DE69128199T2 - Laser-doppler-gerät zur untersuchung der retina - Google Patents

Description

Hintergrund der Erfindung
• Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Ausrüstung zum Messen der Blutströmung in Gefäßen der Retina (Netzhaut) mit Hilfe einer Doppler-Geschwindigkeitsmessung.
• Die allgemeine Theorie der Doppler-Geschwindigkeitsmessung mittels Laser stellt bei ihrem Einsatz bei der Messung eines strömenden Fluids wie etwa von Blut im Inneren eines Blutgefäßes eine bekannte Anwendung der Strömungsmessungstechnologie dar. Kurz gesagt wird monochromatisches Licht, das auf das Gefäß und in das strömende Blut gerichtet ist, durch die Blutzellen als diffuses Licht reflektiert, das eine Frequenzverteilung aufweist, die den Komponenten der Geschwindigkeit der einzelnen Streuteuchen entspricht. Durch die Analyse der Frequenzverteilung des reflektierten Lichts mittels zweier feststehender Empfänger, die in einem bekannten Trennwinkel angeordnet sind, kann die Geschwindigkeit oder in idealer Form das Geschwindigkeitsprofil des strömenden Bluts abgeleitet werden.
• Wenn man versucht, diesen Ansatz bei der Erfassung der Strömungsraten des Bluts in Gefäßen der Retina einzusetzen, trifft man jedoch auf Hindernisse in der Praxis. Als erstes weisen die einzelnen retinalen Gefäße einen Durchmesser unterhalb von mehreren hundert Mikrometern auf, so daß es zur Ausführung einer zuverlässigen Messung notwendig ist, einen durch das Laserlicht gebildeten Strahl mit einem Durchmesser zu formen, der annähernd gleich groß ist wie der Durchmesser des Gefäßes. Bei Strahlen mit kleineren Durchmessern ergibt sich das Risiko, daß die Messung der Strömung entlang der Mittellinie verloren geht, wohingegen Strahlen mit größeren Durchmessern zu einem schlechteren Signal/Störverhältnis führen.
• Zweitens ist es bei der Doppler-Analyse erforderlich, das reflektierte Licht von zwei unterschiedlichen Richtungen zu sammeln, die in einem bestimmten winkelmäßigen Abstand liegen. Diese Lichtsammlung muß außerhalb des Auges durchgeführt werden. Die optischen Pfade ändern sich daher in Abhängigkeit von den Krümmungen des jeweiligen Auges, so daß das gesammelte Licht Fremducht enthält, das auf die Reflexion an unterschiedlichen Oberflächen des Auges zurückzuführen ist.
• Drittens ist es notwendig, diese Zielorientierung durchzuführen und ein ausreichend starkes Rückkehrungssignal zu sammeln, und zwar unabhängig von den relativ schnellen und großen Bewegungen des Augapfels.
• Wenn berücksichtigt wird, daß ein einen kleinen Durchmesser aufweisender Strahl benutzt werden muß, damit ein akzeptables Signal/Störverhältnis aufrecht erhalten wird, und daß der Pegel des von dem Augenhintergrund (Fundus) reflektierten Lichts, das außerhalb des Auges gesammelt werden kann, stark gedämpft ist, ist ersichtlich, daß die vorstehend genannten Hindernisse schwere Beschränkungen hinsichtlich der Qualität des gesammelten Lichts auferlegen, das für die Doppler-Analyse zur Verfügung steht.
• Diese Schwierigkeiten haben bislang die klinische Einsetzbarkeit der mittels Laser erfolgenden Doppler-Geschwindigkeitsmessung auf sorgfältig gesteuerte und relativ umständliche analytische Untersuchungen beschränkt. Typischerweise besteht die Vorgehensweise darin, eine gleichrichtende Linse direkt auf der Cornea passend aufzubringen und dann kurzzeitige Segmente der gesammelten Spektren aufzuzeichnen, während die Beleuchtungs- und die Sammeloptik manuell auf einem Zielgefäß positioniert wird. Eine große Anzahl von solchen Aufzeichnungen wird dann analysiert und es werden Segmente zusammengestückelt, um hierdurch eine analytisch gewonnene synthetische Aufzeichnung zu gewmnen, die die Strömung während eines oder mehrerer vollständiger Herzschlagintervalle repräsentiert. Die Analyse und die letztendliche Synthese oder Identifikation eines repräsentativen Doppler-Spektrums für eine oder zwei Sekunden wird in manchen Fällen nach der Aufzeichnung durchgeführt, so daß die Informationen bezüglich der Blutströmung nicht rasch bereitgestellt werden.
• Ein Ansatz zur Vereinfachung der Verarbeitung der aufgezeichneten Doppler-Spektren besteht darin, Algorithmen für die anfängliche Auswahl lediglich derjenigen aufgezeichneten spektralen Segmente zu entwickeln, die gewisse Kriterien erfüllen, die für die erwarteten Strömungsfünktionen repräsentativ sind. Stark gestörte oder anormale Aufzeichnungssegmente werden beseitigt, wodurch die Menge an verbleibenden Daten, die verarbeitet werden müssen, beschränkt wird. Auch wenn bei dieser Vorgehensweise Aufzeichnungen, die zum Beispiel von Bedingungen, bei denen der Strahl ein Gefäß vollständig verfehlt hat, herrühren, klar beseitigt werden können, kann jedoch hierbei auch eine gewisse gültige Strömungsinformation ausgeblendet werden und das System gegenüber klinisch signifikanten Details blind werden. Die Analyse von Doppler-Aufzeichnungen würde dadurch vereinfacht werden, daß die Ausrüstung mit ausreichender Stabilifät so ausgerichtet werden könnte, daß eine kontinuierliche Aufzeichnung aufgezeichnet werden könnte, die eine Dauer entsprechend einem vollen Herzschlagintervall oder länger besitzt. Noch aussagestärkere Messungen der Blutströmung könnten auch dann erhalten werden, wenn die Stabilität ausreichend wäre, einen Doppler-Beleuchtungsfleck auf eine zentrale Region eines Blutgefäßes und auf kleinere Gefäße zu richten.
Kurzfassung der Erfmdung
• Es ist eine Aufgabe der Erfindung, einen retinalen Doppler-Geschwindigkeitsmesser zu schaffen, der verbesserte Nützlichkeit und Einsetzbarkeit sowie verbessertes Leistungsvermögen besitzt.
