DE3041178C2

DE3041178C2 -

Info

Publication number: DE3041178C2
Application number: DE3041178A
Authority: DE
Inventors: Keith Malvern Wells Worcestershire Gb Gardner; Edward Roy Malvern Worcestershire Gb Pike; David William London Gb Hill
Original assignee: National Research Development Corp UK
Current assignee: UK Secretary of State for Defence
Priority date: 1979-10-31
Filing date: 1980-10-31
Publication date: 1988-12-08
Also published as: JPH0160253B2; GB2069284B; GB2069284A; US4346991A; DE3041178A1; JPS56125033A

Description

Die Erfindung geht aus von einem Verfahren zur Messung der Netzhautdurchblutung und umfaßt eine Vorrichtung dafür.

Die Laser-Doppler-Geschwindigkeitsmessung ist ein Verfahren, das die Messung einer Fließgeschwindigkeit durch Messung der Dopplerverschiebung eines Laserstrahls ermöglicht, der von den in der Flüssigkeit suspendierten, sich bewegenden Partikeln gestreut wird. Diese Verschiebung kann in üblicher Weise durch Mischen (Trägerfrequenzüberlagerung) des gestreuten Lichts mit einem Teil des ursprünglichen Laserstrahls auf der Kathodenoberfläche eines Photodetektors gemessen werden. Bei niederen Lichtpegeln entspricht das Ansprechen des Photodetektors einer Reihe diskreter Ausgangsimpulse, die jeweils der Absorption eines einzelnen Photons an der Kathode entsprechen. Diese Impulse werden zeitlich statistisch emittiert, wenn die Intensität des einfallenden Lichts konstant ist; wenn jedoch eine Doppler-Schwebungsfrequenz vorliegt, sind die Impulse mit dieser Frequenz geschwindigkeitsmoduliert.

Die Gewinnung der Dopplerfrequenz aus einer derartigen Impulsreihe kann durch digitale Photonenkorrelation durchgeführt werden (vgl. Pike, Journal of Physics D 5, L 23 (1972)). Die Photonen-Korrelationsfunktion ist die Fouriertransformierte des Spektrums der Frequenzen im einfallenden Licht.

Die Durchblutung der Netzhaut wurde bereits früher unter Verwendung der Laser-Doppler-Geschwindigkeitsmessung gemessen, indem eine große Kontaktlinse auf das Auge des Patienten aufgelegt, ein Laserstrahl durch die Kontaktlinse hindurch auf die Netzhaut gerichtet und das längs eines zweiten Strahlengangs unter einem Winkel zum Laserstrahl gestreute Licht gemessen wurde (vgl. Science, 29. Nov. 1974, Vol. 186, S. 830 bis 831, und Investigative Opthalmology 11 (1972) 936 bis 944) sowie etwa Riva et al., Proc. Technical Programme Electro-Optics Systems Design Conf., September 1976).

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

In GB-PS 15 64 315 B und US 41 66 695 A ist ein Verfahren beschrieben, bei dem ein einziger Laserstrahl längs eines optischen Strahlengangs in das Auge eines Patienten und auf ein retinales Blutgefäß gerichtet wird, ohne daß dabei eine Kontaktlinse verwendet wird. Die von den Blutkörperchen gestreute Strahlung wird im optischen Strahlengang wieder empfangen und auf einen Detektor geleitet. Die Vorteile des monostatischen Systems bestehen darin, daß a) keine Kontaktlinsen verwendet werden müssen und b) der durchgelassene und der reflektierte Strahl notwendigerweise stets justiert sind.

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

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

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren sowie eine Vorrichtung zur Messung der retinalen Durchblutung anzugeben, mit denen durch Laser-Doppler-Geschwindigkeitsmessung ohne Anwendung einer Kontaktlinse und ohne Justierprobleme bei Augenbewegungen die Retinaldurchblutung in beliebigen Augenblutgefäßen gemessen werden kann.

Die Aufgabe wird gemäß den Patentansprüchen 1 und 6 gelöst. Die Unteransprüche betreffen bevorzugte Ausführungsformen der Erfindungskonzeption.

Nach einer bevorzugten Ausführungsform werden die beiden Laserstrahlen längs des optischen Strahlengangs in das Auge gerichtet, wobei die von einem Blutgefäß gestreute Laserstrahlung in Form zweier Laserstrahlen längs des gleichen optischen Strahlengangs erfaßt wird.

