способ измерения внутриглазного давления

Формула изобретения

1. Способ измерения внутриглазного давления по величине деформации глаза путем воздействия на глаз пневмоимпульсом с одновременным освещением его поверхности лазером, отличающийся тем, что отраженный от глаза сигнал преобразуют в автодинный сигнал, регистрируют его мощность, после чего сигнал оцифровывают, по цифровому автодинному сигналу P(t) восстанавливают функцию движения участка глаза Z(t) с помощью обратной функции:

+4 / ₀·Z(t)=±arccos(P(t))+2 n, где n=0, ±1, ±2, ; - набег фазы автодинного сигнала, ₀ - длина волны лазерного излучения; по функции Z(t) определяют величину деформации глаза Z, ускорение оболочки a определяется из решения обратной задачи, получающегося в результате нахождения минимума функционала, определяемого как сумму квадратов отклонений экспериментальных Р_эксп и теоретических Р_теор автодинного сигнала P(t) для различных временных интервалов:

по отношению величины прогиба оболочки Z к значению ускорения оболочки a, используя калибровочную кривую, описывающую зависимость давления внутри модели глаза, измеренного с помощью манометра или глазного тонометра, от отношения Z/a, определяют внутриглазное давление.

2. Способ по п.1, отличающийся тем, что калибровочную кривую получают, освещая лазером модель глаза, представляющую собой сферическую оболочку из упругого материала, заполненную несжимаемой жидкостью, при одновременном воздействии на нее пневмоимпульсом, отраженный сигнал преобразуют в автодинный сигнал, регистрируют его мощность, после чего сигнал оцифровывают, по цифровому автодинному сигналу P(t) восстанавливают функцию движения участка глаза Z(t) с помощью обратной функции +4 / ₀·Z(t)=±arccos(P(t))+2 n, где n=0, ±1, ±2, ; - набег фазы автодинного сигнала, ₀ - длина волны лазерного излучения; по функции Z(t) определяют величину деформации глаза Z, ускорение оболочки а определяется в результате нахождения минимума функционала отношение Z/a, ставят в соответствие давление внутри модели, измеренное с помощью манометра или глазного тонометра.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к области медицины и здравоохранения. В частности, данная разработка может быть использована в офтальмологии для измерений внутриглазного давления (ВГД) in vivo. Предлагаемый способ позволит проводить оценку ВГД бесконтактно.

Известен способ измерения внутриглазного давления, заключающийся в использовании генератора звукового колебания переменной частоты, передающего элемента, принимающего элемента, усилительной схемы и компьютера. Способ заключается в том, что при измерении ВГД обеспечивают вибрацию исследуемого глазного яблока с помощью средства вибрации. Измеряют вибрацию исследуемого глазного яблока средством бесконтактного измерения значения добротности (Q) резонанса исследуемого глазного яблока. Вычисляют внутриглазное давление в зависимости от значения Q. Средство вибрации и средство измерения расположены на веке глазного яблока (см. патент на ИЗ № 2290856 МПК A61B 3/16).

Недостатком известного способа и реализующих его устройств является необходимость контакта между веком, принимающим и передающим элементом, вызывающим дополнительное нагружение глазного яблока и изменение истинного ВГД.

Известен способ измерения давления, в котором внутриглазное давление измеряют при помощи контактного средства, приходящего в соприкосновение с веком, средства вибрации, вибрирующего при приложении напряжения, средства приложения переменного тока к средству вибрации, средства измерения значения протекающего тока через средство вибрации, средства обработки информации. Способ измерения внутриглазного давления основан на приведении в соприкосновение средства вибрации с веком через контактное средство, приложении напряжения к средству вибрации, измерении значения тока, протекающего через средство вибрации, и измерении давления по значению тока в области точки резонанса, вычисленной при помощи средства обработки информации на основании изменения значения тока, которое вызывается изменением частоты вибрации (см. патент на ИЗ № 2372021 МПК A61B 3/16).

