用于检查代谢自调节的设备和方法与流程

本发明涉及一种设备和方法，利用所述设备和方法可以通过在患者的眼睛内人为引入刺激压力sd来检查视网膜血管系统的代谢自调节。因此，该设备和方法作为功能检查适用于对视网膜供血障碍的构成原因的诊断，适用于过程变化观察和治疗效果监测，但是尤其适用于对青光眼和其他的视网膜供血障碍的预防性诊断。

背景技术：

自调节被理解为具有不同功能和动力学的不同的自调节机制。代谢自调节应被理解为，当视网膜的代谢不再足以提供氧和营养物或受到干扰时，视网膜血管对缺乏状况做出的反应。当视网膜的视网膜灌注压rpp下降时尤其是这种情况。在此情况中，自调节的任务是通过使视网膜血管扩张来补偿该压降。

不同的科学结果和技术建议都使用用于测量血液流量或血液速度或用于识别毛细管闭塞的方法(荧光血管造影、oct血管造影)。但是迄今为止已知的成像系统只能显示形态损伤，而不能显示功能障碍。因此，当前的形态成像的现有技术具有明显的缺点，并且在下面将不应被进一步考虑。

用于基于血管直径来检查功能性的自调节机制的方法在文献中已有描述。基于血管直径测量的代谢自调节检查在nagel等人的论文(nagel，e.；；vilser,w.：“autoregulativebehaviorofretinalarteriesandveinsduringchangesofperfusionpressure:aclinicalstudy(在灌注压力变化期间视网膜动和静脉的自调节行为：临床研究)”。graefe'sarchclinexpophthalmol(2004)242:第13-17页)中有所描述。该论文描述了最接近根据本发明的解决方案。经由根据ulrich的suction-cup(吸盘)法将眼内压力iop人为提高到恒定值。然后将为此所需的刺激压力sd(吸盘中的负sd值)在刺激时间段t(例如90s)内保持恒定，然后泄压到零。使用imedos公司的视网膜血管分析仪(retinalvesselanalyzer)沿着所选定的血管区段逐血管段地在三个阶段的总时间内测量所选定的大视网膜动脉的和静脉的血管直径。在第一阶段(基线阶段bp)中，不受iop或rpp变化的影响地，即在没有刺激(激励)的情况下检查大视网膜血管的直径。在第二阶段(刺激阶段sp)中，视网膜灌注压rpp下降或将眼内压力iop以预定的变化眼内压力值dlops进行快速提高，并且在刺激期间段t内保持恒定。在第三阶段(后阶段np)中，将dlops快速泄压到零。将在血管区段上经求平均得到的血管直径关于整个时间记录为血管直径信号d(t,x,y)。血管直径信号d(t,x,y)指示了在患者介质中在sp和np阶段中的明显的描述了代谢自调节的血管反应。基线阶段bp用于获知参考值，以百分比将血管反应根据该参考值进行归一化。

上述现有技术的主要缺点是不能检查毛细管的代谢血管反应。由于必须假定动脉血管的和静脉血管的以及毛细血管的血管区域具有不同的血管反应并且大部分物质交换发生在毛细血管中，因此对于毛细管代谢自调节的认知特别重要，至少对于整个代谢自调节的总体理解和临床分类是必不可少的。

在前述现有技术中描述的检查的其他缺点在于选择根据ulrich的吸盘法。在将吸盘安置到眼睛上时，此方法已经以不受控制的方式升高了iop，由于抽吸压力而在患者的眼睛上造成瘀伤，虽然患者可以忍受，但是不舒服。抽吸作用此外还使得眼球变形，并过早地已经导致象散现象，这在测量血管反应时会导致测量误差。此外，血管反应分散非常强烈。主要原因是眼压描记效应以及所使用的在抽吸压力与眼内压力diop的变化之间的不确定关系，该不确定的关系是从许多不同的眼睛作为平均的关联获知并且在吸盘法中用于计算iop值以用于检查。附加的眼压计测量表明，与根据ulrich的装置oodg在diop和抽吸压力之间的校准关系存在大的不确定性相比，使得眼压描记效应可忽略不计。

