JP3194000B2 - 網膜レーザードップラー装置 - Google Patents

網膜レーザードップラー装置

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Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 本発明は、ドップラー速度計測法により網膜血管の血
流を測定する計測手段に関する。
レーザードップラー速度計測法は、血管内の血液等の
流体を測定する場合などに用いられてきた、周知の流れ
測定技術である。簡単にこの原理を説明する。単色光を
血管、即ち、そこを流れる血液に照射すると、照射され
た単色光は、個々の散乱素子の速度成分に応じた振動数
分布を有する散乱光として、血液細胞により反射され
る。所定の角度離れた２つの固定レシーバーで集めた反
射光の振動数分布を解析することにより、血流の速度、
更に理想的には、速度プロフィールを推測することがで
きる。
しかし、この方法を網膜血管内の血流速度の検出に適
用する場合、いくつかの実質的な障害にぶつかる。その
一つは、個々の網膜血管の直径が数百ミクロン以下と非
常に小さい、ことである。この結果、信頼性の高い測定
を行うためには、血管の直径にほぼ等しい直径のレーザ
ー光ビームを目標に向ける必要性が生じる。ビーム直径
が小さければ小さいほど、流れ測定の中心線を見失う危
険性が増し、かといって、ビーム直径が大きくなればな
るほど、バックグラウンドに対する信号の比率が小さく
なってしまう。
二つめは、ドップラー解析のために、所定の角度離れ
た２つの方向からの反射光を集光しなければならない、
ことである。集光は、当然、眼の外側で行われるため、
測定する眼の湾曲度に応じて光路が変わり、眼の複数の
面で反射が起こるため、集められた光には、無関係の光
も含まれる、という問題が生じる。
三つめは、眼球が相当な速度で、且つ、かなりの規模
で動いている状況の下で、ビームを目標に照射し、そし
て、十分な強さの反射光を集める必要がある、というこ
とである。
ノイズに対する信号の比率を許容可能なものにするた
めには、小さな径のビームを使わなければならず、この
結果、眼の外側で集めることのできる基底部からの反射
光のレベルが非常に小さくなってしまう、ということを
考えた場合、前述の障害により、ドップラー解析に必要
な高い質の光を集めることが困難になる。
今まで、このような問題点が、レーザードップラー速
度計測法の臨床への応用範囲を狭め、注意深く制御され
た、相当に煩わしい分析的臨床試験にその適用を限って
いた。この場合の代表的な測定方法を以下に記載する。
まず、角膜に、直接、矯正レンズを取り付け、次に、目
標となる血管上に手で取り付けた照射及び集光用光学装
置を用いて、集められたスペクトルを短い時間間隔に区
切って記録する。そして、膨大な量に上る記録を解析
し、短時間の記録をつなぎ合わせて、一回あるいはそれ
以上の完全な心拍の間の流れを表す総合的な記録を、解
析により誘導する。この方法では、記録を行った時間
と、１秒あるいは２秒の代表的なドップラー・スペクト
ルを解析して、最終的に合成する、あるいは、そのスペ
クトルを同定する時間との間にタイムラグがあり、血流
に関して必要なデータを迅速に提供することができな
い。
記録したドップラー・スペクトルの処理を簡素化する
一つのアプローチとして、予期される流れ関数を表す所
定の基準に合致したスペクトル記録だけを最初に選択す
るアルゴリズムを開発することが考えられる。この方法
により、非常にノイズの多い、あるいは、変則的な記録
を捨てて、処理すべきデータの量を削減することができ
る。しかし、このアプローチは、記録結果の一部を完全
に省くものであるため、例えば、ビームが血管からそれ
て、違うところに照射された場合、血液の流れに関する
有効な情報をふるい落としてしまい、臨床学的に意義の
ある詳細を掴むことができない、という結果につながる
可能性もある。計測方法が十分に安定性のあるもので、
一回の完全な心拍の間、あるいは、それより長い時間持
続して、連続的な記録をとることができるならば、ドッ
プラー装置による記録解析プロセスを簡素化することが
できる、と考えられる。また、十分な安定性で、血管の
中心部あるいは血管よりも小さな管を目標として、ドッ
プラー照射スポットを当てることができれば、今以上に
意義のある血流測定を行うことができるようになる、と
期待される。
発明の概要 本発明は、使い勝手がよく、高性能の網膜ドップラー
速度計を提供する、ことを目的とする。
本発明は、また、網膜血管上への設置及びその位置で
