CN102762145A - 用于测定角膜的功能特性的非侵入式传感器、包含该传感器的装置及其应用 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种传感器及包含该传感器的装置，其用于以非侵入的方式获得有用数据，由此测定角膜的功能特性，特别地，用于确定不同频率下的阻抗与内皮及上皮的渗透性及基质水合程度之间的相关性。

Description

用于测定角膜的功能特性的非侵入式传感器、包含该传感器的装置及其应用

技术领域

本发明的目的涉及一种用于以非侵入式的方式获得有用数据以诊断角膜状况的传感器及包含该传感器的装置。

特别地，其为如下装置：允许在不同频率下测量角膜阻抗，以确定阻抗与内皮及上皮的渗透性及基质水合程度之间的相关性，由此测定角膜的功能特性。

背景技术

角膜是位于眼球前面的透明半球形结构，其允许光通过且保护虹膜及晶状体。人类角膜为平均直径为11.5mm的凹面圆盘形状，且其具有显著的折射光学性质，提供眼球总聚焦能力的大约70%。

角膜由三层组成：最外层为角膜上皮，其由具有较强再生能力的多层非角质化上皮构成；中间层为基质，其为三层中最厚的层；最内层为单层内皮，其由单层细胞组成。将基质与其他两个角膜层分隔开的两个膜是不同的：将基质与内皮分隔开的是后弹力膜(Descemet's membrane)将基质与上皮分隔开的是前弹力膜(Bowman's membrane)。

上皮占角膜总厚度(在人类中约550微米)的10%，且由作为阻挡外部介质的防护屏障的多层细胞组成。通过上皮层细胞的离子输送可调节角膜功能。

人类基质由约200至250片相对于角膜表面上平行设置的胶原纤维形成。基质主要负责角膜的生物机械性质及其曲率和透明度。为维持其透明度，其不具有用于为角膜供给养分的毛细管，使得养分只能通过上皮及内皮供应。另一方面，基质水合程度直接与角膜透明度相关，从而保持在脱水的恒定状态。

内皮包括形成为六角形嵌合体的单层立方形细胞构成，且通过控制基质水合而维持组织透明度。一方面，存在由内皮细胞之间的接合(紧密接合)所控制的内皮细胞之间的扩散流动。另一方面，内皮细胞专门将水自基质泵送至房水，从而形成通过流体泵的主动流动，并确保角膜的内稳定。不同于上皮，角膜内皮的特点是其无法进行细胞更新。这就使得细胞群体随着年龄而损失，且由于细胞必须覆盖整个角膜后表面，引起其厚度减小，从而导致其控制基质水合程度的能力随之丧失。在营养不良情况下及由于疾病、眼部手术或使用眼用药物，老化可以增大的方式出现。

图1示出了构成角膜的不同层，以及控制基质水合程度的主要机制：通过上皮的扩散、通过内皮的扩散及泵送。尽管对于这些层的渗透性的研究受到极大临床关注，但至今进行的仅是基于体外测量的研究，通常移除组织并将其置于特定传感器装置中。也在动物中进行过一些采用体内测量的研究，但使用高侵入式方法，其通常涉及为一步研究而损伤组织，无法在临床上对患者这样做。在临床实践中通常使用角膜厚度的测量(角膜测厚)作为角膜功能异常的间接测量法。

对角膜不同层的被动电学性质的研究在体外研究中常用于评估这些层的渗透性。但用于这些研究的方法不适用于体内测量。细胞及非细胞介质对电流具有不同的特性。一般而言，组织由包埋于细胞外介质中的细胞构成。在小于1kHz的低频率下，电流分布于细胞外介质(主要为具有电阻特性的离子溶液)中，而在大于100kHz的较高频率下，电流可通过细胞壁及细胞内介质(膜的特性为电容性且细胞内介质具有电阻性)。图2以图形呈现与频率有关的特性差异。基于生物组织的特性，角膜不同层的状态可使用基于其被动电学性质的测量来分析，诸如在此为阻抗测量。

