, geht durch einen Interferenzfilter 44 hindurch, welche Licht blockiert, das eine andere Wellenlänge hat als das durch den He-Ne-Laser erzeugte 632.8-nm Rotlicht, und trifft auf einen Fotodetektor 45 auf, der aus einem Fotovervielfacher zum Zählen der erzeugten Photonen besteht. Ein Verschluß 46 ist vor dem Fotodetektor 45 angeordnet. Das durch fotoelektrische Impulssignal, das durch den Fotodetektor 45 erzeugt wird, wenn der Verschluß 46 offen ist, wird in einen Analysatorabschnitt 50 eingegeben.
Das Beobachtungs- und Fotografielicht, mit Ausnahme von rotem Komponentenlicht, und eine kleine Menge Fleckenlicht, die durch den Wellenlängen-Trennspiegel 39 übertragen wird, geht über Übertragungslinsen 47 und 48, um ein Bild des Augenhintergrundes an der Fadenkreuzplatte 35 zu erzeugen. Dieses Bild kann mit dem vorbeschriebenen Zoom-Okular 36 beobachtet werden. Die Fähigkeit, auf diese Weise den Augenhintergrund während der Blutflußmessung zu beobachten, ist hochwirksam zur Verhinderung von Fehlern wie z.B. die Durchführung von Messungen ohne zu bemerken, daß der betreffende Teil seine Position gewechselt hat.
Wie in Abbildung 4 gezeigt, besteht der Analysatorabschnitt 50 aus einer Photonenzähleinheit 51, einem Verstärker 52, einem Korrelator 53, einem Mikrocomputer 54, einer Kathodenstrahlröhrenanzeige 55 und einem Drucker 56.
Nunmehr wiord das zum Auswerten der Blutflußgeschwindigkeit mit der obigen Anordnung angewendete Grundprinzip beschrieben. Mit Bezug auf Abbildung 5 wird ein Abschnitt 61" eines zu messenden Augenhintergrund-Netzhautblutgefäßes 61 durch einen Laserstrahl 60 ausgeleuchtet. Mittels des in Abbildung 1 dargestellten Lichtempfangssystems erzeugt das von dem zu messenden ausgeleuchteten Abschnitt 61" zerstreute Licht ein Beugungsebenen- Fleckenmuster auf dem Mehrfach-Nachweisaperturmuster 42 (Abbildung 1), welches aus einer Vielzahl kleiner Aperturen besteht und auf der Fourier-Transformiertenebene relativ zu dem Augenhintergrund angeordnet ist.
Das wird durch Abbildung 6 veranschaulicht. Nur durch den Wellenlängen-Trennfilter 39 reflektiertes Fleckenlicht erreicht die Fourier-Transformiertenebene F, so daß das erhaltene Beugungsebenen-Fleckenmuster 62 nur von dem durch den Laserstrahl ausgeleuchteten Meßbereich 61" kommt, d.h. es wird kein Licht von dem umgebenden Gewebe oder von anderen Blutgefäßen zerstreut. Es ist bekannt, daß Strahlen von Laserlicht, die durch Blutzellen zerstreut werden, welche sich in den Blutgefäßen in dem Meßbereich 61" in Abbildung 5 bewegen, in willkürlicher Phase auf der Fourier-Transformiertenebene F ankommen, welche die Beobachtungsebene bildet, und in interferierender Weise aufeinander überlagert werden, um ein Laserfleckenmuster zu erzeugen, das in Form von räumlich willkürlich angeordneten Flecken erscheint. Es ist auch bekannt daß, wenn sich die Streuungskörper, d.h. die Blutzellen, mit einer gegebenen Geschwindigkeit bewegen, die Bewegung der auf diese Weise erzeugten Flecken der Geschwindigkeit der besagten Körper proportional ist.
Daher wird auch in diesem Fall das Beugungsebenen- Fleckenmuster 62 als ein Muster beobachtet, in dem jeder der Flecken 63 willkürlich verteilt ist. Jeder der Flecken 63 bewegt sich entsprechend der Blutflußgeschwindigkeit, so daß ein Fotodetektor 67 die Fleckenbewegung durch ein Mehrfach-Nachweisaperturmuster 65 nachweist, das sich aus einer Vielzahl kleiner Aperturen 65' gemäß Darstellung in Abbildung 7b zusammensetzt, und durch eine Kondensorlinse 66. Dadurch wird gemäß Darstellung in Abbildung 8b eine Photonenkorrelationskurve entsprechend einer Zeitverlaufsschwankung in der Fleckenlichtintensität erzeugt. Wenn eine Korrelationszeit c (eine Verzögerungszeit, bei der sich ein Korrelationswert auf l/e abschwächt) entsprechend dem Grad der Zeitverlaufsschwankung mit der Geschwindigkeit des Blutflusses übereinstimmt, kann die Geschwindigkeit des Blutflusses durch Überprüfung der Korrelationszeit gemessen werden. Mit Bezug auf Abbildung 7 befinden sich die Beugungsebenen-Flecken 63 und das Mehrfach-Nachweisaperturmuster 65 beide auf der Fourier-Transformiertenebene F.
In einer früheren Anwendung (allgemein zugängliche Japanische Patentveröffentlichung Nr. 63(1988)- 242220) kommt, weil der zum Ausleuchten eines Bereichs 61' benutzte Laserstrahl 60' größer war als der Durchmesser des Blutgefäßes gemäß Darstellung in Abbildung 5, von umgebendem Gewebe 69 sowie von dem Blutgefäß 68 gemäß Darstellung in Abbildung 9 reflektiertes Fleckenlicht in einer überlagerten Weise auf der Nachweisebene an, um das Fleckenmuster zu erzeugen. Somit enthält das auf fotoelektrischem Wege durch die kleinen Nachweisaperturen erhaltene Fleckensignal Rauschkomponenten, die von dem umgebenden Gewebe ausgehen und auf Blutflußinformationen von dem Blutgefäß überlagert sind.
Außerdem haben diese Rauschkomponenten viele Lichtmengen und eine große Amplitude mit dem Ergebnis einer schlechten Messung.
In dem anderen Beispiel gemäß Offenbarung in der allgemein zugänglichen Japanischen Patentveröffentlichung Nr.63(1988)-242220 werden die nicht nur von dem Blutgefäß 68, sondern auch von dem umgebenden Gewebe 69 reflektierten Laserflecken für den Nachweis empfangen. In diesem Beispiel wird der Nachweis über ein Bildebenen-Fleckenmuster durchgeführt, das auf einer zugehörigen und vergrößerten Bildebene erzeugt wird. Der Nachweis auf der Bildebene ermöglicht es, ein Bild des Blutgefäßabschnitts 68 getrennt von einem Bild des umgebenden Gewebes nachzuweisen, wodurch kein Problem wie z.B. beim Nachweis auf der Fourier-Transformiertenebene verursacht wird. Um Blutflußinformationen herauszuholen, war es jedoch erforderlich, eine kleine Nachweisapertur wie z.B. eine Lochblende mit dem Bild des auf der vergrößerten Bildebene zu messenden Blutgefäß auszurichten, was eine zeitraubende Prozedur ist. Genauer gesagt um die Nachweisapertur richtig auf dem vergrößerten Bild des zu messenden Blutgefäßes während der Beobachtung des Augenhintergrundes auszurichten, war es nötig, eine Anzeigemarke bereitzustellen, welche das Beobachtungsokular mit der Nachweisapertur verknüpft, und die Positionierung des Zielblutgefäßes innerhalb des Blickfeldes davon durchzuführen.
