消除眼壓測量中的誤差的方法

專利名稱：消除眼壓測量中的誤差的方法
技術領域：
本發明主要涉及眼科儀器領域，尤其涉及接觸式和非接觸式眼壓計適用的一種新穎的眼壓測量方法。
背景技術：
測量IOP(眼內壓)的眼壓計最初是作為“接觸式”儀器研制的，就是說在測量過程中儀器的一部分與角膜接觸。這種類型中的著名儀器是在二十世紀五十年代研制的Goldmann壓平眼壓計。GAT(Goldmann壓平眼壓計)測量壓平(“扁平”)角膜的一個已知區域所需要的力，并且，目前仍然被用作其他類型的眼壓計校準和比較的標準，用于評估測量精確度。
與使用諸如GAT的接觸式眼壓計有關的患者的不適感以及對使用麻醉的需要，導致了通過直接將氣體脈沖作用于角膜產生壓平工作的“非接觸式”眼壓計(NCT)的發展。典型地，氣體脈沖通過螺線管驅動的泵機構產生，并且通過窄的流體排出管噴射在角膜上。當角膜由于流體脈沖產生變形時，光電系統通過檢測從入射到角膜上的束角膜反射光來監測角膜，并且當角膜的反射表面變平時，在壓平出現的一刻出現峰值檢測信號。
NCT技術的狀況是，當脈沖產生時，壓力傳感器檢測泵機構內的增壓壓力，并且提供與增壓壓力成比例的增壓壓力信號。處理該增壓壓力信號和壓平信號，以確定在壓平時刻的增壓壓力。在以GAT作為參考的臨床校準過程中，利用開發并且儲存在儀器存儲器中的回歸方程式，將壓平時刻的增壓壓力轉換成以mmHg(毫米汞柱)為單位的IOP值。NCT可靠性的主要指標是匹配的NCT和GAT臨床讀數對的差值Sd的標準偏差。
雖然NCT提供合理可靠的IOP測量，但是由于一些氣體脈沖能量被消耗在使角膜組織自身“彎曲”上，與移動壓縮角膜的眼內流體相比，IOP讀數有時候會錯誤地升高。直觀地，由于壓平需要更多的氣體脈沖能量，非常剛性的角膜更容易導致錯誤升高的壓力讀數。事實上，近來的幾種研究表明，角膜的物理特性可能對NCT讀數有重要影響。見，例如，Copt R-P，Tomas R，MermoudA，Corneal Thickness in Ocular Hypertension，Primary Open-Angle Glaucoma，andNormal Tension Glaucoma(眼壓過高時角膜的厚度，原發性開角型青光眼，和正常壓力青光眼)，Arch Ophthalmol.Vol.11714-16(1999)；Emara B，Probst LE，Tingey DP，Kennedy DW，等，Correlation of Intraocular Pressure and Central CornealThickness in Normal Myopic Eyes After Laser in situ Keratomileusis(在激光原位角膜磨削術后正常近視眼的眼內壓和中間角膜厚度的相關性)；J Cataract RefractSurg，Vol.241320-25(1998)；Stodtmeister R，Applanation Tonometry and CorrectionAccording to Comeal Thickness(壓平眼壓測量法和根據角膜厚度的修正)，ActaOphthalmol Scand，Vol.76319-24(1998)；和Argus WA，Ocular Hypertension andCentral Comeal Thickness(眼壓過高和中心角膜厚度)，Ophthalmol，Vol.1021810-12(1995)。對于具有相對厚的角膜的人來說，依據在先技術方法測得的IOP值可能與“真實的”IOP值有很大的不同。在此以前，校正測得的由于角膜厚度影響的IOP值的嘗試典型地包括利用附加的儀器裝置測量角膜厚度并且通過基于測得的角膜厚度的量來校正測得的IOP值。1995年12月12日授權給Grolman的專利號為US5,474,066的美國專利屬于這種方法。