保持を精度よく行うことのできる、信頼性の高い網膜ド
ップラー速度計を提供する、ことを目的とする。
本発明は、更に、連続的に、即ち、リアルタイムで、
管を流れる流体に関するデータを測定することができる
網膜ドップラー速度計を提供する、ことを目的とする。
上記並びにその他望ましい特徴を達成するために本発
明の装置は、網膜に向けられたビームを制御して、その
方向を定める、光学ビーム・ステアリング・システムを
備える。前記ステアリング・システムを通って前進方向
に、ドップラー照射ビームが投影され、一方、ステアリ
ング・システムを逆方向に通る光路に沿って、網膜の画
像が形成される。トラッキング（追跡）システムが、形
成された画像の動きを検出して、制御信号を出力し、先
の動きを相殺するように、ステアリング・システムを駆
動する。これによって、ドップラー照射ビームは、細い
血管の中心を照射し続ける。このように安定した照射を
行いながら、一連の集光用光学機器を用いて、網膜血管
から２つの異なった方向に沿って反射された光を集め
る。次に、解析器により、集められた光のスペクトルを
求め、また、最大速度あるいは最小速度、時間平均中心
線速度、対応する容量流速、の内少なくとも一つを計算
し、表示する。
前記ステアリング・システムは、前進光路と逆進光路
が分離するように配置された光学素子を備える。
望ましくは、前記ドップラー集光用光学機器が、装置
と眼との間に非遮蔽部を形成するように、前記ステアリ
ング・システムの後ろ側に配置され、また、光を集める
角度が所定のオフセット角を形成するような位置に配置
される。
前記ステアリング・システムは、相互に直交する２本
のステアリング軸の何れか一本の回りにそれぞれ回動可
能に保持される一対の両面ミラー素子と、一方のミラー
素子の面を他方のミラー素子の面と共役するように配置
させる光学リレーシステムと、を備える。
また、血管の直径を直接測定できるように、トラッキ
ング目標である血管の画像を、リニアCCDアレー上、横
方向に、形成するように、本発明のシステムを構成して
もよい。この場合、プロセッサーを用いて、中心線血流
速度と血管直径の関数として、血管の容量流速を計算す
る。更に、前記プロセッサーに、血管の大きさ及び被検
者の年齢と正常流速との関係を示す表を記憶させてお
き、検出結果と正常な血流とを比較することによって、
診断を行うように構成してもよい。あるいは、前記プロ
セッサーに診断プログラムを保持して、複数の血管にま
たがる流れを合計して、血流異常を示す不一致を検出す
るように、構成することもできる。
図面の簡単な説明 本発明の上記並びにそれ以外の特徴を、図面に従う本
発明の好適な実施例に基づき、更に詳しく説明する。
図１は、本発明の一実施例を示す。
図２は、本発明の別の実施例を示す。
図３は、図１あるいは図２の装置で用いられるドップ
ラー集光用光学機器を示す。
図3Aは、別のステアリング・システムを示す。
図3Bは、ドップラー集光用光学機器の別の実施例を示
す。
図４は、ドップラー信号処理を示す。
図５は、代表的なドップラースペクトルを示す。
図６は、ドップラースペクトルを処理して、流速を同
定する過程を示す。
図7Aないし7Cは、フーリエスペクトルの瞬間最高値を
時間に対してプロットしたものであり、図７は、その場
合の、ドップラー信号処理の工程を示す。
図８は、網膜血管のトラッキング（追跡）とドップラ
ー照射を示す。
図９は、血管の直径を求めるためのCCD画像信号を示
す。
図10は、診断用ドップラー測定システムの処理を示
す。
詳細な説明 図１は、本発明の一実施例に従う、安定化した網膜レ
ーザー・ドップラー・システム10を示す。システム10
は、ステアリング（操縦）装置20と、トラッキング（追
跡）装置30と、網膜血管に光を照射する赤色レーザー光
源35と、２チャンネル式ドップラー・ピックアップ解析
装置40と、を備える。ｘ軸偏向ミラーとｙ軸偏向ミラー
とを備えるステアリング装置は、電気信号によって制御
され、赤色レーザーから出射されたビームを、光路100
に沿って、目標とする網膜血管の方向に向ける。トラッ
キング・システムは、ステアリング・システムを逆に進
んで、電子センサー・アレー、例えば、CCD38上に投影
された、前記血管、あるいは、その近辺の網膜血管の画
像位置をモニターすることにより、目標とする血管の中
心に、このビームを照射し続ける役割を果たす。即ち、
トラッキング装置は、CCDアレー上の画像位置の変化を
検出して、制御信号を出力し、ステアリング・ミラーの
位置を変更することにより、画像を静止させる。明確に