Dieser Verriegelungsmechanismus war komplex, erhöhte die Kosten des Geräts und hatte außerdem noch den Nachteil, daß die mechanische Einstellung der Anzeigemarke und der Nachweisapertur während der Konstruktion schwierig war. Auch erzeugte ein Spiel in dem Verbindungsgestänge Fehler in der Positionseinstellung und verschlechterte das Betriebsverhalten. Hinzu kommt, daß die Festlegung des Zielblutgefäßes eine Zweistufenprozedur erforderlich machte: erstens die Fixation des Sehvermögens, damit der Laserstrahl einen Bereich ausleuchtet, der das Blutgefäß einbezieht, und sodann die Benutzung einer ugenfixationsmarke, um ein Blutgefäß auszuwählen. Falls es jedoch in der Zwischenzeit eine durch Bewegung des Auges der Person verursachte Verschiebung in der Nachweisposition gegeben hatte, mußte die gesamte Prozedur wiederholt werden, was unrationell war.
Weil ein Bereich des Augenhintergrundes, der größer war als das Blutgefäß, durch den Laserstrahl ausgeleuchtet wurde, so daß gemäß Darstellung in Abbildung 9 der Strahl auf das umgebende Gewebe überlief, war die Menge des durch das umgebende Gewebe zerstreuten Lichts größer als die Lichtmenge, die durch das Blut in dem Blutgefäß zerstreut wurde, wodurch es unmöglich gemacht wurde, das Blutgefäß genau von dem umgebenden Gewebe auf der vergrößerten Bildebene zu unterscheiden. Durch Anwendung des räumlichen Frequenzfilterns in dem Bemühen, die Situation zu verbessern, wird die Kompliziertheit des optischen Systems vergrößert und die Menge des nachgewiesenen Lichts deutlich reduziert.
In dieser, in Abbildung 5 gezeigten praktischen Ausführungsform wird der Beleuchtungslaserstrahl 60 auf einen Durchmesser hinunterfokussiert, der in etwa derselbe ist wie der des Blutgefäßes oder kleiner, und das Fleckenlicht auf der Fourier-Transformiertenebene bezieht keinerlei Streulicht von umgebendem Gewebe ein, so daß die Flecken 63 nur die Geschwindigkeit des Blutflusses in dem Blutgefäß reflektieren.
Daher können Blutflußinformationen enthaltende Signale aus dem Beugungsebenen-Fleckenmuster 62 nachgewiesen werden, das auf der Fourier-Transformiertenebene erzeugt wird, wobei es keine Rolle spielt, wo die Nachweisapertur positioniert ist, solange sie sich innerhalb des Bereichs des Fleckenmusters auf der Fourier-Transformiertenebene befindet. Das Auswählen der nötigen Blutgefäßposition aus den verschiedenen Blutgefäßen in dem Bickfeld auf dem Augenhintergrund erfordert nur, daß der Laserstrahl auf die betreffende Position gelenkt wird, und das läßt sich erreichen, indem man den schwenkbaren Spiegel 9 mit dem Manipulator 20 gemäß Abbildung 1 betätigt. Es ist auch nötig, den Strahl genau so groß oder kleiner zu machen als der Durchmesser des Zielblutgefäßes an der Meßposition. Auch ist, da es individuelle Anderungen in der Größe und Position von Blutgefäßen gibt, eine Einrichtung zum Einstellen der Größe des Strahls für die richtige Messung erforderlich. Der Mechanismus wird jedoch komplex, wenn er ausgeführt ist, um einen größeren Strahleinstellbereich als nötig zu ermöglichen, und aufgrund solcher Faktoren wie Abberation der Linsen wird der Strahl elliptisch, und die Intensitätsverteilung des Strahls wird ungleichmäßig.
Daher kann in dieser praktischen Ausführungsform die Größe des Strahls über einen vorher bestimmten Bereich eingestellt werden. Diese Einstellung kann stufenlos oder in Schritten vorgenommen werden, indem man die Laser-Fokussierlinse 7 entlang der optischen Achse bewegt und eine Revolverkopf-Anordnung für die Apertur 6 benutzt, mittels der die Größe der Apertur verändert werden kann.
Der größte Durchmesser eines Retinablutgefäßes beträgt gewöhnlich etwa 150 Mikrometer; somit kann der Strahl vorzugsweise auf einen größten Durchmesser von 200 Mikrometer eingestellt werden. Falls er größer ist als nötig, wird unbenötigtes Fleckenlicht von benachbarten Blutgefäßen oder von dem umgebenden Gewebe aufgenommen.
Das Problem hier liegt darin daß, wenn der Strahl zu der gewünschten Position auf dem Augenhintergrund bewegt wird, sich die entsprechende Position des Fleckenmusterlichtes 62' auf der Fourier-Transformiertenebene ebenfalls bewegt. Die Nachweisapertur entsprechend zu beweegen erfordert dieselbe Art von kompliziertem Mechanismus, die in dem herkömmlichen Gerät benutzt wird. In der vorliegenden Erfindung wird gemäß Darstellung in Abbildung 10 eine Anordnung benutzt, durch die der Strahl überall innerhalb der Grenzen eines spezifischen Blickwinkelbereichs 71 (in Abbildung 11 der Blickwinkel 72) hinbewegt werden kann, das heißt, innerhalb des Beobachtungs- und fotografischen Feldes 70 der Augenhintergrundkamera, und der ebenfalls kleiner ist als der Blickwinkel des Beobachtungs- und fotografischen Feldes 70 (in Abbildung 11 der Blickwinkel 73). Um ein Beispiel anzuführen, ist die Laserstrahlbewegung relativ leicht, wenn die Messung innerhalb eines Bereichs von ca. 3 mm Durchmesser in der Nähe des Zentrums des Blickfeldes liegt. Daher kann zur Messung in einer Position außerhalb des Bewegungsbereichs 71 eine Augenfixationsführung oder dergleichen benutzt werden, um die Zielpunktposition in dem Bereich 71 zu bestimmen, was ein einfacher, unkomplizierter Arbeitsvorgang ist.
Als nächstes kann, wie in den Abbildungen 12a und 12b gezeigt, der Blickwinkel 72 des Beugungsebenen-Fleckenmusterlichts 62' auf der Fourier-Transformiertenebene F entsprechend dem Bereich 71 innerhalb des Blickfeldes der Augenhintergrundebene S eingestellt werden. In diesem Zusammenhang wird ein Mehrfach-Nachweisaperturmuster 65 bereitgestellt, welches zumindest des besagten Bereich 72 leicht umfassen kann und Aperturen 65' aufweist, die über einen Bereich, der größer ist als der Bereich 72, angeordnet sind. Bei dieser Anordnung wird - mit Bezug auf Abbildung 12 -, wenn ein Beleuchtungslaserstrahl 60a nach 60b und 60c bewegt wird, die entsprechende Ausleuchtungsposition 61a zur Ausleuchtungsposition 61b und dann zur Ausleuchtungsposition 61c verschoben, der entsprechende Strahl 62a' wird zur Position 62b' und dann nach 62c' bewegt, und abschließend werden die entsprechenden Fleckenmuster 62a, 62b, 62c der Meßpositionen auf der Fourier-Transformiertenebene F erzeugt. Da jedoch, egal in welcher Position sich das Beugungsebenen- Fleckenmuster befindet, es sich immer irgendwo innerhalb des auf derselben Fourier-Transformiertenebene angeordneten Mehrfach-Nachweisaperturmusters 65 befinden wird, ist es möglich nachzuweisen, welche der Aperturen 65' noch dazu Anlaß zu durch Fleckenbewegung verursachter Intensitätsschwankung geben, wodurch jedes Erfordernis einer Ausrichtung auf der Nachweisebene, d.h. die Fourier-Transformiertenebene F, ausgeschaltet wird. Das heißt, daß sich der Laserstrahl bei der Methode der vorliegenden Erfindung nur zu der erforderlichen Position innerhalb des vorher eingestellten Bereichs zu bewegen braucht, während der Augenhintergrund beobachtet wird, und diese Position wird die Meßpunkteinstellung, so daß der Arbeitsvorgang direkt und überaus praktisch ist.