關于基于角膜厚度的校正的缺點是角膜的厚度是一個靜態參數，其可能是或者不是一個在通過氣體脈沖或其他方法施加力產生壓平時角膜剛性對動態載荷的可靠指標。換句話說，由于角膜組織自身的不同，在靜態或動態載荷下，具有相同厚度的角膜可能表現出不同的剛性響應。本發明的發明者，在他的美國專利申請系列號No.09/553,111，現美國專利號US6,419,631中描述了一種非接觸式眼壓測量方法，其中考慮到相關IOP的兩個增壓壓力，第一個相應于在由于氣體脈沖產生向內變形時角膜的壓平狀態和第二個相應于當角膜從一個短暫的凹陷狀態返回到其正常的凸面狀態時角膜的壓平狀態。根據所描述的方法，假設與向內和向外變形相關的角膜剛性力分量基本上彼此抵消，并且IOP測量值通過基于兩個獨立的回歸方程將向內和向外的增壓壓力與IOP值相關和平均得到的IOP值對來進行，或通過平均向內和向外增壓壓力和使用單一回歸方程將平均壓力與IOP值相關來進行。雖然該方法是對在先技術的改進，但是它是基于對第二次壓平現象的觀察，第二次壓平現象是傳遞到眼睛上的超過取得第一次壓平現象所需的域值水平的額外脈沖能量的隨機副產物。由于在測試過程中引起患者的不適感，所以本領域的技術人員基本上認為該額外能量是不理想的。因此，非接觸式眼壓計的開發者已經在尋找將額外脈沖能量最小化，例如在第一次壓平時或第一次壓平之前通過切斷或反向泵驅動器，在泵系統內安裝壓力釋放閥或類似裝置，和改變壓力斜線自身的形狀。關于這方面，請參見專利號為US5,779,633；US5,165,408；和US6,159,148的美國專利。
所以，上面描述的內/外眼壓測量方法在某些方面存在問題。該方法本身依賴于在一種不可控制的方式下的流體脈沖的消耗，這樣作為時間的函數的增壓壓力在與泵壓縮沖程聯系的峰值壓力周圍形成了不對稱的曲線。這種情況在一定程度上破壞了動態系統中力抵消的基本假設。同樣，需要將額外的脈沖能量傳遞到眼睛上的非接觸式眼壓測量方法的使用基本上是與設計用來減少患者感覺到的氣體噴射的不適感的非接觸式眼壓計不相容的，并且在患者的IOP值完全在標準范圍內的情況下可能是不必要的。另外，上面描述的內/外眼壓測量方法是專門用于非接觸式眼壓計的，并且當它們涉及眼壓測量的接觸式方法時，并不解決角膜剛性影響的問題。

發明內容
因此，本發明的一個目的是提供一種基本消除與角膜剛性相關的測量誤差的眼壓測量方法，以提供能給眼科醫師提供與患者真實的IOP值是否異常高或低相關的改進信息的測量。
本發明的另一個目的是提供一種根據上面所述的目的的接觸式和非接觸式眼壓計都可以使用的眼壓測量方法。
最能體現本發明的普通型非接觸式眼壓計包括流體泵系統，將流體脈沖噴射在患者眼睛上以產生角膜壓平的與流體泵系統連通的流體發射管，用于監測角膜以檢測流體脈沖產生的壓平的壓平檢測裝置，當角膜達到壓平的瞬間在流體泵系統增壓腔內確定流體壓力的裝置，和將增壓壓力與患者眼睛的眼內壓相關的處理裝置。非接觸式眼壓計設置有兩種測量模式，其特征在于，對于供給流體泵系統的成比例螺線管的驅動電流提供不同的電流對時間特性，導致在兩種模式下不同的增壓壓力對時間特性和流體脈沖的不同行為。
在標準測量模式下，螺線管驅動電流隨時間線性增加直到檢測到角膜壓平，在此時刻驅動電流被切斷。這提供了非線性壓力勻變直到壓平，以使患者感到舒適。壓平時的增壓壓力以一種熟知的方式與IOP相關。
