JP2019510545A - 複合の眼の血流解析装置 - Google Patents

Abstract

複合の眼の血流解析装置は、眼内圧の正確な、安定した、および反復可能な読み取り値を生成するために空気圧の技術および構造を使用する。コンピューターは、眼および身体の他の部位における異常を診断によって特定するために使用され得る眼の血流の様々な態様に関連するデータを生成するために、眼内圧の読み取り値を処理する。【選択図】図１

Description

本特許文書の開示の一部は、著作権保護の対象である材料を含んでいる。著作権保所有者は、特許庁の特許のファイルまたは記録にあるために、特許文書または特許開示の誰によるファクシミリ複製に対しても異議はないが、そうでなければ、すべての著作権を有する。

本開示は、眼科学、特に眼の血流および人体の他の作用の解析に関する。より具体的には、本開示は、眼の血流（ＯＢＦ）についての信頼性の高いデータが得られる時間に応じた眼内圧（ＩＯＰ）の正確な、安定した、および反復可能な低い歪測定値を生成する新規のシステムに関する。医療提供者は、眼および身体の他の部位における異常および疾患を検知するために、追加の試験、観察、および過去の患者情報などの、適切な臨床相関に関連する眼の血流データを評価することができる。例えば、医療提供者は、緑内障、頸動脈閉塞症、および脳血管疾患を検知することができる。また、医療提供者は、眼の血流における変化を検知することができ、薬剤および手術などの適切な治療介入を提供することができる。

本開示は、眼などの閉じた、流体が充填された弾性室内の微小且つ急速な流体圧力変動を正確に測定する及び記録することに使用するための方法および装置に関する。眼内圧における変動は、眼に入り後に眼から排出する血液の塊を生成する各心周期に応じて生じる。本開示の主題によって可能となった眼内圧における変動の急速で、正確な、および連続的な記録から、限定されないが、眼内圧脈幅、脈動性の眼の血流、脈動性の眼の血液量、および等価なＧｏｓｌｉｎｇ脈動指数（Ｇｏｓｌｉｎｇ ｐｕｌｓａｔｉｌｉｔｙ ｉｎｄｅｘ）を含む、様々な診断情報が確認され得る。

眼圧計は、一般に眼内圧またはＩＯＰと呼ばれる、眼内の流体圧力を測定するためにアイケアプロバイダーによって使用されるデバイスである。ＩＯＰを測定するための最も一般的なデバイスは、圧平眼圧計であり、これは、角膜に対して抑制された力を、角膜を平らにする又は圧平することに向ける。ＩＯＰは、適用された力に対抗する及びそれと平衡を保つ。角膜の予め決められた領域が圧平されたときに、適用された力は、ＩＯＰと等しいと考えられ、そのように記録することができる。圧平眼圧計の主張される代表的なものは、ほぼすべての眼の検査の使用されるゴールドマン眼圧計［Ｗｈｉｔａｃｒｅ、１９９３年］である。しかしながら、ゴールドマン眼圧計および他の圧平眼圧計は、経時的に平均された静的なＩＯＰ結果を供給するだけであるという点で限定されるが、本文書に開示且つ請求されるデバイスは、時間分解されたＩＯＰを明らかにしている。先の圧平眼圧計はまた、眼の血流の指標を提供しない。

ニューマチック圧平眼圧計（Ｌａｎｇｈａｍ、１９８９）によって戻されたＩＯＰデータからのＯＢＦを確認する試みがなされており、ここで眼に適用される力は、眼に接触して置かれたプローブに配向された空気または他の気体の流れによって作り出されるが、これらの機器からのＩＯＰの読み取り値が、不正確で、不安定であり、反復可能ではないため、その結果は満足できるものではなかった。例えば、もはや市場には出ていない、Ｌａｎｇｈａｍ ＯｃｕｌａｒおよびＣｅｒｅｂｒａｌ Ｖａｓｃｕｌｏｍｅｔｅｒ、ＯＢＦシステム、Ｐａｒａｄｉｇｍ Ｏｃｕｌａｒ Ｂｌｏｏｄ Ｆｌｏｗ Ａｎａｌｙｚｅｒ、およびＢｌｏｏｄ Ｆｌｏｗ機器を備えるＴｏｎｏｐｌｕｓ（商標）［Ｏｐｐｅｎｈｅｉｍ，１９９３； Ｓｐｒａｕｌ，１９９８］を参照。

ニューマチック眼圧プローブ（Ｐｎｅｕｍａｔｉｃ ｏｃｕｌａｒ ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｐｒｏｂｅｓ）は、経時的な眼内圧の変動を測定し、記録する。ニューマチック眼圧プローブの動作原理の詳細な説明および理論解析がなされ（Ｌａｎｇｈａｍ、１９６８）、経時的な眼内圧の変動を正確且つ急速に測定し、記録するその能力の解析がなされている（Ｗａｌｋｅｒ ａｎｄ Ｌａｎｇｈａｍ， １９７５， Ｗａｌｋｅｒ ｅｔ ａｌ． １９７５， Ｗａｌｋｅｒ ＆ Ｌｉｔｏｖｉｔｚ １９７２）。

眼圧は、眼に流れ込む血液を反映するものである。眼に流れ込む眼の血液は、心臓から直接生じる、内頚動脈から来る。眼動脈は、頭蓋中の頚動脈から離れた第１の分枝である。頚動脈からの第２の分枝は、脳に供給する主要な動脈になる。内頚動脈狭窄などの撹乱が、内部頚動脈および眼動脈（Ｌａｎｇｈａｍ、２００９）を通って眼に入る眼の血流の測定において見られる。

眼内の眼の血流は眼動脈から生じる。眼動脈は、視神経、および網膜の外層および眼の色素層に栄養を与える、脈絡膜を含む血管の広大な豊富な神経叢を供給するために、９本の後部の毛様体動脈に枝分かれする。眼動脈はまた、単一の網膜中心動脈を生じさせ、その分枝は眼の内網膜に栄養を与える。

眼の血流のパラメータを測定するデバイスの２つの一般的なカテゴリーがある：（１）非圧縮性流体で満たされた眼球の膨張から血流を引き出すデバイスのカテゴリー、および（２）ドップラー法、 網膜血管解析、および赤血球追跡（ｔｒａｃｋｉｎｇ）と組み合わせた、広く使用されている眼のコンピューター断層撮影（Ｏｃｕｌａｒ Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）（ＯＣＴ）プラットフォームまたは走査レーザー検眼鏡（ＳＬＯ）技術から発展した光学ベースのデバイスであるカテゴリー。

脈動性の眼の血流（ＰＯＢＦ）は、心臓の各脈動とともに眼に入る血液の塊が要因である。眼の血流の９０％が脈絡膜循環に由来するため、ＰＯＢＦは、脈絡膜循環に等価なものとして一般に容認されている。ＰＯＢＦを測定する２つの方法がある：（１）眼の確立された圧力容積関係に基づく眼の表面での測定、および（２）レーザー干渉法を使用する眼底脈動振幅の測定。圧力容積関係に基づいた、脈動性の眼の血流および脈動性の眼の血液量への眼内圧の振動波形の変換の妥当性は、文献（Ｅｉｓｅｎｌｏｈｒ， １９６２； Ｓｉｌｖｅｒ ａｎｄ Ｆａｒｒｅｌｌ， １９９４； Ｓｉｌｖｅｒ ａｎｄ Ｇｅｙｅｒ， ２０００）に記載されている。レーザー干渉法を使用する眼底脈動振幅に基づいた脈絡膜の血流の測定も、脈絡膜または複合血流の尺度として容認されている（Ｓｃｈｍｅｔｔｅｒｅｒ， ２０００， Ｂｅｒｉｓｈａ ２０１０）。しかしながら、眼の表面で測定されたＰＯＢＦのみが、透光体（ｃｌｅａｒ ｏｃｕｌａｒ ｍｅｄｉａ）の必要性とは無関係である。

眼の着色層が、網膜または黄斑の絶対中心における脈絡膜以外の脈絡膜の可視化を妨げるため、脈絡膜の血流の測定は、光学ベースの技術においては困難である。この可視化された領域は、合計で約１０９４平方ｍｍを測定する網膜および脈絡膜の全領域の約５．５平方ｍｍしか含まない（Ｓｃｈｍｅｔｔｅｒ， ２０１２ ａｎｄ Ｈａｒｒｉｓ ２０１０）。

掃引光源（ｓｗｅｐｔ ｓｏｕｒｃｅ）の眼のコンピューター断層撮影および眼のコンピューター断層血管撮影（Ｊｉａ、２０１５）などの、より新しい光学ベースの技術が、現在開発段階にある。これらは、脈絡膜のより大きな領域を測定する可能性を有しているが、製造および開発するのに高価である。さらに、すべての光学ベースの技術は、眼または水晶体を通る角膜の前面から、網膜および視神経が脳に視覚情報を送信する眼の後部まで、透光体に依存している。したがって、白内障などの一般的な疾病は、光学ベースの技術を使用する眼内の眼の血流の測定を変更させるかもしれない。結果として、これらの技術は、白内障などの併存症の眼の疾病を有しているかもしれない高齢の患者の多くにおいて正確ではない。

網膜の血流の測定は、主として光学ベースの技術（Ｓｃｈｍｅｔｔｅｒ ２０１２， Ｈａｒｒｉｓ， ２０１０）によって達成される。これらの技術のほとんどは、脈絡膜血管を検出することができない及びほとんどのデバイスにおいて約５０〜１５０μｍの網膜血管の小さな部分を測定するだけである網膜血管解析装置の使用に基づくため、網膜の血流（眼の血流の１０％のみ）の測定に焦点を置いている。統計的な定量化技術は、発展するにつれこれらの測定の妥当性を増大させる。

眼への及び眼内の眼の血流の撹乱は、複数の盲目の疾病、例えば、糖尿病性網膜症、緑内障、および加齢黄斑変性症の病因に大きく寄与するものとして科学文献に記載されている。他の疾病は、虚血性視神経症、網膜静脈閉塞性疾患、および末熟児網膜症を含む。眼の疾病に加えて、眼の血流の変化も、アルツハイマー病および頸動脈閉塞症などの全身性の疾病において特定されている（Ｌａｎｇｈａｍ、２００９）。

眼の血流の撹乱の測定に関する科学文献の大多数は、眼の血流のわずか１０−１５％にしか相当しない網膜循環に関する試験に基づいている。しかしながら、脈絡膜循環は、眼の血流の８５−９０％に相当する。最近になって、糖尿病性網膜症（Ｌｕｔｔｙ、２０１３）、加齢黄斑変性症（Ｂｈｕｔｔｏ， ２０１２， ＭｃＬｅｏｄ ２００９）、および緑内障（Ｆｌａｍｍｅｒ ２００２、Ｇｒｕｎｗａｌｄ １９９８、Ｇｒｉｅｓｈａｂｅｒ ２００５、Ｍａｒａｎｇｏｎｉ ２０１２、およびＣｈｅｒｅｃｈｅａｎｕ ２０１２）の初期発症に寄与するものとしての脈絡膜の循環の重要性が認識されてきた。脈絡膜循環の急速且つ正確な測定を提供する方法は、これらの盲目の疾病の早期診断にとって不可欠であり、その結果、疾病の進行を遅らせる予防的治療を利用することができる。

ＰＯＢＦの測定に影響を及ぼし得る多くの因子がある。文献（Ｙａｎｇ、１９９７）は、緑内障および他の疾患における正常値と異常値の重複範囲に加えて、女性よりも男性において一般に高いＰＯＢＦ値について記載している。ＰＯＢＦは、屈折異常、眼軸長、中央角膜厚、年齢、性別、および民族起源による影響を受ける（Ｚｉｏｎ、２００７）。個人間の変動のために、その技術は再現性の制限を特徴とする（Ｓｐｒａｕｌ， １９９８； Ｙａｎｇ， １９９７）。これらの変動は、特定の疾患の指標としてＰＯＢＦを使用する感受性および特異性の統計的評価を困難なものにするだろう。しかしながら、個々の患者におけるＰＯＢＦ測定の高レベルの精度、再現性および反復率は、その臨床的価値にとってキーとなる。この点に関して、局所および全身への薬剤の適用によるＰＯＢＦの変化を測定する及び経時的な個々の患者におけるＰＯＢＦの変化を測定する能力は、患者にアイケアを提供する臨床医にとって有益な指標である。