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

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

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

Die Erfindung wird im folgenden anhand der Zeichnungen näher erläutert; es zeigt

Fig. 1 eine schematische Darstellung einer Laser- Doppler-Geschwindigkeitsmeßeinrichtung,

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

Fig. 3a, 3b Seiten- und Vorderansicht des in Fig. 1 dargestellten Prismas,

Fig. 4 ein Diagramm zur Erläuterung der Theorie der Laser-Doppler-Geschwindigkeitsmessung,

Fig. 5 eine Darstellung des von einer Bedienungsperson bei der Messung der Durchblutung verwendeten Fadenkreuzbildes,

Fig. 6 eine typische, bei Durchblutungsmessungen erhaltene Korrelationsfunktion und

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

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

Eine λ/2-Platte 7 befindet sich im Strahlengang des Strahls a, um diesen Strahl horizontal zu polarisieren und so Übersprecheffekte zwischen den (senkrecht polarisierten) Strahlen a und b zu verringern.

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

Ein Servomotor 10 dreht den Block erforderlichenfalls, wie später erläutert ist. Eine Strahldreheinrichtung 11, die um ihre Längsachse drehbar ist, dient zur Drehung der Ebene der beiden Strahlen a und b unter Beibehaltung ihrer Polarisation in der Weise, daß die beiden Strahlen längs der Strömungsrichtung in einem retinalen Blutgefäß liegen. Eine Fokussierungslinse 12 ist so einstellbar, daß sich die beiden Strahlen in einer Bildebene hinten im Auge 1 schneiden. Eine Einstellinse 13 ist in einer Ebene senkrecht zur optischen Achse der beiden Strahlen beweglich und dient dazu, die Strahlen a, b auf jeden gewünschten Teil der Netzhaut zu richten. Ein Spiegel 14 mit einer zentralen Öffnung 15 reflektiert die Strahlen a, b durch asphärische Linsen 16 und gegebenenfalls eine g/4-Platte 17 in das Auge 1. Die λ/4-Platte 17 verändert die Polarisation der Strahlen a, b in links- und rechtszirkular polarisiertes Licht. Dies ist allerdings nicht wesentlich, da das gestreute Licht depolarisiert ist.

Innerhalb der Funduskamera 2 sorgt eine Lichtquelle 18 für eine allgemeine Beleuchtung des Augenhintergrunds. Ihr Licht wird von einem Spiegel 19 durch die Öffnung 15 in das Auge 1 reflektiert. Ein einstellbarer Fixierpunkt 20 ermöglicht dem Patienten, das Auge 1 in eine gewünschte Richtung einzustellen.

Die Beobachtung des Auges 1 durch eine Bedienungsperson 21 erfolgt über ein Okular 22, Fadenkreuze 23, 24, Linsen 25, einen Spiegel 26 und einen Strahlteiler 27 durch die Öffnungen 28, 15 in den Spiegeln 19 bzw. 14.

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

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

Das zurückkommende Laserlicht wird vom polarisierenden Strahlteiler 6 durch zwei Faseroptikleitungen 30, 31 aufgenommen und zu zwei Photomultipliern 32, 33 geführt, die als Lichtdetektoren dienen, deren Ausgänge zu einem Zweikanal-Photonenkorrelator 34 geführt sind (beispielsweise Malvern Correlator, Hersteller Malvern Instruments Ltd., Malvern, Worcs.), wo die zurückgeführten Laserstrahlen zur Gewinnung der Dopplersignale und damit der Strömungsgeschwindigkeit des Bluts unabhängig korreliert werden.

Durch die Reflexionen im Auge des Patienten wird ein Lokaloszillator-Lasersignal zur Trägerfrequenzüberlagerung mit einem dopplerverschobenen Signal auf den Photomultipliern 32, 33 erzeugt. Alternativ dazu wird ein Teil des Lichts des Lasers 3 mit einem partiellen Reflektor 49 durch Aperturbegrenzer 51 auf einen Reflektor 50 mit reflektierender Oberfläche wie etwa einem Spiegel oder eine lichtstreuende Oberfläche reflektiert. Der Reflektor 50 ist so angeordnet, daß er senkrecht zu einer Oberfläche rasch schwingt, beispielsweise durch Anbringung auf einem piezoelektrischen Kristall. An den Kristall wird eine linear ansteigende Spannung, z. B. eine Sägezahnspannung, mit raschem Rücklauf angelegt. Hierdurch wird ein frequenzverschobenes Signal eines lokalen Oszillators erzeugt, dessen Frequenzverschiebung größer als jede zu erwartende Dopplerverschiebung ist. Alternativ hierzu kann auch eine elektrooptische oder akustooptische Vorrichtung für den gleichen Zweck eingesetzt werden.