在新穎的交替測量模式中，螺線管驅動電流隨時間線性增加直到角膜已經產生經由第一次壓平狀態到凹陷狀態的變形，然后驅動電流以與增加時相同的速率隨時間線性減少。雖然對于病人來說，交替測量模式比標準測量模式更不舒適，但是當角膜從凹陷狀態朝正常凸面狀態返回時，它允許在第一次或向內壓平(如標準模式)和在第二次或向外壓平發生時觀測增壓壓力。根據本發明的眼壓測量方法，測量數據點包括基于向內壓平增壓壓力的IOP值和作為基于向內向外壓平各自增壓壓力的IOP差值計算的滯后值。交替測量模式提供了兩維的眼壓測量，其中第一維依賴于壓平角膜所需要的力并且第二維依賴于角膜的物理特性。為了評價的目的，該兩維測量數據點與測得的IOP值和滯后量之間的常態函數關系進行對比，以確定測得的IOP值偏離常態的差度。例如，可以得知“過量的眼壓”(EOP)。該常態函數關系在儀器校準的過程中通過擬合關于眼睛的統計學大群體進行的臨床試驗數據預先決定，并且被存儲在儀器的存儲器內。
在交替測量模式中使用的眼壓測量的普通兩維方法在非接觸式和接觸式眼壓計中都可以使用。體現本發明的接觸式眼壓計包括由線性成比例螺線管以恒速在角膜上向內驅動通過預定位移到最大位移并且然后以相同大小的恒速向外反向的接觸頭。在向內運動過程中與預定的位移位置相關的力(與螺線管驅動電流成比例)和向外運動過程中與預定位移位置相關的力是不同的，它們的差值代表角膜滯后的程度。
另一個眼壓測量方法實施例包括使用具有快壓力勻變模式和慢壓力勻變模式的非接觸式眼壓計對眼睛進行一對測量，以檢測依賴于速度的滯后。由于心動周期會引起測得的IOP值的波動，所以該測量最好相對于患者的心動周期同步。


本發明的特點和操作模式將在下面結合附圖的本發明的描述中被更加全面地描述，其中圖1為體現本發明的一種非接觸式眼壓計的透視圖；圖2為圖1中所示的非接觸式眼壓計的示意性框圖；圖3為非接觸式眼壓計在標準操作模式下螺線管激勵電流對時間的關系圖；圖4為在第一操作模式下典型測量沖程的增壓壓力信號對時間以及壓平檢測信號對時間的關系圖；圖5為非接觸式眼壓計在交替操作模式下螺線管激勵電流對時間的關系圖；圖6為在第二操作模式下典型測量沖程的增壓壓力信號對時間以及壓平檢測信號對時間的關系圖；圖7為示出了眼睛統計學群體的角膜滯后作用對所測眼內壓的曲線，擬合到人口數據點的常態直線，和關于患者正常右眼的測量數據點，以說明所測數據點與常態直線的對比；圖8為與圖7相似的曲線，然而示出了關于患者左眼的測量數據點，其中左眼具有人工升高的IOP，以說明相對常態直線的高度差別；圖9為采用本發明的方法以避免與角膜剛性有關的測量誤差的接觸式眼壓計的示意圖；圖10為使用圖9所示的接觸式眼壓計的測量沖程的接觸頭速度對時間的曲線圖；圖11為圖10中測量沖程中眼睛上的接觸頭位移對時間的曲線圖；和圖12為圖10中測量沖程中接觸頭上的驅動力對時間的曲線圖。
具體實施例方式
附圖中的圖1示出了體現本發明的一種手提式非接觸式眼壓計10(NCT)。雖然本發明的方法是結合手提式非接觸式眼壓計進行說明的，但是它也可以在臺式非接觸式眼壓計中得到體現。另外，本發明的方法既適用于非接觸式眼壓計也適用于接觸式眼壓計。非接觸式眼壓計(NCT)10包括把手部分12和在把手部分頂端的頭部部分14。把手部分12包藏為由頭部部分14攜帶的對準和眼壓測量系統供電的可充電電源。圖1中還可以看到，位于頭部部分14一端的操作者目鏡16，面向患者的位于頭部部分14相對一端的前窗18，和朝向靠近操作者目鏡16的操作者傾斜的具有按鈕控制表層22的液晶顯示器20。
圖2示意性的顯示了被頭部部分14包藏的對準和眼壓測量系統。為了測量眼內壓，非接觸式眼壓計10可操作為通過沿著測試軸線TA對準的流體發射管24發射流體脈沖，以使患者角膜C產生可觀察到的變形。通過與流體發射管24連通的流體泵系統26產生流體脈沖，其延伸通過物鏡旋座28。流體泵系統26最好包括相對于氣缸32沿著沖程軸線SA可軸向移動以壓縮由它限定的內部壓縮室34內的流體的活塞30，限定了內部增壓室38的外殼36，和提供從壓縮室34到增壓室38的流體通道的流管40。為了引導來自增壓室38的加壓流體沿著測試軸線TA噴射在患者的角膜C上，流體發射管24通過外殼36的壁安裝。
