JP3626735B2 - Improved visualization of choroidal blood flow and stray vasculature in the eye - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、眼における脈絡膜の血流および迷入血管構造の改善された視覚化に関する。
【０００２】
【従来の技術】
心周期の時間スケールで生じる毛細血管網を介する血流についてはごく僅かな情報しかない。過去においては、このことはこのような毛細血管網の直接的な視覚化が通常技術的に困難であるか不可能であるゆえであり、大半の血流計測の方法論はデータが多くの心周期にわたって得られることを要求している。更に、毛細血管網が複雑な血管形状を持ち、多くの小動脈によって供給を受ける時、血流分配を分類するという別の問題が生起する。毛細血管網の一例は、大脳皮質において見出される毛細血管網である。眼について研究する科学者にとって大きな関心となる別の事例は、脈絡膜の３つの血管層の１つであるところの脈絡膜毛細血管（ｃｈｏｒｉｏｃａｐｉｌｌａｒｉｓ）である。
【０００３】
眼の脈絡膜循環は、この脈絡膜上方にある知覚網膜を維持するための主な役割を担っている。ある従来技術の方法は、全脈絡膜循環の経常的な視覚化を可能にするものであり、即ち、脈絡膜の３つの全ての血管層を視覚化して相互に重ね合わせることができる。最も内側の層、即ち脈絡膜毛細血管は、脈絡膜循環のための栄養管脈（即ち、網膜との代謝交換が生起する）の全てを構成している。この脈絡膜毛細血管は、知覚網膜に直接隣接する面を占有している。
【０００４】
脈絡膜の血管造影図は、脈絡膜の全ての血管を示すが、特に脈絡膜毛細血管に関する情報は最も重要であり、後極（ｐｏｓｔｅｒｉｏｒ ｐｏｌｅ）脈絡膜毛細血管の組織について、特に脈絡膜毛細血管における血流に関して拮抗する見方が生じる。従って、インドシアニン・グリーン（ｉｎｄｏｃｙａｎｉｎｅ ｇｒｅｅｎ；ＩＣＧ）血管造影図から脈絡膜毛細血管についての情報を取出す方法は、脈絡膜循環の代謝の能力および安定度を評価することを欲する臨床医にとって重要なものである。
【０００５】
多くの研究者たちは、脈絡膜循環についての現時情報群を収集するため血管造影図と種々の組織学的手法とを用いてきた。脈絡膜の脈管構造学および血流の全体的特質は研究者たちの努力によって詳細に明かされてきたが、形態における部位的な相違については依然として論争が存在する。この非常に複雑な血管網における血流の詳細については更なる論争もまた生じている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
先に述べたように、脈絡膜循環の栄養的機能が生じるのはこのような血管層においてであるので、特に興味のあることは、脈絡膜毛細血管における血流である。より大きな脈絡膜血管の状態がたしかに脈絡膜毛細血管に影響を及ぼすはずであっても、最終的には、網膜疾病の病態生理学における脈絡膜の役割の理解の基礎となるのは脈絡膜毛細血管における血流自体の正確な理解である。
【０００７】
ナトリウム・フルオレセイン血管造影法において遭遇する高速の脈絡膜血流を視覚化しようと試みる時に遭遇する主要な問題を克服するために、高速インドシアニン・グリーン色素の蛍光血管造影法が開発された。ＩＣＧ血管造影法は、網膜色素上皮および脈絡膜色素を比較的容易に透過する近赤外線波長を用いる。静脈内に注射されたナトリウム・フルオレセイン色素（眼動脈造影法において用いられる他の標準的色素）から結果として生じる脈絡膜毛細血管網からの蛍光は主として溢出した色素分子あるいは血管壁部に付着する色素分子から生じるように見えるが、ＩＣＧ蛍光は移動する血液量中の血液蛋白に結合された色素分子から生じる。
【０００８】
明らかに、走査型レーザ検眼鏡のフルオレセイン血管造影法（これもＩＣＧ色素を使用できる）も、脂質小嚢中に密閉されたフルオレセインを注入する実験的手法も、最終的には脈絡膜血流についての付加的な情報を生じることになるが、臨床的な脈絡膜血管造影法に関しては、ＩＣＧ血管造影法は、最良の一時的および空間的な解像度を提供し、正常な生理学的条件下で（即ち、眼内圧を上昇させるなどの方法により血流を人為的に遅くする必要なしに）脈絡膜中の色素の通過の視覚化を可能にする。
【０００９】
しかし、静脈内色素注射を行う際には、大きな径の下側の血管から生じるはるかに高いレベルの蛍光に起因して、個々のＩＣＧ血管造影図像における脈絡膜毛細血管層を観察することは困難である。脈絡膜脈管構造のこのような多層組織のゆえに、蛍光色素血管造影法による脈絡膜毛細血管の観察は、鮮鋭に規定された波面を持つ非常に少量の色素塊が通過する時に最もよく行われる。例えば、非常に小さなＩＣＧ色素塊の頸動脈内注入の後、正常な生理学的条件下での個々の小葉を通過する色素通過の完全サイクルを明瞭に示すＩＣＧ血管造影図が生成される。（小葉とは、脈絡膜毛細血管全体にわたりモザイク・パターンを形成する３ないし６辺の血管単位を示すため用いられる用語である。それぞれの小葉は、供給側の細動脈が毛細血管の後壁に進入する中心集束点から発するように見える狭く密に網目をなす毛細血管の束からなる。）
明らかに、鮮鋭に規定された波面の進行は、規定の不良な場合よりも、毛細血管網を介して容易に追跡される。更にまた、塊の体積が脈絡膜毛細血管に進入する時までに下側の血管層を実質的に通過するだけ充分に小さければ、色素で充填された毛細血管の像は、下方からの強い蛍光が同時に存在する時よりもコントラストが高い。
【００１０】
不都合にも、たとえ色素塊の脈絡膜の通過が適切な注入技術によって最適化され得ても、上記条件はいずれも静脈内注入によって容易に生じることはない。結果として、生のＩＣＧ蛍光血管造影図において脈絡膜毛細血管色素充填を隔離することは、造影図が高速で記録されるとしても非常に困難である。従って、静脈注入ＩＣＧ色素血管造影図から、脈絡膜毛細血管の充填についての情報を取出すことを可能にする方法が必要である。
【００１１】
脈絡膜毛細血管についての完全な情報を提供することはできなくても、脈絡膜循環のＩＣＧ蛍光血管造影図は、視認を著しく損なう脈絡膜の迷入血管構造を呈示することができる。年齢と関連する黄斑変性（ＡＲＭＤ）は、老齢における著しい視覚的障害の主要な原因である。この疾病は、知覚網膜の変位と、その後の出血の結果として視覚経路の閉鎖をしばしば生じる結果となる網膜下空間に侵入する脈絡膜血管新生（ＣＮＶ）隔膜の生成をしばしば特徴とする。
【００１２】
ＡＲＭＤの処置は、主として血管新生隔膜のレーザ光凝固法による。しかし、この処置は、隔膜を正確にマップ化できる程度に成功するが、このことは、このような隔膜が（定義により）黄斑領域にありしばしば陥凹を侵食するゆえである。光凝固法の不適切な適用は、高明瞭度の視野の破壊を容易に生じ、そして（または）ＣＮＶの加速的な成長を生じる結果となり得る。
【００１３】
