JPH0160253B2 - - Google Patents
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- JPH0160253B2 JPH0160253B2 JP55152373A JP15237380A JPH0160253B2 JP H0160253 B2 JPH0160253 B2 JP H0160253B2 JP 55152373 A JP55152373 A JP 55152373A JP 15237380 A JP15237380 A JP 15237380A JP H0160253 B2 JPH0160253 B2 JP H0160253B2
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- retinal blood
- beams
- blood flow
- measuring device
- laser radiation
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
- A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
- A61B3/12—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for looking at the eye fundus, e.g. ophthalmoscopes
- A61B3/1225—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for looking at the eye fundus, e.g. ophthalmoscopes using coherent radiation
- A61B3/1233—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for looking at the eye fundus, e.g. ophthalmoscopes using coherent radiation for measuring blood flow, e.g. at the retina
-
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- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/0261—Measuring blood flow using optical means, e.g. infrared light
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- Health & Medical Sciences (AREA)
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Eye Examination Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、レーザドツプラ速度計により網膜血
液流れを測定する装置に関する。
液流れを測定する装置に関する。
レーザドツプラ速度計は、流れの中に懸濁する
移動粒子から散乱するレーザビームに与えられる
ドツプラーシフトを測定することにより流れ速度
を測定できる手段である。このドツプラーシフ
ト、光電検出器の陰極面で散乱光をもとのレーザ
ビームの部分と混合する（ホモダイニング）こと
により適宜に測定することができる。低い光準位
では光電検出器の応答は、それぞれ陰極における
単一光子の吸収に対応する各別の出力パルスの列
である。これ等のパルスは、入射光強さが一定で
ある場合に適宜に乱雑に放出する。しかしドツプ
ラーうなり周波数が存在するときは各パルスはこ
のドツプラーうなり周波数によつてレート変調
（rate modulate）される。
移動粒子から散乱するレーザビームに与えられる
ドツプラーシフトを測定することにより流れ速度
を測定できる手段である。このドツプラーシフ
ト、光電検出器の陰極面で散乱光をもとのレーザ
ビームの部分と混合する（ホモダイニング）こと
により適宜に測定することができる。低い光準位
では光電検出器の応答は、それぞれ陰極における
単一光子の吸収に対応する各別の出力パルスの列
である。これ等のパルスは、入射光強さが一定で
ある場合に適宜に乱雑に放出する。しかしドツプ
ラーうなり周波数が存在するときは各パルスはこ
のドツプラーうなり周波数によつてレート変調
（rate modulate）される。
このようなパルス列からのドツプラーうなり周
波数の抽出はデイジタル光子相関法により行うこ
とができる〔パイク（pike）を著者とする1972年
刊ジヤーナル・オブ・フイジツクス（Journal of
Physics）D5L23参照〕。光子相関関数は入射光強
さの周波数スペクトルのフーリエ変換である。
波数の抽出はデイジタル光子相関法により行うこ
とができる〔パイク（pike）を著者とする1972年
刊ジヤーナル・オブ・フイジツクス（Journal of
Physics）D5L23参照〕。光子相関関数は入射光強
さの周波数スペクトルのフーリエ変換である。
網膜血液流れは、レーザドツプラー速度計を使
い患者の眼に大きいコンタクトレンズを当てが
い、このコンタクトレンズを経てレーザ線のビー
ムを差向け、このレーザビームに対し或る角度を
挾む第２の径路に沿つて散乱する光を測定するこ
とにより従来測定している。このような方法は
1974年11月29日の発行のサイエンス（Science）
第186巻第830ないし831頁と、1972年11月発行の
インベステイガテイブ・オプサルモロジー
（Investigative Opthalaology）第11巻第936ない
