专利名称：消除眼压测量中的误差的方法
技术领域：
本发明主要涉及眼科仪器领域，尤其涉及接触式和非接触式眼压计适用的一种新颖的眼压测量方法。
背景技术：
测量IOP(眼内压)的眼压计最初是作为“接触式”仪器研制的，就是说在测量过程中仪器的一部分与角膜接触。这种类型中的著名仪器是在二十世纪五十年代研制的Goldmann压平眼压计。GAT(Goldmann压平眼压计)测量压平(“扁平”)角膜的一个已知区域所需要的力，并且，目前仍然被用作其他类型的眼压计校准和比较的标准，用于评估测量精确度。
与使用诸如GAT的接触式眼压计有关的患者的不适感以及对使用麻醉的需要，导致了通过直接将气体脉冲作用于角膜产生压平工作的“非接触式”眼压计(NCT)的发展。典型地，气体脉冲通过螺线管驱动的泵机构产生，并且通过窄的流体排出管喷射在角膜上。当角膜由于流体脉冲产生变形时，光电系统通过检测从入射到角膜上的束角膜反射光来监测角膜，并且当角膜的反射表面变平时，在压平出现的一刻出现峰值检测信号。
NCT技术的状况是，当脉冲产生时，压力传感器检测泵机构内的增压压力，并且提供与增压压力成比例的增压压力信号。处理该增压压力信号和压平信号，以确定在压平时刻的增压压力。在以GAT作为参考的临床校准过程中，利用开发并且储存在仪器存储器中的回归方程式，将压平时刻的增压压力转换成以mmHg(毫米汞柱)为单位的IOP值。NCT可靠性的主要指标是匹配的NCT和GAT临床读数对的差值Sd的标准偏差。
虽然NCT提供合理可靠的IOP测量，但是由于一些气体脉冲能量被消耗在使角膜组织自身“弯曲”上，与移动压缩角膜的眼内流体相比，IOP读数有时候会错误地升高。直观地，由于压平需要更多的气体脉冲能量，非常刚性的角膜更容易导致错误升高的压力读数。事实上，近来的几种研究表明，角膜的物理特性可能对NCT读数有重要影响。见，例如，Copt R-P，Tomas R，Mermoud A，Corneal Thickness in Ocular Hypertension，Primary Open-Angle Glaucoma，andNormal Tension Glaucoma(眼压过高时角膜的厚度，原发性开角型青光眼，和正常压力青光眼)，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术后正常近视眼的眼内压和中间角膜厚度的相关性)；J Cataract RefractSurg，Vol.241320-25(1998)；Stodtmeister R，Applanation Tonometry and CorrectionAccording to Corneal Thickness(压平眼压测量法和根据角膜厚度的修正)，ActaOphthalmol Scand，Vol.76319-24(1998)；和Argus WA，Ocular Hypertension andCentral Corneal Thickness(眼压过高和中心角膜厚度)，Ophthalmol，Vol.1021810-12(1995)。对于具有相对厚的角膜的人来说，依据在先技术方法测得的IOP值可能与“真实的”IOP值有很大的不同。在此以前，校正测得的由于角膜厚度影响的IOP值的尝试典型地包括利用附加的仪器装置测量角膜厚度并且通过基于测得的角膜厚度的量来校正测得的IOP值。1995年12月12日授权给Grolman的专利号为US5,474,066的美国专利属于这种方法。
