DE102006039893A1

DE102006039893A1 - Verfahren und Vorrichtung zum Bestimmen des wahren Augeninnendrucks

Info

Publication number: DE102006039893A1
Application number: DE102006039893A
Authority: DE
Inventors: David A. Luce
Original assignee: Reichert Inc
Current assignee: Reichert Inc
Priority date: 2005-09-08
Filing date: 2006-08-25
Publication date: 2007-03-22
Anticipated expiration: 2026-08-26
Also published as: US7909765B2; US20090093698A1; US20070055122A1; FR2890305A1; JP4495125B2; US7481767B2; JP2007069008A; DE102006039893B4; FR2890305B1; GB2430043A; GB2430043B; GB0614357D0

Abstract

Ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Messen des intraokularen Drucks (IOP) eines Auges verwenden eine empirisch abgeleitete Funktion, wobei ein nach innen gerichteter Applanationsdruck P1 und ein nach außen gerichteter Applanationsdruck P2, die während eines kornealen Deformationszyklus erhalten werden, der von einem Fluidpuls verursacht wird, getrennt gewichtet werden, um dem korneabedingten Einfluss auf den Wert des intraokularen Drucks, der durch die Funktion berechnet wird, zu minimieren. Bei einer Ausführungsform wird die Funktion zumindest teilweise optimiert, um eine Veränderung im berechneten IOP zwischen Messungen, die vor einer chirurgischen Veränderung der Kornea, und Messungen, die nach einer chirurgischen Veränderung der Kornea durchgeführt werden, zu minimieren.

Description

Gebiet der Erfindung
Die Erfindung betrifft im allgemeinen das Gebiet der Ophthalmologie und spezieller ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Bereitstellung einer Messung des intraokularen bzw. Augeninnendrucks (IOP), die im wesentlichen unabhängig vom kornealen Effekten ist, wodurch sich der gemessene IOP-Wert dem wahren IOP annähert.

Hintergrund der Erfindung

Tonometer zum Messen des IOP wurden ursprünglich als "Kontakt"-Instrumente entwickelt, was bedeutet, dass ein Abschnitt des Instruments während des Messverfahrens in Kontakt mit der Kornea gebracht wird. Ein wohlbekanntes Instrument dieser Art ist das Goldmann Applanationstonometer (GAT), das ursprünglich während der 1950er Jahre entwickelt wurde. Das GAT misst die Kraft, die benötigt wird, um einen bekannten Bereich der Kornea abzuflachen ("applanieren"), und wird heutzutage als Standard verwendet, mit dem andere Arten von Tonometern verglichen werden, um die Messgenauigkeit zu beurteilen.

Die Beeinträchtigung des Patienten, die von Kontakttonometern wie z.B. dem GAT verursacht wird, führte zur Entwicklung von kontaktlosen Tonometern (NCTs), welche arbeiten, indem ein Luftpuls auf die Kornea des Patienten gerichtet wird, um eine Applanation zu verursachen. Während die Kornea durch den Fluidpuls deformiert wird, überwacht ein optoelektronisches System die Kornea, indem korneal reflektiertes Licht von einem schräg auf die Kornea einfallenden Strahl detektiert wird, und ein Peakdetektorsignal tritt in dem Moment der Applanation auf, wenn die reflektierende Oberfläche der Kornea flach ist.

Bei NCTs im Stand der Technik misst ein Druckmessfühler den Pumpenraumdruck, während der Puls erzeugt wird, um ein Raumdrucksignal bereitzustellen, wodurch der Raumdruck im Moment, in dem eine Applanation erreicht wird (angezeigt durch einen scharfen Peak im Applanationssignal), bestimmt werden kann. Der Raumdruck bei der Applanation wird anschließend in einen IOP-Wert in Einheiten von Millimeter Quecksilbersäule (mmHg) unter Verwendung einer linearen Regressionsgleichung, die während der klinischen Instrumentenkalibrierung in Bezug auf das GAT als Referenz gespeichert wird, konvertiert. Ein primärer Index einer NCT-Zuverlässigkeit ist die Standardabweichung der Unterschiede S_d von zusammenpassenden Paaren der klinischen NCT- und GAT-Werte.

Heutige NCTs stellen einigermaßen verlässliche IOP-Messungen bereit, wobei jedoch neueste Studien anzeigen, dass korneale Effekte einen signifikanten Einfluss auf konventionelle NCT-Werte haben können. Dies ist in Anbetracht davon, dass die Kornea während des Druckmessverfahrens beaufschlagt werden muss und der Luftpuls etwas von seiner Energie aufwenden muss, um das korneale Gewebe selbst zu krümmen, nicht überraschend. In der Folge werden IOP-Werte fälschlicherweise auf einen Grad erhöht, der von Patient zu Patient in Abhängigkeit von den physikalischen Eigenschaften und Charakteristiken der Kornea des Patienten zur Zeit der Messung wie z.B. Dicke, Hydration und intrinsischen Gewebeeigenschaften variiert. Ein wahrer IOP ist unabhängig von den Eigenschaften der Kornea.

