DE69011158T2 - Gerät zur Diagnostik in der Augenheilkunde. - Google Patents

Description

Hintergrund der Erfindung Gebiet der Erfindung
• Die Erfindung betrifft ein ophthalmologisches Diagnosegerät, insbesondere ein ophthalmologisches Diagnosegerät, bei dem ein Laserstrahl mit bestimmtem Durchmesser in einen Bereich des Augenfundus projiziert wird, um durch das Licht, das durch das Gewebe des Augenfundus gestreut wird, ein Laser-Fleckenmuster zu erzeugen, dessen Bewegung photoelektrisch durch eine winzige kreisrunde Erkennungsöffnung als Schwankung der Lichtintensität der Flecken auf einer Beobachtungsebene erfaßt wird und dadurch ein Fleckensignal auslöst, dessen Photonen-Korrelationsfunktion berechnet wird, um die Durchblutung des Augenfundusgewebes zu bestimmen.
Bisheriger Stand der Technik
• Herkömmliche Laser-Doppler-Verfahren zur Messung der Durchblutung von Netzhaut und sonstigem Gewebe durch Beleuchtung des Augenfundus mit einem Laserstrahl wurden z.B. beschrieben in "Investigative Ophthalmology", Band 11, Nr. 11, S. 936 (November 1972), und in "Science", Band 186 (November 1974), S. 830, sowie in den nicht geprüften japanischen Patentschriften Nr. 55-75668, 55-75669, 55-75670, 52-142885 (entspricht GB 13132/76 und USP 4,166,695), 56-125033 (entspricht GB 79/37799), 58-1 18730 (entspricht USP 4,402,601) und USP 4,142,796. Die genannten Laser-Doppler-Verfahren beruhen auf ei nem hochpräzisen optischen System, sind kompliziert zu bedienen und führen zu unzuverlässigen, nicht reproduzierbaren Ergebnissen; dem praktischen Einsatz dieser Verfahren stehen diese Nachteile entgegen.
• Um die genannten Nachteile zu überwinden, haben die Erfinder dieses Diagnosegerätes Laserflecken-Verfahren, mit denen die Durchblutung z.B. der Haut gemessen wird (beschrieben z.B. in den nicht geprüften japanischen Patentschriften Nr. 60-199430, 60- 203235 und 60-203236 und in "Optics Letters", Band 10, Nr. 3 (März 1985), S. 104), mit der Untersuchung von Augenfundusgeweben auf Anwendungen in der Ophthalmologie übertragen und die folgenden Bezugspatentanmeldungen eingereicht: nicht geprüfte japanische Patentschriften Nr. 62-275431 (USP 4,734,107 und EPC 234869), 63-238843 (EPC 284248) und 63-242220 (EPC 285314).
• Bei den in diesen Veröffentlichungen beschriebenen Verfahren mit Bezug auf Messungen des Augenfundus werden durch eine Erkennungsöffnung zeitabhängige Intensitätsschwankungen der Flecken bestimmt, die auf einer optischen Fourier- Transformationsebene bezogen auf den Augenfundus bzw. auf einer Fraunhofer- Refraktionsebene oder einer Abbildungsebene (bzw. einer vergrößerten Abbildungsebene) erzeugt werden, welche dem Augenfundus zugehörig ist.
• Ein zu großer Durchmesser der Erkennungsöffnung bezogen auf den mittleren Durchmesser der Flecken auf der Erkennungsebene führt zu einer Nivellierung der Flecken (auch als Integrationseffekt bezeichnet), durch die die Intensitätsschwankungen der Flecken in der Erkennungsöffnung aufgehoben werden. Dadurch wird der Kontrast des erkannten Fleckensignals reduziert und der Störabstand verringert.
• Wenn der Durchmesser der Erkennungsöffnung kleiner ist als der mittlere Durchmesser der Flecken wird die Intensität des Signals sehr stark reduziert und die Messung selbst entsprechend erschwert. Daher sollte der Durchmesser der Öffnung so gewählt werden, daß er bezogen auf den mittleren Durchmesser der Flecken weder zu groß noch zu klein ist; der Durchmesser sollte also möglichst mit dem mittleren Durchmesser der Flecken übereinstimmen. Für den Durchmesser wird kein bestimmter Wert angegeben, da die Bedingungen relativ zur erfaßten Lichtmenge oder zum Signalkontrast letztlich doch nicht konstant sind und nicht unter allen Umständen optimale Bedingungen gegeben wären.
• Für die Messung der Fleckengeschwindigkeit empfiehlt sich eine punktförmige Erkennungsöffnung, um die Schwankungen der Fleckenintensität genau reproduzieren zu können (siehe "The Review of Laser Engineering" (The Laser Society of Japan), Band 8, Nr. 2 (März 1980), S. 37, und Nr. 3 (Mai 1980), S. 3, oder "Applied Physics" (Springer- Verlag), Band 25 (1981), S. 179). Um eine bestimmte Lichtmenge zu erhalten, muß eine gewisse Öffnungsgröße bestehen. Eine Empfehlung hinsichtlich der Bestimmung einer optimalen Größe der Erkennungsöffnung wird allerdings nicht gegeben.
• Wegen der sehr geringen Intensität des Fleckenmusters, das sich aus dem vom Augenfundus gestreuten Licht ergibt, muß die Messung mit Hilfe des Photonen- Korrelationsverfahrens erfolgen. Dieses Verfahren ist allerdings dann nicht geeignet, wenn für Lichtmenge und Signalkontrast nicht die optimalen Bedingungen gewählt werden.