規定されたトラッキング信号を誘導して、十分な速度ど
正確さでミラーを制御し、レーザー35から出射されたビ
ームを目標とする網膜に向ける方法に関しては、本発明
の譲受人が共有する米国特許第4,856,891号にその詳細
が説明されているため、これを本発明の記述を補足する
目的で参照されたい。
眼の後ろ側の対象網膜血管から散乱した赤色レーザー
光は、眼の対物光学素子によりステアリング装置の方向
に反射され、次に、一対のミラー41、42により偏向され
る。前記一対のミラー41、42は、それぞれ、約１ミリメ
ートルの直径で、約６ミリメートルの間隔をおいて設置
されている。このミラーの働きにより、集められた光が
反射されて、ドップラー解析装置のそれぞれのチャンネ
ルに送られる。ミラーは、それぞれ、約1.4度の円弧を
切りとったような形で、また、その間隔は、対物光学素
子の3x倍率に対して補正され、眼内部の所定の発散角度
に相当する。このため、被検者の眼の軸方向の長さがわ
かれば、流速の絶対値を計算することができる。
このシステムの観察光は、黄色ヘリウム−ネオン・レ
ーザー51から出射され、ビーム・エキスパンダ（伸長
器）52、偏向ミラー53a、53b、減衰器54を通り、広領域
ビームとなった後、ビームスプリット・ミラー55により
曲げられ、照射光路に入る。このビームは、眼の基底部
の±10度の領域を照射することができる。
眼の基底部から反射した黄色観察光は、レンズ61、63
及びイメージ・ローテーター（画像回転子）65から形成
される対物光学装置を通って反射され、ステアリング装
置を介して、接眼レンズ、即ち、観察装置67に入る。観
察装置67において、反射光によって形成される可視画像
領域は、トラッキング画像、目標となった血管及びドッ
プラー照射ストッポに同調して動く。この場合、観察装
置に、カメラを備えるように構成してもよい。イメージ
・ローテーター65の機能に関しては、前述の米国特許に
詳しく説明されているが、簡単に言えば、網膜血管等の
トラッキング画像を、CCD上の所定の直交フレーム内に
回転させるものである。この結果、トラッカー（追跡装
置）を、斜めに配向された血管上に固定して、所定の直
交フレームのステアリング補正を行うことができる。こ
のようにイメージ・ローテーターを用いることにより、
システムの構成を更に簡単にすることができ、トラッキ
ング・システムで画像領域移動を計算する煩わしさをな
くすことができる。
本実施例では、緑色ヘリウム−ネオンレーザー31が、
トラッキング・システムで用いられている。レーザー31
から出射された独立ビームは、回転ミラー32及びビーム
分離ミラー33の作用により、ドップラー照射ビームと同
じ光路100を進む。即ち、緑色ビームの進行方向もステ
アリング装置20により定められる。光路内の減衰器101
は、光路を進むビームの強度を制限する。緑色トラッキ
ングビームの直径は小さく、例えば、数ミリメートル以
下であり、この結果、眼の照射面積を限定することがで
きる。上述の３つの光源の波長を分離することにより、
適当に配置されたフィルターあるいはダイクロイック・
ビームスプリッターを用いて、観察装置あるいは検出装
置上において、別の光源からの干渉を防ぐことができ
る。例えば、反射トラッキング画像をCCD38に映すビー
ムスプリッター37を、緑色光をほとんど全てCCDの方向
に反射させると同時に、黄色光をほとんど全て通過させ
て観察用光学装置67に送るダイクロイック・ビームスプ
リッターとしてもよい。適当なスペクトル分離光路の具
体例は、前述の米国特許に詳しく説明されている。
ステアリング・システム20は、２つのステアリング・
ミラー21、22を備える。このミラーは、それぞれ、眼の
基底部と共役関係にある共通平面Ｐ内の２本の直交軸の
内一本の回りに回動するように配置される。回動軸に取
り付けられた検流計制御素子21a、21bは、それぞれのミ
ラーを動かし、約±10度の角度範囲内で一方向に回転さ
せる。ミラーは、それぞれ、第一面と第二面とを有し、
ここでは、これをＡ面（内側面）並びにＢ面（外側面）
と規定する。これらのミラーは、入力光路と出力光路と
を光学的に分離するように、配置されている。
ミラーの外側面を互いに中継させるような光学リレー
システムにより、この光学的な分離を行う。一つのミラ
ーの回転軸をもう一つのミラーの回転軸と1:1の倍率で
共役させるように配置するレンズあるいは焦点ミラーを
光学リレーシステムに備えるように構成することが望ま
しい。このような共役光学素子に関しては、本発明の譲
受人が共有している、1990年５月11日に出願され、現在