為了產生活塞30相對于氣缸32的軸向定向運動，線性成比例螺線管42可操作地與活塞30連接。最好使用線性成比例螺線管，因為它是一種特殊類型的線性馬達，其中，輸出的驅動力與激勵電流成比例，并且通常與控制閥結合使用。然而，流體泵系統26使用的驅動裝置并不企圖限制于該種特殊的驅動裝置，其他類型的驅動裝置，如旋轉螺線管，也可能被采用。成比例螺線管42與電源44連接，該電源在微處理器46的控制下為成比例螺線管提供激勵電流。適合的線性成比例螺線管為LEDEXLinear Shift Solenoid Part No.197887-001。如圖2中所示，當通過螺紋接附或通過具有或不具有機械固定器或膠粘劑的配合接附時，活塞30固定為與成比例螺線管42的柱塞48一起移動。
線性成比例螺線管42保持去激勵并且活塞30保持靜止，直到當與微處理器46連接的對準檢測系統50確定時，獲得了發射管24相對于角膜C的正確定位。對準檢測系統50可以是任何適合的系統，例如，如共同擁有的美國專利號為US4,881,807和US6,361,495的專利所教示的對準系統。一旦對準完成，微處理器46提供電源44使用的信號，以根據多個預編程序勻變形式之一提供驅動電流，這些將在下面得到描述。
測量模式控制功能是操作者利用液晶顯示器20和按鈕控制表層22可利用功能的預編程菜單的一部分，并且在圖2中通過模式選擇塊52得到示意性地描述。測量模式控制功能允許操作者在多個不同的測量模式之間選擇，每一個測量模式特征在于作為時間函數的激勵電流的不同性能。尤其是，存儲在與微處理器46聯系的可編程存儲器54中的查找表格包含描述對于每一個相應測量模式的預定的獨特電流對時間關系的數字信息，該信息用來產生與選擇的測量模式對應的實際激勵電流。作為示例，圖3描述了與“標準”測量模式對應的電流勻變，而圖5則描述了與“交替”測量模式對應的電流勻變。
用于驅動成比例螺線管42的電流勻變的形態直接影響增壓室38內的壓力如何作為時間的函數變化。壓力傳感器56，例如壓力換能器或相似裝置，被設置在增壓室38內，以產生指示增壓室內流體壓力的壓力信號。圖4包括對應于圖3中所示的標準模式電流勻變的壓力信號曲線圖。在標準測量模式下，測得的IOP是基于當角膜被流體脈沖從它正常的凸起狀態向內壓入時，角膜的預定區域被壓平的時刻增壓室38內壓力的相關性。為了提供壓平出現的指示信號，光敏檢測器58對稱傾斜排列地設置在測試軸線TA周圍，以接收來自發射器60的角膜反射光，從而，當角膜表面對于相干反射基本是平面時，通過檢測器58產生峰值信號。因此，圖4中表示的壓平信號的峰代表壓平。圖3中表示的標準測量模式電流勻變作為時間的函數線性增加，直到壓平被測得，在此時驅動電流突然切斷，以使使患者感不適的對于眼睛的不必要的額外脈沖能量的輸出最小。由于其簡單，以及由于它產生了如圖4中所示的非線性的壓力—時間曲線，因此，圖3中表示的勻變形式是優選的。如共同擁有的專利號為US6,159,148，題目為“具有非線性壓力斜坡的非接觸式眼壓計”的美國專利所說明的，與恒激勵電流相比，線性增加驅動電流產生減少傳遞到眼睛上的總脈沖能量的非線性壓力勻變，因此有助于患者舒適感。所以，在標準測量模式下，相應電流勻變形式的目的是取得壓平，同時使患者感到的額外噴氣最小化。盡管對于本發明的標準模式來說線性增加驅動電流是優選的，但是包含恒電流的其他形式也可以被使用。根據已知的過程確定標準模式下的IOP。尤其是，來自壓力傳感器56和壓平檢測器58的模擬信號信息被過濾并且被轉換成可被微處理器46處理的數字形式。在相對于作為對照的GAT臨床校準的過程中，壓平時的增壓壓力P1通過微處理器46利用開發的且在儀器存儲器54內存儲的回歸方程與以mmHg(毫米汞柱)為單位的IOP值相關。IOP測量數據通過液晶顯示器20告知操作者，并且可以被傳輸，最好通過無線傳輸至打印裝置或/和遠程計算機。