关于基于角膜厚度的校正的缺点是角膜的厚度是一个静态参数，其可能是或者不是一个在通过气体脉冲或其他方法施加力产生压平时角膜刚性对动态载荷的可靠指标。换句话说，由于角膜组织自身的不同，在静态或动态载荷下，具有相同厚度的角膜可能表现出不同的刚性响应。本发明的发明者，在他的美国专利申请系列号No.09/553,111，现美国专利号US6,419,631中描述了一种非接触式眼压测量方法，其中考虑到相关IOP的两个增压压力，第一个相应于在由于气体脉冲产生向内变形时角膜的压平状态和第二个相应于当角膜从一个短暂的凹陷状态返回到其正常的凸面状态时角膜的压平状态。根据所描述的方法，假设与向内和向外变形相关的角膜刚性力分量基本上彼此抵消，并且IOP测量值通过基于两个独立的回归方程将向内和向外的增压压力与IOP值相关和平均得到的IOP值对来进行，或通过平均向内和向外增压压力和使用单一回归方程将平均压力与IOP值相关来进行。虽然该方法是对在先技术的改进，但是它是基于对第二次压平现象的观察，第二次压平现象是传递到眼睛上的超过取得第一次压平现象所需的域值水平的额外脉冲能量的随机副产物。由于在测试过程中引起患者的不适感，所以本领域的技术人员基本上认为该额外能量是不理想的。因此，非接触式眼压计的开发者已经在寻找将额外脉冲能量最小化，例如在第一次压平时或第一次压平之前通过切断或反向泵驱动器，在泵系统内安装压力释放阀或类似装置，和改变压力斜线自身的形状。关于这方面，请参见专利号为US5,779,633；US5,165,408；和US6,159,148的美国专利。
所以，上面描述的内/外眼压测量方法在某些方面存在问题。该方法本身依赖于在一种不可控制的方式下的流体脉冲的消耗，这样作为时间的函数的增压压力在与泵压缩冲程联系的峰值压力周围形成了不对称的曲线。这种情况在一定程度上破坏了动态系统中力抵消的基本假设。同样，需要将额外的脉冲能量传递到眼睛上的非接触式眼压测量方法的使用基本上是与设计用来减少患者感觉到的气体喷射的不适感的非接触式眼压计不相容的，并且在患者的IOP值完全在标准范围内的情况下可能是不必要的。另外，上面描述的内/外眼压测量方法是专门用于非接触式眼压计的，并且当它们涉及眼压测量的接触式方法时，并不解决角膜刚性影响的问题。
发明内容
因此，本发明的一个目的是提供一种基本消除与角膜刚性相关的测量误差的眼压测量方法，以提供能给眼科医师提供与患者真实的IOP值是否异常高或低相关的改进信息的测量。
本发明的另一个目的是提供一种根据上面所述的目的的接触式和非接触式眼压计都可以使用的眼压测量方法。
最能体现本发明的普通型非接触式眼压计包括流体泵系统，将流体脉冲喷射在患者眼睛上以产生角膜压平的与流体泵系统连通的流体发射管，用于监测角膜以检测流体脉冲产生的压平的压平检测装置，当角膜达到压平的瞬间在流体泵系统增压腔内确定流体压力的装置，和将增压压力与患者眼睛的眼内压相关的处理装置。非接触式眼压计设置有两种测量模式，其特征在于，对于供给流体泵系统的成比例螺线管的驱动电流提供不同的电流对时间特性，导致在两种模式下不同的增压压力对时间特性和流体脉冲的不同行为。
在标准测量模式下，螺线管驱动电流随时间线性增加直到检测到角膜压平，在此时刻驱动电流被切断。这提供了非线性压力匀变直到压平，以使患者感到舒适。压平时的增压压力以一种熟知的方式与IOP相关。
在新颖的交替测量模式中，螺线管驱动电流随时间线性增加直到角膜已经产生经由第一次压平状态到凹陷状态的变形，然后驱动电流以与增加时相同的速率随时间线性减少。虽然对于病人来说，交替测量模式比标准测量模式更不舒适，但是当角膜从凹陷状态朝正常凸面状态返回时，它允许在第一次或向内压平(如标准模式)和在第二次或向外压平发生时观测增压压力。根据本发明的眼压测量方法，测量数据点包括基于向内压平增压压力的IOP值和作为基于向内向外压平各自增压压力的IOP差值计算的滞后值。交替测量模式提供了两维的眼压测量，其中第一维依赖于压平角膜所需要的力并且第二维依赖于角膜的物理特性。为了评价的目的，该两维测量数据点与测得的IOP值和滞后量之间的常态函数关系进行对比，以确定测得的IOP值偏离常态的差度。例如，可以得知“过量的眼压”(EOP)。该常态函数关系在仪器校准的过程中通过拟合关于眼睛的统计学大群体进行的临床试验数据预先决定，并且被存储在仪器的存储器内。