し944頁と、1976年９月刊行のリバ（Riva）等を
著者とする論文プロク・テクニカル・プログラ
ム・エレクトロ・オプテイツクス・システムズ・
デザイン・コンフ（Proc Technical
Programme Electro Optics Systems Desigr
Conf.）とに記載してある。人体に施すこの手段
に伴う１つの障害は患者が比較的大きい不快なコ
ンタクトレンズを使う必要のあることである。又
別の障害は、このような２重静的方式は眼がわず
かに動いても整合状態を保つことが本来むずかし
い。
い患者の眼に大きいコンタクトレンズを当てが
い、このコンタクトレンズを経てレーザ線のビー
ムを差向け、このレーザビームに対し或る角度を
挾む第２の径路に沿つて散乱する光を測定するこ
とにより従来測定している。このような方法は
1974年11月29日の発行のサイエンス（Science）
第186巻第830ないし831頁と、1972年11月発行の
インベステイガテイブ・オプサルモロジー
（Investigative Opthalaology）第11巻第936ない
し944頁と、1976年９月刊行のリバ（Riva）等を
著者とする論文プロク・テクニカル・プログラ
ム・エレクトロ・オプテイツクス・システムズ・
デザイン・コンフ（Proc Technical
Programme Electro Optics Systems Desigr
Conf.）とに記載してある。人体に施すこの手段
に伴う１つの障害は患者が比較的大きい不快なコ
ンタクトレンズを使う必要のあることである。又
別の障害は、このような２重静的方式は眼がわず
かに動いても整合状態を保つことが本来むずかし
い。
英国特許第1564315号及び米国特許第4166695号
の各明細書によればレーザ線の単一ビームはコン
タクトレンズを使わないで光路（以下光学径路と
呼ぶ）に沿い患者の眼の中に網膜血管に差向け
る。血球から散乱する光学径路に沿い検出器に受
ける。この単一静的方式の利点は、 (a) コンタクトレンズの使用の必要がないこと
と、 (b) 透過ビーム及び反射ビームの固有の整合とで
ある。
の各明細書によればレーザ線の単一ビームはコン
タクトレンズを使わないで光路（以下光学径路と
呼ぶ）に沿い患者の眼の中に網膜血管に差向け
る。血球から散乱する光学径路に沿い検出器に受
ける。この単一静的方式の利点は、 (a) コンタクトレンズの使用の必要がないこと
と、 (b) 透過ビーム及び反射ビームの固有の整合とで
ある。
欠点としては、ドツプラー角すなわち血管及び
光学径路間の角度を定めるのがむずかしいことで
ある。さらに眼の極点（ポール）を中心とする円
に接する血球流れは測定することができない。
光学径路間の角度を定めるのがむずかしいことで
ある。さらに眼の極点（ポール）を中心とする円
に接する血球流れは測定することができない。
レーザドツプラー速度計は、時間に伴う血液流
れ速度の変化を心臓鼓動サイクルの変化を観測で
きるのに十分な速度を測定することができる。す
なわち若干の時間にわたつて血管を連続的に照明
することが望ましい。無意識の眼の動きによりこ
のことはどうしても極めてむずかしい。レーザの
照明はちようど１本の血管を覆うのに十分なだけ
小さくなければならない。さもなければ隣接する
各血管等を流れる血液により成績が低下する。無
意識の眼の動きを追跡し所望の血管の照明を保持
することが望ましい。
れ速度の変化を心臓鼓動サイクルの変化を観測で
きるのに十分な速度を測定することができる。す
なわち若干の時間にわたつて血管を連続的に照明
することが望ましい。無意識の眼の動きによりこ
のことはどうしても極めてむずかしい。レーザの
照明はちようど１本の血管を覆うのに十分なだけ
小さくなければならない。さもなければ隣接する
各血管等を流れる血液により成績が低下する。無
意識の眼の動きを追跡し所望の血管の照明を保持
することが望ましい。
本発明は、(イ)眼底を観察する底眼カメラと、(ロ)
網膜血管の小さい部分をレーザ放射で照明するレ
ーザと、(ハ)移動する血球により前記レーザ放射に
加えられるドツプラーシフトを測定する検出器
と、(ニ)前記レーザ放射を光路に沿い眼に差向け反
射したレーザを前記光路に沿い前記検出器にもど
す光学装置とを備えた網膜血液流れを測定する網
膜血液流れ測定装置において、(i)前記レーザ放射
の２条ビームａ，ｂを生じさせるビーム分割器５
と、(ii)前記２条のビームａ，ｂを含む平面を網膜
血管に沿つて整合させるように、前記平面を回転
させるビーム回転器１１と、(iii)前記２条のビーム
ａ，ｂを網膜血管上の所要箇所に交ささせるレン
ズ１２と、(iv)前記２条のビームを所要の網膜血管
に差向け手段１３と、(v)網膜血管から反射したレ
ーザ放射を、伝送される前記ビームａ，ｂと同じ
光路に沿つてもどすもどし手段６，１１，１２，
１３，１４，１６と(vi)前記２条のビームａ，ｂの
両方の前記光路に沿つてもどされる前記反射した
レーザ放射のドツプラーシフトを別別に検出する
検出手段３０，３１，３２，３３と、(vii)別別に検
出されたレーザ放射を使用して２つのドツプラー
シフト△ω1，△ω2を計算し、したがつて照明さ
れた網膜血管内の血液速度Ｖを計算する計算手段
路３４と、 を備えたことを特徴とする網膜血液流れ測装定装
置にある。
網膜血管の小さい部分をレーザ放射で照明するレ
ーザと、(ハ)移動する血球により前記レーザ放射に
加えられるドツプラーシフトを測定する検出器
と、(ニ)前記レーザ放射を光路に沿い眼に差向け反
射したレーザを前記光路に沿い前記検出器にもど
す光学装置とを備えた網膜血液流れを測定する網
膜血液流れ測定装置において、(i)前記レーザ放射
の２条ビームａ，ｂを生じさせるビーム分割器５
と、(ii)前記２条のビームａ，ｂを含む平面を網膜
血管に沿つて整合させるように、前記平面を回転