• Es ist eine weitere Aufgabe der Erfindung, einen retinalen Doppler-Geschwindigkeitsmesser zu schaffen, der zuverlässig auf einem retinalen Gefäß positioniert und dort gehalten werden kann.
• Es ist eine andere Aufgabe der Erfindung, einen retinalen Doppler-Geschwindigkeitsmesser zu schaffen, der eine kontinuierliche oder Echtzeit-Information bezüglich der Gefäßströmung bereitstellt.
• Die vorstehend genannten Aufgaben werden durch ein Gerät für die Messung der retinalen Blutströmung in einem Auge eines Subjekts gelöst, wie es im Patentanspruch 1 definiert ist.
• Weitere vorteilhafte Merkmale werden in Übereinstimmung mit einem Ausführungsbeispiel der Erfindung dadurch erzielt, daß ein optisches Strahllenksystem bereitgestellt wird, das zum steuerbaren Lenken eines auf die Retina gerichteten Strahls dient, und daß ein Doppler-Beleuchtungsstrahl durch das Lenksystem in einer Vorwärtsrichtung projiziert wird, während ein Bild der Retina entlang eines optischen Pfads gebildet wird, der durch das Lenksystem in einer umgekehrten Richtung hindurchgeht. Ein Verfolgungssystem erfaßt die Bewegung des Bilds und erzeugt Steuersignale, durch die kompensierende Bewegungen des Lenksystems derart hervorgerufen werden, daß der Doppler-Beleuchtungsstrahl zentriert auf einem dünnen Blutgefäß verbleibt. Wenn die Beleuchtung in dieser Weise stabilisiert ist, sammelt ein Satz von Sammeloptiken das Licht, das von einem retinalen Gefäß entlang zweier unterschiedlicher Richtungen reflektiert wird, und es ermittelt ein Analysator das Spektrum des gesammelten Lichts, und berechnet vorzugsweise weiterhin mindestens eine der folgenden Größen: Spitzenwert oder minimale Geschwindigkeit, zeitlich gemittelte Geschwindigkeit der Mittellinie, oder die entsprechende volumetrische Strömungsrate, oder es zeigt der Analysator mindestens eine der vorstehend genannten Größen an.
• Das Lenksystem enthält optische Elemente, die derart angeordnet sind, daß die optischen Vorwärts- und Rückwärtspfade getrennt sind.
• Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel sind die Doppier-Sammeloptiken hinter dem Lenksystem angeordnet, um hierdurch einen von Hindernissen freien Raum zwischen dem Gerät und dem Auge zu schaffen, und sind hierbei so positioniert, daß die Winkel, in denen das Licht gesammelt wird, einen festen winkelmäßigen Versatz (Offset) aufweisen.
• Das Lenksystem enthält ein Paar von beidseitigen Spiegelelementen, die jeweils um eine von zwei jeweils orthogonal zueinander liegenden Lenkachsen verschwenkbar sind, und enthält ferner ein optisches Relaissystem, durch das eine Fläche jedes Spiegelelements in einer Beziehung angeordnet wird, die konjugiert zu einer Fläche des anderen Spiegelelements liegt.
• Bei einem weiteren oder anderen bevorzugten Ausführungsbeispiel des Systems wird das Blutgefäß als ein Nachführungsziel quer auf einer linearen CCD-Anordnung abgebildet, wodurch ein direktes Maß für den Durchmesser des Gefäßes bereitgestellt wird. Ein Prozessor berechnet die volumetrische Strömungsrate des Gefäßes als eine Funktion der Blutströmungsgeschwindigkeit an der Mittellinie und des Durchmessers des Gefäßes. Bei einem weiteren Ausführungsbeispiel gemäß diesem Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung kann der Prozessor eine gespeicherte Tabelle enthalten, die normale Strömungsraten als eine Funktion der Größe des Blutgefäßes und des Alters des Patienten (Subjekts) enthält, und kann ein diagnostisches Ausgangsergebnis auf der Grundlage eines Vergleichs zwischen der erfaßten und der normalen Strömung bereitstellen. Bei einem weiteren Ausführungsbeispiel kann der Prozessor Diagnoseprogramme für die Aufsummierung der Strömung über mehrere Gefäße hinweg speichern und Diskrepanzen erfassen, die Strömungspathologien angeben.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
• Diese und weitere Merkmale erschließen sich bei Bezugnahme auf die nachfolgende Beschreibung von als Beispiel dienenden Ausführungsbeispielen der Erfindung in Verbindung mit den Zeichnungen:
• Fig. 1 zeigt ein Ausführungsbeispiel der Erfindung,
• Fig. 2 zeigt ein weiteres Ausführungsbeispiel der Erfindung,
• Fig. 3 zeigt die Doppler-Sammeloptiken (Sammeloptik) des in Fig. 1 oder 2 gezeigten Geräts,
• Fig. 3A zeigt eine abgeänderte Optik der Lenkanordnung,
• Fig. 3B zeigt eine abgeänderte Optik der Laser-Sammelvorrichtung,
• Fig. 4 zeigt die Verarbeitung von Doppler-Signalen,
• Fig. 5 zeigt ein repräsentatives Doppler-Spektrum,
• Fig. 6 zeigt das Doppler-Spektrum, das hinsichtlich der Identifizierung der Strömungsrate verarbeitet ist,
• Fig. 7, 7A bis 7C zeigen die momentanen Maxima der Fourier-Spektren, die über die Zeit aufgetragen sind, und die Verarbeitung des Dopplersignals,
• Fig. 8 zeigt die Verfolgung bzw. Nachführung und die Doppler-Beleuchtung eines retinalen Gefäßes,
• Fig. 9 zeigt das CCD-Bildsignal für die Bestimmung des Gefäßdurchmessers, und
• Fig. 10 zeigt die Verarbeitung eines Doppler-Diagnose-Meßsystems.
Detaillierte Beschreibung