眼内圧、眼内圧脈幅、脈動性の眼の血流、脈動性の眼の血液量、等価なＧｏｓｌｉｎｇ脈動指数、および眼の血流の他の態様における変動の急速且つ正確な連続的な測定および記録への眼内圧の振動波形の変換の長年にわたって望まれているが、実現していない必要性が、文献において十分に確立されてきている（Ｓｉｌｖｅｒ ａｎｄ Ｆａｒｒｅｌｌ， １９９４； Ｓｉｌｖｅｒ ａｎｄ Ｇｅｙｅｒ， ２０００）。さらに、多くの同業者による審査を受けた記事が国際的な文献に存在し、これらは脈動性の眼の血流指数の性質と多くの眼の疾患および疾病との間の関係性を実証している。しかしながら、この文献の解析は、脈動性の眼の血流および脈動性の眼の血液量の測定を困難なものにすると知られている因子を指摘している。それらの因子は、性別、角膜厚（特に、角膜屈折手術または角膜架橋手順後）、屈折または軸長によって測定された眼球のサイズ、ヒステリシス、弾性、および眼または強膜の硬性を含む。それ故、脈動性の眼の血流の正確な測定が、眼および人体における他の領域における異常な疾病の評価および処置の成功にとって重大であるが、適切な測定装置は現在入手可能ではない。

先のニューマチックベースの機器は、１０〜４０ｍｍＨｇのＩＯＰの範囲にわたる安全な操作を確かなものとするために、眼の内圧と適合性のあるプローブに対する空気または気体の流量および圧力の制約を有するように操作された。例えば、ＦＤＡに承認されたＰａｒａｄｉｇｍ機器は、１０ｍｍＨｇのＩＯＰに応じて５０ｍｍＨｇの眼／膜界面で圧力を生成した。本発明に従う機器は、いつでもＩＯＰに比例する有意により低い圧力を送達する。

先の技術者が直面した課題は、眼／膜界面が、１心拍当たりの血液循環の流入および流出によって引き起こされたＩＯＰの変化に応じて様々であったために、プローブおよび測定システムにおける圧力の急速且つ大きな変化を引き起こすのに十分な流れを確かなものとすることであった。すべての技術者は、これが、プローブ自体からの圧力によって引き起こされたＩＯＰとの非干渉によって課された制約内にとどまりながら、測定装置を測定するのに十分な変位（ｄｉｓｐｌａｃｅｍｅｎｔ）にさらすことの成功に対する大きな障壁となることを発見した。上記の１０ｍｍＨｇのＩＯＰに対する５０ｍｍＨｇのプローブ圧力の数値は、先の機器に典型的なものである。

経時的に十分な流れを提供して、眼内の血液循環の結果としてＩＯＰの変化に応じたプローブ圧力の異なる、急速な、および十分に大きな変化をもたらすための幾つかの試みがなされた。全体として、機器間の有意差はなく、最終結果は、各々の述語の（ｐｒｅｄｉｃａｔｅ）機器の製造業者の代表によって、「我々はそれをうまく働かせることができなかった」と述べて最も良く記述されている。すべての機器において基礎となるものには、実際に必要とする圧力の何倍もの圧力を産出ことができる空気源が含まれる。これは、すべての場合において有意な出力振動成分を産出したダイヤフラムポンプまたはピストンポンプのいずれかであった。初期の空気源での過大圧力の理由は、経時的にポンプの振動を分割して、空気源中に生成されるノイズをできるだけ少なくすることにある。この過大圧力は、眼にさらす前に処理されなければならなかった。空気供給もノイズが多過ぎであり、これらのシステム中のこの時点でのノイズは、測定される信号振幅をはるかに超えていた。したがって、すべてのシステムにおけるポンプ後に加えられた第１のコンポーネントは、空気圧調整器であった。圧力調整器は、入口ポートおよび出口ポートにわたって定圧差を送達する。しかしながら、それらはその流れを制限する。結局のところ、圧力調整器は、機器の先端の操作のために安全な圧力に設定されたときに、よくても経時的にわずかに有用な流れの枠（ｅｎｖｅｌｏｐｅ）を生成するだけである。薄い空気の流れも動力を産出し、それによって、プローブは、眼表面に存在する環境変数に過敏になり、測定可能な状態を速く達成し、測定の持続時間の間その位置を維持することが困難になる。

経時的な十分に大量な空気流は、流れの変動に起因する圧力変化の電子測定の適切な操作にとって重大である。圧力調整器から下流で使用される第２のコンポーネントは、調整器の出口からの乱れた空気の流入に対する背圧を作り出すためのニードルバルブ装置であった。これは、空気流における以前容認しがたいほど高いノイズを平滑にするが、経時的なＩＯＰの変化に応じたプローブにおける圧力の急速且つ信頼性の高い変化をもたらすために必要とされる気体または空気の有用な流れをさらに制限する。また、この時間までに、先端への空気の流入は、先端とともに得られた、また同じ製造ロットさえからも得られた反復可能な測定が、先端を眼界面のダイナミクスに変更するために小さな空気流に対して十分である製造における微細な変動が原因で同じ条件下で同じ眼の異なる測定を結果としてもたらしたポイントに抑制された。この同じ欠点は、微細な摩耗が原因の異なるプローブの動作間の変動および製造上の変動において明らかである。多くのノイズを出すことのない、確立された安全な圧力範囲で動作させるなかでの十分に大量の空気流は、技術者が解決しようとする主要な課題であった。

この課題に対応するために、第３のタイプのデバイスが利用され、これは、プローブの直前の気流中のチャンバまたはプレナムであった。これは、気流中でノイズをフィルタ処理するか又は平滑にする試みであった。この特定の機器は、より容易且つ反復可能な測定を可能にしながら、測定された波形を抑制する。古いマシンにおいて観察された最良の結果は、測定されている信号を抑制するか、または測定の非反復率および非線形性をもたらすことである。

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一実施形態では、本開示の主題の発明者は、眼の血流、具体的には、複合の眼の血流、およびより具体的には、脈動性の眼の血流の網膜および脈絡膜の成分を含む複合の脈動性の眼の血流に関する正確且つ反復可能なデータの生成を可能にする、眼内圧の正確な、線形の、およびノイズがない読み取り値を生成することができる、圧力プローブと組み合わせた新規の空気送達システムを開発することによって、先の眼の血流解析装置の問題を解決した。本発明者はまた、現在まで利用可能であった正確さ及び精度を有意に超える正確さ及び精度を有する、プローブから生の圧力データを迅速に取得および処理し、ＩＯＰおよび眼の血流に関するデータを生成する新規の電子回路を開発した。本発明によって生成された正確なＩＯＰおよび脈動性の眼の血流のデータは、眼および身体の他の部位における異常を経時的に検知する且つ評価する実務者の能力を増大させる。

本発明の一実施形態に従う機器の空気供給における主要な物理的相違は、ポンプでの及び以前に使用された圧力調整器の代わりとしての異なるタイプのデバイスの使用にある。最初に、ポンプは、空気の比較的平滑な流出とともに高速動作を可能にする、強力なブラシレスＤＣモーター駆動のデバイスである。このタイプのモーターは、ポンプの速度の遅延、圧力または量による耐性の増大に反応する傾向がないように高トルクを維持するという点で新規性がある。信頼性の高い圧力および流れの低ノイズの空圧流体の一定の供給が達成される。

その従来品（ｐｒｅｄｅｃｅｓｓｏｒｓ）のように、新しいポンプ装置からの空気は、機器／眼界面のために既に確立された安全操業枠内に適合する流れ及び圧力より高い流れ及び圧力での空気である。これは、純粋に機械的に動作され得る圧力補償された流量調整装置デバイスの使用で解決される。圧力補償された流量調整装置は、電子バージョンとしても利用可能であり、これも使用することができる。流量調整装置の原理は、このデバイスが、流れを犠牲にする経時的な定圧に対して経時的な一定の容積流量を維持しようとするという点で圧力調整器と対極にある。同時に、それは、ノイズフィルターとして（圧力調整器が行うように）作用し、ポンプからのノイズの閾値を測定が求められる信号より下に低下させる。圧力低下が付随した、生成された流れの増加は、１０ｍｍＨｇのＩＯＰに対して２０ｍｍＨｇのプローブ圧力と同じくらい安定して低く動作することが実証され、１０〜４０ｍｍＨｇのＩＯＰの範囲にわたる線形の及び比例する上昇があった。新規のハードウェアは、本発明において、十分なエネルギーを流体流中に維持しながらノイズを減少させて、ＩＯＰ信号の検出を可能にするのに有意な役割を果たす。使用および反応性における著しくより高い安全域、精度、反復率、および安定性が、実験結果によって示されている。

詳細な実施形態において、閉じた臓器自体内の圧力を増大させることなく、該臓器内の急速且つ正確な流体圧力を測定する及び記録する際の使用のための方法および装置に関係する。特に、システムは、とりわけ、以下の指標を測定し得る：（１）眼内圧の変動、（２）眼内圧脈幅、（３）脈動性の眼の血流、（４）脈動性の眼の血液量、および（５）等価なＧｏｓｌｉｎｇ脈動指数。

本発明の一例では、測定装置における空気圧プローブおよび先端は、最初にチューブの遠心端を覆う可撓性膜と接触し、プローブ中のゲージ圧を増大させる空気ポンプに接続される、薄壁のチューブを含有している。プローブ圧力測定は、指数（１−５）の測定のために、約１０〜１５秒の期間にわたってまたは以上の間、毎秒少なくとも１００回の割合で行われ得る。圧力測定は、毎秒２００回またはそれ以上などの、さらにより高い割合で行われ得る。血流測定装置の具体的な例では、プローブハンドルに包まれた圧力チャンバと連通する柔軟なプラスチックチューブを備えたプローブに、ポンプが接続される。プローブ圧力を測定するために、圧力変換器が圧力チャンバと連通する。圧力変換器によって測定された圧力変化は、時間に応じた眼内圧の変動を表わす振動波形を作り出す信号プロセッサに通して電子信号に変換される。例示的に、眼との接触は、角膜をプローブ内部の空気圧から分離する、清潔な、または無菌で、患者ごとの単回使用の可撓性膜によって覆われたプローブ先端を用いた眼表面での接触である。可撓性膜は圧力を角膜に移す。角膜に押しつけるチューブの内部のゲージ圧が幾分か眼内圧を超過するときに、プローブ内部のゲージ圧によって生成された内向きの力は、眼内圧および角膜によって誘発された外向きの力を上回る。その圧力で、チューブと可撓性膜との間の間隙が形成され、チューブから流体を放出し、プローブ圧力を安定させ、内部のプローブ圧力を第２の柔軟なプラスチックチューブに通して圧力変換器に戻す。代替的に、圧力変換器は、可撓性チューブによって圧力チャンバに接続されるよりもむしろプローブハウジングと一体化され得る。

眼内圧において観察された振動は、各心周期によって作り出された動脈血の塊によって誘発された眼内の血液量の変化に適応させた（ａｃｃｏｍｍｏｄａｔｉｎｇ）結果として眼表面で生じる。振動は、圧力感知デバイスまたは圧力変換器によって記録される。連続的に変化するプローブ圧力変化を表わすアナログ電気信号が生成され、処理される。脈動性の眼の血流は、プローブ圧力を眼内圧、眼容積の変化、および眼容積の流れに関連付ける予め決められた関連性を利用してプローブから取得された連続的な振動圧力測定に由来する。

本発明に従って構築された眼の血流解析装置の主要なコンポーネントのブロック図である。 図１の圧力補償された流量制御装置の概要のブロック図である。 図１に示される圧力プローブの概略断面図である。 図１に示されるコンピューターにおけるソフトウェアの一例の動作を描写するフローチャートである。 図１に示されるコンピューターにおけるソフトウェアの一例の動作を描写するフローチャートである。 図１に示されるコンピューターにおけるソフトウェアの一例の動作を描写するフローチャートである。 例示的な第１の眼の検査の結果として得られたプローブ圧力対時間のプロットである。 時間に応じた図４のプローブ圧力の導関数の例示的なプロットである。 三次多項式が適合された図４のプローブ圧力データに由来する時間に応じた眼内圧の例示的なプロットである。 プロット上で示されたピーク発見プロセスの結果を伴う図６の眼内圧プロットに由来する対象の平らになったゼロベースの領域の例示的なプロットである。 プロット上で示されたピーク発見プロセスの結果を伴う図７の眼内圧プロットにおける対象のゼロベースの領域に基づく眼内圧プロットにおける平らになったＩＯＰの脈動領域の例示的なプロットである。 図８に示されるＩＯＰデータに基づく時間に応じた眼容積の変化の例示的なプロットである。 プロット上で示されたピーク発見プロセスの結果を伴う図９に示される時間に応じた眼容積の変化の例示的なプロットである。 プロット上で示されたピーク発見プロセスの結果を伴う図１０の時間に応じた眼容積の変化の導関数の例示的なプロットである。 本発明に従うマシンによって生成された数的に提示された例示的な眼の血流データの例である。 図１に示されるコンピューターにおけるソフトウェアの別の例の動作を描写するフローチャートである。 例示的な第２の眼の検査の結果として得られたプローブ圧力のプロットである。 図１４におけるプローブ圧力データの導関数の例示的なプロットである。 三次多項式が適合された図１４の眼内圧データの例示的なプロットである。 図１６の眼内圧プロットにおける対象の平らになった領域の例示的なプロットである。 図１７のＩＯＰデータに基づく時間に応じた眼容積の変化の例示的なプロットである。 図１８に示される時間に応じた眼容積の変化の例示的なプロットである。 ピーク発見プロセスの動作を示す時間に応じた眼内圧の例示的な平らになったゼロベースのプロットである。 ヒトの眼の圧力挙動をシミュレートする圧力計の斜視図である。 先行技術の旧来のマシンから得られた脈動性の眼データのプロットである。 本発明に従うマシンから得られた脈動性の眼データのプロットである。 先行技術のマシンの非線形性および本発明に従うマシンの線形性を例示する且つ比較するグラフである。