ＡＲＭＤの診断と処置は、血管造影図（フルオレセインとＩＣＧの双方）の解釈に大きく依存する。しばしば、ＣＮＶ疾患の形態学は、特に隔膜が毛状剥離（ｃｉｒｒｕｓ ｄｅｔａｃｈｍｅｎｔ）の下方に存在する時に、フルオレセイン血管造影図ではぼやけた滲みとしか見えない如きものである。更に、今日では、「オカルト（ｏｃｃｕｌｔ）ＣＮＶ」と呼ばれるある種類のＣＮＶに対しては、ＩＣＧ血管造影図は、ナトリウム・フルオレセイン血管造影図では不可能な必要処置データを提供するものと認識されている。
【００１４】
レーザ光凝固療法を適用する時にＩＣＧ血管造影図を用いる際の更に他の主たる困難性は、レーザの狙いを定めるときに外科医が依存しなければならない網膜血管標識点がしばしばＩＣＧ血管造影図から失われるということである。この問題を解決しようとする通常の試みは、個々の設定期間中に、眼底のカラー写真とその患者の同じ眼のナトリウム・フルオレセイン血管造影図を作ることであり、従って脈絡膜ＩＣＧ血管造影図と網膜写真あるいは網膜フルオレセイン血管造影図とを重ね合わす試みが必要である。この技法は、２つの血管造影手順のそれぞれの間に全く同じ方法で眼を正確に整列させることができないために、しばしば失敗する。それにも拘わらず、（網膜上で５０ミクロンの精度内での）非常に正確な整列は、陥凹付近でレーザ光凝固法を安全に適用し、同時に、陥凹自体に対して著しい恒久的な破損のないことを保証するために極めて重要である。
【００１５】
従って、ＣＮＶのような迷入血管構造の良好な視覚化と更に正確なレーザ光凝固法との両方を可能にし、眼からこうした構造を除去して視野を改善するための新たな方法および装置に対する需要が存在する。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
本発明は、脈絡膜毛細血管の色素充填が下側のより大きな径の血管の色素充填よりも迅速−脈動的−であり、これら２つの重ね合わされた層からの蛍光が加法的であるという前提に基いている。脈絡膜毛細血管内の血液速度に関するこの前提は、大半の血管床における親・娘血管における血管速度間の関係に関する従前の知識とは対照的に働く。
【００１７】
簡潔に言えば、本発明は、像のＩＣＧ血管造影シーケンスにおける像のその次の像からのピクセル単位の減算が、血液の最も早い移動が生じる構造から、即ち脈絡膜毛細血管においてのみ生じる蛍光を呈示する結果像のシーケンスを形成するということの認識から成る。
【００１８】
このような本発明の減算強化手法は、大きな血管と脈絡膜毛細血管の血流速度の自然に存在する差を利用することにより、脈絡膜毛細血管の色素充填についての情報を取出すことを可能にする。色素塊の出現の一時的シーケンスにより脈絡膜層を区別する代わりに、脈絡膜層を選別するよう働くのは色素充填速度である。
【００１９】
本発明の実現は、眼底構造の充分な一時的解像度と倍率とを持つように既存の眼底カメラ・システムを構成することにのみ依存する。先に述べた方法は、脈絡膜毛細血管の血行力学についての情報を強化するように、高速ＩＣＧ蛍光血管造影図に適用された。
【００２０】
しかし、ＣＮＶを更に良好に視覚化してＡＲＭＤの処置を容易化するために、本発明は、励起光源の前方における偏光フィルタと、ビデオ・カメラの前方における検光偏光器とを有する改造された眼底カメラから成る。眼底から出るＩＣＧ色素蛍光は、偏光された光の有効成分を含み、検光子フィルタの回転の結果、不要な蛍光（即ち、脈管構造とは関連せず、むしろ散乱光と関連する蛍光）はＣＮＶが良好に視覚化できる程度まで抑制される。このような特定プロセスは、個々の血管造影像の信号対雑音内容を改善する点で、処理されない生の血管造影像に影響を及ぼす。その後、減算された生の像はより明瞭な結果像をもたらす。
【００２１】
迷入脈管構造が、偏光および減算法により視覚化されて明瞭化されると、レーザ光凝固療法が始まり得る前に、外科医はレーザを適正に照準できることを保証されなければならない。本発明は更に、ＩＣＧ血管造影法に先立ちフルオレセイン血管造影法を行う通常のプラクティスから生じたものであり、フルオレセイン色素が網膜の管脈系内部に１時間以上も残留するという事実を利用する。
【００２２】
本発明は、ＩＣＧとナトリウム・フルオレセイン色素の両方の蛍光の励起のための光源に結合された積分球（ｉｎｔｅｇｒａｔｉｎｇ ｓｐｈｅｒｅ）を持ち、ゲート動作可能な電荷結合デバイス（ＣＣＤ）ビデオ・カメラを用いて血管造影像を捕捉するＩＣＧ眼底カメラを利用する。積分球へ入力される光は、それぞれ２つの光源の一方に接続された２つの光ファイバ・ケーブルを介する。一方の光源は、ナトリウム・フルオレセイン色素を励起するのに必要な波長（４８０ｎｍ、即ち、周波数二逓倍Ｎｄ−Ｙａｇ）のレーザ出力である。周波数二逓倍レーザの代わりに、シャッタ付きでフィルタ処理された白熱光源も使用できるものと認識される。他の光源は、ＩＣＧ色素の励起のためのダイオード・レーザ出力（８０５ｎｍ）である。
【００２３】
ＩＣＧ色素が脈絡膜循環を通って転移する際、８０５ｎｍのレーザ・ダイオードをビデオ・カメラと同期して発光させることにより、ゲート動作するビデオ・カメラがＩＣＧ色素の像を記録する。規則的な間隔で（例えば、８番目の像ごとに）４８０ｎｍの光源が発光されるように、カメラと光源の適切なプログラミングが構成され、同時に、ビデオ・カメラの前方における障壁フィルタにおいて適切な変更が行われる。
【００２４】
８番目ごとのフレームの事例を用いるために、８つのフィルタを含む回転ディスクをビデオ・カメラの前方に設置するだけで障壁フィルタ列が構成される。このフィルタ輪は、８番目ごとのフレームがカメラ前方のナトリウム・フルオレセイン障壁フィルタの位置と対応するように、カメラの作動と同期して回転する。一連の血管造影図が高速度（約１５〜３０像／秒）で作られるので、連続する像間の眼の運動は重要ではなく、像の正確な整列を無意味にする。このため、本発明は、処置のためレーザを正確に合焦するため外科医が必要とするように、ＩＣＧ血管造影図に含まれる明瞭化されたＣＮＶの障害部にナトリウム・フルオレセイン血管造影図に含まれる網膜血管の標識点を正確に重ねる能力を提供する。
【００２５】
【実施の形態】
反復される実時間観察は、ＩＣＧ色素の転移の間、大きな脈絡膜動脈の充填後に、後極における大きな血管の安定蛍光上に迅速に脈動するかすかな拡散蛍光が重畳されることを示す。これらの脈動は、心拍より大きな周波数で生じるように見え、これらの脈動は大きな脈絡膜静脈が充填される時まであまり明瞭に見えない。しかし、血管造影図を後でフレーム単位に分析すると、心拍より大きな周波数は、全て心拍に近い周波数である個々の小葉の位相はずれの脈動的充填の結果として生じる恒久的現象であることを示す。
【００２６】
不都合にも、脈絡膜毛細血管の血行力学の詳細については、より大きな下側の血管におけるよりも脈絡膜毛細血管においての方が蛍光強さの変化が迅速に観察されることを疑いなく説明できるほどには充分に判っていないが、最もあり得る理由は、脈絡膜毛細血管層の血流速度の方が下側の脈絡膜血管における血流速度より大きいことである。本発明は、ＩＣＧで充填された脈絡膜毛細血管と下側の血管との蛍光強さが加法性であること、および色素で充填される脈絡膜毛細血管と下側の脈絡膜血管とから発する蛍光強さの変化率に検知可能な差が存在することという前提に基くものである。