Ein selektiver Reflektor 35 im Strahlengang des Strahls b reflektiert Licht vom beleuchteten Fleck bei den Frequenzen der Lichtquelle 18 durch ein Rotsperrfilter 48 und einen zweiten Glasblock 47 zu einem dritten Photomultiplier 36. Der Ausgang des Photomultipliers 36 steuert den Servomotor 10. Das Rotsperrfilter 48 verbessert den Kontrast auf dem Photomultiplier dadurch, daß die Blutgefäße in Form zweier nahe beieinander liegender dunkler Linien auf hellerem Untergrund dargestellt werden. Der Glasblock 47 wird mit einer Geschwindigkeit in Schwingungen versetzt, die erheblich größer ist als die Augenbewegungen, und liefert ein Fehlersignal, das vom Servomotor zur Aufrechterhaltung der Beleuchtung des gemessenen Blutgefäßes herangezogen wird. Durch zusätzliche Bewegung des Glasblocks 47 kann ferner die Breite des Blutgefäßes gemessen werden.

Da der Glasblock 47 schwingt, ändert sich das vom Photomultiplier 36 empfangene Signal von einem hohen Wert zu einem niederen Wert, wenn die Wandung des Blutgefäßes vom Strahl überstrichen wird; anschließend wird ein leicht höherer Wert im Zentrum des Blutgefäßes gemessen, während wiederum beim Überstreichen der zweiten Wandung des Blutgefäßes ein niederer Wert registriert wird, worauf schließlich wieder ein hoher Wert vorliegt, wenn kein Blutgefäß mehr erfaßt ist. Die Breite des Signals mit niederem Wert ist ein Maß für den Durchmesser des Blutgefäßes, der von der Breiten-Meßschaltung 52 ermittelt wird. Derartige Messungen eignen sich zusammen mit Meßwerten der Strömungsgeschwindigkeit zur Ermittlung des Blutdurchsatzes.

Im Betrieb der Vorrichtung wird zur Verringerung oder Ausschaltung der Akkommodation ein Tropfen eines Mydriaticums und Cycloplegicums in das Auge des Patienten eingetropft. Der Patient wird anschließend vor die Funduskamera 2 gesetzt; die Beleuchtung sowie der Fokus werden in der üblichen Weise eingestellt, um den Hintergrund des Auges 1 in das Gesichtsfeld zu bringen. Die Blickrichtung wird durch den Patienten, der den Fixierpunkt 20 anschaut, oder andere geeignete Mittel kontrolliert. Die Bedienungsperson 21 kann dann den Augenhintergrund sehen und ein geeignetes Blutgefäß 37 auswählen, wie aus Fig. 2 hervorgeht. Die beiden Strahlen a, b des Laserlichts werden auf das ausgewählte Blutgefäß 37 gerichtet und die beiden Strahlen durch Bewegung der Linse 12 so getrennt, daß auf dem Blutgefäß 37 zwei Flecke 38 a, 38 b beobachetet werden. Die Strahldreheinrichtung 11 wird gedreht, bis die beiden getrennten Flecke 38 a, 38 b längs des Blutgefäßes 37 liegen. Die Flecke 38 a, 38 b können dann bis zur Koinzidenz fokussiert werden.

Anschließend kann die Messung beginnen. Die von den Blutkörperchen im Blutgefäß 37 gestreute Laserstrahlung gelangt durch die λ/4-Platte 17 zurück und besitzt eine Polarisationsebene, die senkrecht auf der des Lichts vom Laser 3 steht. Die beiden reflektierten Strahlen 4 a, 4 b gelangen dann längs des Strahlengangs durch den polarisierenden Strahlteiler 6, der gegenüber horizontal polarisiertem Licht durchlässig ist, zu den Photomultipliern 32, 33 zurück; die Blutgeschwindigkeit wird im Korrelator 34 ermittelt.