させるビーム回転器１１と、(iii)前記２条のビーム
ａ，ｂを網膜血管上の所要箇所に交ささせるレン
ズ１２と、(iv)前記２条のビームを所要の網膜血管
に差向け手段１３と、(v)網膜血管から反射したレ
ーザ放射を、伝送される前記ビームａ，ｂと同じ
光路に沿つてもどすもどし手段６，１１，１２，
１３，１４，１６と(vi)前記２条のビームａ，ｂの
両方の前記光路に沿つてもどされる前記反射した
レーザ放射のドツプラーシフトを別別に検出する
検出手段３０，３１，３２，３３と、(vii)別別に検
出されたレーザ放射を使用して２つのドツプラー
シフト△ω1，△ω2を計算し、したがつて照明さ
れた網膜血管内の血液速度Ｖを計算する計算手段
路３４と、 を備えたことを特徴とする網膜血液流れ測装定装
置にある。
本発明を使用するに降しては、２条のレーザ放
射のビームを光学径に沿つて差向け、これ等の２
条ビームを患者の眼内に網膜血管に差向け、これ
等の２条のビームを眼に整合させこれ等のビーム
を含む平面が又測定しようとする血液流れの方向
を含むようにし、血液により散乱する２条のビー
ムを同じ光学径路に沿つて受けこの散乱ビームを
処理しドツプラー信号従つて血液流れ速度を定め
ることから成つている。
射のビームを光学径に沿つて差向け、これ等の２
条ビームを患者の眼内に網膜血管に差向け、これ
等の２条のビームを眼に整合させこれ等のビーム
を含む平面が又測定しようとする血液流れの方向
を含むようにし、血液により散乱する２条のビー
ムを同じ光学径路に沿つて受けこの散乱ビームを
処理しドツプラー信号従つて血液流れ速度を定め
ることから成つている。
本発明測定装置の好適な実施例においては、レ
ーザ放射のビームを生ずるレーザと、２条のレー
ザ放射のビームを生ずるビーム分割器と、一方の
偏光面を伝送する偏光プリズムと、２条のレーザ
放射のビームを含む平面を回転する回転器と、患
者の眼にレーザ放射のビームを交ささせる焦点調
節手段（focussing means）と、２条のレーザ放
射のビームを眼の所望の部分に差向ける偏向手段
（deflecting means）と、眼底の照明装置と、眼
底の全体とレーザ照明部分とを観察する観察装置
と、眼から散乱する２条のレーザ放射のビームを
検出する検出器とを備え、２条のレーザ放射のビ
ームを光学径路に沿い眼に差向け、血管から散乱
するレーザ線を前記検出器に光学径路に沿いもど
る２条のビームとして集めるようにしてある。
ーザ放射のビームを生ずるレーザと、２条のレー
ザ放射のビームを生ずるビーム分割器と、一方の
偏光面を伝送する偏光プリズムと、２条のレーザ
放射のビームを含む平面を回転する回転器と、患
者の眼にレーザ放射のビームを交ささせる焦点調
節手段（focussing means）と、２条のレーザ放
射のビームを眼の所望の部分に差向ける偏向手段
（deflecting means）と、眼底の照明装置と、眼
底の全体とレーザ照明部分とを観察する観察装置
と、眼から散乱する２条のレーザ放射のビームを
検出する検出器とを備え、２条のレーザ放射のビ
ームを光学径路に沿い眼に差向け、血管から散乱
するレーザ線を前記検出器に光学径路に沿いもど
る２条のビームとして集めるようにしてある。
２条のレーザ放射のビームは混線を避けるよう
に直交偏光するのがよい。
に直交偏光するのがよい。
２個の検出器を使い両散乱ビームのドツプラー
信号を同時に検出するのがよい。しかし単一の検
出器を使い反射ビームのドツプラー信号を引続い
て検出してもよい。
信号を同時に検出するのがよい。しかし単一の検
出器を使い反射ビームのドツプラー信号を引続い
て検出してもよい。
ビーム偏向手段は検出器からの信号の制御から
のもとにサーボモータにより動かし無意識に眼が
わずかに動いても所望の血管の照明を保つ。サー
ボモータを制御する検出器は第３の検出器であ
る。この検出器のろ波入力はレーザ周波数より低
い光を受け血管及びその周囲の間のコントラスト
を高める。或はレーザ放射のビームの一方を検出
するのに使う検出器の１つはろ波したレーザ周波
数を持つが他方の検出器だけを使いドツプラー測
定を行うようにしてもよい。このような構造では
サーボモータを制御するのに使うように誤差位置
信号を生ずる非信号ビーム内でガラスブロツクを
振動させる。
のもとにサーボモータにより動かし無意識に眼が
わずかに動いても所望の血管の照明を保つ。サー
ボモータを制御する検出器は第３の検出器であ
る。この検出器のろ波入力はレーザ周波数より低
い光を受け血管及びその周囲の間のコントラスト
を高める。或はレーザ放射のビームの一方を検出
するのに使う検出器の１つはろ波したレーザ周波
数を持つが他方の検出器だけを使いドツプラー測
定を行うようにしてもよい。このような構造では
サーボモータを制御するのに使うように誤差位置
信号を生ずる非信号ビーム内でガラスブロツクを
振動させる。
以下本発明測定装置の実施例を添付図面につい
て詳細に説明する。
て詳細に説明する。
第１図に示すように患者の眼１は眼底カメラ２
の前方に位置させてある。１ｍのHeNeレーザ
３からの光を減衰させ約10μを眼１を与える。
レーザ放射のビームすなわちレーザビーム４は、
ビーム分割器５により２条のビームａ，ｂに分割
し偏光ビーム分割器６により反射する。
の前方に位置させてある。１ｍのHeNeレーザ
３からの光を減衰させ約10μを眼１を与える。
レーザ放射のビームすなわちレーザビーム４は、
ビーム分割器５により２条のビームａ，ｂに分割
し偏光ビーム分割器６により反射する。
半波長板７はビームａの径路に位置させその偏
光を水平偏光に変えビームａ及びビームｂ（垂直
偏光している）の間の混線を減らす。ガラスプリ
ズム８は一方向だけで無意識の眼の動きに追従す
るように使う。このためにプリズム８は各ビーム
ａ，ｂを含む平面に直交しこの平面内にある軸線
９のまわりに回転するように取付けてある。サー