• Fig. 1 zeigt ein stabilisiertes, retinales Laser-Dopplersystem 10, das in Übereinstimmung mit einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung steht. Das System 10 enthält eine Lenkanordnung 20, eine Nachführungsanordnung 30, eine rote Laserquelle 35 für die Bestrahlung eines retinalen Gefäßes und eine zwei Kanäle aufweisende Anordnung 40 für die Doppler-Aufnahme und -Analyse. Die Lenkanordnung enthält Ablenkspiegel für die Achsen x und y und wird durch elektrische Signale so gesteuert, daß sie den optischen Pfad 100 des von dem roten Laser abgegebenen Strahls auf ein gewünschtes retinales Gefäß richtet, wobei der Strahl zentriert auf dem als Ziel dienenden Gefäß durch ein Nachführungssystem gehalten wird, das die Position des Bilds dieses oder eines nahe bei diesem liegenden retinalen Blutgefäßes überwacht, das durch die gleiche Lenkanordnung zu einer elektronischen Sensoranordnung, zum Beispiel zu einem CCD 38, zurück abgebildet worden ist. Änderungen der Position des Bilds auf der CCD-Anordnung werden erfaßt und dazu benutzt, Steuersignale zu bilden, durch die die Lenkspiegel so verstellt werden, daß eine Bewegung des Bilds verhindert wird. Die Methoden zur Gewinnung eines gut definierten Nachführungssignals und zur Steuerung der Spiegel mit einer ausreichenden Geschwindigkeit und Genauigkeit, derart, daß der von dem Laser 35 abgegebene Strahl auf einem retinalen Ziel gehalten wird, sind in der US-PS 4 856 891 beschrieben.
• Das rote Laserlicht, das durch ein als Ziel dienendes retinales Gefäß in dem Hintergrund des Auges gestreut wird, wird durch die Augenobjektivoptik zurück in Richtung zu dem Lenksystem abgebildet und wird durch ein Paar Spiegel 41, 42 abgelenkt, die jeweils einen Durchmesser von ungefähr einem Millimeter aufweisen und ungefähr sechs Millimeter voneinander beabstandet angeordnet sind. Diese Spiegel reflektieren das gesarnrnelte Licht zu jeweiligen Kanälen der Doppler-Analyseeinheit. Die Spiegel schneiden bzw. empfangen jeweils ungefähr 1,4º eines Bogens, wobei ihr Abstand, der für eine 3-fache Vergrößerung der Objektivanordnung korrigiert ist, einem feststehenden Divergenzwinkel innerhalb des Auges entspricht, wodurch es möglich ist, Berechnungen der absoluten Strömungsgeschwindigkeitswerte auszuführen, wenn die axiale Länge des Auges des Patienten gegeben ist.
• Das Beobachtungslicht für das System wird durch einen gelben Helium-Neon-Laser 51 erzeugt, der durch einen Strahldehner 52 vorbei an ablenkenden Spiegeln 53a und 53b sowie durch eine Dämpfungseinrichtung 54 gerichtet wird, um hierdurch einen ein breites Feld belegenden Strahl zu schaffen, der in den Beleuchtungspfad durch einen strahlteilen den Spiegel 55 eingefaltet bzw. eingekoppelt wird. Der Strahl beleuchtet ein Feld des Fundus von ± 10º.
• Das gelbe Beobachtungslicht, das von dem Fundus reflektiert wird, wird durch die Objektivanordnung zurückgeleitet, die aus Linsen 61, 63 und einem Bildrotator (Bilddreheinrichtung) 65 besteht, und wird dann durch die Lenkanordnung zu einem Okular oder einer Betrachtungsanordnung 67 geleitet, wo es ein sichtbares Bildfeld bereitstellt, das sich synchron mit dem Nachführungsbild und mit dem als Ziel dienenden Gefäß und dem Doppler-Beleuchtungsfleck bewegt. Die Betrachtungsanordnung kann eine Kamera enthalten. Die Funktion der Bilddreheinrichtung 65 ist in der vorstehend angegebenen US- Patentschrift noch vollständiger beschrieben und besteht einfach darin, ein Nachführungsbild bzw. zu verfolgendes Bild, wie etwa ein retinales Gefäß, in einen festgelegten orthogonalen Rahmen auf der CCD zu drehen. Dies ermöglicht es der Nachführungseinrichtung, sich auf einem schräg orientierten Gefäß zu verriegeln und ihre orthogonalen Lenkkorrekturen mit feststehendem Rahmen auszuführen. Die Bilddreheinrichtung schafft somit eine zusätzliche Bequemlichkeit bei der Einstellung des Instruments und beseitigt die Notwendigkeit hinsichtlich Bildfeldtransformationsberechnungen in dem Nachführungssystem.
• Bei diesem gezeigten Ausführungsbeispiel ist ein grüner Hehum-Neon-Laser 31 für das Nachführungssystem vorgesehen. Der Laser 31 erzeugt einen separaten Strahl, der in den gleichen optischen Pfad 100 wie derjenige, entlang dessen der Doppler-Beleuchtungsstrahl verläuft, mit Hilfe eines drehenden Spiegels 32 und eines strahltellenden Spiegels 33 eingefaltet bzw. eingekoppelt wird, so daß auch der grüne Strahl durch die Lenkanordnung 20 gesteuert wird. Eine Dämpfungseinrichtung 101 in dem Pfad begrenzt die Intensität des gelenkten Strahls. Der grüne Verfolgungsstrahl weist einen kleinen Durchmesser von beispielsweise weniger als mehreren Millimetern auf und beschränkt somit vorteilhafter Weise den beleuchteten Bereich des Auges. Die Trennung der Wellenlängen der drei beschriebenen Lichtquellen ermöglicht es, geeignet angeordnete Filter oder dichroitische Strahlteiler vorzusehen, um hierdurch störende Auswirkungen von jeder der unterschiedli chen Quellen auf die Betrachtungs- oder Erfassungseinheiten, die den anderen Quellen zugeordnet sind, zu beseitigen. Beispielsweise kann der Strahlteiler 37, der das zurückkehrende Nachführungsbild auf die CCD 38 reflektiert, ein dichroitischer Strahlteiler sein, der im wesentlichen das gesamte grüne Licht in Richtung zu der CCD reflektiert, wohingegen er im wesentlichen das gesamte gelbe Licht zu der Beobachtungsoptik 67 weiterleitet Weitere konkrete Beispiele für geeignete Pfade mit spektraler Auftrennung sind in der vorstehend genannten US-Patentschrift noch vollständiger beschrieben.
• Das Lenksystem 20 enthält zwei Lenkspiegel 21 und 22, die jeweils so angeordnet sind, daß sie um eine von zwei rechtwinklig zueinander verlaufenden Achsen schwenken können, die in einer gemeinsamen Ebene liegen, die konjugiert zu dem Fundus des Auges liegt. Eine Galvanometersteuerung 21a und 22a, die an einer Schwenkwelle angebracht ist, bewegt jeden Spiegel derart, daß er exakt in eine Richtung innerhalb eines Winkelbereichs von ± 10º gedreht wird. Jeder Spiegel weist eine erste und eine zweite Seite auf, die hier mit A (oder Innenseite) und mit B (oder Außenseite) bezeichnet sind, wobei diese Spiegel gemäß einem wesentlichen Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung so angeordnet sind, daß die optische Trennung zwischen den Eingangs- und Ausgangslichtpfaden aufrecht erhalten wird.