審査中の米国特許出願番号第522,376号（発明の名称
「二方向性光ステアリング装置」:Yakov Reznichenko
＆ Michael Milbocker）に詳しく説明されている。この
特許出願を、ここに参照文献として引用する。
ここでは、図を簡略化するために、中間のレンズや湾
曲反射面は省かれており、光学リレーシステムとして、
一方のステアリング・ミラーのＢ面にぶつかったビーム
をもう一方のステアリング・ミラーのＢ面に送る３つの
平面鏡23a、23b、23cのみが示されている。前述の特許
出願に詳しく説明されているように、一面だけが金属メ
ッキされた薄板をステアリング・ミラーとして用いるこ
ともできるが、両面が金属メッキされた前面ミラーを用
いることが望ましい。このミラーは、ステアリング・シ
ステムからの内面反射やゴーストをより効果的に除去す
ることができる。
被検者の眼から軸RIに沿って戻る画像は、ミラー22の
Ａ面で反射され、ミラー21のＡ面に送られるため、トラ
ッキング光学素子及び観察光学素子に送られる逆進ビー
ム200と同じ偏向角度で、ステアリング・システムを通
過することになる。この結果、入力光ビーム100と反射
画像ビーム200は、常に、所定の方向に沿って、トラッ
キング光学素子及び観察光学素子に出入りする。基底部
に共役する平面に配置される一対の絞り24a、24bは、角
膜及びその他の反射を遮断する。絞りの開口は、約10ミ
リメートルである。
図１のドップラー信号受信装置40を、もう少し詳しく
図３に示す。ピックオフ・ミラー41、42が、２本の反射
ドップラービームを偏向させる。本実施例では、この２
本のビームは、眼の外側で13.5度の角度に発散するよう
に、分離されている。この光は、それぞれのチャンネル
で、ファイバー束47にリレーされる。各ファイバー束47
は、その一端に入射した光を、更に発散あるいは減衰さ
せること無く、相関係を保持したまま光電子倍増管49
（RCA8645）に送る。そして、赤色レーザー・ラインフ
ィルター48（メレス・グリオット632.8nm）により、無
関係の波長を取り除く。
ドップラー装置に手動のトラッキングあるいは観察ポ
ートを残しておくことが望ましい場合には、図3Bに示す
ような構成を採用すればよい。この構成では、大きなミ
ラー41、42を用い、一対のピンホール絞り44により、ド
ップラービームの分離角度を規定する。それぞれのチャ
ンネル毎に、対物光学素子46とリレーミラー46a、46bと
を含む光学ミラー装置が、集めた光をそれぞれのファイ
バー束47にリレーする。更に、光路に眼対物レンズ50と
共に配置されている（図示されていない）環状グリーン
・フィルター（コダック・ラッテン・フィルター 57X
A）の働きにより、ドップラー測定を行っている間に標
的血管を観察することができる。
何れの場合においても、レーザー35から出射されたド
ップラー照射ビームは、網膜上の標的血管の直径とほぼ
等しい直径を有するスポットに集中し、入射ビームのパ
ワーは、約５マイクロワットに減衰される。その結果、
網膜の放射照度は、生物学的に安全なレベルまで下が
る。本実施例の装置では、このような低いレベルの反射
光を検出するために必要な光電子倍増管が、通常起こる
漂遊反射により飽和状態になる一方で、主に、上述した
ようなステアリング・システム内でのトラッキング信号
と照射信号との分離に基づいて、受信可能な信号を出力
する。
図２に示す別の実施例では、ドップラー・ピックオフ
受信装置40は、ステアリング・システムをはさんで、眼
の位置と反対側に置かれている。この実施例では、ピッ
クアップと入力照射ビームの角度がそれぞれ一定である
ため、二次的な影響を受けることがない。更に、第一実
施例で用いられている（図１に示す）ミラー41あるいは
42及び（図3Bに示す）ミラー46a、46bが、この実施例で
は、チャンネル別の長いファイバー束47に置き換えられ
ている。このファイバー束47は、反射画像の光路に直接
伸長し、光電子倍増管にこの光を伝達している。ファイ
バー束の直径は、３ミリメートルよりわずかに大きく、
網膜の共役画像面から入射した光を、それ以上発散させ
ることなく、また、相対的な相関係を保持したまま、伝
達する。
図3Aは、図１あるいは図２のドップラー装置で用いら
れるステアリングシステム20の他の構成を示す。この実
施例では、ｘ軸ステアリング・ミラー21とｙ軸ステアリ
ング・ミラー22には、図１及び図２のミラーと同じもの
が用いられているが、ミラー23a、23b、23cから成るリ
レーミラーの外側表面と関連するリレーレンズの間を結