Während einer kontaktlosen IOP-Messung wird die Kornea aus ihrem ursprünglichen konvexen Zustand über einen ersten Applana tionzustand in einen leicht konkaven Zustand deformiert und kann von der Konkavität über einen zweiten Applanationszustand in die Konvexität zurückkehren, wenn der Luftpuls abebbt. In der Tat ist bekannt, dass ein zweiter Peak, der dem zweiten Applanationszustand entspricht, in einem Applanationssignal auftritt. Das US Patent Nr. 6,419,631 beschreibt ein kontaktloses Tonometrieverfahren, bei dem sowohl ein erster Raumdruck P1 als auch ein zweiter Raumdruck P2 verwendet werden, um den IOP zu berechnen. Bei einer offenbarten Ausführungsform wird ein erster IOP-Wert (IOP₁) berechnet, indem P1 an eine gespeicherte Regressionsgleichung eingegeben wird, die aus einem Plot bzw. einer Auftragung von klinischen GAT-Messungen gegen P1-Messungen für eine Gesamtheit von Augen abgeleitet wird, ein zweiter IOP-Wert (IOP₂) berechnet, indem P2 an eine andere gespeicherte Regressionsgleichung eingegeben wird, die aus einem Plot bzw. einer Auftragung von klinischen GAT-Messungen gegen P2-Messungen für eine Gesamtheit von Augen abgeleitet wird, und die IOP-Werte (IOP₁ und IOP₂) werden gemittelt, um ein Endergebnis zu liefern. Bei einer anderen offenbarten Ausführungsform werden die Drücke P1 und P2 gemittelt und das Ergebnis wird an eine einzelne gespeicherte Regressionsgleichung eingegeben, die aus einer Auftragung von klinischen GAT-Messungen gegen den Mittelwert von P1 und P2, wie für eine Gesamtheit von Augen gemessen, abgeleitet wird. Eine jüngste Studie von pre- und post-LASIK-Augen zeigt eine unerwartet große Veränderung des IOP nach einer LASIK-Operation, wenn der IOP gemäß dieser Methode berechnet wird, was zeigt, dass korneale Affekte weiterhin die IOP Messung beeinflussen.

Das US Patent Nr. 6,817,981 beschreibt einen Messansatz, der Augen mit einem über dem Normalen liegenden bzw. über-normalen intraokularen Druck bzw. Augeninnendruck identifizieren soll. Bei diesem Ansatz wird eine Standard-NCT-Messung des IOP durchgeführt und eine korneale Hysterese, die mit der IOP- Messung verknüpft ist, wird gefunden, indem eine Druckdifferenz zwischen dem Druck der nach innen gerichteten Applanation P1 und dem Druck der nach außen gerichteten Applanation P2 berechnet wird. Der Wert der Standard-IOP-Messung und die korneale Hysterese definieren einen Punkt im zweidimensionalen Raum. Die Anordnung des Punkts wird dann mit einer Normalverteilungs-Geraden oder -Kurve in dem zweidimensionalen Raum, die durch Datenpunkte aus einer statistisch signifikanten Gesamtheit von Augen definiert ist, verglichen, wodurch ein Unterschied des gemessenen IOP von einem erwarteten IOP für einen gegebenen kornealen Hysteresewert beobachtet werden kann.

Das PASCAL^® Dynamic Contour Tonometer, das von der SMT Swiss Microtechnology AG entwickelt wurde, ist eine Kontakttonometer, das ausgestaltet wurde, um einen wahren IOP zu messen. Das PASCAL^® Tonometer weist eine konkave Sensorspitze auf, die mit der konvexen Kontur der Kornea zusammenpassen soll. Die Sensorspitze ist federgespannt, um eine konstante Anordnungskraft auf die Kornea bereitzustellen, und weist einen piezoresistiven Festkörperdrucksensor zum kontinuierlichen Messen des IOP auf.

Zusammenfassung der Erfindung

Es ist daher ein Ziel der vorliegenden Erfindung, ein kontaktloses Tonometer bereitzustellen, das in der Lage ist, den wahren IOP zu messen. Ein verwandtes Ziel der Erfindung ist, den wahren IOP durch die Bewertung von Messergebnissen zu messen, die unter Verwendung einer existierenden NCT-Technologie in einer neuen Art und Weise erhalten wurden.

Diese und andere Ziele werden allgemein erreicht durch ein Verfahren zum Messen eines intraokularen Drucks mit den Schritten:

A) Richten eines Fluidpulses auf eine Kornea, um eine reversible Deformation der Kornea von einem ursprünglichen Zustand einer Konvexität über einen ersten Applanationszustand in einen Zustand einer Konkavität und zurück über einen zweiten Applanationszustand in den Zustand der Konvexität zu verursachen;
B) Erhalten eines ersten Druckwerts (P1), der mit dem Fluidpuls zu einer Zeit des ersten Applanationszustands verknüpft ist, und eines zweiten Druckwerts (P2), der mit dem Fluidpuls zu einer Zeit des zweiten Applanationszustands verknüpft ist; und
C) Berechnen eines Werts des intraokularen Drucks unter Verwendung einer vorbestimmten Funktion des ersten Druckwerts (P1) und des zweiten Druckwerts (P2), wobei die Funktion empirisch abgeleitet wurde, um den kornealbedingten Einfluss auf den Wert des intraokularen Drucks zu minimieren.

Bei einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist die empirisch abgeleitete Funktion ausdrückbar als IOP = K1·(F·P1 + P2) + K2 wobei F ≈ –0,43 und K₁ und K₂ Konstanten sind.

Die Erfindung umfasst auch ein kontaktloses Tonometer, das programmiert ist, um das Verfahren unter Verwendung der empirisch abgeleiteten Funktion auszuführen, welche in einem Instrumentenspeicher gespeichert sein kann.

