JP2005531368A - 眼圧測定における誤差を除去するための方法 - Google Patents

Abstract

【解決手段】
本発明は、新規な眼圧測定方法に係り、測定された眼圧が、角膜の内向き圧平と、同一の測定パルス中における内向き及び外向き圧平事象に関連付けられた圧力差から導かれる角膜ヒステリシスとに対応したものである。この測定された眼圧は、所定の集団の基準関数と比較され、それにより角膜の影響が回避され、眼圧の現状が確定される。２つのモードを有する非接触型眼圧計は、患者が快適な標準測定モードと、代替測定モードとの選択ができるようになっている。代替測定モードは、動的測定手順における角膜ヒステリシスを追加的に観測できるよう、流体パルスの圧力対時間の関係が変えられたものである。この眼圧測定方法は、接触型眼圧計に適用される方法と、異なる空気パルス圧力の勾配割合を用いた一組の非接触型眼圧測定に基づく方法とが含まれるものである。

Description

本発明は、眼科用の計器に関するものであって、特に、接触型及び非接触型眼圧計の双方に適用可能な新規な眼圧測定方法に関する。

ＩＯＰ（眼圧）測定用の眼圧計は、一般的に「接触」型計器が開発されており、これは、測定中に計器の一部分が角膜に接触するよう移動するものである。このタイプの有名な計器として、１９５０年代に初めて開発されたゴールドマン圧平眼圧計（ＧＡＴ）がある。このＧＡＴは、角膜の既知面積を平坦化（圧平）するために必要な押圧力を測定するものある。ＧＡＴは、今日では標準器として用いられ、他のタイプの眼圧計は、測定値の正確さを評価すべくＧＡＴと比較され較正される。

ＧＡＴのような接触型眼圧計では、患者が不快であったり、麻酔を使用しなければならないので、空気パルスを角膜にあてて圧平を生じさせる「非接触型」眼圧計（ＮＣＴｓ）が開発された。典型的なものでは、空気パルスは、ソレノイドで駆動されるポンプ機構により生成され、狭い流体放出チューブを通じて角膜へあてられる。この流体パルスで角膜は変形し、光電子システムが角膜に入射するビームの反射光を検波して角膜を観測し、角膜の反射面が平坦になる圧平の瞬間に、検知信号のピークが生じる。

従来のＮＣＴｓでは、パルスが発生する時のポンプ機構内のプレナム圧力を圧力トランスデューサーで検知しており、又このプレナム圧力に比例するプレナム圧力信号を供給している。プレナム圧力信号及び圧平信号を処理することによって、圧平時のプレナム圧力を決定する。この圧平時のプレナム圧力は、ＧＡＴに対する臨床的な較正を参照として行っている間に、メモリー５４内に記憶され、展開された回帰方程式を用いて、ｍｍＨｇ（水銀柱ミリメートル）を単位とするＩＯＰ値に変換される。好一対のＮＣＴとＧＡＴの臨床読取り値の標準偏差Ｓ_ｄが、ＮＣＴの信頼性の基本インデックスとなっている。

ＮＣＴは、相当信頼性のあるＩＯＰ測定値を提供するが、角膜を圧迫する眼内流体を押しのけるのと対比して角膜組織を「曲げる」ことにある程度の空気パルスエネルギーを費やす。これにより、ＩＯＰ読取り値は、不慮に不当に上昇する。直感的に、非常に硬い角膜では、圧平するのにより多くの空気パルスエネルギーが必要とされるので、さらに不当に上昇した圧力読取り値が生じる傾向にある。事実、近年の研究によれば、角膜の物理的特性が、ＮＣＴの読取り値に重大な影響をもたらすことがいくつか示されている。例えば、Ｃｏｐｔ Ｒ−Ｐ，Ｔｏｍａｓ Ｒ，Ｍｅｒｍｏｕｄ Ａ 著，「高眼圧症、開放隅角緑内障及び正常眼圧緑内障における角膜厚」，Ａｒｃｈ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌ．Ｖｏｌ．１１７：１４−１６（１９９９）； Ｅｍａｒａ Ｂ，Ｐｒｏｂｓｔ ＬＥ，Ｔｉｎｇｅｙ ＤＰ，Ｋｅｎｎｅｄｙ ＤＷ，など著，「レーザー原位置角隅切開反転術後の標準近視眼における眼圧及び中央角膜厚の相関関係」；Ｊ Ｃａｔａｒａｃｔ Ｒｅｆｒａｃｔ Ｓｕｎｇ，Ｖｏｌ．２４：１３２０−２５（１９９８）； Ｓｔｏｄｔｍｅｉｓｔｅｒ Ｒ 著， 「圧平測定法及び角膜厚に関する相関関係」，Ａｃｔａ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌ Ｓｃａｎｄ，Ｖｏｌ．７６：３１９−２４（１９９８）； Ａｒｇｕｓ ＷＡ 著，「高眼圧症及び中央角膜厚」，Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｌ，Ｖｏｌ．１０２：１８１０−１２（１９９５）を参照。比較的厚い角膜を有する人に対しては、従来技術の方法で測定したＩＯＰ値は、「真実の」ＩＯＰから大きく異なることがある。これまで、角膜厚の影響に対して測定ＩＯＰを補正する試みは、一般的には、別の機器手段で角膜厚を測定したり、或いは測定された角膜厚を基礎として測定ＩＯＰを補正する等して行われていた。Ｇｒｏｌｍａｎに１９９５年１２月１２日に付与された米国特許第５，４７４，０６６号が、この手法に関連するものである。