Ein weiteres bedeutenderes Merkmal besteht darin, daß beim Nachweis der Bewegung von Flecken 63 in Beugungsebenen-Fleckenmustern (wie z.B. 62a), die beispielsweise auf der Fourier-Transformiertenebene F erzeugt werden, einbezogene Aperturen 65' eine Vielzahl von Aperturen an Stelle der Einzelapertur des Standes der Technik aufweisen.
Daher bedeutet dies, daß im Vergleich mit den Photonenkorrelationsdaten (Abbildung 8a), die an einem Punkt in dem Beugungsebenen-Fleckenmuster 62 (Abbildung 7a) durch eine Einzelapertur 64 nachgewiesen werden, die mit derselben Meßzeit durch das aus den Aperturen 65' gebildete Mehrfach-Nachweisaperturmuster 65 nachgewiesenen Photonenkorrelationsdaten (Abbildung 8b) (vorausgesetzt, der Durchmesser der Aperturen ist gleich dem der in Abbildung 7a gezeigten Einzelapertur) eine weitaus größere Intensität haben werden, d.h. man hat den Vorteil, eine größere Lichtmenge für den Nachweis bereitzustellen.
Wenn Laser als ophthalmologische Diagnosegeräte benutzt werden, erfordern Sicherheitserwägungen, daß die Intensität des Beleuchtungslaserstrahls um eine wie auch immer geringe Marge reduziert wird, und daß der Betrieb unter Benutzung des Laserstrahls so kurz wie möglich gehalten wird. Auch ist es zur Ausschaltung der Auswirkungen von Augenbewegung während der Messung oder Schwingung des Gesamtmeßsystems und ebenso zur Reduzierung der Belastung der einer Augenuntersuchung unterzogenen Person wesentlich, daß die Messung in einer kurzen Zeit abgeschlossen wird. Das lichtempfangende optische System in der Augenhintergrundkamera hat jedoch eine große Blende, und der Reflexionsgrad eines Laserstrahls auf einem Augenhintergrund ist gewöhnlich niedrig und ist nicht etwas, das sich künstlich kontrollieren läßt, und somit besteht die beste Methode darin, die Lichtnachweisempfindlichkeit zu verbessern. In dieser Hinsicht hat die vorliegende Erfindung einen hohen Grenznutzen, da sie ein Mehrfach-Nachweisaperturmuster verwendet, das aus zahlreichen kleinen, für den Photonenkorrelationsnachweis benutzten Aperturen besteht. Um nunmehr die vorbeschriebenen Merkmale zusammenzufassen, so leuchtet der Laserstrahl nur den Blutflußabschnitt eines Blutgefäßes aus, um ein Fleckenmuster zu erzeugen, welches nur aus durch Blutflußsignalkomponenten zerstreutem Licht gebildet wird, und dieses Muster wird für die Photonenkorrelation auf der Basis zahlreicher Punkte mittels einer Mehrfach- Nachweisapertur nachgewiesen, deren Oberfläche mit kleinen Aperturen bedeckt ist. Außerdem erfaßt die auf der Nachweisebene vorgesehene Nachweisapertur einen weiten Bereich, und überall wo die Position, in der Fleckenlicht ankommt, durch Bewegen des Strahls bewegt wird, kann das Licht stets in dieser Position nachgewiesen werden. Dadurch wird es leicht gemacht, das zu messende Blutgefäß auszuwählen und die Ausrichtung durchzuführen; außerdem wird es bei der großen Zunahme in der Menge von nachgewiesenem Licht möglich, die Fleckenmethode anzuwenden, um die Geschwindigkeit des Blutflusses in einem Einzelblutgefäß zu messen.
Es scheint zwar, als ob die zur Kontrolle des Laserstrahls zum Ausleuchten eines Zielblutgefäßes in dem Augenhintergrund angewendete Methode dieselbe ist wie die bei der Laser-Doppler-Methode angewendete, jedoch bestehen mit Bezug auf Arbeitsweise und Prinzip erhebliche Unterschiede. Bei einer Doppler- Methode wird der Laserstrahl in zwei Strahlen geteilt, die dazu gebracht werden, sich in einem bekannten Winkel in der Position des betreffenden Augenhintergrund-Blutgefäßes zu schneiden, während eine andere, einen Einzelstrahl benutzende Methode erfordert, daß der Strahleinfallswinkel auf das Blutgefäß oder der Winkel des Streulichtnachweises vorher bekannt ist. Mit der Fleckenmethode gemäß der vorliegenden Erfindung sind keine solchen schwierigen und zeitraubenden Prozeduren erforderlich, weil Projektions- und Empfangsstrahlengänge des Beobachtungs- und Fotografie-Lichtes in der Augenhintergrundkamera ohne Abänderung benutzt werden können.
Bei der Laser-Doppler-Methode wird der Laserstrahl in zwei Strahlen geteilt, die so gelenkt werden, daß sie sich in dem betreffenden Blutgefäß schneiden, und es wird eine Doppler-Verschiebungsfrequenz entsprechend der Geschwindigkeit von sich durch die auf diese Weise gebildeten Interferenzstreifen bewegenden Blutzellen gemessen, oder es wird, im Falle eines Einzelstrahls, Interferenz zwischen durch die Blutzellen zerstreutem Doppler-Verschiebungslicht und Licht von einem statischen streuenden Teilchen erzeugt, das getrennt vorgesehen ist und keine Doppler-Verschiebung hat, wodurch ein Überlagerungsdetektor zum Messen der Doppler-Verschiebungsfrequenz und zur Ermittlung der Geschwindigkeit des Blutflusses bereitgestellt wird. Im Gegensatz dazu benutzt die Laserfleckenmethode Zeitverlaufsänderungen in der intensitätsverteilung von Licht willkürlicher Phasen, das von großen Zahlen von Zellen zerstreut wird, was der Blutflußgeschwindigkeit entspricht, wobei das Ausmaß der besagten Änderung als ein Frequenzkomponentensignal gemessen wird, um die Geschwindigkeit des Blutflusses zu bestimmen.
In einem Beispiel des Standes der Technik, bei dem die mit der Bewegung eines Körpers einhergehende Bewegung eines Fleckenmusters unter Benutzung einer aus einer Vielzahl von kleinen Aperturen bestehenden Mehrfach-Nachweisapertur nachgewiesen wird, besteht das Ziel aus Flecken in Translationsbewegung, und zwischen von den Mehrfachaperturen nachgewiesenen Signalen entstehende Interferenz erzeugt eine Kreuzkorrelationskomponente. Das heißt, es gibt zwei Arten von Fleckenmusterbewegung: Translations- und Siedebewegung. In Abbildung 13 dargestellte Translationsbewegung bezieht sich auf die Translation von Bildebenenflecken 63 in einer feststehenden Richtung ohne irgendeine Formänderung. In Abbildung 14 dargestellte Siedebewegung bezieht sich auf eine willkürliche Flimmerbewegung der Bildebenenflecken 63, welche ihre Form ändern, verschwinden und so austreten, als ob sie zur Oberfläche hochsprudeln.