ぶリレー光路は、単一の倍率を有するテレセントリック
系に配列される一対の集束ミラー24a、24bに置き換えら
れている。これにより、ステアリング装置のレイアウト
や配置を単純化し、反射インターフェースの数を削減し
て、照射光路から固体の散乱媒体を除くことができる。
図４は、集められた光がドップラー解析計でどのよう
に処理されるか、を示す。ここで、反射光には、基準周
波数として役立つ血管の表面から散乱した光、並びに、
血管を透過して、血管内を流れる血液細胞から散乱した
光が含まれる。これら２種類の型の光は、光電子倍増管
49で結合され（図３参照）、異なった周波数の混合が行
われて、散乱細胞の個々の速度に対応したうなり周波数
を有する電気信号を出力する。光電子倍増管の各チャン
ネルから出力された電気信号は、スペクトル解析システ
ム110に送られる。スペクトル解析システム110では、５
ミリ秒間隔で、解析された信号の周波数成分を示す出力
がリアルタイムで行われる。図５に、出力信号の代表的
な追跡曲線を示す。この追跡曲線にはノイズが多いが、
これは、血管内の一般的な断面流れプロフィールに従う
と同時に、熱的な動き及び流体の流れの乱れや不規則性
に起因する動きの成分を有する、散乱物質の個々の動き
を示しているためである。信号に非常にノイズが多い状
態でも、周波数の追跡曲線が、標的血管の最大流速ある
いは中心線流速値に対応する上限あるいは遮断周波数12
0（図５）を有していることがはっきりとわかる。
この最大流速値は、以下のように検出される。まず、
スペクトル解析プロセッサー110の信号追跡曲線（図５
参照）を、それぞれの直径に関してデジタル化して、プ
ロセッサー115に送信し、次に、プロセッサー115が、最
大周波数を求め、それに対応する流速を表示する。本実
施例では、積分器／弁別器を用いて遮断周波数を同定
し、スペクトル解析システム110の出力から、遮断周波
数のところで最大値をとるような新しい関数を成立させ
る。この処理をソフトウェアモジュールで実行する。モ
ジュールでは、それぞれの周波数値νに対して、その回
りに幅2Aの「ウィンドウ」を規定して、周波数の軸に沿
って、ウィンドウをスライドさせる。それぞれのνに関
して、幅Ａの所定の間隔にわたってνの右側に加算した
周波数信号の値を、νの左側に加算した周波数信号の値
から差し引く。
この結果、それぞれの周波数ν０に対して、次の関数
が成立する。
（ここで、ｓ（）は、スペクトル解析器の出力信号であ
る。） この関数は、正確に、信号値の変動が極端に不連続に
なるところの周波数で最大値をとる。図６に、このよう
に規定された関数ｆ（ν）を、図５と同じ周波数目盛り
で示したものである。この図から、スペクトル出力が急
変動しているにも関わらず、最大血流に対応する周波数
が簡単に検出できることがわかる。
図７及び図7Aないし7Cは、上述のシステムの基本的な
信号処理過程を示すものである。図7Aは、ドップラー照
射スポットの目標が網膜の動脈である場合に、一つの光
電子倍増管49の出力に基づいてスペクトル解析システム
110により求められた、瞬間毎の最大周波数を含む、８
秒間の信号追跡曲線を示す。図7Bは、もう一つの光電子
倍増管に関する同様な信号追跡曲線を示す。チャンネル
毎に、集光角度が異なり、その結果、絶対周波数範囲が
異なるが、何れも、心臓の収縮サイクルに応じた動脈の
血流に伴う、独特な周期的パルスを示す。図7Cは、眼と
装置の配置に対応する定数に図7Aの値と図7Bの値との差
をかけたものに等しい血流速度を示す。より具体的に言
えば、図7Cは、所定の瞬間において、他の２つの信号の
最大あるいは遮断周波数の差に直接比例する、最大瞬間
中心線血流速度を示す。
図７は、図４のスペクトル解析システム並びにプロセ
ッサーで行われる全体的な処理を示す。それぞれのPMT
アナログ出力値を、アナログ／デジタル変換して、コン
ピュータでアクセス可能な形式、例えば、ディスク上に
保持する。スフトウェア・フーリエ変換モジュールによ
り、ｔ秒毎の信号値ブロックをそれぞれ解析して、その
パワースペクトルを計算する。パワースペクトル（チャ
ンネル１及び２）を、それぞれ、図６に基づいて先に説
明した周波数遮断検出アルゴリズムで処理する。例え
ば、本実施例では、プロセッサーをリアルタイムで操作
し、チャンネル毎に、毎秒89個の５ミリ秒サンプルをデ
ジタル化して、処理し、図に示したように、非常に細か
い追跡曲線を得た。
スペクトル解析ステップとそれに続く信号処理ステッ
プを主にプロセッサーで行うように構成することもでき
るため、図４並びに図７において、スペクトル解析シス