• Für die Form der Erkennungsöffnung wurde ein Rechteck vorgeschlagen, was sich allerdings nicht als vorteilhaft erwies, da statt einer Translationsbewegung auch dann eine sprudelnde Bewegung ungeordnet blinkender Flecken die Erkennungsebene bestimmt, wenn die Blutzellen im Blutgefäß in eine einzige Richtung strömen. Daher erwies sich unabhängig von der Bewegung eine kreisrunde Erkennungsöffnung als günstiger.
• Wenn Lichtmenge und Kontrast der gemessenen Daten zu gering sind, ist die Photonen- Korrelationsfunktion ungeeignet, da eine Konvergenz der Korrelationsdaten dann nicht erwartet werden kann. Meßdaten mit geringer Konvergenz wurden aufgrund des visuellen Eindrucks bewertet, der jedoch zweifelhaft und subjektiv war. Daraus ergab sich das Problem, daß dieselben Daten manchmal angenommen und manchmal verworfen wurden, da eine Konvergenz nur aufgrund des visuellen Eindrucks bestätigt oder verneint wurde.
• Ein Gegenstand dieser Erfindung ist daher ein ophthalmologisches Diagnosegerät, das objektive Meßdaten ermitteln kann.
• Gemäß dieser Erfindung wird ein ophthalmologisches Diagnosegerät vorgestellt, bei dem ein Laserstrahl mit bestimmtem Durchmesser in einen Bereich des Augenfundus projiziert wird, um durch das Licht, das durch das Gewebe des Augenfundus gestreut wird, ein Laser-Fleckenmuster zu erzeugen, dessen Bewegung photoelektrisch durch eine winzige kreisrunde Erkennungsöffnung als Schwankung der Lichtintensität der Flecken auf einer Beobachtungsebene erfaßt wird und dadurch ein Fleckensignal auslöst, dessen Photonen- Korrelationsfunktion berechnet wird, um die Durchblutung des Augenfundusgewebes zu bestimmen, bestehend aus:
• - einer Laserlichtquelle zur Erzeugung des Laserstrahls,
• - einer optischen Vorrichtung zur Ausleuchtung eines bestimmten Blutgefäßes, das mit dem Laserstrahl zu messen ist, der von der genannten Laserlichtquelle erzeugt wird und einen bestimmten Strahlfleck hat,
• - einer optischen Vorrichtung zur Bündelung des Lichtes, das von den Blutzellen gestreut und reflektiert wird, die durch das bestimmte Blutgefäß strömen, das von dem Laserstrahl beleuchtet wird, um eine gleichgroße oder größere Abbildung auf einer Abbildungsebene zu erzielen, die dem Augenfundus zugehörig ist,
• - einer Erkennungsöffnung auf der konjugierten Abbildungsebene, die darauf mit einer kreisrunden Öffnung gebildet wird,
• - einer Vorrichtung, die das Licht aufnimmt, das durch die Erkennungsöffnung gelangt, und photoelektrisch in ein elektrisches Signal umwandelt, und
• - einer Vorrichtung, die die Bewegung der Flecken auf der Abbildungsebene durch die Erkennungsöffnung erfaßt, um mit Hilfe eines Photonen-Korrelationsverfahrens die Schwankung der gesamten Lichtmenge zu bestimmen, die durch die Öffnung gelangt, und daraus eine Photonen-Korrelationsfunktion mit einer Korrelationslänge abzuleiten, deren Kehrwert mit einem bestimmten Faktor multipliziert wird, um die Geschwindigkeit zu bestimmen, mit der das Blut durch das jeweilige Blutgefäß strömt,
• dadurch gekennzeichnet, daß eine Vorrichtung gegeben ist, um die Schwankungsrate der Korrelationsfunktionsdaten zu berechnen und daraus den Durchmesser der Erkennungsöffnung zu bestimmen.
• Bei dem Gerät dieser Erfindung wird die Konvergenz der Photonen-Korrelationsfunktion quantitativ als Bedingung für die Erkennungsöffnung ausgewertet, um genaue Korrelationsdaten mit einer geringen Schwankungsrate bestimmen zu können. Während der Anwendung wird der Öffnungsdurchmesser vorzugsweise ein- bis fünfmal so groß gewählt wie der mittlere Durchmesser der zu erkennenden Flecken. Die Verwendung der gemessenen Daten wird von einem Konvergenzvergleich mit einem Bezugswert abhängig gemacht; dies ermöglicht eine Datenerfassung mit hoher Reproduzierbarkeit.
