JP3809208B2 - 血液の速度を測定する装置及び方法 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は短い可干渉距離（コヒーレンス長）のドップラー速度測定システムに関する。
【０００２】
【従来の技術】
人間の網膜は網膜血管系により与えられる血液の流れの変化の影響を受けやすい。血流のそのような変化は（ａ）血管閉塞などの特定の目の疾病の結果として起こるか、、又は（ｂ）糖尿病又は全身高血圧などの全身の疾病と関連していると思われるが、血流の変化は失明につながる場合が多い。そのため、網膜の血流を効率良く、再現性をもって測定する方法は網膜血管の疾病の診断、治療に使用するための重要なものである。
【０００３】
網膜内の血流を測定／評価する装置は当該技術においてはいくつか知られているが、それらの装置にはいずれも少なくとも１つの欠点がある。そのような従来の装置の１つは、反射波の中のドップラーシフトを測定する超音波画像形成システムである。超音波画像形成システムはスペクトルドップラー流れマッピングとして知られているフォーマットで出力をユーザに供給するための第１の技法と、カラードップラー流れマッピングとして知られているフォーマットで出力をユーザに供給するための第２の技法とを使用するが、その第１の技法と第２の技法の相違点は、主に、データをユーザに提示する方式にある。超音波画像形成システムの欠点は、第１の技法と第２の技法がいずれも信号の正確な三次元場所指定を実行できないばかりでなく、音波の伝搬方向に対する血流の方向（当該技術では「変換器整列」として知られている）を考慮に入れることができないという点である。変換器整列誤差と呼ばれる血流方向の固有の不確かさは、測定速度に大きな影響を及ぼす。さらに、超音波装置にフィルタを設置したため、絶対測定速度にも大きな影響が及ぶ。フィルタが誘起する誤差は変換器整列誤差と組合わされて、超音波ドップラー技法が網膜の血流の平均推定値しか提供できないという結果を招く。
【０００４】
従来の別の装置は、網膜を含めた目の前部の正確な三次元画像を形成できる共焦点走査レーザー検眼鏡（「ＣＳＬＯ」）である。網膜内の血流の測定はＣＳＬＯ計器を使用して、蛍光染料を血流の中に導入し、拡散していく蛍光を示すためにレーザー照明の下で血管構造のビデオ映像を作成する間接技法によって実行されていた。血流の表示は時間に依存する蛍光の強さによって与えられる。この技法には、グレイスケールを抽出し、それらのグレイスケールを血流と相関させるために、熟練したオペレータによるビデオ映像の徹底した後処理が必要であるという欠点がある。１９８９年７月７日〜８日にドイツ、ミュンヘンのＵｎｉｖｅｒｓｉｔｙ Ｅｙｅ Ｈｏｓｐｉｔａｌで開催されたＦｉｒｓｔ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ ｏｎ Ｓｃａｎｎｉｎｇ ｌａｓｅｒ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｙ ａｎｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙで提示された、Ｐ．Ｇ．Ｒｅｈｋｏｐｆ，Ｊ．Ｗ．Ｗａｒｎｉｃｋｉ，Ｌ．Ｊ．Ｍａｎｄａｒｉｎｏ，Ｔ．Ｒ．Ｆｒｉｂｅｒｇ及びＤ．Ｎ．Ｆｉｎｅｇｏｌｄによる論文「Ｒｅｔｉｎａｌ Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ Ｔｉｍｅ Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎｕｓｉｎｇ ｔｈｅ ＳＬＯ−Ｉｍａｇｅ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ」を参照。この技法のもう１つの欠点は、血流の中に染料を注入しなければならないことである。
【０００５】
さらに別の従来の装置は、レーザー／検出器システムを標準形眼底カメラに装着することにより網膜内の血流の速度を測定するレーザードップラー速度計（「ＬＤＶ」）である。１９９１年６月１日刊Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ ３０の２０７３〜２０７８ページに掲載されたＢ．Ｌ．Ｐｅｔｒｉｇ及びＣ．Ｅ．Ｒｉｖａによる論文「Ｎｅａｒ−ＩＲ Ｒｅｔｉｎａｌ Ｌａｓｅｒ Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｖｅｌｏｃｉｍｅｔｒｙ ａｎｄ Ｆｌｏｗｍｅｔｒｙ：Ｎｅｗ Ｄｅｌｉｖｅｒｙ ａｎｄ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ」を参照。ＬＤＶ技法は、主要な血管（直径５０μｍを越える血管）における血流速度を非侵入方式で局所限定（２Ｄ平面）した絶対測定を行うことができる。ところが、標準ＬＤＶ技法はいくつかの欠点を有する。第１に、ＬＤＶ技法には、それ自体、３Ｄでの場所指定を実行できないという欠点がある。第２に、ＬＤＶ技法は血管内部のあらゆる血流速度の同時測定を含むという欠点を有する（周知の通り、血液は血管の中心で最も速く流れ、壁で最も遅く流れる）。１つの検出信号の中に全ての血流速度が含まれているために、（ａ）解析は複雑になり、また、（ｂ）多重散乱アーティファクトを避けるために短いサンプリング時間を使用するときには、検出信号の解釈が困難である。これを図１Ａに示す。ＬＤＶ技法の場合、レーザービーム２２０の可干渉距離２１０は血管２００の直径よりはるかに長い。第３に、ＬＤＶ技法には多重散乱アーティファクトを含むという欠点がある。多重散乱は長いサンプリング時間にわたって反射信号を出現させているために、速度測定が困難になりがちであるので、多重散乱効果は不都合である。その結果、短いサンプリング時間を使用せざるをえない。このことを図１Ｂ及び図１Ｃに示す。図１Ｂは、理想化した血液試料、すなわち、単一散乱のみを考慮すれば良いごく希釈した血液試料に関わる測定ＬＤＶ信号の周波数スペクトルをグラフの形で示す。この理想の単一散乱の場合には、測定ＬＤＶ信号の周波数スペクトルは最大周波数ｆ_max に至るまでの周波数に関しては一定であり、最大周波数ｆ_max で急激にショット雑音限界まで降下する。この動態は、血管で見られる放物線赤外線赤血球速度プロファイルによって起こる。放物線速度プロファイルは（１つのドップラー周波数増分に対応する）各速度増分に測定ＬＤＶ信号強度を等量ずつ増加させ、それにより、平坦な周波数スペクトルを発生する。ｆ_max を越えると、雑音項を除いて、それ以上の信号は存在しない。図１Ｂに示す単一散乱という理想的なケースとは対照的に、図１ｃは、多重散乱があるために、非常に短いサンプル時間を使用せざるをえない実際の血管から得られた代表的なスペクトルを示す。短いサンプル時間を使用すると、反射信号は、元来、確率的なものであり、その結果として短いサンプリング時間は雑音を増加させるので、ｆ_max の厳密な確定は困難になる。ところが、長いサンプル時間はｆ_max を越える信号をビルドアップさせる（多重散乱はｆ_max より大きい周波数偏移を引き起こしうる）。従って、カットオフ周波数ｆmax の確定はサンプリング時間が短いときにのみ可能である。第４に、ＬＤＶ技法には、「局所発振器」としての血管壁からの反射に依存するという欠点がある（血管壁は強力な非ドップラーシフト基準ビームを供給する）。局所発振器ビームとドップラーシフト信号との干渉は、検出器の中に低周波数うなり信号を発生させ、そこから速度を抽出することができる。しかしながら、うなり周波数は典型的には数キロヘルツであり、従って、ＬＤＶ装置に本来存在している低周波数１／ｆ雑音の影響を受ける。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
以上のことに照らして、以上説明した問題を克服する非侵入方式で血流速度測定を実行する装置が当該技術では必要である。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明の一態様は、当該技術における上述の問題を克服する非侵入方式で血流速度測定を実行する装置である。特定していえば、本発明の一態様は、短い可干渉距離の光源を含むマイケルソン干渉計を具備する。
【０００８】