角膜厚を基礎とする補正の欠点は、角膜厚が静的パラメータであって、このパラメータが、空気パルス或いは圧平させる押圧力を生じさせる他の手段による動的な負荷に応答する角膜の硬度に関する信頼性のある指標となり得るか否かが不明な点である。つまり、同じ厚みを有する角膜でも、角膜組織が異なれば、静的又は動的な負荷によって異なる硬直反応を示すことにある。本願出願人は、米国特許出願第０９／５５３，１１１号、米国特許第６，４１９，６３１号において、非接触型眼圧測定方法を述べており、ここで、ＩＯＰの相関関係として次の二つのプレナム圧力を考察している。二つのプレナム圧力の内、第一のプレナム圧力は、空気パルスで内向きに変形した角膜の圧平状態に対応するものであり、第二のプレナム圧力は、短時間の凹状態から標準の凸状態に戻るときの角膜の圧平状態に対応するものである。前記した方法では、内向き及び外向きの変形に関連する角膜硬直力の成分は基本的に相殺される、と仮定している。そして、測定ＩＯＰ値は、内向き及び外向きのプレナム圧力に関連付けられた二つの別々の回帰方程式に基づくＩＯＰを得て、この一組のＩＯＰ値を合成して平均したものである。又他の測定ＩＯＰ値は、内向き及び外向きのプレナム圧力を平均して、この平均圧力から単一の回帰曲線を用いて得られたものである。この方法は、従来技術を越える改良であるが、第一の圧平事象を得るのに必要なしきい値を超えて眼へ送られる過剰なインパルスエネルギーの不測の副産物である第二の圧平事象の観測を基礎とする。この過剰なエネルギーは、当業者にとって非常に好ましくないと考えられている。なぜなら、試験中に患者が不快に感じるからである。従って、非接触型眼圧計の開発者は、例えば、ポンプシステムに圧力放出弁のようなものを構築するか、或いは圧力勾配の形状を変更することによって、第一の圧平事象と同時又はそれよりも前に、ポンプ駆動を停止又は反転して、最小の過剰インパルスエネルギーを求めている。この点について、米国特許第５，７７９，６３３号、５，１６５，４０８号及び６，１５９，１４８号を参照。

従って、前記したこのｉｎ／ｏｕｔ眼圧測定方法はいくらかの問題がある。この方法は、制御されない態様の流体パルスの浪費に頼っているため、時間関数としてのプレナム圧力が、ポンプ圧縮のストロークに関連付けられたピーク圧力の周りに非対称な曲線となっている。この事実により、動的システムにおける押圧力が相殺されるという基本的前提を適用することができない。又、眼に対する過剰なインパルスエネルギーの放出を必要とする非接触型眼圧測定方法は、患者にとって不快な空気の一吹きを少なくするよう設計された非接触型眼圧計には適合されず、そして、患者のＩＯＰが標準範囲内である状況では不要でもあろう。更に、前記したｉｎ／ｏｕｔ眼圧測定方法は、非接触型眼圧計の特有のもので、接触型眼圧測定方法における角膜硬直の影響の問題を解決するものではない。
米国特許第５，４７４，０６６号公報 米国特許出願第０９／５５３，１１１号公報 米国特許第６，４１９，６３１号公報 米国特許第５，７７９，６３３号公報 米国特許第５，１６５，４０８号公報 米国特許第６，１５９，１４８号公報

従って、本発明の目的は、角膜硬直と関連した測定誤差を本質的に除去する眼圧測定方法を提供して、患者の真のＩＯＰが異常に高いか低いかどうかに関する、改良された情報を眼科医に与える測定方法を提供することである。

本発明の別の目的は、接触型及び非接触型眼圧計に適用可能な眼圧測定方法を提供することである。

本発明は、好ましくは典型的な非接触型眼圧計で具体化され、流体ポンプシステムと、この流体ポンプシステムに連結され、患者の眼に流体パルスを投射して角膜圧平を生じさせる流体放出チューブと、角膜を観測して流体パルスによる圧平を検知する圧平検知手段と、角膜圧平に達した瞬間における流体ポンプシステムのプレナムチャンバー内の流体圧力を測定する手段と、プレナム圧力と患者の眼の眼圧とを相互に関連付ける処理手段とからなる。この非接触型眼圧計は、流体ポンプシステムの比例ソレノイドに供給される駆動電流に用いられる時間対電流パターンが互いに相違なることを特徴とする二つの測定モードを備えており、異なる時間対プレナム圧力パターン及び二つのモードにおける流体パルスによって異なる動作を生じるものである。

標準測定モードでは、ソレノイド駆動電流が、角膜圧平が検知されるまで、時間と共に直線的に増加し、検知された時点で駆動電流が停止する。これは、患者が快適なように圧平に対して非線形な圧力勾配となっている。圧平時のプレナム圧力は、よく知られる手法で、ＩＯＰに関連付けられる。