Die Erfindung betrifft ferner ein Verfahren zum Ableiten einer Funktion zum Berechnen des intraokularen Drucks, das im allgemeinen die Schritte umfasst:

A) Referenzieren bzw. Untersuchung von empirischen Daten, die in Bezug auf eine Anzahl von Augen gesammelt sind, wobei die empirischen Daten einen ersten Druckwert (P1), der mit einer ersten Applanation einer Kornea während einer reversiblen Deformation der Kornea verknüpft ist, und einen zweiten Druckwert (P2), der mit einer zweiten Applanation der Kornea während der reversiblen Deformation verknüpft ist, messen, wobei der erste und der zweite Druckwert (P1 und P2) sowohl vor als auch nach einer chirurgischen Veränderung der Kornea für jedes der Anzahl von Augen erhalten wurden;
B) Auswählen einer Form der Funktion, bei der der erste Druckwert (P1) und der zweite Druckwert (P2) unabhängig gewichtete Variablen sind; und
C) Bestimmen der relativen Gewichte des ersten und des zweiten Druckwerts (P1 und P2), um eine Veränderung bei dem Wert des intraokularen Drucks zwischen Messungen, die vor der chirurgischen Veränderung der Kornea, und Messungen, die nach der chirurgischen Veränderung der Kornea durchgeführt wurden, zu minimieren.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen
Die Beschaffenheit und die Funktionsweise der vorliegenden Erfindung werden nun vollständig in der nachfolgenden detaillierten Beschreibung unter Hinzunahme der beiliegenden Zeichnungen beschrieben, in denen:
1 eine schematische Ansicht eines NCT ist, das die vorliegende Erfindung verkörpert;
2A bis 2E eine sequentielle Reihe von Ansichten sind, die die Stufen der Deformation einer Kornea während der Messung des IOP in Übereinstimmung mit einem erfindungsgemäßen Verfahren zeigen;
3 ein Graph ist, der ein Applanationssignal und ein Raumdrucksignal während einer NCT-Messung in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung zeigt;
4 ein Graph ist, in dem die absolute Differenz zwischen pre- und post-LASIK-IOP-Berechnungen als eine Funktion eines Normierungsfaktors aufgetragen sind, der einen ersten Raumdruckwert bezüglich eines zweiten Raumdruckwerts in der Funktion, die verwendet wird, um den IOP zu berechnen, gewichtet;
5 ein Graph einer zentralen kornealen Dicke gegen den IOP für eine Gesamtheit von normalen Augen ist, wobei der IOP gemäß einer optimierten Funktion der vorliegenden Erfindung berechnet wird;
6 ein Graph einer zentralen kornealen Dicke gegen den IOP für eine Gesamtheit von glaukomatösen Augen ist, wobei der IOP gemäß einer optimierten Funktion der vorliegenden Erfindung berechnet wird;
7 ein Graph eines IOP gegen eine zentrale korneale Dicke für eine Gesamtheit von Augen sowohl mit als auch ohne eine iopidine-verursachte IOP-Verminderung ist, wobei der IOP gemäß einer optimierten Funktion der vorliegenden Erfindung berechnet wird;
8 ein Graph eines gemittelten Raumdrucks gegen GAT-Messungswerte für eine Gesamtheit von Augen ist;
9 ein Flussdiagramm ist, das einen Messprozess gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt; und
10 ein Graph ist, der post-LASIK-IOP-Messungen zeigt, die gemäß der vorliegenden Erfindung gemacht wurden, die gegen pre-LASIK-IOP-Messungen aufgetragen sind, die gemäß der vorliegenden Erfindung gemacht wurden.
Detaillierte Beschreibung der Erfindung
1 zeigt ein kontaktloses Tonometer 10 in einer schematischen Ansicht. Ein Testabschnitt des NCT 10 ist als im allgemeinen ein Nasenstück 12, in dem eine Fluideausstoßröhre 14 befestigt ist, aufweisend abgebildet. Die Fluidaustoßröhre 14 definiert eine Testachse TA, die mit einem Vertex bzw. einer Spitze der Kornea C ausgerichtet ist bzw. wird, wenn eine Messung ausgeführt wird. Der Testabschnitt des NCT 10 weist ferner einen Pumpenmechanismus 16 mit einer Raumkammer 17 in Flusskommunikation mit einem Eintrittsende der Fluidausstoßröhre 14, einem Kolben 18, der beweglich ist, um das Fluid innerhalb der Raumkammer 17 zu komprimieren, und einem Antriebsmotor 20, der mit dem Kolben verbunden ist, auf. Wie es Fachleuten auf dem Gebiet der kontaktlosen Tonometrie geläufig ist, ist der Pumpenmechanismus 16 betriebsbereit, um rasch den Fluiddruck innerhalb der Raumkammer 17 zu erhöhen, wodurch ein Fluidpuls erzeugt wird, der aus einem Ausgangsende der Fluidausstoßröhre 14 in die Richtung der Kornea C ausgestoßen wird, um eine Deformation der Kornea zu verursachen. Bei der abgebildeten Ausführungsform wird der Motor 20 von einer Stromquelle 22 in Reaktion auf ein Befehlssignal von einem Mikrocontroller 24 mit Energie versorgt. Wie hierin verwendet, bedeutet der Terminus "Mikrocontroller" eine integrierte Schaltung, die wenigstens eine Zentralverarbeitungseinheit (CPU) und einen Speicher aufweist. Der Speicher weist vorzugsweise eine nicht-volatile Speichervorrichtung zum Erhalten der gespeicherten Informationen, wenn die Energie abgeschaltet wird, auf. Geeignete kontaktlose Tonometer zum Ausüben der vorliegenden Erfindung umfassen das AT-555 Non-Contact Tonometer und den Ocular Response Analyzer (ORA), die von Reichert, Inc., der Anmelderin der vorliegenden Erfindung, hergestellt werden, sind aber darauf nicht beschränkt.
