JPH08206086A - 血液の速度を測定する装置及び方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 生物試料中の血管、たとえば、網膜血管にお
ける血液の速度を測定する装置を提供する。 【解決手段】 ビームをサンプルビームと、基準ビーム
とに分割し、サンプルビームを生物試料中の領域へ導
き、その領域から反射したサンプルビームと反射された
基準ビームとの干渉を検出し且つ干渉信号を発生する。

Description

【発明の詳細な説明】

【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Ｃ
ＳＬＯ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 ｏ
ｎ Ｓｃａｎｎｉｎｇ ｌａｓｅｒＯｐｈｔｈａｌｍｏ
ｓｃｏｐｙ ａｎｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙで提示され
た、Ｐ．Ｇ．Ｒｅｈｋｏｐｆ，Ｊ．Ｗ．Ｗａｒｎｉｃｋ
ｉ，Ｌ．Ｊ．Ｍａｎｄａｒｉｎｏ，Ｔ．Ｒ．Ｆｒｉｂｅ
ｒｇ及びＤ．Ｎ．Ｆｉｎｅｇｏｌｄによる論文「Ｒｅｔ
ｉｎａｌ Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ Ｔｉｍｅ Ｄｅｔ
ｅｒｍｉｎａｔｉｏｎｕｓｉｎｇ ｔｈｅ ＳＬＯ−Ｉ
ｍａｇｅ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ
ｓ」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Ａｐｐｌ
ｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ ３０の２０７３〜２０７８ペー
ジに掲載されたＢ．Ｌ．Ｐｅｔｒｉｇ及びＣ．Ｅ．Ｒｉ
ｖａによる論文「Ｎｅａｒ−ＩＲ Ｒｅｔｉｎａｌ Ｌ
ａｓｅｒ Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｖｅｌｏｃｉｍｅｔｒｙ
ａｎｄ Ｆｌｏｗｍｅｔｒｙ：Ｎｅｗ Ｄｅｌｉｖｅｒ
ｙ ａｎｄ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ
ｓ」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（Ｒ
ＢＣ）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（i
i）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１０〜２０
μｍ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５
１０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５
６０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５１
０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５８
０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５８
０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）ｖ
₁₁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４００
ＫＨｚ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５１
０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１
１に示すように、検出器５８０から出力した信号１７０
０は増幅器１７１０に入力として印加される。増幅器１
７１０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１７３
０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１
７４０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１
７６０（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１７
４０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５
６０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ＣＲＴ１７
８０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５６
０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５３
２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５８
０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１
００％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５６
０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１
１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５８
０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７５
０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７
９０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８６
０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４
１１５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４１
５０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４２
３０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１０３
１，１０３２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２００
０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ｔ
₁ （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１０
３１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ｖ
₁₁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Ｒ
２（図８の点１０３３）及び点Ｒ３（図８の点１０３
１）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Ｐ
１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Ｒ