• Diese Trennung wird durch ein optisches Relaissystem erzielt, das die außenseitigen Flächen der Spiegel jeweils wechselseitig translatorisch verschiebt bzw. übersetzt (umsetzt) und vorzugsweise Linsen oder fokussierende Spiegel enthält, die die Drehachse des einen Spiegels konjugiert zu der Drehachse des anderen Spiegels mit einer Vergrößerung von 1:1 anordnen. Solche Konjugationsoptiken sind in der gleichfalls anhängigen US-Patentanmeldung mit der Serial-Nummer 522 376 von Yakov Reznichenko und Michael Milbocker noch näher beschrieben, die den Titel "Bidirectional Light Steering Apparatus" besitzt, und am 11. Mai 1990 eingereicht worden ist (WO-A-91/17695; dies stellt ein Dokument gemäß Artikel 54(3) EPÜ dar).
• Zur Vereinfachung der Darstellung sind jedoch die Zwischenlinsen oder die gekiiimmten reflektierenden Oberflächen in den Zeichnungen nicht gezeigt, und es ist das optische Relaissystem vereinfacht durch drei flache Spiegel 23a, 23b und 23c veranschaulicht, die einen Strahl, der auf die Fläche B eines Umlenkspiegels auftrifft, auf die Fläche B des anderen Umlenkspiegels umlenken bzw. umsetzen. Wie in der vorstehend genannten Patentanmeldung weiter beschrieben ist, können die Umlenkspiegel dünne Platten sein, die auf einer Seite metallisiert sind, sind jedoch vorzugsweise Vorderflächenspiegel, die auf beiden Seiten metallisiert sind. Durch diesen Aufbau werden Geisterreflexionen und interne Reflexionen noch effizienter in dem Lenksystem beseitigt.
• Das von dem Auge des Patienten zurückkehrende Bild wird von der Fläche "A" des Spiegels 22 auf die Fläche "A" des Spiegels 21 reflektiert und läuft somit durch das Lenksystem mit der gleichen winkelmäßigen Ablehkung wie ein rückwärts gelenkter Strahl 200 hindurch, der zu der Nachführungs- und Beobachtungsoptik läuft, so daß der einfallende Lichtstrahl 100 und der rückkehrende Bildstrahl 200 stets im wesentlichen festgelegten Richtungen zu und von der Nachführungs/Beobachtungsoptik folgen. Ein Paar Blenden 24a und 24b, die in einer zum Fundus konjugierten Ebene angeordnet sind, filtern Reflexionen von der Cornea und von anderen Komponenten heraus. Die Öffnung der Blende beträgt annähernd zehn Millimeter.
• Es wird nun kurz auf Fig. 3 Bezug genommen. Die in Fig. 1 dargestellte Anordnung 40 zur Aufnahme des Dopplersignals ist hier in größeren Einzelheiten dargestellt. Die Aufnehmerspiegel 41 und 42 lenken zwei Abschnitte des reflektierten Dopplerstrahls ab, die bei diesem Ausführungsbeispiel eine präzise winkelmäßige Trennung definieren, die einer Divergenz von 13,5º außerhalb des Auges entsprechen. Das Licht wird zu einem Faserbündel 47 in jedem Kanal geleitet. Jedes Bündel 47 dient zur kanalförmigen Leitung des Lichts, das an einem Ende des Bündels empfangen wird, ohne irgendeine weitere Divergenz oder Dämpfiing, jedoch unter Beibehaltung der Phasenbeziehungen, zu einer Photovervielfacherröhre 49 (RCA 8645). Ein rotes Laserlinienfilter 48 (Melles Griot 632,8 nm) beseitigt störende Wellenlängen.
• Wenn es gewünscht sein sollte, eine manuelle Nachführung oder eine Betrachtungsöffnung in der Doppleranordnung beizubehalten, kann ein Aufbau eingesetzt werden, wie er zum Beispiel in Fig. 3B gezeigt ist. Bei diesem Aufbau können die Spiegel 41 und 42 größer sein und es kann ein Paar von Lochblenden 44 den Separationswinkel für den Dopplerstrahl definieren. Eine optische Relaisanordnung, die aus einer Objektivoptik 46 und aus Relaisspiegeln 46a und 46b in jedem Kanal besteht, leitet das gesammelte Licht zu den jeweiligen Faserbündeln 47, und es stellt ein ringförmiges grünes Filter (ein Kodak Wratten-Filter #57A, nicht gezeigt), das in dem optischen Pfad zusammen mit einem Augenobjektiv 50 angeordnet ist, einen zusätzlichen oder alternativen Weg zur Betrachtung des als Ziel dienenden Gefäßes während der Doppler-Messung bereit.
• Auf jeden Fall wird der von dem Laser 35 erzeugte Doppler-Beleuchtungsstrahl auf einen Fleck mit einem Durchmesser fokussiert, der ungefähr gleich groß ist wie der Durchmesser des als Ziel dienenden Gefäßes auf der Retina, wobei die Leistung des einfallenden Strahls auf ungefähr fünf Mikrowatt gedämpft wird, was zu einem biologisch sicheren Niveau der retinalen Bestrahlung führt. Auch wenn die Photovervielfacherröhren, die zur Erfassung der zurückkehrenden Strahlung notwendig sind, bei diesen niedrigen Niveaus durch die normalerweise vorhandenen Streureflexionen bis in die Sättigung getrieben würden, bilden dem gegenüber die Photovervielfacherröhren bei dem dargestellten Gerät ein akzeptables Signal, was zum großen Teil auf die vorstehend beschriebene Trennung zwischen den Nachführungssignalen und Beleuchtungssignalen in dem Lenksystem zurückzuführen ist.
• Bei einem weiteren Ausführungsbeispiel, das in Fig. 2 gezeigt ist, ist die Anordnung 40 für die Doppler-Aufnahme und den Empfang auf der entgegengesetzten Seite des Lenksystems, bezogen auf das Auge, positioniert. Bei diesem Ausführungsbeispiel ist die winkelmäßige Beziehung zwischen jedem Aufnehmerstrahl und dem eingangsseitigen Beleuchtungsstrahl eine Konstante, wodurch Effekte zweiter Ordnung beseitigt werden. Ein weiterer konstruktiver Unterschied liegt in dem Ersatz der Spiegel 41 oder 42 (Fig. 1) und 46a, 46b (Fig. 38) durch ein längeres Faserbimdel 47 flir jeden Kanal, das sich direkt in den Pfad für das rückkehrende Bild hinein erstreckt und das Licht zu der Photovervielfacherröhre leitet. Die Bündel weisen einen Durchmesser auf, der geringfügig oberhalb von drei Millimetern liegt und setzen das Licht von der retinalen, konjugierten Bildebene ohne eine Dispersion bzw. Ausbreitung um, wobei die relativen Phasenbeziehungen beibehalten werden.