Недостатком известного способа является то, что измерение ВГД проводится через веко. Поиск резонансной частоты может быть затруднен различными значениями толщины века, т.к. для каждого человека эти показатели будут индивидуальны.

Наиболее близким к предлагаемому решению является бесконтактный способ измерения внутриглазного давления, реализуемый при помощи источника излучения, оптическая ось которого расположена под углом к оптической оси глаза, установленные последовательно по ходу отраженного от роговицы глаза пучка света щелевую диафрагму и фотоприемник, выход которого соединен с регистрирующим прибором, и устройство для пневматического воздействия, выполненное в виде полого сужающегося канала, диаметр выходного окна которого соизмерим с размером роговицы и окно расположено вблизи нее, а входное окно совмещено с плоскостью диффузора низкочастотного акустического динамика, установленного в корпусе и соединенного с генератором низкочастотных сигналов, причем диаметр входного окна канала не менее диаметра диффузора, фотоприемника и диафрагмы, установленных с возможностью перемещения в плоскости, перпендикулярной направлению распространения отраженного от роговицы пучка света. Способ заключается в освещении центра роговицы глаза узким пучком света, направленным под углом к оптической оси глаза, деформации роговицы путем пневматического воздействия, осуществляемого периодически в звуковом диапазоне частот, изменении путем перемещения диафрагмы и фотоприемника перпендикулярно направлению распространения отраженного от роговицы пучка величины амплитуды электрического сигнала до максимального значения, измерении значения амплитуд полученного сигнала, нахождении среднего значения этих амплитуд, по которому по предварительно построенной градуировочной зависимости определяют искомое значение внутриглазного давления (см. патент на ИЗ № 2067845 МПК A61B 3/16).

Недостатком известного способа является то, что этот способ связан с измерением амплитуды отраженного сигнала и не учитывает особенности строения роговицы и толщины роговицы, что в итоге влияет на точность измерения истинного ВГД.

Задача настоящего изобретения заключается в обеспечении возможности измерения внутреннего давления сферической оболочки глаза (внутриглазного давления) бесконтактным способом и получения информации о динамических свойствах оболочки, сопоставляя полученные результаты с результатами тестового измерения внутреннего давления.

Технический результат заключается в повышении точности измерения внутреннего давления глаза бесконтактным способом за счет использования полупроводникового лазера, работающего в автодинном режиме.

Указанный технический результат достигается тем, что на склеру глаза воздействуют пневмоимпульсом, при этом ее освещают лазерным излучением, преобразуют отраженный сигнал в автодинный сигнал, регистрируют его мощность, после чего сигнал оцифровывают и анализируют. В качестве информационных параметров используют параметры движения оболочки и величину прогиба, которым ставят в соответствие давление внутри глаза, измеренное с помощью глазного тонометра. Способ отличается тем, что отраженный от глаза сигнал преобразуют в автодинный сигнал, регистрируют его мощность, после чего сигнал оцифровывают, по цифровому автодинному сигналу P(t):

где - набег фазы автодинного сигнала, ₀ - длина волны лазерного излучения, t - интервал времени наблюдаемого автодинного сигнала на различных участках движения, Z(t) - функция, описывающая продольные перемещения объекта.

Для определения величины смещения необходимо восстановить функцию движения объекта Z(t). Функцию движения объекта Z(t) можно определять по нормированной переменной составляющей интерференционного сигнала P(t) с помощью обратной функции, т.е.:

где n=0, ±1, ±2,

Неизвестный параметр ускорения оболочки а определяется из решения обратной задачи, получающегося в результате нахождения минимума функционала S( , а), определяемого как сумма квадратов отклонений экспериментальных Р_эксп и теоретических Р_теор величин автодинного сигнала (1) для различных временных интервалов:

При нахождении минимума функционала (3) определялась область глобального минимума, точное значение которого находили методом спуска по искомым параметрам и a. Рассчитанным значениям ускорения и величины прогиба оболочки Z, ставят в соответствие давление внутри глаза, измеренное с помощью глазного тонометра.

Способ реализуется следующим образом.