本発明の態様は（ａ）信号の三次元（３−Ｄ）空間場所指定にすぐれていること、（ｂ）血管壁から反射される非ドップラーシフト光の影響を受けないこと、（ｃ）多重散乱効果が最小限に抑えられること、及び（ｄ）基準ビームを計器の１／ｆ雑音より十分に高い周波数で変調できることといった利点を示す。それらの利点が起こるのは次の理由による。本発明の理由をもたらす第１の理由は、短い可干渉距離は干渉計の基準アームとサンプルアームを光源の可干渉距離の中で均衡させること、すなわち、それらのアームに同じ光路長をもたせることを必要とするという点である（たとえば、超発光発光ダイオード光源を使用すると、３０〜６０フェムト秒程度の時間可干渉距離が得られ、結果として１０〜２０μｍ程度の光路長が得られる）。この均衡それ自体は基準ミラーの正確な位置決めを必要とするので、反射サンプルビームの位置の正確な測定を可能にする（たとえば、反射点のＺ座標、すなわち、奥行きを測定できる）。加えて、サンプルビームを操作するために使用される眼底カメラ及び／又は標準走査光学系は、サンプルビームの反射点の（ｘ，ｙ）座標を正確に測定する。本発明の利点をもたらす第２の理由は、３−Ｄ空間場所指定によって、血管の中心から発生するドップラーシフト光が血管の壁から発生する非ドップラーシフト光の影響を受けないようにしたということである。その結果、信号解析は簡単になり、わずらわしさも減る。本発明の利点をもたらす第３の理由は、血管の中では、短い可干渉距離の光源の可干渉距離と比較して長い距離にわたって光の多重散乱が起こるために、多重散乱効果が最小限に抑えられることである。本発明の利点をもたらす第４の理由は、計器の１／ｆ雑音より十分に高い周波数で基準ビームを変調でき、それにより、測定されるドップラーシフトの信号対雑音比が改善されることである。すなわち、１／ｆ雑音の問題を克服する本発明の好ましい一実施態様によれば、信号を１／ｆ雑音より十分に高く周波数偏移させる別個の基準ビームを利用する。
【０００９】
特定すれば、本発明の第１の態様は、生物試料中の血管、たとえば、網膜血管における赤血球（ＲＢＣ）の速度を測定する装置であり、この装置は（ａ）短い時間的コヒーレンス（好ましくは１ピコ秒未満である時間的コヒーレンス）をも示す実質的に空間的にコヒーレントな放射のビームの放射源と、（ｂ）ビームをサンプルビームと、基準ビームとに分割する手段と、（ｃ）サンプルビームを生物試料の中の領域へ導く手段と、（ｄ）基準ビームの光路中に配置された並進自在の反射手段と、（ｅ）生物試料から反射されるサンプルビームと、並進自在の反射手段から反射される基準ビームとの干渉を検出する検出器手段と、（ｆ）基準ビームの光路内に配置され、必要に応じて基準ビームを高周波数で変調するオプションの変調器手段と、（ｇ）検出された干渉光の時間成分及び周波数成分を測定し且つそれらの測定値に基づいてＲＢＣ速度を確定するアナライザ手段とを具備する。
【００１０】
本発明の好ましい一態様では、（ａ）光源は （i）ピンホール開口を通して集束されるか又は（ii）単一モード光ファイバへと集束されて、適切な空間的コヒーレンスを示す超発光発光ダイオードであり、（ｂ）サンプルビームと基準ビームはビームスプリッタにより供給され、（ｃ）サンプルビームを生物試料中の領域へ導く手段は眼底カメラ、又は眼底観察光学系を伴うスリットランプ生物顕微鏡から構成されており、（ｄ）検出器手段はフォトダイオード又はそれに類似する素子から構成され、（ｅ）並進自在の反射手段は検流計又はそれに類似する装置に取り付けられた逆反射体から構成され、（ｆ）アナライザ手段はゲート付タイマ及び周波数／電圧変換器又はマイクロプロセッサコントローラ、あるいはそれと同等の装置から構成されている。
【００１１】
本発明の第２の態様では、基準ビームの光路における逆反射体（「基準ミラー」）の実際の速度を直接に監視することにより、装置の正確さを改善する。全ての検流計は、程度の差はあるが、その運動範囲に沿って走査している間に小さな速度変化を示す。その速度変化は、検出器により出力される干渉信号の中で中心うなり周波数を中心とする周波数帯域として現れる。測定される血流速度は基準ミラーの速度の不確かさの範囲内でのみ正確であるので、基準ミラーの行程中のあらゆる点で基準ミラーの速度を正確に測定することによって、その不確かさを減少させるか、又は除去することができる。多くの検流計は、相対位置を直接に電気的に指示するメカニズムを具備している。この第２の態様においては、検流計により供給される電気信号を電子的に微分するが、その微分は速度に比例し、測定血流速度を修正するときに使用するために速度情報をアナライザに供給する。
【００１２】
本発明の第３の態様でも、同様に検流計速度を監視するが、先に説明したように電気信号を微分するのではなく、正確さと信頼性を向上させる干渉計手段を使用するという方法をとる。ところが、干渉計を使用する方法はコスト高になる。この第３の態様においては、マイケルソン干渉計セットアップで長い可干渉距離の光源（たとえば、遠隔通信業界に共通する分布帰還型ダイオードレーザー）を使用するが、この場合には、検流計に取り付けられた基準ミラーはサンプルミラーになり、基準アームとして単純な固定ミラーを使用する。可干渉距離が長くなるので、２つのアームの長さを均衡させる必要はない。その結果得られる干渉信号は、検流計速度に正比例するうなり周波数を有する。この周波数情報をアナライザ装置により使用して、測定血流速度を修正することができる。
【００１３】
【発明の実施の形態】
従来の技術による網膜ＬＤＶシステムの欠点は使用する光源、すなわち、レーザーの可干渉距離が長いことに起因しているのがわかった。これらの欠点は、可干渉距離の短い光源を含むマイケルソン干渉計を具備する本発明の実施形態によって克服される。
【００１４】
本発明の実施形態は（ａ）信号の三次元（３−Ｄ）空間場所指定にすぐれていること；（ｂ）血管壁から反射される非ドップラーシフト光の影響を受けないこと；（ｃ）多重散乱光かが最小限に抑えられること；及び（ｄ）基準ビームを計器の１／ｆ雑音より十分に高い周波数で変調できることといった利点を有する。それらの利点が得られる理由は次の通りである。本発明の利点をもたらす第１の理由は、可干渉距離が短いために、干渉計の基準アームとサンプルアームを光源の可干渉距離以内で均衡させる、すなわち、基準アームとサンプルアームに等しい光路長をもたせることが必要になるという点である（たとえば、超発光発光ダイオード光源を使用すると、時間的コヒーレンスの長さは３０〜６０フェムト秒程度となり、その結果、光路長は１０〜２０μｍとなる）。この均衡を得るためには、基準ミラーの位置を正確に規定しなければならず、これにより、反射サンプルビームの位置（たとえば、反射点のＺ座標、すなわち、奥行）を正確に測定できる。加えて、サンプルビームを操作するために使用される眼底カメラ及び／又は標準走査光学系は、サンプルビームの反射点の（ｘ，ｙ）座標を正確に測定する。本発明の利点をもたらす第２の理由は、３−Ｄ空間場所規定によって、血管の中心から生じるドップラーシフト光が血管の壁から生じる非ドップラーシフト光の影響を受けないようにすることができるという点である。その結果、信号解析は簡単になり、わずらわしさも減少する。これを図２Ａに示す。図２Ａでは、短いコヒーレンスビーム３２０の可干渉距離３１０は血管２００の直径よりはるかに短い。さらに、測定信号が血管の中心付近の狭い断面からのみ発生し、それにより、血流速度プロファイル３３０の最大値もその部分からのみ発生するように測定信号を得ることができる（スポットサイズの直径は２０μｍに近づき、可干渉距離は１０μｍ未満である）。本発明の利点をもたらす第３の理由は、血管の中では、短い可干渉距離の光源の可干渉距離と比べて長い距離にわたって多重散乱が起こるので、多重散乱効果が最小限に抑えられることである。これを図２Ｂ及び図２Ｃに示す。図２Ｂは、理想化した血液試料、すなわち、単一の散乱を考慮するだけで良いごく希釈した血液の試料に関する測定信号の周波数スペクトルをグラフの形で示す。単一散乱という理想的な状況については、動いている血液によって起こるドップラーシフトに対応する周波数を除いて、測定信号の周波数スペクトルは本質的に周波数に関して非常に弱い。容易に理解できるであろうが、この動態は血流速度の解析を簡易にする。図２Ｃに示す実際の血管から得られた、多重散乱の影響を含む代表的なスペクトルについても、図２Ｂに示した単一散乱の理想的なケースの動態は維持されている。本発明の利点をもたらす第４の理由は、基準ビームを計器の１／ｆ雑音より十分に高い周波数で変調できるために、測定されるドップラーシフトの信号対雑音比が改善されることである。従って、１／ｆ雑音の問題を克服の本発明の好ましい一実施形態によれば、信号を１／ｆ雑音より十分に高い周波数で偏移させる別個の基準ビームを利用する。
【００１５】