• Die Erfindung wird am Beispiel der beiliegenden Zeichnungen verdeutlicht:
• Fig. 1 zeigt eine schematische Darstellung der Anordnung einer ersten Ausführung eines Gerätes, das das Verfahren dieser Erfindung einbezieht,
• Fig. 2 zeigt die Beschaffenheit eines Ringschlitzes,
• Fig. 3 zeigt eine charakteristische Kurve, aus der das Verhalten eines Wellenlängen- Trennfilters hervorgeht, der in der Ausführung gemäß Fig. 1 verwendet wird,
• Fig. 4 zeigt ein Blockdiagramm mit der Anordnung eines Signalprozessors, der in der Ausführung gemäß Fig. 1 verwendet wird,
• Fig. 5 zeigt Flecken auf der Abbildungsebene, die auf der Ebene der Erkennungsöffnung beobachtet werden,
• Fig. 6 zeigt die Erkennungsöffnung,
• Fig. 7 verdeutlicht die Beziehung zwischen Zeitverzögerung und Korrelationswert,
• Fig. 8 verdeutlicht die Beziehung zwischen Geschwindigkeit und Korrelationswert,
• Fig. 9 bis 11 zeigen Diagramme mit gemessenen Korrelationsdaten,
• Fig. 12a bis 12c zeigen Signalwellen und verdeutlichen jeweils die Korrelationsberechnung eines Eingangssignals,
• Fig. 13 und 14 zeigen jeweils eine Schwankung in der Korrelationsfunktion, und
• Fig. 15 zeigt die Parameterübergänge bei Änderungen des Öffnungsdurchmessers.
Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungen
• Im folgenden wird die Erfindung bezogen auf die in den Zeichnungen dargestellten Ausführungen im einzelnen beschrieben. Die Erfindung bezieht sich konkret auf den Augenfundus; entsprechend bezieht die folgende Beschreibung sich auf die Messung der Durchblutung des Augenfundus mit Hilfe einer Augenfunduskamera.
• Fig. 1 zeigt eine schematische Gesamtdarstellung eines Gerätes zur Durchführung des Meßverfahrens gemäß dieser Erfindung. Ein Laserstrahl, etwa von einer Rotlicht-He-Ne- Laserlichtquelle (1) (Wellenlänge 632,8 nm), dringt z.B. durch eine Kondensorlinse (1') und einen Lichtmengenfilter (2) zur Anpassung der Intensität des Strahls. Durch die beiden Zwischenlinsen (3, 4) gelangt der Strahl anschließend zum Projektor einer Augenfunduskamera, der den Augenfundus beleuchtet.
• Zwischen den beiden Zwischenlinsen (3, 4) befinden sich zwei Blenden (5, 6) zur selektiven Einstellung von Größe und Form des Bereichs auf dem Augenfundus, der vom Laserstrahl angestrahlt wird. An der Seite der Laserlichtquelle (1), von der der Strahl ausgeht, befindet sich eine Blende (7), die nach Bedarf geöffnet oder geschlossen werden kann. Wie in Fig. 2 dargestellt, wird der Laserstrahl nach der zweiten Zwischenlinse (4) von einem Spiegel (9) in einem Teil einer ringförmigen Öffnung (8a), die durch einen Ringschlitz (8) im zur Beleuchtung des Augenfundus eingesetzten Projektor gebildet wird, so reflektiert, daß der reflektierte Laserstrahl denselben Strahlengang zum Augenfundus zurücklegt, wie der Lichtstrahl, der zur Ausleuchtung des Augenfundus zur Photographie und zur Beobachtung in den Augenfundus gerichtet wird. Anschließend gelangt der Laserstrahl durch zwei Zwischenlinsen (10, 11), wird von einem Ringspiegel (12) reflektiert, durch eine Objektivlinse (13') auf der Hornhaut (13a) des zu untersuchenden Auges (13) gebündelt und divergiert dann auf dem Augenfundus (13b) zu einem projizierten Bereich mit größerem Durchmesser als dem zu untersuchenden Blutgefäß.
• Die Beobachtung wird durch die zusätzliche Ausleuchtung mit Hilfe des Beleuchtungsprojektors der Augenfunduskamera erleichtert. Das System, das die zur Beobachtung erforderliche Beleuchtung ermöglicht, besteht aus einer Beobachtungslichtquelle (22), einer Kondensorlinse (23), einer weiteren Kondensorlinse (25), einem Filter (27) und einem Spiegel (26) im selben Strahlengang wie die Photolichtquelle (24). Da der Strahlengang des Laserstrahls mit dem Strahlengang von Photolicht und Beobachtungslicht zusammenfällt, kann der Laserstrahl mit Hilfe von Mechanismen zum Drehen und Neigen der Augenfunduskamera in vertikaler und horizontaler Ebene sowie durch Vorrichtungen zur Fixierung des Auges so geführt werden, daß er auf den gewünschten Bereich des Augenfundus (13b) trifft.
• Der Filter (27) zwischen der Kondensorlinse (25) und dem Spiegel (26) ist ein Wellenlängen-Trennfilter mit den in Fig. 3 dargestellten Eigenschaften, der die Rotanteile aus Beobachtungs- und Photolicht ausfiltert.
• Das Fleckenlicht, das infolge der Streuung des Laserstrahls beim Durchdringen der Blutzellen entsteht, die in den Blutgefäßen des Augenfundus strömen, gelangt in die Objektivlinse (13'), dringt durch den Ringspiegel (12) und anschließend durch die Photolinse (14) auf den Wellenlangen-Trennspiegel (15). Der Wellenlängen-Trennspiegel (15) verfügt über das gleiche Spektralverhalten wie der in Fig. 3 dargestellte Filter (27), und da er daher die meisten Rotlichtanteile reflektiert und für das übrige Licht durchlässig ist, wird auch das vom He-Ne-Laserstrahl erzeugte (rote) Fleckenlicht weitgehend reflektiert. Eine Linse (16) formt das reflektierte Licht auf der Abbildungsebene (35) zu einem Bild, das von einer Objektivlinse (19a) und dem Okular (19b) eines Mikroskopsystems (19) vergrößert wird. Das vergrößerte Bild gelangt durch eine Erkennungsöffnung (20), wird nochmals durch eine Kondensorlinse (21) gebündelt und dann von einem Photovervielfacher (40) erfaßt. Vor dem Photovervielfacher (40) befindet sich eine Blende (40'); das Ausgangssignal, das der Photovervielfacher (40) bei geöffneter Blende erhält, wird an einen Signalprozessor (50) übertragen.