在交替测量模式中使用的眼压测量的普通两维方法在非接触式和接触式眼压计中都可以使用。体现本发明的接触式眼压计包括由线性成比例螺线管以恒速在角膜上向内驱动通过预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触头。在向内运动过程中与预定的位移位置相关的力(与螺线管驱动电流成比例)和向外运动过程中与预定位移位置相关的力是不同的，它们的差值代表角膜滞后的程度。
另一个眼压测量方法实施例包括使用具有快压力匀变模式和慢压力匀变模式的非接触式眼压计对眼睛进行一对测量，以检测依赖于速度的滞后。由于心动周期会引起测得的IOP值的波动，所以该测量最好相对于患者的心动周期同步。
本发明的特点和操作模式将在下面结合附图的本发明的描述中被更加全面地描述，其中 图1为体现本发明的一种非接触式眼压计的透视图； 图2为图1中所示的非接触式眼压计的示意性框图； 图3为非接触式眼压计在标准操作模式下螺线管激励电流对时间的关系图； 图4为在第一操作模式下典型测量冲程的增压压力信号对时间以及压平检测信号对时间的关系图； 图5为非接触式眼压计在交替操作模式下螺线管激励电流对时间的关系图； 图6为在第二操作模式下典型测量冲程的增压压力信号对时间以及压平检测信号对时间的关系图； 图7为示出了眼睛统计学群体的角膜滞后作用对所测眼内压的曲线，拟合到人口数据点的常态直线，和关于患者正常右眼的测量数据点，以说明所测数据点与常态直线的对比； 图8为与图7相似的曲线，然而示出了关于患者左眼的测量数据点，其中左眼具有人工升高的IOP，以说明相对常态直线的高度差别； 图9为采用本发明的方法以避免与角膜刚性有关的测量误差的接触式眼压计的示意图； 图10为使用图9所示的接触式眼压计的测量冲程的接触头速度对时间的曲线图； 图11为图10中测量冲程中眼睛上的接触头位移对时间的曲线图；和 图12为图10中测量冲程中接触头上的驱动力对时间的曲线图。
具体实施例方式 附图中的图1示出了体现本发明的一种手提式非接触式眼压计10(NCT)。虽然本发明的方法是结合手提式非接触式眼压计进行说明的，但是它也可以在台式非接触式眼压计中得到体现。另外，本发明的方法既适用于非接触式眼压计也适用于接触式眼压计。非接触式眼压计(NCT)10包括把手部分12和在把手部分顶端的头部部分14。把手部分12包藏为由头部部分14携带的对准和眼压测量系统供电的可充电电源。图1中还可以看到，位于头部部分14一端的操作者目镜16，面向患者的位于头部部分14相对一端的前窗18，和朝向靠近操作者目镜16的操作者倾斜的具有按钮控制表层22的液晶显示器20。
图2示意性的显示了被头部部分14包藏的对准和眼压测量系统。为了测量眼内压，非接触式眼压计10可操作为通过沿着测试轴线TA对准的流体发射管24发射流体脉冲，以使患者角膜C产生可观察到的变形。通过与流体发射管24连通的流体泵系统26产生流体脉冲，其延伸通过物镜旋座28。流体泵系统26最好包括相对于气缸32沿着冲程轴线SA可轴向移动以压缩由它限定的内部压缩室34内的流体的活塞30，限定了内部增压室38的外壳36，和提供从压缩室34到增压室38的流体通道的流管40。为了引导来自增压室38的加压流体沿着测试轴线TA喷射在患者的角膜C上，流体发射管24通过外壳36的壁安装。