３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１４
０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１
３０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１
８０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１
８０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、５３
０…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)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 生物試料中の血管、特に網膜血管におけ
   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のビ
   ームの放射源と；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；サンプルビームを生物試料中の
   領域へ導く手段と；基準ビームを反射する手段と；その
   領域から反射されるサンプルビームと、反射された基準
   ビームとの干渉を検出し且つ干渉信号を発生する検出器
   手段と；分割する手段から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手段と；干渉信号の
   周波数スペクトル、有効変更速度及び主波長からその領
   域における血液の速度を確定するために、干渉信号を解
   析するアナライザ手段とを具備する装置。
2. 【請求項２】 アナライザ手段は、有効変更速度から確
   定される周波数に対する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記
   載の装置。
3. 【請求項３】 アナライザ手段は、干渉信号の周波数ス
   ペクトルの幅、有効変更速度、主波長及び時間的可干渉
   距離から領域内の血液の速度を確定する手段をさらに具
   備する請求項１記載の装置。
4. 【請求項４】 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記載の装
   置。
5. 【請求項５】 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記載の装置。
6. 【請求項６】 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且つ変更する手段は、反射する手
   段を有効変更速度で並進させる手段を具備する請求項１
   記載の装置。
7. 【請求項７】 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６記載の装置。
8. 【請求項８】 並進させる手段は確定する手段へ位置信
   号を出力し且つ確定する手段は、有効変更速度を確定す
   るために位置信号を微分する手段を具備する請求項７記
   載の装置。
9. 【請求項９】 変更速度を確定する手段は、主波長を有
   する長い可干渉距離を持つ放射源を含み、干渉計出力信
   号を発生する干渉計手段を具備し、 検出手段は、干渉計出力信号を検出し且つ出力干渉計信
   号をアナライザ手段へ送信する手段をさらに具備し、 アナライザ手段は、出力干渉計信号に応答して、出力干
   渉計信号の周波数スペクトルの中心周波数及び長い可干
   渉距離を持つ放射源の主波長から有効変更速度を確定す
   る手段をさらに具備する請求項６記載の装置。
10. 【請求項１０】 長い可干渉距離を持つ放射源はレーザ
    ーである請求項９記載の装置。
11. 【請求項１１】 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
    分にわたって光ファイバに結合する請求項１記載の装
    置。
12. 【請求項１２】 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変更する手段は、基準ビーム光
    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１１記
    載の装置。
13. 【請求項１３】 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変更する手段は、基準ビーム光
    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１１記載の
    装置。
14. 【請求項１４】 変更する手段は、反射する手段を並進
    させる手段をさらに具備する請求項１２又は１３記載の
    装置。
15. 【請求項１５】 変更する手段は、反射する手段を並進
    させる手段をさらに具備する請求項１３記載の装置。
16. 【請求項１６】 生物試料中の血管、特に網膜血管にお
    ける血管の速度を測定する方法において、 有効速度で基準ビーム光路が変化されるような基準ビー
    ムを有する短い可干渉距離のマイケルソン干渉計から主
    波長を有するサンプルビームを発生する過程と；サンプ
    ルビームの照準を血管の壁に合わせる過程と；基準ビー
    ム光路を有効速度で変化させることにより血管に沿って
    サンプルビームを第１の方向に走査し且つ反射されたサ
    ンプルビームと、基準ビームとの干渉を検出する過程
    と；干渉信号から第１の壁の第１の位置及び第２の壁の
    第１の位置を確定する過程と；干渉信号の周波数スペク
    トルを解析することにより、干渉信号から、サンプルビ
    ームの方向と平行な又はサンプルビームの方向に対し平
    行でない血液の速度の成分を確定する過程と；第２の壁
    の第２の位置を確定するためにサンプルビームを第２の
    方向に有効に走査する過程と；それらの位置から血管の
    方向に関する第１の方向の角度を確定する過程と；速度
    の成分及び角度から絶対速度を確定する過程とから成る
    方法。
17. 【請求項１７】 生物試料中の血管、特に網膜血管にお
    ける血液の速度を測定する方法において、 基準ビーム光路が有効速度で変化されるような基準ビー
    ムを有する短い可干渉距離のマイケルソン干渉計から主
    波長を有するサンプルビームを発生する過程と；サンプ
    ルビームの照準を血管の壁を合わせる過程と；基準ビー
    ム光路を有効速度で変化させることにより血管に沿って
    サンプルビームを第１の方向に走査し且つ反射されたサ
    ンプルビームと、基準ビームとの干渉を検出する過程
    と；干渉信号から第１の壁の第１の位置を確定する過程
    と；干渉信号の周波数スペクトルを解析することによ
    り、干渉信号から、サンプルビームの方向と平行な又は
    サンプルビームの方向に対し平行ではない血液の速度の
    成分と、速度の最大値の第１の位置とを確定する過程
    と；速度の最大値の第２の位置を確定するために、サン
    プルビームを第２の方向に有効に走査する過程と；それ
    らの位置から血管の方向に関する第１の方向の角度を確
    定する過程と；速度の成分及び角度から絶対速度を確定
    する過程とから成る方法。