Ungewollte Augenbewegungen können zur Folge haben, daß das Blutgefäß 37 aus dem mit dem Laserlicht beleuchteten Bereich 38 herausbewegt wird, wenn eine derartige Bewegung senkrecht zum Blutstrom an der Meßstelle ist; eine Bewegung längs der Fließrichtung ändert das Dopplersignal, führt jedoch nicht dazu, daß die Ausleuchtung verlorengeht. Zur Aufrechterhaltung der Laser-Ausleuchtung unabhängig von derartigen Augenbewegungen können die Strahlen a, b so servogesteuert werden, daß sie der Augenbewegung senkrecht zum Blutstrom folgen, indem die beiden Strahlen mit dem Glasprisma 8 abgelenkt werden. Wenn das Blutgefäß 37 aus dem beleuchteten Bereich herausbewegt wird, ändert sich das vom dritten Photomultiplier 36 empfangene Signal. Diese Signaländerung wird zur Betätigung des Servomotors 10 und zur Ablenkung der Strahlen a, b in der Weise ausgenutzt, daß sie den Augenbewegungen folgen. Hierdurch können Blutströmungsmessungen kontinuierlich über Zeitperioden von mehreren Herzschlagzyklen hinweg durchgeführt werden.

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

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

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

k _{O 1}, k _{O 2}die Vektoren der eingestrahlten Laserwellen;k _{S 1}, k _{S 2}die Vektoren der gestreuten Laserwellen;λdie Wellenlänge des Laserlichts.

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

Zunächst wird der Fall betrachtet, daß lediglich eine Geschwindigkeit v vorliegt (was nicht der Praxis entspricht). Die Dopplerverschiebung Δω für den ersten Strahl a ist gegeben durch

für den zweiten Strahl b gilt

Die Dopplerfrequenz Δω kann nach den bekannten Homodynverfahren ermittelt werden, wie beispielsweise aus GB 15 64 315 B bekannt ist. Hierzu ist allerdings festzustellen, daß lediglich | Δω | jeweils gemessen wird, wenn die Augenreflexionen für das Lokaloszillatorsignal herangezogen werden.

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

Durch Addition von (1) und (2) ergibt sich

Aus (3) folgt

Aus (4) folgt

Die Messung von v erfordert demgemäß lediglich die Kenntnis des Winkels α, der durch Berechnung der Optik für ein durchschnittliches (Modell-)Auge erhalten wird, sowie der beiden Doppelverschiebungen Δω₁ und Δω₂.

Da lediglich der Betrag | Δω | gemessen wird, ist Gleichung (7) lediglich richtig, wenn R < α ist. Wenn R < α ist, sollte Δω₂ negativ sein, wobei das negative Vorzeichen in (7) dann positiv wird. Ob das positive oder negative Vorzeichen herangezogen wird, kann unter Bezug auf ein durchschnittliches Auge ermittelt werden.

Alternativ kann das Fadenkreuz 23, 24 des Okulars für die Bedienungsperson mit einem Kreis 39 markiert werden, der auf den Pol des Auges 1 zentriert ist, wie aus Fig. 5 hervorgeht, wobei der Kreis 39 die Grenze zwischen R < α (innerhalb des Kreises) und R < α angibt. Außerhalb des Kreises 39 können zwei getrennt drehbare Kurven 40, 41 um die Achse des Kreises gedreht werden, die sich an einem Meßfleck 38 schneiden. Wenn ein Blutstrom längs einer Linie innerhalb der schraffierten Bereiche liegt, ist R < a und andernfalls R < α.

Alternativ zur Verwendung von Reflexionen aus dem Inneren des Auges 1 als Lokaloszillatorsignal kann die Reflexion von einem Reflektor 50 herangezogen werden. In diesem Fall wird den Reflexionen günstigerweise durch Bewegung des Reflektors 50, wie oben angegeben, eine Frequenzverschiebung verliehen. Eine derartige Frequenzverschiebung kann größer gemacht werden als jede durch Blutbewegung bedingte Dopplerverschiebung. Als Ergebnis davon ist das Vorzeichen von Δω stets bekannt, so daß Gleichung (3) zur Bestimmung von v verwendet werden kann.

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

Der Blutstrom innerhalb eines Blutgefäßes 37 ändert sich von nahezu Null an den Wandungen bis zu einem Maximalwert in der Mitte des Blutgefäßes 37. Das empfangene Dopplersignal stellt daher eine Summe von Frequenzen dar, die für ein gegenüber dem Strahldurchmesser kleines Blutgefäß und unter der Annahme eines parabolischen Strömungsprofils zu einer Korrelationsfunktion g( τ) folgender Form führt:

wobei Δω _m die maximale vorliegende Dopplerverschiebung bedeutet.