• In Fig. 3A ist ein alternativer Aufbau des Lenksystems 20 dargestellt, das für den Einsatz bei dem Doppler-Gerät gemäß Fig. 1 oder Fig. 2 ausgelegt ist. Bei diesem Ausführungsbeispiel sind die Lenkspiegel 21 und 22 für x und y identisch mit den in den Fig. 1 und 2 gezeigten Lenkspiegeln, während der Relaispfad zwischen den äußeren Oberflächen dieser Spiegel, der die Spiegel 23a, 23b und 23c sowie die zugehörigen Relaislinsen enthält, durch ein Paar Fokussierspiegel 24a und 24b ersetzt worden ist, die in einer telezentrischen Anordnung mit einer Einheitsverstärkung (Verstärkung 1:1) angeordnet sind. Hierdurch wird das Layout und die Ausrichtung der Lenkanordnung vereinfacht, die Anzahl von reflektierenden Zwischenflächen reduziert und feste streuende Medien aus dem Beleuchtungspfad entfernt.
• Fig. 4 zeigt die Verarbeitung des gesammelten Lichts des Doppler-Analysators. Das reflektierte Licht enthält Licht, das von der Oberfläche des Blutgefäßes gestreut wird und als eine Referenzfrequenz dient, und weiterhin Licht, das das Gefäß durchdrungen hat und von Blutzellen gestreut wird, die in dem Gefäß fließen. Diese beiden Lichtarten werden in der Photovervielfacherröhre 49 zusammengefaßt (Fig. 3), wobei sie zu Überlagerungseffekten bzw. Heterodyn-Effekten führen, um hierdurch ein elektrisches Signal zu erzeugen, das Schwebungsfrequenzkomponenten enthält, die den einzelnen Geschwindigkeiten der streuenden Zellen entsprechen. Das elektrische Signal, das in jedem Photovervielfa cherkanal gebildet wird, wird zu einem Spektralanalysatorsystem 110 geleitet, das für jedes fünf Millisekunden lange Intervall ein Ausgangssignal in Echtzeit erzeugt, das für die Frequenzkomponenten des analysierten Signals repräsentativ ist, wobei ein repräsentativer Signalzug in Fig. 5 dargestellt ist. Der Signalzug ist recht gestört, da er aus den einzelnen Bewegungen der streuenden Objekte gewonnen wird, die einigen generellen Querschnittströmungsprofilen in dem Gefäß entsprechen, jedoch auch noch Bewegungskomponenten enthalten, die auf thermische Bewegungen und Turbulenzen und Irregularitäten der Fluidströmung zurückzuführen sind. Trotz der extremen Gestörtheit des Signals weist jedoch die Frequenzspur bzw. das Frequenzsignal eine bestätigbare obere Frequenz oder Abschneidfrequenz 120 (Fig. 5) auf, die dem maximalen oder an der Mittellinie vorhandenen Strömungsgeschwindigkeitswert des als Ziel dienenden Gefäßes entspricht.
• Damit dieser maximale Strömungsgeschwindigkeitswert erfaßt werden kann, wird der Signalzug (Fig. 5) des Spektralanalyseprozessors 110 für jeden Durchmesser digitalisiert und zu einem Prozessor 115 geleitet, der die maximale Frequenz ermittelt und die entsprechende Strömungsgeschwindigkeit anzeigt. Bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist die obere Grenzfrequenz bzw. Absclmeidfrequenz durch einen Integrator/Differenzierer bestimmt, der eine neue Funktion aus dem Ausgangssignal des Spektralanalysatorsystems 110 derart bildet, daß die neue Funktion einen maximalen Wert bei der Abschneidfrequenz aufweist. Diese Verarbeitung wird in einem Softwaremodul implementiert, das für jeden Frequenzwert ν ein "Fenster" mit einer Breite von 2 A um den Wert herum definiert und das Fenster entlang der Frequenzskala verschiebt. Für jedes ν subtrahiert es den Wert des Frequenzsignals, das über ein festgelegtes Intervall mit der Breite A nach rechts von ν integriert worden ist, von dem Wert des Frequenzsignals, das ausgehend von ν nach links integriert worden ist.
• Die resultierende Funktion, die für jede Frequenz ν&sub0; wie folgt definiert ist: (Hierbei bezeichnet s(ν) das Ausgangssignal des Spektralanalysators)
• weist ein Maximum exakt bei der Frequenz auf, bei der eine extreme Diskontinuität in der Schwahkung des Signalwerts vorhanden ist. Fig. 6 zeigt die in dieser Weise definierte Funktion f(u) mit der gleichen Frequenzskala, wie sie in Fig. 5 dargestellt ist. Es ist somit ersichtlich, daß die Frequenz, die dem Spitzenwert der Blutströmung entspricht, trotz der Sprunghaftigkeit des spektralen Ausgangssignals leicht detektiert wird.
• In den Fig. 7, 7A bis 7C ist die grundlegende Signalverarbeitung bei dem vorstehend erläuterten System dargestellt. Fig. 7A zeigt einen acht Sekunden dauernden Signalzug, der aus dem Frequenzmaximum zu jedem Zeitpunkt, das durch das Spektralanalysatorsystem 110 anhand des Ausgangssignals einer Photovervielfacherröhre 49 gewonnen worden ist, besteht, wenn der Doppler-Beleuchtungsfleck auf eine retinale Arterie gerichtet ist. Fig. 7B zeigt die entsprechende Signalspur bei dem anderen Photovervielfacher. Jeder Kanal weist unterschiedliche absolute Frequenzbereiche auf, was auf ihre unterschiedlichen Lichtsammelwinkel zurückzuführen ist, zeigen aber beide die deutlichen periodischen Impulse, die mit der arteriellen Strömung verknüpft sind und auf die Herzpumpzyklen zurückzuführen sind. Fig. 7C zeigt die Blutströmungsgeschwindigkeit, die gleich einer Konstanten (für ein jeweiliges Auge und eine gegebene Instrumentenkonfiguration), multipliziert mit der Differenz zwischen den Werte der Fig. 7A und 7B ist. Genauer gesagt, zeigt Fig. 7C den momentanen Spitzenwert der Geschwindigkeit der Blutströmung entlang der Mittellinie, der zu einem jeweiligen Zeitpunkt direkt proportional zu dem Unterschied zwischen den Spitzen oder Abschneidfrequenzen der beiden anderen Signale ist.
