JPH06503733A - 網膜レーザードップラー装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 網膜レーザードツプラー装置 短服Ω茸丞 本発明は、ドツプラー速度計測法により網膜血管の血流を１ｌＪｌｌ淀する計測 手段に関する。

レーザードツプラー速度計測法は、血管内の血液等の流体を渭淀する場合などに 用いられてきた、周知の流れ油泥技術である。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ｐ蔵寸すると、ｐ、競寸された単色光は、 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−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ｆｉｌｌｆ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はと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、ドツ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 反射光のレベルか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、ドツ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、レーザードツ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、− 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 ツプラー・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。

記録したドツプラー・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ベクトノ目甜だけを最初に選 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、ｆｉｌ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→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。計測方法力汁分 に安定性のあるもので、−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、ドツ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、トツブラーリ、旬村ス 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。

尺盟Ω慨去 本発明は、使い勝手がよく、高性能の網膜ドツ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の保持を精度よく行うこと のできる、信頼性の高い網膜ドツ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 タを油泥することができる網膜ドツ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、ドツプラー照射 ビームか投影され、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 、網膜の画像か形成される。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、ドツ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り、旬村を行いながら、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、の内掛なくとも一つ 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、調訃ツブラー集光用光学機器が、装置と眼との開に非遮蔽部を形成 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本のステアリンク瀬の何れか 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存して、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。

４哩」翻μ店朋 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ツ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、ドツプラー集光用光学機器の別の実施例を示す。

図４は、ドツプラー信号処理を示す。

図５は、代表的なドツプラースペクトルを示す。

図６は、ドツ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、ドツ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）とドツプラー照射を示す。

図９は、血管の直径をめるためのＣＣＤ画像信号を示す。

図１０は、診断用ドツプラー測定システムの処理を示す。

詳細ｌ成型 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・ドツプラー・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 チャンネル式ドツプラー・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読導して、十分な速度と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４，２５６，８９１号にその詳細が記 載されているため、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ミリメード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、ドツ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５ま た、その間隔は、対物光学素子の３哩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、被検者の眼の軸方間の長さがわかれば、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、ビームスブリット・ミラー５５により曲げら れ、日、用村光路に入る。このビームは、眼の基底部の±１０度の領域をす、車 村することかできる。

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・ローチ 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ツプラーＵ＝］寸スポットに同調して動く。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・ローチーター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か、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・ローチ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−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、ドツプラ一旦鎖寸ビームと同じ光路１ ００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１０工は、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ｐ、（へ）寸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−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λば、餓朴ラッキング画像をＣＣＤ３８に映すビ ームスプリッタ−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−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 検流言惰す御素子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（外併１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 るミラーの外併１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にｌ 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Ｊ　：　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、２３ ｂ、２３ｃのみが示されている６前述の特許出願に詳しく説明されているように 、−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のドツプラー信号受信装置４０を、もう少し詳しく図３に示す。ビックオフ ・ミラー４１．４２が、２本のが」朴ツブ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＋（Ｍｉｆ４９　（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・グリオツド ６３２．８ｎｍ）により、無関係の波長を取り除く。

ドツプラー装置に手動のトラッキングあるいは観察ボ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、ドツプラービ 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とを含む光学リレー装置が、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　５７ＸＡ）の働きにより、ドツ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から出射されたドツ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マイクロワツトに減衰される。その結果、網膜の＋ｍ報ｍ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＆ｆｌこよ 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り、鎖寸信号との分離に基ついて、受信可能な信号を出力す る図２に示す別の実施例では、ドツプラー・ビックオフ受信装置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Ｅｐ３−ｊ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。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のドツプラー装置で用いられるステアリングシステ ム２ｏ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倶俵面と関 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 ック系に西＆ｌＪ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、集められた光がドツプラー解析針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−’：Ｆ−ｆ部！ｔ４９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＋Ｅ１１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１２０（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５最大周波数を 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ν。に対して、次の関数が成立する。

νｏ１１０＋Ａ ｆ（ν０）＝ΣＳ（ν）　−ΣＳ（ν）ν。−Ａ　ｖ。

（ここで、ｓ　Ｏ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、ドツプラー！！、影村スポットの目標が網膜の動脈である 場合に、一つの光電：５＝ｔｔｎｘ４９の出力に基づいてスペクトル解析システ ム１１０によりめられた、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、ディスク上に保存する。スフト ウエア・フーリエ変換モジュールにより、を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。

ドツ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ツ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、はとんど同じになる。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、ドツプラービーム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、−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、ドツ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軸トラツキング・システムを用いて、ドツプラービームど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ｉｌｌ定を行い、測定され たドツプラーデータを容量流速の絶対値を示す？ｊｌｌ淀デー少データする。