发明内容

本发明提供一种用于测定角膜的功能特性的用于测量阻抗的传感器，以及包括该传感器的装置。

因此，本发明的第一方面涉及一种用于测量阻抗的传感器，其包括n个微电极，n介于4与30之间，该等微电极排列于基板上，微电极的尺寸及排列适合于同时接触角膜，且其中微电极进行选择，以经由2个外部微电极及2个内部微电极以4组进行测量。

本发明的第二方面涉及一种阻抗测量装置，其包括如上文所述的传感器以及通过电线物理连接于传感器或通过遥测技术连接于传感器的多频阻抗测量设备。

本发明的第三方面涉及上述传感器或包括传感器的装置的用途，其用于测量阻抗以测定角膜的功能特性。

术语“微电极”是指仅需要与角膜表面接触以测量阻抗的微电极。另一方面，表述“适合于同时接触角膜的尺寸及配置”意味着为了成功地测量阻抗，所用的所有微电极均必须与角膜电接触，这暗示对微电极的尺寸及相对排列的限制。

为进行测量，本发明的传感器被连接到阻抗测量设备。该装置通过将电流注入需要通过微电极测量阻抗的介质中、同时通过其他微电极获得所产生的电位来起作用。由该数据计算组织的阻抗。

已证明由细胞形成的内皮及上皮层的渗透性增加通常是由于导致阻抗降低的细胞间隙增加或细胞数目减少引起的。内皮及上皮层的渗透性增加相应导致基质水合增加，而基质水合增加也由于离子浓度增加导致阻抗降低。

阻抗测量设备包含用于将可变频率电流注入角膜中的装置及用于同时读取所产生的电位的装置，由此对于在10Hz至1MHz的范围内的多频测量，获得组织阻抗的数据。

在不同频率范围内采用合适的微电极进行的测量将产生阻抗值，通过该阻抗值可获得关于角膜不同层的功能状态的结论。

已观察到在小于1kHz频率的情况下，所测量的导电率主要取决于上皮层的导电率。由于其在低频率下的低导电率，可通过的电流量几乎为零，使得所记录的电压降视角膜上皮的导电率而定。

在大于1kHz且小于100KHz的频率范围内，阻抗测量的分析更加复杂，因其涉及若干因素。细胞层(上皮及内皮)的导电率比其余层大两个数量级，从而允许大量电流传递至非细胞层(基质及房水)。另一方面，房水的导电率高于基质，以致电流将倾向于通过此层。可穿过内皮且随房水循环的电流量直接与内皮的导电率以及其渗透性有关。因此，若经由房水循环的电流增加，则所记录的阻抗降低，其表明内皮渗透性增加。

在大于100kHz的频率范围内，电流可通过细胞，以致阻抗测量取决于基质及房水的导电率，因为它们是较大的层。房水的导电率可视为常数，使得所测量的阻抗变化与基质导电率的变化有关，而这又与其水合程度有关。

在本发明的一个特定实施方式中，微电极以平面方式排列于基板上。

在本发明的另一特定实施方式中，传感器包括10个微电极。

导电微电极可由金属或非金属材料、优选生物兼容性材料制成。

在本发明的一个特定实施方式中，微电极由选自金、铂、镍、铝、钛、氮化钛、铬及其可能合金的金属材料制成。

在本发明的另一特定实施方式中，微电极由选自碳纳米管、石墨烯及导电聚合物的非金属材料制成。

这些微电极可通过改良其性能的方法来改进。因此，举例而言，可沉积碳纳米管或电镀铂黑或金以改良与组织及水凝胶的接触，诸如可沉积聚羟甲基甲基丙烯酸酯(pHEMA)，以使上述方法稳定。