• Fig. 7 zeigt den Gesamtbetrieb des Spektralanalysatorsystems und des Prozessors gemäß Fig. 4. Jedes analoge Ausgangssignal der Photovervielfacherröhre wird von analoger in digitale Form umgewandelt und in einer Computer zugänglichen Form zum Beispiel auf einer Diskette gespeichert. Ein in Form von Software ausgebildetes Fourier-Transformationsmodul analysiert jeden t Sekunden langen Block der Signalwerte und berechnet dessen Leistungsspektrum. Jedes Leistungsspektrum (Kanäle 1 und 2) wird durch den vorstehend unter Bezugnahme auf Fig. 6 beschriebenen Algorithmus zur Erfassung der Abschneidfrequenz bzw. Grenzfrequenz verarbeitet. Bei dem als Prototyp dienenden Gerät arbeitet der Prozessor in Echtzeit, um hierbei neunundachzig fünf Millisekunden lange Abtastwerte je Sekunde für jeden Kanal zu digitalisieren und zu verarbeiten, wodurch die in den Figuren gezeigten, sehr detailreichen Spuren bzw. Verläufe erzeugt werden.
• Es ist ferner anzumerken, daß die Funktion des Spektralanalysatorsystems und des Prozessors in den Fig. 4 und 7 nicht klar getrennt ist, was daran liegt, daß die Spektralanalyse und die nachfolgenden Signalverarbeitungsschritte bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel vorrangig durch den Prozessor ausgeführt werden, der als Mikrocomputer ausgebildet sein kann, der mit einer numerischen Analysesoftware und mit einer Fourier-Transformationssoftware ausgestattet ist.
• Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung werden weitere Funktionen in dem Prozessor bezüglich anderer optoelektronischer Signale ausgeführt, um hierdurch eine Anzahl von speziellen Anzeigern oder Stücken von klinischen Informationen zu bilden, was im weiteren Text noch vollständiger erläutert wird, wozu auch volumetrische Blutströmungsausgangsgrößen, Ermittlungen von Gefäßblockaden oder von Strömungsanomalien sowie ein normativer Vergleich des Kreislaufes zählen.
• Es ist ferner anzumerken, daß aufgrund der Tatsache, daß das Doppleranalysemodul das Licht, das von der Außenseite eines Blutgefäßes reflektiert wird, als einen Referenzstrahl benutzt, Frequenzverschiebungseffekte, die durch eine Bewegung des Auges oder eine Bewegung des Beleuchtungslichts verursacht werden, sich gegenseitig auslöschen, und daß die erfaßte Strömungsrate im wesentlichen die gleiche ist, unabhängig davon, ob der fokussierte Dopplerstrahl stationär ist oder ob er sich entlang der Längsrichtung des Blutgefäßes bewegt, unabhängig davon, ob dies in Richtung der Strömungsrichtung oder entgegengesetzt hierzu erfolgt. Aus diesem Grund muß bei dem Nachführungssystem die Bewegung nicht in zwei Richtungen gesteuert werden, so daß das Nachführungssystem eine eindimensionale Nachführungseinrichtung sein kann, bei der ihre Nachführungskomponenten in einer solchen Orientierung angeordnet sind, daß lediglich die Bewegung des Auges in einer Richtung korrigiert wird, die quer zu dem Gefäß liegt, auf das der Dopplerstrahl 100 gerichtet ist. Dies kann zum Beispiel dadurch erreicht werden, daß eine Nachführungseinrichtung benutzt wird, wie sie in dem vorstehend angegebenen US-Patent gezeigt ist, wobei hierzu ein als Nachführungsziel dienendes Gefäß gewählt wird, das entweder das Gefäß ist, an dem die Dopplermessungen auszuführen sind, oder das parallel zu diesem Gefäß liegt, und daß die Bewegung quer zu diesem Nachführungsziel nachgeführt wird, um hierdurch Signale für die Lehkungs- bzw. Steuerungskorrektur zu bilden.
• Es ist auch möglich, ein zweiachsiges Nachführungssystem zu benutzen, das zur Stabilisierung des Dopplerstrahls und des rückkehrenden Lichts für die Analyse und die Abbildung mit eingesetzt wird.
• Bei einem gegenwärtig bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung wird eine einachsige Nachführungseinrichtung eingesetzt, und es stellen von der Nachführungs-CCD abgegebene Ausgangssignale quantitative Messungen bereit, um hierbei das Doppler- Ausgangssignal in absolute volumetrische Strömungsmessungen umzuwandeln.
• In Fig. 8 sind Einzelheiten der Doppler-Abbildung bei einem solchen Gerät dargestellt. Ein retinales Gefäß 120, das einen Durchmesser von weniger als fünfzig bis zu einigen wenigen hundert Mikrometern aufweisen kann, wird durch einen grünen Nachführungsstrahl bzw. Verfolgungsstrahl 90 beleuchtet, der einen runden oder rechteckförmigen Querschnitt mit einem Durchmesser von annähernd 0,5 bis 1,5 mm aufweist, wobei der Doppler-Beleuchtungsstrahl auf einen Fleck 95 auf dem gleichen Gefäß fokussiert wird. Die retinale Region, die durch den Nachführungsstrahl 90 beleuchtet wird, wird über das Lenksystem 20 gemäß der vorstehenden Beschreibung abgebildet und ausgerichtet, und zwar als ein Bild 90' auf einer CCD-Zeilenanordnung 130, die rechtwinklig zu dem Bild 120' des Gefäßes orientiert ist. Eine vergrößernde Obiektivanordnung mit einer Vergrößerung von fünf bis füntundzwanzig wird eingesetzt, so daß die CCD vollständig innerhalb des Bilds 90' des Nachführungsstrahls liegt. Als Beispiel wird bei einer linearen Anordnung, die aus einem bis zweihundertfünfiindsechzig Bildelemente aufweisenden CCD-Element mit einer Länge von ungefähr zwölf Millimetern besteht, durch ein Objektiv mit einer fünfündzwanzigfachen Leistung sichergestellt, daß das Bild eines fünfhundert Mikrometer breiten Nachführungsstrahls das CCD-Element 130 überdeckt. Demzufolge bedeckt das Bild eines fünfzig bis einhundert Mikrometer aufweisenden retinalen Blutgefäßes ungefähr fünfundzwanzig bis fünfzig Bildelemente des CCD-Elements.