Die 2A bis 2E zeigen einen kornealen Deformationszyklus, der durch den Fluidpuls hervorgerufen wird. 2A zeigt die Kornea C in ihrem ursprünglichen und natürlichen konvexen Zustand. 2B zeigt die Kornea C in einem ersten Applanationszustand, wenn die Kornea durch den Fluidpuls nach innen gedrückt wird, und 2C zeigt die Kornea C in einem konkaven Zustand, wenn der Luftpuls das korneale Gewebe über seinen abgeflachten Zustand aus 2B hinaus drückt. Der Luftpuls fällt anschließend weg bzw. nimmt ab, und die Kornea kann über einen zweiten Applanationszustand, der in 2D gezeigt ist, passieren, während sich die Kornea in einer nach außen gerichteten Richtung umformt, um in ihren ursprünglichen und natürlichen konvexen Zustand, der wiederum in 2E abgebildet ist, zurückzukehren.
Die korneale Deformation kann durch ein optoelektronisches Überwachungssystem, wie das in 1 gezeigte, überwacht werden, bei dem eine Lichtquelle 26 schräg auf die Kornea gerichtet ist und ein fotosensitiver Detektor 28 auf einer gegenüberliegenden Seite der Testachse TA angeordnet ist, um das korneal reflektierte Licht zu empfangen. Es versteht sich, dass ein Strahl von der Lichtquelle 26 nach der Reflexion durch die gekrümmte korneale Oberfläche aufgefächert wird und das Signal, das durch den fotosensitiven Detektor 28 erzeugt wird, relativ schwach sein wird, wenn die Kornea C konvex (2A, 2E) oder konkav (2C) ist. Wenn sich jedoch die Kornea C in einem applanierten Zustand (2B und 2D) befindet, bleibt der Lichtstrahl von der Lichtquelle 26 nach der Reflexion an der flachen kornealen Oberfläche wohldefiniert, so dass mehr Licht den fotosensitiven Detektor 28 erreicht und ein Peaksignal durch den Detektor erzeugt wird. Die Signalinformation, die durch den fotosensitiven Detektor 28 während des kornealen Deformationszyklus erzeugt wird, die nachfolgend als das "Applanationssignal" bezeichnet wird, wird durch einen Filter 30 verarbeitet, durch einen Analog-Digital-Konverter 32 in eine digitale Form konvertiert und an den Mikrocontroller 24 eingeben, wo sie im Speicher 34 gespeichert werden kann. Ein Applanationssignal von einer typischen NCT-Messung ist in 3 aufgetragen und weist ein Paar von wohldefinierten Signalpeaks A1 und A2 auf, die mit einem ersten Applanationsereignis während der Deformation der Kornea C nach innen (siehe 2B) bzw. einem zweiten Applanationsereignis während der Deformation der Kornea C nach außen (siehe 2D) verknüpft sind.
Der Druck innerhalb der Plenum- bzw. Raumkammer 17 wird auch während des kornealen Deformationszyklus überwacht. Bei der gezeigten Ausführungsform wird ein Drucksensor 36 in der Raumkammer 17 nahe des Eingangsendes der Fluidausstoßröhre 14 angeordnet, um eine Signalinformation, die für den Raumdruck, der mit dem Fluidpuls verknüpft ist, repräsentativ ist, zu erzeugen. Die Signalinformation, die durch den Drucksensor 36 erzeugt wird, wird durch einen Filter 38 verarbeitet, durch einen Analog-Digital-Konverter 40 in eine digitale Form konvertiert und an einen Mikrocontroller 24 eingeben, wo sie in einem Speicher 34 gespeichert werden kann. Ein Drucksignal von einer NCT-Messung gemäß der Erfindung ist in 3 aufgetra gen und ist durch eine Gaußsche Glockenkurvenform gekennzeichnet. Es ist empfehlenswert, die Parameter des Pumpenmechanismus 16 einzustellen, um ein Drucksignal bereitzustellen, das wenigstens ungefähr um einen Zeitpunkt symmetrisch ist und eine geeignet Spannweite aufweist, wodurch ein erster Druck P1, der mit der ersten Applanation A1 einhergeht, und ein zweiter Druck P2, der mit der zweiten Applanation A2 einhergeht, genau durch die Bewertung der Applanations- und Drucksignale bestimmt werden können. Zum Beispiel weisen Parameter, die eingestellt werden können, um die Form des Drucksignals als eine Funktion der Zeit zu optimieren, das Gewicht des Kolbens 18 und das Zeitprofil des antreibenden Stroms, der von der Stromquelle 22 an den Motor 20 abgegeben wird, auf. Die Bewertung des Applanationssignals und des Drucksignals wird von dem Mikrocontroller 24 durchgeführt.