Проводят компьютерное моделирование автодинного сигнала полупроводникового лазера при колебаниях внешнего отражателя. Переменная составляющая автодинного сигнала в предложенной модели записывается в виде:

где - набег фазы автодинного сигнала, ₀ - длина волны лазерного излучения, t - интервал времени наблюдаемого автодинного сигнала на различных участках движения, Z(t) - функция, описывающая продольные перемещения объекта.

Для определения величины смещения необходимо восстановить функцию движения объекта Z(t). Функцию движения объекта Z(t) можно определять по нормированной переменной составляющей интерференционного сигнала P(t) с помощью обратной функции, т.е.:

где n=0, ±1, ±2,

Неизвестный параметр ускорения оболочки а определяется из решения обратной задачи, получающегося в результате нахождения минимума функционала (3), определяемого как сумма квадратов отклонений экспериментальных Р_эксп и теоретических Р_теор величин автодинного сигнала (1) для различных временных интервалов:

При нахождении минимума функционала (3) определялась область глобального минимума, точное значение которого находили методом спуска по искомым параметрам и а. Рассчитанным значениям ускорения и величины прогиба оболочки Z ставят в соответствие давление внутри глаза, измеренное с помощью глазного тонометра.

Для получения значений Р(t) глаз освещают лазерным излучением от полупроводникового лазера, работающего в автодинном режиме. Автодинный сигнал регистрируют встроенным в лазер фотодетектором, при этом выходной автодинный сигнал с фотодетектора усиливается, преобразуется в цифровой код и сохраняется в памяти компьютера для последующей обработки.

Для моделирования деформации глазного яблока под действием воздушной струи был использован макет, представляющий собой резиновый шарик, заполненный гелем, с разным внутренним давлением. Давление внутри макета изменяли путем введения дополнительного объема геля. Образец имел диаметр, равный 24 мм.

На фиг.1 приведена блок-схема экспериментальной установки. Излучение полупроводникового лазера 1, стабилизированного источником тока 3, направлялось на макет глаза. Воздушные импульсы от компрессора 2, запитанного источником тока 4, по гибкому шлангу и пластмассовой трубке направлялись на освещаемую лазером поверхность оболочки макета. Часть излучения, отраженного от поверхности, возвращалась в резонатор полупроводникового лазера, изменение выходной мощности которого регистрировалось встроенным фотодетектором 5. Сигнал с фотодетектора поступал через усилитель 6 на аналого-цифровой преобразователь 7. Цифровой сигнал с АЦП для последующей обработки сохраняли в памяти ЭВМ 8.

Были проведены экспериментальные исследования по определению величины деформации и ускорения оболочки а макета под действием пневмоимпульса. Для воздействия на анализируемый участок макета глаза использовался компрессор типа Roteri RCC-90 мощностью 120 W. При проведении экспериментов использовались различные режимы работы компрессора. С помощью внешнего источника питания изменялось давление воздушных импульсов. Для измерения деформаций макета глаза использовался полупроводниковый лазерный диода RLD-650 с мощностью излучения до 1 мВт. Тестовое измерение величины внутреннего давления проводилось по методу Маклакова грузом массой 10 г.

Были проведены экспериментальные исследования по определению величины деформации и ускорения оболочки а глаза на его модели. Экспериментальные исследования проводились при трех различных силах воздействия. Деформация поверхности макета приводила к изменению величины автодинного сигнала полупроводникового лазера. Смещение и параметры движения при этом определялись по автодинному сигналу по методикам, приведенным выше.

Измеренные автодинные сигналы, полученные при отражении от поверхности макета глаза с внутренним давлением 24 мм рт.ст., показаны на фиг.2, фиг.3, фиг.4.