【００２７】
脈絡膜毛細血管の平均断面径は、毛細血管に血液を供給し排出する下側の動脈および静脈の平均断面径よりはるかに小さいが、２つの血管層からの蛍光は加法的であるように見える。ＩＣＧ蛍光の加法性は、ＩＣＧ色素（０．０３ｍｇ／ｍｌ）を含むヘパリン化された血液の重畳する薄い層の段階状楔を生成することにより証明され、各段階は２つの顕微鏡スライド被覆ガラス間に挟持された血液の薄層によって形成された。
【００２８】
図１は、階段状のＩＣＧ蛍光像を示す。像の中心を通る水平の白線は、像ピクセルの明るさ（グレー・レベル）が図２におけるグラフを生じるため測定された経路を示し、重なる血液層数が増加するに伴い蛍光が段階的に増加することを示す。
【００２９】
より大きな下側の血管におけるよりも脈絡膜毛細血管における方が色素蛍光強さの変化率が大きいことが、図３のＡおよびＢに概略的に示される。図３のＡにおいて、（ともに断面で示す）大きい径の血管と上方の脈絡膜毛細血管との明るさは、ベクトルＩ_ＡおよびＩ_Ｃとしてそれぞれ示される。両者から発される蛍光は、光センサＳにより時間ｔ_１において検知される。図３のＢでは、同じ２つの血管とセンサの状態が後の時間ｔ_２において示され、ここでΔＩ_ＡとΔＩ_Ｃはそれぞれ２つの血管の明るさにおける増分的増加である。従って、時間ｔ_１においてセンサにより検知される明るさの和は、
【００３０】
【数１】
Ｓ_ｔ１＝Ｉ_Ａ ＋ Ｉ_Ｃ
であり、時間ｔ_２において、検知される明るさの和は、
【００３１】
【数２】
Ｓ_ｔ２＝Ｉ_Ａ ＋ Ｉ_Ｃ ＋ ΔＩ_Ａ ＋ ΔＩ_Ｃ
である。従って、ｔ_１とｔ_２の間に生じた検知される明るさの和の変化ΔＳは、
【００３２】
【数３】
ΔＳ＝Ｓｔ２ − Ｓｔ１ ＝ ΔＩ_Ａ ＋ ΔＩ_Ｃ
で表わされる。ただし、ΔＩ_Ａ ＜＜ ΔＩ_Ｃ、 ΔＳ ＝ ΔＩ_Ｃである。
【００３３】
換言すれば、短い時間間隔において生じる重なり合った毛細血管と大きな血管の組合わされた明るさにおける小さな変化は、実質的に全て脈絡膜毛細血管に帰することができる。この現象は、本発明の方法により、即ち、図４のＡないしＤに示される如く、高速ＩＣＧ蛍光血管造影図のシーケンスの像をその次の像からピクセルごとに差し引くことによって証明され得る。図４のＡおよびＢは、１／１５秒間隔で作られた血管造影像である。図４のＣは、これら２つの像を差し引いた結果であり、図４のＤは図４のＣの単なる拡大である。
【００３４】
結果として得た像（図４のＣまたはＤ）では、元の像（図４のＡまたはＢ）のどれからも明瞭でなかった小葉構造がわかる。また、元の像において示される色素で充填される網膜動脈の代わりに、視神経円板付近の網膜動脈が、結果として得た像に示される（図４のＤの右端の近くの反転された「Ｙ」を参照）。無論、色素塊が空間的に良好に規定されるほど、本発明の効果は劇的となる。静脈内注入された全ての色素塊が当例で達成されたほど劇的な結果を生じるわけではないが、各場合において蛍光の脈絡膜毛細血管成分の強化が生じる。本発明の減算法は、像をその次の像から減算することにより働くように意図される。
【００３５】
本発明をテストするために、２歳と３歳の間の５匹の通常のアカゲザルが使われた。猿は、各観察ごとに、ケタミン・ハイドロクロライド（１０ないし１５ｍｇ／ｋｇ）の筋肉内注射で動かないようにされ、挿管され、次いでハロセインで軽い麻酔状態に維持され、１％のトロピクミド（ｔｒｏｐｉｃｍｉｄｅ）の局所使用によって散瞳が生じた。ＩＣＧ色素（１２．５ｍｇ／ｍｌ）の小塊（約０．０５ｍｌ）が比較的大きな伏在静脈中に挿入されたカテーテルを介して注入され、その直後に２．０ｍｌの塩水フラッシュが行われた。脈絡膜脈管構造における色素の通過が改造されたツァイス眼底カメラを用いて検出され、ＰＣによるビデオ・フレーム・グラバーによりディジタル的に直接記録された。同じ眼の少なくとも３回の血管造影検査が各猿に対して違った日に行われた。
【００３６】
上記テストにおいて、図５に示されるように、キセノン閃光管光源を、出口ポートが閃光管のアークで通常は覆われる位置に配置された小型の積分球１６を介して眼底カメラの照明光学系１４に接続された８０５ｎｍ波長のレーザ・ダイオード１２で置換することによって、通常の眼底カメラ１０を改造した。眼底カメラの通常の像受取り手段、即ち写真フィルム・カメラが、赤外線感応ビジコン管（モデル４５３２ＵＲＩウルトラコン、Ｂｕｒｌｅ Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅｓ社製）１８で置換され（ビジコン管の代わりに電荷結合デバイスが使用可能である）、このビジコン管の前方に、ＩＣＧ色素蛍光を通すが励起レーザ光は排除するため、８０７ｎｍの波長の遮断フィルタ２０が設置された。脈絡膜色素の通過は、パーソナル・コンピュータ（Ｃｏｍｐａｑ社モデル３８６／２５ｅ）（図示せず）に組み込まれた２個のディジタル・フレーム・グラバー（モデル２８６１−６０，Ｄａｔａ Ｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎ社製）（図示せず）によって毎秒３０または１５フレームの速度で３２枚の連続的なビデオ血管造影像に記録された。
【００３７】
図６のＡ〜Ｄは、本発明の像減算手法を用いることにより前述のテストで得た血管造影の教示を要約している。この例の場合、１５フレーム／秒のＩＣＧ血管造影シーケンスにおける各像がその直後の像から減算された。図６における像は、減算された像の結果として得られたシーケンスから選択された。
【００３８】
色素は最初に、短い後部毛様体動脈が眼に入る点およびその上部に一時的に存在する脈絡膜毛細血管の黄斑域に進入する（図６のＡ）。小葉状パターンが血管造影図の中心に、特に中心に対してちょうど鼻状に見ることができ、ここでは未充填の小葉の束が示される（矢印）。０．１３３秒後（図６のＢ）に全中心域は完全に充填されるが、後に充填される小葉の２つのより小さな束が中心の上方に見える（矢印）。脈絡膜毛細血管の充填は、黄斑域から略々半径方向に進行する。この像を綿密に調べれば、小葉の周囲の蛍光の僅かな消失を見ることができ、これらはおそらく脈絡膜毛細血管のドレナージ・チャンネルに対応する。
【００３９】
図６のＣは、図６のＢより０．２００秒後である。同図は、脈絡膜毛細血管色素充填の半径方向を向く波動が終了したことを示し、後極域における色素の分布はやや均一に見える。この像は、図６のＡにおける（中央部の蛍光の方が周囲の領域よりも明るい）遠蛍光であった図６のＤの（中央部の蛍光が周囲の領域よりも暗い）比較的低次の蛍光域の発現によって示されるように、色素充填の最初の波動が黄斑域の中心内で完了することを示している。
【００４０】