为了产生活塞30相对于气缸32的轴向定向运动，线性成比例螺线管42可操作地与活塞30连接。最好使用线性成比例螺线管，因为它是一种特殊类型的线性马达，其中，输出的驱动力与激励电流成比例，并且通常与控制阀结合使用。然而，流体泵系统26使用的驱动装置并不企图限制于该种特殊的驱动装置，其他类型的驱动装置，如旋转螺线管，也可能被采用。成比例螺线管42与电源44连接，该电源在微处理器46的控制下为成比例螺线管提供激励电流。适合的线性成比例螺线管为LEDEX
Linear Shift Solenoid Part No.197887-001。如图2中所示，当通过螺纹接附或通过具有或不具有机械固定器或胶粘剂的配合接附时，活塞30固定为与成比例螺线管42的柱塞48一起移动。
线性成比例螺线管42保持去激励并且活塞30保持静止，直到当与微处理器46连接的对准检测系统50确定时，获得了发射管24相对于角膜C的正确定位。对准检测系统50可以是任何适合的系统，例如，如共同拥有的美国专利号为US4,881,807和US6,361,495的专利所教示的对准系统。一旦对准完成，微处理器46提供电源44使用的信号，以根据多个预编程序匀变形式之一提供驱动电流，这些将在下面得到描述。
测量模式控制功能是操作者利用液晶显示器20和按钮控制表层22可利用功能的预编程菜单的一部分，并且在图2中通过模式选择块52得到示意性地描述。测量模式控制功能允许操作者在多个不同的测量模式之间选择，每一个测量模式特征在于作为时间函数的激励电流的不同性能。尤其是，存储在与微处理器46联系的可编程存储器54中的查找表格包含描述对于每一个相应测量模式的预定的独特电流对时间关系的数字信息，该信息用来产生与选择的测量模式对应的实际激励电流。作为示例，图3描述了与“标准”测量模式对应的电流匀变，而图5则描述了与“交替”测量模式对应的电流匀变。
用于驱动成比例螺线管42的电流匀变的形态直接影响增压室38内的压力如何作为时间的函数变化。压力传感器56，例如压力换能器或相似装置，被设置在增压室38内，以产生指示增压室内流体压力的压力信号。图4包括对应于图3中所示的标准模式电流匀变的压力信号曲线图。在标准测量模式下，测得的IOP是基于当角膜被流体脉冲从它正常的凸起状态向内压入时，角膜的预定区域被压平的时刻增压室38内压力的相关性。为了提供压平出现的指示信号，光敏检测器58对称倾斜排列地设置在测试轴线TA周围，以接收来自发射器60的角膜反射光，从而，当角膜表面对于相干反射基本是平面时，通过检测器58产生峰值信号。因此，图4中表示的压平信号的峰代表压平。图3中表示的标准测量模式电流匀变作为时间的函数线性增加，直到压平被测得，在此时驱动电流突然切断，以使使患者感不适的对于眼睛的不必要的额外脉冲能量的输出最小。由于其简单，以及由于它产生了如图4中所示的非线性的压力-时间曲线，因此，图3中表示的匀变形式是优选的。如共同拥有的专利号为US6,159,148，题目为“具有非线性压力斜坡的非接触式眼压计”的美国专利所说明的，与恒激励电流相比，线性增加驱动电流产生减少传递到眼睛上的总脉冲能量的非线性压力匀变，因此有助于患者舒适感。所以，在标准测量模式下，相应电流匀变形式的目的是取得压平，同时使患者感到的额外喷气最小化。尽管对于本发明的标准模式来说线性增加驱动电流是优选的，但是包含恒电流的其他形式也可以被使用。根据已知的过程确定标准模式下的IOP。尤其是，来自压力传感器56和压平检测器58的模拟信号信息被过滤并且被转换成可被微处理器46处理的数字形式。在相对于作为对照的GAT临床校准的过程中，压平时的增压压力P1通过微处理器46利用开发的且在仪器存储器54内存储的回归方程与以mmHg(毫米汞柱)为单位的IOP值相关。IOP测量数据通过液晶显示器20告知操作者，并且可以被传输，最好通过无线传输至打印装置或/和远程计算机。