新規な代替測定モードでは、ソレノイド駆動電流は、角膜が圧平の第一状態を介して凹面状態へ変形するまで時間と共に直線的に増加し、その後、増加と同じ割合で時間と共に直線的に減少する。代替測定モードは、標準測定モードよりも患者に対する快適さを減少させるが、（標準モードにおける）第一又は内向き圧平事象時におけるプレナム圧力と、角膜が凹面状態から標準の凸面状態へ戻る際に生じる第二又は外向き圧平事象時におけるプレナム圧力の観測を可能とする。本発明の眼圧測定方法によれば、測定データ点は、内向き圧平時のプレナム圧力を基礎とするＩＯＰ値と、内向き及び外向き圧平時のそれぞれのプレナム圧力を基礎とするＩＯＰ値の差から計算されたヒステリシス値とからなっている。代替測定モードは、２次元の眼圧測定方法を備えており、この２次元は、角膜を圧平するのに必要な押圧力によって決まる第一の次元と、角膜の物理的特性によって決まる第二の次元とからなっている。評価する目的で、この２次元の測定データ点は、測定ＩＯＰとヒステリシス量の間の規準関数関係と比較され、基準値に対する測定ＩＯＰの差の度合いを決定する。例えば、「過剰な眼の圧力」（ＥＯＰ）が報告され得る。この規準関数関係は、機器較正の間に、眼の統計集団に関する臨床的な試験データに適合させることで、予め決定されており、機器メモリーに記憶されている。

代替測定モードで用いられる眼圧測定における一般的な２次元の手法は、非接触型と接触型眼圧計の双方で適用可能である。本発明を具体化した接触型眼圧計は接触チップを含んでおり、この接触チップは、直線比例ソレノイドによって一定速度で、角膜の内向きに所定変位から最大変位に駆動され、その後、同じ大きさの逆方向の一定速度で外向きに駆動される。所定変位の位置に関連付けられた（ソレノイド駆動電流に比例する）内向き移動の押圧力は、所定変位の位置に関連付けられた外向き移動の押圧力と異なっており、この差分が角膜ヒステリシスの度合いを示すものである。

別の具体的な眼圧測定方法は、速い圧力勾配モードと遅い圧力勾配モードとを有する非接触型眼圧計を用いて一組の眼の測定を行い、速度依存性のヒステリシスを検知する。心臓パルスサイクルによって測定ＩＯＰが変動することが知られていることから、この測定は、患者の心臓パルスサイクルに同調して行われることが好ましい。

添付した図面に基づき、以下の本発明の詳細な説明で本発明の本質及び動作モードをより詳細に説明する。

図１は、本発明を具体化した手持ち式の非接触型眼圧計（ＮＣＴ）１０を示す図である。本発明の方法を手持ち式ＮＣＴで説明するが、卓上用ＮＣＴで具体化することもできる。さらに、本発明の方法はＮＣＴ又は接触型眼圧計でも適用できる。ＮＣＴ１０は、ハンドル部分１２と、このハンドル部分の頭部にあるヘッド部分１４とを含んでいる。ハンドル部分１２は、位置決め用の再充電可能な電源を収容しており、又ヘッド部分１４は眼圧測定システムを収容している。図１からも明らかなように、ヘッド部分１４の一端にオペレータ接眼レンズ１６があり、ヘッド部分１４の対向端には患者に向けるフロントウインドウ１８がある。又オペレータ接眼レンズ１６近くには、オペレータに向けられたプッシュボタン式コントロールオーバーレイを備えた液晶ディスプレイがある。

図２は、位置決めと、ヘッド部分１４に内蔵された眼圧測定のシステムを示す概略図である。ＮＣＴ１０は、検査軸ＴＡに沿って一直線な流体放出チューブ２４を通る流体パルスを送り出すことができ、眼圧を測定するために、患者の角膜Ｃを観測可能に変形させるものである。流体パルスは、鼻当て部分２８を通じてのびる流体放出チューブ２４に接続された流体ポンプシステム２６で発生する。好ましくは、流体ポンプシステム２６は、内部圧縮チャンバー３４内で流体を圧縮するため、ストローク軸ＳＡに沿ってシリンダー３２に対して軸方向に移動可能なピストン３０と、内部プレナムチャンバー３８を規定するハウジング３６と、圧縮チャンバー３４からプレナムチャンバー３８への流路を形成した導管４０とからなっている。流体放出チューブ２４は、ハウジング３６の壁面を貫いて取付けられ、患者の角膜Ｃへ向けられた検査軸ＴＡに沿ってプレナムチャンバー３８から加圧流体を導くよう構成されている。

直線比例ソレノイド４２は、シリンダー３２に対するピストン３０の軸方向の動きを生じさせるため、ピストン３０に動作可能に連結されている。直線比例ソレノイドが選ばれるのは、この出力駆動力が付勢電流に比例する特殊なタイプのリニアモータであるためであって、これはよくコントロールバルブに接続して用いられる。しかし、流体ポンプシステム２６に用いられる駆動手段は、このような特殊な駆動手段に限られず、ロータリーソレノイドのような他の駆動手段の場合もある。比例ソレノイド４２は、マイクロプロセッサー４６のコントロール下で付勢電流を比例ソレノイドへ供給する電源４４に接続されている。適当な直線比例ソレノイドは、ＬＥＤＥＸ（登録商標）製のリニアシフトソレノイド 部品番号１９７８８９−００１である。図２に示すように、ピストン３０は、比例ソレノイド４２のプランジャー４８と共に移動できるよう固定されており、機械的な留め具か接着剤を有してもしなくてもよいが、ネジアタッチメントかはめ込みアタッチメントで固定されている。