ボモータ１０は後述の指令時にこのブロツクを回
転する。ビーム回転器１１はその長手のまわりに
回転自在で２条のビームａ，ｂを含む平面を回転
するのがこれ等のビームの偏向度は保持して各ビ
ームａ，ｂが共に網膜血管内の流れの方向に沿う
ようにする。焦点調節レンズ（focussing lens）
１２は２条のビームａ，ｂを眼１の後部の像面に
交さするように調節自在にしてある。調節レンズ
１３はビームａ，ｂの光軸に直交する平面内で可
動で各ビームａ，ｂを網膜の任意所望の部分に位
置させる。中心窓１５を形成した鏡１４は非球面
レンズ１６及び1/4波長板１７（随意）を経て眼
１に反射する。1/4波長板１７は各ビームａ，ｂ
の偏光を左右の円偏光に変える。このことは散乱
から偏光をなくすので必要がない。
光を水平偏光に変えビームａ及びビームｂ（垂直
偏光している）の間の混線を減らす。ガラスプリ
ズム８は一方向だけで無意識の眼の動きに追従す
るように使う。このためにプリズム８は各ビーム
ａ，ｂを含む平面に直交しこの平面内にある軸線
９のまわりに回転するように取付けてある。サー
ボモータ１０は後述の指令時にこのブロツクを回
転する。ビーム回転器１１はその長手のまわりに
回転自在で２条のビームａ，ｂを含む平面を回転
するのがこれ等のビームの偏向度は保持して各ビ
ームａ，ｂが共に網膜血管内の流れの方向に沿う
ようにする。焦点調節レンズ（focussing lens）
１２は２条のビームａ，ｂを眼１の後部の像面に
交さするように調節自在にしてある。調節レンズ
１３はビームａ，ｂの光軸に直交する平面内で可
動で各ビームａ，ｂを網膜の任意所望の部分に位
置させる。中心窓１５を形成した鏡１４は非球面
レンズ１６及び1/4波長板１７（随意）を経て眼
１に反射する。1/4波長板１７は各ビームａ，ｂ
の偏光を左右の円偏光に変える。このことは散乱
から偏光をなくすので必要がない。
眼底カメラ２内で光源１８は全体的な眼底照明
作用を生ずる。光源１８の光は鏡１９から穴１５
を経て眼１に反射する。調節可能な固視標
（fixation target）２０により患者の眼１を所要
の場所に差向ける。
作用を生ずる。光源１８の光は鏡１９から穴１５
を経て眼１に反射する。調節可能な固視標
（fixation target）２０により患者の眼１を所要
の場所に差向ける。
操作員２１による眼１の観察は接眼レンズ２２
網線２３，２４、レンズ２５、鏡２６、ビーム分
割器２７を介してそれぞれ鏡１９，１４の窓２
８，１５を経て行う。
網線２３，２４、レンズ２５、鏡２６、ビーム分
割器２７を介してそれぞれ鏡１９，１４の窓２
８，１５を経て行う。
眼底の恆久記録は眼底カメラ２の背部に取付け
た写真カメラ２９による。
た写真カメラ２９による。
カメラ２の詳細は、任意適当なカメラが使われ
レーザビームに適応するように改造してあるから
例示しただけである。
レーザビームに適応するように改造してあるから
例示しただけである。
もどりのレーザ光は、２本の光フアイバー管３
０，３１により集め、光検出器として作用する２
個の光電子増倍管３２，３３に送出す。光電子増
倍管３２，３３の出力は２重チヤネル光子相関器
３４〔たとえば英国ウスターシヤ州マルバーン市
のマルバーン・インスツルメンツ・リミテツド
（Malvern Instruments Ltd）製のマルバーン相
関器〕に送る。相関器３４でもどりのレーザビー
ムはドツプラー信号従つて血液流れ速度が得られ
るように互に無関係に相関させる。
０，３１により集め、光検出器として作用する２
個の光電子増倍管３２，３３に送出す。光電子増
倍管３２，３３の出力は２重チヤネル光子相関器
３４〔たとえば英国ウスターシヤ州マルバーン市
のマルバーン・インスツルメンツ・リミテツド
（Malvern Instruments Ltd）製のマルバーン相
関器〕に送る。相関器３４でもどりのレーザビー
ムはドツプラー信号従つて血液流れ速度が得られ
るように互に無関係に相関させる。
各光電子増倍管３２，３３へのドツプラーシフ
ト信号と一致する局部発振器レーザ信号は、患者
の眼からの反射により生ずる。或はレーザ３の光
の一部を部分反射器４９により窓止め部片５１を
経て鏡又は光散乱面のような反射器５０に反射す
る。反射器５０はたとえば圧電気結晶に取付ける
ことにより反射器５０の表面に直交して急速に振
動するように取付ける。急速なフライバツクを持
つ傾斜電圧をこの結晶に印加する。その場合任意
の予期されるドツプラーシフトより大きい周波数
偏移を持つ周波数偏移した局部発振器信号を生ず
る。或は同じ効果を生ずるのに電子光学装置又は
音響光学装置を使つてもよい。
ト信号と一致する局部発振器レーザ信号は、患者
の眼からの反射により生ずる。或はレーザ３の光
の一部を部分反射器４９により窓止め部片５１を
経て鏡又は光散乱面のような反射器５０に反射す
る。反射器５０はたとえば圧電気結晶に取付ける
ことにより反射器５０の表面に直交して急速に振
動するように取付ける。急速なフライバツクを持
つ傾斜電圧をこの結晶に印加する。その場合任意
の予期されるドツプラーシフトより大きい周波数
偏移を持つ周波数偏移した局部発振器信号を生ず
る。或は同じ効果を生ずるのに電子光学装置又は
音響光学装置を使つてもよい。
ビームｂの径路内の選択的反射器３５は照明点
からの光を光源１８の周波数で赤色阻止フイルタ
４８及び第２のガラスブロツク４７を経て第３の
光電子増倍管３６に反射する。光電子増倍管３６
からの出力はサーボモータ１０を制御する。フイ
ルタ４８は、各血管を一層明るい背景の２本の互
に密接な間隔を隔てた暗線として示すことにより
光電子増倍管３６のコントラストを高める。ガラ
スブロツク４７は、眼の動きよりはるかに高い速
度で振動させ、所要の血管の照明を保つ際にサー
ボモータ１０により使う誤差信号を生ずる。さら
にブロツク４７の動きにより血管の幅を測定する
ことができる。