図１は、本発明に従う眼の血流解析装置の例を示す。図１に示される眼の血流（ＯＢＦ）解析装置のアーキテクチャは、ＯＢＦに関するそのようなデータを提供すると主張する過去および現在のデバイスおよびシステムによって生成された眼の血流データより優れた眼の血流データを生成する、電気コンポーネント、電子コンポーネント、および空気圧コンポーネントのシステムを含む。

図１に示されるアーキテクチャは、ブラシレスＤＣモーター（１０２）に変数および一定量の電力を送達する電源（１００）を含む。電源（１００）とモーター（１０２）との間に置かれたモーターコントローラー（１０３）は、モーター（１０２）に送達された電力の量を決定する。モーターコントローラー（１０３）によってモーター（１０２）に送達された電力の量は、制御信号発生器（１０１）によって生成された制御電圧の大きさによって決定される。制御信号発生器（１０１）は、直流電圧源に接続された電位差計上の手動で設定されたタップとして実装されてもよい。電位差計上のタップの位置によって設定された電圧は、モーターコントローラー（１０３）によってモーター（１０２）に送達される望ましい量の電力を構成している。代替的に、制御信号発生器（１０１）は、モーター（１０２）に予め決められた量の電力を送達するためにモーターコントローラー（１０３）に対する命令を構成している電圧を出すコンピューターであってもよい。コンピューターは、以下に記載されるコンピューター（１２２）またはモーター（１０２）およびモーターコントローラー（１０３）の挙動を制御する幾つかの他のコンピューターであってもよい。

モーター（１０２）は空気ポンプ（１０４）を駆動するために一定の制御された出力トルクを提供し、空気ポンプ（１０４）は、あらかじめ決められる制御された、および、比較的脈動のない空気圧で、空気あるいは他の空圧流体の供給を、可撓性を有するホースまたはチューブであり得る流体供給ライン（１０６）へもたらす。供給ライン（１０６）を通る流体のこの供給は、圧力補償された流量制御装置（１０８）の入力部に向けられる。流量制御装置（１０８）は、圧力変動にかかわらずその出力部から一定の容積流量を提供する。例示的に、流量制御装置（１０８）は、約２０−６０ｍｍＨｇの圧力で約０−１６０ｃｃ／秒で図１のデバイスを通って空圧流体の流れを維持する。さらに例示的に、出力部（１０６）と供給ライン（１１０）は、ポンプ（１０４）から流量制御装置（１０８）まで、および流量制御装置（１０８）からプローブ（１１２）まで空圧流体をそれぞれ伝達する可撓性を有するホースあるいは管類であってもよい。

流量制御装置（１０８）の出力部は、可撓性を有するホースまたはチューブであり得る空気圧供給ライン（１１０）上で、空気圧トノメータープローブ（１１２）の入力部に向けられる。プローブ（１１２）上のプローブ先端（１１４）は、測定されている眼（１１５）に接して置かれる。プローブ（１１２）からの圧力検出ライン（１１６）は直列接続された圧力検出器（１１８）を有し、これは、プローブ（１１２）内の圧力のレベルを表わす生のアナログ圧力信号を生成する。圧力検出器（１１８）は、例示的に、可撓性を有するホースまたは導管の形態で、ライン（１１６）経由でプローブ（１１２）に接続されてもよい。代替的に、圧力検出器（１１８）は、プローブ（１１２）内の圧力チャンバと直接連通するように、プローブ（１１２）に直接取り付けられることもある。プローブ（１１２）の先端（１１４）の眼（１１５）との接触は、生のプローブ圧力の微小な変動を引き起こし、これがＯＢＦ分析器の電子機器によって処理されることで、正確で、安定して、反復可能な低歪みＩＯＰとＯＢＦの読み取りがもたらされる。これまでに記載された配置によって、発明者らは、安定した低い圧力と一定の空気の流れがプローブ（１１２）に送達可能であり、このことが、従来の機器の性能を上回るように分析器の性能を改善することを発見した。この配置は、各心周期の間の眼（１１５）へのおよび眼（１１５）からの血液の流れに由来する微小な圧力の変動の正確かつドリフトのない測定を可能にする。

圧力補償された流量制御装置（１０８）は、圧力プローブ（１１２）へ向かう所望の実質的に一定の流体の流速を確立し、所望の値からの流速の偏差に応じて、とりわけ、所望の流速からの偏差を引き起こす圧力変動に応じて、流速を所望の速度に戻すために補償作用を開始する任意の制御システムであってもよい。流量制御装置（１０８）は、ポンプ（１０４）の空気圧供給ライン（１０６）と、流量制御装置（１０８）およびプローブ（１１２）の間の空気圧供給ライン（１１０）と直列な流量制御バルブなどの制御可能な制限部を含むことがある。基本的な流量制御バルブは、流速を増加させるために開くか、流速を遅くするために閉じる、変更可能な開口部からなる。任意のタイプのバルブが使用されてもよいが、低い流体流速の正確な制御を可能にするニードルバルブが好ましい。これらのバルブは、流体の流れを制限するか許可するために調整可能なニードルおよびバルブステムを使用する。ニードルバルブが流体の流れを妨害する量を制御することによって、すなわち、一定の量によってニードルバルブを開くか閉じることによって、オペレーターは所望の流速を設定することができる。

前述のニードルバルブなどの流量制御バルブを通る流速は、一般にバルブの圧力低下に関連付けられる。バルブでの圧力低下が高ければ高いほど、流路内での制限部も増え、したがって、出力流速も低下する。圧力補償された流量制御装置は、バルブを通る流速の変動を引き起こす流量制御バルブでの圧力低下の変動を感知する。これを受けて、流量制御装置（１０８）は補償作用を開始して、圧力低下と流速を目標値に戻す。供給ライン（１０６）と直列して、ニードルバルブでの圧力低下の変動によって調節されるバルブは、補償作用を行うこともある。

図１Ａは、上に記載された点を具体的に例示する図１の圧力補償された流量制御装置（１０８）の詳細なブロック図である。流量制御装置（１０８）は、ポンプ（１０４）からの供給ライン（１０６）と直列した入口補償バルブ（１０３）を含む。流体通路（１０５）は、好ましくは上に記載されたニードルバルブであり得る流量調節バルブ（１０７）の入力部に、入口補償バルブ（１０３）を接続する。流量調節バルブ（１０７）の出力部は、空圧流体をプローブ（１１２）の入力部に方向づける供給ライン（１１０）に接続される。流量調節バルブ（１０７）は、バルブ（１０７）の入力部から、プローブ（１１２）への流体の流れの速度を決定するバルブ（１０７）の出力部まで、圧力低下を生じさせる。バルブ（１０７）での圧力低下は、バルブ（１０７）の一方の側での圧力変動に直面してプローブ（１１２）への流体の流速を一定に維持するために、一定値に保たれる。バルブ（１０７）が開かれる程度が、バルブ（１０７）での圧力低下の大きさを決定し、ゆえに、プローブ（１１２）へ向かう所望の流体流速を決定する。この圧力低下を一定に維持し、それにより、プローブ（１１２）への流速を一定に維持することは、流体通路（１１１）によってバルブ（１０７）の入力部に、および流体通路（１１３）によってバルブ（１０７）の出力部に接続された補償構造（１０９）の操作によって達成される。流体通路（１１１）は、バルブ（１０７）の入口側の上流の流体圧力の大きさに関して補償構造（１０９）に情報を伝達する。同様に、流体通路（１１３）は、バルブ（１０７）の出口側の下流の流体圧力の大きさに関して補償構造（１０９）に情報を伝達する。こうして、補償構造（１０９）はバルブ（１０７）の圧力低下に反応する。補償構造（１０９）は、入力補償バルブ（１０３）の開口部を制御する出力部（１１７）を有する。補償構造（１０９）は、流体通路（１１１）と（１１３）、ならびに出力接続部（１１７）によってバルブ（１０７）の圧力低下に反応して、バルブ（１０７）の圧力低下を一定に維持し、それによって、たとえ、上流または下流の流体圧力が変化することがあっても、プローブ（１１２）への流体流速を一定に維持する。適切な圧力補償された一定の流速バルブおよび関連する制御構造の一例は、Ｂｅｓｗｉｃｋらの米国特許第６，３１４，９８０号に記載されている。

好ましくは、選択されたポンプ（１０４）はできるだけ脈動なしの出力を生じさせなければならない。完全に脈動のない空気の流れは存在せず、とりわけ、ここで使用されているナノ圧力レベルでは存在しないが、適切なポンプは小さなダイヤフラムポンプであり、これは、こうしたダイヤフラムポンプがより小さく、軟らかな出力脈動を生成するという点で、他の代替物ほどノイズが多くない。加えて、ブラシレスＤＣモーター（１０２）はポンプを駆動する。新型のブラシレスＤＣモーター技術は、ｒｐｍ範囲にわたってフラットなトルクカーブを生成する。この適用では、ポンプが変動荷重下でさほど行き詰まることがないため、正確な空気の流れが望ましい。モーター（１０２）の高いまたは低いｒｐｍは両方とも高トルクを生成する。したがって、ポンプとモーターの重要性は、流量制御デバイスに安定したベースライン圧力入力を供給することにある。それが背圧の形態の負荷の変動に無反応であるという事実は、測定条件対ブラシ付きモーターや他の技術の反復率で大きな違いを生み出す。従来の機器は、強力な力により安定した入力を得るためにシステムの高圧側を過剰駆動するためのピストンポンプを使用した。その後、古い機器は攻撃的なフィルタ処理によってノイズを克服したが、これは圧力プローブ（１１２）に適切な流れを送達する際に大きな問題を引き起こした。

フラットな速度トルク特性を示すことに加えて、ブラシレスＤＣモーターはブラシ付きモーターのようにスパークしない。ブラシ付きモーターによって生成されたスパークは一般的に医療デバイスでは許容されない。スパークは、本明細書で開示された測定装置で使用されるそのような電子回路によって生成される信号へノイズと歪みを導入することができる。スパークの発生はこのＯＢＦ分析器の繊細な電子回路も破損しかねず、患者と機器のオペレーターに危険なことがあり得る。したがって、ポンプ（１０４）を駆動するためにブラシレスＤＣモーター（１０２）を使用することが有利である。

図１のＯＢＦ分析器はさらにコンピューター（１２２）を含み、これは、データ収集を迅速に行い、その後、プローブ（１１２）からの生の圧力データを、患者の健康を評価するために実務家によって使用されるＩＯＰデータとＯＢＦデータに変換するデジタル信号処理を行う。コンピューター（１２２）は最初に、圧力検出器（１１８）からのライン（１２０）上のアナログの生のプローブ圧力信号を、コンピューター（１２２）内でデータテーブルをポピュレートする時間に応じて生のプローブ圧力を表すデジタルサンプルのストリームに変換する。代替的に、圧力検出器（１１８）によって生成されたアナログの生の圧力信号は、圧力検出器（１１８）と一体的なアナログデジタル変換器によってデジタルの生のプローブ圧力信号サンプルに変換されてもよい。圧力検出器（１１８）のアナログ出力から作成されたデジタルサンプルは、コンピューター（１２２）内でデータテーブルをポピュレートする。