Die Verwendung von Mehrfachaperturen für in Translation befindliche Flecken - siehe Darstellung in Abbildung 15a - vergrößert die Wahrscheinlichkeit, daß ein Fleck 63 zwei benachbarte Aperturen wie z.B. 65' und 65" oder 65" und 65"' kreuzt und eine Kreuzkorrelationskomponente zwischen den besagten beiden Aperturen erzeugt. Mit Bezug auf die in Abbildung 16a gezeigte Photonenkorrelationsfunktion sowie die durch die gestrichelte Linie angezeigte Autokorrelationskomponente 74 jeder einzelnen Apertur gibt es eine Überlagerung der Kreuzkorrelationskomponente 75 zwischen benachbarten Aperturen und der Kreuzkorrelationskomponente 76 zwischen zwei durch eine andere Apertur getrennten Aperturen. Wird beispielsweise die Streuung der Korrelationsfunktion mit einer Verzögerungszeit, bei der sich der Korrelationswert auf l/e abschwächt, als die Korrelationszeit ausgedrückt wird das, was c bei einer Einzelapertur ist, zu c bei Mehrfachaperturen, was unerwünscht ist. Um die Kreuzkorrelationskomponente zu reduzieren ist es erforderlich, genügend Abstand zwischen den Mehrfachaperturen vorzusehen, um eine Zustand der Nichtkorrelation zwischen Aperturen zu erzeugen. Der Nachteil besteht darin, daß es unmöglich wird, eine ausreichende Zahl von Aperturen innerhalb des Fleckenmusterlichtstrahls anzuordnen, was bedeutet, daß er nicht anders wird als die herkömmliche Nachweisanordnung, die eine Einzelapertur verwendet.
Die gegenwärtigen Erfinder haben jedoch anhand von zahlreichen Experimenten festgestellt, daß das durch den Blutfluß in den Blutgefäßen des Augenhintergrundes erzeugte Laserfleckenmuster eine Siedebewegung hatte. Wenn Mehrfachaperturen für Flecken mit einer Siedebewegung verwendet werden, wie in Abbildung 15b gezeigt, besteht eine sehr geringe Wahrscheinlichkeit, daß ein gegebener Fleck 63 zwei benachbarte Aperturen ohne Formänderung kreuzt, mit dem Ergebnis daß, wie in Abbildung 16b gezeigt, die photonenkorrelationsfunktion nur die Autokorrelationskomponente 74 jeder separaten Apertur ist. Diese Autokorrelationskomponente 74 ist dieselbe wie diejenige, die man im Falle des Nachweises unter Benutzung einer Einzelapertur erhält, und ermöglicht den Erhalt der richtigen Korrelationsverzögerungszeit Öc. Anhand das Vorhergesagten bietet die Anwendung eines Mehrfach-Aperturmusters mit zahlreichen kleinen Aperturen auf eine Siedebewegung aufweisende Flecken den großen Vorteil der Ermöglichung einer Vermehrung der Lichtmenge, die zum Nachweisen derselben Signalkomponente wie im Falle einer Einzelnachweisapertur benutzt wird. In diesem Fall ist die Autokorrelation nicht von der bei dem Nachweis verwendeten Zahl von Aperturen abhängig, was zu erwünschten Charakteristiken aufgrund der Tatsache führt, daß durch Varianz in der Zahl von Aperturen kein Fehler verursacht wird. Außerdem ist die Tatsache, daß die durch den Blutfluß im Augenhintergrund erzeugten Flecken eine Siedebewegung haben, ein unentbehrlicher Teil der vorliegenden Erfindung. Weil es keinen Kreuzkorrelationseffekt gibt, können die Aperturen 65' relativ dicht zusammen positioniert werden mit dem Ergebnis daß, wie in Abbildung 17a gezeigt, zahlreiche Aperturen 65' in den Bereich des nachzuweisenden Fleckenmusterlichtstrahls 62 einbezogen werden können, was überaus praktisch ist. Wenn man die Aperturen 65' zu nahe zusammen positioniert, könnte dies jedoch dazu führen, daß ein Fleck zwei benachbarte Aperturen 65' überspannt, wie in Abbildung 17c gezeigt, was zu Kreuzkorrelationskomponenten führt. Daher sollten die Aperturen 65' gemäß Darstellung in Abbildung 17d um eine Distanz getrennt sein, die größer ist als die Durchschnittsgröße der Flecken auf der Nachweisebene. Da die Fleckengröße von optischen Systembedingungen wie z.B. Vergrößerungsfaktor, Blendenzahl oder Punktgröße auf dem Augenhintergrund abhängt, sollte die durchschnittliche Fleckengröße an dem Mehrfach-Nachweisaperturmuster stets die benutzte Normgröße sein. Wenn man die Aperturen in einem zu großen Abstand voneinander vorsieht, könnte das dazu führen, daß es - gemäß Darstellung in Abbildung 17b - nur eine Apertur 65' innerhalb des Fleckenlichtstrahls 62 gibt, was dasselbe wäre wie das herkömmliche Einzelapertursystein. Um das zu vermeiden ist es nötig, den Streubereich des Fleckenmusters 62 zu erwägen und die Aperturen um eine Distanz zu trennen, die gewährleistet, daß der Nachweis auf dem Vorhandensein von mindestens zwei der Aperturen 65' innerhalb des besagten Bereichs basiert.
Da der Durchmesser der Aperturen 65' eingestellt ist, um dieselbe Signalkomponente bereitzustellen wie wenn eine Einzelnachweisapertur benutzt wird, ist es vorzuziehen, die in der herkömmlichen Fleckennachweismethode angewendete Art von Punktnachweis zu benutzen. Da es in der Praxis jedoch nötig ist, eine Lichtmenge zu erhalten, die in einem gewissen Ausmaß beschränkt ist, ist sowohl theoretisch als auch experimentell bekannt, daß eine Apertur mit einem kleineren Durchmesser als der des betreffenden Durchschnittsfleckens benutzt werden kann. In der vorliegenden Erfindung ist es auch erforderlich, daß sämtliche der Aperturen 65' denselben Durchmesser haben, und daß der besagte Durchmesser kleiner sein muß als die Durchschnittsfleckengröße auf der Nachweisebene, wie in den Abbildungen 17a und 17d gezeigt. Ein Aperturdurchmesser, der größer ist als die Durchschnittsfleckengröße würde, wie in Abbildung 17e gezeigt, das Vorhandensein von mehr als einem der Flecken 63 in der Apertur 65' gestatten. In der Praxis wäre das unerwünscht, weil die räumliche intensitätsverteilung durch die Mittelwertbildung um einen Betrag entsprechend der Aperturoberfläche beeinflußt würde, und obgleich es eine Erhöhung in dem Gleichstromabschnitt geben würde, würde der Signalabschnitt verringert, was zu einer Verschlechterung des Signal-Rausch-Verhältnisses führt. Das führt in nachteiliger Weise zu einer Abweichung der Photonenkorrelationsdaten. In Anbetracht der vorerwähnten Tatsachen wäre es vielleicht vorzuziehen, die Fleckengröße auf dem Fleckenmuster relativ groß zu machen.