テムとプロセッサーの機能は明確に分けられていない。
このプロセッサーを、例えば、数値解析ソフトウェアと
フーリエ変換ソフトウェアを搭載したマイクロコンピュ
ータで構成してもよい。
後でもう少し詳しく説明するが、プロセッサーに更に
別の機能をもたせ、光電気信号を処理して、血流の容量
を示すデータ、血管の遮断障害、流れの異常等、臨床情
報を示す多くの特定指標あるいはその断片を出力した
り、血流循環を基準値と比較したりするようにしてもよ
い。
ドップラー解析モジュールでは、血管の外側で反射さ
れた光を参照ビームとして用いているため、眼あるいは
照射ビームの動きに起因する周波数のシフトの影響を受
けることなく、焦点に集められたドップラービームが静
止しているか、あるいは、血管の長手方向に沿って、流
れの方向と同じ方向あるいは逆方向に動いているかに関
係なく、検出された流速は、ほとんど同じになる。この
ため、トラッキング・システムで２次元制御を行う必要
がなく、ドップラービーム100の標的である血管を横切
る方向の眼の動きのみを補正するような方向にトラッキ
ング素子が配置された、一次元トラッカーを用いればよ
い。例えば、前述の米国特許に示されているようなトラ
ッカーを用いて、ドップラー測定が行われる血管と同じ
血管、あるいは、それと平行な血管を、トラッキングの
標的血管として選択し、トラッキング標的を横切るよう
な動きを追跡することにより、ステアリングを補正する
信号を出力する。
２軸トラッキング・システムを用いて、ドップラービ
ームと反射光とを安定化させて、解析並びに画像形成を
行うようにしてもよい。
本発明の好適な実施例では、単軸トラッカー（追跡装
置）が用いられており、トラッキングCCDからの出力信
号を用いて、定量的な測定を行い、測定されたドップラ
ーデータを容量流速の絶対値を示す測定データに変換す
る。
図８は、このような装置におけるドップラー画像形成
の詳細を示す。約50マイクロメートルから２、300マイ
クロメートルまでの直径を有する網膜血管120に、直径
約0.5ないし1.0mmの断面円形あるいは方形の緑色トラッ
キングビーム90を照射し、更に、同じ血管上に、ドップ
ラー照射ビームをスポット95に集める。血管の画像12
0′に対して垂直に配向されたCCDラインアレー130上に
形成される画像90′と同様に、トラッキングビーム90で
照射された網膜領域の画像を、上述したようにステアリ
ング・システム20を介して、形成する。５倍から25倍ま
での倍率を有する対物拡大光学装置を用いて、CCDがト
ラッキングビームの画像90′内に完全に入るようにす
る。例えば、約12ミリメートルの長さの１×256画素CCD
から成るリニア・アレーの場合には、25倍の対物レンズ
を用いれば、CCD130が、500マイクロメートルの幅のト
ラッキングビームの画像内に収まる。従って、50ないし
100マイクロメートルの網膜血管画像は、CCDの約25ない
し50の画素に収まることになる。
図９は、網膜から反射されたトラッキング光の測定照
射値を、CCDの長さに対してプロットしたものである。
特徴的な二重谷型構造を示す、光強度の検出結果の最小
値は、血管画像に対応し、また、二重谷型構造の中心の
極大値は、血管壁の中心頂部からのミラー反射に対応す
る。二本の矢印で示した、照射値の半値幅を示す点は、
血管の直径ｄに対応する。
本実施例では、トラッカー（追跡装置）は、１ミリ秒
間隔でCCDをトラッキングして、ステアリング・ミラー
の位置を補正する制御信号を出力するもにではなく、CC
Dの出力を処理して、半値幅の点を求めることにより、
血管の直径ｄを決定する。
更に望ましくは、プロセッサーが、検出された流速と
血管直径とを組み合わせて、容量流速の絶対値を内部計
算で求めることができるように構成する。
容量流速は、以下の処理に従い、求められる。まず最
初に、プロセッサーが、数値処理を行い、ある時間間隔
に対して、中心線流速（図５参照）を積分し、積分値を
わり算して、平均中心線血流速度「acb」を求める。次
に、血管の断面積Ａ＝π（d/2）２を血管の直径ｄから
求める。十分大きな（約50マイクロメートル以上）血管
に関しては、ポアズイユの流れの仮定が成立し、流れの
総容量は、Ａ（acb）/2で計算される。
観察を行う間に血管内の血流の容量を直接計算でき
る、というこの特性を活かして、以下の本発明の実施例
に示すように、総合的あるいは部分的な流れの異常、遮
断障害等の組織測定を行うこともできる。例えば、血管
の大きさに対する関数として正常な血流の範囲を示した
メモリー・テーブルをプロセッサーに保存する。この場