マイクロプロセッサー４６に接続されたアライメント検出システム５０によって、放出チューブ２４の角膜Ｃに対する適当な位置決めが決定され実行されるまで、直線比例ソレノイドは電源が切られ、ピストン３０は停止したままである。このアライメント検出システム５０は、例えば米国特許番号第４，８８１，８０７号及び６，３６１，４９５号に一般的に知られるアライメントシステムのような、適当なシステムを用いることができる。アライメントが実行されると、電源４４に用いられる信号をマイクロプロセッサー４６が供給し、後述するように、複数の予めプログラムされた勾配形状の一に基づいて駆動電流を供給する。

測定モード制御機能は予めプログラムされたメニューの一部であって、液晶ディスプレイ２０及びプッシュボタン式コントロールオーバーレイ２２を介してオペレータが利用できる機能である。これは、図２におけるモード選択ブロック５２で概略的に示されている。測定モード制御機能は、オペレータが相異なる複数の測定モードの中からの一つを選択することができるものである。この測定モードは、時間関数として表される付勢電流の相異なる振る舞いによって特徴付けられたものである。特に、ルックアップテーブルは、マイクロプロセッサー４６に関連付けられたプログラム可能なメモリー５４に記憶されており、これは測定モードにおける所定の固有の電流対時間の関係を表示するデジタル情報を含むものであり、その情報は、選択された測定モードに対応する付勢電流を実際に生じさせるために用いられる。一例として、図３は、「標準の」測定モードに応じた電流の勾配を示し、一方、図５は、「代替」測定モードに応じた電流の勾配を示す。

比例ソレノイド４２を駆動するために用いられる電流勾配の形は、時間関数として変化し、プレナムチャンバー３８内の圧力に直接影響を及ぼす。例えば圧力トランスデューサー等のような圧力センサー５６は、プレナムチャンバー３８内に設けられており、プレナムチャンバー内の流体圧力を示すよう圧力信号を発する。図４は、図３に示された標準モードの電流勾配に対応した圧力信号プロットを示している。標準測定モードにおいて、測定ＩＯＰは、角膜が流体パルスで通常の凸状態から内向きへ押された時における、角膜の所定の面積が圧平された瞬間のプレナムチャンバー３８内の圧力と関連性があるものである。感光性の検出器５８は、角膜によって反射されたエミッター６０からの光を受け取り、圧平の発生を示す信号を供給するため、検査軸ＴＡの周りに対称に斜めに配置されている。これにより、干渉性の反射が可能なよう角膜表面が実質的に平らになったとき、検出器５８からピーク信号が出される。図４に示す圧平信号のピークが、圧平を表す。図３に示す標準測定モードの電流勾配は、圧平が検知されるまで、時間に応じて直線的に増加し、圧平が検出された時、駆動電流が急に遮断され、患者が不快感を感じるような眼に対する不必要な過剰のインパルスエネルギーの送出を最小限にする。図３に示す勾配形状は、便宜上、図４に示すような非線形の圧力−時間曲線となる。「非線形の圧力勾配を有する非接触型眼圧計」と題された米国特許番号第６，１５９，１４８号に説明されるように、駆動電流を直線的に増加させることは、非線形の圧力勾配を生じさせることとなり、これは、一定の付勢電流を与えた場合に比べて眼に送出される全インパルスエネルギーを減少させ、患者の心地よさに寄与することとなる。標準測定モードにおいて、対応する電流の勾配形状、圧平をなし得ると同時に、患者の感じる過剰な一吹きを最小限にすることを目的としている。本発明の標準モードでは、駆動電流を直線的に増加することが選択されるが、一定電流を与えることを含め他の形も用いられる。標準モードにおけるＩＯＰは、公知の手順により決定される。更に詳しくは、圧力センサー５６と圧平検出器５８からのアナログ信号情報は、フィルターを通された後、マイクロプロセッサー４６によって処理できるようデジタル形式に変換される。その後、圧平時におけるプレナム圧力Ｐ１は、基準としてのＧＡＴに対する臨床的な較正を行っている間に、メモリー５４内に記憶され展開された回帰方程式を用いて、マイクロプロセッサー４６によってｍｍＨｇ（水銀柱ミリメートル）を単位にしてＩＯＰ値と関連付けられる。ＩＯＰ測定データは、液晶ディスプレイ２０を介してオペレーターへ報告され、及び好ましくは無線通信により印刷装置及び／又はリモートコンピュータへ送信される。

本発明によれば、ＮＣＴ１０は、標準測定モード及び／又は代替測定モードを更に備えている。この代替測定モードは、いくつかの観測可能な要因の下行われる測定が異常に高いか低いＩＯＰの可能性を示しており、オペレーターが、標準測定モードを通じて得られた測定値が正確なＩＯＰを示すか、角膜硬直の影響に起因する大きな誤差を含むか否かを確認したい状況においてかなり有用なものである。図５は、好ましい実施例の代替測定モードにおける、時間関数として表示される駆動電流を示す。図に示すように、一定期間のソレノイド駆動電流の直線的な増加は、勾配を反対にして同じ割合で減少する前に、圧平信号における第一（左側）のピークによって表された「内向きの」圧平を得るのに必要なものである。図６は、圧力−時間曲線を示し、電流が反対の勾配になった瞬間の周りに対称である。結果として、角膜は、最初の圧平状態を越えて凹面状態へ外観を変え、その後、プレナムプレッシャーがゼロへ減少するに従い、第二の「外向きの」圧平状態を経て、原形の凸面状態へ戻る。外向き圧平は、図６に示す圧平信号における第二（右側）のピークによって表される。