在本发明的另一特定实施方式中，所述微电极具有细长形状且根据其最长侧平行排列，该微电极进行配置以注射电流或测量电位。

另一方面，上面排列有微电极的基板由生物兼容性材料制造，且可为刚性或柔性的，优选为透明的，从而允许进行测量的人观察微电极是否与角膜表面接触。同样，刚性基板可是大致平坦的或具有一定角度的曲率，允许其匹配角膜表面。在刚性基板情况下，材料选自硅、碳化硅、玻璃及PCB(印刷电路板，RF4)。在柔性基板情况下，材料选自聚合物，诸如：SU8、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、聚二甲基硅氧烷(PDMS)、聚酰亚胺、聚萘二甲酸乙二酯(PEN)、聚对苯二甲酸乙二酯(PET)、聚苯乙烯、环烯烃聚合物(COP)及聚碳酸酯。

在本发明的一个特定实施方式中，基板为刚性的，微电极的长度为2mm且宽度为0.3mm。

在本发明的另一特定实施方式中，基板为柔性的，且微电极的长度为1mm且宽度为0.3mm。

图3A示出了界定传感器、基板及微电极的不同层的图。

传感器可以以不同方式实施以进行阻抗测量。设想制造透镜形状的传感器、使传感器适应载体或可容纳分离角膜的容器的可能性。

亦已证明所测量的阻抗值取决于所用微电极的几何形状。同样，角膜每一层的电学性质对总测量阻抗的贡献不同。可以说越接近微电极的层具有越高的灵敏度，使得其电学性质的变化将引起总阻抗的较大变化。因此，所进行测量的深度取决于微电极之间的相对距离。

本发明的传感器具有以下优点：可使用上述相同传感器经由适宜地组合存在于传感器中的若干微电极中的四个微电极来测定角膜在不同频率下的阻抗测量，以确定阻抗与内皮及上皮的渗透性及基质水合程度之间的相关性，这是因为其允许调节其间的相对距离的大小。因此，图3B示出了如何使用不同微电极测定角膜不同层的渗透性。微电极的设计及使用符合特定参数。

以下列出了定义微电极的几何形状的参数的最大值及最小值，并提供最佳值，从而传感器可检测角膜三个主要层的变化。图4概述了由十个微电极构成的传感器的这些参数的。在此情况下，微电极具有相等长度及宽度，且以2个外部微电极(I +、I -)及2个内部微电极(V +、V -)形式平行排列，微电极以外部(V +、V -)及2个内部微电极(I +、I -)形式排列亦为可行的。参见图5。

参数如下：

We为每一电极的宽度且介于0.03mm与1mm之间，优选为0.3mm，

Le为电极长度，且介于0.03mm与11mm之间，优选为1mm或2mm，

Ws为选择用于进行测量的电极总成的宽度或外部微电极的中心线之间的距离，且介于0.2mm与11mm之间。此参数的优选值取决于需要获得有关信息的层，在内皮层情况下优选为5mm，在上皮情况下为1mm且在基质情况下为1.8mm。

Nre为微电极间隙的比率，其中Nre=Sei/Se，其中Sei为内部微电极的中心线之间的距离，且Se为内部电极与最接近的外部电极的中心线之间的距离，且介于20与0.1之间，优选为3。

另一方面，已证实通过改变传感器的宽度Ws，传感器对特定层的灵敏度改变，因为此参数决定测量深度。通过改变传感器的宽度，上文所述的频率范围略有改变，从而通过减小传感器的宽度来移动至较高频率。

对于宽度Ws>3mm的传感器，可检测到角膜三个层的变化。

对于宽度为1.5mm<Ws<3mm的传感器，可检测到基质及上皮的变化，其为检测基质导电率的变化的最佳范围。

对于宽度Ws<1.5mm的传感器，仅可检测到上皮层的变化。

如上文所述，角膜每一层的功能状态与角膜的阻抗测量有关，该阻抗测量取决于所选电极总成的宽度(Ws)及进行测量的频率。因此，下表概括对于角膜每一层的情况而言的这两个参数的值。