• In Fig. 9 sind die Beleuchtungswerte dargestellt, die entlang der Länge des CCD-Elements anhand des Nachführungslichts erfaßt worden sind, das von der Retina reflektiert worden ist. Das charakteristische, zwei Täler aufweisende Minimum in der erfaßten Lichtintensität entspricht dem Bild des Blutgefäßes, wobei ein zentrales lokales Maximum der spiegelnden Reflexion an dem oberen Zentrum der Blutgefäßwand entspricht. Die die volle Breite aufweisenden, bei dem halben Maximum liegenden Punkte der Beleuchtungswerte, die durch die beiden Pfeile bezeichnet sind, entsprechen dem Gefäßdurchmesser d.
• Bei dem vorstehend beschriebenen bevorzugten Ausführungsbeispiel fragt die Nachführungseinrichtung nicht nur das CCD-Element in Intervallen von einer Millisekunde ab, um hierdurch zur Positionskorrektur dienende Steuersignale von den bzw. für die Lenkspiegel zu ermitteln, sondern verarbeitet auch das Ausgangssignal des CCD-Elements, um hierdurch den Gefäßdurchmesser d zu ermitteln, wozu hierbei nach den die volle Breite aufweisenden, bei dem halben Maximum liegenden Punkte gelöst bzw. diese Punkte ermittelt werden.
• Bei einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel führt der Prozessor ferner interne Berechnungen durch, um hierdurch die erfaßte Strömungsgeschwindigkeit und den Gefäßdurchmesser zusammenzufassen und eine absolute volumetrische Strömungsrate zu berechnen.
• Die bevorzugte Verarbeitung zur Ermittlung der volumetrischen Strömungsrate läuft in folgender Weise ab. Zunächst integriert der Prozessor die an der Mittellinie vorhandene Strömungsgeschwindigkeit (Fig. 5) über ein Zeitintervall durch numerische Verarbeitung hinweg und dividiert das Integral, um hierdurch eine mittlere Blutströmungsgeschwindig keit "acb" für die Mittellinie zu ermitteln. Nachfolgend ermittelt der Prozessor die Querschnittsfläche A = π (d/2)² des Gefäßes auf der Grundlage des Gefäßdurchmessers d. Für ausreichend große Gefäße (oberhalb von ungefähr fünfzig Mikrometern) trifft die Annahme der Poiseuille-Strömung zu, und es wird die gesamte volumetrische Strömung gemäß der Gleichung A (acb)/2 berechnet.
• Diese Fähigkeit zur direkten Berechnung des Volumens der Blutströmung in einem Gefäß während der Beobachtung wird vorteilhafterweise bei mehreren weiteren Ausführungsbeispielen der Erfindung noch verbessert, um hierdurch Systemmessungen der gesamte Strömung, von Strömungsanomalien in Zweigen, von Blockaden oder der allgemeinen Tauglichkeit auszuführen. Bei einem dieser Ausführungsbeispiele speichert der Prozessor eine Speichertabelle, in der die Bereiche für die normale Blutströmung als eine Funktion der Gefäßgröße aufgelistet sind. Diese Information kann separat für Arterien (diese sind durch ihre deutlich pulsierende Strömung erkennbar) und für Venen (die eine etwas gleichmäßigere Strömungsrate aufweisen) gespeichert werden.
• Sobald ein Gefäß durch die Nachführungseinrichtung als Ziel erfaßt worden ist und dessen Durchmesser d ermittelt worden ist, wird der gespeicherte normale Wert, der durch den Durchmesser d indexiert bzw. bezeichnet wird, ausgelesen, und es wird der normale Wert mit dem berechneten Strömungswert verglichen, um hieraus zu erkennen, ob eine Anomalität vorliegt.
• Bei einem weiteren Ausführungsbeispiel muß der "normale" Wert kein vorbestimmter universeller Wert sein, sondern kann auch dadurch ermittelt werden, daß die Strömungswerte für Gefäße mit unterschiedlichen Durchmessern in einem gesunden Auge eines Patienten gemessen und gespeichert werden; wobei der Vergleich dann gegenüber der gemessenen Strömungsgeschwindigkeit oder den Volumenwerten des anderen Auges ausgeführt wird. Es versteht sich, daß die "normalen" Werte keine Funktionen lediglich des Durchmessers sein müssen, sondern auch in Abhängigkeit von dem Geschlecht oder dem Alter des Patienten, dem Blutdruck des Patienten oder anderen klinischen Parametern geordnet oder indexiert werden können.
• Bei einer weiteren Abänderung dieses Ausführungsbeispiels kann der Prozessor eine Einrichtung zum Aufsummieren der Strömungsrate für jede aus einer Mehrzahl von Arterien, und zum Aufsummieren oder Subtrahieren der Strömung in einer Mehrzahl von Venen enthalten, wodurch Anzeigen für die Blutströmung für gesamte Regionen der Retina bereitgestellt werden. Ein Ungleichgewicht in den Gesamtströmungen in eine retinale Region oder aus einer retinalen Region heraus, stellt eine Anzeige für eine Strömungsanomalie bereit, die eine mögliche pathologische Erscheinung bzw. Krankheit anzeigt. Bei anderen Ausführungsbeispielen kann ein einfacher Vergleich mit einem Schwellwertströmungswert eine spezielle krankhafte Erscheinung wie etwa Hämorrhage- Erscheinungen oder eine abgelöste Retina anzeigen. Allgemeine Verarbeitungs-Zustände für eines oder mehrere dieser weiteren Systeme sind in der Fig. 10 dargestellt.
• Hierdurch ist die Beschreibung der Erfindung und von mehreren repräsentativen Ausführungsbeispielen der Erfindung sowie von untergeordneten Einzelheiten und Abänderun gen des Aufbaus abgeschlossen. Nach dieser Offenbarung der Erflndung sind für den Fachmann Modifikationen und äquivalente Ausgestaltungen ersichtlich, wobei davon ausgegangen wird, daß solche Modifikationen und äquivalente Ausgestaltungen im Rahmen der Erfindung liegen, wie er durch die hier beigefügten Ansprüche bestimmt ist.