図６に示されるように、内向き圧平の時間Ｔ１と外向き圧平の時間Ｔ２とは、圧力信号が最大値に達する時間ＴＭから等距離の所にはない。そして、外向きの圧平事象と関連付けられた圧力Ｐ２は、第一の圧平事象と関連付けられた圧力Ｐ１より小さい。出願人が実験的に確認したところ、この観測された圧力差ヒステリシスは、流体パルスの速度における速度依存性の影響であって、ＩＯＰによって決まるものではない。更に詳しくは、出願人は、圧力勾配が鈍くなるにつれてヒステリシスもそれに応じて減少することを明らかにした。従って、ヒステリシスは、動的システムにおける粘弾性ロスの表れであると考えられ得る。。これは、圧力勾配の率が十分急激であるときに生じ、又ＩＯＰとは対称的に角膜の物理的性質によって決まるものである。

ここで好ましい実施例を説明すると、ヒステリシスは、第一のプレナム圧力Ｐ１を、公知の手法でかつ標準測定モードの下で水銀柱ミリメートルの単位でＩＯＰと関連付けること（ＩＯＰ１）、第二のプレナム圧力Ｐ２を、同様に水銀柱ミリメートルの単位でＩＯＰと関連付けること（ＩＯＰ２）、さらに、差
・Ｈ＝ＩＯＰ１−ＩＯＰ２
を求めることによってヒステリシスＨを計算することで、数値化される。

代替測定モードの下で求められた各眼圧測定値は、２次元の測定値であって、第一の次元が、内向き圧平と関連付けられた圧力Ｐ１に基づいた単なるＩＯＰ値（以下、ＩＯＰＭとして参照される）であり、第二の次元が、ヒステリシスＨである。このように、代替モードの各測定値は、角膜を圧平するのに必要な押圧力によって決まる第一の次元のデータ（ｄａｔｕｍ）と、角膜自身の物理的性質によって決まる第二の次元のデータ（ｄａｔｕｍ）とからなるデータ点である。

前記したように、代替測定モードは、角膜硬直の影響を説明するものであり、患者の真のＩＯＰが異常に高いか又は低いかについて改良された情報を眼科医に与える測定方法を提供することに関するものである。患者の測定ＩＯＰは、次のように示される。
・ＩＯＰＭ＝ＩＯＰＣ＋ＩＯＰＩ
ここで、ＩＯＰＭは、測定したＩＯＰであり、ＩＯＰＣは、角膜の影響によって生じた等価ＩＯＰオフセットであり、ＩＯＰＩは、診断上重要な真の内向きの眼圧である。ヒステリシスＨに関して前記した観測のように、ＩＯＰＣはヒステリシスＨの関数であると考えられる。これにより、次のようになる。
・ＩＯＰＣ＝ｆ１（Ｈ）
定義によれば、下記のようになる。
・ＩＯＰＩ＝ＩＯＰＮ＋ＥＯＰ
ここで、ＩＯＰＮは、１４．７ｍｍＨｇにおよそ等しい一定の標準的（平均的）な内向きの圧力であり、ＥＯＰは、（ＩＯＰＮに対する）「過剰な」眼圧である。ＩＯＰＮを定数Ｋ１に等しいとし、代入すると、以下のようになる。
・ＩＯＰＭ＝ｆ１（Ｈ）＋Ｋ１＋ＥＯＰ
ＥＯＰがおおよそゼロであるＮ人の被検者の統計的な大規模集団を、臨床的に測定することにより、次の関係が示される。
・ＩＯＰＭ_ｉ＝ｆ１（Ｈ_ｉ）＋Ｋ１； ｉ＝１，Ｎ
ＩＯＰＭ_ｉ値は、ｒ次の多項式に当てはめられ、例えば次のように示される。

ここで、ａ_０＝ｋ１であり、「ａ」の値は、最小二乗差を最小限にする（例えば、Ｈ_ｉに対するＩＯＰＭ_ｉの値の、曲線の当てはめ）ことによって、決定することができる。ＩＯＰＭ_ｉと、

との間の伝統的相関係数を計算して、データがｒ次の多項式にうまく当てはめられているかどうかを評価する。現在のデータは、約０．９の相関関係が生じている。曲線の当てはめについては、多項式に限られず、他の関数も用いられ得る。表にされた平滑化データセットは用いられ得るが、基本的な物理的過程では、第二の次元のデータＨと第一の次元のデータＩＯＰＭの単純な関係が示される。

図７は、同一機器によって測定された１４７つの眼の統計集団に関し、ヒステリシスＨに対するＩＯＰＭのプロットを示した図表である。この図表では、集団データ点に適合させた規準ラインが示されており、このラインは、０．５１の傾きと−１．６７のｙ切片を有する。この関数関係は、機器較正の一部としてメモリー６０内に記憶されている。このプロットは、患者の右眼から得られた２次元の測定データ点を示しており、その値はＩＯＰＭ＝１８．０４ｍｍＨｇ、Ｈ≒８．５ｍｍＨｇ、ＥＯＰ＝−１．７５ｍｍＨｇである。この集団データ分布は、１．６ｍｍＨｇのＥＯＰ標準偏差を示す。図８は、同じ患者の左眼に関する図７と同様のプロットであるが、局所にプレドニゾロンを投与されることで、ＩＯＰが人工的に上昇している。図８において、ＩＯＰＭ＝３４．１２ｍｍＨｇ、Ｈ≒６．８ｍｍＨｇ、ＥＯＰ＝１７．６１ｍｍＨｇである。上述したことから理解できるように、代替測定モードでは、患者の測定されたＩＯＰを、メモリーに記憶された所定の関数関係によって規定された基準値と関連して比較できるようになっている。この関数関係は、一直線のもの、二次関数、或いは集団データセットに適合させたその他の関数とされ得る。第二の測定次元としてヒステリシスを使用することによっても、角膜の影響による誤差を回避することができる。従来の手順によれば、患者の測定されたＩＯＰは、単に集団の平均測定ＩＯＰと比較されるだけであり、どの程度までの高い読取り値が、実際に上昇したＩＯＰではなく角膜の影響によるものであるのかを特定する術がなかった。