図６のＤにおいて、０．１３３秒後には、色素充填の最初の波面は周辺域に達したように見え、この段階では、図６のＤは図６のＡの略々完全な逆コントラスト像である。
【００４１】
色素充填の波面は、約０．４６６秒で黄斑域から３０＃の視野の周辺へ半径方向に移動していた。このような全体的な充填パターンは観察された各眼球に存在し、充填パターンの細部はそれぞれの対象の眼に対して観察ごとに著しく一貫したものであった。
【００４２】
ＩＣＧ蛍光血管造影法は、脈絡膜循環の研究のため研究者と臨床医の両方により徐々に頻繁に使用されつつある。明らかに、脈絡膜の研究に対する様々な新しい方法でこのような新規な用具が用いられるに伴い、脈絡膜およびその生理学についての古い概念が問い直されることになり、変更されあるいは完全に新しい概念に道を譲るものもある。幸いにも、本文に述べた本発明の減算法のような脈絡膜血管造影図の分析に対する試みは、おそらくは健康と疾病における脈絡膜血流のよりよき理解を促して、完全な安全性をもって動物および人間の臨床的研究において適用され得る。
【００４３】
ＩＣＧ蛍光血管造影法は、ＡＲＭＤの診断と処置において用いられるが、先に述べたように、脈絡膜の血管新生（ＣＮＶ）を正確にマップ化しようとする試みにおいて問題が生起する。本発明は、色素分子から生じる蛍光が分子による光の励起と放出との間の時間中に分子内に生じる過程についての情報を含むことを認識することにある。更に、分子の蛍光は、分子が結合される物質の特性により、及び、生じた結合の特性によって影響を受け得る。
【００４４】
例えば、ＣＮＶを含む眼球の脈管構造におけるＩＣＧ色素の場合に、色素は確立された内皮より大きな親和性で新生血管の内皮に対して結合し得る。このような場合、これらの結合した色素分子から生じる蛍光は、毛状突起流体中の他の種類の蛋白に結合されるＩＣＧ色素分子と関連する蛍光、あるいは毛状突起流体中の蛋白分子の存在により単に散乱されるＩＣＧ蛍光とは実質的に異なる。いずれの場合も、ＣＮＶの視覚化を改善するためには、偏光解析法が適切なツールである。
【００４５】
従って、本発明は、図７に示されるように、励起光源２６の前方の偏光フィルタ２４と、ビデオ・カメラ３０の前方の検光偏光器２８とを有する改造された眼底カメラ２２である。ＩＣＧ色素は高度の偏光能力を生じ、検光子フィルタの回転の結果、毛状突起流体からの蛍光は下側のＣＮＶがよりよく視覚化され得る程度まで抑制される。この特定のプロセスは、個々の血管造影像の信号対雑音内容を改善する点で、処理されない生の血管造影像に影響を及ぼし、その結果、減算された生の像はより鮮明な像をもたらす結果となる。
【００４６】
ＣＮＶの如き迷入脈管構造がいったん明瞭に描写されると、この構造はレーザ光凝固療法を用いて処置することができるが、先に述べたように、レーザの狙いを適正に定めるためには、ＩＣＧ血管造影図と網膜写真または網膜フルオレセイン血管造影図とを重ね合わすことを必要とする。本発明は、フルオレセイン色素が非常に長い期間（１時間より長く）網膜脈管構造内に止まるという事実を利用して、ＩＣＧ血管造影法を実施する前にフルオレセイン血管造影法を実施するという通常の方法から生まれる。従って、ＩＣＧ血管造影図を得る過程（前後のＩＣＧ血管造影図を得る数分の一秒以内に）フルオレセイン血管造影図が得られるような方法でＩＣＧ眼底カメラを構成するならば、眼球の顕著な運動は生じ得ない。このことは、その間に介在するフルオレセイン血管造影図が解像力によりＩＣＧ血管造影図と正確に整列することを意味する。
【００４７】
図８に示されるように、本発明は、ＩＣＧ色素蛍光の励起のため光源に接続された積分球３４を持ち、像受取り手段としてゲート動作可能なビデオ・カメラ３６（望ましくは、ＣＣＤ）を用いて血管造影像を捕捉するＩＣＧ眼底カメラ３２を利用する。積分球に入力する光は、それぞれ２つの光源４２、４４の一方に接続された２本の光ファイバ・ケーブル３８、４０を介して伝えられ、一方の光源４２の出力はナトリウム・フルオレセイン色素を励起するのに必要な波長（４８０ｎｍ）であり、他の光源４４の出力はＩＣＧ色素の励起のための波長（８０５ｎｍ）である。
【００４８】
ＩＣＧ色素が脈絡膜循環により転移するにつれ、ゲートされるビデオ・カメラ３６は、８０５ｎｍのレーザ源４４をビデオ・カメラ３６と同期して発光させることによりＩＣＧ色素の像を記録する。規則的な間隔で（例えば、８番目の像ごとに）４８０ｎｍの光源４２が発光されるように、カメラと光源との適切なプログラミングが行われ、同時に、ビデオ・カメラの前方の障壁フィルタ４６の適切な変更が行われる。
【００４９】
８番目ごとのフレームの例を用いるためには、障壁フィルタ列は、８つのフィルタを含む回転ディスクをビデオ・カメラの前方に配置するだけで実現される。このフィルタ輪は、８番目ごとのフレームがカメラの前方のフルオレセイン障壁フィルタの位置に対応するように、カメラの発光と同期して回転する。このため、本発明は、レーザ光凝固ビームの狙いを正確に定めるために外科医が必要とする血管造影図を正確に重ね合わせる能力を提供する。
【００５０】
【発明の効果】
以上詳述したところから明らかなように、本発明は、ＩＣＧ血管造影像に含まれるＣＮＶの傷害部にナトリウム・フルオレセイン血管造影像を正確に重ねることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】蛍光加法性を示すようＩＣＧ染色された血液のＩＣＧ蛍光像を示す図である。
【図２】蛍光加法性を示すようＩＣＧ染色された血液のＩＣＧ蛍光像から生じるグラフを示す図である。
【図３】Ａ及びＢは、時間ｔ１およびｔ２における２つの異なる血管により放出される蛍光の明るさをそれぞれ概略的に示す図である。
【図４】ＡおよびＢは、右眼の黄班を中心とする５０＃の視野を示すＩＣＧ蛍光像であり、像は１／１５秒間隔で作られた。Ｃは、Ｂの像からＡの像を差し引いた結果であり、ＤはＣの拡大図である。
【図５】図３のＡおよびＢに示される血管造影図を呈示するように改造された眼底カメラ・システムを示す図である。
【図６】Ａ、Ｂ、ＣおよびＤは、本発明の減算法により生じる一連の像から選択された左眼の４つの像を示す図である。
【図７】不要な蛍光を抑制するように修正された眼底カメラ・システムを示す図である。
【図８】重ね合わされた血管造影図を示すように修正された眼底カメラ・システムを示す図である。
【符号の説明】
Ｓ：光センサ、 １０、２２：眼底カメラ、 １２：レーザ・ダイオード、 １４：照明光学系、 １６：積分球、 １８：像受取り手段、 ２０：遮断フィルタ、 ２４：偏向フィルタ、 ２６：励起光源、 ２８：検光偏向器、 ３０、３６：ビデオ・カメラ、 ３２：ＩＣＧ眼底カメラ、 ３８、４０：光ファイバ・ケーブル、 ４２、４４：光源、 ４６：障壁フィルタ[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to improved visualization of choroidal blood flow and stray vasculature in the eye.