技术实现要素：

本发明的任务是找到一种方法，利用该方法在检查大血管的血管反应的同时可以检查毛细管代谢的血管反应。此外，应有利地明显改进检查结果的可重复性和单独的结论值。有利地，应使检查对于患者更加舒适。

本发明的任务还在于，提供一种适合于执行该方法的设备。

本发明的实质在于，在对大的视网膜血管的血管直径进行测量的同时通过光谱归一化的商信号或其他描述毛细管的局部信号(诸如运动中的血细胞密度(也被称为毛细管密度)、毛细管流量或毛细现象的速度或其血浆或血细胞运动)来检测毛细血管，并且因此记录毛细血管的血管反应。

作为用于检查自调节的临床结论的如通过上述方法所涉及的主要不确定性和误差来源，已认识到，针对由检查而引起的灌注压rpp降低，忽视眼球外的视网膜静脉压rvp地仅考虑静息眼内压力iop0作为初始值。

对于本发明关键的是，必须排除眼球外的提高的视网膜静脉压rvp对血管反应和自调节的检查的影响，或者说相对于当前的单独的视网膜灌注压rpp对检查进行标准化。

有利地，通过直接测量iop或针对所涉及的眼睛单独地获知iop与sd之间的关联使得iop与刺激压力sd之间的关联的强烈的分散性受到明显的限制。因此，用精确地单独获知的关系代替了在上述现有技术中使用的经由许多眼睛所确定的iop和sd之间的平均的且强烈分散的关联。

视网膜灌注压rpp从视网膜动脉压rpa与眼球内存在的视网膜静脉压rpv的差计算出。眼球内存在的视网膜静脉压rpv在健康的眼睛中通常相应于正常的眼内压力iop(等于静息眼内压力iop0)。于是，iop0大于眼外的视网膜静脉压rvp。在此情况中，可以在乳突(视神经头)上看到所谓的自发性静脉塌陷。如下地计算视网膜灌注压rpp：

rpp＝rpa-rpv，当iop0>rvp，则rpv＝iop并且rpp＝rpa–iop

如果不存在静脉塌陷，则表明rvp大于iop0，并且rvp根据以下公式确定视网膜灌注压rpp：

rpp＝rpa-rpv，当rvp>iop0，则rpv＝rvp并且rpp＝rpa-rvp

因此，只有当iop0大于眼外的视网膜静脉压力rvp时，视网膜灌注压rpp才由眼睛的iop0确定。但是，在由疾病引起的情况中，尤其是在青光眼情况中，rvp通常高于iop0，并且因此rvp确定了视网膜灌注压rpp，如从给出的公式可见。

基于这些认识，在视网膜灌注压rpp经标准化降低期间检查代谢自调节，该代谢自调节与实际的rpp有关并且出发点在于使自发性静脉塌陷得到确认的iop值。

如果在iop没有提高的情况下已确认出自发性静脉塌陷，则将初始iop值(其在压力施予器不对眼睛施予压力时是静息眼内压力值iop0)以预定的变化眼内压力值diops进行升高直至刺激眼内压力值iops。于是，视网膜刺激灌注压rpps在刺激阶段sp期间为：

(在iop0>rvp时)

rpps＝rpp-dlops＝rpa-iop0-dlops(公式1)

在这些条件下也执行现有技术的检查。

根据本发明，在考虑到眼球外的视网膜静脉压提高超过iop0即rvp>iop0的情况下，针对rpps得出以下计算公式：

对于(iop0<rvp)

rpps＝rpp-diops＝rpa–rvp-diops

＝rpa-iop0-dioprvp-diops(公式2)