上記実施例は、臨床較正試験から得られた規準関数の集合を用いているが、各測定を待った後、或いはこの計器の寿命中における数回の測定を行った後に規準関数を再計算することも可能である。これにより、測定が行われれば行われるほど規準関数が更新され、測定が十分改善される。

非接触型眼圧計１０の代替測定モードを介して使用される手順は、接触型眼圧計によっても適合可能に実現される。例えば、前記した非接触型の実施例によってヒステリシスを定量化するために用いた圧力差は、接触型眼圧計の接触チップに関連付けられた駆動力の差に類似するものである。図９は、接触型眼圧計７０を示す概略説明図であって、この接触型眼圧計７０は、電子コントロールユニット７２と、コイル７６を有するリニアモータ７４であって、コントロールユニット７２及び移動可能なプランジャー７８に接続されたものと、プランジャー７８の先端に固定された湾曲接触チップ８０と、プランジャー７８及び接触チップ８０の速度を検知し、対応する出力信号をコントロールユニット７２へ供給する速度検出器８２を備えている。リニアモータ７４は、例えばＬＥＤＥＸ製の部品番号１９７１２４−０１２であって、一定力（対位置）の直線比例ソレノイドであって、その力は、供給される駆動電流に直線的に比例する。

例えば手動トリガー（図示せず）により信号を与えて測定を開始した際、コントロールユニット７２は、ソレノイド７４を、所定速度（ＰＶ）に到達するまで激しく駆動する。これにより、接触チップ８０が眼に接触する前に、この手順開始時における電流スパイクが生じる。所定速度（ＰＶ）に到達する際、ソレノイド電流はゼロに急に下がる（押圧力がなくなり、速度が一定となる）。接触チップ８０が眼に到達した瞬間、コントロールユニット７２が駆動電流を増加し、これによって、接触チップ８０上の押圧力が増加し、所定速度ＰＶを維持する。（眼の窪みに応じて）接触面積が増大することにより、接触チップ８０の湾曲形状が、眼の抵抗力を増加させる。角膜硬化による粘弾性抵抗によって、ＩＯＰによる抵抗が増加する。コントロールユニットは、上昇するソレノイド電流の発生を検知し、所定時間（ＰＴ）において一定速度を継続する。これにより、接触チップは、角膜を一定距離（所定時間ＰＴにかける一定速度）押圧する。

所定時間ＰＴの終わりで、コントロールユニットは、初めの所定速度ＰＶに対してマイナスの所定速度−ＰＶを規定する。リニアモータ７４は、方向を逆にして接触チップ８０を眼から離脱する。この場合、ＩＯＰ力から粘弾性力が差し引かれる。リニアモータ７４は、眼からの減少した力とバランスしており、それゆえ付勢電流が少なくなる。速度、変位及びソレノイド力のプロットが、図１０〜１２のそれぞれに示されている。眼上の所定変位（ＰＤ）にあるときにおける押圧力の大きさ（リニアモータに対する電流）は、内向き及び外向きへのストロークの双方から決定される。図１２において、これらの押圧力が、Ｆ１及びＦ２で示される。これら二つの押圧力の間の差が角膜ヒステリシスの量とされ、測定されたＩＯＰは、二つの押圧力の平均に比例している。このように、この接触型眼圧計７０は、本発明に従って２次元測定を提供する。全測定は１０ミリ秒の間で行われ、これは有効な粘弾性抵抗力を生成するのに十分な速さである。