• Wie in Fig. 4 dargestellt, besteht der Signalprozessor (50) aus einem Verstärker (51), einem Photonenzähler (52), einem Korrelator (53), einem Mikrocomputer (54), einem Bildschirm (55), einem Drucker (56) und einem Speicher (57).
• Das Licht, das durch den Wellenlängen-Trennspiegel (15) dringt, gelangt durch eine Zwischenlinse (28), wird von einem Kippspiegel (29) und einem weiteren Spiegel (30) reflektiert und dann über eine Meßmarke (31) zum Okular (33) geleitet, durch das es beobachtet oder auf einem lichtempfindlichen Film (32) aufgezeichnet werden kann.
• Nachdem das Gerät eingeschaltet wurde und der Patient die Untersuchungsposition eingenommen hat, wird der Hintergrund (13b) des zu untersuchenden Auges (13) bei der beschriebenen Anordnung des Gerätes mit Hilfe des optischen Beobachtungslichtsystems (22-26) untersucht. Anschließend wird die Laserlichtquelle (1) aktiviert. Nun wird mit Hilfe des Filters (2) die austretende Lichtmenge auf die zur Einrichtung des Systems angenommene Intensität eingestellt; mit den Blenden (5, 6) werden Größe und Form des vom Laserstrahl zu beleuchtenden Bereichs eingestellt. Dann wird die Blende (7) geöffnet und, nach Einstellung der Meßposition, das Fleckenmuster mit Hilfe des optischen Beobachtungslichtsystems (28-31) verstärkt.
• Um die Projektion des Laserstrahls zu vereinfachen, wurde für diese Ausführung der vom Laserstrahl auf den Augenfundus (13b) projizierte Bereich in den Teilen, in denen die Messung auszuführen ist, größer eingestellt als das Blutgefäß (Durchmesser z.B. 1-3 mm). Daher können neben den Kapillaren auch die verschiedensten verhältnismäßig starken Blutgefäße erfaßt werden. Wenn auf der Fourier-Ebene relativ zum Augenfundus Flecken erkannt werden, werden die aus allen beleuchteten Bereichen gestreuten Lichtstrahlen überlagert; entsprechend ergibt die Analyse aufgrund der Flecken eine Gesamtbewertung der Durchblutung aller Blutgefäße im beleuchteten Bereich. Wenn die Durchblutung eines bestimmten Blutgefäßes zu messen ist, sollte das Fleckenmuster daher auf einer vergrößerten Abbildungsebene wie in Fig. 1 erkannt werden.
• Selbstverständlich ist die Erfindung gleichermaßen zur Erkennung auf der Fourier- Transformationsebene (der Fraunhofer-Refraktionsebene) wie auf der Abbildungsebene (der vergrößerten Abbildungsebene) geeignet. Die folgende Beschreibung bezieht sich auf die Erkennung auf der Abbildungsebene.
• Um die Durchblutung eines bestimmten Blutgefäßes zu messen, wird das zu messende Blutgefäß in der vergrößerten Abbildungsebene ausgewählt; anschließend wird die Erkennungsöffnung (20) in die Abbildung des Blutgefäßes auf der vergrößerten Abbildungsebene gebracht. Dabei entsteht eine konjugierte Abbildung des Augenfundus auf der Abbildungsebene (35) wie in Fig. 1 dargestellt; diese Abbildung wird dann durch die Objektivlinse (19a) und das Okular (19b) des Mikroskopsystems (19) vergrößert; Schwankungen in der Intensität des Fleckenlichtes werden durch die Erkennungsöffnung (20) erfaßt und auf die vergrößerte Abbildungsebene projiziert. Anschließend wird das Licht durch eine Kondensorlinse (21) gebündelt und durch den Photovervielfacher (40) in ein elektrisches Signal verwandelt; die Blende (40') ist dabei geöffnet.
• Während der Messung erzeugt der Photovervielfacher (40) ein Fleckensignal, das sich je nach Dauer entsprechend der Bewegung der Blutzellen verändert. Dieses Fleckensignal wird vom Verstärker (51) im Signalprozessor (50) verstärkt, und mit Hilfe des Photonenzählers (52) werden Zeitseriendaten der photoelektrischen Impulse entsprechend der Lichtintensität erzeugt. Der Korrelator (53) ermittelt eine Photonen- Korrelationsfunktion, die dann zur Auswertung durch einen Mikrocomputer (54) berechnet und auf dem Bildschirm (55) oder einem Drucker (56) ausgegeben werden.
• Da die Erkennungsöffnung (20) sich bei dieser Ausführung der Erfindung wie bereits beschrieben auf der vergrößerten Abbildungsebene befindet, kann die Durchblutung eines bestimmten Blutgefäßes im zu untersuchenden Bereich durch einen Laserstrahl gemessen werden, indem die Erkennungsöffnung (20) in die Abbildung des Blutgefäßes gebracht wird; dazu wird die Erkennungsöffnung (20) entsprechend ausgerichtet oder die Position des zu untersuchenden Auges (13) verändert.