図３は、本発明の実施形態５００を略画の形で示す。図３に示すように、短い可干渉距離の光源５１０はビーム５２０を発し、そのビーム５２０はビームスプリッタ５３０で（好ましくは）２本のほぼ等しい強さのビーム、すなわち、基準ビーム５４０と、サンプルビーム５５０とに分割される。図３に示す通り、基準ビーム５４０は基準ミラー５６０に向かって導かれ、サンプルビーム５５０は集束・走査光学系５７０に向かって導かれる。基準ミラー５６０は検流系５３１によりほぼ一定の速度で並進移動される。集束・走査光学系５７０は、サンプルビーム５５０を目５８８の内部の特定の領域へ導く手段である。たとえば、集束・走査光学系は眼底カメラ又は眼底観察光学系を伴うスリットランプ生理顕微鏡であっても良く、あるいは、互いに直交して取り付けられた走査ミラーを含む走査光学系であっても良いが、それらは全て当業者には良く知られている。集束・走査光学系の一実施形態については、以下に図６に関連して詳細に説明する。基準ビーム５４０は基準ミラー５６０から反射されてビームスプリッタ５３０に戻り、サンプルビーム５５０は目５８８から反射されて、集束・走査光学系５７０を通ってビームスプリッタ５３０に戻る。ビームスプリッタ５３０では、２本の反射ビームは集束し、干渉し合う。ビームスプリッタ５３０は反射ビームの一部を検出器５８０へ導き、別の部分を光源５１０へ導く。各々の部分の相対量はその瞬時における干渉の性質、すなわち、強め合う／弱め合う干渉によって決まる。検出器５８０からの出力はアナライザ５９０に入力として印加される。アナライザ５９０は付録Ａの教示に従って信号を解析する。アナライザ５９０の一実施形態については、以下に図１０Ａ〜Ｄ及び図１１に関連して詳細に説明する。
【００１６】
図３に示すように、本発明に従えば、基準ミラー５６０はほぼ一定の速度ｖr で、所定の方向（ビームスプリッタ５３０に向かう方向又はビームスプリッタ５３０から離れる方向のいずれか）に走査される。走査長は可変であるが、所定の測定に関しては一定に保持され、典型的な長さは数ミリメートル程度である。走査後、基準ミラー５６０はスタート位置に戻り、次の走査を実行する。基準ミラー５６０の戻り運動からデータを獲得しても良いのであるが、簡易にするため、これを常に実行するとは限らない。尚、基準ミラー５６０の走査はＺ方向、すなわち、奥行方向に目５８８の走査を実行する。
【００１７】
次に、図３の実施形態５００の検出器５８０から得られる信号を略画の形で示す図１０Ａ〜Ｄに関連して論じる。基準アームの光路長が血管１９０１の近い方の壁１９００に相当する（これは図１０Ａによって指示されている）サンプルアームの光路長と一致するような位置に基準ミラー５６０があるときには、必ず、検出器５８０で相対的に大きい非ドップラーシフト干渉信号は観測される。基準ミラー５６０の走査が進行するにつれて、血管１９０１の内部を移動して行く赤血球から反射されるドップラーシフト光に対応する干渉信号が記録される。血管１９０１の遠い方の壁１９１０（これは図１０Ａには点Ｂよって指示されている）でも、検出器５８０において相対的に大きい非ドップラーシフト干渉信号が観測される。検出器５８０から出力される信号の包絡線を図１０Ｂに示す。図１０Ｂに示す時間τ_i は、図１０Ａで定義されているθの sinθとｖ_r の積によって血管１９０１の直径Ｄを除算した値により与えられる。すなわち、τ_i ＝Ｄ（sinθ・ｖ_r ）となる。Ｄ，θ及びｖ_r の典型的な値はＤ＝１００ミクロン、θ＝６０°及びｖ_r ＝１６cm／秒であるので、これらの典型的な値によって求められるτ_i は約７２０マイクロ秒に等しい。図１０Ｂに示す信号は急速に変化して行くうなりから構成されており、うなりの周波数は移動して行く基準ミラー５６０と、移動している赤血球とから発生する２つのドップラーシフトによって決まる。
【００１８】
付録Ａの式（Ａ７）に従えば、検出器５８０により出力される信号の時間セグメントをフーリエ変換することにより得られる周波数スペクトルのピークは中心周波数ｆ′で起こる。尚、（ａ）ｆ′＝２ｖ′／λであり；（ｂ）λは短い可干渉距離の光源５１０の中心波長であり；（ｃ）ｖ′＝ｖ_r ±ｖ₁₁であり；（ｄ）ｖ₁₁はサンプルビーム５５０の方向と平行であるか又は平行でない赤血球（ＲＢＣ）の成分であり（図１０Ａを参照）；（ｅ）ｖ_r は基準ミラー５６０の速度である。本発明の好ましい一実施形態では、ｖ_r は約１６cm／秒であり、λ＝８１８ｎｍのとき、得られるｆ_r は約４００ＫＨｚであるので、これは干渉計の１／ｆ雑音より十分に高い周波数である。従って、時間ウィンドウτ_i の中で、基準ミラー５６０のドップラー周波数に対する周波数偏移は血管１９０１の近いほうの壁１９００でゼロから始まり、赤血球速度が最大になる血管１９０１の中心で最大値に達し、血管１９０１の遠いほうの壁１９１０で再びゼロまで減少する。検出器５８０から出力される信号の高周波数成分を図１０Ｃに示す。
【００１９】
検出器５８０から出力される信号から赤血球速度情報を抽出するためには、信号の複数の小さな時間セグメントを別個に解析しなければならない。時間セグメントの最適の長さはτ_s であるが、τ_s は光源５１０の可干渉距離ｌ_cをｖ_rで除算することにより求められる。典型的な値はｌ_c ＝１４ミクロン、ｖ_r ＝１６cm／秒であるので、τ_s は８８マイクロ秒にほぼ等しくなる。図１０Ｄはそのような２つの時間セグメントを示し、その一方は血管１９０１の近いほうの壁１９００における時間セグメントであり、もう一方は血管１９０１の中心における時間セグメントである（Ｔ_i の二分の一をτ_d とするとき、血管１９０１の中心における時間セグメントはτ_d 秒により表わされている）。図１０Ｄは、図１０Ｃに示した信号の２つの時間セグメントを示しており、図１０Ｄの信号上の点はアナライザ５９０が取り上げたサンプル点を表わしている。
【００２０】
図１１は、本発明に従って製造されたアナライザ５９０の一実施形態のブロック線図を示す。図１１に示すように、検出器５８０から出力した信号１７００は増幅器１７１０に入力として印加される。増幅器１７１０からの増幅出力は帯域フィルタ１７２０に入力として印加される。帯域フィルタ１７２０の中心周波数は周波数ｆ_r ＝２ｖ_r ／λである。帯域フィルタ１７２０の幅は、赤血球によって発生するｆ_r を中心とする付加的な周波数偏移が拒絶されないように保証しつつ、外来の雑音成分を制限すべく選択されている。当業者には容易に理解されるであろうが、信号セグメントの周波数スペクトルの周波数ｆ′は、ｖ₁₁がサンプルビームの方向と平行であるか又は平行でないかに応じて、移動する基準ミラー５６０の周波数であるｆ_r より高くなるか、又は低くなる。実際には、図３に示す移動する基準ミラー５６０の場合、ｆ_r は４００ＫＨｚにほぼ等しく、帯域幅は±４０ＫＨｚである。
【００２１】
帯域フィルタ１７２０の出力は、図１０Ｂ及びＣに示す信号ピークを検出するためのピーク検出器１７３０に入力として印加される。ピーク検出器１７３０からの出力はマイクロプロセッサ１７４０に入力として印加される。図１０Ｂ及びＣに示すピークのうち第１のピークの検出は、近いほうの壁１９００の検出を指示している。さらに、第１のピーク及び第２のピークの検出の時間を使用して、Ｔ_i 及びＴ_d を確定することができる。すなわち、τ_d はＴ_i の二分の一である。検出器５８０から出力される信号のセグメントを測定するために、マイクロプロセッサ１７４０は時限ゲート１７５０へ信号を送信し、それにより、時限ゲート１７５０はＴ_s 秒にわたり開成する。さらに、マイクロプロセッサ１７４０は、第１のピークの検出後、時限ゲート１７５０の開成をτ秒に等しい時間の量だけ遅延させる。時限ゲート１７５０からの出力はアナログ／デジタル変換器１７６０（Ａ／Ｄ１７６０）に入力として印加され、そこで、信号をサンプリングし、デジタルフォーマットに変換する。Ａ／Ｄ１７６０からのデジタル出力はメモリバッファ１７７０に記憶される。マイクロプロセッサ１７４０はメモリバッファ１７７０に記憶されているデジタルデータを標準ＦＦＴアルゴリズムを使用して解析し、ｖ₁₁を確定する。容易に理解できるであろうが、図１１に示す実施形態の場合、検出器５８０から出力される信号の様々な時間セグメントは移動して行く基準ミラー５６０の連続する走査で解析され、そこで、マイクロプロセッサ１７４０は、時限ゲート１７５０が血管全体を含めたデータを獲得するために信号全体に沿って時間セグメントをサンプリングするように、τを増加させる。当業者には容易に理解できるであろうが、別の実施形態では、１回の走査から信号の異なる時間セグメントを同時にサンプリングするために複数のゲートを使用するか、あるいは、信号全体をデジタル形態に変換し、デジタル形態の全信号を記憶しておき、後に同一の走査からの様々な時間セグメントを解析する。加えて、所望の正確さと、検出器の出力信号の雑音とに応じて、多数の走査にわたり時間セグメントごとに得られた結果を平均しても良い。
