Результат интеллектуальной деятельности: СПОСОБ БЕСКОНТАКТНОГО ИЗМЕРЕНИЯ ВНУТРИГЛАЗНОГО ДАВЛЕНИЯ

Изобретение относится к медицине и может быть использовано в офтальмологии для бесконтактного измерения внутриглазного давления (ВГД).

Известен способ измерения внутриглазного давления через веко, основанный на статической деформации века нагрузкой опоры с двумя выступами и с одновременной динамической деформацией глазного яблока через веко свободно падающим штоком с последующим измерением параметров функции перемещения штока во времени. Измерение производится дважды при разных величинах статической нагрузки опорой на глаз. В случае многократной динамической деформации глаза с нарастающей силой давления на глаз, в момент появления волны деформации склеры или роговицы глаза фиксируется значение внутриглазного давления, после чего останавливается нарастающая динамическая деформация глаза (см. патент РФ на изобретение № 2336014 МПК A61B3/16, A61F9/00, опуб. 20.10.2008).

Недостатком известного способа является то, что он реализует контактное воздействие.

Известен бесконтактный способ измерения ВГД с помощью тонометра, заключающийся в облучении глаза пучком света, оптическая ось которого расположена под углом к оптической оси глаза человека, воздействии на глаз низкочастотными колебаниями от акустического динамика, подключенного к генератору низкочастотных сигналов, регистрации отражённого пучка света фотодетектором амплитуды электрического сигнала, измерении значения амплитуд полученного сигнала, нахождения среднего значения этих амплитуд, по которому по предварительно построенной градуировочной зависимости определяют искомое значение внутриглазного давления (см. патент РФ на изобретение № 2067845 МПК A61B3/16, опуб. 20.10.1996).

Недостатком известного способа является то, что измерение внутриглазного давления связано с измерением амплитуды отражённого сигнала и не учитывает особенности строения роговицы и её толщины, что в итоге влияет на точность измерения истинного ВГД.

Наиболее близким к предлагаемому решению является бесконтактный способ измерения ВГД, заключающийся в воздействии воздушным импульсом от пневматического блока, при этом его освещают излучением полупроводникового лазера, преобразуют нормально отраженный оптический сигнал в автодинный сигнал, регистрируют его мощность, после этого аналоговый сигнал оцифровывают и анализируют, определяют неизвестные параметры движения оболочки глаз: прогиб ΔZ, ускорение a, отношение прогиба к ускорению ΔZ/a. Величину внутриглазного давления P определяют из калибровочной зависимости давления P от ΔZ/a (см. патент РФ на полезную модель № 155355 МПК A61B3/16).

Недостатком известного способа является то, что при измерении внутриглазного давления поверхность глаза освещают полупроводниковым лазером, неконтролируемая мощность излучения которого потенциально может привести к термическому поражению тканей глаза. Кроме того, лазерное излучение, хотя и кратковременно, является источником дискомфорта для пациента.

Технической проблемой заявляемого изобретения является разработка бесконтактного способа измерения внутриглазного давления независимо от геометрических особенностей строения глаза при использовании безопасного источника излучения.

Технический результат заключается в повышении точности проведения бесконтактного и безопасного измерения внутриглазного давления.

Технический результат достигается тем, что в способе бесконтактного измерения внутриглазного давления, включающем воздействие на глаз воздушным импульсом и освещение оптическим излучением, преобразование отражённого от глаза оптического излучения в напряжение, регистрацию зависимости напряжения от времени, вычисление прогиба оболочки глаза ΔZ при воздействии воздушного импульса, определение ускорения оболочки a глаза, определение внутриглазного давления P из калибровочной кривой зависимости P от соотношения величины прогиба к ускорению ΔZ/a, согласно изобретению, осуществляют регистрацию зависимости напряжения от времени за период времени от начала движения оболочки t₀ и до возвращения в исходное положение t₂, фиксируют время t₁, соответствующее максимальной величине прогиба, далее выбирают нисходящий участок зависимости напряжения, соответствующий равноускоренному движению оболочки от максимальной величины прогиба до исходного положения, аппроксимируют этот участок, определяют величину ускорения по формуле а = 2ΔZ/(t₂- t₁)², при этом регистрацию зависимости напряжения от времени осуществляют калиброванным фотопреобразователем.

Используют калиброванный фотопреобразователь, изменение регистрируемого напряжения которого на 15 мкВ соответствует прогибу оболочки на 10 мкм.

Заявляемое изобретение поясняется чертежами, где:

- на фиг. 1 представлена зависимость напряжения, полученного в результате преобразования отражённого сигнала фотодетектором, от времени: t₀ - время начала движения оболочки глаза, t₁ - время максимального прогиба оболочки, t₂ - время возвращения оболочки в исходное положение;

- на фиг.2 приведена калибровочная кривая, позволяющая по найденному отношению определить величину внутреннего глазного давления; калибровочная кривая получена путём аппроксимации экспериментальных данных;

- на фиг. 3 представлена схема устройства для реализации заявляемого способа.