Claims (11)

1. Gerät zum Messen der retinalen Blutströmung in einem Auge eines Subjekts, wobei das Gerät aufweist:

eine erste Lichtquelle (35) zur Erzeugung eines Doppler-Beleuchtungsstrahls und eine Einrichtung zum Projizieren des Beleuchtungsstrahls entlang eines ersten Pfads derart, daß er in einem Beleuchtungsfleck (95') auf einem Gefäß (120') in der Retina konvergiert,

eine zweite Lichtquelle (31) zum Erzeugen und Projizieren mindestens eines Verfolgungslichtstrahls, der sich von dem Licht der ersten Lichtquelle unterscheidet und entlang eines Verfolgungspfads projiziert wird,

eine Lichtsammeleinrichung (40) zum separaten Sammeln von Licht, das von dem Beleuchtungsfleck stammt und von dem Gefäß entlang zweier Richtungen, die mit einem festen Winkel voneinander getrennt sind, reflektiert wird,

eine Doppler-Analyseeinrichtung (110, 115) zum Analysieren von Licht, das durch die Lichtsammeleinrichtung gesammelt wird, um hierdurch eine Anzeige der Blutströmung in dem retinalen, durch den Beleuchtungsfleck beleuchteten Gefäß über ein kontinuierliches Zeitintervall hinweg bereitzustellen,

ein optisches Strahllenksystem (20), das ein zweiseitiges Spiegelelement (21, 22) enthält, das derart angeordnet ist, daß es um eine im wesentlichen an seiner Oberfläche angeordnete Lenkachse in Abhängigkeit von Steuersignalen schwenkbar ist, und das derart angeordnet und ausgerichtet ist, daß es den Beleuchtungsstrahl empfängt und diesen Strahl auf die Retina richtet sowie gleichzeitig das Licht von dem Verfolgungslichtstrahl empfängt, der von der Retina reflektiert ist,

eine Abbildungseinrichtung (38, 67) zum Erzeugen eines Bilds des retinalen, durch das Verfolgungslicht beleuchteten Gewebes, wobei das Bild durch das optische Strahllenksystem (20) hindurch zurückwandernd ausgebildet wird, und

eine Verfolgungseinrichtung (30), die auf eine Bewegung des Bilds des retinalen Gewebes anspricht und dazu ausgelegt ist, ein Steuersignal an das Lenksystem (20) anzulegen, durch das das Bild stationär gehalten wird, wobei die Verfolgungseinrichtung mit einer Rate betrieben wird, die zur Begrenzung von Jittereffekten wirksam ist, derart, daß der Beleuchtungsfleck (95') auf dem retinalen Gefäß (120') verbleibt und die Doppler- Analyseeinrichtung die Strömung des Bluts in dem Gefäß erfaßt.

2. Gerät nach Anspruch 1, bei dem das Strahllenksystem (20) getrennte Vorwärts- und Rückwärtspfade enthält, die durch unterschiedliche Flächen (A, B) eines Satzes von Lenkspiegeln (21, 22) definiert sind, wobei der Beleuchtungsstrahl und der Verfolgungslichtstrahl entlang des Vorwärtspfads zu dem Auge gerichtet werden und das Bild entlang des von dem Auge zurückführenden Rückwärtspfads gebildet wird.

3. Gerät nach Anspruch 2, bei dem die Lichtsammeleinrichtung (40) Licht sammelt, das entlang des Rückwärtspfades von dem Auge hinter dem Lenkspiegel (21, 22) zurückkehrt.

4. Gerät nach Anspruch 2 oder 3, bei dem der Satz von Lenkspiegeln (21, 22) ein Paar von durch ein Galvanometer gesteuerten Lenkspiegeln (21, 22) aufweist, von denen mindestens ein Spiegel auf beiden Seiten metallisiert ist.

5. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, das weiterhin eine Einrichtung zum Verarbeiten der Anzeige der Blutströmung zur Identifizierung einer vaskulären, pathologischen Erscheinung enthält.

6. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Sammeleinrichtung und die Abbildungseinrichtung (40, 30, 67) jeweils Licht sammeln, das durch eine unterschiedliche Region der Augenpupille hindurchtritt.

7. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, das weiterhin eine Verarbeitungseinrichtung enthält, die auf eine Erfassung von rückkehrendem Licht hin wirksam wird und zum Bestimmen des Durchmessers des retinalen Gefäßes und/oder der volumetrischen Blutströmungsrate ausgelegt ist.

8. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, das weiterhin eine Einrichtung zum Speichern von Daten bezüglich der retinalen Blutströmung und eine Einrichtung zum Verarbeiten der Daten enthält.

9. Gerät nach Anspruch 8, bei dem die Daten auf das Alter bezogene Daten enthalten.

10. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Lichtsammeleinrichtung (40) eine Faser (47) zum Fortpflanzen von empfangenen Licht ohne Streuung, aber unter Beibehaltung der Phasenbeziehungen, enthält.

11. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Doppler- Analyseeinrichtung (110, 115) in Echtzeit arbeitet, um hierdurch einen retinalen Durchströmungswert zu bilden, während die erste Lichtquelle (35) das Gefäß beleuchtet.