其中，值dioprvp是iop0所必须提高的值，以便触发自发性静脉塌陷并且测量rvp。

在公式2中可见，当rvp大于静息眼内压力iop0时，忽略掉rvp的影响。为了保持视网膜灌注压rpp以预定的diops相同地降低，在rvp提高时(rvp>iop0)，iop不必相对于iop0以diops进行提高，而是相对于diops+dioprvp进行提高。值dioprvp恰好是rvp比iop0多出来的那个值。

临床上，这意味着在现有技术的情况下，根据公式1将iop以diops来提高对于iop0>rvp是正确的，在其他情况下则是错误的，这是因为在极端情况下视网膜灌注压rpp根本没有下降，因此在此情况中也不预期有血管反应。因此，对于现有技术来说，可以假设在研究时不将rpp标准化，而是非常不同地降低甚至部分地根本不降低。这导致视患者组的组成及其rvp值或iop值而定地使血管反应分散很大。

根据本发明，在计算属于iops的刺激压力值sds时考虑到rvp，并因此排除了恰好在由疾病引起的情况中的明显的误差影响。

本发明的任务针对的是用于检查患者眼睛的视网膜血管的代谢自调节的设备，该设备包含：作用到眼睛上的用于产生和施予刺激压力的单元以及成像单元，该任务通过如下方式来解决，即，成像单元是具有数字图像传感器的经修改的视网膜相机，该视网膜相机从视网膜生成出图像的视频序列，这些图像分别配属有两个颜色通道相，并且存在用于形成光谱归一化的商信号的单元，商信号由颜色通道的强度信号推导出，从商信号可以推断出血管反应进而推断出视网膜血管的毛细管的代谢自调节。替选地，该任务针对设备通过如下方式解决，即，成像单元基于激光扫描技术或光学相干断层摄影，该成像单元从视网膜生成出图像的视频序列，从这些图像能推导出信号，以用于描述毛细管的和/或大血管的局部血管直径、局部血液速度、局部血液流量或局部毛细管密度。此外，该任务针对设备通过如下方式解决，即，存在眼压计，以便测量眼睛内的眼内压力iop，眼内压力iop依赖于由用于产生和施予刺激压力的单元所施予的刺激压力地变化，并且用于产生和施予刺激压力的单元包含用于测量刺激压力的传感器，以便能够将刺激压力值分别配属于测得的眼内压力值iop和视频序列的每个图像。

本发明的任务可以基于不同的成像单元来解决，其中，分别形成大血管的和毛细管的信号，这些信号描述了局部血管直径或毛细管密度、血细胞或血浆速度或血液流量或其他血管灌注情况。

有利地，用于产生和施予刺激压力的单元包括压力施予器，该压力施予器能在患者头部上相对于眼睛位置固定地在角膜外并且在成像单元的光路外无压力地面式地贴靠到眼睛上。

此外有利的是，成像单元是光谱修改的视网膜相机，该视网膜相机在其照明光束路径中具有双波段带通滤波器，其具有红光中的光谱范围和绿光中的光谱范围。

本发明的任务此外针对的是用于检查患者眼睛的视网膜血管的代谢自调节的方法，其中，在不影响眼睛的基线阶段期间、刺激阶段期间和不影响眼睛的后阶段期间记录图像的视频序列，其中，在刺激阶段中通过施加作用到眼睛上的刺激压力sd并将其提高了预定的变化眼内压力值diops来提高眼内压力iop并且在刺激时间段内将眼内压力iop保持在刺激眼内压力值iops上，并且其中，从视频序列的图像推导出描述血管的局部灌注(血管灌注)的信号，该任务通过如下方式解决，即，当在基线阶段期间确认出针对视网膜上的视神经头处的自发性静脉塌陷的测量标准时，则从所测得的静息眼内压力值iop0出发以预定的变化眼内压力值diops进行提高，当在眼内压力iop在达到提高的眼内压力值ioprvp的情况下进行提高期间确认出针对视网膜上的视神经头处的自发性静脉塌陷的测量标准时，则从提高的眼内压力值ioprvp出发进行提高，而当在提高眼内压力iop期间也未确认出视网膜上的视神经头处的自发性静脉塌陷时，则从测得的静息眼内压力值iop0出发进行提高。