根據本發明，NCT10可進一步提供交替測量模式，其主要用于這樣的情況，即，標準測量模式下的測量值和/或其他一些可觀察到的因素，指示異常高或低的IOP的可能性，并且操作者希望確認通過標準測量模式獲得的讀數是否指示真實的IOP或包含由于角膜剛性效果引起的重大誤差。圖5表示根據優選實施例的交替測量模式的作為時間函數的驅動電流。如圖中所示，螺線管驅動電流在其反坡并且以相同的速率減少之前，線性增加的時間段比由壓平信號第一個峰(左邊的)代表的取得“向內”壓平所需要的時間長。圖6表示得出的壓力—時間曲線，其關于電流反坡的瞬間對稱。結果，角膜超出初始的壓平狀態變形至凹陷狀態，然后當增壓壓力減少至零時，通過第二個“向外”的壓平狀態返回其凸面的初始狀態。由圖6中表示的壓平信號的第二個峰(右邊的)代表向外壓平。
從圖6中會觀察到，當壓力信號到達最大值時，向內壓平的時間T1和向外壓平時間T2與時間TM是不等距的，與向外壓平情況聯系的壓力P2小于與第一次壓平情況聯系的壓力P1。申請人已經試驗證實，該所觀察到的滯后壓力差是與流體脈沖速度有關的依賴速率的結果，并且不依賴于IOP。尤其是，申請人已經證明，當壓力勻變緩慢下降時，該滯后以一種相應的方式降低。因此，該滯后可以被看作是動力學系統中的粘彈性損失的體現，其當壓力勻變的速率足夠快并且與IOP相對，依賴于角膜的物理特性時出現。
在這里描述的優選實施例中，該滯后以在標準測量模式下已知且遵循的方式通過將第一增壓壓力P1與用毫米汞柱表示的IOP(IOP1)相關，同樣將第二增壓壓力P2與以毫米汞柱表示的IOP(IOP2)相關，并且通過找到該差值計算出滯后H來定量H＝IOP1+IOP2在交替測量模式下進行的每一次眼壓測量是兩維的測量，其中第一維簡單地就是基于與向內壓平相聯系的壓力P1的IOP值(下面用IOPM表示)，第二維是滯后H。所以，每一個交替模式測量是包含依賴于壓平角膜所需要的力的第一維數據和依賴于角膜自身物理特性的第二維數據的數據點。
如上面所提到的，交替測量模式與說明角膜剛性的影響有關，以提供一種給眼科醫師提供涉及患者的真實IOP是否異常高或低的改進的信息的測量。患者的測得的IOP可以如下表示IOPM＝IOPC-IOPI其中IOPM是測得的IOP值，IOPC是由角膜作用引起的等效IOP偏移，IOPI是具有診斷價值的真實的內部眼壓。跟隨上面所提到的涉及滯后H的觀察，假設IOPC是滯后H的某個函數。因此，IOPC＝f1(H)通過定義，IOPI＝IOPN+EOP其中IOPN為正常(平均值)內部壓力，它是大約等于14.7mmHg的常數。EOP是“超過的”(相對于IOPN)眼壓。設定IOPN等于常數K1并且代入IOPM＝f1(H)+K1+EOP通過臨床測量N個受試者的統計學的大群體，其中EOP大約為零，可以寫成下面的關系式IOPMi＝f1(Hi)+K1；i＝1，NIOPMi的值可以被擬合為r次多項式，例如IOPMi≈Σj=0,rajHij]]>其中a0＝k1并且“a”值可以通過使最小平方差最小來確定-即對Hi值曲線擬合IOPMi。通過計算IOPMi和 之間的常規的相關系數可以評價數據很好地與r次多項式擬合的假設的質量。當前的數據產生了大約0.9的相關。