合、データを（明かな脈動流により認識可能な）動脈と
（より流速が均一な）静脈に分けて保存するように構成
してもよい。
トラッカー（追跡装置）が所定の血管を標的として選
択し、その血管の直径ｄを求めた後、保存されているデ
ータの中から、直径ｄに対する正常値を検索して、検索
された正常値を流れの計算値と比較して、異常であるか
どうかを調べる。
「正常」値は、あらかじめ決められた普遍的な値であ
る必要はなく、患者の正常な眼を用いて、様々な直径の
血管に関して血流値を測定し、これを保存して、「正
常」な値として用い、もう一方の眼の流速あるいは容量
の測定値をこの正常値と比較するようにしてもよい。
「正常」値を直径の関数としてのみ表す必要はなく、更
に、被検者の性別あるいは年齢、血圧、等他の臨床パラ
メータに対する関数とすることもできる。
あるいは、複数の動脈の流速を合計し、また、複数の
静脈の流れを合計あるいは差し引いて、網膜領域全体の
血流を示すデータを提供する手段をプロセッサーに備え
る、ように構成してもよい。この場合、網膜領域に流れ
込むあるいは網膜領域から流れ出る血流の総量が不均衡
であれば、血流に異常があることが示され、何らかの病
気が隠されている可能性が示唆される。また、流れのし
きい値と単純に比較することにより、出血や網膜剥離
等、所定の病気を示すように構成することもできる。図
10に、このようなシステムで一般的に行われる処理のス
テップを示す。
以上、本発明を、いくつかの代表的な実施例並びにそ
の変形例に基づいて詳述したが、本発明は、上記実施例
に何等限定されるものではなく、本発明の要旨内で、様
々な形に、修正、変更できる。
フロントページの続き (72)発明者 フィーケ，ギルバート ティー. アメリカ合衆国 02180 マサチューセ ッツ州 ストーンハム，オークストリー ト 25 (56)参考文献 特開 昭56−125033（ＪＰ，Ａ) 特開 昭58−118730（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−288133（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 3/10 A61B 5/0285

Claims (19)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】被検者の眼の網膜血流を測定する装置で、 第一光路に沿って、網膜血管上で照射スポットに収束さ
    れる照射ビームを形成し、投影するための第一光源と、 トラッキング（追跡）光路に沿って、前記第一光源の光
    と区別される、少なくとも一本のトラッキング光ビーム
    を形成し、投影するための第二光源と、 所定の角度離れた２つの方向に沿って照射スポットから
    反射された光を別々に集めるための集光手段と、 前記集光手段によって集めた光を解析して、照射スポッ
    トにより照射された網膜血管内の血流を表示するための
    ドップラー解析手段と、 入射光ビームを制御して網膜の方向に向けるための光学
    ビームステアリング・システムで、制御信号に応じて動
    き、また、前記照射ビームを受け取り、網膜に向けて出
    射すると同時に、網膜から反射された前記トラッキング
    照射ビームの光を受け取るように配置された光学ビーム
    ステアリング・システムと、 前記光学ビームステアリング・システムを介して、前記
    トラッキング光に照射された網膜組織の画像を形成する
    ための画像形成手段と、 前記網膜組織の画像の動きに応じて、前記ステアリング
    ・システムが画像を静止状態に維持できるように、制御
    信号を前記ステアリング・システムに出力するトラッキ
    ング手段で、前記照射スポットを網膜血管上に保持し、
    且つ、前記ドップラー解析手段が前記血管内の血液の流
    れを検出することができるような速度で操作されるトラ
    ッキング手段と、 を備えることを特徴とする装置。
  2. 【請求項２】前記ビームステアリング・システムが、一
    組の共通ステアリング・ミラーの異なった面で規定され
    る、別個の前進光路と逆進光路とを備え、前期照射ビー
    ムと前期トラッキング光ビームとが、前記前進光路に沿
    って、眼まで進み、また、前記画像が、前記逆進光路に
    沿って、眼から送られて形成される、ことを特徴とする
    請求項１記載の装置。
  3. 【請求項３】前記集光手段が、眼から反射して、前記ス
    テアリング・ミラーを通って、前記逆進光路に沿って進