コンピューター（１２２）は、デジタルの生のプローブ圧力サンプルを、時間に応じて測定されたＩＯＰを表すデジタルサンプルに変換する。コンピューター（１２２）はその後、ＩＯＰデータをＯＢＦデータに変換する。このＯＢＦデータは、流速、流量、脈幅、およびパルス数の１つ以上を含んでもよい。ＯＢＦデータはさらに脈動性指数も含むことがある。ＯＢＦデータは、安全なＷｉＦｉネットワーク（１２４）、あるいは、医療保険の相互運用性と説明責任（ＨＩＰＡＡ）に関する法律などの医療や医学の法律や規制に準拠する病院や医療機関によって使用される任意の他の安全なネットワークに向けられてもよい。ＰＯＢＦデータは、ラップトップまたはデスクトップコンピューター（１２６）に接続されたディスプレイ上で認証されたユーザーに示されることもある。データは、数的に、あるいは、時間に応じた測定の波形として、表示されることがある。本発明の１つの実施形態では、コンピューター（１２６）は、２進コードにコンパイルされた適切なパイソンまたはＩＤＬコンピューターコードで説明的にプログラムされたリナックス（登録商標）オペレーティングシステムを実行するラズベリーパイであってもよい。本発明はラズベリーパイを使用する実装に限定されない。任意の適切にプログラムされたＭｉｃｒｏｓｏｆｔ Ｗｉｎｄｏｗｓベーズのパーソナルコンピューター、Ａｐｐｌｅのパーソナルコンピューター、あるいは他のコンピューターなどの適切にプログラム可能な任意のコンピューターは、使用可能である。図２は、図１の圧力プローブ（１１２）の一例の断面を示す。プローブ（１１２）は、一般に円筒状の圧力チャンバ（２０２）を画定する中空の細長いハウジング（２００）を含む。圧力チャンバ（２０２）は、ハウジング（２００）の内部に近位端（２０４）と遠位端（２０６）を有する。ハウジング（２００）への入口（２０８）は、ポンプ（１０４）と流速制御装置（１０８）からの空気を圧力チャンバ（２０２）の近位端（２０４）に入れるのに適している。ハウジング（２００）のポート（２１０）は、圧力チャンバ（２０２）内の気圧を測定する圧力センサー（１１８）と連通するのに適している。近位端（２１４）と遠位端（２１６）を有するシャフト（２１２）は、圧力チャンバ（２０２）の内部からハウジング（２００）の遠位端（２０６）を通ってプローブ（１１２）の外部まで延びている。シャフト（２１２）は、シャフト（２１２）の外部表面と、シャフト（２１２）が延びる際に通るハウジング（２００）の遠位端壁部（２２０）の開口部の内部表面との間で画定された円筒状の軸受（２１８）によってハウジング（２００）に対して軸方向に摺動する。軸方向に向けられた穴（２２２）はシャフト（２１２）内に形成される。穴（２２２）は近位端（２２４）と遠位端（２２６）をそれぞれ有する。穴（２２２）は、近位端（２２４）の圧力チャンバ（２０２）内の空気と連通している。シャフト（２１２）の遠位端に取り付けられた先端（２２８）内の通路は穴（２２２）と同軸であり、ポンプ（１０４）から生じる空気を眼（１１５）に向かって方向づける噴出口またはノズル（２１３）を形成する。

先端（２２８）はノズル（２１３）が延びている円筒状の通気チャンバ（２３０）を有する。円形の可撓性膜（２３２）は、ノズル（２１３）の遠位端と通気チャンバ（２３０）の開放端を覆い、したがって、ノズル（２１３）と通気チャンバ（２３０）を密閉する。空気は、ポンプ（１０４）から圧力チャンバ（２０２）まで、および、その後、シャフト（２１２）の穴（２２２）とノズル（２１３）の中を通って、ＩＯＰを測定するために眼に接して置かれた可撓性膜（２３２）の内部表面に向かって流れる。ポンプ（１０４）からの圧力が膜（２３２）を噴出口（２１３）の遠位端から分離させるのに十分であるときに、通気口（２３６）は通気チャンバ（２３０）から空気を排出する。

定常状態では、ポンプ（１０４）は加圧された空圧流体を流量制御装置（１０８）の入力部に方向づける。流量制御装置（１０８）は実質的に一定の容積流量でプローブ（１１２）の入力ポート（２０８）へ空圧流体を出力する。空圧流体は、圧力チャンバ（２０２）に流れ込み、ロッド（２１２）内の通路（２２２）に入り、その後、ノズル（２１３）へ流れ込む。ノズル（２１３）から出る流体は膜（２３２）の内部表面に対して力を加え、それをノズル（２１３）から遠ざける。これにより、先端（１１４）内の通気チャンバ（２３０）に対してノズル（２１３）が開かれる。その後、流体は通気チャンバ（２３０）へ流れ込み、先端（１１４）内の排気ポート（２３６）を通って機器から出ることができる。

プローブ（１１２）への流体の流れの実質的に一定の速度を維持するために、流量制御装置（１０８）は、流量制御装置（１０８）の内部の流量制限器で実質的に一定の圧力低下を維持する。流量制御装置（１０８）の上流と下流の圧力妨害は、流量制限器での圧力低下を変えることがあり、したがってプローブに対する流体流速を変えることがある。例えば、プローブ先端（１１４）が患者の検査を行う目的のための眼に置かれる場合、膜（２３２）はノズル（２１３）に対して押圧され、通気チャンバ（２３０）からノズル（２１３）を閉め出す。これは、流量調整装置の下流側の流体圧力を増加させ、流量制限器の圧力低下を減少させ、およびプローブ（１１２）への流体流速を減少させる。流量制御装置（１０８）内の補償構造は、圧力低下の減少に反対し、それを目標値まで回復させ、したがって、これにより流速を目標値まで回復させる。補償構造は制御装置（１０８）の入口内のバルブであってもよく、これが開くことで、流量制御装置（１０８）により多くの流体が入ることを認めることにより流量制限器の入口側の圧力を増加させ、それによって前述の圧力低下を増加させる。プローブ（１１２）への実質的に一定の所望の流速を維持するために、制御装置（１０８）の下流側の流体圧力の減少は、反対方向での補償をもたらすことになる。ポンプ（１０４）からの脈動などの制御装置（１０８）の入口側の圧力妨害は、同様の補償作用をもたらす。

トノメーターの圧力データが約０．０５ｍｍＨｇ以上の精度、および少なくとも５０Ｈｚ（つまり、２０ｍｓのサンプリング間隔で）の頻度で測定される場合、価値のある臨床情報が得られることもある。好ましくは、サンプリングレートは少なくとも１００Ｈｚ以上、例えば、２００Ｈｚ以上である。最初に、図１と２のデバイスはティー（ｔｅｅ）から生のプローブ入力圧力を得る。ティーから、新しいライン（プローブラインと必ず同じ圧力である）は、圧力測定およびデジタル化デバイス（１１８）に接続する。埋め込まれた制御装置と協調して、圧力データは繰り返しダウンロードされて記録される。上に記載された装置に由来するデータは、上で説明された精度と一時的なサンプリング要件を超えて、非常に高品質なこともある（１００Ｈｚ以上で１４ビット以上の圧力デジタル化）。

コンピューター（１２２）内の信号処理コードは、デバイスから生成されたデータを自動的に読み取り、多くのキーパラメータを抽出する。より具体的には、コンピューター（１２２）に保存されたプログラムは、圧力データの脈動領域の開始と終了を感知し、その後、脈拍数、脈幅、脈容量、および眼の血流を抽出する。アルゴリズムはさらに平均のＩＯＰを回復させる。

壁の薄いチューブ（２１２）の端部のノズル（２１３）は当初、可撓性膜（２３２）に接している。チューブ（２１２）は、圧力チャンバ（２０２）の内部のゲージ圧を増加させる空気ポンプ（１０４）に接続される。膜（２３２）は、当該ポンプ（１０４）から眼（１１５）の角膜まで圧力を伝達する。

角膜を押圧するチューブ（２１２）内部のゲージ圧がある量だけＩＯＰを超えると、気圧によって生成された内部へ方向付けられた力はＩＯＰによって引き起こされた外部に向かう力を克服し、圧平として知られている角膜の変形によって発現される。その圧力で、チューブ（２１２）と膜（２３２）との間の空隙が形成され、チューブ（２１２）から通気チャンバ（２３０）へ空気を放出し、およびプローブ（１１２）から出て通気口（２３６）を通って放出し、プローブ圧力を安定させる。

角膜がチューブの縁で不意に変形することができないので、ＩＯＰによって外へ向かう圧力はチューブ領域よりも大きな領域に広げられる。空気粘性などの追加の因子のおかげで、プローブ圧力はＩＯＰよりも常に大きい。しかしながら、プローブ圧力とＩＯＰとの間にはある関係があり、これは、所定の流れと圧力で所定のプローブ設計にとって特有である。このプローブ−ＩＯＰの圧力関係により、プローブ圧力からＩＯＰを計算することができる。開示されたデバイスの場合、この関係は線形であると経験的に観察され、以下の式によって与えられる：ＰＰ＝１．９６（ＩＯＰ）＋１．７５、ここで、ＰＰはプローブ圧力であり、ＩＯＰは眼の圧力である。この関係は部分的にプローブ設計のたまものであり、それぞれの設計について経験的に決定されなければならないことに留意する。従来のデバイスの場合、基本的には流量制御装置が欠けていることが理由で、簡易な数学的関係がない。本発明はプローブの圧力と眼内圧との間のこの特定の関係に限定されない。この関係は、眼の血流分析器を実装するために使用されている特定の装置を用いて経験的に観察された関係でなければならない。この経験的観察は、水圧計または空気圧力計などの実際の眼あるいは他のモデルの眼の圧力をシミュレートするあらゆる正確なメカニズムによって生成された既知の圧力と、血流分析器によって測定された圧力を比較することにより行うことができる。既知の圧力特性を有する実際の眼のインビボ測定も使用されてもよい。この作業を実行する例示的な水圧計の使用が以下に記載される。圧力計の別の可能性は、方形波圧力パルスを生成する脈動性の空気圧力計である。

プローブが眼に接しているとき、プローブ圧力は、約６〜１０ｍｍＨｇの振幅、および脈拍数と等しい頻度で振動する。脈動性の眼の圧力は約３〜５ｍｍＨｇの振幅で振動する。図４を参照する。これは、本発明の１つの例に合わせて眼の血流分析器から生の空気圧プローブ圧力データの一例を示している。さらに図６を参照する。これは、プローブ圧力データに由来するＩＯＰの一例を示す。両方のケースで、振動信号が圧力信号全体で影響を受けることに留意する。患者の脈拍数は約７７拍／分である。

トノメーターのプローブ圧力は、収縮期／拡張期サイクルにより周期的に膨張する眼の血管に応じて振動する。そのプロセスは以下のように要約されてもよい。眼の血管が膨張するにつれて、眼容積が増加する。増加した眼容積は、眼の弾性による抵抗を受け、それにより、ＩＯＰを増加させる。これは膨張したバルーンに類似している。体積が増えると、膜はよりきつく伸ばされ、内圧は高くなる。

眼の圧力の変動と眼容積の変動との間にはある関係が存在する。ＩＯＰ−体積の関係を考慮すると、ＩＯＰ振動は、眼容積の変動に翻訳することができる。眼の内部の流体が本質的には圧縮不可能であるため、容積の変動は、正常な眼でほぼ完全に、血管の体積（わずかな流出成分は無視する）の変動によるものでなければならず、ゆえに、眼に入る正味の血流量を表すものでなければならない。これをすべて考慮すると、正味の脈動性の血流を計算することができる。

信号処理の実施形態１
図３Ａ、３Ｂ、および３Ｃは、本発明の信号処理部を行うコンピューター（１２２）内のソフトウェアの第１の例の操作を詳細に描いたフローチャートを含む。プログラムは図３Ａの開始ブロック（３００）で始まる。次に、ブロック（３０１）では、プログラムはメモリーにロードされ、生の圧力データのテキストファイルがプローブ（１１２）から集められる。データのテキストファイルをロードした後に、ソフトウェアは、ブロック（３０２）において、図４に示されるような時間（４００）の関数として生のプローブ圧力データのプロットを作成する。

プローブ（１１２）からのデータは、眼内圧と血流の測定に不利な影響を及ぼすことがあり得るかなりの量のノイズを含んでいる。ノイズの少なくとも一部は、ノイズの多いデータに賢明な量の平滑化を適用することにより、圧力測定に不利な影響を及ぼすことなく除去可能である。これに応じて、データの平滑化されたコピーは、図３Ａのブロック（３０３）で作成される。例示的に、ボックスカーフィルタあるいは移動平均フィルタはデータを平滑化するために使用される。こうしたフィルタは、１セットの非平滑化データ中の各データポイントを、１セットの平滑化データ中の別のデータポイントにマッピングする。非平滑化データセット中の各データポイントについて、ボックスカーフィルタは、非平滑化データセット中のあらかじめ決められた数の他のデータポイントを用いてそのデータポイントの値を平均化する。その後、その平均は、平滑化データセット中のデータポイントの１つになる。例えば、ここで記載された実施形態では、９エレメントボックスカーフィルタ（ｎｉｎｅ−ｅｌｅｍｅｎｔ ｂｏｘｃａｒ ｆｉｌｔｅｒ）が使用される。ボックスカーフィルタは、プローブ（１１２）からの前回の時間内の圧力サンプルの４つと、プローブ（１１２）からの次回の時間内の圧力サンプルの４つを用いて、プローブ（１１２）からの各圧力サンプルを平均化する。その後、プローブ（１１２）からのサンプル中のこれらの９つのデータポイントの平均は、平滑化データセット内の平滑化圧力サンプルとなる。平滑化の程度は調整可能であり、移動平均の長さ（つまり、「ボックスカー」の長さ）に関連付けられる。プローブ圧力データを平滑化するために本明細書に記載されるボックスカーフィルタが使用されることが好ましいが、プローブ圧力データ中のノイズを除去することができる他の平滑化回路あるいはフィルタがその代わりに使用されることもある。