曲線擬合不限于多項式，也可以使用其他函數。甚至表列的平滑數據集也可以使用，但是基礎物理學表明了第二維數據H和第一維數據IOPM之間的簡單關系。
圖7為由同一臺儀器測定的146只眼睛的統計學群體的滯后H對IOPM的曲線。該曲線表示擬合到人口數據點的常態線，其中該線的斜率為0.51，y軸截距為-1.67。該函數關系作為儀器校準的一部分存儲在存儲器60中。該曲線同樣表示關于患者右眼的兩維測量數據點，其中，IOPM＝18.04mmHg，H≈8.5mmHg，EOP＝-1.75mmHg。該群體數據分布表示1.6mmHg的EOP標準偏差。圖8為對于相同患者左眼的與圖7相似的曲線，然而IOP已經通過局部給予的強的松龍被人為地升高了。在圖8中，IOPM＝34.12mmHg，H≈6.8mmHg，EOP＝17.61mmHg。如從先前的描述中可以理解，交替測量模式使患者的測得的IOP能夠相對于由存儲器內儲存的預定函數關系所限定的常態進行比較。該函數關系可以是直線，二次函數，或其他擬合到人口數據集的函數。通過使用滯后作為第二個測量維數，由于角膜影響而產生的誤差被避免了。依據在前技術的方法，患者的測得的IOP值將會與群體平均測得的IOP值進行簡單地比較，沒有辦法確認是否或多大程度上高的讀數是由于角膜的影響而不是實際升高的IOP。
雖然上面描述的實施例采用一套從臨床校準試驗得到的常態函數，但是在儀器壽命上的每一次測量或若干次的測量后，還可能重新計算該常態函數，從而該常態函數被更新并且當進行更多測量時被統計地改進。
人們將會認識到非接觸式眼壓計10在交替測量模式下使用的方法也可以被接觸式眼壓計使用。例如，上面描述的在非接觸式實施例中用來量化滯后的壓差類似于與接觸式眼壓計接觸頭聯系的驅動力差。圖9以圖示的方式說明接觸式眼壓計70，其具有電子控制單元72，具有與控制單元72連接的線圈76和可移動的柱塞78的線性馬達74，固定于柱塞78遠端的倒圓的接觸頭80，和安排來感測柱塞78和接觸頭80的速度并且向控制單元72提供相應輸出信號的速度檢測器82。線性馬達74是一種恒力(與位置相對)線性成比例螺線管，它的力對于供應的驅動電流是線性成比例的，例如Ledex Part No.197124-012。
當開始測量的信號開始發出時，例如通過人工觸發器(未示出)，控制單元72就“猛烈地”驅動螺線管74，直到其達到預定的速度(PV)。在接觸頭80接觸眼睛前，這種現象在過程開始時造成了電流尖峰。當達到預定的速度PV的時候，螺線管電流下降至零(沒有力，恒速度)。在接觸頭80接觸眼睛的瞬間，控制單元72增加驅動電流，從而增加接觸頭80上的力，以保持預定的速度PV。接觸頭80的倒圓形狀由于漸增的面積而導致產生眼睛阻力增加(作為眼睛陷入的函數)。由于角膜剛性的粘彈性阻力加到由于IOP的阻力中。控制單元檢測上升螺線管電流的起點并且持續恒速一段預定的時間(PT)。因此，接觸頭下壓角膜固定的距離(預定的時間PT乘以恒速)。
在預定時間PT末，控制單元設置了預定速度-PV等于負的第一預定速度PV。線性馬達74反向并且接觸頭80離開眼睛。在這種情況下，粘彈力減去IOP力。此刻線性馬達74平衡自眼睛減少的力并且因此具有較低的電流。圖10-12分別示出了速度，位移和螺線管力的曲線。在眼睛上產生預定位移(PD)時力的大小(對于線性馬達的電流)由向內和向外的沖程決定。在圖12中這些力用F1和F2標記。這兩個力之間的差值作為角膜滯后的測量，并且所測得的IOP與這兩個力的平均值成比例。因此，根據本發明，接觸式眼壓計70提供兩維的測量。整個測量在大約10毫秒內發生，快得足以產生相當大的粘彈阻力。