 

	上皮	内皮	基质
				Ws	Ws<1.5mm	Ws>3mm	1.5 mm<Ws<3mm
频率	频率<1kHz	1kHz<频率<100kHz	频率>100kHz

附图说明

图1示意性示出形成角膜的不同层(眼泪、细胞上皮、非细胞基质、细胞内皮及房水)及控制基质水合程度的主要机制。实线表示房水通过内皮扩散至基质的流动，虚线表示自基质穿过内皮泵送至房水的流动，半虚线表示眼泪通过上皮扩散至基质的流动；

图2示意性示出当通过各细胞层时不同频率下的电流特性。虚线表示小于1kHz的低频率，且观察到电流分布于细胞外介质中。实线表示大于100kHz的高频率，且观察到电流流过细胞壁及细胞内介质；

图3A示出界定传感器、基板及微电极的不同层的图。图3B说明通过合适地组合存在于传感器中的若干微电极，利用同一传感器将电流渗透至角膜的不同层；

图4展示具有10个微电极的传感器的实施例，其中传感器的几何形状的不同参数定义如下：We，微电极的宽度；Le：微电极的长度；Ws，用于进行测量的所选微电极总成的宽度；Se，内部微电极与最接近的外部微电极的中心线之间的距离；Sei，内部微电极的中心线之间的距离；

图5示出了用于四点阻抗测量的由四个安置于基板上的微电极组成的传感器的实施例，具体为两个外部微电极(I +、I -) 及两个内部微电极(V +、V -)。

具体实施方式

下面参考附图描述本发明的装置的一个优选实施方式。

在此实施例中，使用的传感器具有由沉积于玻璃基板上的金制成的10个微电极。为防止轨道与角膜电接触，其由SiO₂-Si₃N₄绝缘层(300nm+700nm)覆盖。使用微技术方法中的光刻法标准来制造微电极及绝缘层的形状。

通过对兔子的实验性测试来验证角膜的阻抗测量与角膜不同层的功能之间的相关性。因此，通过投入稀释至0.05体积%的氯苄烷铵(BAC)来诱导角膜的功能改变。该化合物破坏细胞之间的接合，从而使得角膜层的渗透性增加。

为检测上皮层的改变，选择Ws为1mm且Nre为3的微电极配置。阻抗设备在外部微电极之间在100Hz下注射10μA电流且记录内部微电极的电位降，从而获得角膜的阻抗测量。在100Hz下获得的测量结果在健康角膜情况下为10K?±2K?，在具有改变的上皮层的角膜情况下为4K?±1K?。重复相同方法，为检测内皮层的改变，选择Ws为5mm且Nre为3的微电极配置，从而对于健康角膜在10kHz下获得2K?±0.5K?的测量结果，对于具有改变的内皮层的角膜获得200?±100?的测量结果。按照相同实验方法，测量由角膜内皮渗透性增加引起的基质水合增加。为此，选择Ws为1.8mm且Nre为3的微电极配置，从而对于健康角膜在1MHz下得到250?±20?的测量结果，对于具有改变的基质层的角膜得到80?±20?的测量结果。

Claims (27)

1.一种用于测量阻抗的传感器，其包括n个排列于基板上的微电极，其中n介于4与30之间，该微电极的尺寸及排列适合于同时接触角膜，且其中该微电极经选择经由2个外部微电极及2个内部微电极以4个微电极的组进行测量。