理想的には当業者がまず第１に平滑化フィルタを使用する必要がなくなるように、通常は本明細書で要求されるいくつかの技巧が存在する。しかし、実際の世界ではデータにはノイズが多い。平滑化は、そのノイズとの戦いを支援するものであるが、信号を平滑化することにも明らかに費用がかかる。典型的には、当業者は、ノイズの典型的なコヒーレンス長さよりも大きいが、その一方で、所望の信号の最も小さなコヒーレンス長さよりも有意に小さい平滑化長さを求める。信号のコヒーレンス長さはその波形の期間である。ノイズのコヒーレンス長さは、ノイズの最小限の望ましくない周波数成分の期間であってもよい。コヒーレンス長さはノイズ周波数の期間の平均であり得るか、あるいはいくつかの他のある数学関数でもあり得る。信号に所望の最も小さなコヒーレンス長さは、所望の、この場合、脈拍数の小さな周波数の期間である。上に記載された患者は、７７拍／分の脈拍数、あるいは１．２８拍／秒を有していた。したがって、期間は１／１．２８秒あるいは７８０ミリ秒である。発明者らは、本発明のこの例のボックスカーフィルタの適切な一時的な幅が約２００ミリ秒であり、それは所望の信号のコヒーレンス長さよりも有意に小さいことを発見した。これは、サンプリングレートが１００Ｈｚである場合に、９または１１の連続するサンプルのボックスカーの一時的な幅に変わる。この一時的なボックスカー幅で良好な平滑化が得られることから、ノイズのコヒーレンス長さは実質的に２００ミリ秒のボックスカー長さ未満である。要約すると、当業者は、ノイズのコヒーレンス長さと情報量のコヒーレンス長さとの間でボックスカー長さを選択することになる。これが本明細書に記載された本コードで行われることである。生データと所望の信号データを用いる実証的な検査と経験は、圧力信号を砕くことなくノイズを除去するためにどの程度の量の平滑化が適切であるかを示している。

次に、ブロック（３０３）の生の圧力データの平滑化の後、ソフトウェアは脈動性の関心領域（ＲＯＩ）の開始と終了を自動的に感知する。これは、図３Ａのブロック（３０４）の平滑化入力信号の微分によって行われる。微分した信号はもとの信号の局所的な勾配を表す信号である。脈動性の領域の勾配はある値を超えないが、測定が始まると、および、測定が終わると、それぞれ測定区間の初めでは正で、測定区間の終わりでは負である、やや大規模な勾配の変化がある。図５は平滑化されかつ微分された生のプローブ圧力データ（５００）を示す。高い値の領域（５０２）と微分した生データ中の低い値の領域（５０４）は、生のプローブ圧力データ中で、非常に正のかつ非常に負の勾配の領域にそれぞれ対応する。こうした領域は、測定の開始と終了時、言い換えれば、関心領域の始めと終わりでのみ生じる。

これらの特有の高い勾配領域は、閾値方法によって図３Ａのブロック（３０６）で検知され、脈動性の関心領域（ＲＯＩ）の始まりと終わりの位置を与えることもある。ソフトウェアは、微分した生データの値を比較し、それらを正負の閾値と比較する。正の閾値を超える場合、ソフトウェアは測定の開始を認識した。微分した生のデータが負の閾値未満である場合、測定の終わりが識別された。脈動性の関心領域は測定の始まりと終わりの間にある。その後、ソフトウェアは、サンプリングされている領域が本当に脈動性の領域を表し、および、始まりと終わりの圧力変動のみによる過度の信号を含まないことを確認するために、例えば、ブロック（３０８）において、発見されたＲＯＩを約１秒収縮することにより生の圧力データを切り捨てる。

次に、プローブ圧力はプローブに特有のルックアップテーブルまたは分析的な表現を使用して、図３Ａのブロック（３０９）で眼内圧に変換される。プローブ圧力をＩＯＰに変換するために使用されてもよい分析的な表現の一例は、先に明記された表現である：ＰＰ＝１．９６（ＩＯＰ）＋１．７５、ここで、ＰＰはプローブ圧力であり、ＩＯＰは眼の圧力である。関心領域の時間関数（６００）としてのＩＯＰが図６に示される。

プログラムは、図３Ａのブロック（３１０）と図３Ｂのブロック（３１１）で示されるように、図３Ａから図３Ｂへと進行する。その後、直線的な回帰が図３Ｂのブロック（３１２）で行われる。一次多項式は当初データに合わされる。その後、平均のＩＯＰがブロック（３１３）で決定される。ＲＯＩに対する直線的な適合の中心のＩＯＰ値が平均のＩＯＰである。

その後、ソフトウェアはブロック（３１４）において脈動性のＲＯＩに三次多項式を適合させる。図６を参照する。これは、生データがプローブ圧力（４００）からＩＯＰ（６００）に変換された後に、ＲＯＩに適合された三次多項式曲線（６０２）を示す。三次曲線（６０２）は一般に、図６のＩＯＰ波形（６００）の振動部分の変曲点を通過する。ＤＣオフセットと傾斜または曲線に対するデータの任意の全体的な傾向を除去するために、上で見つかった三次多項式は、ブロック（３１６）において切り捨てられたデータから引かれる。これは、図７において平らになったゼロベースのＩＯＰデータ（７００）をもたらす。

次に、図３Ｂでは、ＩＯＰデータで示されるピーク（７０４）と谷底部（７０６）は、ブロック（３１８）において識別される。最初に、データのコピーが作成され、これはその後、平滑化される。その後、そのデータは微分される。微分の後、任意のゼロ交差も元々のデータのピークと谷底部に相当する。ピーク検出器は調整可能な量のノイズ抑制を有する。コードの平滑化のすべての例は、上記のボックスカー平滑化を実行する同じサブルーチンを使用し、平滑化のためにどれだけの多くの耐性があるかによっては異なるボックスカー長さを例外とすることがある。したがって、サブルーチンは平滑化長さをパラメータとして採用する。

ブロック（３１８）においてピークを発見するプロセスにおける第１の工程はＩＯＰデータ（７００）を平滑化することである。なぜなら、次の工程はデータを微分させることであり、これは、その性質上、ノイズを増幅する傾向があるからである。この時点での平滑化はかなり積極的であり得る。なぜなら、ここでの唯一の関心は、時間内の正確なピークがどこであるのかを発見することであり、その振幅が何であるのかを発見することではないからである。微分は、信号を、局所勾配を表すものへと変形する。勾配がゼロである場合にのみ、局所の極値（ピークまたは谷底部）が生じることがある。入力データを平滑化し、その後、微分すると、コンピューター（１２２）は、信号がゼロになる場所を探索する。限られた数のデータポイントしかないため、どの単一のデータポイントも実際にゼロと等しくなりそうになく、０に最も近いという称号を求めて競う複数のポイントがあり得る。さらに、コンピューター（１２２）は、ゼロがピークまたは谷底部であるかどうかを判断する。これを実行するために、ブロック（３１８）内のコンピューター（１２２）は別のボックスカーを構築し、これは、微分された信号に沿って摺動し、一方で、その極性が負または正であるかどうかをモニタリングする。平均値が何であるかは重要ではなく、平均が正であるか負であるかだけが重要である。ブロック（３１８）内のボックスカーによって計算された平均が極性を変える瞬間に、ボックスカーはゼロ点に集中する。ボックスカー計算の結果が正から負になる場合、ボックスカーはピークに集中し、ボックスカー計算の結果が負から正になる場合、ボックスカーは谷底部に集中する。

図３Ｂのブロック（３２０）では、ブロック（３１８）で見られたＩＯＰデータ内の正のピークは平均の正のピークを生成するために平均化され、ＩＯＰデータ内の負のピークは平均の負のピークを生成するために平均化される。コンピューター（１２２）は、脈幅を得るために平均の正のピークから平均の負のピークを引く。

図８に示される平らになったＩＯＰ脈動性の領域（８００）を得るために、ブロック（３１３）で計算された平均のＩＯＰは、ブロック（３２１）の図７の平らになったゼロベースのＩＯＰデータに加えられる。図８の水平線（８０２）は、図７の平らになったゼロベースのＩＯＰデータに加えられた平均のＩＯＰを表す。

プログラムは、ブロック（３２３）と（３２４）によって図３Ｂから図３Ｃまで進行する。平均の脈拍数は、例えば、ＲＯＩの正のピークの数を数えて、および、最初のピークと最後のピークとの間の時間で、正のピークの数マイナス１を割ることにより、図３Ｃのブロック（３２５）で見られる。正式には、脈拍数ＰＲは以下のとおりである：
ＰＲ＝（ｎ_ｐ−１）／（ｔ_ｎ−ｔ_０）
ここで、ｎ_ｐがピークの数であり、ｔ_ｎは最後のピークの時間であり、および、ｔ_０は最初のピークの時間である。

ＩＯＰと眼容積（Ｓｉｌｖｅｒ ＆ Ｇｅｙｅｒ ２０００）との間のＳｉｌｖｅｒ ＆ Ｇｅｙｅｒ関係を利用して、脈動性の信号に反応する眼容積の時間依存的な変化Δ∨は、図３Ｃのブロック（３２６）においてコンピューター（１２２）によって見られる。眼容積は、男性と女性についてＳｉｌｖｅｒ ＆ Ｇｅｙｅｒによって与えられた平均と、ソフトウェアの性別選択とに基づく。Ｓｉｌｖｅｒ ＆ Ｇｅｙｅｒによって、平均的なヒトについて、眼容積の変動は次のとおりである：

ここで、ΔＶは体積の変化であり、ＰはｌＯＰである。男性について、方程式は次のとおりである：

女性について、対応する方程式は次のとおりである：

図９は、上記の圧力−体積の関係（１）を適用することにより眼容積曲線（９００）の変動に翻訳されたＩＯＰの脈動性の信号を示す。関係（２）と（３）も適用することができる。したがって、図９の振動は圧力ではなく眼容積に関するものである。

ブロック（３２８）では、図１０に示されるΔＶデータ内の正のピーク（１０００）と負のピーク（１００２）が発見され、平均化される。コンピューターは、ブロック（３２８）で平均化を行うためにブロック（３２２）で見られたピークを使用する。ＩＯＰデータ内のピークは、デルタ−Ｖデータ内のピークと同じ時間座標で生じる。なぜなら、デルタ−Ｖデータへの変形は時間変数ではなく従属変数にのみ影響を与えるからである。ゆえに、コンピューターはブロック（３２２）で見られた時間座標でデルタ−Ｖデータの値を見る。負の平均のピークは、平均のピークからピークまでの脈動性のΔ∨を得るために、正の平均ピークから引かれる。ブロック（３３０）では、正味の脈動流を得るために、上記の平均のΔＶは平均のパルス持続時間で割られる。これはμＬ／ｓとμＬ／ｍｉｎの両方の観点から計算される。体積の瞬間的な変化率を得るために、ΔＶデータはブロック（３３２）で微分される：ｄ（ΔＶ）／ｄｔ。その結果が図１１の曲線（１１００）として示される。上に記載された平滑化に類似する平滑化は、ノイズ抑制のために同様にここでも行われる。再度、信頼できるデータを得ることと、データの大きさに対する影響との間にはトレードオフがある。ｄ（ΔＶ）／ｄｔの正のピーク（１１０２）はブロック（３３４）で発見され、平均化される。この平均は平均的な瞬間的なピークの正味の脈動流である。これもμＬ／ｓとμＬ／ｍｉｎの両方の観点で計算される。

平均ＩＯＰ、脈拍数、脈幅、正味の脈動流、及びピークの正味の脈動流は、ブロック（３３６）における表示のために提示される。この血流のデータは、グラフ形式又は数値形式でディスプレイ、例えばコンピューターディスプレイ上に提示され得る。例示的な数値表示は図１２に示される。

コンピューター（１２２）におけるソフトウェアは、ブロック（３３６）において様々な眼灌流圧を計算する。コンピューター（１２２）は、患者の動脈血圧、ＳＢＰ、及びＤＢＰそれぞれの心収縮期及び心拡張期の成分を得る。これらの数は、従来の血圧計又は電子血圧測定装置の使用により判定され、血流測定システムの操作者によってコンピューター（１２２）に入力され得る。コンピューター（１２２）は、以下の関係に従って平均の眼灌流圧を生成する：
平均ＯＰＰ＝２．０／３．０^＊（ＤＢＰ＋１．０／３．０^＊（ＳＢＰ−ＤＢＰ））−平均ＩＯＰ。
コンピューター（１２２）はまた、以下の関係に従って心収縮期の眼灌流圧を生成し：
心収縮期のＯＰＰ＝ＳＢＰ−平均ＩＯＰ、
且つ、以下の関係に従って心拡張期の眼灌流圧を生成する：
心拡張期のＯＰＰ＝ＤＢＰ−平均ＩＯＰ。
これら３つの眼灌流圧の測定は、ブロック（３３７）における表示のために送られる。