Таблица 1
№	Ускорение оболочки а, м/с2×10-2	Смещение оболочки Z, м×10-6	Отношение Z/a, с2×10-4	Давление струи p, Па	ВД макета, мм рт.ст.
1	0,93	1,71	1,823	0,018	16
2	1,28	2,35	1,827	0,082
3	1,67	3,05	1,823	0,158
4	1,07	1.53	1,430	0,018	20
5	1,49	2,15	1,442	0,082
6	1,95	2,80	1,435	0,158
7	1,04	1,30	1,252	0,018	24
8	1,57	1,95	1,254	0,082
9	2,07	2,60	1,258	0,158
10	1,06	1,12	1,047	0,018	30
11	1,68	1,76	1,044	0,082
12	2,31	2,43	1,048	0,158
13	1,01	0,95	0,932	0,018	33
14	1,71	1,59	0,929	0,082
15	2,48	2,31	0,93	0,158

Из таблицы 1 видно, что отношение смещения оболочки Z и ускорения оболочки а с внутренним давлением 24 мм рт.ст. изменяется следующим образом: для p₁=0,01873 Па отклонение от среднего значения составило 0,207%, для p ₂=0,08272 Па - 0,047%, для p₃=0,15806 Па - 0,27%. Подобные результаты были получены в случае ВД макета 16, 20, 30 и 33 мм рт.ст. Таким образом можно сделать вывод о том, что отношение Z/a слабо зависит от давления воздушной струи.

Были проведены также измерения Z и a при разных расстояниях между источником пневмоимпульсов и объектом ( x). Измерения величины прогиба и ускорения оболочки a проводились для трех разных расстояний: 5, 10 и 15 мм. Результаты измерений приведены в таблице 2.

Таблица 2
№	x, мм	Ускорение оболочки a, м/с2×10-2	Смещение оболочки Z, м×10-6	Отношение Z/a, с2×10-4	ВД макета, мм рт.ст.
1	5	1,63	2,98	1,824	16
2	10	1,07	1,95	1,823
3	15	0,70	1,32	1,825
4	5	1,95	2,80	1,435	20
5	10	1,22	1,75	1,433
6	15	0,84	1,21	1,432
7	5	2,04	2,55	1,251	24
8	10	1,14	1,43	1,255
9	15	0,65	0,82	1,253
10	5	2,23	2,34	1,047	30
11	10	1,65	1,72	1,044
12	15	1,08	1,13	1,048
13	5	2,41	2,25	0,932	33
14	10	1,73	1,61	0,929
15	15	1,12	1,04	0,93

Представленные в таблице 2 результаты свидетельствуют о том, что при изменении расстояния между источником пневмоимпульсов и объектом исследований, в пределах одного давления, величина Z/a изменяется слабо.

Полученные особенности могут быть использованы для исключения возможных ошибок, связанных с непостоянством давления, которое создает воздушная струя при пневмоударе. Кроме того, не потребуется построение множества калибровочных кривых, описывающих зависимость прогиб - внутреннее давление. Для этих целей можно будет использовать универсальную зависимость, основанную на постоянстве отношения величины прогиба и ускорения оболочки а. На фиг.5 показана калибровочная кривая, полученная из экспериментальных данных.

Предлагаемый способ был реализован на примере определения неизвестного внутреннего давления глаза с использованием калибровочных кривых. Исследования были проведены с использованием лазерного диода RLD-650 на квантово-размерных структурах с дифракционно-ограниченной одиночной пространственной модой и характеристиками: мощность излучения <1 mW, длина волны 654 nm. Для воздействия на глаз пневмоимпульсом использовался компрессор мембранного типа мощностью 2 Вт, давлением 0,01 МПа с частотой воздушных импульсов 1 Гц, диаметр воздушной струи на расстоянии 10 мм от объекта был равен 3 мм. Измеренное отношение Z/a составило 1,91×10^-4 с^-2 , что на калибровочной кривой (фиг.5) соответствует величине давления 16 мм рт.ст. Проверка величины внутреннего давления глаза проводилось с помощью бесконтактного пневмотонометра Canon Full Auto Tonometr. Измеренное значение величины давления составило 15±3,5 мм рт.ст. Таким образом, предлагаемый метод согласуется с общепринятым но, в отличие от него, позволяет проводить измерения с высокой точностью.