优选地，针对动脉血管和静脉血管的视网膜血管的血管反应进行描述的信号是血管直径信号，而针对毛细管进行描述的信号是光谱归一化的商信号，它们被同时检测和记录。

优选地，在测量静息眼内压力值iop0之后在刺激压力sd的作用下测量至少一个第二眼内压力值iop，并且在这些眼内压力值iop与各自所属的刺激压力值sd之间获知针对所涉及的眼睛的单独的关联，以便调整出关于单独所属的刺激压力值sds的刺激眼内压力值iops。

此外有利的是，在刺激阶段开始时以至少1mmhg每秒来提高刺激压力sd，以便将静息眼内压力值iop0以预定的变化眼内压力值diops进行快速提高直至刺激眼内压力值iops。

优选地，在经过刺激时间段之后，刺激阶段结束，并且将刺激压力sd突然降回到零。

附图说明

下文中通过使用经修改的常规的视网膜相机结合附图详细阐述针对设备和方法的实施例的本发明。其中：

图1：示出针对根据本发明的设备的方框图；

图2：示出用于产生和施予刺激压力的单元的实施方案；

图3a：示出当视网膜灌注压rpp从静息眼内压力值iop0得出时，针对检查的随时间变化的过程；

图3b：示出当视网膜灌注压rpp从提高的眼内压力值ioprvp得出时，针对检查的随时间变化的过程，提高的眼内压力值ioprvp相当于大于静息眼内压力值iop0的rvp；

图4a：示出在三个检查阶段期间针对动脉和静脉的血管直径信号的随时间变化的走向；和

图4b：示出在三个检查阶段期间的商信号的随时间变化的走向。

具体实施方式

如在图1中在方框图中所示，根据本发明的设备包含：至少一个用于产生和施予刺激压力的单元1、具有数字图像传感器的成像单元2、眼压计3、计算和控制单元4、输入和输出单元5、结果图像存储单元7、数据和图像评估单元8、信号分析单元9、用于形成光谱归一化的商信号的单元10、用于形成血管直径信号的单元11。

如在图2中示意性地示出，用于产生和施予刺激压力的单元1具有：压力产生单元1.2、保持部1.3和压力施予器1.1，压力施予器经由优选类似眼镜的保持部1.3分别固定在患者的右和左眼睛a侧面(在太阳穴处)。压力施予器1.1可以无压力地面式贴靠到患者的待检查的眼睛a上。

压力施予器1.1用于向患者的待检查的眼睛a引入刺激压力sd，并且优选地，压力施予器1.1是小的气动球囊，但是也可以例如是压头、吸盘或液压系统。

与如从现有技术的设备或方法中已知的压力施予器不同，将压力施予器1.1构造为小的气动球囊带来一系列优点。因此，例如使得由于位于由金属、塑料、陶瓷或其他固体材料制造的压力施予器1.1的边沿上的锋利的棱边导致的伤害风险明显更低。另外，在检查期间，球囊的柔软表面明显使患者更加舒适。附加地，由于球囊沿所有方向均匀地进行的扩展而避免了横向力，该横向力可能导致测量结果的错误。

压力产生单元1.2与压力施予器1.1连接，利用压力产生单元可以产生、提高、降低刺激压力sd和将其保持恒定。

为了受控地产生刺激压力sd，用于产生和施予刺激压力的单元1与计算和控制单元4连接。根据所选择的压力施予器1.1而定地，使得用于产生和施予刺激压力的单元1可以作为压力产生单元1.2，例如包含泵、由气动缸和活塞构成的系统或/和用于线性驱动器的控制电子器件。有利地，压力产生单元1.2是由气动缸和活塞构成的气动系统，活塞可以借助线性驱动器在气动缸内移动。通过活塞的移动，使得气动系统内所包含的空气被压缩或膨胀，由此导致压力施予器1.1内的压力升高或压力降低。压力产生单元1.2可以有利地包含用于对刺激压力sd的升高或降低进行限定调整的部件。为此，可能的实施方案例如是由不同的节流阀和电磁阀或合适的控制电子器件构成的系统，控制电子器件在调节线性驱动器方面能够实现不同的速度。