Somit werden während eines einzelnen kornealen Deformationszyklus zwei digitale Druckwerte, die dem detektierten Raumdruck zur Zeit der nach innen gerichteten Applanation (2B) und zur Zeit der nach außen gerichteten Applanation (2D) entsprechen, erhalten. Zum Zwecke dieser Beschreibung bzw. Spezifikation wird der erste oder nach innen gerichtete Druckwert als P1 bezeichnet und der zweite oder nach außen gerichtete Druckwert als P2 bezeichnet. Die Druckwerte P1 und P2 werden in roher Form als ein Digital-"Zähler", der proportional zur Amplitude des Drucksignals, das durch den Drucksensor 36 erzeugt wird, ist, ausgedrückt.
Basierend auf einer Analyse von Daten verschiedener klinischer Versuche wurde beobachtet, dass die Druckwerte P1 und P2 unabhängig auf verschiedene Faktoren wie z.B. zentrale korneale Dicke, chirurgische Veränderung der Kornea und klinisch induzierte Veränderungen im IOP reagieren. Daher wurde gemäß der vorliegenden Erfindung eine "optimale Kombination" der zwei unabhängigen Parameter P1 und P2 gesucht, um den besten IOP-Wert zu erhalten.
Spezieller wurde eine Funktion zum Berechnen des IOP aus den Druckwerten P1 und P2 empirisch von klinischen Daten abgeleitet, wobei die Funktion optimiert wurde, um den korneabedingten Einfluss auf den berechneten IOP-Wert zu minimieren. Bei einer derzeitigen Ausführungsform wurden klinische Daten, die Raumdruckwerte P1 und P2, die sowohl vor als auch nach einer chirurgischen Veränderung der Kornea bei einer Vielzahl von Augen gemessen wurden, umfassen, verwendet. Die klinischen Daten beinhalten Messungen, die vor und nach einer LASIK (laser-unterstützte-in-situ-Keratomileusis)-Operation durchgeführt wurden, und sind in Tabelle I unten dargestellt.
Zusätzlich zu den Daten, die in Tabelle I oben gezeigt sind, wurden weitere klinische Daten, die P1, P2 und eine zentrale korneale Dicke (CCT) für verschiedene Gesamtheiten von Augen angeben, verwendet.
Die Funktion zum Berechnen des IOP wurde als eine Linearkombination der Druckwerte P1 und P2 angenommen und die Optimierung basierte auf i) minimieren der Differenz zwischen dem berichteten IOP, der vor der chirurgischen Veränderung der Kornea gemessen wurde, und dem berichteten IOP, der nach der chirurgischen Veränderung der Kornea gemessen wurde, da die korneale Veränderung theoretisch im wesentlichen keinen Effekt auf den wahren IOP haben sollte; und ii) minimieren der statistischen Korrelation zwischen dem berichteten IOP und der zentralen kornealen Dicke, da der wahre IOP von der zentralen kornealen Dicke unabhängig ist. Wie hierin verwendet, werden der Terminus "minimieren" und seine alternativen Formen in einem weiten Sinn verwendet, um das Reduzieren eines Parameters einzuschließen.
Ohne Einschränkung der Allgemeinheit kann die Linearfunktion zum Berechnen des IOP geschrieben werden als IOP = K1·(F·P1 + P2) + K2 (1)wobei "K₁" die Steigung, "K₂" ein Offset, der durch die Eigenschaften der NCT-Messvorrichtung, die das Drucksignal beeinflussen, bestimmt ist und "F" ein Skalierungsfaktor ist, der P1 relativ zu P2 gewichtet.
Daher beinhaltet die Aufgabe des Optimierens der obigen IOP-Funktion das Finden des Werts des Skalierungsfaktors F, der den absoluten Wert der Differenz zwischen dem pre-chirurgischen und dem post-chirurgischen IOP, wie durch die Funktion berechnet, minimiert. Der Wert von F kann angenähert werden durch Auftragen von ΔIOP, definiert durch ΔIOP = |(F·P1nach + P2nach) – (F·P1vor + P2vor)| (2)gegen den Skalierungsfaktor F und Bestimmen des Minimums, an dem P1_nach der mittlere erste, post-LASIK gemessene Druck P1 aus Tabelle I, P2_nach der mittlere zweite, post-LASIK gemessene Druck P2 aus Tabelle I, P1_vor der mittlere erste, pre-LASIK gemessene Druck P1 aus Tabelle I und P2_vor der mittlere zweite, pre-LASIK gemessene Druck P2 aus Tabelle I ist. Unter Bezugnahme auf Tabelle II unten wird ΔIOP an inkrementiellen Werten von F berechnet und eine Auftragung entsprechend Tabelle II ist in 4 dargestellt.
Es ist aus 4 offensichtlich, dass ein relativ wohldefiniertes Minimum in der Kurve sehr nahe bei F = –0,45 auftritt.