速度依存性のヒステリシス効果を観測することにより、角膜の影響に関する第二の次元測定データが提供される。本発明の手法は、これまで単一の眼圧測定ストロークに基づいて説明されている。しかし、広い意味では、本発明の手法は、異なる速度における一対の異なる測定ストロークでも適用可能であり、これによって速度依存性のヒステリシス効果を観測できる。例えば、図１及び図２に示される非接触型眼圧計１０において、急な圧力勾配を有する速い測定モードと緩やかな電流勾配を有する遅い測定モードを用いて、引続いて同じ眼を測定して２次元のデータ点を提供することができる。この手法は、次に示すように数学的に表現される。ここで、次の変数が定義される。
・Ｉ_１＝内向き圧平の圧力（ｍｍＨｇ）
・Ｉ_２＝外向き圧平の圧力（ｍｍＨｇ）
・Ｈ＝角膜ヒステリシス（ｍｍＨｇ）
・Ｒ＝勾配率（［ｍｕ］ｓｅｃ／ｍｍＨｇ）
・Ｉ_０＝実際の内部眼圧（ｍｍＨｇ）
・Ｈ＝Ｉ_１−Ｉ_２ （１）
・Ｈ＝αＲ （２）
ここで、αは一定である。そして、
・Ｉ_１＝Ｉ_０＋Ｈ／２
・Ｉ_２＝Ｉ_０−Ｈ／２ （３）
と仮定される。
Ｉ_１の二つの測定値が用いられて、Ｉ_１ ^０及びＩ_１ ^１と示される。これは、それぞれＲ０及びＲ１の二つの異なる勾配率を用いる。二つの測定に対する二つの角膜ヒステリシス値は、それぞれＨ^０及びＨ^１と示される。また、
・Ｒ１＝βＲ０ （４）
とする。ここでβは、スケーリング定数（ｓｃａｌｉｎｇ ｃｏｎｓｔａｎｔ）である。式（２）から次が定義される。
・Ｈ^０＝αＲ０ （５）
・Ｈ^１＝αＲ１ （６）
そして、式（３）及び（４）から
・Ｉ_１ ^０＝Ｉ_０＋Ｈ^０／２＝Ｉ_０＋αＲ０／２＝Ｉ_０＋αＲ０／２ （７）
・Ｉ_１ ^１＝Ｉ_０＋Ｈ^１／２＝Ｉ_０＋αＲ１／２＝Ｉ_０＋αβＲ０／２ （８）
となる。式（７）から式（８）を引くことで、ヒステリシスＨ（＝αＲ０）が得られる。
・Ｈ^０＝αＲ０＝２×（Ｉ_１ ^０−Ｉ_１ ^１）／（１−β） （９）
Ｉ_０を得るために（７）と（９）を加える。
・Ｉ_０＝Ｉ_１ ^０−［（Ｉ_１ ^０−Ｉ_１ ^１）／（１−β）］ （１０）
これにより、異なる圧力勾配率を用いる「ツーショット」測定手法でも、２次元のデータＩ_１及びＨを得ることができる。尚、これらは、単一の内向き・外向き測定でも前もって導かれ得るものである。

この手法は、単独の測定手法に対して、より消費時間が大きく、分解能が劣るが、理論的には信頼できるものである。測定精度に悪影響を与える一つの要因は、眼圧が測定される時の心臓のパルスサイクルに多少依存することである。典型的な非接触型眼圧計の測定は、約４から５ミリ秒オーダーのタイムフレームで行われるが、人間の心臓パルスの正常な周期は、約１０００ミリ秒程度のオーダーである。従って、前記したような内向き・外向き測定の単一ショットにおいて、内向き及び外向きの圧平事象の間における眼内の血流状況によって、ＩＯＰで若干の変化がある。しかしながら、ツーショット測定の考えでは、二つの測定が、実質的な同一のポイントの代わりに、心臓のパルスサイクルに沿った任意のポイントで行われる。ここで、本発明に係るツーショット測定の手順は、好ましくは位相同期ステップを含んでおり、これによって二つの測定が、心臓パルスサイクルと実質的に同一のポイントで行われる。例えば、眼圧計１０は、米国特許第３，５７２，１００号に開示されたシンクロナイザーを備えている。尚、この開示は、ここに参照として組み込まれる。

本発明の一実施例となる非接触型眼圧計を示す斜視図である。 図１の非接触型眼圧計を示す概略ブロック図である。 非接触型眼圧計の標準動作モードにおけるソレノイド付勢電流と時間の関係を示すグラフである。 第一の動作モードにおける標準的な計測ストロークに関し、プレナム圧力信号と時間の関係、圧平検出信号と時間の関係を示すグラフである。 非接触型眼圧計の代替動作モードにおけるソレノイド付勢電流と時間の関係を示すグラフである。 第二の動作モードにおける標準的な計測ストロークに関し、プレナム圧力信号と時間の関係、圧平検出信号と時間の関係を示すグラフである。 眼の統計集団に関し、角膜のヒステリシスに対する測定ＩＯＰのプロット、データ点の集団に適合させた規準ライン、測定したデータ点と規準ラインの比較を説明するために示す患者の標準的な右眼における測定データ点を示す図である。 図７と同様の図表であるが、患者の左眼における測定データ点を示し、この左眼は、規準ラインとの差異の高さを説明するために、人工的にＩＯＰを高めたものである。 角膜硬直に関連した測定誤差を避けるために、本発明に係る方法を採用した接触型眼圧計を示す概略図である。 図９の接触型眼圧計を用いて行われた測定ストロークに関し、接触チップの速度と時間の関係を示す図表である。 図１０の測定ストロークに関し、眼上における接触チップ変位と時間の関係を示す図表である。 図１０の測定ストロークに関し、接触チップの駆動力と時間の関係を示す図表である。

Claims (18)