压力产生单元1.2具有用于测量刺激压力sd的传感器。为此，根据实施方案而定地，可以使用例如压力传感器、力传感器或距离传感器。

压力产生单元1.2有利地也具有能够实现刺激压力sd的突然下降的部件。为此，例如可以使用一个或多个电磁阀，利用这些电磁阀在紧急情况中使系统突然排气。

保持部1.3用于将压力施予器1.1直接与患者的头部联接并且可以例如是戴在患者头部上方的眼镜、头带或弓架。保持部1.3优选地以眼镜的形式实现。为了改进压力施予器1.1与患者头部的联接，在保持部1.3上有利地设有另外的部件，例如眼镜带、橡皮筋或机械可调的固定可行方案。

为了实现压力施予器1.1的能单独调整的定位，尤其是压力施予器1.1被放到患者的眼a上时的方向的可调节性，压力施予器1.1优选地经由高度调节、间距调节和角度调节在保持器1.3上能单独调节地安置在患者的眼a上。

针对成像单元2的通向视网膜的光学路径(光路)不应受到包含在用于产生和施予刺激压力的单元1内的部件的不利影响和/或阻挡。

眼压计3在此有利地是经修改的回弹式眼压计。它经由信号路径与计算和控制单元4以及数据和图像评估单元8连接。该眼压计被集成到设备内，并全自动地被该设备控制。当达到事先限定的测量标准时，经由通向计算和控制单元4的连接部来触发自动执行对眼内压力iop的测量。将所获知的眼内压力值iop转发给计算和控制单元4，并且在那里为了进一步处理而同步成时间信号。同步成时间信号的眼内压力值iop被发送给数据和图像评估单元8以进行存储和进一步处理。

计算和控制单元4与用于产生和施予刺激压力的单元1、成像单元2、眼压计3以及输入和输出单元5、数据和图像评估单元8、信号分析单元9、用于形成光谱归一化的商信号的单元10和用于形成血管直径信号的单元11在信号技术上连接。根据对方法的描述来阐述数据和图像评估单元8的功能，该数据和图像评估单元经由信号线路与计算和控制单元4、结果图像存储单元7、输入和输出单元5、成像单元2、用于产生和施予刺激压力的单元1、信号分析单元9、用于形成光谱归一化的商信号的单元10和用于形成血管直径信号的单元11连接。

与成像单元2、输入和输出单元5以及数据和图像评估单元8在信号技术上连接的结果图像存储单元7被用于存储或中间存储在诸如映射图像的结果图像中反映出血管反应的测量值或信号。

被传输给信号分析单元9用于分析的信号例如是血管直径信号d(t,x,y)。这些血管直径信号在用于形成血管直径信号的单元11内形成为各个血管段的与时间和位置相关的血管直径变化或形成针对由多个血管段所形成的血管区段被求平均值的平均的血管直径。在像素或像素组的限定的面(测量位置)上的其他此类信号可以例如是经求平均值的未归一化的亮度信号，和/或经求平均值的光谱归一化的商信号q(t,x,y)。

输入和输出单元5用于由检查者u输入数据和控制命令，以及用于显示和输出各自的检查结果。在检查期间，刺激压力值sd和视频序列可以在监视器上在线显示。检查者u可以经由属于输入和输出单元5的监视器观察视频序列并且以呈现的方式得到完成的检查结果。视频序列优选与测量结果一起呈现给检查者u，以用于在检查过程期间跟踪和管控成像单元2的设定。

成像单元2例如是光谱修改的视网膜相机，利用该视网膜相机从视网膜生成出具有两个颜色通道的图像的视频序列。

有利地，成像单元2在其照明光束路径中具有双带带通滤波器，其例如具有红光中的光谱范围和绿光中的光谱范围，并且在光谱上的份额被引导到数字图像传感器的分开的区域或不同的芯片上，从而出现红色和绿色图像，这些图像分别被理解为图像的两个颜色通道之一。