根据本发明，NCT10可进一步提供交替测量模式，其主要用于这样的情况，即，标准测量模式下的测量值和/或其他一些可观察到的因素，指示异常高或低的IOP的可能性，并且操作者希望确认通过标准测量模式获得的读数是否指示真实的IOP或包含由于角膜刚性效果引起的重大误差。图5表示根据优选实施例的交替测量模式的作为时间函数的驱动电流。如图中所示，螺线管驱动电流在其反坡并且以相同的速率减少之前，线性增加的时间段比由压平信号第一个峰(左边的)代表的取得“向内”压平所需要的时间长。图6表示得出的压力-时间曲线，其关于电流反坡的瞬间对称。结果，角膜超出初始的压平状态变形至凹陷状态，然后当增压压力减少至零时，通过第二个“向外”的压平状态返回其凸面的初始状态。由图6中表示的压平信号的第二个峰(右边的)代表向外压平。
从图6中会观察到，当压力信号到达最大值时，向内压平的时间T1和向外压平时间T2与时间TM是不等距的，与向外压平情况联系的压力P2小于与第一次压平情况联系的压力P1。申请人已经试验证实，该所观察到的滞后压力差是与流体脉冲速度有关的依赖速率的结果，并且不依赖于IOP。尤其是，申请人已经证明，当压力匀变缓慢下降时，该滞后以一种相应的方式降低。因此，该滞后可以被看作是动力学系统中的粘弹性损失的体现，其当压力匀变的速率足够快并且与IOP相对，依赖于角膜的物理特性时出现。
在这里描述的优选实施例中，该滞后以在标准测量模式下已知且遵循的方式通过将第一增压压力P1与用毫米汞柱表示的IOP(IOP1)相关，同样将第二增压压力P2与以毫米汞柱表示的IOP(IOP2)相关，并且通过找到该差值计算出滞后H来定量 H＝IOP1+IOP2 在交替测量模式下进行的每一次眼压测量是两维的测量，其中第一维简单地就是基于与向内压平相联系的压力P1的IOP值(下面用IOPM表示)，第二维是滞后H。所以，每一个交替模式测量是包含依赖于压平角膜所需要的力的第一维数据和依赖于角膜自身物理特性的第二维数据的数据点。
如上面所提到的，交替测量模式与说明角膜刚性的影响有关，以提供一种给眼科医师提供涉及患者的真实IOP是否异常高或低的改进的信息的测量。患者的测得的IOP可以如下表示 IOPM＝IOPC-IOPI 其中IOPM是测得的IOP值，IOPC是由角膜作用引起的等效IOP偏移，IOPI是具有诊断价值的真实的内部眼压。跟随上面所提到的涉及滞后H的观察，假设IOPC是滞后H的某个函数。因此， IOPC＝f1(H) 通过定义， IOPI＝IOPN+EOP 其中IOPN为正常(平均值)内部压力，它是大约等于14.7mmHg的常数。EOP是“超过的”(相对于IOPN)眼压。设定IOPN等于常数K1并且代入 IOPM＝f1(H)+K1+EOP 通过临床测量N个受试者的统计学的大群体，其中EOP大约为零，可以写成下面的关系式 IOPMi＝f1(Hi)+K1；i＝1，N IOPMi的值可以被拟合为r次多项式，例如 其中a0＝k1并且“a”值可以通过使最小平方差最小来确定-即对Hi值曲线拟合IOPMi。通过计算IOPMi和
之间的常规的相关系数可以评价数据很好地与r次多项式拟合的假设的质量。当前的数据产生了大约0.9的相关。
曲线拟合不限于多项式，也可以使用其他函数。甚至表列的平滑数据集也可以使用，但是基础物理学表明了第二维数据H和第一维数据IOPM之间的简单关系。