1. 第一の次元が角膜を圧平するのに必要な押圧力によって決まるものであり、第二の次元が前記角膜の物理的特性によって決まるものであって、２次元の眼圧測定による前記第一の次元と前記第二の次元との間の所定の規準関数関係を準備するステップと、
   被検者の眼に関する前記２次元の測定値を取得して、第一の次元のデータと第二の次元のデータとを得るステップと、
   前記被検者の眼に関する前記２次元の測定値と前記所定の規準関数関係とを比較して、基準値に対する前記測定した第一の次元のデータの差の度合いを決定するステップと、
   前記差の度合いを報告するステップと、
   からなることを特徴とする眼圧測定方法。
2. 前記所定の規準関数関係は、眼の統計集団における前記２次元の測定値を取得することによって提示された測定データの集団を基礎とすることを特徴とする請求項１に記載の眼圧測定方法。
3. 新たな測定データが時間の経過と共に前記測定データの集団に加えられ、前記規準関数関係が、この加えられた新たな測定データを考慮して再計算されることを特徴とする請求項２に記載の眼圧測定方法。
4. 前記規準関数関係が前記測定データの集団に適合する直線的な関係であることを特徴とする請求項２に記載の眼圧測定方法。
5. 前記角膜に流体パルスを付与する非接触型眼圧計を用いて、前記２次元の眼圧測定を行うことを特徴とする請求項１に記載の眼圧測定方法。
6. 接触型眼圧計を用いて、前記２次元の眼圧測定を行うことを特徴とする請求項１に記載の眼圧測定方法。
7. 前記第一の次元のデータが、前記角膜の内向き圧平に対応する圧力測定データからなることを特徴とする請求項５に記載の眼圧測定方法。
8. 前記第二の次元のデータが、前記角膜の内向き圧平と前記角膜のその後の外向き圧平とに関連されたヒステリシスに対応する測定データからなることを特徴とする請求項５に記載の眼圧測定方法。
9. 前記ヒステリシス測定データが、前記角膜の内向き圧平と前記角膜の外向き圧平との夫々に対応する圧力測定データの差からなることを特徴とする請求項８に記載の眼圧測定方法。
10. 眼の眼圧を測定するための眼圧計であって、
    前記眼の角膜に対して押圧力を付与して角膜を変形する手段と、
    前記変形をさせるのに必要な押圧力によって少なくとも部分的に決まる第一の次元のデータと、前記角膜の物理的特性によって決まる第二の次元のデータとからなる２次元のデータ点を検知する手段と、
    前記データ点を評価し、基準値に対する前記測定した第一の次元のデータの差の度合いを決定する処理手段と、
    からなることを特徴とする眼圧計。
11. 前記処理手段が、眼の統計集団における前記第一の次元のデータと前記第二の次元のデータとの間の所定の規準関数関係を記憶するメモリー手段とを含んでおり、前記処理手段が、前記所定の規準関数関係に関連した前記データ点を評価することを特徴とする請求項１０に記載の眼圧計。
12. 前記第二の次元のデータが、前記角膜が通常の凸面形状から内側へ押される時の前記角膜の第一の変形状態と、前記角膜が通常の凸面形状へ戻る時の前記角膜のその後の第二の変形状態との間のヒステリシスに関連付けらていることを特徴とする請求項１０に記載の眼圧計。
13. 前記眼圧計が、非接触型眼圧計であって、前記第一及び第二の変形状態が角膜圧平状態であることを特徴とする請求項１２に記載の眼圧計。
14. 前記眼圧計が、接触型眼圧計であって、前記第一及び第二の変形状態が、夫々前記接触型眼圧計の接触チップの所定変位によって規定されることを特徴とする請求項１２に記載の眼圧計。
15. （Ａ）被検者である患者の眼の角膜を前記角膜に押圧力を付与して変形させ、前記付与する押圧力を、第一の時間関数に従って増加させ、そして、所定の角膜変形状態が生じる時の第一の押圧力に対応する第一の値を検知するステップと、
    （Ｂ）前記角膜に押圧力を付与して前記角膜を変形させ、前記付与する押圧力を、前記第一の時間関数と異なる第二の時間関数で変化させ、そして、前記所定の角膜変形状態が生じる時の第二の押圧力に対応する第二の値を検知するステップと、
    （Ｃ）前記第一の値と前記第二の値とから２次元の測定データ点を導き、前記２次元の測定データ点が、角膜を所定の状態に変形するために必要な押圧力によって決まる第一の次元のデータと前記角膜の物理的特性によって決まる第二の次元のデータとからなるステップと、
    （Ｄ）前記第一の次元のデータと前記第二の次元のデータとの間の所定の規準関数関係を準備するステップと、
    （Ｅ）前記被検者の眼における前記２次元の測定データ点と前記所定の規準関数関係とを比較し、基準値に対する前記第一の次元のデータの差の度合いを決定するステップと、
    （Ｆ）前記差の度合いを報告するステップと、
    からなることを特徴とする眼圧測定方法。
16. 前記ステップ（Ａ）が前記角膜に空気パルスを付与する非接触型眼圧計を用いて行われ、前記ステップ（Ｂ）が、前記非接触型眼圧計を用いて、前記角膜に別の空気パルスを付与することにより行われることを特徴とする請求項１５に記載の眼圧測定方法。
17. 前記空気パルス及び前記別の空気パルスが、患者の心臓パルスサイクルに同調していることを特徴とする請求項１６に記載の眼圧測定方法。
18. 角膜ヒステリシスを検知するための方法であって、
    （Ａ）角膜に圧力を付与して、凸状態の自然な状態から、圧平の第一状態を介して凹状態へ前記角膜を変形させるステップと、
    （Ｂ）前記付与した圧力を減じて、前記角膜を、前記凹状態から、圧平の第二状態を介して前記自然な凸状態へ戻るようにするステップと、
    （Ｃ）前記第一の圧平状態に関連付けられた第一圧力と、前記第二の圧平状態に関連付けられた第二の圧力とを観察するステップと、
    （Ｄ）前記第一及び第二圧力の圧力差を計算して、角膜ヒステリシスを表示するステップと、
    からなることを特徴とする角膜ヒステリシスの検知方法。

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