    む光を集める、ことを特徴とする請求項２記載の装置。
  4. 【請求項４】前記一組の共通ステアリング・ミラーが、
    検流計に制御され、それぞれ、その両面が金属メッキさ
    れた、一対のステアリング・ミラーを備える、ことを特
    徴とする請求項２記載の装置。
  5. 【請求項５】前記照射ビームが、直径約50マイクロメー
    トルのスポットに収束されることを特徴とする請求項１
    記載の装置。
  6. 【請求項６】前記集光手段と前記画像形成手段とが、そ
    れぞれ、眼の瞳孔の異なった領域を通過する光を集め
    る、ことを特徴とする請求項１記載の装置。
  7. 【請求項７】前記ドップラー解析手段が、リアルタイム
    で作動し、血流速度を示す周波数分布を求めるスペクト
    ル解析システムを備える、ことを特徴とする請求項１記
    載の装置。
  8. 【請求項８】前記ドップラー解析手段が、更に、血液の
    容量流速を求める手段を備えることを特徴とする請求項
    ７記載の装置。
  9. 【請求項９】測定した血流の流速を標準血液流速と比べ
    るための手段を更に備える、ことを特徴とする請求項７
    記載の装置。
  10. 【請求項１０】前記標準流速が、血管の直径あるいは被
    検者の年齢の内、少なくとも何れかとの関係を示す流速
    データである、ことを特徴とする請求項９記載の装置。
  11. 【請求項１１】前記集光手段が、光を分散させることな
    く、相関係を保持したままで、集めた光を変換するため
    のファイバーを備える、ことを特徴とする請求項１記載
    の装置。
  12. 【請求項１２】網膜血管の直径を求めるための直径測定
    手段を更に備える、ことを特徴とする請求項１記載の装
    置。
  13. 【請求項１３】前記トラッキング手段が、光検出アレー
    上の網膜画像の動きを検出し、前記直径測定手段が、前
    記アレー上の網膜血管の画像の大きさを決定する、こと
    を特徴とする請求項12記載の装置。
  14. 【請求項１４】漏出条件、遮断阻害条件、並びに、総血
    液流量の少なくとも一つを求めるための処理手段を更に
    備える、ことを特徴とする請求項12記載の装置。
  15. 【請求項１５】血液データを処理して、血管の異常、病
    変を同定するための手段を更に備える、ことを特徴とす
    る請求項１記載の装置。
  16. 【請求項１６】網膜血流のドップラー測定を行う測定装
    置で、 網膜を装置の標的とするためのオペレーター観察手段
    と、 網膜血管に可干渉光を向けるための第一手段と、 網膜血管内を流れる血液により散乱した光を集め、集め
    られた光を光検出器に送り、電気信号を出力するための
    第二手段と、 前記電気信号をデジタル信号に変換するA/D変換手段
    と、 可干渉光を血管に照射して、血管から散乱した光を集め
    る間、網膜血管に対する装置の照準を安定させるよう
    に、血管画像を処理するトラッキング（追跡）手段と、 デジタル信号を処理して、高速フーリエ変換を行い、網
    膜血管内の血流速度を測定するデジタル処理手段で、前
    記トラッキング手段に連結され、血管の直径を測定し、
    前記血流速度の測定結果と前記直径の測定結果とを機能
    的に結合させて、リアルタイムで、装置が網膜を標的と
    している間の網膜血流の循環値を測定し、対象となる組
    織の生体における臨床評価をリアルタイムで行うための
    デジタル処理手段と、 を備えることを特徴とする装置。
  17. 【請求項１７】前記処理手段が、網膜血管内の血液の容
    量流速を計算する、ことを特徴とする請求項16記載の装
    置。
  18. 【請求項１８】網膜の血流循環の正常値の表を含むデー
    タ保存手段を更に備え、前記処理手段が、測定値と、保
    存された正常値とを比較して、診断上の指標を出力す
    る、ことを特徴とする請求項16記載の装置。
  19. 【請求項１９】前記処理手段が、更に、装置が複数の異
    なった網膜血管を標的とする場合に、網膜血流循環を示
    す複数の逐次値を結合するためのプログラム・シーケン
    ス手段と、 血流循環の漏出あるいは遮断阻害条件を検出するための
    手段と、 を備えることを特徴とする請求項16記載の装置。
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