【００２２】
マイクロプロセッサ１７４０は解析の結果、たとえば、血管に沿ったｖ₁₁のグラフをＣＲＴ１７８０に表示する。その他の結果については以下に説明する。また、図１１はマイクロプロセッサ１７４０に入力されているミラー速度情報を示しており、このミラー速度情報は先に説明し且つ付録Ａの中にも記載されている方式で解析を実行するときに利用される。ただし、速度が変化する場合にミラー速度情報がどのようにして得られるかということに関しては、以下に図３及び図４に関連して詳細に説明する。図１１に示す構成要素はアナライザ５９０の数多くの可能な実現形態の中の１つを表わしているにすぎないことを理解すべきである。たとえば、図１１の破線１８００の中に囲まれている図１１の全ての素子をマイクロプロセッサにより実現可能であろうということがわかる。
【００２３】
本発明によれば、光源５１０は、実質的には、短い時間的コヒーレンス、好ましくは１ピコ秒よりはるかに短い、たとえば、３０〜６０フェムト秒程度の時間的コヒーレンスをも示す空間的にコヒーレントな放射のビームである。測定するのが望ましい干渉計効果を妨げると考えられる他の干渉を防止するのを助けるために、目の中のサンプル領域に入射する波がほぼ平面波となるように保証するには、実質的に空間的にコヒーレントな放射ビームを使用するのが好ましい。加えて、単一モードファイバを利用する以下で説明する実施形態の場合、適切な空間的コヒーレンズによって放射をより効率良くファイバに結合できる。空間的コヒーレンスの小さいビームのビーム発散は大きく、そのビーム発散は単一モードファイバの受け入れ角度を越える。本発明の好ましい一実施形態においては、（ａ）光源５１０は（たとえば、約８１８ｎｍで発光する）超発光発光ダイオードであり、その光は （i）ピンホール開口を通して集束されるか又は（ii）単一モード光ファイバへと集束されて、すぐれた空間的コヒーレンスを示し；（ｂ）検出器５８０はフォトダイオード又はそれに類似する素子から構成されており、（ｃ）基準ミラー５６０は逆反射体であり、且つ（ｄ）アナライザ５９０はゲート付タイマと、周波数／電圧変換器又はマイクロプロセッサコントローラ又はそれと同等の装置とを含む。基準ミラー５６０が逆反射体である場合、ｆ_r ＝２ｖ_r ／λによってｆ_r を定義する式はｆ_r をｆ_r ＝４ｖ_r ／λと定義するようになるべきであり、先に説明した実施形態に関して挙げた全ての周波数をそれに相応して再計算しなければならないことに注意する。
【００２４】
基準ミラー５６０を並進するために使用される図３に示した検流計５３１のような検流計は、運動範囲に沿って走査するにつれて小さな速度変化を様々な程度で示す。それらの速度変化は、検出器５８０により出力される干渉信号の中に中心うなり周波数を中心とする周波数帯域として現れる。さらに、血流速度の測定は基準ミラー５６０の速度不確かさの範囲内で正確であるので、進行中のあらゆる点における基準ミラーの速度を正確に測定することにより、その不確かさを減少又は除去できる。多くの検流計は、相対位置を直接に電気的に指示するメカニズムを具備している。本発明によれば、検流計５３１から出力した電気的位置信号５３４は微分器回路５３２に入力として印加される。微分器回路５３２は電気的位置信号５３４を微分して、速度に比例する速度信号５３３を発生する。速度信号５３３（図３のＶ_ref（ｔ）） はアナライザ５９０に入力として印加され、そこで、速度信号５３３を使用して、ｆ_r ＝２Ｖ_ref （ｔ）／λ_o からｆ_r を確定する（式中、λ_o は光源のピーク波長である）。ミラー５６０の速度は赤血球速度よりはるかに速いので、赤血球によって起こるドップラーシフト（ｆ_RBC ＝２Ｖ_RBC（ｔ）／λ_o）はｆ_r からの周波数偏移として現れる。すなわち、測定されるドップラー周波数はｆ_r ±ｆ_RBC であり、この±は、赤血球が検出器に対して接離するように移動するために起こる。当業者には容易に理解できるであろうが、検流計の位置信号５３４の微分は微分器回路５３２のような電子回路を介して得られるか、又はアナライザ５９０によって計算可能である。図１１に示す通り、Ｖ_ref（ｔ） はマイクロプロセッサ１７４０に入力される。検出器５８０から出力される信号の時間セグメントからのデータを解析するときには、マイクロプロセッサ１７４０はその時間セグメントに対応するＶ_ref（ｔ） の値を利用する。当業者には容易に理解できるはずであるが、微分器回路５３２が十分なデータを提供するのであれば、Ｖ_ref（ｔ） を平均しても良い。また、基準ミラー５６０が逆反射体であるときにｆ_r について使用すべき適正な式に注意すべきである。
【００２５】
図４は、図３に示した実施形態に従って電気信号を微分することにより得られる正確さや信頼性よりすぐれた正確さと信頼性を示す干渉計手段を使用して検流計の速度不確かさを修正する本発明の別の実施形態６００を略画の形で示す。図３及び図４の素子と同一である素子は、理解しやすいように、同じ図中符号によって指示されている。図４に示すように、第２の干渉計は、短い可干渉距離の光源５１０の波長（λ_S）とは異なる波長（λ_L）をもつ出力を有する長い可干渉距離の光源６１０を使用して製造されている。本発明によれば、光源６１０の長い可干渉距離は基準ミラー５６０の行程の長さ（典型的には〜３mm）より長くなければならない。ビームスプリッタ５３０，６２０及び６３０は波長λ_L では５０％の反射率を示し、波長λ_S ではほぼ１００％の透過率を示す。検出器５８０は実質的にλ_S のみを感知し、一方、検出器６４０は実質的にλ_L のみを感知する。このことから容易に理解できるであろうが、第２の干渉計においては、検流計取付け基準ミラー５６０はサンプルミラーになり、固定ミラー６５０は基準ミラーである。光源６１０の可干渉距離は長いので、第２の２本のアームの長さを均衡させる必要はない。そこで、本発明に従えば、検出器６４０は基準ミラー５６０の速度に正比例する周波数を有する信号を出力する。すなわち、得られる干渉信号は基準ミラー５６０の速度ｖ_r に正比例するうなり周波数ｆ_B を有する（ｆ_B ＝２ｖ_r ／λ_L）。 検出器６４０の出力はアナライザ５９０に入力として印加され、アナライザ５９０はその周波数情報を使用して、基準ミラー５６０の速度を測定し、その結果として赤血球速度を測定する。詳細にいえば、図１１に示すアナライザのようなアナライザ５９０の実施形態の場合、検出器６４０からの信号は帯域フィルタでフィルタリングされ、ゲーティングされ、デジタル形態に変換されて、検出器５８０からの出力を解析するときに使用する関連時間セグメントに関してｆ_B を周波数スペクトルのピークとして検出するためにフーリエ変換されるであろう。本発明の好ましい一実施形態では、長い可干渉距離の光源６１０は１３５０又は１５５０ｎｍで動作する分布帰還型ダイオードレーザー（遠隔通信業界で使用するために製造されたレーザーである）であり、短い可干渉距離の光源５１０は８２０ｎｍで動作する超発光発光ダイオードであり、検出器５８０はシリコンフォトダイオードであり、検出器６４０はインジウムガリウムヒ素（ＩｎＧａＡｓ）フォトダイオードである。ビームが検出器の面積と比較して太い場合には、検出器５８０と検出器６４０を互いにごく近接させて配置し、ビームスプリッタ６３０を取り除くことによって、コスト節約をはかることにより、図４に示す実施形態に代わる実施形態を製造しても良い。先に述べた通り、基準ミラー５６０が逆反射体であるときにはｆ_B に関して異なる式を使用しなければならないことに注意する。
【００２６】