からの光を光源１８の周波数で赤色阻止フイルタ
４８及び第２のガラスブロツク４７を経て第３の
光電子増倍管３６に反射する。光電子増倍管３６
からの出力はサーボモータ１０を制御する。フイ
ルタ４８は、各血管を一層明るい背景の２本の互
に密接な間隔を隔てた暗線として示すことにより
光電子増倍管３６のコントラストを高める。ガラ
スブロツク４７は、眼の動きよりはるかに高い速
度で振動させ、所要の血管の照明を保つ際にサー
ボモータ１０により使う誤差信号を生ずる。さら
にブロツク４７の動きにより血管の幅を測定する
ことができる。
ブロツク４７が振動すると、光電子増倍管３６
に受ける信号は、血管壁がビームと交さすると高
い値から低い値に、血管中心ではわずかに一層高
い値に、血管の第２の壁を横切つてふたたび低い
値に変り、次で血管から離れて高い値にもどる。
低い値の信号の幅は、血管直径の測定値であり幅
測定回路５２により定める。このような測定は血
液速度と共に血液流量を指示するのに有用であ
る。
に受ける信号は、血管壁がビームと交さすると高
い値から低い値に、血管中心ではわずかに一層高
い値に、血管の第２の壁を横切つてふたたび低い
値に変り、次で血管から離れて高い値にもどる。
低い値の信号の幅は、血管直径の測定値であり幅
測定回路５２により定める。このような測定は血
液速度と共に血液流量を指示するのに有用であ
る。
操作時には瞳孔拡大毛様筋麻ひ用の薬滴を患者
の眼内に滴注し調節作用を減らし又は妨げる。次
で患者を眼底カメラ２の前方に位置させる。照明
及び焦点を普通の方法で調節し眼１の眼底を視界
内に持来す。見つめる方向は、患者に固視標２０
を観察させることにより又はその他の任意適当な
手段により制御する。次で操作員２１は第２図の
眼底を見て適当な血管３７を選ぶ。レーザ光の２
条のビームａ，ｂを選定した血管３７に差向け、
各ビームａ，ｂをレンズ１２の動きにより分離し
２点３８ａ，３８ｂを血管３７上で観察する。ビ
ーム回転器１１は各別の２点３８ａ，３８ｂが共
に血管３７に沿うまで回す。各点３８ａ，３８ｂ
を次で一致するように集束する。
の眼内に滴注し調節作用を減らし又は妨げる。次
で患者を眼底カメラ２の前方に位置させる。照明
及び焦点を普通の方法で調節し眼１の眼底を視界
内に持来す。見つめる方向は、患者に固視標２０
を観察させることにより又はその他の任意適当な
手段により制御する。次で操作員２１は第２図の
眼底を見て適当な血管３７を選ぶ。レーザ光の２
条のビームａ，ｂを選定した血管３７に差向け、
各ビームａ，ｂをレンズ１２の動きにより分離し
２点３８ａ，３８ｂを血管３７上で観察する。ビ
ーム回転器１１は各別の２点３８ａ，３８ｂが共
に血管３７に沿うまで回す。各点３８ａ，３８ｂ
を次で一致するように集束する。
次で測定を始める。血管３７内の血球から散乱
する、レーザ線は、1/4波長板１７を経てもどり
レーザ３からの偏光面に直光する偏光面を持つ。
これ等の反射ビーム４ａ，４ｂは光学径路に沿い
偏光ビーム分割器６（水平偏光に対し透明であ
る）を経て光電子増倍管３２，３３及び相関器３
４にもどり、相関器３４で血液速度を定める。
する、レーザ線は、1/4波長板１７を経てもどり
レーザ３からの偏光面に直光する偏光面を持つ。
これ等の反射ビーム４ａ，４ｂは光学径路に沿い
偏光ビーム分割器６（水平偏光に対し透明であ
る）を経て光電子増倍管３２，３３及び相関器３
４にもどり、相関器３４で血液速度を定める。
無意識の眼の動きにより、このような動きが測
定点で血液流れに直交すると血液３７をレーザ照
明点３８から移動させる。流れに沿う動きにより
ドツプラー信号を変えるが照明の損失は生じな
い。このような眼の動きに関係なくレーザ照明を
保つように、各ビームａ，ｂはガラスプリズム８
で両ビームａ，ｂをそらせることにより血液流れ
に直交する眼の動きに追従するように作用させ
る。血管３７が照明からはずれると、第３の光電
子増倍管３６により受ける信号が変る。この信号
変化を使いサーボモータ１０を駆動し各ビーム
ａ，ｂをそらせ眼の動きを追従させる。このよう
にして心臓の鼓動の数サイクルの時限にわたり血
液の流量測定を行うことができる。
定点で血液流れに直交すると血液３７をレーザ照
明点３８から移動させる。流れに沿う動きにより
ドツプラー信号を変えるが照明の損失は生じな
い。このような眼の動きに関係なくレーザ照明を
保つように、各ビームａ，ｂはガラスプリズム８
で両ビームａ，ｂをそらせることにより血液流れ
に直交する眼の動きに追従するように作用させ
る。血管３７が照明からはずれると、第３の光電
子増倍管３６により受ける信号が変る。この信号
変化を使いサーボモータ１０を駆動し各ビーム
ａ，ｂをそらせ眼の動きを追従させる。このよう
にして心臓の鼓動の数サイクルの時限にわたり血
液の流量測定を行うことができる。
２条ビーム法による血液流れ速度の測定の背後
の理論は次の通りである。
の理論は次の通りである。
血液流れは第２図及び第７図の直線ABに沿い
測定することができる。
測定することができる。
直線ABは血管３７に沿つて位置すると共に網
膜に対し接戦方向に位置する。
膜に対し接戦方向に位置する。
第４図は測定信号から速度を計算する幾何学形
状を示す。
状を示す。
第４図において、k01，k01は、入力レーサ波ベ
クトル、すなわちビームａ，ｂに沿う入力であ
る。
クトル、すなわちビームａ，ｂに沿う入力であ
る。
kS1，kS2は、散乱するレーザ波ベクトルすなわ
ちビームａ，ｂに沿つてもどるレーザ光である。
ちビームａ，ｂに沿つてもどるレーザ光である。
λはレーザビーム波長である。
２条のビームａ，ｂを含む平面と、直線ABと
が共通平面内に位置するように、ビーム回転器１
１を操作する。
が共通平面内に位置するように、ビーム回転器１
１を操作する。
先ず１種類の速度ｖだけしか存在しない場合
（実際上真実ではない）を考える。第１のビーム