信号処理の実施形態２
図１３は、ソフトウェアの第２の実施例に従って本発明の信号処理パートを実行するコンピューター（１２２）におけるソフトウェアの操作を詳細に表すフローチャートである。プログラムは開始ブロック（１３００）で始まる。次に、ブロック（１３０２）において、プログラムは、プローブ（１１２）から集められた生のプローブ圧力データの文書ファイルをメモリーにロードする。データの文書ファイルをロードした後、図１４に示されるように、ソフトウェアは、ブロック（１３０４）において、時間に応じて生データのプロット（１４００）を作成する。

次に、ソフトウェアは自動的に、脈動性の関心領域（ＲＯＩ）の始めと終わりを感知する。これは、ブロック（１３０６）において平滑化されたバージョンの入力信号の微分によって行われる。微分信号は、原信号の局所的な傾斜を表わすものである。脈動性の領域の傾斜は特定の値を決して超過しないが、測定が始まる時、及び測定が終わる時に、ＲＯＩの初めでは正であるが、ＲＯＩの終わりでは負である、大きな傾斜の変化が存在する。図１５は微分された生のデータ（１５００）を示す。高い値の領域（１５０２）及び低い値の領域（１５０４）は、生のプローブ圧力データにおいて、非常に正及び非常に負の傾斜それぞれの領域に相当する。そのような領域は単に、測定の始め及び終わりに、言い換えれば関心領域の開始と終了時に生じるだけとなる。

これら一意的に高い傾斜領域は、閾値処理を行う方法によってブロック（１３０８）において感知され、脈動性の関心領域（ＲＯＩ）の始め及び終わりをもたらし得る。ソフトウェアは、微分された生のデータの値を比較し、それらを正と負の閾値と比較する。正の閾値を超過する時、ソフトウェアは測定の開始を識別した。微分された生のデータが負の閾値未満である遠き、測定の終わりが識別された。脈動性の関心領域は測定の始めと終わりの間にある。

その後、ソフトウェアは、サンプリングされている領域が脈動性の領域を本当に表わし、単に始め又は終わりの圧力変動が原因で過度の信号を含まないことを確実にするために、ブロック（１３１０）において発見されたＲＯＩを約１秒縮小することにより生の圧力データを制限する。ここで、プローブ圧力は、プローブに特異的なルックアップテーブル又は分析表現の何れかを使用して、ブロック（１３１２）において眼内圧に変換される。図１６は、図１４におけるプローブ圧力曲線（１４００）に相当する例示的な眼内圧曲線（１６０２）を示す。その後、ソフトウェアは、ブロック（１３１４）において脈動性のＲＯＩに三次多項式（１６０４）を適合させる。図１６を参照すると、生のデータがプローブ圧力からＩＯＰに変換された後のＲＯＩに適合された三次多項式曲線（１６０４）が示されている。三次多項式曲線は一般的に、図１６における波形の振動部分（１６０２）の変曲点を通過する。

全体のデータセットは更に必要とはされず、そのため、ソフトウェアはここで、ＲＯＩのみを含むようにブロック（１３１６）においてデータを切り詰め、上記で発見される三次多項式は、ブロック（１３１８）において切り詰められたデータから引かれ、それによりＤＣオフセット、及び傾斜又は曲線に対するデータの全体的な傾向を除去して、ゼロベースの平らになったＲＯＩを作り出す。その後、ＲＯＩにわたる平均ＩＯＰがブロック（１３２０）において計算され、ブロック（１３２２）において信号に足し戻されて、平均ＩＯＰ圧力で平らになったＲＯＩを結果としてもたらす。図１７を参照すると、平らになったＲＯＩ（１７００）が示されている。水平線（１７０２）によって表わされる平均ＩＯＰは、図１７における平らになったＲＯＩ（１７００）を得るためにブロック（１３１８）において導かれたゼロベースのＲＯＩに加えられた。

ＩＯＰと目の容積の間でＳｉｌｖｅｒとＧｅｙｅｒの関係（Ｓｉｌｖｅｒ ＆ Ｇｅｙｅｒ ２０００）を使用して、脈動性の信号に応じた目の容積の時間依存的な変化が、ブロック（１３２４）において見出される。目の容積は、男性及び女性についてＳｉｌｖｅｒとＧｅｙｅｒにより与えられた平均、及びソフトウェアにおける性別の選択に基づく。ＳｉｌｖｅｒとＧｅｙｅｒに従い、平均的なヒトに関して、目の容積の変化は次のとおりである：
ＡＶ＝−４９．８＋３０．２ ＩｎＰ＋０．２４２Ｐ（１）
ここで、ＡＶは容積の変化であり、ＰはＩＯＰである。
男性について、方程式は次のとおりである：
ＡＶ＝−５２．２＋３１．７ ＩｎＰ＋０．２５４Ｐ（２）
女性の対応する方程式は次のとおりである：
ＡＶ＝−４７．４＋２８．７ ＩｎＰ＋０．２３０Ｐ（３）
図１８は、上述の圧力−容積関係（１）の適用によって目の容積曲線（１８００）の変化へと翻訳されたＩＯＰの脈動性の信号を示す。関係（２）と（３）を適用することもできる。振動はここで、目の圧力ではなく容積に関するものである。

上記で見出された変動する容積の信号はここで、ブロック（１３２６）において平滑化され且つ微分され、それにより時間に応じた即時的な脈動流を得る。その後、正の領域は、正味の脈動性流入量を得るためにＲＯＩにわたってブロック（１３２８）において積分され、その後、μＬ／ｓで脈動性流入速度を得るためにブロック（１３３０）においてＲＯＩの持続時間によって割られる。同じプロセスが、正味の脈動性流出量及び脈動性流出速度を得るために、ブロック（１３３０）においてブロック（１３２８）における負の領域に適用される。図１９を参照。もちろん、流入量及び流出量は合計が（ほぼ）ゼロになると予想される。図１９は即時的な脈動流曲線（１９００）を示す。正の領域は積分され、平均流入速度を得るために平均化され；平均流出速度は負の領域に関して同様の方式で見出される。

最終的に、ブロック（１３３０）で導き出されるゼロベースの平らになったＩＯＰは、ブロック（１３３２）において平滑化され且つ微分され、それにより正及び負の脈動性のピークを識別する。これら脈動性ピークを知ることで、ピーク間圧力と脈拍数を判定且つ平均化することが可能となる。図２０は、ピーク発見プロセスによって識別される対象の平らになったゼロベースのＩＯＰ領域における、正のピーク（２０００）及び負のピーク（２００２）の両方を示す。これにより、ブロック（１３３４）において脈拍数、及びブロック（１３３６）において平均ピーク間圧力の両方がもたらされる。図１３のデジタル信号処理回路構成によって導き出された血流データ及び曲線は、図１２によって示されるように、コンピューターディスプレイ上に表示されるか、又は数的に表示されてもよい。

図３Ａ−３Ｃ及び１３のフローチャートには示されていないが、Ｇｏｓｌｉｎｇ脈動指数のデータが、コンピューター（１２２）におけるソフトウェアによって生成された記載のデータから導き出され得る。Ｇｏｓｌｉｎｇ脈動指数（ＰＩ）は、心拍周期中に平均速度で割られた、ピーク心収縮速度と最小心拡張速度との間の差に等しい、血管中の血流速度の変動性の測定値である。同等のＧｏｓｌｉｎｇ脈動指数は、速度ではなく流量に基づく。

例示的な技術
図１、２、３Ａ−３Ｃ、及び１３に示される眼の血流測定システムを実施するために使用され得る例示的な電子機器は、完全に機能的なデスクトップオペレーティングシステムを実行するラズベリーパイマイクロコンピューターの形で、コンピューター（１２２）を含んでいる。代替的に、プロトタイピング環境において、コンピューター（１２２）は、直列接続されたラズベリーパイ及びアルデュイーノのマイクロコントローラとして実施される場合があり、アルデュイーノは、ラズベリーパイのための保護を提供するために圧力センサー（１１２）とラズベリーパイとの間に、ラズベリーパイと直列状態にある。図１、２、３Ａ、３Ｂ、３Ｃ、及び１２の装置によって生成されたデータを処理する電子機器は、コンピューターである必要がない。適切な電子機器は、本明細書に記載される結果をもたらすことが可能な信号処理回路の形態でもよい。

ブラシレスＤＣモーター（１０２）及びポンプ（１０４）は、Ｓｈｅｂｏｙｇａｎ， ＷｉｓｃｏｎｓｉｎのＧａｒｄｎｅｒ Ｄｅｎｖｅｒ Ｔｈｏｍａｓ， Ｉｎｃ．によって作られた、ブラシレスＤＣモーターを統合したダイヤフラムポンプである、Ｓｅｒｉｅｓ １４１０ＶＤ、Ｍｏｄｅｌ １４１００２１６でもよい。圧力補償された流量制御装置（１０８）は、Ｇｒｅｅｎｌａｎｄ， Ｎｅｗ ＨａｍｐｓｈｉｒｅのＢｅｓｗｉｃｋ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ Ｃｏ．， Ｉｎｃ．によって作られた圧力補償された流量制御装置である、Ｍｏｄｅｌ ＰＣＦＣＤ−１Ｎ１−Ｅ ＢＲＳでもよい。圧力センサー（１１６）は、Ｆｒｅｍｏｎｔ， ＣａｌｉｆｏｒｎｉａのＭｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ Ｓｐｅｃｉａｌｔｉｅｓによって作られたＭｏｄｅｌ ＭＳ４５２５プリント回路基盤を取り付けた圧力変換器でもよい。

操作上の議論
デバイス操作の基礎は、先端（２２８）の穴（２３６）によって大気へと抜ける中空管（２１２）及びノズル（２１３）の遠位端部で遭遇した、源圧力及び抵抗性に応じて流量と圧力のみを変動させる、気体、例えば空気の列（ｃｏｌｕｍｎ）内に圧力を含み、それを測定することである。

気体は吸入管（２０８）を通ってプローブ本体（２００）に入る。最初に、気体は、中空通路又は圧力チャンバ（２０２）を介してプローブ本体（２００）を通り、シャフト（２１２）に向かい且つそこを通り、シャフト（２１２）の遠位端部にて噴出口又はノズル（２１３）を介して閉塞していないプローブ先端へと向かい且つそこを通って流れる。主な閉塞が中央通路（２２２）及びノズル（２１３）のサイズ制限以外に存在しないため、プローブ本体における圧力はこの時点では低い。

目との接触がなされる前に、プローブ（１１２）は、自由な流れ状態であり、或いは、使用されるプローブの特定の比率によって可能とされるのと同じくらいにまで自由な流れ状態に接近している。シャフト（２１２）の前進運動は、この状態でおよそ１０−２０ｍｍＨｇで生じる。これは、中央通路（２２２）のシャフト（２１２）の近位端の表面領域の差が、プローブ本体（２００）における圧力の一部がシャフト（２１２）の後部に対してそれ自体を働かせることを可能にする対向面を作るからである。自由な流れ状態でのより大きな圧力及び流れの結果、比例して前により大きな、シャフト（２１２）の相対的に大きな前方への推進がもたらされる。目との接触による先端（２２８）からの空気の射出に対向することによって引き起こされる、より大きな圧力及びより少ない流れは、プローブ先端（２２８）による目に対する推進の同様の増加をもたらす。プローブ先端（２２８）において膜（２３２）とノズル（２１３）との間の空隙を可能にする角膜の偏向を気圧が引き起こすと、平衡状態が達成される。より柔軟な目は、より低い圧力及び流れで空隙がより早く生ずることを可能にする。より硬い目は、隙間の形成により強く抵抗し、その結果、より高い圧力及び流れでの隙間成形の他、プローブ／先端アセンブリ（１１２）／（２２８）全体のより大きな前方への圧力がもたらされる。

プローブ本体（２００）における圧力は、既知の様式、例えば、相対的に、先端（２２８）及びノズル（２１３）に対する個々の目によって引き起こされる流れに対する抵抗に応じて増大する。空気の立柱（ｓｔａｎｄｉｎｇ ｃｏｌｕｍｎ）は、プローブ本体のキャビティ（２０２）と同じ圧力で、チューブ（２１０）（空気力学と層流が設計において考慮されず且つ組み込まれない時、チューブ（２０８）と交換可能）を加圧する。この空気の立柱は、可撓性チューブを介して、１００分の１ｍｍＨｇの圧力変化の感知が可能な、微細加工されたシリコンベースの圧力センサー（１１８）に伝わる。プローブに圧力センサーを接続する可撓性チューブの代わりに、圧力センサー（１１８）は、プローブの上に直接取り付けられてもよい。