図５は、偏光補正ループを含む光ファイバ利用システムを具備する本発明の実施形態７００を略画の形で示す。図５に示すように、照準レーザー７８０は可視出力を発生し、その可視出力はサンプルビームと共に目の中へ集束される。周知の通り、照準レーザーを使用して短い可干渉距離のサンプルビームの配置を確定することができる。照準ビームと短い可干渉距離ビームの放射は光ファイバビームスプリッタ７４０によって組み合わされて、ファイバ７５０に結合する。ファイバ７５０からの出力はファイバ８００に入射するサンプルビームと、ループ８３０に入射する基準ビームとに光ファイバビームスプリッタ８１０によって分割される。ファイバ８００が射出したサンプルビームと照準ビームは、以下に図６に関連して詳細に説明するｘ−ｙ走査光学系７９０により患者の目へ導かれる。光ファイバビームスプリッタ８１０から出力された基準ビームは偏光補正ループ８３０に結合する。偏光補正ループ８３０は１つ又は複数のループから構成されていれば良い。当該技術では良く知られている通り、それらのループは応力によって誘起された複屈折をファイバに加えることにより機能する。その応力は、ファイバを所定の大きさのスプールの周囲に巻き付けることにより起こる。使用する特定のファイバの特性と、利用可能なスプールの大きさとに応じて、必要な補正を実行するために、そのようなループを２つ以上使用することが要求されるであろう。本発明によれば、ファイバの中で特定の向きの湾曲を使用するか又はファイバの外で自由ビーム波板を使用するか、もしくはそれらの組合わせを使用することによって、補正複屈折を追加しても良い。ファイバはサンプルアームにおける放射の偏向を基準アームの放射に対して変化させようとし、それは測定干渉信号を減少させるように作用するので、実際には偏向補正の必要性がわかっている。本発明に従えば、たとえば、Ｚ方向への空間場所指定を実行するために逆反射体８６０は固定増分ずつ移動し、以下に挙げる方法の中の１つ又は２つ以上を使用して周波数偏移を実行する。第１の方法によれば、逆反射体８６０は４Ｖ／λのドップラー周波数を得るように走査される。逆反射体を速度Ｖで走査すると、光路長は４Ｖの速度で変化することになるので、逆反射体のドップラー周波数は４Ｖ／λのドップラー周波数を与える（明瞭にするため、逆反射体８６０を走査し且つ逆反射体８６０の速度を監視する装置は図示されていない）。第２の方法によれば、（周知の）音響光学変調器及び／又は（周知の）圧電変換器を基準アームファイバ８３０に装着する。この方法は単独で使用されても良く、あるいは、第１の方法と組合わせて使用されても良い。次に、この第２の方法に従えば、基準アームファイバ８３０の長さを変化させて、移動する反射体により得られるのと同じ種類の光路変化を発生させる。光ファイバビームスプリッタ７４０及び８１０は標準型光ファイバビームスプリッタであり、そのようなビームスプリッタは遠隔通信業界で利用されている。尚、先に説明した、図３及び図４に示す実施形態に関連する速度情報獲得のための方法及び装置は図５に示す例にも適用可能である。
【００２７】
図６は、図５に示す実施形態７００のｘ−ｙ走査光学系７９０のブロック線図を示す。図６に示すように、ｘ−ｙ走査光学系７９０は干渉系光路２０３０と、照明光路２０１０と、観測光路２０２０とから構成されている。ファイバ８００から射出したサンプルビーム４０００はコリメータレンズ４０１０によってコリメートされ、閉ループ検流計（図示せず）により駆動されるｘとｙの走査ミラー４０２０へと導かれる。走査ミラー４０２０から射出したビームは走査レンズ４０３０によりビームスプリッタ４０４０へ導かれる。最後に、ビームスプリッタ４０４０はサンプルビームを接眼レンズ４０５０を経て目５０００へ導く。接眼レンズ４０５０は、たとえば、非球面を有し、ユーザ側でＺ方向に調整自在である。
【００２８】
図６に示すように、照明光路２０１０は光源４１００と、光源反射体４１１０（たとえば、球面反射鏡）と、集光レンズ４１１２と、照明スリット開口４１１５と、固定ターゲット４１２０とを含む。固定ターゲット４１２０は、ユーザ側で、ｘ軸及びｙ軸の電動運動を経て照明スリット開口４１１５の範囲内で調整自在である。スリットコリメータレンズ４１３０及びスリット結像レンズ４１４０は照明放射を照明ひとみ開口４１５０と、ビームスプリッタ４０４０とを介し、接眼レンズ４０５０を経て目５０００へ導く。
【００２９】
図６に示す通り、観測光路２０２０は対物レンズ４２００と、システム開口４２１０（非集束）と、ＣＣＤカメラレンズ４２２０と、ＣＣＤチップ４２３０とを含む。
【００３０】
図７及び図８は、短い可干渉距離の干渉計測を使用して絶対速度を確定する本発明による方法を略画の形で示す。目の脈絡膜、すなわち、背面の中には、容易に見てとれる多数の血管が存在している。多くの場合、それらの血管は入射光の方向に対し垂直である平面にあり、従って、血管の中を流れている血液はドップラーシフトを与えない。ところが、いくつかの血管又はその一部分は必然的にその垂直平面に対して整列されたり、外れたりするので、そのような血管の中を流れている血液は測定可能なドップラーシフトを加える平行な速度成分（ｖ₁₁）を有する。絶対血流速度を求めるための本発明による方法については、図７，図８及び図９に関連して以下に説明する。尚、この説明は図５及び図６に示す実施形態７００を参考として取り上げてなされるが、この例を選択することにより限定されるものではないという点に注意する。
【００３１】
（１）血管２０００の場所を指定する（図７を参照）。これは、たとえば、図６に示すｘ−ｙ走査光学系７９０の眼底観察光学系を使用して、視覚に基づいて実行される。次に、ｘ−ｙ走査光学系を使用して、図５に示す照準ビームを図７には点１０００として示されている血管壁のほぼ中心点に置く。これにより、サンプルビームも点１０００を指すことは容易に理解できる。
【００３２】
（２）検出器５８０から出力される干渉信号の強さを観測することにより、血管の前後の壁を場所指定する。強さは、検出器５８０の出力を図５に示す表示装置１７８０に表示することによって観測される（出力の１例を図１０Ｂに示す）。本発明によれば、図８に示すように、血管壁１０１０及び１０２０は点１０３１，１０３２及び１０３３でゼロのドップラーシフトを伴う強い干渉信号を発生する。図８に示すセットアップの場合、ｘ−ｙ走査光学系７９０は、Ｙ軸が血管２０００に対し垂直になるように方向を定められている。そのため、Ｘ方向とＺ方向に走査を行うだけで良い。このセットアップにおいては、点１０３２及び１０３３からの反射／干渉信号はＺ方向への走査によって得られる。
【００３３】
図８に示す通り、線８０００はＺ走査の始まりを表わしており、そのＺ走査は矢印８０１０により指示する方向に沿って起こる。本発明の好ましい一実施形態に従えば、Ｚ走査の全長は、たとえば、約１mmに固定されており、光ビームがＺ走査中に常に集束されるように、図６に示す干渉計光路の光学被写界深度は少なくとも１mmになるように設計されている。点Ｒ１及びＲ２を通過するＺ走査は線８０００から始まり、ｘ_s に等しいＸ座標を有する。このＺ走査中に検出器５８０から出力される信号を図９に信号１５０００として示す。信号１５０００のピークは点Ｒ１と、点Ｒ２とにそれぞれ対応する。
【００３４】
Ｘ走査は、図６に示すｘ及びｙ走査ミラー４０２０から構成されているＸミラーコントローラをステップ動作させることにより実行される。本発明の好ましい実施形態では、ｘ及びｙ走査ミラー４０２０は、アナライザ５９０のマイクロプロセッサ１７４０の制御を受けるステッパモータによって直接に制御される。Ｘ走査は本発明に従って次のように実行される。オペレータは点Ｒ１の場所を指定し、Ｘ座標ｘ_s でプロセッサの制御の下にＺ走査を実行する。検出器５８０からの出力は図９に示す信号１５０００であり、そのピークはアナライザ５９０のピーク検出器１７３０によって識別される。ピーク検出器１７３０からの信号に応答して、アナライザ５９０のマイクロプロセッサ１７４０はＺ走査の開始時に対して測定される時間ｔ₁及びｔ₂を測定し且つ記憶する。この情報はＲ２_Z −Ｒ１_Z ＝（ｔ₁−ｔ₂）・ｖ_r からＲ２_Z−Ｒ１_Zを確定するために使用される。次に、ｘ及びｙ走査ミラー４０２０のｘ走査ミラーによって増分ステップをとる。典型的には、１０ミクロンのステップで進んで行く。Ｘに沿ったステップごとにＺ走査を実行する。実際には数回のＺ走査を実行し、その結果をＸの増分ごとに平均する。Ｘに沿った増分ごとに時間ｔ₁及びｔ₂を測定する。図８に示すセットアップと幾何学的形状の場合、Ｘに沿って増分して行くにつれて、時間ｔ₁及びｔ₂は図９の信号１５０００により指示される第１回のＺ走査から得られた時間原点に近接するように動く。いずれかの点ｘ_f で、Ｚ走査の時間ｔ₂ （図９の信号１５０１０を参照）はｘ_s におけるＺ走査の時間ｔ₁ （図９の信号１５０００を参照）と一致する。この時点では、ｘ_f−ｘ_s＝Ｒ３_x−Ｒ１_xである。次に、それらのデータを以下に説明する方式で使用する。走査手順は、走査がプロセッサ制御の下で実行されるように実現されるのが好ましいが、手動操作でも実行可能であることは当業者には認められるであろう。
（３）未知の角度θ（「平面外れ」角度）及び血管直径Ｄは次のように確定される。
【数１】