ａに対するドツプラーシフトΔωは次の式で与え
られる。
（実際上真実ではない）を考える。第１のビーム
ａに対するドツプラーシフトΔωは次の式で与え
られる。
Δω1＝（kS1−k01）ｖ＝2πv／λ〔cos（90−α−θ）
−cos（90＋α＋θ）〕 ＝2πv／λ〔sin（α＋θ）＋sin（α＋θ）〕＝4
πv／λ〔sinαcosθ＋cosαsinθ〕……(1) 第２のビームｂに対しては Δω2＝（kS2−k02）ｖ＝2πv／λ〔cos（90−θ＋α）
−cos（90＋θ−α）〕 ＝2πv／λ〔sin（θ−α）＋sin（θ−α）〕＝4
πv／λ〔sinθcosα−cosθsinα〕……(2) ドツプラー周波数Δωは公知のホモダイン法たと
えば英国特許第1564315号明細書に記載してある
方法により定めることができる。しかし局部発振
器信号に対する眼の反射を使うと実際上｜Δω｜
だけしか測定できない。
−cos（90＋α＋θ）〕 ＝2πv／λ〔sin（α＋θ）＋sin（α＋θ）〕＝4
πv／λ〔sinαcosθ＋cosαsinθ〕……(1) 第２のビームｂに対しては Δω2＝（kS2−k02）ｖ＝2πv／λ〔cos（90−θ＋α）
−cos（90＋θ−α）〕 ＝2πv／λ〔sin（θ−α）＋sin（θ−α）〕＝4
πv／λ〔sinθcosα−cosθsinα〕……(2) ドツプラー周波数Δωは公知のホモダイン法たと
えば英国特許第1564315号明細書に記載してある
方法により定めることができる。しかし局部発振
器信号に対する眼の反射を使うと実際上｜Δω｜
だけしか測定できない。
式(1)から式(2)を引くと次の式が得られる。
Δω1−Δω2＝8πv／λsinαcosθ ……(3)
式(1)及び式(2)を加えると次の式が得られる。
Δω1＋Δω2＝8πv／λsinθcosα ……(4)
式(3)から
vcosθ＝λ／8πsinα（Δω1−Δω2） ……(5)
式(4)から
vsinθ＝λ／8πcosα（Δω1−Δω2） ……(6)
従つて
ｖ＝〔（λ／8πcosα）2（△ω1＋△ω2）2＋（λ／8
πsinα）2（△ω1−△ω2）2〕1/2 ＝λ／4πsin2α〔sin2α（Δω1 2＋2Δω1Δω2＋
Δω2 2）＋cos2α（Δω1 2−2Δω1Δω2 ＋Δω2 2）〕1/2 従つて ｖ＝λ／4πsin2α〔Δω1 2＋Δω2 2 −2Δω1Δω2cos2α〕1/2 ……(7) ｖの測定にはこのようにして、平均の（模範
の）眼の視力の計算により得られる角度2αだけ
と２つのドツプラー偏位Δω1，Δω2とを知る必要
がある。
πsinα）2（△ω1−△ω2）2〕1/2 ＝λ／4πsin2α〔sin2α（Δω1 2＋2Δω1Δω2＋
Δω2 2）＋cos2α（Δω1 2−2Δω1Δω2 ＋Δω2 2）〕1/2 従つて ｖ＝λ／4πsin2α〔Δω1 2＋Δω2 2 −2Δω1Δω2cos2α〕1/2 ……(7) ｖの測定にはこのようにして、平均の（模範
の）眼の視力の計算により得られる角度2αだけ
と２つのドツプラー偏位Δω1，Δω2とを知る必要
がある。
｜Δω｜だけを測定するから、式(7)はθ＞αで
あつて始めて正しい。θ＜αであればΔω2で負で
なければならない。式(7)の負の符号はこの場合正
になる。正又は負の符号のどちらを使うかは平均
の眼に関して定めることができる。
あつて始めて正しい。θ＜αであればΔω2で負で
なければならない。式(7)の負の符号はこの場合正
になる。正又は負の符号のどちらを使うかは平均
の眼に関して定めることができる。
或は操作員の接眼レンズの網線２３，２４は眼
１の極点を中心とする第５図の円３９により印し
てある。円３９はθ＜α〔円３９の内側〕とθ＞
αとの間の境界を印す。円３９の外側で各別に回
転できる２つの曲線４０，４１を円の軸線のまわ
りに動かし測定点３８で交さするようにする。血
液流れが影線区域内の線に沿うと、θ＞α或はθ
＜αである。
１の極点を中心とする第５図の円３９により印し
てある。円３９はθ＜α〔円３９の内側〕とθ＞
αとの間の境界を印す。円３９の外側で各別に回
転できる２つの曲線４０，４１を円の軸線のまわ
りに動かし測定点３８で交さするようにする。血
液流れが影線区域内の線に沿うと、θ＞α或はθ
＜αである。
局部発振器信号として眼１内からの反射の使用
に対する変型として、反射器５０からの反射を使
う。この場合反射は前記したように反射器５０を
動かすことにより周波数偏移を適宜に与える。こ
のような周波数偏移は、血液の動きにより生ずる
任意のドツプラーシフトより大きくすることがで
きる。従つてΔωの符号はつねに分り式(3)を使い
ｖを定めることができる。
に対する変型として、反射器５０からの反射を使
う。この場合反射は前記したように反射器５０を
動かすことにより周波数偏移を適宜に与える。こ
のような周波数偏移は、血液の動きにより生ずる
任意のドツプラーシフトより大きくすることがで
きる。従つてΔωの符号はつねに分り式(3)を使い
ｖを定めることができる。
角度θは実際上小さいからcosθはほぼ１に等し
い。或はθは測定することができる。
い。或はθは測定することができる。
血管３７内の血液流れは血管壁におけるほぼ零
から血管３７の中心における最高値まで変る。受
けるドツプラー信号はこのようにして、ビーム直
径に比べて狭い血管に対し放物線形流れ輪郭を仮
定すると次のような相関関数ｇ（τ）が得られる
周波数の和である。
から血管３７の中心における最高値まで変る。受
けるドツプラー信号はこのようにして、ビーム直
径に比べて狭い血管に対し放物線形流れ輪郭を仮
定すると次のような相関関数ｇ（τ）が得られる
周波数の和である。
ｇ（τ）＝sinΔωnτ／Δωnτ ………(8)
この式でΔωnは存在する最高ドツプラーシフ
トである。
トである。
第６図は一方のビームから得られる相関関数の
例を示す。各相関関数に対するΔωnの値は、ｇ