[0002]
[Prior art]
There is very little information about blood flow through the capillary network that occurs on the time scale of the cardiac cycle. In the past, this is because direct visualization of such a capillary network is usually technically difficult or impossible, and most blood flow methodologies have data that contains many cardiac cycles. It is demanding to be obtained over. Furthermore, another problem arises in classifying blood flow distribution when the capillary network has a complex vascular shape and is supplied by many small arteries. An example of a capillary network is the capillary network found in the cerebral cortex. Another case of great interest to scientists studying the eye is choriocapillaris, which is one of the three vascular layers of the choroid.
[0003]
The choroidal circulation of the eye plays a major role in maintaining the sensory retina above this choroid. One prior art method allows the recurrent visualization of the entire choroidal circulation, i.e. all three vascular layers of the choroid can be visualized and superimposed on each other. The innermost layer, the choroidal capillary, constitutes all of the trophic vessels for choroidal circulation (ie, metabolic exchange with the retina occurs). The choroidal capillaries occupy the surface directly adjacent to the sensory retina.
[0004]
The choroidal angiogram shows all the blood vessels of the choroid, but especially the information about the choroidal capillaries is the most important and antagonizes about the tissue of the posterior pole choroidal capillaries, especially the blood flow in choroidal capillaries. The way to do it arises. Thus, a method for extracting information about choroidal capillaries from an indocyanine green (ICG) angiogram is important for clinicians who want to assess the metabolic capacity and stability of the choroidal circulation. .
[0005]
Many researchers have used angiograms and various histological techniques to gather current information about choroidal circulation. Although the choroid's vasculature and the overall characteristics of blood flow have been revealed in detail by investigators' efforts, there is still controversy about regional differences in morphology. Further controversy has also arisen about the details of blood flow in this very complex vascular network.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
Of particular interest is the blood flow in the choroidal capillaries, as mentioned above, since the trophic function of choroidal circulation occurs in such vascular layers. Even though larger choroidal vascular conditions should surely affect choroidal capillaries, the basis for understanding the role of choroids in the pathophysiology of retinal disease is ultimately the blood flow itself in choroidal capillaries Is an accurate understanding of
[0007]
In order to overcome the major problems encountered when attempting to visualize the fast choroidal blood flow encountered in sodium fluorescein angiography, a fast indocyanine green dye fluorescent angiography was developed. ICG angiography uses near infrared wavelengths that are relatively easily transmitted through the retinal pigment epithelium and choroidal pigment. Fluorescence from the choroidal capillary network that results from intravenously injected sodium fluorescein dye (another standard dye used in ophthalmic arteriography) is mainly spilled or attached to the vessel wall ICG fluorescence originates from dye molecules bound to blood proteins in the moving blood volume.
[0008]
Obviously, the fluorescein angiography of the scanning laser ophthalmoscope (which can also use ICG dye), the experimental technique of injecting fluorescein sealed in lipid vesicles, and ultimately the choroidal blood flow While generating additional information, for clinical choroidal angiography, ICG angiography provides the best temporal and spatial resolution, and under normal physiological conditions (ie, Allows visualization of dye passage through the choroid (without the need to artificially slow blood flow by methods such as increasing intraocular pressure).
[0009]
However, when performing intravenous dye injection, it is difficult to observe the choroidal capillary layer in individual ICG angiograms due to the much higher level of fluorescence that results from the lower diameter vessels. is there. Because of this multi-layered structure of the choroidal vasculature, the observation of choroidal capillaries by fluorescent dye angiography is best performed when a very small amount of pigment mass with a sharply defined wavefront passes. For example, after intra-carotid injection of very small ICG pigment mass, an ICG angiogram is generated that clearly shows the complete cycle of pigment passage through individual leaflets under normal physiological conditions. (A leaflet is a term used to describe a 3-6 sided vascular unit that forms a mosaic pattern across the choroidal capillaries. Each leaflet refers to the supply-side arteriole entering the back wall of the capillary. It consists of a bundle of narrow blood vessels that appear to emanate from a central focusing point.)
Clearly, the sharply defined wavefront progression is more easily tracked through the capillary network than in the case of a defined failure. Furthermore, if the volume of the mass is small enough to substantially pass through the underlying vascular layer by the time it enters the choroidal capillary, the dye-filled capillary image will have strong fluorescence from below. Contrast is higher than when it exists at the same time.
[0010]
Unfortunately, none of the above conditions can easily arise with intravenous injection, even though the passage of pigment mass through the choroid can be optimized by appropriate injection techniques. As a result, isolating choroidal capillary pigment loading in raw ICG fluorescence angiograms is very difficult even if the angiograms are recorded at high speed. Therefore, there is a need for a method that allows retrieving information about choroidal capillary filling from a venous infusion ICG dye angiogram.
[0011]
Even though it cannot provide complete information about choroidal capillaries, an ICG fluorescence angiogram of choroidal circulation can present a choroidal stray vasculature that significantly impairs viewing. Age-related macular degeneration (ARMD) is a major cause of significant visual impairment in old age. This disease is often characterized by the production of choroidal neovascularization (CNV) diaphragms that invade the subretinal space, often resulting in sensory retina displacement and subsequent closure of the visual pathway as a result of bleeding.
[0012]
ARMD treatment is mainly by laser photocoagulation of the neovascularized diaphragm. However, this procedure is successful to the extent that the diaphragm can be accurately mapped because such a diaphragm is (by definition) in the macular region and often erodes the recess. Inappropriate application of the photocoagulation method can easily result in the destruction of a high clarity field of view and / or result in accelerated growth of CNV.
[0013]
The diagnosis and treatment of ARMD is highly dependent on the interpretation of angiograms (both fluorescein and ICG). Often, the morphology of CNV disease is such that the fluorescein angiogram only shows a blurring blur, especially when the diaphragm is present below the cirrus detachment. Furthermore, today, for a type of CNV called “occult CNV”, ICG angiograms are recognized as providing necessary treatment data that is not possible with sodium fluorescein angiograms. Yes.
[0014]
Yet another major difficulty in using ICG angiograms when applying laser photocoagulation therapy is that the retinal vascular landmarks, which the surgeon must rely on when aiming the laser, are often missing from the ICG angiogram. That is. The usual attempt to solve this problem is to make a color photograph of the fundus and a sodium fluorescein angiogram of the same eye of the patient during each set period, thus choroidal ICG angiogram and retina. Attempts to overlay photographs or retinal fluorescein angiograms are necessary. This technique often fails because the eyes cannot be accurately aligned in exactly the same way between each of the two angiographic procedures. Nevertheless, a very accurate alignment (within 50 micron accuracy on the retina) allows the laser photocoagulation method to be safely applied near the recess, while at the same time being significantly permanent against the recess itself. It is extremely important to ensure that there is no damage.