Die Aufgabe des Optimierens der IOP-Funktion aus Gleichung (1) kann zusätzlich das Einstellen von F derart beinhalten, dass eine Korrelation zwischen dem berechneten IOP und einer zentralen kornealen Dicke im wesentlichen entfernt wird. Klinische Daten, die für diese Einstellung verwendet wurden, wiesen Daten des Drucks und der zentralen kornealen Dicke, die an einer Gesamtheit von 184 normalen Augen, einer Gesamtheit von 319 glaukomatösen Augen und einer Gesamtheit von 310 Augen, die sowohl in ihrem natürlichen Zustand als auch in einem Zustand von verringertem IOP, der durch die Verabreichung von Iopidine bzw. Iopidin an das Auge verursacht wurde, gemessen wurden, auf. Durch Auftragen der statistischen Korrelation (R²) als eine Funktion des Skalierungsfaktors F wurde gefunden, dass ein Skalierungsfaktor F = –0,43 im wesentlichen alle statistischen Korrelationen zwischen dem IOP und der zentralen kornealen Dicke bei der Gesamtheit der Iopidine-Augen (R² = 0) und bei der Gesamtheit der normalen Augen (R² = 0,0006) entfernt. Bezüglich der Gesamtheit der glaukomatösen Augen resultierte eine Skalierungsfaktor F = –0,43 in einer leichten statistischen Korrelation zwischen dem IOP und der zentralen kornealen Dicke (R² = 0,1139). Auftragungen, die das Fehlen der statistischen Korrelation zwischen dem berechneten IOP und der zentralen kornealen Dicke für die drei oben genannten Gesamtheiten zeigen, sind in den 5, 6 und 7 dargestellt. Dementsprechend wurde der Skalierungsfaktor F empirisch auf –0,43 optimiert, so dass IOP = K1·(P2 – 0,43·P1) + K2 (3)
Es sei betont, dass ein Fehler bezüglich jeder Messung existiert und daher der empirisch ermittelte Wert des Skalierungsfaktors F mit einem zugehörigen Toleranzbereich ausgedruckt werden kann. Für die vorliegenden Zwecke ist der Skalierungsfaktor F = –0,43 ± 0,1.
Wie oben erwähnt, sind die Werte von K₁ und K₂ für ein vorgegebenes NCT spezifisch und daher muss jedes NCT kalibriert werden, um genaue Messergebnisse bereitzustellen. Eine theoretische Möglichkeit zur Kalibrierung ist, K₁ und K₂ für jedes spezifische Instrument durch direkte oder indirekte Kalibrierung jedes Instruments gegen ein GAT zu bestimmen. Dies kann durch Messung einer Anzahl von Augen mit einem GAT und Messung derselben Anzahl von Augen mit dem zu kalibrierenden Instrument erfolgen, um P1- und P2-Rohzählwerte für dieselbe Anzahl von Augen zu erhalten. Bei einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung können die Daten anschließend durch zwei Regressionsschritte bewertet werden. Der erste Schritt ist eine normale lineare Regression des mittleren Raumdrucks (P1 + P2)/2 gegen GAT-Werte, um einen Skalierungsfaktor, der den Druck in willkürlichen digitalen "Zähl"-Einheiten mit einem äqvivalenten Druck in Millimeter Quecksilbersäule verknüpft, zu finden und einen GAT-äqvivalenten IOP (hierin als "IOPG" bezeichnet) aus den Drücken P1 und P2 anzugeben. 8 zeigt eine Auftragung von (P1 + P2)/2 gegen GAT unter Verwendung von Daten aus einer klinischen Studie, die am Wilmer Eye Institute am Johns Hopkins Hospital in Baltimore, Maryland durchgeführt wurde. Die Studie wurde unter Verwendung eines GAT und eines NCT, die von Reichert, Inc. Inhaber der vorliegenden Anmeldung, hergestellt wurden, durchgeführt. Die Daten wurden an 339 Augen, die in einem GAT-IOP-Wertebereich von 3,0 mmHg bis 57,3 mmHg liegen, gesammelt. Zwei NCT-Messungen pro Auge und drei GAT-Messungen pro Auge wurden mit einer zufälligen Wahl des rechten oder linken Auges und einer zufälligen GAT-NCT-Sequenz durchgeführt. Die Daten sind in Tabelle III dargestellt, die am Ende dieser detaillierten Beschreibung erscheint. Mathematisch, (P1 + P2)/2 = 6,69·GAT + 97,845 (4)
Definitionsgemäß ist IOPG = GAT. Das Auflösen von Gleichung (4) für GAT stellt IOPG in Termen von P1 und P2 wie folgt dar: IOPG = GAT = 0,149·((P1 + P2)/2) – 15 (5)
Der zweite Schritt ist eine orthogonale lineare Regression von (P2 – 0,43·P1) gegen IOPG. Durch Wählen eines Skalierungsfaktors K1 derart, dass die Steigung 1 wird, und Legen des y-Abschnitts durch 0 werden K₁ und K₂ derart bestimmt, dass der berechnete IOP mit IOPG und damit letztendlich mit GAT korreliert ist. Die orthogonale lineare Regression ergab den IOP in Millimeter Quecksilbersäule als eine Funktion von P1 und P2, wie folgt: IOP = 0,225·(P2 – 0,43·P1) + 5,16 (6)wobei 5,16 ein grundlinienkorrigierter Offset ist und P1 und P2 grundlinienkorrigierte Druckzählwerte sind. Gleichung (6) gilt für das spezielle NCT, das in der klinischen Studie verwendet wurde.
Ein alternativer Ansatz kann basierend auf einer linearen Regression von (P2 – 0,43·P1) direkt gegen GAT verwendet werden, was ein leicht unterschiedliches aber akzeptables Ergebnis hervorbringen wird.