替选地，成像单元2可以具有数字图像传感器，其中，每个像素由至少两个具有不同光谱敏感性的子像素形成，例如红和绿。分别经由数字图像传感器的像素的其中一个子像素产生了视频序列的图像的两个颜色通道中的一个。用于形成光谱归一化的商信号的单元10由图像的、或者说共同形成了像素的子像素的颜色通道的红色和绿色的颜色强度信号以逐像素的方式形成商，其中，在相继的图像内的像素必须相应于相同的测量位置。因此出现光谱归一化的商图像，其中，通过光谱归一化消除了照明侧的差异。基本上透射过血液的红色反向散射的光在此用作参考波长，其中，绿光被血液强烈吸收并且反映了视网膜区域内的血体积量。光谱归一化的商信号q(t,x,y)因此描述了毛细管区域内的与照明无关的血液体积量。由此形成的视网膜的商图像序列存储在用于形成光谱归一化的商信号的单元10内，并且然后根据方法步骤作为光谱归一化商信号q(t,x,y)传递给信号分析单元9。也可以使用任意其他的能够产生具有多个颜色通道的图像的成像设备作为成像单元2。

对于本发明，光谱归一化如何进行以及在哪个波长上进行是无关紧要的，只要形成描述了组织体积内的血体积量的与照明无关的信号即可。

信号分析单元9与输入和输出单元5、数据和图像评估单元8、计算和控制单元4以及成像单元2连接。后文中将基于对根据本发明的方法的实施例的描述来阐述其工作方式。

用于形成光谱归一化的商信号的单元10与输入和输出单元5、数据和图像评估单元8以及成像单元2连接。如已述，用于形成光谱归一化的商信号的单元10用于消除为检查所形成的信号对照明强度的依赖性。

用于形成血管直径信号的单元11与输入和输出单元5、数据和图像评估单元8以及成像单元2连接。用于形成血管直径信号的单元11沿血管区段逐段地或逐图像地在视频序列的优选为绿色的颜色通道内或选择性地在商图像内确定至少一个筛选出的血管内的血管直径。然后从各个血管段的血管直径的关于时间的顺序形成血管直径信号d(t,x,y)，将这些信号发送给信号分析单元9。

设备不必强制性地具有用于形成光谱归一化的商信号的单元10和用于形成血管直径信号的单元11，并且也不强制性地形成光谱归一化的商图像和由这些商图像推导出的光谱归一化的商信号q(t,x,y)。此实施例的提出的建议是有利的实施方案。

为执行根据本发明的方法，已在本发明的本质描述中以及在设备的工作方式的描述中做出了陈述，所述陈述与下文归入方法流程的描述，即使在每种情况下都未对其进行明确的引用也如此。

为了准备检查，检查者u将压力施予器1.1安置到患者头部上，使得压力施予器1.1在不施予压力的情况下在太阳穴处的眼角轻轻碰触到患者的眼睛a。

然后，检查者u将眼压计3调整到眼睛a上，使得眼压计的自动眼压测量能与通过经修改的视网膜相机的成像同时进行，并且可以在输入和输出单元5的监视器上提供具有视神经头(眼底)的视网膜的可评估的图像。

对由成像单元2提供的图像的视频序列的图像质量是否充分进行自动检验。如果图像质量不足，则经由输入和输出单元5要求检查者u通过调整形成成像单元2的经修改的视网膜相机来修正图像质量。

然后，检查者u利用第一阶段，即所谓的基线阶段bp开始检查过程。

对眼内压力iop进行自动测量，并且将测得的眼内压力iop(等于静息眼内压力iop0)作为初始值存储。

随后或在此期间，在检查的三个阶段的持续时间内，使用经修改的视网膜相机产生与两个颜色通道相配属的图像的视频序列，从这些图像除血管直径信号d(t,x,y)之外还尤其形成用于评估毛细管的代谢自调节的光谱归一化的商信号q(t,x,y)。