• Die Erkennungsöffnung (20) kann aus einem Nadelloch bestehen. Beobachtet werden kann die vergrößerte Abbildung eines gewünschten einzelnen Blutgefäßes (60) wie z.B. in Fig. 5 dargestellt. Wenn ein Nadelloch wie z.B. in Fig. 6 einen geringeren Durchmesser hat als die Abbildung des beobachteten Blutgefäßes mit dem Bereich, in dem die Flecken auf der Abbildungsebene sich im Blutgefäß bewegen, führen die Flecken, die an der Erkennungsöffnung (20) vorbeiziehen, zu einer entsprechenden Schwankung der Intensität des erkannten Lichtes und lösen damit ein Fleckensignal aus.
• Die von in-vivo-Gewebe hervorgerufenen Flecken (62) zeigen infolge der mehrfachen Streuung eine charakteristische sprudelnde Bewegung. Im Unterschied zur Translationsbewegung, die beobachtet wird, wenn die Flecken (62) sich auf der Abbildungsebene ohne Richtungsänderung bewegen, wird als sprudelnde Bewegung die ungeordnete, flackernde Bewegung der Flecken (62) auf der Abbildungsebene bezeichnet, deren Intensität sich unablässig ändert.
• Die Fleckensignale können natürlich auch aus Flecken mit Intensitätsschwankungen am Nadelloch (61) abgeleitet werden.
• Da die Schwankungsgeschwindigkeit der Abbildungsflecken (62) sich proportional zur Durchblutungsgeschwindigkeit ändert, erhöht sich mit zunehmender Durchblutung entsprechend auch die Geschwindigkeit, mit der das Fleckensignal sich in einem bestimmten Zeitraum ändert, was wiederum den hochfrequenten Anteil des Signals verstärkt. Nachdem der Signalprozessor (50) die Autokorrelationsfunktion des Signals ermittelt hat, wird die Dämpfung gemäß der Korrelationszeit bestimmt. Wenn die Korrelationszeit τc wie in Fig. 7 dargestellt als Verzögerung bis zu dem Zeitpunkt angenommen wird, bei dem der Korrelationswert 1/e (bzw. 1/2 o.ä.) wird, entwickelt das Verhältnis zwischen dem Kehrwert 1/τc und der Geschwindigkeit der Flecken auf der Abbildungsebene sich linear. Da die Schwankungsgeschwindigkeit der Flecken (62) auf der Abbildungsebene die Durchblutungsgeschwindigkeit unmittelbar widerspiegelt, kann die Durchblutungsgeschwindigkeit V aus dem Ausdruck 1/τc gemäß dem in Fig. 8 dargestellten Verhältnis berechnet werden.
• Aus Sicherheitsgründen muß der Laserstrahl so schwach und so kurzzeitig wie möglich projiziert werden. Außerdem muß die Messung in einem kurzen Zeitraum durchgeführt werden, da Veränderungen aufgrund der Augenbewegungen während der Untersuchung oder aufgrund von Oszillationen des gesamten Meßsystems vermieden werden müssen bzw. da die Belastung des Patienten so gering wie möglich gehalten werden muß. Der Augenfundus hat allerdings einen sehr niedrigen Reflexionsindex; daher wird vorzugsweise die Empfindlichkeit erhöht, mit der die Lichtmenge erfaßt wird.
• Unter diesen Umständen soll die Erfindung Erkennungsbedingungen beschreiben, mit denen optimale Meßergebnisse erzielt werden können. Die gemessenen Daten werden als Korrelationsfunktion dargestellt und angezeigt (Fig. 9 und 10). Der Computer bereinigt die Darstellung der Korrelationsfunktion (Fig. 11). Die durch die Schwankungen begründete unzureichende Integration (Konvergenz) der Daten (Fig. 9) begründet einen erheblichen Fehler und macht die Bestimmung der Korrelationszeit τc unmöglich. Die starke Schwankung beeinträchtigt die Genauigkeit der Bereinigung und die Bestimmung der Korrelationszeit τc.
• Um Daten mit ausreichender Konvergenz zu erhalten, wird die Konvergenz der Daten aufgrund der Schwankungsrate der Daten quantitativ bestimmt. Wie die Schwankungsrate genau definiert wird, soll im folgenden eingehender beschrieben werden.
• Das Signal des Photovervielfachers (40) drückt ein Fleckensignal aus, das z.B. abhängig vom Zeitraum infolge der Bewegung der Blutzellen im Augenfundus schwankt (Fig. 12a, Parameter I(t)). Die Gerade < I> entspricht einer Gleichstrom-Komponente, die sich aus dem Mittelwert des Signals I(t) über die Dauer der Messung ergibt. Das Signal I(t) wird dann vom Verstärker (51) verstärkt (Fig. 4), und mit einem Photonenzähler (52) gezählt, der wiederum eine Reihe von Impulsen erzeugt, deren Anzahl sich proportional zur Signalintensität verhält. Diese Impulse werden dargestellt wie in Fig. 12b zu sehen; die Impulsdichte pro Zeiteinheit erhöht sich mit zunehmender Lichtintensität. Die Anzahl der Impulse wird im digitalen Korrelator (53) für jedes vorher bestimmte Untersuchungsintervall &Delta;t gezählt, um daraus gezählte Werte n1, n2, n3, .. ni abzuleiten. Aufgrund dieser gezählten Werte berechnet der digitale Korrelator (53) eine Autokorrelationsfunktion:
• wobei angenommen wird, daß die Zeitverzögerung gleich dem Untersuchungsintervall ist.