[0015]
Thus, there is a need for new methods and devices to allow both good visualization and more accurate laser photocoagulation of invading vascular structures such as CNV, and to remove such structures from the eye and improve the field of view. Exists.
[0016]
[Means for Solving the Problems]
The present invention is based on the premise that the choroidal capillary dye loading is more rapid-pulsatile than the lower larger vessel dye filling, and the fluorescence from these two superimposed layers is additive. Based on. This assumption of blood velocity in the choroidal capillaries works in contrast to previous knowledge about the relationship between vascular velocity in the parent and daughter vessels in most vascular beds.
[0017]
Briefly, the present invention presents a fluorescence where pixel-by-pixel subtraction from the next image of the image in the ICG angiography sequence of the image occurs only from the structure where the fastest movement of blood occurs, ie only in the choroidal capillaries. The recognition of forming a sequence of resulting images.
[0018]
Such a subtraction enhancement technique of the present invention makes it possible to retrieve information about choroidal capillary pigment filling by taking advantage of the naturally existing difference in blood flow velocity between large blood vessels and choroidal capillaries. Instead of distinguishing the choroid layer by a temporal sequence of pigment mass appearance, it is the dye loading rate that serves to sort the choroid layer.
[0019]
Implementation of the present invention relies solely on configuring existing fundus camera systems to have sufficient temporal resolution and magnification of the fundus structure. The method described above has been applied to high-speed ICG fluorescence angiograms to enhance information about choroidal capillary hemodynamics.
[0020]
However, in order to better visualize CNV and facilitate the treatment of ARMD, the present invention provides a modified fundus having a polarizing filter in front of the excitation light source and an analyzer polarizer in front of the video camera. Consists of a camera. The ICG dye fluorescence that exits the fundus contains the active component of polarized light, and as a result of the rotation of the analyzer filter, unwanted fluorescence (ie, fluorescence that is not associated with vasculature but rather with scattered light) is It is suppressed to the extent that CNV can be visualized well. Such a specific process affects raw angiograms that are not processed in that they improve the signal-to-noise content of the individual angiograms. The subtracted raw image then gives a clearer result image.
[0021]
Once the stray vasculature is visualized and clarified by polarization and subtraction, the surgeon must be assured that the laser can be properly aimed before laser photocoagulation can begin. The present invention further arises from the normal practice of performing fluorescein angiography prior to ICG angiography and takes advantage of the fact that fluorescein dye remains within the retinal vasculature for more than an hour.
[0022]
The present invention uses an integrating sphere coupled to a light source for excitation of both ICG and sodium fluorescein dye fluorescence and uses a gated charge coupled device (CCD) video camera to An ICG fundus camera that captures contrast images is used. Light input to the integrating sphere is routed through two fiber optic cables each connected to one of the two light sources. One light source is a laser output having a wavelength (480 nm, that is, frequency doubled Nd-Yag) necessary for exciting the sodium fluorescein dye. It is recognized that an incandescent light source filtered with a shutter can be used in place of the frequency doubled laser. The other light source is a diode laser output (805 nm) for excitation of the ICG dye.
[0023]
As the ICG dye transitions through the choroidal circulation, a 805 nm laser diode emits light in synchronism with the video camera so that the gated video camera records an image of the ICG dye. Appropriate programming of the camera and light source is configured so that a 480 nm light source is emitted at regular intervals (eg, every eighth image), and at the same time appropriate changes in the barrier filter in front of the video camera Is done.
[0024]
In order to use every eighth frame case, a barrier filter array is constructed simply by placing a rotating disk containing eight filters in front of the video camera. This filter wheel rotates in synchronism with the operation of the camera so that every eighth frame corresponds to the position of the sodium fluorescein barrier filter in front of the camera. Since a series of angiograms are made at high speed (about 15-30 images / second), eye movement between successive images is not important and makes accurate alignment of the images meaningless. For this reason, the present invention is included in the sodium fluorescein angiogram in the clarified CNV lesion included in the ICG angiogram as required by the surgeon to focus the laser accurately for the procedure. Provides the ability to accurately overlay the retinal vascular landmarks.
[0025]
Embodiment
Repeated real-time observations show that during ICG dye transfer, after filling of the large choroidal artery, a faint diffuse fluorescence that rapidly pulsates is superimposed on the stable fluorescence of the large blood vessels at the posterior pole. These pulsations appear to occur at a frequency greater than the heartbeat, and these pulsations do not appear very clearly until the large choroidal vein is filled. However, when the angiogram is later analyzed frame-by-frame, a frequency greater than the heartbeat indicates that it is a permanent phenomenon that results from the pulsatile filling of individual lobes that are all close to the heartbeat.
[0026]
Unfortunately, the details of the hemodynamics of choroidal capillaries are undoubtedly explained by the fact that changes in fluorescence intensity are observed more rapidly in choroidal capillaries than in larger lower vessels. Although not fully understood, the most likely reason is that the blood flow velocity in the choroidal capillary layer is greater than the blood flow velocity in the underlying choroidal vessel. In the present invention, the fluorescence intensity of the choroidal capillary filled with ICG and the lower blood vessel is additive, and the fluorescence intensity emitted from the choroidal capillary filled with the dye and the lower choroidal blood vessel This is based on the assumption that there is a detectable difference in the rate of change.
[0027]
The average cross-sectional diameter of the choroidal capillaries is much smaller than the average cross-sectional diameter of the lower arteries and veins that supply and drain blood into the capillaries, but the fluorescence from the two vascular layers appears to be additive. The additivity of ICG fluorescence is demonstrated by producing a stepped wedge of overlapping thin layers of heparinized blood containing ICG dye (0.03 mg / ml), each step between two microscope slide-coated glasses. Formed by a thin layer of blood sandwiched between.
[0028]
FIG. 1 shows a stepped ICG fluorescence image. A horizontal white line through the center of the image shows the measured path for the brightness (gray level) of the image pixel to produce the graph in Figure 2, and the fluorescence increases step by step as the number of overlapping blood layers increases Indicates to do.
[0029]
It is schematically shown in FIGS. 3A and 3B that the rate of change in dye fluorescence intensity is greater in the choroidal capillaries than in the larger lower blood vessels. In FIG. 3A, the brightness of the large diameter blood vessel (both shown in cross section) and the upper choroidal capillary is the vector I_AAnd I_CAs shown respectively. The fluorescence emitted from both is detected by the optical sensor S at time t.₁Detected. In FIG. 3B, the state of the same two blood vessels and the sensor is later at time t.₂Where ΔI_AAnd ΔI_CAre each an incremental increase in the brightness of two vessels. Therefore, time t₁The sum of the brightness detected by the sensor in
[0030]
[Expression 1]
S_t1= I_A  + I_C
And time t₂, The sum of detected brightness is
[0031]
[Expression 2]
S_t2= I_A  + I_C  + ΔI_A  + ΔI_C
It is. Therefore, t₁And t₂The change ΔS in the sum of detected brightness that occurred during
[0032]
[Equation 3]
ΔS = St2−St1 = ΔI_A  + ΔI_C
It is represented by However, ΔI_A  << ΔI_C, ΔS = ΔI_CIt is.