及び
【数２】

式中、Ｒ１は図８に示す点１０３２に相当し、Ｒ２は図８に示す点１０３３に相当し、Ｒ３は図８に示す点１０３１に相当し、添字はＸ位置とＺ位置をそれぞれ指示する。
【００３５】
（４）Ｚ走査及びＸ走査が実行されている間、ドップラーシフト周波数は増加し、ピークに到達し、再びゼロまで降下する（図示した例では、Ｘに沿った周波数偏移は正であり、Ｚに沿った周波数偏移は負であるが、それは絶対偏移に関わるものであるにすぎない）。これは、
【数３】

により表わされる血管内の放物線速度プロファイルに起因している。式中、ｒは血管２０００の中心を通る長手方向軸から測定される半径方向位置である。この放物線速度分布（ポアズイユの法則）の結果、ドップラーシフト周波数の等しい増分は血管の中の面積の等しい同心リングに対応し、各リングは等しい信号強度をもたらす（長い可干渉距離の光源の場合、図１Ｂの平坦なスペクトルを考慮する）ことになる。
【００３６】
従って、Ｚの特定の値における角度θとｖ₁₁がわかれば、対応するｒの値と、それに対応するｒの値における絶対速度を求めることは簡単である。
【数４】

【００３７】
（５）血管内部の散乱効果のために、点Ｒ２（図８の点１０３３）及び点Ｒ３（図８の点１０３１）を常に正確に測定できるとは限らないであろう。この場合、絶対速度を確定するために別の方法を使用することが可能である。この方法に従って、Ｘ及びＺに沿った走査の間の最大周波数偏移の場所を確定するのであるが、それらの場所は図８の点Ｐ１と、点Ｐ２とにそれぞれ対応する。そこで、
【数５】

及び
【数６】

【００３８】
式（５）及び式（６）で使用している点Ｐ１及びＰ２に関わる差の値は、この場合、干渉信号のピークではなく、Ｚ走査中の周波数偏移のピークを発見しようとしていることを除いて、先に点Ｒ１，Ｒ２及びＲ３に関して説明したタイミング方法に類似する方式で求められる。典型的には、その手続きは、オペレータが所望の血管の場所と血管壁上の中心点の場所を指定することによって始まる。次に、オペレータは血管の平面に位置するようにＸ走査の方向を定める。続いて、周波数偏移のピークを探すために、コンピュータはＺ走査とＸ走査を実行させる（Ｘ走査とＹ走査は観察光学系で十字線によって表わされる）。θとＤがわかったならば、ｒの関数としての絶対速度を先に述べた通りに確定することができる。
【００３９】
絶対血流速度値が要求されない場合には、先に説明したｖ₁₁の測定で十分である。たとえば、同じ場所で時間の経過に従って求めたｖ₁₁のいくつかの値を比較することにより、網膜血管の疾病の進行／快方を監視することはきわめて有用であろう。
【００４０】
当業者により様々な変形を示唆しうるであろうが、そのような全ての変形を本発明の当該技術への範囲内に妥当且つ適正に入るものとして許可される特許請求の範囲内で具現化しようと望んでいることを理解すべきである。
【００４１】
付録Ａ
図１２は、従来のマイケルソン干渉計１００の略画の形である。図１２に示すように、光源１１０から発出した光源光ビーム１２０はビームスプリッタ１３０で２つの等しい強さのビーム、すなわち、基準ビーム１４０と、サンプルビーム１５０とに分割される。基準ビーム１４０は基準ミラー１６０に向かって導かれ、サンプルビーム１５０はサンプルミラー１７０に向かって導かれる（本発明に従って製造された測定装置では、網膜がサンプルミラーになる）。戻り光ビームは基準ミラー１６０とサンプルミラー１７０によりビームスプリッタ１３０に戻される。ビームスプリッタ１３０において、２本の戻りビームは収束し、干渉し合う。ビームスプリッタ１３０は戻りビームの一部を検出器１８０に向かって導き、別の一部を光源１１０に向かって導く。それぞれの部分の相対量はその瞬時における干渉の性質、すなわち、強め合う／弱め合う干渉によって決まる。ドップラーシフト光及びマイケルソン干渉計測定の一般理論は良く知られており、物理学や光学についての基本教本の多くでその記載を見出すことができる。従って、ここでは本発明を理解する上で必要とされる点のみを説明する。本発明によれば、短い可干渉距離の光源をドップラー速度測定と組合わせること及び反射ビームから速度情報を抽出することに充填を置く。
【００４２】
単色平面波光源の場合、図１０の検出器１８０で見られる測定信号を記述する基本式は次のように表わされる。
【数７】