• In Fig. 13 sind die Daten als Autokorrelationsfunktion dargestellt. Unzureichend integrierte Daten verursachen natürlich eine Inkonvergenz der Daten und damit eine Schwankung in einem bestimmten Bereich. Der Wert aus Formel 1 erhöht sich mit zunehmender Meßdauer und zunehmender Anzahl N an Meßdaten. Die Höhe der Basislinie wird als < n> ² ausgedrückt dabei steht < n> für den Mittelwert der gesamten Anzahl an Daten pro Meßzeitraum T, d.h. für den Mittelwert der Impulse pro Untersuchungsintervall &Delta;t. Die Höhe der Linie über der Basislinie wird durch den Ausdruck < &Delta;ns²> bestimmt.
• < &Delta;ns²> bezieht sich auf die Varianz der Schwankungskomponente &Delta;nsi = nsi-< n> . < &Delta;ne²> dagegen bezeichnet die effektive Schwankungsbreite. < &Delta;ne²> zeigt, daß die nach Photonen gezählten Werte auch dann in einer bestimmten Breite um den Mittelwert < ne> schwanken, wenn eine konstante Lichtintensität festgestellt wird. Die Schwankungsvarianz ist also auf die Photonenzählung zurückzuführen.
• Normalerweise wird die Basislinie von der Korrelationskurve abgezogen (Fig. 14), und nur der obere Teil wird als Korrelationskurve bezeichnet. Um die Konvergenz der Korrelationsdaten quantitativ zu bestimmen, wird vorzugsweise ein Verhältnis der Schwankungsbreite < &Delta;ne²> der Daten bezogen auf die Höhe der Korrelationskurve < &Delta;ns²> bestimmt. Entsprechend ergibt die Schwankungsrate Rf sich aus folgender Formel:
• RF = (< &Delta;ne²> /< &Delta;ns²> ) * 100 % ...(2).
• Wenn die Wahrscheinlichkeitsverteilung der durch die Photonenzählung bestimmten Schwankung eine Poisson-Reihe ergibt, kann der Zähler < &Delta;ne²> aus Formel 2 wie folgt ausgedrückt werden:
• < &Delta;ns²> = ms < n> ...(3).
• Der Nenner < &Delta;ns²> kann wie folgt ausgedrückt werden:
• < &Delta;ns²> = ms Cs< n> ² ...(4),
• wobei Cs für das Quadrat des Kontrastwertes des Eingangssignals
• steht und folglich gleich dem Verhältnis < &Delta;ns²> /< n> ² in Fig. 14 ist. Außerdem gilt &Delta;I = I(t)-< I> .
• Gemäß den vorstehenden Formeln ergibt sich für die Schwankungsrate Rf folgende Formel:
• Aus Ausdruck 5 kann die Konvergenz der dargestellten Korrelationsfunktionskurve bewertet werden. Rf (%) bezieht sich unmittelbar auf die Rate der Schwankungsbreite in Prozent bezogen auf eine Kurvenhöhe von 100%. Dies ist insofern sehr vorteilhaft und hilfreich, als das Ergebnis der visuellen Beobachtung quantitativ ausgedrückt werden kann.
• Die Korrelationsdaten, deren Schwankungsraten weitgehend miteinander übereinstimmen, können daher unter denselben Fehlerbedingungen verglichen werden. Dies ist äußerst hilfreich bei der Bestimmung der Korrelationszeit &tau;c entsprechend einer Verzögerung, bei der der Korrelationswert von 1 auf 1/e fällt, sowie bei der Analyse der Form oder Konfiguration der Korrelationskurve. Im voraus kann z.B. festgelegt werden, daß Daten mit einer Schwankungsrate unter 10% verwendet und die übrigen Daten verworfen werden. Anschließend berechnet der Mikrocomputer (54) die gemessenen Korrelationsdaten gemäß Formel 5 und gibt umgehend die Schwankungsrate aus. So besteht die Möglichkeit, nicht aufgrund einer visuellen Beobachtung, sondern nach einem vorher definierten Kriterium, nur die Daten aufzuzeichnen oder zu analysieren, die wirklich benötigt werden und damit die Qualität der erfaßten Daten zu erhöhen.
• Formel 5 zeigt ferner, daß die Schwankungsrate zur Bewertung der Konvergenz der Korrelationsfunktion von der Meßdauer T, dem Untersuchungsintervall &Delta;t, der mittleren Anzahl < n> der nach Photonen gezählten Impulse pro Untersuchungsintervall &Delta;t und dem Faktor Cs abhängt der das Quadrat des Eingangssignalkontrastes angibt. Wenn diese Parameter oder Meßbedingungen gegeben sind, kann die Schwankungsrate Rf vor der Messung bestimmt werden. Außerdem kann aus Formel 5 abgeleitet werden, wie die Parameter gewählt werden müssen, um einen bestimmten Wert für Rf zu erhalten. Aus Formel 5 geht z.B. hervor, daß sich mit doppelter Intensität auch der Parameter < n> verdoppelt, die Schwankungsrate Rf entsprechend halbiert und die Konvergenz ebenfalls verdoppelt wird. Die Schwankungsrate Rf reduziert sich allerdings nur dann um die Hälfte, wenn die Meßdauer T vervierfacht wird.