2.如权利要求1所述的用于测量阻抗的传感器，其中所述微电极以平面方式排列于基板上。

3.如权利要求1至2中任一项所述的用于测量阻抗的传感器，其中传感器包括10个微电极。

4.如权利要求1至3中任一项所述的用于测量阻抗的传感器，其中所述微电极是由选自金、铂、镍、铝、钛、氮化钛、铬及其合金的金属材料制成的。

5.如权利要求1至3中任一项所述的用于测量阻抗的传感器，其中所述微电极是由选自碳纳米管、石墨烯及导电聚合物的非金属材料制成的。

6.如权利要求1至5中任一项所述的用于测量阻抗的传感器，其中所述微电极具有细长形状且是根据其最长侧平行排列。

7.如权利要求1至6中任一项所述的用于测量阻抗的传感器，其中每一电极的宽度We介于0.03mm与1mm之间。

8.如权利要求7所述的用于测量阻抗的传感器，其中每一电极的宽度We为0.3 mm。

9.如权利要求1至8中任一项所述的用于测量阻抗的传感器，其中电极的长度Le介于0.03mm与11mm之间。

10.如权利要求9所述的用于测量阻抗的传感器，其中电极长度Le为1mm或2mm。

11.如权利要求1至10中任一项所述的用于测量阻抗的传感器，其中经选择用于进行测量的电极总成的宽度或外部微电极的中心线之间的距离Ws介于0.2mm与11mm之间。

12.如权利要求11所述的用于测量阻抗的传感器，其中经选择用于进行测量的电极总成的宽度或外部微电极的中心线之间的距离Ws在上皮情况下为1mm，在基质情况下为1.8mm，且在内皮层情况下为5mm。

13.如权利要求1至12中任一项所述的用于测量阻抗的传感器，其中微电极间隙的比率Nre=Sei/Se，Nre介于0.1与20之间，其中Sei为内部微电极的中心线之间的距离且Se为内部电极与最接近的外部电极的中心线之间的距离。

14.如权利要求13所述的用于测量阻抗的传感器，其中微电极间隙的比率Nre为3。

15.如权利要求1至14中任一项所述的用于测量阻抗的传感器，其中其上排列有微电极的基板是由选自硅、碳化硅、玻璃及PCB(印刷电路板，RF4)的刚性材料制成的。

16.如权利要求15所述的用于测量阻抗的传感器，其中该微电极的长度为2mm且宽度为0.3mm。

17.如权利要求1至14中任一项所述的用于测量阻抗的传感器，其中其上排列有微电极的基板是由选自SU8、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、聚二甲基硅氧烷(PDMS)、聚酰亚胺、聚萘二甲酸乙二酯(PEN)、聚对苯二甲酸乙二酯(PET)、聚苯乙烯、环烯烃聚合物(COP)及聚碳酸酯的柔材料制成的。

18.如权利要求17所述的用于测量阻抗的传感器，其中该微电极的长度为1mm且宽度为0.3mm。

19.如权利要求15至18中任一项所述的用于测量阻抗的传感器，其中基板为透明的。

20.如权利要求1至19中任一项所述的用于测量阻抗的传感器，其中传感器是以透镜形状制造的，适于载体或适于可容纳分离的角膜的容器。

21.一种用于测量阻抗的装置，其包括如权利要求1至20中任一项所述的传感器及多频阻抗测量设备。

22.如权利要求21所述的用于测量阻抗的装置，其中传感器及多频阻抗测量设备是通过电线连接。

23.如权利要求21所述的用于测量阻抗的装置，其中传感器及多频阻抗测量设备是通过遥测技术连接。

24.一种如权利要求1至20中任一项所述的传感器或如权利要求21至23中任一项所述的包括所述传感器的装置的用途，其用于测量阻抗以测定角膜的功能特性。

25.如权利要求24所述的传感器的用途，其用于测定上皮的功能特性，其中所选电极总成的宽度Ws小于1.5mm且进行测量的频率小于1kHz。

26.如权利要求24所述的传感器的用途，其用于测定内皮的功能特性，其中所选电极总成的宽度Ws大于3mm且进行测量的频率介于1kHz与100kHz之间。

27.如权利要求24所述的传感器的用途，其用于测定基质的功能特性，其中所选电极总成的宽度Ws介于1.5mm与3mm之间且进行测量的频率大于100kHz。

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