图7为由同一台仪器测定的146只眼睛的统计学群体的滞后H对IOPM的曲线。该曲线表示拟合到人口数据点的常态线，其中该线的斜率为0.51，y轴截距为-1.67。该函数关系作为仪器校准的一部分存储在存储器60中。该曲线同样表示关于患者右眼的两维测量数据点，其中，IOPM＝18.04mmHg，H≈8.5mmHg，EOP＝-1.75mmHg。该群体数据分布表示1.6mmHg的EOP标准偏差。图8为对于相同患者左眼的与图7相似的曲线，然而IOP已经通过局部给予的强的松龙被人为地升高了。在图8中，IOPM＝34.12mmHg，H≈6.8mmHg，EOP＝17.61mmHg。如从先前的描述中可以理解，交替测量模式使患者的测得的IOP能够相对于由存储器内储存的预定函数关系所限定的常态进行比较。该函数关系可以是直线，二次函数，或其他拟合到人口数据集的函数。通过使用滞后作为第二个测量维数，由于角膜影响而产生的误差被避免了。依据在前技术的方法，患者的测得的IOP值将会与群体平均测得的IOP值进行简单地比较，没有办法确认是否或多大程度上高的读数是由于角膜的影响而不是实际升高的IOP。
虽然上面描述的实施例采用一套从临床校准试验得到的常态函数，但是在仪器寿命上的每一次测量或若干次的测量后，还可能重新计算该常态函数，从而该常态函数被更新并且当进行更多测量时被统计地改进。
人们将会认识到非接触式眼压计10在交替测量模式下使用的方法也可以被接触式眼压计使用。例如，上面描述的在非接触式实施例中用来量化滞后的压差类似于与接触式眼压计接触头联系的驱动力差。图9以图示的方式说明接触式眼压计70，其具有电子控制单元72，具有与控制单元72连接的线圈76和可移动的柱塞78的线性马达74，固定于柱塞78远端的倒圆的接触头80，和安排来感测柱塞78和接触头80的速度并且向控制单元72提供相应输出信号的速度检测器82。线性马达74是一种恒力(与位置相对)线性成比例螺线管，它的力对于供应的驱动电流是线性成比例的，例如Ledex Part No.197124-012。
当开始测量的信号开始发出时，例如通过人工触发器(未示出)，控制单元72就“猛烈地”驱动螺线管74，直到其达到预定的速度(PV)。在接触头80接触眼睛前，这种现象在过程开始时造成了电流尖峰。当达到预定的速度PV的时候，螺线管电流下降至零(没有力，恒速度)。在接触头80接触眼睛的瞬间，控制单元72增加驱动电流，从而增加接触头80上的力，以保持预定的速度PV。接触头80的倒圆形状由于渐增的面积而导致产生眼睛阻力增加(作为眼睛陷入的函数)。由于角膜刚性的粘弹性阻力加到由于IOP的阻力中。控制单元检测上升螺线管电流的起点并且持续恒速一段预定的时间(PT)。因此，接触头下压角膜固定的距离(预定的时间PT乘以恒速)。
在预定时间PT末，控制单元设置了预定速度-PV等于负的第一预定速度PV。线性马达74反向并且接触头80离开眼睛。在这种情况下，粘弹力减去IOP力。此刻线性马达74平衡自眼睛减少的力并且因此具有较低的电流。图10-12分别示出了速度，位移和螺线管力的曲线。在眼睛上产生预定位移(PD)时力的大小(对于线性马达的电流)由向内和向外的冲程决定。在图12中这些力用F1和F2标记。这两个力之间的差值作为角膜滞后的测量，并且所测得的IOP与这两个力的平均值成比例。因此，根据本发明，接触式眼压计70提供两维的测量。整个测量在大约10毫秒内发生，快得足以产生相当大的粘弹阻力。
本发明借助于被观察到的依赖于速率的滞后影响来提供与角膜影响相关的第二维测量数据的方法在此前已经在单独眼压测量冲程的范围中得到描述。然而，在宽泛的意义上，本发明的方法可以应用在一对以不同的速率运行的不同的测量冲程的场合，以便能够观察依赖速率的滞后作用。例如，在图1和图2中显示的非接触式眼压计10中，具有陡压力匀变的快速测量模式和具有更加渐进的电流匀变的慢测量模式可以用来连续测量同一只眼睛，以提供两维数据点。