• Entsprechend ermöglicht das Gerät gemäß dieser Erfindung die quantitative Bewertung der Konvergenz der Korrelationsfunktion, wenn die dynamische Lichtstreuung aufgrund der Photonenkorrelation bestimmt wird. Die Konvergenzbewertung gemäß Formel 5 ist besonders geeignet für die Berechnung aufgrund einer sehr geringen Lichtintensität, da unter diesen Umständen mit einer Konvergenz der Korrelationskurve nicht zu rechnen ist.
• Nehmen wir beispielsweise an, das ophthalmologische Meßgerät gemäß Fig. 1 wird eingesetzt, um die Schwankung des Fleckenmusters zu bestimmen, das sich durch Beleuchtung des Augenfundus mit einem Laserstrahl ergibt, und daraus eine Photonen- Korrelationskurve abzuleiten, um medizinisch bedeutsame Informationen z.B. über die Durchblutung des Augenfundus zu erhalten. Parameter wie z.B. die erforderliche Laserbeleuchtung oder die Meßdauer unterliegen bestimmten sicherheitsrelevanten Beschränkungen. Der Untersuchende kann den Kontrast des Fleckenmusters, das sich aus dem Augenfundus ergibt, nicht weiter einstellen, da er eng mit dem zu messenden lebenden Gewebe zusammenhängt. Unter diesen Umständen wäre es sehr vorteilhaft, wenn die Konvergenz der Korrelationskurve quantitativ bewertet werden könnte. Wie Parameter wie z.B. die Intensität des Untersuchungslichts, der Signalkontrast, die Meßdauer und das Untersuchungsintervall gewählt werden sollten, um gute Ergebnisse zu erzielen, kann nämlich leicht analysiert werden. Natürlich kann viel Licht erfaßt werden, wenn der Durchmesser der Erkennungsöffnung größer gewählt wird als der mittlere Durchmesser der Flecken; dabei wird allerdings der Signalkontrast beeinträchtigt. Trotzdem kann diese Parameteränderung vorteilhaft sein, wenn mit Formel 5 aufgrund der Mindestschwankungsrate Rf der optimale Durchmesser der Erkennungsöffnung bestimmt wird.
• Im folgenden wird nun beschrieben, wie der optimale Durchmesser der Erkennungsöffnung bestimmt werden kann.
• Durch Veränderung der Variablen in der genannten Formel 5 muß die Schwankungsrate Rf so weit wie möglich reduziert und die Konvergenz der Daten so weit wie möglich verbessert werden. Die Variablen Cs und < n> sind erheblich vom Durchmesser der winzigen kreisrunden Erkennungsöffnung abhängig, der auf diese Weise bestimmt wird, um die Schwankungsrate so gering wie möglich zu halten.
• Der Faktor Cs der gemessenen Daten, der abhängig gemacht wird vom Verhältnis r/&Delta;x (r ist der Radius der Erkennungsöffnung, und &Delta;x steht für den mittleren Durchmesser der Flecken), wird etwa Eins, wenn das Verhältnis r/&Delta;x Null beträgt, d.h. wenn eine punktuelle Erkennung möglich ist, und nimmt mit zunehmendem Verhältnis r/&Delta;x ab (Fig. 15). Im Bereich r/&Delta;x &le; 1 erfolgt die Abnahme langsam, im Bereich r/&Delta;x &ge; 1 schnell; danach vollzieht die Veränderung sich konstant. Die Veränderung verhält sich proportional zu (r/&Delta;x)².
• Der Faktor < n> ist direkt proportional zur erfaßten Lichtmenge und erhöht sich proportional zu (r/&Delta;x)². Entsprechend nimmt die Schwankungsrate Rf im Bereich r/&Delta;x &le; 1 erheblich und im Bereich r/&Delta;x &ge; 1 langsam ab; danach wird die Veränderung konstant. Dies ist darauf zurückzuführen, daß die Abnahme von Cs durch die Zunahme von < n> aufgehoben wird. Folglich wird unerheblich, ob r/&Delta;x größer ist als erforderlich.
• Wenn r/&Delta;x dagegen zu groß wird, verlängert sich die Korrelationszeit &tau;c, was wiederum die Reaktion beeinträchtigt. Aus Fig. 15 wird deutlich, daß eine Erkennungsöffnung im Bereich 1 &le; r/&Delta;x &le; 5, nach dem die Schwankungsrate konstant wird, Korrelationsdaten mit ausreichender Konvergenz garantiert. Das in Fig. 15 dargestellte Verhalten wurde als typisch für Objekte wie z.B. lebendes Körpergewebe, Flüssigkeiten oder mattiertes Glas festgestellt, die das auftreffende Licht streuen und dadurch Flecken erzeugen.
• Gemessene Daten mit großer Schwankung werden vorzugsweise verworfen, da sie einen großen Fehler implizieren würden. Entsprechend berechnet der Mikrocomputer automatisch die Schwankungsrate Rf der gemessenen Daten gemäß Formel 5, um die Datenschwankung quantitativ zu bestimmen. Die Variablen Cs, < n> , T und &Delta;t sind aufgrund der für den Korrelator (53) gewählten Parameter bzw. aufgrund der gemessenen Daten leicht zu bestimmen. Ein Referenzwert Rfr ermöglicht den Vergleich mit der berechneten Schwankungsrate und dient als Annahmekriterium; (Rf < Rfr wird angenommen, Rf> Rfr wird verworfen.)