[0033]
In other words, small changes in the combined brightness of overlapping capillaries and large blood vessels that occur in short time intervals can be attributed substantially to choroidal capillaries. This phenomenon can be demonstrated by the method of the present invention, i.e., by subtracting the image of the sequence of the fast ICG fluorescence angiogram pixel by pixel from the next image, as shown in FIGS. 4A and 4B are angiographic images made at 1/15 second intervals. C in FIG. 4 is the result of subtracting these two images, and D in FIG. 4 is a simple enlargement of C in FIG.
[0034]
The resulting image (C or D in FIG. 4) shows a leaflet structure that was not clear from any of the original images (A or B in FIG. 4). Also, instead of the retinal artery filled with the dye shown in the original image, the retinal artery near the optic disc is shown in the resulting image (inverted "near the right edge of D in FIG. 4" Y "). Of course, the better the spatial definition of the pigment mass, the more dramatic the effect of the present invention. Not all pigment masses injected intravenously produce the results as dramatic as achieved in this example, but in each case there is an enhancement of the fluorescent choroidal capillary component. The subtraction method of the present invention is intended to work by subtracting an image from the next image.
[0035]
To test the present invention, 5 normal rhesus monkeys between 2 and 3 years old were used. The monkeys were immobilized with an intramuscular injection of ketamine hydrochloride (10-15 mg / kg) at each observation, intubated, and then maintained in light anesthesia with halothane, 1% tropicmide Mydriasis caused by topical use. A small mass (about 0.05 ml) of ICG dye (12.5 mg / ml) was infused through a catheter inserted into a relatively large saphenous vein, followed immediately by a 2.0 ml saline flush. . Dye passage in the choroidal vasculature was detected using a modified Zeiss fundus camera and recorded directly digitally by a PC video frame grabber. At least three angiographic examinations of the same eye were performed on each monkey on different days.
[0036]
In the above test, as shown in FIG. 5, the illumination optical system 14 of the fundus camera is connected to the xenon flash tube light source via a small integrating sphere 16 in which the exit port is normally located at a position where the exit port is normally covered by the arc of the flash tube. The normal fundus camera 10 was modified by replacing it with a 805 nm wavelength laser diode 12 connected to the. The usual image receiving means of a fundus camera, ie a photographic film camera, is replaced with an infrared sensitive vidicon tube (model 4532 URI Ultracon, Burle Industries) (a charge coupled device can be used instead of a vidicon tube). A cutoff filter 20 having a wavelength of 807 nm was installed in front of the vidicon tube in order to pass the ICG dye fluorescence but exclude the excitation laser light. The passage of the choroidal dye is determined by two digital frame grabbers (model 2861-60, Data Translation) (not shown) incorporated in a personal computer (Compaq model 386 / 25e) (not shown). Were recorded on 32 consecutive video angiographic images at a rate of 30 or 15 frames per second.
[0037]
FIGS. 6A-6D summarize the angiographic teachings obtained in the foregoing test by using the image subtraction technique of the present invention. In this example, each image in the 15 frame / second ICG angiography sequence was subtracted from the immediately following image. The image in FIG. 6 was selected from the resulting sequence of subtracted images.
[0038]
The pigment first enters the macular region of the choroidal capillary where the short posterior ciliary artery enters the eye and temporarily resides above it (A in FIG. 6). The leaflet pattern can be seen in the center of the angiogram, in particular just nasal with respect to the center, where a bundle of unfilled leaflets is shown (arrows). After 0.133 seconds (FIG. 6B), the entire central zone is completely filled, but two smaller bundles of leaflets that are filled later are visible above the center (arrows). The filling of choroidal capillaries proceeds approximately in the radial direction from the macular region. If this image is examined closely, a slight loss of fluorescence around the leaflets can be seen, which probably correspond to the choriocapillary drainage channel.
[0039]
C in FIG. 6 is 0.200 seconds after B in FIG. The figure shows that the wave in the radial direction of choroidal capillary pigment filling has ended, and the pigment distribution in the posterior polar region looks somewhat uniform. This image is relatively low in FIG. 6D (the central fluorescence is darker than the surrounding region), which was the far fluorescence in FIG. 6A (the central fluorescence is brighter than the surrounding region). It shows that the first wave of dye loading is completed within the center of the macular region, as shown by the onset of the next fluorescent region.
[0040]
In FIG. 6D, after 0.133 seconds, the initial wavefront of the dye loading appears to have reached the periphery, and at this stage D in FIG. 6 is a nearly complete reverse contrast image of FIG. 6A. It is.
[0041]
The dye-filled wavefront moved radially from the macula area to the periphery of the 30 # field in about 0.466 seconds. Such an overall filling pattern was present in each observed eyeball, and the details of the filling pattern were remarkably consistent from observation to observation for each subject eye.
[0042]
ICG fluorescence angiography is gradually and frequently being used by both researchers and clinicians to study choroidal circulation. Clearly, as these new tools are used in a variety of new ways to study the choroid, the old concept of the choroid and its physiology will be re-examined, changing the way to a new or completely new concept. There are also things to yield. Fortunately, attempts to analyze choroidal angiograms, such as the subtraction method of the present invention described herein, have probably promoted a better understanding of choroidal blood flow in health and disease, with complete safety for animals and humans. It can be applied in clinical studies.
[0043]
ICG fluorescence angiography is used in the diagnosis and treatment of ARMD, but as mentioned earlier, problems arise in attempts to accurately map choroidal neovascularization (CNV). The invention resides in recognizing that the fluorescence generated from a dye molecule contains information about the processes that occur within the molecule during the time between the excitation and emission of light by the molecule. Furthermore, the fluorescence of a molecule can be affected by the properties of the substance to which the molecule is bound and by the properties of the resulting binding.
[0044]
For example, in the case of an ICG dye in the ocular vasculature containing CNV, the dye may bind to the neovascular endothelium with greater affinity than the established endothelium. In such cases, the fluorescence generated from these bound dye molecules is the fluorescence associated with ICG dye molecules bound to other types of proteins in the ciliary fluid, or the presence of protein molecules in the ciliary fluid. Is substantially different from the ICG fluorescence that is simply scattered by. In either case, ellipsometry is a suitable tool to improve CNV visualization.
[0045]
Accordingly, the present invention is a modified fundus camera 22 having a polarizing filter 24 in front of the excitation light source 26 and an analyzing polarizer 28 in front of the video camera 30, as shown in FIG. The ICG dye produces a high degree of polarization capability, and as a result of the rotation of the analyzer filter, fluorescence from the ciliary fluid is suppressed to the extent that the lower CNV can be better visualized. This particular process affects the raw angiogram that is not processed in that it improves the signal-to-noise content of the individual angiogram, so that the subtracted raw image results in a sharper image Result.
[0046]
Once a stray vasculature such as CNV is clearly delineated, this structure can be treated using laser photocoagulation, but as mentioned earlier, in order to properly aim the laser ICG angiograms and retinal photographs or retinal fluorescein angiograms need to be superimposed. The present invention takes advantage of the fact that the fluorescein dye stays in the retinal vasculature for a very long period (greater than 1 hour), and the usual practice of performing fluorescein angiography before performing ICG angiography. Born from the method. Therefore, if the ICG fundus camera is constructed in such a way that a fluorescein angiogram is obtained in the process of obtaining an ICG angiogram (within a fraction of a second to obtain the preceding and following ICG angiograms), Movement cannot occur. This means that the intervening fluorescein angiogram is accurately aligned with the ICG angiogram due to the resolution.