In Fig. 6 ist ein Beispiel für eine aus einem Strahl erhaltene Korrelationsfunktion dargestellt. Der Wert Δω _m für jede Korrelationsfunktion kann entweder durch Ermittlung des Punkts der halben Höhe des ersten Kurvenastes von g(t) oder durch Ermittlung der Fläche unter der Kurve g(τ) bestimmt werden; das letztgenannte Verfahren ist weniger empfindlich gegenüber Störungen durch rauschbedingte Daten. Abweichungen von der parabolischen Strömung können durch numerische Korrektionen berücksichtigt werden.

In den Fig. 3a und 3b ist die Strahldreheinrichtung 11 im einzelnen dargestellt, die aus vier zusammengekitteten Prismen 42, 43, 44, 45 bestehen kann. Die Strahldreheinrichtung 11 von Fig. 1 dreht die beiden Laserstrahlen um eine zwischen ihnen liegende Achse, wobei ihr ursprünglicher Polarisationszustand erhalten bleibt. Hierzu müssen der Brechungsindex und die Reflexionswinkel wie folgt ausgewählt werden:

p= Lichtkomponente, die parallel zu einer Oberfläche schwingt;s= Lichtkomponente, die senkrecht zu einer Oberfläche schwingt;n₁= Brechungsindex des Glases; n₂= Brechungsindex von Luft; n= ; δ= die eingeführte Phasendifferenz zwischen den Komponenten s und p; R₁= der Winkel zwischen dem Lichtstrahl und der Normalen auf eine Grenzfläche.

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

R _i < R _crit,

wobei R _crit gegeben ist durch sin R _crit = .

Die Phasendifferenz δ ist gegeben durch

Für die Strahldreheinrichtung 11 gibt es fünf Reflexionen, die vom Winkel β für senkrecht zu den Endflächen eintretende und austretende Strahlen bestimmt sind. Im Beispiel der Fig. 3a und 3b ist β = 22,7°; für ein Schott-Glas BK7 mit = 1,515 bei 632,8 nm (6328 Å) ist δ = 179,62°. Die Prismen wirken zusammen als λ/2-Platte. Am Ende der Prismen 42, 43, 44, 45 ist eine λ/2-Platte 46 unter genauer Justierung hinzugefügt, wodurch zwischen dem Licht mit s- und p-Polarisation keine Phasenverschiebung auftritt.

Alternativ kann bei der Vorrichtung zur Messung der Blutströmung auch einer der Laserdetektoren 33 (Photomultiplier) zur Erzeugung eines Signals für den Servomotor 10 herangezogen werden. Eine anfängliche Kurzzeitmessung der Blutströmung wird an einem bestimmten beleuchteten Fleck 38 vorgenommen, wobei die beiden Strahlen a und b wie oben erläutert verwendet werden. Hierdurch können Δω₁, Δω₂ und v bestimmt werden.

Aus Gleichung (1) oder (2) lassen sich ferner die übrigen Größen leicht ermitteln. Unter der Voraussetzung, daß die Winkel R und α konstant bleiben, können Blutströmungsmessungen des gleichen Meßflecks 38 kontinuierlich durchgeführt werden, wobei lediglich ein reflektierter Laserstrahl 4 a verwendet wird. Der andere Laserstrahl 4 b ist nicht erforderlich, weshalb sein Photomultipliereingang gefiltert wird, um das rote Laserlicht abzutrennen (Erhöhung des Kontrasts zwischen Blutgefäßen und Untergrund), und sein Ausgang zur Steuerung des Servomotors 10 herangezogen wird.

Zur Vermeidung von Überlagerungen zwischen den Strahlen a und b ohne Verwendung der λ/2-Platte 7 und der λ /4-Platte 17 können die Flecke 38 a und 38 b während der Dopplermessungen etwas zur Seite verschoben sein. Störende Überlagerungen können aufgrund der Koinzidenz der Flecke und der Depolarisation der Strahlen auf der Netzhaut hervorgerufen sein.