本發明借助于被觀察到的依賴于速率的滯后影響來提供與角膜影響相關的第二維測量數據的方法在此前已經在單獨眼壓測量沖程的范圍中得到描述。然而，在寬泛的意義上，本發明的方法可以應用在一對以不同的速率運行的不同的測量沖程的場合，以便能夠觀察依賴速率的滯后作用。例如，在圖1和圖2中顯示的非接觸式眼壓計10中，具有陡壓力勻變的快速測量模式和具有更加漸進的電流勻變的慢測量模式可以用來連續測量同一只眼睛，以提供兩維數據點。這種方法可如下面所提出的數學地表示，其中下面的變量限定為I1＝向內壓平的壓力(mmHg)I2＝向外壓平的壓力(mmHg)H＝角膜滯后(mmHg)R＝均變率(μsec/mmHg)I0＝真實的眼內壓(mmHg)通過定義H＝I1-I2(1)H＝αR(2)其中α是常數，假設I1＝I0+H/2I2＝I0-H/2(3)對I1進行兩次測量，用I10和I11標明，分別使用兩個不同的勻變率，R0和R1。兩次測量的兩個角膜滯后值分別用H0和H1標明，并且R1＝βR0 (4)其中β為定比例常數。從等式(2)通過定義H0＝αR0 (5)H1＝αR1 (6)并且從等式(3)和(4)I10＝I0+H0/2＝I0+αR0/2＝I0+αR0/2(7)I11＝I0+H1/2＝I0+αR1/2＝I0+αβR0/2 (8)等式(5)減去等式(6)，求解滯后H(＝αR0)給出H0＝αR0＝2*(I10-I11)/(1-β) (9)將(6)和(5)相加得到I0I0＝I10-[(I10-I11)/(1-β)](10)所以，使用不同壓力均變率的“雙發”測量方法產生了兩維數據I1和H，如先前從單次向內—向外測量得到的。
這種方法更耗費時間并且具有比單次測量方法差的分辨率，但是在概念上可靠。一個對測量準確性有負面影響的因素是，眼內壓有些依賴于測量時心動周期點。一種典型的非接觸式眼壓計在大約4到5毫秒量級的時間范圍內進行測量，然而人的心脈的正常周期大約為1000毫秒的量級。因此，這里先前描述的單發向內一向外測量中，由于向內和向外壓平期間眼內的血液流動情況，IOP值存在很少的變化。然而，在雙發測量模式時，該兩次測量在沿著心動周期的隨機點出現而不是基本在同一點出現。所以，根據本發明的雙發測量方法最好包括相位同步步驟，從而該兩次測量基本在心動周期的同一點作出。例如，眼壓計10可以裝備如美國專利US3,572,100教示的同步器，在這里通過參考結合其公開的內容。
權利要求
1.一種眼壓測量方法，其包含以下步驟在兩維眼壓測量的第一維和第二維之間提供預定常態函數關系，所述第一維取決于壓平角膜所需要的力，而所述第二維取決于所述角膜的物理特性；相對于受試眼睛采取所述的兩維測量，以獲得第一維數據和第二維數據；將所述受試眼睛的所述兩維測量與所述預定常態函數關系進行比較，以確定所述測得的第一維數據偏離常態的差度；和報告所述差度。
2.如權利要求1所述的方法，其特征在于，所述預定常態函數關系是基于一套通過對眼睛統計學群體進行所述兩維測量得到的測量數據。
3.如權利要求2所述的方法，其特征在于，隨著時間的過去，將新的測量數據增加到所述一套測量數據中，并且所述常態函數關系被重新計算，以反映加入的新的測量數據。
4.如權利要求2所述的方法，其特征在于，所述常態函數關系是擬合所述一套測量數據的線性關系。
5.如權利要求1所述的方法，其特征在于，所述兩維眼壓測量是使用非接觸式眼壓計將流體脈沖噴射在所述角膜上進行的。
6.如權利要求1所述的方法，其特征在于，所述兩維眼壓測量是使用接觸式眼壓計進行的。
7.如權利要求5所述的方法，其特征在于，所述第一維數據包括與所述角膜向內壓平相應的壓力測量數據。
8.如權利要求5所述的方法，其特征在于，所述第二維測量數據包括與所述角膜向內壓平和所述角膜隨后向外壓平相關的滯后相應的測量數據。
9.如權利要求8所述的方法，其特征在于，所述滯后測量數據包括分別與所述角膜向內壓平和所述角膜向外壓平相應的壓力測量數據差值。