在基线阶段bp中，在不提高刺激压力sd的情况下仍形成所有信号。这些信号在随后的在刺激阶段sp和后阶段np上进行后续信号评估时用作参考值。

事先经由数据和图像评估单元8将由成像单元2产生的视网膜图像的视频序列于在时间上相继的图像之间出现的图像移动或旋转方面进行分析和修正，使得产生经运动修正的视频序列，在其中，在图像中相同的视网膜点重叠。所有信号的形成都根据该经运动修正的视频序列进行。

为了检查动脉血管和静脉血管，从经运动修正后的视频序列形成血管直径信号d(t,x,y)。为此，在乳突(视神经头)的区域内筛选出动脉血管和静脉血管并且存储其测量位置。然后，让用于形成血管直径信号的单元11访问所存储的动脉血管和静脉血管，并且沿血管逐血管段地以及逐图像地确定血管直径，将血管直径的值分别与视网膜上的测量位置和时间或各自的图像相配属并且存储，并且形成与时间和位置相关的血管直径信号d(t,x,y)。测量位置可以与各个像素或像素组相配属。

数据和图像评估单元8从视频序列的图像的颜色通道或所配属的像素或子像素的强度值形成绿色的颜色强度信号和红色的颜色强度信号，并且形成光谱归一化的商信号q(t,x,y)，这些光谱归一化的商信号的随时间变化的走向与视网膜上的测量位置上的像素、时间信号(也将所有测量结果以测量值或信号的形式与该时间信号同步)或图像相配属。

所形成的所有信号被发送给信号分析单元9，并且同时作为时间变化曲线进行记录(存储)。

计算和控制单元4将所有当前sd值与时间信号相配属，时间信号将针对检查的第一个start信号设置为零，并且从此时间点开始也将所有原始的和推导出的视频序列、图像、商图像和信号同步或随时间进行配属。

在基线阶段bp期间以及随后的在刺激阶段sp开始时将眼内压力iop提高期间，信号分析单元9监测与以下限定的客观测量标准有关的所有信号：

就自发性静脉塌陷方面监测所筛选出的视神经头上的信号。作为客观测量标准采用的是：

a)视神经头上的各个静脉血管段的直径开始比过去或比视神经头上的大多数静脉血管段更明显地搏动。针对搏动幅值的增加的阈值因数被确认为3，搏动幅值的增加对于何时出现测量标准是决定性的，但是也可以根据通过实验进行的检查另外地调整阈值因数。

b)来自视神经头部区域的信号、商信号q(t,x,y)和/或红色的颜色强度信号和/或绿色的颜色强度信号与过去或与相邻像素的信号相比，其脉冲幅值明显升高。针对搏动幅值的增加的阈值因数被确认为3，搏动幅值的增加对于何时出现测量标准是决定性的，但是也可以根据通过实验进行的检查另外地调节阈值因数，或在不同的信号之间也不同地调整阈值因数。

如果信号分析单元9在基线阶段bp期间已经识别出满足了针对静脉塌陷的其中至少一个测量标准，参见图3a，则将静息眼内压力值iop0设定成等于眼球内的视网膜静脉血压rpv。在此情况中，静息眼内压力值iop0确定了视网膜灌注压rpp，并且如也在现有技术中的情况那样地，使用前述公式1。所期望的刺激眼内压力值iops由将静息眼内压力值iop0与用于刺激眼睛a的预定的变化眼内压力值diops相加得出。

iops＝iop0+diops

在此情况中，即使没有识别到自发性静脉塌陷，仍经由计算和控制单元4开始刺激阶段sp。将start信号提供给用于产生和施予刺激压力的单元1，并且触发压力施予器1.1内的刺激压力sd的升高。压力施予器1.1内的刺激压力sd应以至少1mmhg每秒的速度升高，以便将静息眼内压力值iop0以预定的变化眼内压力值diops快速升高直至刺激眼内压力值iops。