Die Benutzung der Mehrfach-Nachweisapertur gemäß der vorliegenden Erfindung kann auch auf Bildebenen- Flecken angewendet werden, die auf einer dem Augenhintergrund zugehörigen Bildebene erzeugt werden.In den Bildebenen-Flecken ist die Punktgröße des Laserstrahls jedoch sehr klein, genauer gesagt bloße 150 bis 200 Mikrometer im Durchmesser, und im wesentlichen gleich dem oder kleiner als der Durchmesser des Blutgefäßes. Das bedeutet, daß ein durch das Fleckenlicht auf der Bildebene erzeugtes Punktbild dieselbe Größe hat, wenn es in gleicher Größe abgebildet wird, wodurch die gemittelte Größe jedes der einzelnen Flecken viel kleiner gemacht wird. Folglich erfordert dies ein MehrfachNachweisaperturmuster, welches aus einer Vielzahl sehr kleiner Aperturen (mehrere Mikrometer im Durchmesser) besteht. Das ist jedoch in Anbetracht der Tatsache unausführbar, daß ein solches Aperturmuster schwer herzustellen und kostspielig und kompliziert in der Handhabung und Behandlung gegen Stäube oder dergleichen ist. Um das auszugleichen, kann eine Methode vorgeschlagen werden, bei der ein Mikroskopobjektiv zur Vergrößerung benutzt wird, um einen Nachweis auf einer zugehörigen und vergrößerten Bildebene bereitzustellen.
Diese Methode ist jedoch nicht geeignet, weil der Einbau eines Vergrößerungs-Abbildungssystems unter Benutzung des Mikroskopobjektivs in das optische Fleckennachweissystem den Strahlengang unvermeidlich um einen Wert von 100 bis 150 mm länger und das gesamte Gerät um einen Faktor kompliziert macht, daß der Strahlengang unter Berücksichtigung eines Strahlengangs infolge der Strahlreflexion durch Spiegel eingestellt werden muß. Diese Methode hat außerdem den Nachteil, daß eine geringfügige Abweichung des Objektivs eine erhebliche Verschiebung des vergrößerten Bildes verursacht. Wie in Abbildung 6 gezeigt, wird das Fleckenlicht von dem ausgeleuchteten Punkt des Augenhintergrundes auf einer konjugierten Bildebene (z.B. auf einer Ebene 31b) konvergiert, um Bildebenen-Flecken zu erzeugen, von denen jede Größe sehr gering ist. Mit Bezug auf die Fourier-Transformiertenebene bewegt sich das Licht von dem ausgeleuchteten Punkt in dem Augenhintergrund jedoch als Beugungsebenen-Fleckenlichtstrahl 62' in der gedehnten Parallelform und erzeugt Beugungsebenen-Flecken, von denen jede Größe weitaus größer ist als im Falle der Bildflecken. Dadurch wird die Herstellung des Mehrfach-Nachweisaperturmusters leicht und kostengünstig und erfordert in vorteilhafter Weise kein Vergrößerungs-Abbildungssystem unter Benutzung des Mikroskopobjektivs.
Sind die Mehrfach-Detektionsaperturen in einem willkürlichen Muster vorgesehen, hängen die Photonenkorrelationsdaten in einem großen Maße von der Willkürlichkeit des hergestellten Musters und der Zahl der Aperturen ab. Dadurch wird es schwierig, dieselbe Signalkomponente zu erhalten, egal wo das Fleckenlicht auf dem Mehrfach-Nachweisaperturmuster auftrifft, was eine nachteilige Auswirkung auf die Reproduzierbarkeit und Stabilität hat und ebenfalls mit Bezug auf Produktionsleistung unerwünscht ist. Auch kann die Ungleichmäßigkeit in der Intensitätsverteilung des Fleckenlichtstrahls auf der Nachweisebene, die mit der Benutzung einer willkürlichen Anordnung einhergeht, nicht ignoriert werden.
In dieser Hinsicht ist die regelmäßige Anordnung der Vielzahl kleiner Aperturen ein typisches Merkmal der vorliegenden Erfindung. Es kann eine Gitteranordnung benutzt werden, bei der - wie in Abbildung 18a gezeigt - die Mitten von vier benachbarten Aperturen 65' die vier Scheitel eines Rechtecks bilden, oder es kann - wie in Abbildung 18b gezeigt - eine Dreiecksanordnung benutzt werden, bei der die Mitte jeder von drei benachbarten Aperturen 65' die Scheitelpunkte des Dreiecks bilden. Anstatt solcher Aperturen kann ein optisches Faserbündel 77' benutzt werden, in denen jede optische Faser einen Kerndurchmesser gleich dem Durchmesser einer Apertur hat und gemäß Darstellung in Abbildung 19 ein Mehrfach- Nachweisaperturmuster auf einer Einfallsebene 77 hat. Eine solche Anordnung würde es ermöglich, Teile wie den Fotodetektor 67 entfernt anzubringen.
Diese praktische Ausführungsform benutzt die in Abbildung 7b gezeigte Anordnung, in der Schwankung in der Intensität des gesamten, von den Aperturen 65' kommenden nachgewiesenen Fleckenlichts für die Photonenkorrelation als Gesamtschwankung durch einen Einzelfotodetektor 67 über eine Kondensorlinse 66 nachgewiesen wird. Als solche unterscheidet sich das auf diese Weise von der Photonenzähleinheit (PCU) 83 erhaltene fotoelektrische Impulssignal von Zeitpunkt zu Zeitpunkt von fotoelektrischen Impulssignalen von individuellen Aperturen. Es kann jedoch eine statistische Verarbeitung benutzt werden, um dieselben Informationen mit Bezug auf die Photonenkorrelation zu erhalten, und das Mehrfach-Nachweisaperturmuster weist ebenfalls die verschiedenen vorerwähnten Vorteile wie z.B. eine erhöhte Lichtmenge auf.
Daher ist in dieser praktischen Ausführungsform die statistische Verarbeitung der fotoelektrischen Impulssignale (Photonenkorrelationsmethode) besonders wichtig. Es kann jedoch die übliche Korrelationsverarbeitung oder Frequenzanalyse angewendet werden, die in der Praxis überaus vorteilhaft ist.
Andererseits hängt die Genauigkeit der Photonenkorrelationsverarbeitung in hohem Maße von einer integrierten Lichtmenge ab, die durch die nachgewiesene Lichtmenge und Nachweiszeit bestimmt wird. In dieser Hinsicht ist die vorliegende Erfindung sehr nützlich, weil die nachgewiesene Lichtmenge zunimmt, wodurch die Nachweiszeit (Meßzeit) kürzer gemacht wird. Die Photonenkorrelations-Funktion weist, wie durch eine Kurve 78 aufgezeigt, aufgrund von schneller Siedebewegung und schneller Zeitverlaufsschwankung in der Lichtintensität eine schnelle Abschwächung im Falle eines schnellen Blutflusses gemäß Abbildung 20 auf während sie, wie durch eine Kurve 78' aufgezeigt, im Falle eines langsamen Blutflusses aufgrund einer langsamen Zeitverlaufsschwankung in der Lichtintensität eine relativ geringe Abschwächung aufweist. Da der reziproke Wert der Korrelationszeit cτ der Geschwindigkeit proportional ist, wird es möglich, die entsprechenden Geschwindigkeiten gemäß Darstellung in Abbildung 21 auszuwerten. Hier hängt die Einstellung des Proportionalitätsfaktors stark von Streukörpern ab; ein zuverlässiger Wert läßt sich durch eine vorherige Korrektion auf der Basis einer anderen Blutfluß-Meßmethode wie z.B. Fluoreszenz- Augenhintergrundfotografie, oder durch Anwendung einer Korrektion auf der Basis eines Blutflusses durch eine dem Blutgefäß äquivalente Glasröhre einstellen. Selbst wenn der Proportionalitätsfaktor etwas Abweichung vom wahren Wert einbezieht, liefert die vorliegende Methode eine überlegene Datenreproduzierbarkeit- und -stabilität und ist als solche in klinischen Anwendungen höchst nützlich.