（τ）の第１の脚の半高点を見付けることにより
又はｇ（τ）曲線の下方の面積を見付けることに
より定めることができる。この方法は雑音データ
点に対して感度が一層低い。非放物線形流れから
のそれは数値補正により考慮する。
例を示す。各相関関数に対するΔωnの値は、ｇ
（τ）の第１の脚の半高点を見付けることにより
又はｇ（τ）曲線の下方の面積を見付けることに
より定めることができる。この方法は雑音データ
点に対して感度が一層低い。非放物線形流れから
のそれは数値補正により考慮する。
第３ａ図及び第３ｂ図は相互に接着した４個の
プリズム４２，４３，４４，４５から形成したビ
−ム回転器の詳細を示す。第１図のビーム回転器
１１は２条のレーザビームをそのもとの偏光状態
は保持しながらそれ等のビーム間の軸線のまわり
に回転する。このために屈折率及び反射角を次の
ように選定しなければならない。
プリズム４２，４３，４４，４５から形成したビ
−ム回転器の詳細を示す。第１図のビーム回転器
１１は２条のレーザビームをそのもとの偏光状態
は保持しながらそれ等のビーム間の軸線のまわり
に回転する。このために屈折率及び反射角を次の
ように選定しなければならない。
ｐ＝表面に平行に振動する効の成分
ｓ＝表面に直交して振動する光の成分
n1＝ガラスの屈折率
n2＝空気の屈折率
ｎはn2／n1である。
δはｓ及びｐの各成分間に誘起される位相差で
ある θ1は光ビームと境界面に対する法線との間の角
度である ガラス−空気表面におけるガラスブロツク内の全
内反射に対して θi＞θcrit θcritはsinθcrit＝nz olにより与えられる位相差δは
次
の式により与えられる tan２／δ＝cosθi√sin2θi−n2／sin2θi ビーム回転器１１に対し、各端面に直交して出入
する各ビームに対する角度βにより制御する５つ
の反射がある。第３ａ図及び第３ｂ図の例ではβ
＝22.7゜である。ガラスはシヨツト（schott）ガラ
スBK7号である。6328Åにおいて１／ｎ＝1.515であ る。δ＝179.62゜である。各プリズムは半波長板
として集合的に作用する。半波長板４６は正確に
整合した軸線を持ち各プリズム４２，４３，４
４，４５の端部に当てがわれｓ及びｐの偏光間の
零位相変化を生ずる。
ある θ1は光ビームと境界面に対する法線との間の角
度である ガラス−空気表面におけるガラスブロツク内の全
内反射に対して θi＞θcrit θcritはsinθcrit＝nz olにより与えられる位相差δは
次
の式により与えられる tan２／δ＝cosθi√sin2θi−n2／sin2θi ビーム回転器１１に対し、各端面に直交して出入
する各ビームに対する角度βにより制御する５つ
の反射がある。第３ａ図及び第３ｂ図の例ではβ
＝22.7゜である。ガラスはシヨツト（schott）ガラ
スBK7号である。6328Åにおいて１／ｎ＝1.515であ る。δ＝179.62゜である。各プリズムは半波長板
として集合的に作用する。半波長板４６は正確に
整合した軸線を持ち各プリズム４２，４３，４
４，４５の端部に当てがわれｓ及びｐの偏光間の
零位相変化を生ずる。
血液流れを測定する本発明測定装置の１変型と
してレーザ検出器３３（光電子増倍管）の１つを
使いサーボモータ１０に信号を送る。血液流れの
初めの短時間の測定は前記したように２条のビー
ムａ，ｂを使い特定の点３８で行う。このように
してΔω1，Δω2及びｖを定めることができる。式
(1)又は式(2)から他の項も容易に定められる。角度
θ，αが一定のままであるとすると、同じ点３８
の血液流れの測定は一方の反射したレーザビーム
４ａだけを使い続けることができる。他方のレー
ザビーム４ｂは必要としないから、その光電子増
倍管入力をろ波し赤色レーザ光を除去し（各血管
及び背景の間のコントラストに役立つように）そ
してその出力を使いサーボモータ１０を制御す
る。
してレーザ検出器３３（光電子増倍管）の１つを
使いサーボモータ１０に信号を送る。血液流れの
初めの短時間の測定は前記したように２条のビー
ムａ，ｂを使い特定の点３８で行う。このように
してΔω1，Δω2及びｖを定めることができる。式
(1)又は式(2)から他の項も容易に定められる。角度
θ，αが一定のままであるとすると、同じ点３８
の血液流れの測定は一方の反射したレーザビーム
４ａだけを使い続けることができる。他方のレー
ザビーム４ｂは必要としないから、その光電子増
倍管入力をろ波し赤色レーザ光を除去し（各血管
及び背景の間のコントラストに役立つように）そ
してその出力を使いサーボモータ１０を制御す
る。
半波長板７及び1/4波長板１７を使わないでビ
ームａ，ｂ間の混線を避けるように各点３８ａ，
３８ｂはわずかに離れた状態に残すと共にドツプ
ラー測定を行う。混線は、各点の一致と網膜上の
ビームの偏向減少とによつて生ずる。
ームａ，ｂ間の混線を避けるように各点３８ａ，
３８ｂはわずかに離れた状態に残すと共にドツプ
ラー測定を行う。混線は、各点の一致と網膜上の
ビームの偏向減少とによつて生ずる。
又ビーム回転器１１の代りに、２条のビーム
ａ，ｂをガラスプリズム８から焦点調節レンズ１
２へ送るのにたわみ性の２本の光フアイバーを使
用してもよい。これ等の光フアイバーの焦点調節
レンズ１２に最も近い端部は回転させられて、２
条のビームａ，ｂを含む平面を回転させる。
ａ，ｂをガラスプリズム８から焦点調節レンズ１
２へ送るのにたわみ性の２本の光フアイバーを使
用してもよい。これ等の光フアイバーの焦点調節
レンズ１２に最も近い端部は回転させられて、２
条のビームａ，ｂを含む平面を回転させる。
以上本発明をその実施例について詳細に説明し
たが本発明はなおその精神を逸脱しないで種種の
変化変型を行うことができるのはもちろんであ
る。
たが本発明はなおその精神を逸脱しないで種種の
変化変型を行うことができるのはもちろんであ