Позициями на чертежах обозначены:

1 – источник излучения (светодиод),

2 – источник питания для светодиода,

3 – воздушный эжектор,

4 – компрессор,

5 – фотопреобразователь,

6 – аналого-цифровым преобразователь (АЦП),

7 – ЭВМ,

8 – восходящий участок зависимости напряжения от времени (фиг. 1),

9 – нисходящий участок зависимости напряжения от времени (фиг. 1),

10 – аппроксимирующая функция.

Устройство для реализации способа содержит (см. фиг. 3) источник излучения (светодиод C503 5мм) 1, подключенный к источнику питания 2, воздушный эжектор 3, подключенный к компрессору 4, образующих пневматический блок, фотопреобразователь 5, соединённый с аналого-цифровым преобразователем 6, подключённым к ЭВМ 7.

Способ реализуется следующим образом.

На глаз воздействуют пучком света от источника излучения 1, в качестве которого выбирают красный светодиод с напряжением питания 2,4 В и потребляемым током 20 мА, интенсивностью излучения <0,03 Вт/м², что удовлетворяет требованиям норм СанПиН 2.2.1/2.1.1.1278-03. Излучение от источника падает на поверхность глаза под углом . Одновременно на объект воздействуют от эжектора 3 пневмоимпульсом длительностью 0,1 с, при этом воздействие осуществляют по нормали к поверхности роговицы глаза. Отражённое от поверхности глаза излучение под углом регистрируется калиброванным фотопреобразователем 5, в качестве которого выбирают фотодиод типа S1227-1010BR (Hamamatsu Corp.). Регистрацию зависимости напряжения от времени осуществляют за период времени от начала движения оболочки до её возвращения в исходное положение. Зарегистрированную зависимость оцифровывают АЦП 6 и сохраняют в памяти ЭВМ 7 для последующего анализа.

Для определения внутреннего давления используют алгоритм поиска и расчёта параметров движения оболочки глаза (роговицы): прогиб , ускорение а, отношение прогиба к ускорению , которое затем используют для нахождения неизвестного давления по калибровочной кривой.

При анализе зарегистрированной зависимости напряжения от времени на кривой выделяют 2 участка (см. Фиг.1): восходящий 8 и нисходящий 9. Восходящий участок соответствует периоду времени от начала движения оболочки t₀ до её максимального прогиба t₁ под действием пневмоимпульса. Нисходящий участок соответствует периоду времени от максимального прогиба оболочки t₁ до её возвращения в исходное положение t₂.

Величину прогиба оболочки ΔZ определяют на восходящем участке калиброванным фотопреобразователем, который позволяет по известному зарегистрированному фотопреобразователем напряжению определить величину прогиба (U=f(ΔZ)). Изменение регистрируемого напряжения фотопреобразователя на 15 мкВ соответствует прогибу поверхности на 10 мкм.

Для определения ускорения выбирают нисходящий отрезок зависимости напряжения от времени, на котором выделяют участок, соответствующий равноускоренному движению (Фиг.1), аппроксимируют этот участок квадратичной функцией ~ , находят минимум функции и фиксируют момент времени t₂, соответствующий возвращению оболочки в исходное положение после воздействия воздушным импульсом. Значение прогиба позволяет определить величину неизвестного ускорения по следующему соотношению:

Рассчитанному значению отношения величины прогиба оболочки ΔZ к ускорению а ставят в соответствие давление внутри глаза, используя калибровочную кривую (см. фиг. 2).

Были проведены экспериментальные исследования, доказывающие применимость способа для измерения внутреннего давления на тестовом объекте. Моделирование деформации глазного яблока под действием пневмоимпульса было выполнено методом Маклакова с использованием резинового шарика, заполненного жидкостью по составу и характеристикам, близким к внутриглазной жидкости. Давление внутри шарика изменяли путём введения дополнительного объёма жидкости. Результаты расчёта ускорения , величины прогиба оболочки ΔZ, отношения и внутреннего давления приведены в таблице 1. На фиг.2 приведена экспериментально полученная калибровочная кривая, позволяющая по найденному отношению определить величину внутриглазного давления.

Таблица 1

№ Внутренне давление объекта мм рт.ст (метод Маклакова) , м/c2 , мкм , с2 1 15 0,71 280 3,92 3 23 0,89 168 1,87 5 35 0,95 100 1,05

Таким образом, для оценки давления использовано изменение значение отношения двух параметров (величины прогиба и ускорения). В качестве источника излучения использовался светодиод, подобно тому, как это применяется в используемых в настоящее время бесконтактных измерителях давления. Измерение именно этого параметра позволяет при использовании предлагаемого способа уменьшить ошибку измерений, связанную с возможным изменением давления воздушной струи и расстояния от измерителя до объекта. Предлагаемое решение может быть использовано для измерения внутриглазного давления (офтальмотонуса) in vivo и устраняет необходимость введения в измеритель сложных механизмов подстройки расстояния от измерителя до глаза.