Es ist natürlich höchst unpraktisch, jedes NCT, das für einen gewerblichen Verkauf gedacht ist, in dieser Art und Weise zu kalibrieren. Stattdessen wird ein "Master"-NCT wie oben beschrieben kalibriert, um jedes kommerzielle NCT zu kalibrieren, und das kalibrierte Master-NCT wird als ein Referenzstandard für die Kalibrierung von Produktions-NCTs, die für den Verkauf an Kunden gedacht sind, verwendet. Dieser zweite Schritt wird vorzugsweise unter Verwendung eines Tonometerka librierungswerkzeugs und einer Kalibrierungsmethodik, wie im gemeinsamen US Patent 6,679,842 beschrieben, durchgeführt. Das Tonometerkalibrierungswerkzeug wird verwendet, um einen Mittelwert von P1 (grundlinienkorrigierter Zählwert), der vom Master-NCT für jede der drei unterschiedlichen Kalibrierungsdruckeinstellungen A (niedrig), B (mittel) und C (hoch) des Tonometerkalibrierungswerkzeugs bereitgestellt wird, zu bestimmen. Diese Raumdruckkalibrierungswerte, die mit dem Master-NCT verknüpft sind, werden als P1 M / A, P1 M / B bzw. P1 M / C bezeichnet. Es ist anschließend notwendig, einen Mittelwert von P1 (grundlinienkorrigierter Zählwert) zu bestimmen, der von einem Test-Produktions-NCT für jede der drei unterschiedlichen Kalibrierungsdruckeinstellungen A (niedrig), B (mittel) und C (hoch) des Tonometerwerkzeugs bereitgestellt wird. Diese Raumdruckkalibrierungswerte, die mit dem Produktions-NCT verknüpft sind, werden als P1 P / A, P1 P / B bzw. P1 P / C bezeichnet. Anschließend wird eine lineare Regression der Produktions-NCT-Druckwerte gegen die Master-NCT-Druckwerte durchgeführt: (P1PA , P1PB , P1PC ) ≈ mABC·(P1MA , P1MB , P1MC ) + bABC (7)wobei m_ABC und b_ABC Kalibrierungskonstanten für das Produktions-NCT sind. Die Kalibrierungskonstanten m_ABC und b_ABC werden verwendet, um die Rohdruckwerte, die von einem gegebenen Produktions-NCT gemessen werden, in äquivalente Druckwerte des Master-NCT zu konvertieren, sodass Gleichung (6), die für die Berechnung des IOP bei dem Master-NCT abgeleitet ist, für die Berechnung des IOP bei dem Produktions-NCT gültig ist. Dementsprechend werden die neuen kalibrierungskonvertierten Raumdrücke P1_s und P2_s wie folgt berechnet, wenn die Rohraumdruckwerte, die von einem Produktions NCT gemessen wurden, P1_s und P2_s sind : P1s = (1/mABC)·(P1s – bABC) (8a) P2s = (1/mABC)·(P2s – bABC) (8b)
Die konvertierten Druckwerte P1_s und P2_s können anschließend an Gleichung (6) übergeben werden, um den IOP zu berechnen: IOP = 0,225·(P2s – 0,43·P1s) + 5,16 (9)
Somit werden die Parameter K₁ und K₂, die zum Berechnen des IOP bei dem Master-NCT basierend auf empirischen Daten abgeleitet werden, und die Kalibrierungsparameter m_ABC und b_ABC, die für die Konvertierung der Rohdruckwerte verwendet werden, im Speicher 34 eines jeden Produktionsinstruments zusammen mit Programmiercode für das Durchführen der in den Gleichungen (8a), (8b) und (9) oben dargelegten Berechnungen abgespeichert.
9 ist ein Flussdiagramm, das das Messverfahren zeigt, das von einem in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung kalibrierten und programmierten NCT ausgeführt wird. Die Testachse TA des NCT wird in Schritt 100 mit dem Auge des Patienten ausgerichtet und ein Fluidpuls, z.B. ein Luftstoß, wird in Schritt 102 auf die Kornea gerichtet. Die Blöcke 104 und 106 repräsentieren die Erzeugung eines Drucksignals und eines Applanationssignals, wie oben bezüglich 3 beschrieben. In Schritt 108 werden die Druck- und Applanationssignale digitalisiert und die digitalisierten Signale werden verarbeitet, um die Druckwerte P1 und P2 zu bestimmen. Die Druckwerte P1 und P2 werden in Schritt 110 basierend auf der Kalibrierung des Instruments, wie oben beschrieben, eingestellt, um die kalibrierungskorrigierten Druckwerte P1 und P2 zu erhalten. In Schritt 112 werden die kalibrierungskorrigierten Druckwerte P1 und P2 an die vorbestimmte Funktion zur Be rechnung des IOP eingegeben, wobei die Funktion im Instrumentenspeicher, vorzugsweise einem nicht-flüchtigen Speicher, während der Instrumentenkalibrierung gespeichert wird. Schließlich wird der berechnete IOP in Schritt 114, z.B. durch Anzeigen, Ausdrucken oder hörbares Berichten des IOP-Werts, berichtet.
10 zeigt die Effektivität der vorliegenden Erfindung bezüglich des Datensatzes aus Tabelle I oben. Unter Verwendung der optimierten Funktion der vorliegenden Erfindung waren die IOP-Messungen in Einheiten von mmHg, die vor und nach einer LASIK-Operation für die Gesamtheit von Augen durchgeführt wurden, stark korreliert (R² = 0,95). Wie oben diskutiert, sollte dies der Fall sein, weil jedes Auge einen im wesentlichen konstanten IOP unabhängig von der kornealen Form oder anderen kornealen Eigenschaften haben sollte. Tabelle III