在刺激压力值sd上升期间，执行至少一次另外的眼内压力测量，如在图3a中作为iop1指明，以便计算所引起的刺激压力sd依赖于所达到的眼内压力iop或其变化sd＝f(iop)的对于眼睛a是单独的依赖性，并且经此计算出属于刺激眼内压力值iops的刺激压力值sds，该刺激压力值最终通过用于产生和施予刺激压力的单元1来接近，并且在刺激时间段t内必须保持恒定。为了提高精度，在sd升高期间也可以确定另外的iop值，这些iop值被考虑用于对单独的关联sd＝f(iop)的计算。

如果在基线阶段bp期间不存在自发性静脉塌陷，则在sd提高期间继续通过信号分析单元9监测自发性静脉塌陷的出现，对此参见图3b。

一旦在sd提高期间信号分析单元9识别到视神经头上的自发性静脉塌陷，则经由计算和控制单元4测量属于眼球外的视网膜静脉压rvp的提高的眼内压力值ioprvp，并且从与静息眼内压力iop0的差确定所进行的特定的眼内压力的变化dioprvp，dioprvp＝ioprvp-iop0或iop0+dioprvp＝rvp。然后根据所描述的公式2和单独的依赖性sd＝f(iop)计算出重新调整的刺激压力值sds新＝f(dioprvp)，以便通过改变量为预定的变化眼内压力值diops将眼内压力iop(等于rvp)提高到新计算出的刺激眼内压力值iops。

如果直至达到预定的刺激眼内压力值iops或直至达到所属的刺激压力值sds也不出现静脉塌陷并且因此无法针对rvp确定眼内压力值ioprvp，则刺激眼内压力值iops针对iop>rvp的情况(公式1)进行调整，并且不计算并且不通过调整新的所属的刺激压力值sds产生新的刺激眼内压力值iops。

在经过刺激时间t之后，刺激阶段sp结束并且让刺激压力sd突然降回到零。

在后阶段np的一段时间内继续记录信号，然后结束。

所记录的信号用作针对代谢自调节的描述，如例如在图4a中通过d(t,x,y)示出或在图4b中通过q(t,x,y)示出，将其打印，或将它们与具有表征性的测量值，诸如在刺激阶段sp中并且来自后阶段np的信号的最小量和最大量，以假色编码方式相配属，并且作为映射图像与视网膜(眼底)的视频图像重叠地输出。

如在上述实施例中的情况，不必强制地将大血管(动脉、静脉)的反应与毛细管的反应一起检查。针对特定的医学问题，也仅检查其中一个诸如动脉、毛细管或静脉的血管类型就足够了。

此外，该方法也可以半定量地通过如下方式执行，即，检查者u手动确定iop值，其中，必须在sd提高时执行相应的更长的暂停。

在本发明的另外的实施例中，可以分开地确定刺激的单独的依赖性sd＝f(iop)，以便避免可能的眼压描记效应和对血管反应的影响。

附图标号列表

1用于产生和施予刺激压力的单元

1.1压力施予器

1.2压力产生单元

1.3保持部

2成像单元

3眼压计

4计算和控制单元

5输入和输出单元

7结果图像存储单元

8数据和图像评估单元

9信号分析单元

10用于形成光谱归一化的商信号的单元

11用于形成血管直径信号的单元

a眼睛

u检查者

rpp视网膜灌注压(值)

rpps刺激灌注压

rpa视网膜动脉压

rpv(眼球内的)视网膜静脉压

rvp眼球外的视网膜静脉压(值)

sd刺激压力(值)

iop眼内压力(值)

iop0静息眼内压力(值)

diops预定的变化眼内压力(值)

iops刺激眼内压力值

sds属于刺激眼内压力值iops的刺激压力值

bp基线阶段

sp刺激阶段

np后阶段

t刺激持续时间

q(t,x,y)(经光谱的)商信号

d(t,x,y)血管直径信号