In dieser praktischen Ausführungsform ist es erforderlich, die Menge des zum Aus leuchten des Augenhintergrundes benutzten Laserlichts einzustellen. Es ist jedoch schwierig, eine zügige Änderung der Lichtmenge von der Vormeß-Ausrichtungsstärke zur für die Messung benutzten Stärke von Hand auszuführen. Auch ist eine Anzahl von Lichtmengen-Schaltstufenoptionen in Anbetracht der individuellen Variationen erforderlich, die in dem Augenhintergrund-Reflexionsgrad, in der Kristallinsentrübung undsoweiter bestehen, und die sämtlich eine Bedeutung für die zur Messung zu benutzende Lichtmenge haben. Es ist jedoch schwierig, die Hochgeschwindigkeitsempfindlichkeit zu Beginn und bei Ende der Messungen mittels eines einzelnen, einfachen Mechanismus zu erzielen. Dieses Problem ist in dieser praktischen Ausführungsform durch Benutzung von zwei separaten Lichtmengen-Einstellfilters 2 und 3 gelöst worden.
Mit Bezug auf die Abbildungen 1 und 22 geht der Laserstrahl von der Laserstrahlquelle 1 durch den ersten Lichtmengen-Einstellfilter 2 hindurch, der beispielsweise mittels eines mit dem Meßschalter 49 verriegelten Solenoids mit feststehenden Winkelinkrementen um die Achse 2' gedreht werden kann. Wenn der Meßschalter 49 ABGESCHALTET ist, wird das Filtersegment 2a ausgewählt, welches die Lichtmenge auf eine Stärke reduziert, die niedrig genug ist, um durch die die Messung vornehmende Person wahrgenommen zu werden. Wenn der Meßschalter 49 EINGESCHALTET ist, wird das Filtersegment 2b ausgewählt, welches die Lichtmenge auf eine Stärke einstellt, die etwas höher ist als für die Messung erforderlich. Nach Abschluß der Messung wird das Filtersegment 2a in die optische Achse zurückgedreht. Somit kann die Lichtmenge zu Beginn und am Ende der Meßprozedur sofort eingestellt werden.
Licht vom Filter 2 geht sodann durch den Lichtmengen- Einstellfilter 3 hindurch. Als ein Beispiel kann der Filter 3 in sechs Schritten um die Achse 3' gedreht werden, um die Filtersegmente 3a bis 3f einzuschalten. Das geschieht von Hand und ermöglicht in Verbindung mit dem Filtersegment 2a des Filters 2 eine genaue Einstellung der für das Ziel der Messung benötigten Lichtmenge.
Wie bereits erwähnt, ist der Bewegungsbereich des Laserstrahls auf innerhalb des Bereichs 71 des Blickfeldes beschränkt. Es ist nützlich, wenn die die Messung ausführende Person in der Lage ist, den besagten Bereich 71 der Laserstrahlbewegung auf dem Augenhintergrund zu kennen. In dieser praktischen Ausführungsform wird diese Information durch Benutzung der (in Abbildung 1 gezeigten) Fadenkreuzplatte 35 bereitgestellt, die durch Zufügung eines Doppelkreises 81 zu dem vorhandenen Fadenkreuz angepaßt wird, wobei der Doppelkreis 81 benutzt wird, um den besagten Bereich der Laserstrahlbewegung anzuzeigen, wie in Abbildung 23a gezeigt. Das bietet den zusätzlichen Vorteil, daß der Doppelkreis benutzt werden kann, um die Dioptrien zu korrigieren.
Die Ansicht des Augenhintergrundes sollte möglichst vergrößert sein, um die präzise Positionierung des Laserstrahls auf das betreffende Blutgefäß zu erleichtern. Die Beobachtung wird auch dadurch erleichtert, daß man einen breiteren Gesichtswinkel benutzt, der einen Überblick über die Blutgefäße des Augenhintergrundes bereitstellt. Um das zu erreichen, muß man in der Lage sein, den Gesichtswinkel zu verändern, damit er mit dem Ziel der Messung zusammenpaßt. Das Lichtempfangssystem einer gewöhnlichen Augenhintergrundkamera ist mit Linsen zum Verändern des Gesichtswinkels ausgestattet. Das ist jedoch für das vorliegende Gerät, welches das Fleckenmuster über das Lichtempfangssystem nachweist, was bedeutet, daß eine Änderung des Gesichtswinkels die Nachweisbedingungen durch Änderung der Vergrößerung des Bildes verändern würde, nicht geeignet. Das obige Ziel wird erreicht, indem man das Beobachtungsokular 36 (in Abbildung 1 gezeigt) mit einer Zoom-Fähigkeit ausstattet, wodurch es ermöglicht wird, die Vergrößerung des Beobachtungsblickfeldes zügig, ohne Änderung des Fleckennachweissystem- Bedingungen, zu verändern. Die Mindestvergrößerung kann, wie in Abbildung 23b gezeigt, auf den normalen Augenhintergrundkamera-Beobachtungsblickwinkel eingestellt werden, und die maximale Vergrößerung sollte entsprechend einem Gesichtswinkel eingestellt werden, wodurch - wie in Abbildung 23c gezeigt - selbst bei der stärksten Vergrößerung der Doppelkreis 81 der Fadenkreuzplatte, die den Bereich der Laserstrahlbewegung anzeigt, innerhalb des Blickfeldes 82' liegt. Somit kann die Einstellung der Laserstrahlposition ungeachtet dessen beobachtet werden, ob sich das Zoom-Okular in einer vergrößerten- oder Standardeinstellung befindet.
In früheren Fällen, wenn eine Augenhintergrundkamera zum Nachweisen von Laserfleckenlicht vom Augenhintergrund benutzt wurde, bestand die gewöhnlich angewendete Methode darin, während der Messung einen Wellenlängen-Trennspiegel in den Strahlengang des Augenhintergrund-Beobachtungs- und Fotografie-Lichtsystems einzufügen, wobei der besagte Spiegel nur Licht reflektiert, welches dieselben Wellenlängenkomponenten hat wie das Fleckenlicht.
Im Falle der vorliegenden praktischen Ausführungsform, die durch die Benutzung eines Mehrfach-Nachweisaperturmusters zur Bereitstellung eines wirksamen Nachweises über den gesamten Bereich des Laserstrahls gekennzeichnet ist, ist die Spezifikation der optischen Achse des Fleckenlicht-Nachweisabschnitts jedoch besonders präzise, und auch bei Meßvorgängen wird von dem Wellenlängen-Trennspiegel ein hohes Maß an Stabilität verlangt. Als solche erfüllt eine Methode, durch die der Wellenlängen-Trennspiegel jedesmal mechanisch betätigt werden muß, diese Erfordernisse nicht.