る。
たとえば本発明の１変型においては、多数の屈
折部品、反射部品たとえばビーム回転器１１の代
りに、小径のたわみ性の光フアイバーを使用する
ことができる。このような光フアイバーを使用し
ても、図示されたような固体の部品の場合と同じ
機能を発揮することができ、しかも重量と複雑性
とを減少させることができる。
折部品、反射部品たとえばビーム回転器１１の代
りに、小径のたわみ性の光フアイバーを使用する
ことができる。このような光フアイバーを使用し
ても、図示されたような固体の部品の場合と同じ
機能を発揮することができ、しかも重量と複雑性
とを減少させることができる。
第１図は本発明網膜血液流れ測定装置の１実施
例の配置図、第２図は眼底の網膜血管を示す平面
図、第３ａ図及び第３ｂ図は第１図に示したビー
ム回転器プリズムのそれぞれ側面図及び端面図で
ある。第４図はレーザドツプラ速度計の理論の説
明に使う線図、第５図は血液流量の測定に操作員
が使う網線の線図である。第６図は血液流量測定
中に得られる相関関数の線図、第７図はレーザビ
ームを含む眼の横断面図である。 １……眼、２……眼底カメラ、３……レーザ、
５……ビーム分割器、１１……ビーム回転器、１
２，１３……レンズ、３２，３３……光電子増倍
管（検出器）、ａ，ｂ……ビーム。
例の配置図、第２図は眼底の網膜血管を示す平面
図、第３ａ図及び第３ｂ図は第１図に示したビー
ム回転器プリズムのそれぞれ側面図及び端面図で
ある。第４図はレーザドツプラ速度計の理論の説
明に使う線図、第５図は血液流量の測定に操作員
が使う網線の線図である。第６図は血液流量測定
中に得られる相関関数の線図、第７図はレーザビ
ームを含む眼の横断面図である。 １……眼、２……眼底カメラ、３……レーザ、
５……ビーム分割器、１１……ビーム回転器、１
２，１３……レンズ、３２，３３……光電子増倍
管（検出器）、ａ，ｂ……ビーム。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ (イ)眼底を観察する眼底カメラと、(ロ)網膜血管
の小さい部分をレザー放射で照明するレーザと、
(ハ)移動する血球により前記レーザ放射に加えられ
るドツプラーシフトを測定する検出器と、(ニ)前記
レーザ放射を光路に沿い眼に差向け反射したレー
ザ放射を前記光路に沿い前記検出器にもどす光学
装置とを備えた網膜血液流れを測定する網膜血液
流れ測定装置において、(i)前記レーザ放射の２条
のビームａ，ｂを生じさせるビーム分割器５と、
(ii)前記２条のビームａ，ｂを含む平面を網膜血管
に沿つて整合させるように、前記平面を回転させ
るビーム回転器１１と、(iii)前記２条のビームａ，
ｂを網膜血管上の所要箇所に交ささせるレンズ１
２と、(iv)前記２条のビームを所要の網膜血管に差
向ける差向け手段１３と、(v)網膜血管から反射し
たレーザ放射を、伝送される前記ビ−ムａ，ｂと
同じ光路に沿つてもどすもどし手段６，１１，１
２，１３，１４，１６と(vi)前記２条のビームａ，
ｂの両方の前記光路に沿つてもどされる前記反射
したレーザ放射のドツプラーシフトを別別に検出
する検出手段３０，３１，３２，３３と(vii)別別に
検出されたレーザ放射を使用して２つのドツプラ
ーシフト△ω1，△ω2を計算し、したがつて照明
された網膜血管内の血液速度ｖを計算する計算手
段３４と、 を備えたことを特徴とする網膜血液流れ測定装
置。 ２ 前記２条のビーム間に直交偏光を生じさせる
半波長板７を備えたことを特徴とする特許請求の
範囲第１項記載の網膜血液流れ測定装置。 ３ 前記ビーム回転器により、このビーム回転器
を通過するビームの偏光の方向を保持するように
したことを特徴とする特許請求の範囲第１項記載
の網膜血液流れ測定装置。 ４ レーザ放射局部発振器信号を生じさせる信号
発生手段４９，５０を備えたことを特徴とする特
許請求の範囲第３項記載の網膜血液流れ測定装
置。 ５ 周波数偏位した局部発振器信号を生じさせる
信号発生手段を備えたことを特徴とする特許請求
の範囲第４項記載の網膜血液流れ測定装置。 ６ 所要の網膜血管のレーザ照明を維持するビー
ム偏向手段８，９及びサーボモータ１０を備えた
ことを特徴とする特許請求の範囲第３項記載の網
膜血液流れ測定装置。 ７ 前記サーボモータ１０に補正信号を加える赤
色阻止フイルタ４８及び光電子増倍管３６を備え
たことを特徴とする特許請求の範囲第３項記載の
網膜血液流れ測定装置。 ８ 高速で可動で誤差信号を生じさせるようにす
るビーム偏向手段４７を備えたことを特徴とする
特許請求の範囲第６項記載の網膜血液流れ測定装
置。 ９ 照明した網膜血管の幅を測定する幅測定手段
を備えたことを特徴とする特許請求の範囲第３項
記載の網膜血液流れ測定装置。
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| GB7937799 | 1979-10-31 |
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| JPS56125033A JPS56125033A (en) | 1981-10-01 |
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Family
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Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP15237380A Granted JPS56125033A (en) | 1979-10-31 | 1980-10-31 | Blood flow meter |
Country Status (4)
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