安定した測定値を得る間の精度及び経過時間は、ユーザーの技術、目の固有の特徴、測定プロセスにより引き起こされる目の変化、及びプローブノズル（２１３）の位置合わせにおける一定の変更によって影響を受け、角膜の表面は圧力変化を引き起こし、且つＩＯＰの変化はＩＯＰにおける生理学的な変化を誘発する測定圧力によって引き起こされる。噴出口（２１３）の全周で一定である空隙を確実に作り出すために、ノズル（２１３）の軸は、９０度で角膜弦（ｃｏｒｎｅａ ｃｈｏｒｄ）と交差しなければならない。誤った位置合わせは、経時的に反復可能、持続可能、且つ測定可能な圧力上昇及び変動を得る際の最初の困難が付随する、圧力読み取り値の漏下を引き起こす。より高圧力での目に対するシャフト先端の組み合わせの前方の圧力の増加の効果は、測定の容易さを増加させることであるが、角膜の扁平化を増加させるとともに結果として目の歪みをもたらしてしまい、且つ目の流出チャネルを通る流体の退出を引き起こしかねない。

ユーザーは、プローブ拡大の量の自己制御性よりも、触覚フィードバックに依存しなければならない。より大きく容易になった測定は、目とのより短い接触時間、目が測定力に適合する機会の少なさ、及び安全域の増加を結果としてもたらすため、望ましいものである。より大きく容易になった測定は、より大きな流れ及び圧力で得られるが、測定の精度及び目の歪みに関しては望ましくないこともある。

圧力変化は、チューブ（２１０）を通ってシリコンベースの微細加工された圧力センサーに伝えられる。例示的な例において、センサー（１１８）内に搭載されたＡＳＩＣ（デジタルシグナルプロセッサー）は、１秒につき１００の速度で圧力の読み取り値をコードする。これは、チャンバ（２０２）における圧力変動を正確に報告するのに必要とされる分解能及び精度のおよそ２倍である。デジタルデータストリームは、データがファイルにキャプチャされる時にコンピューターソフトウェアモジュールに送信される。完全な測定を得ると、プローブは目から除去され、プローブが自由な流れモードを再開すると圧力は低下し、記録が終了する。第２のソフトウェアモジュールが開始され、最近のデータキャプチャファイルで自動的にロードされる。データの分析は新たなソフトウェアによって行われる。脈幅、脈拍数、脈の血流／秒、脈の血流／脈、ＯＰＰ、ＳＰＰ、及びＤＰＰを含む結果は、スクリーンへとプリントされ、分析された波形のグラフ表示と共にユーザーレポートを示す。

比較評価
本発明に係る装置は測定された圧力状態を直ちに獲得し、先行技術のデバイスによって得られた結果と比較して、経時的に安定した平均圧力をもたらす。

上述の記載は、脈絡膜及び網膜の成分を含む目に対して複合の脈動性の血流を測定し且つ分析するデバイスを取り上げる。本明細書中の分析は全て、「心脈動」によって引き起こされたＩＯＰとして知られる眼内圧における変動の測定に基づく。ＩＯＰの正確な測定に対する問題が存在する。これまでのところ、脈絡膜の血流を測定可能な唯一の方法は、気動眼圧計である。この種の機械の２つの例が先行技術に存在するが、これらは不十分なものであり、何れもこの時点で製造されていない。研究者による新たな関心は、以前の機械のうち一部の獲得及び試験に繋がった。それらは１０年以上前に構築され且つ旧式のコンポーネントを含んでおり、データを集めて分析するために機械により使用されるソフトウェアは、旧式のコンポーネントに特異的である。器機はそれぞれ、測定における臨床的に有意な変動を断続的に又は一貫してもたらす。加えて、前記器機は、目の試験中に通常存在する非常に小さな障害に反応するため、使用が困難である。観察された誤差及びデータの変動性を識別し、理解し、且つ補正する試みにおいて、新たな機械によって集められたデータを以前の機械によって集められたデータと比較するための現行の技術を使用した、気動眼圧計の基本原理に基づいた新たな機械を作り出すことが、決定された。

先行技術には２つの主なタイプのＯＢＦ機械が存在していた。１つはＤｒ． Ｍａｕｒｉｃｅ Ｌａｎｇｈａｍによって開発されたものであり、その後Ｄｒ． Ｌａｎｇｈａｍ及び彼の関係する後継者によって市場に出されていた。他のタイプの機械はＰａｒａｄｉｇｍによって市場に出されていた。例えば、米国特許第４，８８３，０５６号と第５，８５７，９６９号を参照。

全ての機械には先端と膜のアセンブリがあり、これは、先端が目に接触していない時に先端自体の初期抵抗によって気流を抑制するものである。プローブが目に接触すると、目／膜界面は、プローブからの空気の漏れに対する抑制を取り除くように変形される。プローブにおける圧力は、目そのものよりも高い圧力で、ＩＯＰに対する線形関係を持つように意図されている。初期の圧力と流れは、空気源で、目の方へのプローブ／プランジャーの推進の一定の成分をもたらすように設定される。この圧力が無いと、プローブは目の表面にかみ合わず；測定は行われない。目の接触無しに設定された基礎圧力は、圧力及び流れが原寸の１０〜４０ｍｍＨｇの眼圧にわたるため、重要な要素である。

測定値は、実際の目の範囲の代わりとして較正され且つ正確であると証明された、特殊化した圧力計上にプローブ先端を置くことにより得られた。このような圧力計の例は、図２１に示される。圧力計（２１００）は、土台（２１０２）、及び土台（２１０２）中に設定されるメスシリンダー（２１０４）を含む。メスシリンダー（２１０４）は、予め定められた量の水などの流体を含んでいる。メスシリンダーの底部は、土台（２１０２）に形成された水平通路（２１０６）の一端と連通している。通路（２１０６）の他端は、その他端にて、土台（２１０２）に形成された円筒状圧力チャンバ（２１０８）に接続される。ヒトの目の外面に類似した可撓性ブラダー（２１１０）は、圧力チャンバ（２１０８）の上部を密閉する。メスシリンダー（２１０４）中の流体の高さは、ブラダー（２１１０）に当接する圧力チャンバ（２１０８）の流体圧力が、ヒトの目における眼内圧をシミュレートするように設定される。ブラダー（２１１０）に対する既知の流体圧力は、圧力プローブ先端（１１４）がブラダー（２１１０）の外面に対して配されると、本明細書記載の圧力測定システムによって得られた読み取り値と比較され得る。

以前の器機は、試験中のユーザーの取扱、不完全な位置合わせ、及び目の動作に対する高い感度が原因で、使用が困難である。これらは、確実な測定値が最も限界的な範囲において一貫して獲得され得る点より下に流れを制限することによって達成される、非常に低い始動流にまでさかのぼる。要するに、プローブ上の背圧は非常に小さいため、非常に小さな操作者入力に応じて目／プローブの接触の断絶が可能になる。故に、１０−１７ｍｍＨｇの範囲での同じ眼圧の２つの測定の結果、測定された圧力において桁違いの差が頻繁にもたらされる。これは、大多数の患者のＩＯＰ値を含んでいる。例えば、パラダイムＯＢＦ機械は、１５ｍｍＨｇの既知のＩＯＰを持つ患者において７ｍｍＨｇの圧力を一貫して読み取る。同じ器機で同時に測定された別の患者は、２１ｍｍＨｇで正確に測定された。更なる徹底的な試験は、１５ｍｍＨｇ以下での測定がそのタイプの他の器機において同様の誤差に従属することを示す。この圧力範囲は、この器機を使用すると多くの患者が読み違えられるため、批判的である（Ａｒｍａｌｙ，１９６５）。

測定値を得る時間及び経時的な測定値の低下も、以前の器機に関する問題である。旧来のユニットは、とにかく目に関与する遅延を経験し、次にユーザーの手の摂動によって影響を受ける一連の波を生成且つ分析する傾向がある。この波はまた一貫して、プローブのまわりの漏出から結果として生じる経時的な下向き傾斜に続く。これはまた、このような現象を補うという制限された容積の空気の効果である。図２２を参照すると、先行技術の機械からの実際の脈動性の目のデータの例が示されている。分析するべきクリーンな一定の眼の血流脈を獲得するために大量の時間が明らかに必要とされ、その後、脈がクリーンであったとしても、脈幅は経時的にドリフトした。図２２は先行技術のプローブ設計からの典型的な優れた読み取りであり、目とのプローブ接触時間の最初の５０％がプローブ接触のエラッタ（ｅｒｒａｔａ）であることを示しており、目の流出チャネルによる流体のプローブ圧力の漏出又は退出によって恐らく下り坂傾向が視認可能である。

同じ日時で同じ患者、即ち同じ目の測定において繰り返された誤差（１５ｍｍＨｇの実際の眼圧は７ｍｍＨｇと読み取られた）が生じた。この誤差は１５ｍｍＨｇ以下で生じ始める。これは大多数の患者のＩＯＰを含んでいる（Ａｒｍａｌｙ，１９６５）。綿密な観察後、制御された空気源を使用する間、先端の設計が有効であると思われる。測定における誤差及び／又は困難は、試験後、気流及び圧力を提供するために使用されるポンプからの脈動に起因する。先行技術の設計におけるポンプは、測定される眼圧におけるパルスより大きなノイズ閾値を作り出す。脈動を減らすようにポンプを動かした結果、気流があまりにも少なくなり、正確な測定条件を促すことができなくなる。ポンプから脈動の問題を解決するための試みは、ポンプから直接下流の０−５ｐｓｉで標準ダイヤフラム式気圧レギュレーターの挿入によって脈動をフィルタ処理することを含んでいた。本来、この種のデバイスは、入力圧力の変化にかかわらず、出力時に選択可能な最大値にまで入力圧力を下げるものである。システムの出力（目が面する）側に対する圧力がノイズを抑え込むほど十分に下げられる場合、目との頑丈な接触をもたらす流れは、およそ１０ｍｍＨｇで限界となる（ｍａｒｇｉｎａｌ）。他方、出力圧力の増大の結果、プローブ圧力にあまりにも高くなり、ＩＯＰ範囲へのプローブ先端の前方への推進が増大される。明白に、この結果、意図しない扁平化がもたらされ、プローブ先端の操作が無効にされ、これは、目の表面に対して中立よりもわずかに上の（およそ１０ｍｍＨｇ）圧力で作動するように設計される。この値は大半の起こり得る低いＩＯＰより下であるが、流れがあまりに低いと正確な測定の達成が困難となり、器機は誤整列又は振動に対し過剰に敏感となる。これは深刻な制限ではない。なぜならば臨床的に、１０ｍｍＨｇより下の圧力を測定する必要のある唯一の時間は、手術又は外傷により誘発された漏出が眼球にある時であるためである。圧力をより高くしなければならないことが単に知られているため、又は目の内部に出血が生じるため、測定の精度は１０未満ではめったに必要とされない。

より低い眼圧を測定する時、プローブにおける超過圧力は精度と信頼性を悪化させる。プローブの始動圧力、先端（及び故に目）に加えられた前方の圧力の成分は、実際の眼圧に接近しすぎているため、その結果、臨界範囲での眼圧の範囲の実物大試験に必要とされる線形関係からの急な偏位が生じる。この現象は、常圧調節及び上述のような静的なニードルバルブ流れ制御を使用して可能な測定の精度と範囲の折衷の結果である。先行技術の機械の結果を示す図２２を、本発明に係る機械の結果を示す図２３と比較する。本発明に係る機械で完全なパルスを得るための時間は著しく少ないことに注意する。先行技術はソフトウェアでこれを補うことを試したが、ユーザー又は目の運動のような不正確を引き起こす他のパラメータを個々の患者で予測することができないため、成功しなかった。

本発明に係る装置はまた、先行技術の装置よりも実質的に線形である。実際のＩＯＰをシミュレートする既知の圧力を生み出すダイヤフラム式圧力計に対してプローブを押し、且つ既知の圧力計圧力に対してプローブ中の圧力をプロットすることは、本発明に係るプローブによって得られる圧力測定値の線形性を例示する。先行技術のプローブの非線形性は、先行技術のプローブと同じことを行うことによって決定され得る。図２４は、本発明に係るプローブ及び合法市販デバイスと称される先行技術のプローブの両方に関する、プローブ圧力対圧力計圧力のプロットである。曲線（２４００）は、先行技術のプローブに関するプローブ圧力対圧力計圧力を表わす。曲線（２４０２）は、本発明に係るプローブに関するプローブ圧力対圧力計圧力を表わす。曲線（２４００）及び（２４０２）は、本発明に係るプローブが１０−３０ｍｍＨｇの圧力計圧力で先行技術のプローブよりも実質的に線形的であることを例示しており、このことは、実際の患者のＩＯＰが予測される場合のものである。先行技術のプローブの１５〜１０ｍｍＨｇに下降する範囲の線形性からの急な偏位に注意する。また、先行技術のプローブの圧力は、本発明に係るプローブの圧力よりも実質的に高い。例えば、１０ｍｍＨｇの圧力計圧力に相当する５０ｍｍＨｇのかなり高いプローブ圧力が測定されることに注意する。高いプローブ圧力はより多くの目の扁平化を引き起こし、且つ、恐らく感染症のリスクを増大することができる、角膜の小さな上皮欠損を恐らく引き起こす。