図８は、このような装置におけるドツ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１２ ０に、直径約０５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、ドツプラー照射ビームをスポット９ ５に集める。血管の画像１２０′に対して垂直に配向されたＣＯＤ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９ｏ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２ｏ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、ＣＣ Ｄ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１ ２ミリメートルの長さの１ｘ２５６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油泥照射値を、ＣＣＤの長さに対 してプロットしたものである６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、す、鴨寸値の半 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のみではな く、ＣＣＤの出力を処理して、半値幅の点をめることにより、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めることができるように構成する６容量流速は 、以下の処理に従い請求められる。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ｒａｃｂＪをめる。次に、血管の断面積Ａ＝π（ｄ／ ２）”を血管の直径ｄからめる。十分大きな（約５０マイクロメートル以上）血 管に関しては、ボアズイユの流れの仮定が成立し、流れの総容量は、Ａ　（ａｃ ｂ）／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７ｉｌｌ淀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 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ｊ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沖淀し、これを保存して、「 正常」値として用い、もう一方の眼の流速あるいは容量の油泥値をこの正常値と 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、被検者の竹Ｅ５ｇｌあるいは年齢、血圧、等地の匡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か不均衡であれば、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、上記実施例に同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。

補正書の翻訳文提出書（特許法第１８４条の７第１項）平成５年２月１５日

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 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、前記綱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ように、ジ ッタを制限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．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、前記照射ビーム と前記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．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．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．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．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．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．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．測定した血液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．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．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、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．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．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．血流データを処理して、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．網膜血流のドップラー測定を行う測定装置で、網膜血管のドップラー測定 を行うための第一手段と、前記ドップラー測定を行う場合に、前記第一手段を血 管上で安定化させるためのトラッキング（追跡）手段と、 前記ドップラー測定を行う一方で、血管の直径を求めるための測定手段と、前記 直径と前記ドップラー測定結果とを機能的に結合させ、臨床学的な指標を得るた めの手段と、 を備えることを特徴とする装置。 １７．前記機能的に結合させる手段が、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．前記臨床学的な指標が、測定された血流データを正常な血流データと比較 した結果である、ことを特徴とする請求項１６記載の装置。 １９．被検者の眼の綱膜血流を測定する方法で、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投影するステップと、 前記照射ビームの光と区別される、少なくとも一本のトラッキング光ビームを、 トラッキング（追跡）光路に沿って、投影するステップと、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ステップと、 集められた光をドップラー解析して、前記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ステップと、 制御信号に応じて動き、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・システムを設定し、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前記光学ビームステアリング・システムを配置するステッ プと、 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ステップと、前記綱膜組織の画像の動きを追跡（ トラッキング）して、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・システムに出力し、前記照射スポットが 網膜血管上に保持され、且つ、前記ドップラー解析ステップで前記血管内の血液 の流速が求められるように、ジッタを制限することができるような速度でトラッ キングを行うステップと、を含むことを特徴とする測定方法。 ２０．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、前記照射ビー ムと前記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１９記載の方法。 ２１．前記集光ステップが、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２０記載の 方法。 ２２．網膜血流のドップラー測定を行う測定方法で、網膜血管上の照射スポット から反射された光をドップラー測定するステップと、 前記ドップラー測定を行う場合に、前記照射スポットを血管上で安定化させるス テップと、 前記ドップラー測定を行う一方で、前記照射スポットの画像を解析することによ り、血管の直径を求めるステップと、前記直径と前記ドップラー測定結果とを機 能的に結合させて、臨床学的な指標を得るステップと、 を含むことを特徴とする測定方法。 ２３．前記機能的に結合させるステップにおいて、血管内の血液の容量流速が計 算される、ことを特徴とする請求項２２記載の方法。 ２４．測定された血流データと記憶されている血流データとを比較することによ り前記臨床学的な指標を得る、ことを特徴とする請求項２２記載の方法。 ２５．網膜血流のドップラー測定を行う測定方法で、網膜血管上で照射スポット を安定させるステップと、前記照射スポットから反射された光を解析することに よりドップラー測定を行うステップと、 前記ドップラー測定の結果を血流の測定データに変換し、変換された測定データ を保存するステップと、 変換された測定データを基準測定データの表と比較して、血流異常を検出するス テップと、 を含むことを特徴とする測定方法。 ２６．網膜血流のドップラー測定を行う測定装置で、網膜血管のドップラー測定 を行うための第一手段と、前記ドップラー測定を行う場合に、前記第一手段を血 管上で安定化させるためのトラッキング（追跡）手段と、 前記ドップラー測定を行う一方で、血管の測定データを保存するためのデータベ ース手段と、 前記保存された測定結果と前記ドップラー測定の結果とを機能的に操作して、臨 床学的な指標を得るための出力手段と、を備えることを特徴とする装置。 ２７．網膜血流のドップラー測定を行う測定装置で、網膜血管のドップラー測定 を行うための第一手段と、前記ドップラー測定を行う場合に、前記第一手段を血 管上で安定化させるためのトラッキング（追跡）手段と、 前記ドップラー測定の結果を血流の測定データに変換して、前記変換された測定 データを保存するための流れ解析手段と、前記変換された測定データを、記憶さ れている基準測定データの表と比較して、臨床学的な指標を得るための手段と、 を備えることを特徴とする装置。