Insbesondere verursacht die durch das Zurückziehen eines Wellenlängen-Trennspiegels erzeugte Schwingung eine Schwingung des Strahlenganges, entlang dem das Fleckenlicht fortgepflanzt und dadurch auf der Nachweisebene als Fleckenmuster offenbart wird und somit als Fleckensignalrauschen endet. Da beim Nachweisen des Fleckenlichts ein vergrößertes Bildsystem benutzt wird, ist die Auswirkung solcher Schwingung besonders ausgeprägt.
Außerdem fehlt es der Rückziehposition des Spiegels an ausreichender Reproduzierbarkeit. Auch kann, wenn der die optische Achse des Fleckenlicht-Nachweissystems bestimmende Wellenlängen-Trennspiegelbeweglich ist, keine ausreichende Ausrichtung und Einstellung desselben erfolgen, wenn das Gerät hergestellt wird, und es gibt auch eine Abweichung von Einheit zu Einheit. Außerdem sorgt man sich auch darum, daß eine häufige Benutzung die mechanische Instabilität infolge von Alterungserweichung und Verschlechterung der Haltbarkeit im Betrieb beeinflussen wird.
Wie bereits mit Bezug auf Abbildung 1 erläutert wurde, ist der Wellenlängen-Trennspiegel 39 aufgrund der Tatsache, daß der Nachweis von Fleckenlicht als eine Hauptfunktion des vorliegenden Geräts angesehen wird, in seiner Position fixiert, und es gibt keine beweglichen Spiegel, die in den Strahlengang bewegt werden können, entlang dem sich das Fleckenlicht bewegt. Für die Beobachtung und Fotografie ist ein schwenkbarer Spiegel 30 vor dem Wellenlängen-Trennspiegel 39 vorgesehen. Durch Zurückziehen dieses Spiegels aus dem Strahlengang wird es ermöglicht, das Fleckenlicht über den Wellenlängen-Trennspiegel 39, der vorher in einer genau vorher bestimmten Position fixiert worden ist, in das optische Nachweissystem zu lenken. Da der Spiegel 39 fixiert ist, bleibt die optische Achse des Fleckenlichts stabil, was zu einer Verbesserung der Qualität der Messungen führt.
Eine manuelle Betätigung des schwenkbaren Beobachtungs/ Fotografiespiegels 30 bei Beginn und am Ende der Messung kann nicht ausreichender Geschwindigkeit und Zügigkeit durchgeführt werden und unterliegt auch subjektiven Fehlern. Die Messung dauert nur eine kurze Zeit, und es ist unerwünscht, wenn mit dem Betätigen des Spiegels 30 Zeit verschwendet wird, da dies auch die Möglichkeit vergrößert, daß die Meßposition durch Bewegung des Auges der Person verschoben wird.
Dieses Problem wird in dieser praktischen Ausführungsform durch Verriegelung des schwenkbaren Spiegels 30 mit dem Maßeschalter 49 gelöst, wodurch, wenn der Schalter 49 EINGESCHALTET wird, der Spiegel 30 aus dem Strahlengang zurückgezogen wird, und wenn der Schalter 49 ABGESCHALTET wird, der Spiegel 30 in den Strahlengang eingesetzt wird. Ein anderer schwenkbarer Spiegel 34 ist ebenfalls mit dem Meßschalter verriegelt so daß, wenn der Schalter zur Messung EINGESCHALTET wird, der Spiegel 34 gleichermaßen aus dem Strahlengang zurückgezogen wird, wodurch Licht einer Wellenlängenkomponente, das durch den Wellenlängen-Trennspiegel 39 übertragen wird, zu Beobachtungszwecken benutzt werden kann. Wenn keine Messung durchgeführt wird, ist der Schalter 49 ABGESCHALTET, und der Spiegel 34 befindet sich in dem Strahlengang und reflektiert daher Licht, welches von der Linse 33 kommt, um eine Beobachtung des Lichts zu ermöglichen. Daher ist es möglich, den Augenhintergrund während des Meßvorganges zu beobachten.
Die Messung wird gewöhnlich als ein Willensakt der die Messung durchführenden Person begonnen und beendet, und die präzise Zeitsteuerung kann weder der untersuchten Person noch anderen, in der Prozedur involvierten Personen, wie z.B. Personen, welche die Signalanalyse abwickeln oder bei der Messung Hilfe leisten, mitgeteilt werden. Das ist besonder sdann der Fall, wenn die Messung nur eine Sekunde oder weniger dauert und daher beendet sein kann, bevor es irgend jemand anders bemerkt. während der Messung muß die untersuchte Person zusammenarbeiten, indem sie sich nicht bewegt; es kann Fälle geben, wo der Signalanalytiker nimcht entscheiden kann, ob eine Eingabe ein echtes Meßsignal oder nur Rauschen ist, und es könnte eine ungenügende Kommunikation mit den anderen geben, die bei der Messung helfen.
In der vorliegenden praktischen Ausführungsform wird ein elektronisch erzeugtes Geräusch benutzt, um zu signalisieren, daß sich eine Messung in der Durchführung befindet. Das Signal ist Geräusch, wenn der Meßschalter EINGESCHALTET wird, um die Messung zu beginnen, und wenn der Schalter ab- und dann wieder eingeschaltet wird, um die Messung wiederaufzunehmen, sowie dann, wenn die Messung von Anfang bis Ende ohne Unterbrechung durchgeführt wird. Somit ermöglicht es das Signal, den präzisen Zeitpunkt, zu dem die Messung begonnen und beendet wird, allen Teilnehmern mitzuteilen, wodurch die obigen Probleme gelöst und der Nutzen des Geräts verbessert werden.
Zwar ist die Erfindung mit Bezug auf eine bevorzugte praktische Ausführungsform beschrieben worden, jedoch versteht es sichunter Fachmännern, daß verschiedene Änderungen vorgenommen und Äquivalente für Elemente derselben ausgetauscht werden können, ohne von dem Umfang der Erfindung gemäß Abgrenzung in den angehängten Ansprüchen abzuweichen. Außerdem können viele Abänderungen vorgenommen werden, um eine Anpassung an eine spezielle Situation oder an wesentliche Punkte der Lehren der Erfindung vorzunehmen, ohne von dem wesentlichen Umfang derselben gemäß Abgrenzung in den angehängten Ansprüchen abzuweichen. Daher ist beabsichtigt, die Erfindung nicht auf die als beste, geplante Ausführungsart der Erfindung offenbarte spezielle praktische Anführungsform zu beschränken, sondern daß die Erfindung alle praktischen Ausführungsformen einbezieht, die unter den Umfang der angehängten Ansprüche fallen.