[0047]
As shown in FIG. 8, the present invention uses a video camera 36 (preferably a CCD) having an integrating sphere 34 connected to a light source for excitation of ICG dye fluorescence and capable of gate operation as an image receiving means. Then, an ICG fundus camera 32 that captures angiographic images is used. Light entering the integrating sphere is transmitted via two fiber optic cables 38, 40 connected to one of two light sources 42, 44, respectively, and the output of one light source 42 excites sodium fluorescein dye. The wavelength required for the light emission is 480 nm, and the output of the other light source 44 is the wavelength for excitation of the ICG dye (805 nm).
[0048]
As the ICG dye is transferred by the choroidal circulation, the gated video camera 36 records an image of the ICG dye by causing the 805 nm laser source 44 to emit in synchronization with the video camera 36. Appropriate programming of the camera and light source is performed so that the 480 nm light source 42 emits at regular intervals (eg, every eighth image), while at the same time the barrier filter 46 in front of the video camera. Appropriate changes are made.
[0049]
To use the eighth frame example, the barrier filter array is implemented simply by placing a rotating disk containing eight filters in front of the video camera. This filter wheel rotates in synchronism with the light emission of the camera so that every eighth frame corresponds to the position of the fluorescein barrier filter in front of the camera. Thus, the present invention provides the ability to accurately superimpose the angiograms needed by the surgeon to accurately aim the laser photocoagulation beam.
[0050]
【The invention's effect】
As is apparent from the above detailed description, the present invention can accurately overlay a sodium fluorescein angiographic image on the injured part of CNV included in the ICG angiographic image.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 shows an ICG fluorescence image of blood that has been ICG-stained to show fluorescence additivity.
FIG. 2 shows a graph resulting from an ICG fluorescence image of blood that has been ICG stained to exhibit fluorescence additivity.
FIGS. 3A and 3B schematically show the brightness of fluorescence emitted by two different blood vessels at times t1 and t2, respectively.
FIGS. 4A and 4B are ICG fluorescence images showing a 50 # visual field centered on the macula of the right eye, and images were made at 1/15 second intervals. C is the result of subtracting the image of A from the image of B, and D is an enlarged view of C.
FIG. 5 shows a fundus camera system modified to present the angiogram shown in FIGS. 3A and 3B.
6A, B, C and D show four images of the left eye selected from a series of images produced by the subtraction method of the present invention. FIG.
FIG. 7 illustrates a fundus camera system that has been modified to suppress unwanted fluorescence.
FIG. 8 shows a fundus camera system modified to show an angiogram superimposed.
[Explanation of symbols]
S: optical sensor 10, 22: fundus camera, 12: laser diode, 14: illumination optical system, 16: integrating sphere, 18: image receiving means, 20: blocking filter, 24: deflection filter, 26: excitation light source, 28: Analyzing deflector 30, 36: Video camera, 32: ICG fundus camera, 38, 40: Optical fiber cable, 42, 44: Light source, 46: Barrier filter

Claims (11)

眼の重ね合された血管造影図を提供する装置において、
眼の血管造影像を取る眼底カメラと、
前記眼底カメラに接続された積分球と、
各々が光ファイバ・ケーブルにより前記積分球に接続されて第１の色素と第２の色素とを励起して異なる蛍光を各々の色素から放出させるため異なる波長で動作する２つの光源と、
眼の血管造影像を前記眼底カメラから受取る受取り手段と、
前記第１の色素からの蛍光を通す第１のフィルタと前記第２の色素からの蛍光を通す第２のフィルタとの少なくとも２つのフィルタを含み、前記眼底カメラと前記受取り手段との間に設けられたフィルタ手段と、
を備え、前記光源の発光及び前記受取り手段と同期して前記第１のフィルタと前記第２のフィルタとを交互に動作させることにより、異なる血管造影図を取り、連続する画像間の目の運動を無意味にして前記血管造影図を正確に重ね合わさせる装置。In an apparatus for providing a superimposed angiogram of an eye,
A fundus camera that takes an angiographic image of the eye,
An integrating sphere connected to the fundus camera;
Two light sources operating at different wavelengths, each connected to the integrating sphere by a fiber optic cable to excite the first dye and the second dye to emit different fluorescence from each dye;
Receiving means for receiving an angiographic image of the eye from the fundus camera;
Including at least two filters, a first filter for passing fluorescence from the first dye and a second filter for passing fluorescence from the second dye, provided between the fundus camera and the receiving means Filtered means,
And taking different angiograms by alternately operating the first filter and the second filter in synchronism with the light emission and the receiving means of the light source, and moving the eye between successive images A device for accurately superimposing the angiograms without meaning. 前記光源が、第１のレーザと第２のレーザとを備える、請求項１記載の装置。The apparatus of claim 1, wherein the light source comprises a first laser and a second laser. 前記第１のレーザが８０５ｎｍの波長を持ち、前記第２のレーザが４８０ｎｍの波長を持つ、請求項１記載の装置。The apparatus of claim 1, wherein the first laser has a wavelength of 805 nm and the second laser has a wavelength of 480 nm. 前記光源が、シャッタ付きでフィルタ処理された白熱電球とレーザとを備える、請求項１記載の装置。The apparatus of claim 1, wherein the light source comprises an incandescent bulb filtered with a shutter and a laser. 前記受取り手段がゲート動作可能なビデオ・カメラを備える、請求項１記載の装置。The apparatus of claim 1 wherein said receiving means comprises a video camera capable of gating. 前記受取り手段が電荷結合デバイスを備える、請求項１記載の装置。The apparatus of claim 1, wherein the receiving means comprises a charge coupled device. 前記フィルタ手段が回転型障壁フィルタ輪を備える、請求項１記載の装置。The apparatus of claim 1 wherein the filter means comprises a rotating barrier filter wheel. 注入された２つの色素を同時に存在させることにより、重ね合された血管造影図を提供する装置において、
各々が異なる波長を持つ第１の光源と第２の光源とにより前記の２つの色素を交互に励起して、２つの異なる蛍光を交互に生成する手段と、
前記の交互に生成された蛍光を記録して、連続した画像間の眼の運動を無意味にして正確に重ね合せ可能な血管造影図を提供する手段と、
を具備する装置。In an apparatus for providing a superimposed angiogram by the presence of two injected dyes simultaneously,
Means for alternately exciting the two dyes with a first light source and a second light source, each having a different wavelength, to alternately generate two different fluorescences;
Means for recording the alternately generated fluorescence to provide an angiogram that can be accurately overlaid with meaningless eye movement between successive images;
A device comprising: 前記第１の色素がナトリウム・フルオレセインを含み、前記第２の色素がインドシアニン・グリーンを含む、請求項８記載の装置。9. The apparatus of claim 8, wherein the first dye comprises sodium fluorescein and the second dye comprises indocyanine green. 前記第１の光源が８０５ｎｍの波長を有するレーザを含み、前記第２の光源が４８０ｎｍの波長を有するレーザを含む、請求項８記載の装置。The apparatus of claim 8, wherein the first light source includes a laser having a wavelength of 805 nm and the second light source includes a laser having a wavelength of 480 nm. 前記第１の光源が８０５ｎｍの波長を有するレーザを含み、前記第２の光源が、４８０ｎｍの波長を生じるシャッター付きでフィルタ処理された白熱電球を含む、請求項８記載の装置。9. The apparatus of claim 8, wherein the first light source comprises a laser having a wavelength of 805 nm and the second light source comprises an incandescent bulb filtered with a shutter that produces a wavelength of 480 nm.

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