• Die Schwankungsrate wird nach der genannten Formel 5 berechnet. Der beschriebene Referenzwert für die Schwankungsrate kann 10 bis 20% betragen.
• In der vorstehenden Ausführung kann statt der winzigen kreisrunden Erkennungsöffnung eine Glasfaser mit geöffnetem Eingang verwendet werden. In diesem Fall wird der Innendurchmesser als Öffnungsdurchmesser angenommen, und die Erfindung bezieht sich folglich auch auf diese Ausführungsart.
• Die Erfindung wurde zwar bezogen auf eine bevorzugte Ausführung beschrieben; bei entsprechender Sachkenntnis versteht sich jedoch, daß zahlreiche Veränderungen vorgenommenen und Elemente durch Entsprechungen ersetzt werden können, die ebenfalls zum Rahmen der in den Ansprüchen definierten Erfindung zu zählen sind. Ferner können ausgehend vom Wortlaut der Erfindung viele Modifikationen vorgenommen werden, um die Erfindung einer bestimmten Situation oder einem bestimmten Material anzupassen, ohne den wesentlichen Rahmen der Erfindung zu überschreiten. Daher soll die Erfindung nicht auf die bestimmte Ausführung beschränkt werden, die als beste Form zur Umsetzung dieser Erfindung offengelegt wurde, sondern sämtliche Ausführungen einschließen, die durch den Rahmen der nachstehenden Ansprüche abgedeckt sind.

Claims (4)

1. Ein ophthalmologisches Diagnosegerät, bei dem ein Laserstrahl mit bestimmtem Durchmesser in einen Bereich des Augenfundus (13b) projiziert wird, um durch das Licht, das durch das Gewebe des Augenfundus gestreut wird, ein Laser-Fleckenmuster zu erzeugen, dessen Bewegung photoelektrisch durch eine winzige kreisrunde Erkennungsöffnung als Schwankung der Lichtintensität der Flecken auf einer Beobachtungsebene erfaßt wird und dadurch ein Fleckensignal auslöst, dessen Photonen- Korrelationsfunktion berechnet wird, um die Durchblutung des Augenfundusgewebes zu bestimmen, bestehend aus:

- einer Laserlichtquelle (1) zur Erzeugung eines Laserstrahls,

- einer optischen Vorrichtung (10, 11, 13') zur Ausleuchtung eines bestimmten Blutgefäßes (60), das mit dem Laserstrahl zu messen ist, der von der genannten Laserlichtquelle erzeugt wird und einen bestimmten Strahlfleck hat,

- einer optischen Vorrichtung (14, 19) zur Bündelung des Lichtes, das von den Blutzellen gestreut und reflektiert wird, die durch das bestimmte Blutgefäß strömen, das von dem Laserstrahl beleuchtet wird, um eine gleichgroße oder größere Abbildung auf einer Abbildungsebene zu erzielen, die dem Augenfundus zugehörig ist,

- einer Erkennungsöffnung (20), die auf der konjugierten Abbildungsebene mit einer kreisrunden Öffnung gebildet wird,

- einer Vorrichtung (40), die das Licht aufnimmt, das durch die Erkennungsöffnung gelangt, und photoelektrisch in ein elektrisches Signal umwandelt und

- einer Vorrichtung (50), die die Bewegung der Flecken auf der Abbildungsebene durch die Erkennungsöffnung erfaßt, um mit Hilfe eines Photonen- Korrelationsverfahrens die Schwankung der gesamten Lichtmenge zu bestimmen, die durch die Öffnung gelangt, und daraus eine Photonen-Korrelationsfunktion mit einer Korrelationslänge abzuleiten, deren Kehrwert mit einem vorher bestimmten Faktor multipliziert wird, um die Geschwindigkeit zu bestimmen, mit der das Blut durch das jeweilige Blutgefäß strömt, dadurch gekennzeichnet, daß eine Vorrichtung (50) gegeben ist, um die Schwankungsrate (Rf) der Korrelationsfunktionsdaten zu berechnen und daraus den Durchmesser der Erkennungsöffnung (20) zu bestimmen.

2. Ein ophthalmologisches Diagnosegerät nach Anspruch 1, wobei während der Anwendung der Durchmesser der Erkennungsöffnung (20) ein- bis fünfmal so groß gewählt wird wie der mittlere Durchmesser der Flecken, die das Fleckenmuster bilden, das auf der Beobachtungsebene dort beobachtet wird, wo die Erkennungsöffnung sich befindet.

3. Ein ophthalmologisches Diagnosegerät nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Schwankungsrate (Rf) durch die nachstehende Formel bestimmt wird:

wobei Cs ein Verhältnis eines maximalen Korrelationswertes abzüglich der Basislinie zur Basislinie ist und < n> für den Wert der gezählten Impulse pro Untersuchungsintervall &Delta;t steht, der über den Zeitraum T gemittelt wird,

4. Ein ophthalmologisches Diagnosegerät nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die Meßvorrichtung (50) so angepaßt wird, daß die Korrelationsfunktionsdaten ungültig werden, wenn die Konvergenzrate (Rf) dieser Daten einen bestimmten Wert unterschreitet.