10.一種用于測量眼睛的眼內壓的眼壓計，所述眼壓計包括對所述眼睛的角膜施加力以使所述角膜變形的裝置；用于檢測包含至少部分取決于產生所述變形所需要的力的第一維數據和取決于所述角膜的物理特性的第二維數據的兩維數據點的裝置；和用于評價所述數據點以確定所述測得的第一維數據偏離常態的差度的處理裝置。
11.如權利要求10所述的眼壓計，其特征在于，所述處理裝置包括用于存儲眼睛的統計學群體的所述第一維數據和所述第二維數據之間的預定常態函數關系的存儲器裝置，其中所述處理裝置相對于所述預定常態函數關系評價所述數據點。
12.如權利要求10所述的眼壓計，其特征在于，所述第二維測量數據與當所述角膜被從其原來的凸面形狀向內推動時所述角膜出現第一次變形狀態和當所述角膜返回到其原來的凸面狀態時所述角膜隨后的第二次變形狀態之間的滯后相關。
13.如權利要求12所述的眼壓計，其特征在于，所述眼壓計是非接觸式眼壓計，并且所述第一和第二次變形狀態是指角膜壓平狀態。
14.如權利要求12所述的眼壓計，其特征在于，所述眼壓計是接觸式眼壓計，所述第一和第二次變形狀態由所述接觸式眼壓計接觸頭各自的預定位移限定。
15.一種眼壓測量方法，其包括以下步驟(A)通過對所述角膜施加力使患者受試眼的角膜變形，所述施加的力作為時間的第一函數增加，并且檢測與角膜變形預定狀態出現的第一個力相應的第一個值；(B)通過對所述角膜施加力使所述角膜變形，所施加的力作為不同于所述時間的第一函數的時間的第二函數改變，并且檢測與所述角膜變形預定狀態出現的第二個力相應的第二個值；(C)根據所述第一個值和所述第二個值導出兩維測量數據點，所述兩維測量數據點包括取決于取得所述角膜變形預定狀態所需要的力的第一維數據和取決于所述角膜物理特性的第二維數據；(D)在所述第一維數據和所述第二維數據之間提供預定的常態函數關系；(E)將所述受試眼睛的所述兩維測量數據點與所述預定的常態函數關系進行比較，以確定所述第一維數據偏離常態的差度；和(F)報告所述差度。
16.如權利要求15所述的方法，其特征在于，使用非接觸式眼壓計將氣體脈沖噴射在所述角膜上來執行所述步驟(A)，使用所述非接觸式眼壓計將另一氣體脈沖噴射在所述角膜上來執行所述步驟(B)。
17.如權利要求16所述的方法，其特征在于，所述氣體脈沖和所述另一氣體脈沖相對于所述患者的心動周期同步。
18.一種檢測角膜滯后的方法，其包括以下步驟(A)對角膜施加壓力，使所述角膜從凸面的自然狀態經歷壓平的第一個狀態到凹陷狀態變形；(B)減少所述施加的壓力，以允許所述角膜從所述凹陷狀態經歷壓平的第二個狀態恢復到所述凸面的自然狀態；(C)觀測與所述壓平的第一個狀態相關的第一壓力和與所述壓平的第二個狀態相關的第二壓力；以及(D)計算所述第一和第二壓力之間的壓差，所述壓差表示所述角膜滯后。
全文摘要
一種新穎的眼壓測量方法，其中，測得的與角膜向內壓平相應的眼內壓和根據在相同的測量脈沖下與向內和向外壓平相關的壓差得到的角膜滯后可以跟一個預定群體的常態函數進行比較，以避免角膜的影響，這樣就可以確定眼內壓的真實情況。雙模式非接觸式眼壓計允許在能使患者舒適的標準測量模式和交替測量模式之間進行選擇，在交替測量模式中流體脈沖的壓力—時間特性是不同的，以允許對與執行該新穎眼壓測量方法的動態測量過程相關的角膜滯后附加觀測。相應的眼壓測量方法實施例包括適于接觸式眼壓計的方法和基于使用不同氣體脈沖壓力勻變率的一對非接觸式眼壓計測量的方法。
文檔編號A61B3/16GK1665441SQ03815604
公開日2005年9月7日 申請日期2003年6月26日 優先權日2002年7月1日
發明者D·A·魯塞 申請人:李克特有限公司