Claims

Verfahren zum Messen eines intraokularen Drucks eines Auges mit den Schritten: A) Richten eines Fluidpulses auf eine Kornea, um eine reversible Deformation der Kornea von einem ursprünglichen Zustand einer Konvexität über einen ersten Applanationszustand in einen Zustand einer Konkavität und zurück über einen zweiten Applanationszustand in den Zustand der Konvexität zu verursachen; B) Erhalten eines ersten Druckwerts (P1), der mit dem Fluidpuls zu einer Zeit des ersten Applanationszustands verknüpft ist, und eines zweiten Druckwerts (P2), der mit dem Fluidpuls zu einer Zeit des zweiten Applanationszustands verknüpft ist; und C) Berechnen eines Werts des intraokularen Drucks unter Verwendung einer vorbestimmten Funktion des ersten Druckwerts (P1) und des zweiten Druckwerts (P2), wobei die Funktion empirisch abgeleitet wurde, um den kornealbedingten Einfluss auf den Wert des intraokularen Drucks zu minimieren.
Verfahren gemäß Anspruch 1, bei dem die Funktion zumindest teilweise von empirischen Daten, die den ersten Druckwert (P1) und den zweiten Druckwert (P2) sowohl vor als auch nach einer chirurgischen Veränderung der Kornea messen, abgeleitet wird.
Verfahren gemäß Anspruch 1 oder 2, bei dem die Funktion zumindest teilweise optimiert wird, um eine Veränderung in dem berechneten Wert des intraokularen Drucks zwischen Messungen, die vor der chirurgischen Veränderung der Kornea, und Messungen, die nach der chirurgischen Veränderung der Kornea durchgeführt werden, zu minimieren.
Verfahren gemäß einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem die Funktion zumindest teilweise optimiert wird, um eine statistische Korrelation zwischen dem berechneten Wert des intraokularen Drucks und einer zentralen kornealen Dicke zu minimieren.
Verfahren gemäß einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem die Funktion eine lineare Funktion ist.
Verfahren gemäß Anspruch 5, bei dem die Funktion ausdrückbar ist als IOP = K1·(F·P1 + P2) + K2 wobei F ≈ –0,43 und K₁ und K₂ Konstanten sind.
Kontaktloses Tonometer mit: einer Fluidpumpe, die eine Plenum- bzw. Raumkammer aufweist; einer Fluidausstoßröhre bzw. -abgaberöhre in Verbindung mit der Pumpe zum Richten eines Fluidpulses auf eine Kornea eines Patienten, um eine reversible Deformation der Kornea von einem ursprünglichen Zustand einer Konvexität über einen ersten Applanationszustand zu einem Zustand einer Konkavität und zurück über einen zweiten Applanationszustand zu dem Zustand der Konvexität zu verursachen; einem Applanationsdetektor, der ein Applanationssignal bereitstellt, das einen Zeitpunkt des ersten Applanationszustands und einen Zeitpunkt des zweiten Applanationszustands anzeigt; einem Drucksensor, der angeordnet ist, um ein Drucksignal bereitzustellen, das den Fluidduruck in dem Raum als eine Funktion der Zeit anzeigt; einem Prozessor, der mit dem Applanationsdetektor und dem Drucksensor zum Bewerten des Applanationssignals und des Drucksignals verbunden ist, um einen ersten Druckwert (P1), der mit dem ersten Applanationszustand einhergeht, und einen zweiten Druckwert (P2), der mit dem zweiten Applanationszustand einhergeht, bereitzustellen, und zum Berechnen eines Werts des intraokularen Drucks unter Verwendung einer vorbestimmten Funktion des ersten Druckwerts (P1) und des zweiten Druckwerts (P2), wobei die Funktion empirisch abgeleitet ist, um den kornealbedingten Einfluss auf den Wert des intraokularen Druckwert zu minimieren.
Kontaktloses Tonometer gemäß Anspruch 7, ferner mit einem Speicher, der mit dem Prozessor verbunden ist, wobei der Speicher die empirisch abgeleitete Funktion enthält.
Kontaktloses Tonometer gemäß Anspruch 7 oder 8, wobei die Funktion aus empirischen Daten abgeleitet ist, die den ersten Druckwert (P1) und den zweiten Druckwert (P2) sowohl vor als auch nach einer chirurgischen Veränderung der Kornea messen.
Kontaktloses Tonometer gemäß einem der Ansprüche 7 bis 9, bei dem die Funktion zumindest teilweise optimiert ist, um eine Veränderung in dem berechneten Wert des intraokularen Drucks zwischen Messungen, die vor einer chirurgischen Veränderung der Kornea, und Messungen, die nach einer chirurgischen Veränderung der Kornea durchgeführt werden, zu minimieren.
Kontaktloses Tonometer gemäß einem der Ansprüche 7 bis 10, wobei die Funktion zumindest teilweise optimiert wird, um eine statistische Korrelation zwischen dem berechneten Wert des intraokularen Drucks und einer zentralen kornealen Dicke zu minimieren.
Kontaktloses Tonometer gemäß einem der Ansprüche 7 bis 11, wobei die Funktion eine lineare Funktion ist.
Kontaktloses Tonometer gemäß Anspruch 12, bei dem die Funktion ausdrückbar ist als IOP = K1·(F·P1 + P2) + K2 wobei F ≈ –0,43 und K₁ und K₂ Konstanten sind.
Verfahren zum Ableiten einer Funktion zum Berechnen des intraokularen Drucks, das die Schritte umfasst: A) Referenzieren von empirischen Daten, die in Bezug auf eine Anzahl von Augen gesammelt sind, wobei die empirischen Daten einen ersten Druckwert (P1), der mit einer ersten Applanation einer Kornea während einer reversiblen Deformation der Kornea verknüpft ist, und einen zweiten Druckwert (P2), der mit einer zweiten Applanation der Kornea während der reversiblen Deformation verknüpft ist, messen, wobei der erste und der zweite Druckwert (P1 und P2) sowohl vor als auch nach einer chirurgischen Veränderung der Kornea für jedes der Anzahl von Augen erhalten wurden; B) Auswählen einer Form der Funktion, bei der der erste Druckwert (P1) und der zweite Druckwert (P2) unabhängig gewichtete Variablen sind; und C) Bestimmen der relativen Gewichte des ersten und des zweiten Druckwerts (P1 und P2), um eine Veränderung bei dem Wert des intraokularen Drucks zwischen Messungen, die vor der chirurgischen Veränderung der Kornea gemacht wurden, und Messungen, die nach der chirurgischen Veränderung der Kornea durchgeführt werden, zu minimieren.
Verfahren gemäß Anspruch 14, wobei die chirurgische Veränderung der Kornea ein LASIK-Verfahren umfasst.