式中、Ｐ_det は検出器１８０の測定パワーであり、Ｉ₀ は光源光ビーム１２０の強さであり、Ｒ_r は基準ミラー１６０の反射率（〜１．０）であり、Ｒ_s は試料の反射率（未知）であり、ｋはは光の波ベクトル（波長がλであるとき、２π／λに等しい）であり、Δｌはサンプルアームと基準アームとの光路長差であり、Ａは検出器１８０の面積である。
【００４３】
式（Ａ１）の余弦項は２つのビームの干渉を表わしており、真の単色光（定義上、真の単色光は無限の可干渉距離を有する）の場合、これはΔｌに伴って単純に周期的に変化する（その他の項は一定であり、ここでは有用ではない）。単色光という仮定をゆるめ、中心周波数ｆ₀ で強さピークを有し且つ幅Δｆ₀ に伴って標準ガウス関数として変化する広帯域光源を導入すると、この光源の強さを波の数ｋ（＝２π／λ＝２πｆ／ｃ）を使用して次のように記述することができる。
【数８】

式中、Δｋはガウス光包絡線関数の幅であり、ｋ₀ は中心番号である。
【００４４】
そこで、検出器１８０における測定信号は（光源中に存在するあらゆる周波数を考慮すると）次のようになる。
【数９】

式中、ｌ_c は可干渉距離と呼ばれ、２／Δｋとして定義されている。光路長の不一致がｌ_c よりはるかに大きいとき、信号強さは急速に減少することがわかる。この説明のもう１つの観点は、低コヒーレンス光源がコヒーレント光の複数の短いパケットを発射するということであり、戻りパケットが光路長差のためにビームスプリッタでそこない合っていると、干渉信号は消滅する。従って、この短い可干渉距離によって、（基準ミラーの場所がわかっていれば）サンプルミラーの位置を正確さｌ_c の中で確定することができる。これは、画像形成を目的とする短い可干渉距離の干渉計測定の基礎である。
【００４５】
実際には、計器は測定を妨害する雑音を示す。一般に、雑音は計器と、測定固有の性質の双方から起こる。たとえば、計器は主として電子回路の抵抗素子で発生するジョンソン雑音（白色雑音又は熱雑音としても知られている）と、電子充電の有限性と血液の流れが粒状の性質をもつことの双方に起因するショット雑音と、周波数のデケードごとに等しいパワーを有するという特性をもつ１／ｆ雑音（ピンク雑音としても知られている）とを示す。１／ｆ雑音の厳密な発生源は良くわかっていないが、計器の電子回路（たとえば、トランジスタにおけるベース電流雑音）と、血液の流れそれ自体の双方に現れる。１／ｆ雑音は速度測定システムの中で最も大きな雑音であるので、低周波数ドップラーシフト（以前のＬＤＶシステムで測定されたようなドップラーシフト）は大きな雑音含有量を示す。ところが、１／ｆ雑音がごくわずかになるように十分に高い周波数でドップラー情報を搬送できる場合には、雑音の少ない測定を実行することができる。
【００４６】
高い変調周波数で信号を搬送するための技法の１つは、既知の速度ｖ_r で基準ミラーを走査する。この技法では、式（Ａ３）は次のようになる。
【００４７】
【数１０】

【００４８】
上記の式のフーリエ変換によって、信号の周波数依存性が得られる。
【数１１】

【００４９】
式（Ａ５）からは、ドップラーシフト周波数（＝２ｖ_r ／λ）をｆ_r とするとき、周波数含有量はｆ_r でピークに達し、幅ｌ_c ／２ｖ_r に伴ってガウス関数として減少することがわかる。
【００５０】
最後に、サンプルミラーは実際には速度ｖ_RBC で移動している赤血球であると仮定する。ＲＢＣから反射した光は、
【数１２】

により表わされる量だけドップラーシフトされる。式中、Ｋ_i は入射光のｋベクトルであり、Ｋ_s は散乱（反射）光のｋベクトルであり、ｖ_RBC はＲＢＣの速度である。尚、それら３つの量は全てベクトルである、すなわち、方向依存性をもつことに注意する。（ａ）｜Ｋ_i｜ ≒｜Ｋ_s｜ となるようにｖ_RBC が光速（それ自体）と比較して遅く、（ｂ）ｖ_RBC の方向がＫ_i と平行であり、且つ（ｃ）Ｋ_s の方向（反射）が入射光とは逆である場合には、式（Ａ６）は単純な走査ミラードップラーシフトに変形する。
【００５１】
ｖ₁₁を光の方向と平行であるＲＢＣ速度の成分として定義すれば、式（Ａ５）を次のように書き直すことができる。
【数１３】

式中、ｖ′はｖ′＝ｖ_r ±ｖ₁₁であり、ｆ′は２ｖ′／λである。このように、移動しているサンプルミラーは信号の幅（ガウス幅はｌ_c ／ｖ′である）と中心周波数の双方を変化させていたことがわかる。従って、測定時間に基づく信号をフーリエ変換することにより、血球の平行速度成分を直接に抽出できる。すなわち、中心周波数ｆ′を確定するためにスペクトル解析を実行する。本発明の好ましい一実施形態によれば、信号をデジタル化し且つ当業者には良く知られている方式で高速フーリエ変換を実行することによってこれを実行する。
【図面の簡単な説明】
【図１】 従来の長い可干渉距離のレーザードップラー速度測定（「ＬＤＶ」）の欠点を理解する上で助けとなる図。
【図２】 本発明の短い可干渉距離のドップラー速度測定システムの利点を理解する上で助けとなる図。
【図３】 検流計速度の不確かさを補正する本発明の一実施形態を略画の形で示す図。
【図４】 検流計速度の不確かさを修正する本発明の別の実施形態を略画の形で示す図。
【図５】 偏光補正ループを含む光ファイバ利用システムを具備する本発明の一実施形態を略画の形で示す図。
【図６】 図５に示す装置のｘ−ｙ走査光学系を示すブロック線図。
【図７】 短い可干渉距離の干渉計測定を使用して絶対速度を確定する本発明による方法を略画の形で示す図。
【図８】 短い可干渉距離干渉計測定を使用して絶対速度を確定する本発明による方法を略画の形で示す図。
【図９】 短い可干渉距離干渉計測定を使用して絶対速度を確定する本発明による方法を略画の形で示す図。
【図１０】 図３の実施形態の検出器から得られる信号を略画の形で示す図。
【図１１】 図３のアナライザの一実施形態を示すブロック線図。
【図１２】 従来のマイケルソン干渉計を略画の形で示す図。
理解しやすくするため、様々な図において同一である素子は同じ図中符号により指示されている。
【符号の説明】
５１０…短い可干渉距離の光源、５２０…ビーム、５３０…ビームスプリッタ、５３１…検流計、５３２…微分器回路、５３３…速度信号、５３４…電気的位置信号、５４０…基準ビーム、５５０…サンプルビーム、５６０…基準ミラー、５７０…走査光学系、５８０…検出器、５８８…目、５９０…アナライザ。