这种方法可如下面所提出的数学地表示，其中下面的变量限定为 I1＝向内压平的压力(mmHg) I2＝向外压平的压力(mmHg) H＝角膜滞后(mmHg) R＝均变率(μsec/mmHg) I0＝真实的眼内压(mmHg) 通过定义 H＝I1-I2(1) H＝αR (2) 其中α是常数，假设 I1＝I0+H/2 I2＝I0-H/2 (3) 对I1进行两次测量，用I10和I11标明，分别使用两个不同的匀变率，R0和R1。两次测量的两个角膜滞后值分别用H0和H1标明，并且 R1＝βR0(4) 其中β为定比例常数。从等式(2)通过定义 H0＝αR0(5) H1＝αR1(6) 并且从等式(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)减去等式(6)，求解滞后H(＝αR0)给出 H0＝αR0＝2*(I10-I11)/(1-β)(9) 将(6)和(5)相加得到I0 I0＝I10-[(I10-I11)/(1-β)](10) 所以，使用不同压力均变率的“双发”测量方法产生了两维数据I1和H，如先前从单次向内-向外测量得到的。
这种方法更耗费时间并且具有比单次测量方法差的分辨率，但是在概念上可靠。一个对测量准确性有负面影响的因素是，眼内压有些依赖于测量时心动周期点。一种典型的非接触式眼压计在大约4到5毫秒量级的时间范围内进行测量，然而人的心脉的正常周期大约为1000毫秒的量级。因此，这里先前描述的单发向内-向外测量中，由于向内和向外压平期间眼内的血液流动情况，IOP值存在很少的变化。然而，在双发测量模式时，该两次测量在沿着心动周期的随机点出现而不是基本在同一点出现。所以，根据本发明的双发测量方法最好包括相位同步步骤，从而该两次测量基本在心动周期的同一点作出。例如，眼压计10可以装备如美国专利US3,572,100教示的同步器，在这里通过参考结合其公开的内容。
权利要求
1.一种用于测量角膜滞后的设备，包括
对角膜临时施加压力的装置，以使所述角膜从凸面的自然状态经历压平的第一个状态到凹陷状态变形，以便所述角膜从所述凹陷状态经历压平的第二个状态恢复到所述凸面的自然状态；
用于检测与所述压平的第一个状态相关的第一压力和与所述压平的第二个状态相关的第二压力的装置；和
处理器，所述处理器计算所述第一和第二压力之间的差异，其中所述差异表示所述角膜滞后。
2.根据权利要求1所述的设备，其特征在于，所述用于施加压力的装置包括可操作以引导流体脉冲到角膜处的流体泵。
3.根据权利要求1所述的设备，其特征在于，所述用于施加压力的装置包括柱塞，所述柱塞具有接触头以接触角膜。
4.一种检测角膜滞后的方法，其包括以下步骤
(A)对角膜施加压力，使所述角膜从凸面的自然状态经历压平的第一个状态到凹陷状态变形；
(B)减少所述施加的压力，以允许所述角膜从所述凹陷状态经历压平的第二个状态恢复到所述凸面的自然状态；
(C)观测与所述压平的第一个状态相关的第一压力和与所述压平的第二个状态相关的第二压力；以及
(D)计算所述第一和第二压力之间的压差，所述压差表示所述角膜滞后。
全文摘要
一种新颖的眼压测量方法，其中，测得的与角膜向内压平相应的眼内压和根据在相同的测量脉冲下与向内和向外压平相关的压差得到的角膜滞后可以跟一个预定群体的常态函数进行比较，以避免角膜的影响，这样就可以确定眼内压的真实情况。双模式非接触式眼压计允许在能使患者舒适的标准测量模式和交替测量模式之间进行选择，在交替测量模式中流体脉冲的压力-时间特性是不同的，以允许对与执行该新颖眼压测量方法的动态测量过程相关的角膜滞后附加观测。相应的眼压测量方法实施例包括适于接触式眼压计的方法和基于使用不同气体脉冲压力匀变率的一对非接触式眼压计测量的方法。
文档编号A61B3/16GK101305902SQ20081009914
公开日2008年11月19日 申请日期2003年6月26日 优先权日2002年7月1日
发明者D·A·鲁塞 申请人:李克特有限公司