Claims

1. Eine ophthalmologische Methode, bei der der Augenhintergrund mit einem Laserstrahl mit einem vorher bestimmten Durchmesser ausgeleuchtet und Licht, das von dem Augenhintergrund zerstreut und reflektiert wurde, ausgewertet wird, um den Blutflußzustand in dem Augenhintergrundgewebe zu messen, dadurch gekennzeichnet, daß ein zu messendes Blutgefäß (61, 68) mit dem Laserstrahl (60, 60') eines vorher bestimmten Strahlpunktes, dessen Durchmesser im wesentlichen gleich dem oder kleiner als der des Blutgefäßes ist, ausgeleuchtet wird; bei der durch Blutzellen, die durch das durch den Laserstrahl ausgeleuchtete Blutgefäß fließen, zerstreutes und reflektiertes Licht konvergiert wird, um Beugungsebenen-Flecken (63) auf einer Fourier-Transformiertenebene (F) relativ zu dein Augenhintergrund (18b) zu bilden, der als die Objektebene angenommen wird; bei der die Sidebewegung der Beugungsebenenflecken (63) durch eine Fotokorrelationsmethode über ein Nachweisaperturgerät (42, 65) nachgewiesen wird, welches auf der Fourier-Transformiertenebene angeordnet und darauf mit einem Mehrfach-Nachweisaperturmuster gebildet wird, das aus einer gleichmäßig angeordneten Reihe von Aperturen (65') von im wesentlichen demselben Durchmesser besteht, wobei der besagte Durchmesser kleiner ist als die durchschnittliche Fleckengröße auf der besagten Ebene, und bei der ein Fleckensignal, welches je nach Schwankung in der Gesamtmenge des durch jede der Aperturen (65') des Mehrfach-Nachweisaperturmusters hindurchgehenden Lichtes erzeugt wird, ausgewertet wird, um die Geschwindigkeit des durch das betreffende Blutgefäß fließenden Blutes zu messen.

2. Eine Methode nach Anspruch 1, bei der die Schwankung in der Gesamtmenge des durch jede der Aperturen (65') des Mehrfach-Nachweisaperturmustergeräts (65) hindurchgehenden Lichts durch eine Photonenkorrelationsmethode nachgewiesen wird, um davon eine Photonenkorrelationsfunktion mit einer Korrelationszeit herzuleiten, deren reziproker Wert mit einem vorher bestimmten Faktor multipliziert wird, um die Geschwindigkeit des durch das spezifische Blutgefäß fließenden Blutes zu messen.

3. Eine Methode nach Anspruch 1 oder 2, bei der der Abstand zwischen den besagten Aperturen (65') und/oder der Durchmesser derselben von der Größe des Fleckenlichtmusters abhängig gemacht wird.

4. Eine Methode nach irgendeinem der vorhergehenden Ansprüche, bei der die besagten Aperturen über einen Bereich (72) verteilt sind, innerhalb dem das Fleckenmuster gebildet wird.

5. Eine Methode nach irgendeinem der vorhergehenden Ansprüche, bei der das besagte Nachweisaperturgerät (65) durch eine Vielzahl von optischen Fasern (77') gebildet wird, von denen jeder ihrer Durchmesser im wesentlichen gleich dem Durchmesser jeder der besagten Aperturen ist.

6. Ein ophthalmologisches Diagnosegerät, bestehend aus einer Laserguelle (1); einer ersten optischen Einrichtung (14, 15, 17) zum Ausleuchten eines Blutgefäßes; einer zweiten optischen Einrichtung (27) zum Konvergieren von Licht, welches durch Blutzellen zerstreut und reflektiert wird, die durch von dem Laserstrahl ausgeleuchtete Blutgefäße fließen, um Beugungsebenen-Flecken (63) an einer Fourier-Transformiertenebene (F) relativ zu dem als Objektebene angenommenen Augenhintergrund zu bilden; einem Nachweisaperturgerät (42, 65), welches auf der zugehörigen Bildebene angeordnet ist, und einer Nachweiseinrichtung (45, 67) zum Nachweisen von Fleckenbewegung, welche auf der Bildebene durch das Nachweisaperturgerät (42, 65) auftritt, und eine Auswertungseinrichtung (83, 84) zum Auswerten eines Flecks, um die Geschwindigkeit des Blutflusses durch die ausgeleuchteten Blutgefäße zu messen, dadurch gekennzeichnet, daß das Gerät so angeordnet ist, daß der Augenhintergrund mit einem Laserstrahl von einem vorher bestimmten Durchmesser ausgeleuchtet wird, und von dem Augenhintergrund zerstreutes und reflektiertes Licht ausgewertet wird, um den Blutflußzustand im Augenhintergrundgewebe zu messen, wobei die erste optische Einrichtung (14, 15, 17) angeordnet ist, um ein Blutgefäß (61, 68) auszuleuchten, das mit dem Laserstrahl gemessen werden soll, der durch die besagte Laserguelle erzeugt wurde, und wobei der besagte Laserstrahl einstellbar ist, um einen vorher bestimmten strahlpunkt zu haben, dessen Durchmesser im wesentlichen gleich dem oder kleiner als der des Blutgefäßes ist, wobei die zweite optischen Einrichtung (27) angeordnet ist, um durch den Augenhintergrund zerstreutes und reflektiertes Licht zu konvergieren, wobei das Nachweisaperturgerät (42, 65) auf der Fourier- Transformiertenebene (F) angeordnet und darauf mit einem Mehrfach-Nachweisaperturmuster (62) gebildet ist, welches aus einer regelmäßig angeordneten Reihe von Aperturen (65') von im wesentlichen demselben Durchmesser besteht, wobei der besagte Durchmesser kleiner ist als die durchschnittliche Fleckengröße an der besagten Ebene, wobei die Nachweiseinrichtung (45, 67) angeordnet ist, um durch eine Photonenkorrelationsmethode auf fotoelektrischem Wege siedebewegung der Beugungsebenen-Flecken über das besagte Nachweisaperturgerät nachzuweisen, um die Schwankung in der Gesamtmenge des durch das Mehrfach-Nachweisaperturmuster hindurchgehenden Lichtes zu extrahieren, und der Auswertungseinrichtung (83, 84), die angeordnet ist, um das durch die besagte Nachweiseinrichtung erhaltene Fleckensignal auszuwerten, um die Geschwindigkeit des durch das betreffende Blutgefäß fließende Blut zu messen.

7. Ein Gerät nach Anspruch 6, das weiterhin aus einer Einrichtung (9) zum Bewegen des besagten Laserstrahls über einen vorher bestimmten Bereich innerhalb des Augenhintergrundes besteht.

8. Ein Gerät nach Anspruch 8, bei dem die besagten Aperturen (65') innerhalb eines Bereichs (72) angeordnet sind, welcher der besagten Zone entspricht, und innerhalb dem die besagten Beugungsebenen-Flecken gebildet werden.

9. Ein Gerät nach Anspruch 8, das weiterhin aus einer Einrichtung zum Erzeugen eines Musters besteht, das für den besagten Bereich (72) bezeichnend ist, innerhalb dem der besagte Laserstrahl beweglich ist, wobei das besagte Muster auf einem Dioktrien- Korrektionsgitternetz angezeigt wird, um eine Dioptrienkorrektion zu ermöglichen.

10. Ein Gerät nach irgendeinem der Ansprüche 6-9, das weiterhin aus einer Schalteinrichtung (49) zum lnitiieren der Messung, einem ersten Filter (2) zum Einstellen der Intensität des Laserstrahlpunktes auf eine Intensität, die für die Messung erforderlich ist bzw. auf eine schwache Intensität, wenn die Schalteinrichtungen ein- und abgeschaltet werden, und einem zweiten Filter (3) zum Einstellen der Intensität des durch den ersten Filter hindurchgehenden Laserstrahlpunktes.

11. Ein Gerät nach irgendeinem der Ansprüche 6-10, bei dem eine Einrichtung vorgesehen ist, um es zu ermöglichen, daß zum Durchgehen durch eine Wellenlängentrenneinrichtung (39) gebrachtes Licht beobachtet und fotografiert werden kann.