Claims

1. Verfahren zum Messen der retinalen Durchblutung, gekennzeichnet durch folgende Schritte:

- Erzeugen zweier Laserstrahlen längs eines optischen Strahlengangs,
- Einstrahlen der beiden Laserstrahlen in das Auge des Patienten auf ein Blutgefäß der Netzhaut,
- Justieren der beiden Laserstrahlen im Auge in der Weise, daß die Strömungsrichtung des zu messenden Blutstroms in der Ebene der beiden Laserstrahlen liegt,
- Wiederempfangen von zwei Strahlen durch Blutkörperchen gestreuter Strahlung im gleichen optischen Strahlengang und
- Verarbeiten dieser Streustrahlung zum Ermitteln eines Dopplersignals und der Strömungsgeschwindigkeit des Blutes.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die beiden Laserstrahlen längs des optischen Strahlengangs in das Auge gerichtet werden, wobei die von einem Blutgefäß gestreute Laserstrahlung in Form zweier Laserstrahlen längs des gleichen optischen Strahlengangs erfaßt wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß zwei orthogonal polarisierte Laserstrahlen in das Auge eingestrahlt werden.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Dopplersignale beider Streustrahlen gleichzeitig mit jeweils einem Detektor erfaßt werden.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Dopplersignale beider Streustrahlen mit einem einzigen Detektor sequentiell erfaßt werden.

6. Vorrichtung zum Durchführen des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 5, mit einer Funduskamera (2) zum Beobachten des Augenhintergrunds, einem Laser (3) zum Beleuchten eines kleinen Ausschnitts eines retinalen Blutgefäßes mit Laserstrahlung, einem Detektor zum Messen der Dopplerverschiebung der Laserstrahlung aufgrund bewegter Blutkörperchen und einer optischen Anordnung zum Leiten der Laserstrahlung längs eines optischen Strahlengangs in das Auge und zum Rückleiten der reflektierten Laserstrahlung längs des optischen Strahlengangs in den Detektor, gekennzeichnet durch
einen Strahlteiler (5) zum Erzeugen zweier Laserstrahlen (a, b),
eine Strahldreheinrichtung (11) zum Drehen der Ebene der beiden Strahlen (a, b) zum Ausrichten längs eines retinalen Blutgefäßes,
eine Linse (12) zum Erzeugen eines Schnittpunkts der beiden Strahlen (a, b) an einer gewünschten Stelle auf einem retinalen Blutgefäß,
eine Einrichtung (13), mit der die beiden Strahlen (a, b) auf ein gewünschtes retinales Blutgefäß gerichtet werden können, und
eine Einrichtung (32, 33) zum Erfassen der vom Blutgefäß reflektierten Laserstrahlung zum Ermitteln der retinalen Durchblutung.

7. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß sie so ausgebildet ist, daß die beiden Laserstrahlen längs des optischen Strahlengangs in das Auge gerichtet werden können, wobei die von einem Blutgefäß gestreute Laserstrahlung in Form zweier Laserstrahlen längs des gleichen optischen Strahlengangs erfaßt wird.

8. Vorrichtung nach Anspruch 6 oder 7, gekennzeichnet durch zwei Detektoren zum gleichzeitigen Erfassen der Dopplersignale beider Streustrahlen.

9. Vorrichtung nach Anspruch 6 oder 7, gekennzeichnet durch einen einzigen Detektor zum Erfassen der Dopplersignale beider Streustrahlen, der die Dopplersignale sequentiell erfaßt.

10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 9, gekennzeichnet durch eine λ/2-Platte (7) zum Erzielen einer orthogonalen Polarisation zwischen den beiden Strahlen (a, b).

11. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Polarisationsrichtung der Strahlen (a, b) beim Durchgang durch die Strahldreheinrichtung (11) erhalten bleibt.

12. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 11, gekennzeichnet durch eine Einrichtung (49, 50) zum Erzeugen eines Laser-Lokaloszillatorsignals.

13. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 12, gekennzeichnet durch eine Einrichtung zum Erzeugen eines frequenzverschobenen Lokaloszillatorsignals.

14. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 13, gekennzeichnet durch eine Strahlablenkeinrichtung (8, 9) und einen Servomotor (10) zum Beibehalten der Laserausleuchtung eines gewünschten retinalen Blutgefäßes.

15. Vorrichtung nach Anspruch 14, gekennzeichnet durch ein Rotsperrfilter und einen Photomultiplier (36) zum Erzeugen eines Korrektionssignals für den Servomotor (10).

16. Vorrichtung nach Anspruch 14, gekennzeichnet durch eine mit hoher Geschwindigkeit bewegbare Strahlablenkeinrichtung (47) zum Erzeugen eines Fehlersignals.

17. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 16, gekennzeichnet durch eine Einrichtung zum Messen der Breite eines beleuchteten retinalen Blutgefäßes.