Claims (17)

1. 生物試料中の血管における血液の速度を測定する装置において、
   主波長を有し、実質的に空間的コヒーレンスを示し且つ１ピコ秒未満である時間的可干渉距離を有する放射ビームを放射する放射源と；
   前記ビームをサンプルビームと、基準ビームとに分割するビーム分割手段と；
   前記サンプルビームを生物試料中の領域へ導くサンプルビームガイド手段と；
   前記基準ビームを反射する基準ビーム反射手段と；
   前記生物試料中の領域から反射されるサンプルビームと、前記基準ビーム反射手段により反射された基準ビームとの干渉を検出して干渉信号を発生する検出器手段と；
   前記検出器手段の発生する干渉信号が前記放射源からの放射ビームの可干渉距離にわたって延びる前記生物試料中の領域に対応する信号となるように、前記ビーム分割手段から前記検出器手段に至る基準ビームの光路長を有効変更速度で変更する光路長変更手段と；
   前記干渉信号の周波数スペクトル、前記光路長変更手段の有効変更速度及び前記放射ビームの主波長から、前記１ピコ秒未満である時間的可干渉距離に対応する生物試料中の領域を流れる血液の速度を確定するアナライザ手段とを具備する装置。
2. 生物試料中の血管における血液の速度を測定する装置において、
   主波長を有し、実質的に空間的コヒーレンスを示し且つ１ピコ秒未満である時間的可干渉距離を有する放射ビームを放射する放射源と；
   前記ビームをサンプルビームと、基準ビームとに分割するビーム分割手段と；
   前記サンプルビームを対象の血管に導くサンプルビームガイド手段と；
   前記基準ビームを反射する基準ビーム反射手段と；
   前記対象血管から反射されるサンプルビームと、前記基準ビーム反射手段により反射された基準ビームとの干渉を検出して干渉信号を発生する検出器手段と；
   前記ビーム分割手段から前記検出器手段に至る基準ビームの光路長を、前記サンプルビームが前記対象血管を少なくとも横断する長さに対応する長さだけ、有効変更速度で変更して、前記検出器手段で得られる干渉信号に前記対象血管の両サイドの壁を表す非ドップラーシフト部分とこの非ドップラーシフト部分間に血液の速度を表すドップラーシフト領域が現れるようにする光路長変更手段と；
   前記干渉信号の前記ドップラーシフト領域内の周波数スペクトル、前記光路長変更手段の有効変更速度及び前記放射ビームの主波長から前記対象血管内の血液の速度を確定するアナライザ手段とを具備する装置。
3. 前記アナライザ手段は、前記有効変更速度から確定される周波数に対する前記干渉信号の周波数スペクトルの中心周波数の偏移を確定する手段を具備する請求項１または２記載の装置。
4. 前記アナライザ手段は、前記干渉信号の周波数スペクトルの幅、前記光路長変更手段の有効変更速度、前記ビームの主波長及び時間的可干渉距離から血液速度を確定する手段をさらに具備する請求項１または２記載の装置。
5. 前記放射源は、ピンホール開口を通して集束される超発光発光ダイオードである請求項１または２記載の装置。
6. 前記放射源は、単一モード光ファイバに結合する超発光発光ダイオードである請求項１または２記載の装置。
7. 前記基準ビームを反射する手段は少なくとも１つの反射面を具備し、前記光路長変更手段は前記基準ビーム反射手段を前記有効変更速度で移動させる手段を具備する請求項１または２記載の装置。
8. 前記有効変更速度を確定し且つその有効変更速度を入力として前記アナライザ手段に印加する手段をさらに具備する請求項７記載の装置。
9. 前記移動させる手段は前記アナライザ手段へ位置信号を出力し、前記アナライザ手段は前記有効変更速度を確定するために該位置信号を微分する手段を具備する請求項８記載の装置。
10. 前記光路長変更手段は、主波長を有しかつ前記基準ビームの光路長 の変更幅をカバーする長い可干渉距離を持つ第２のビームを放射する放射源を含む第２の干渉計手段を具備し、
    前記検出器手段は、前記第２の干渉計出力信号を検出し且つその干渉計出力信号を前記アナライザ手段へ送信する手段をさらに具備し、
    前記アナライザ手段は、前記第２の干渉計出力信号に応答して、その干渉計出力信号の周波数スペクトルの中心周波数及び前記長い可干渉距離を持つ放射ビームの主波長から前記有効変更速度を確定する手段をさらに具備する請求項７記載の装置。
11. 長い可干渉距離を持つ放射ビームを放射する前記放射源はレーザーである請求項１０記載の装置。
12. 前記ビームは光ファイバに結合し、サンプルビームと基準ビームは少なくともその進行経路の一部分において光ファイバに結合する請求項１または２記載の装置。
13. 前記基準ビームを反射する手段は固定増分ずつ移動するための手段を具備し且つ前記光路長変更手段は、前記基準ビームに結合する光ファイバの中の少なくとも１本のファイバに装着された１つ又は複数の音響光学変調器を具備する請求項１２記載の装置。
14. 前記基準ビームを反射する手段は固定増分ずつ移動するための手段を具備し且つ前記光路長変更手段は、前記基準ビームに結合する光ファイバの中の少なくとも１本のファイバに装着された１つ又は複数の圧電変換器を具備する請求項１２記載の装置。
15. 前記光路長変更手段は、前記基準ビーム反射手段を移動させる手段をさらに具備する請求項１３または１４記載の装置。
16. 生物試料中の血管における血液の速度を測定する装置において、
    主波長を有し、実質的に空間的コヒーレンスを示し且つ対象血管の直径より短い可干渉距離を有する放射ビームを放射する放射源と；
    前記ビームをサンプルビームと、基準ビームとに分割するビーム分割手段と；
    前記サンプルビームを生物試料中の領域へ導くサンプルビームガイド手段と；
    前記基準ビームを反射する基準ビーム反射手段と；
    前記生物試料中の領域から反射されたサンプルビームと、前記基準ビーム反射手段により反射された基準ビームとの干渉を検出して干渉信号を発生する検出器手段と；
    前記検出器手段の発生する干渉信号が前記放射源からの放射ビームの可干渉距離にわたって延びる前記生物試料中の領域に対応する信号となるように、前記ビーム分割手段から前記検出器手段に至る基準ビームの光路長を有効変更速度で変更する光路長変更手段と；
    前記干渉信号の周波数スペクトル、前記光路長変更手段の有効変更速度及び前記放射ビームの主波長から前記対象血管より短い可干渉距離に対応する生物試料中の領域を流れる血液の速度を確定するアナライザ手段とを具備する装置。
17. 生物試料中の血管における血液の速度を測定する装置において、
    主波長を有し、実質的に空間的コヒーレンスを示し且つ対象血管の直径より短い可干渉距離を有する放射ビームを放射する放射源と；
    前記ビームをサンプルビームと、基準ビームとに分割するビーム分割手段と；
    前記サンプルビームを前記対象血管に導くサンプルビームガイド手段と；
    前記基準ビームを反射する基準ビーム反射手段と；
    前記対象血管から反射されるサンプルビームと、前記基準ビーム反射手段により反射された基準ビームとの干渉を検出して干渉信号を発生する検出器手段と；
    前記ビーム分割手段から前記検出器手段に至る基準ビームの光路長を、前記サンプルビームが前記対象血管を少なくとも横断する長さに対応する長さだけ、有効変更速度で変更して、前記検出器手段で得られる干渉信号に前記対象血管の両サイドの壁を表す非ドップラーシフト部分とこの非ドップラーシフト部分間に血液の速度を表すドップラーシフト領域が現れるようにする光路長変更手段と；
    前記干渉信号の前記ドップラーシフト領域内の周波数スペクトル、前記光路長変更手段 の有効変更速度及び前記放射ビームの主波長から前記対象血管内の血液の速度を確定するアナライザ手段とを具備する装置。

Images