眼圧、効果的なデータ収集、及びリアルタイムでのプロットを表わす波形の性質への視認性を持つ現存の先端及びプローブを試験する目的で、新たな原型となる機械が作り出された。空気供給における圧力及び流れ（量）の非常に正確な制御は、上述される圧力調整器を圧力補償された流量制御デバイス（１０８）と置き換え、且つ、より一定のトルクポンプモーター（１０２）、具体的にはブラシレスＤＣモーターと呼ばれる更に新世代のＤＣモーターを使用することによって、達成された。先端に対する空気の一貫した流れの制御の結果、ユーザーの一部に対するより多くの努力及び訓練無しに実質的により反復可能な正確な測定値がもたらされ、一方で実物大の線形的な１０〜４０ｍｍＨｇの測定値がもたらされることを、推測した。このことは、圧力補償された流量制御装置が一定の流量を維持するために出力部で圧力を増加／減少させることよって作動するので、直観に反している。流速は、必須のユーザーアクセス可能なニードルバルブ及びロックナットを使用して、予め設定される。圧力を測定するシステムにおいて一定の流量を維持することを試みるデバイスは、最初に意味をなさない。この技術は、プローブ先端からの測定値入力とは別個に圧力を増大させると思われる。ＩＯＰ／プローブ圧力の全範囲にわたって反復可能な一定の流量を持続させ、その一方でプローブ／空気の供給システムの低圧の高い流れの最初の較正設定を可能にする、という仮説があった。これは理論的に、１５−１７ｍｍＨｇのＩＯＰの臨界範囲におけるより一貫し且つより反復可能な測定を可能にする。試験の原型及び旧来の機械を比較する実験の結果は、試験の原型のデバイスがより低いＩＯＰにまで及ぶ更に一貫して且つ確実な様式で作動する一方で、正確に抑制された比較的低いプローブ圧力でも作動することを証明した。プローブの取扱は、ユーザーによる特別な努力無しで、測定可能なパルス形態の即時開始を結果としてもたらす、目との頑丈且つ反復可能な接触を示す。

圧力補償されたデバイス（１０８）は、低圧で正確に予め設定され得るので圧力調整器よりも効果的にノイズを弱めるが、目からの外力に対する一定の圧力を維持しようと努める圧力調整器に対して、一定の流れを維持しつつ出力圧力の範囲上で作動するように設計される。圧力補償された流量制御装置（１０８）の使用は、ＩＯＰの最も重要な１０−１７ｍｍＨｇの範囲への目とプローブ圧力との線形関係の他、１０−４０ｍｍＨｇの範囲全体にわたる一貫した測定を確実に維持する。

最初に、上述の試験は、旧来の器機に使用されるような標準のＤＣモーター／ポンプで実行された。一定の入力圧力は、一定のトルクをもたらさず、故に変動する負荷の下で圧力の変動をもたらす傾向があるため、この種のモーターで獲得するのが困難である。ポンプモーターをブラシレスＤＣモーターに変更することで、一貫したトルクが維持され、それにより、圧力補償された流量制御装置に一貫した入力がもたらされ、且つ、プローブ／先端上で反復可能且つ正確な前方の圧力を得るために非常に正確に流出を設定する能力で、一貫した流出をもたらす。このことは、一貫した測定条件がＩＯＰの範囲にわたり維持されることを意味する。有用性及び繰り返し性に有意な改善が結果として生じた。本明細書に記載される目の血流デバイスからプロットされた実際のデータについては、図２３を参照する。

図２４は圧力計とプローブ圧力との傾斜比率における正確な相関性を示し、１０ｍｍＨｇ〜３０ｍｍＨｇを読み取るために必要とされるプローブ圧力は、５０ｍｍＨｇの旧来のプローブ圧力より下である。空気の流れにより目に圧力をかける時、より低い圧力が、より優れた安全域と一致し得る。プローブ圧力は、大半の患者が測定する領域、即ち、約１０〜３０ｍｍＨｇのＩＯＰ範囲での眼内圧の、更により多くの線形関数である。図２４において曲線（２４００）を曲線（２４０２）と比較する。

本明細書に記載されるデバイスによって得られる脈動性の眼圧信号の性質は、旧来のユニットのものとは著しく異なる。一般的に、本発明に係るデバイスは、目との接触を達成し、且つ直ちに測定を始めるものであり、一定の安定した信号波形がプロットされる。図２２を参照。この波形は高分解能であり、一定値を維持する。旧来のデバイスとは異なり、一旦測定が達成されると、脈動は上昇しない又は下降しない。本発明は、目に及ぼされている望ましくない大きな力無しに、高い精度及び繰り返し性での眼内圧の変動の測定を得ることができる。

診断
この特許文書は、目の血流に関する確かなデータが導き出され得る時間に応じた、眼内圧の正確で、安定した、且つ反復可能な低歪み測定をもたらす、新たなシステムを開示するものである。異常な眼内圧及び目の血流は、目だけでなく身体の他の部分においても異常性及び疾患の指標となり得る。医療従事者は、そのような異常性及び疾患を識別するために適切な臨床相関と併せて眼内圧及び目の血流のデータを評価することができる。臨床相関は、他の試験、観察、及び履歴上の患者情報を含み得る。例えば、目において、医療従事者は、緑内障、黄斑変性、糖尿病性網膜症、虚血性視神経症、網膜静脈閉塞性疾患、網膜動脈閉塞性疾患、末熟児網膜症、色素性網膜炎、及び他の目の疾病を検出することができる。医療従事者はまた、眼圧及び血流のデータを使用して、アルツハイマー病、頸動脈閉塞症、全身性疾患、及び脳血管疾患の検出を支援することができる。眼圧及び血流のデータの分析によってモニタリングされ得る追加の条件は、火傷を負った皮膚、脳血管流、浮腫、及び外傷性脳損傷に関連する圧力である。新生児における頭蓋内圧もこのようにモニタリングされ得る。また、医療従事者は、目の血流の変化を検出することができ、且つ、目の血流の変化に応じて薬物及び手術などの適切な治療的介入を提供することができる。

付録
以下の付録１は、図３Ａ、３Ｂ、及び３Ｃに記載されるデジタル信号処理の機能を遂行するためにコンピューター（１２２）のラズベリーパイの実装にロードされ得るパイソンのコンピューター言語で書かれたコンピュータープログラムの第１の例の、ソースコードのリストである。付録２は、図１３の記載されたデジタル信号処理の機能を遂行するコンピュータープログラムの第２の例の、ソースコードのリストである。

結論
表題、技術分野、背景技術、概要、図面の簡単な説明、詳細な説明、及び要約は、本発明の好ましい実施形態を例示することが目的であり、何らかの方法で本発明の範囲を制限するように意図されてはいない。本発明の範囲は、以下に記載される請求項において単独で定義され且つ制限されている。しかし、請求項は、機械的且つ電子的実装の特定の形態に制限されていないことが意図されている。例えば、本発明の電子部分の実装は、ハードウェア、ソフトウェア、及び／又はファームウェアの何れか１つ又はこれらの組み合わせを含み得る。また、デジタル回路が好ましいが、請求項の範囲内の特定の実装の全て又は一部においてアナログ回路が使用され得る。

Claims (119)

1. 複合の眼の血流解析装置であって、
   ヒトの眼に接触して置かれるように適合された圧力プローブ；および
   空圧流体を制御された実質的に一定の流速でプローブに供給するように適合された空圧流体供給源を含む、複合の眼の血流解析装置。
2. プローブ中の流体圧力を表わす電気アナログ信号を生成するように適合された、プローブに供給された流体に反応する圧力変換器をさらに含む、請求項１に記載の複合の眼の血流解析装置。
3. アナログ信号を時間に応じたプローブ圧力を表わすデジタルデータストリームに変換するための圧力変換器からのアナログ信号に接続されたアナログデジタル変換器をさらに含む、請求項２に記載の複合の眼の血流解析装置。
4. 時間に応じたプローブ圧力の表示を生成する及び保存するためのデジタルデータストリームに反応するデータ収集システムをさらに含む、請求項３に記載の複合の眼の血流解析装置。
5. 眼内の血流に関する情報を表わす信号を生成するためのプローブに反応する信号プロセッサをさらに含む、請求項１に記載の複合の眼の血流解析装置。
6. 眼の血流情報が、眼内の単位時間の血流速度当たりの量である、請求項５に記載の複合の眼の血流解析装置。
7. 眼の血流情報が、脈拍数に関する情報である、請求項５に記載の複合の眼の血流解析装置。
8. 眼の血流情報が、脈幅の情報である、請求項５に記載の複合の眼の血流解析装置。
9. 眼の血流情報が、脈動量の情報である、請求項５に記載の複合の眼の血流解析装置。
10. 眼の血流情報が、脈動指数である、請求項５に記載の複合の眼の血流解析装置。
11. 血流解析装置によって測定された眼の血流情報が、脈動性の複合の脈絡膜および網膜の眼の血流に関する情報である、請求項５に記載の複合の眼の血流解析装置。
12. プローブが、
    内部に近位端および遠位端を有する圧力チャンバを画定する中空の細長いハウジング；
    ポンプから圧力チャンバへの流体の流れを許容するように適合されたハウジング内の入口；
    圧力変換器がハウジング内の流体圧力を測定することを可能にする、圧力変換器と連通するように適合されたハウジング内のポート；
    近位端および遠位端を有し、その近位端での圧力チャンバの内部からハウジングを通って伸長する、シャフトであって、ハウジングに対して軸方向に摺動可能であり、ハウジングとシャフトとの間の滑り軸受を画定している、シャフト；
    シャフト内に形成された軸方向に向けられた穴であって、近位端および遠位端を有し、圧力チャンバ内部のその近位端で圧力チャンバにおいて流体と連通している、軸方向に向けられた穴；
    シャフトの遠位端に固定された、通気チャンバを含む開放端を有する先端であって、開放端が、穴の遠位端と連通しているノズルも含む、先端；および
    先端の開放端を覆う可撓性膜であって、ノズルが、流体を圧力チャンバおよびシャフト内の穴から可撓性膜へと方向付けるように配置されている、可撓性膜を含む、請求項１に記載の複合の眼の血流解析装置。
13. 流体を先端における通気チャンバから抜けるように適合された排出口をさらに含む、請求項１２に記載の複合の眼の血流解析装置。
14. 圧力プローブが、患者によって示される可能性のある眼内圧の範囲に実質的にわたって眼内圧と直線的に関連する圧力信号を生成する、請求項１に記載の複合の眼の血流解析装置。
15. 圧力変換器から生のプローブ圧力信号を受信し、生のプローブ圧力信号を眼内圧信号に変換する、電子回路をさらに含む、請求項２に記載の複合の眼の血流解析装置。
16. 圧力変換器からの生のプローブ圧力信号に反応する電子回路をさらに含み、該電子回路が、生のプローブ圧力信号における対象のフィルター処理された領域を識別するように構成される、請求項２に記載の複合の眼の血流解析装置。
17. 圧力変換器からの生のプローブ圧力信号に反応する電子回路をさらに含み、該電子回路が、生のプローブ圧力信号を、眼の血流解析装置によって検査されている眼内の時間に応じた眼内圧を表わす眼内圧信号に変換するように構成される、請求項２に記載の複合の眼の血流解析装置。
18. 時間に応じた眼容積の変化を表わす信号を生成するための眼内圧信号に反応する追加の電子回路をさらに含む、請求項１７に記載の複合の眼の血流解析装置。
19. 眼内圧信号における対象の領域からＤＣオフセットを除去するフィルターをさらに含む、請求項１７に記載の複合の眼の血流解析装置。
20. フィルターが、
    対象の領域の開始時の眼内圧信号の一部および対象の領域の終了時の眼内圧信号の一部を抑制する切り詰め回路；および
    眼内圧信号から低周波ドリフトを除去する平坦回路を含む、請求項１９に記載の複合の眼の血流解析装置。
21. 平坦回路が、
    三次曲線を眼内圧信号に適合させる回路；および
    眼内圧信号から三次曲線を引く回路を含む、請求項２０に記載の複合の眼の血流解析装置。
22. 対象の予め決められた領域の眼内圧の平均を表わす平均の眼内圧信号を生成する、平らになった圧力信号に反応する回路をさらに含む、請求項２１に記載の複合の眼の血流解析装置。
23. 眼内圧信号における対象の平らになった領域を生成するために平らになった圧力信号に平均の眼内圧信号を加える回路をさらに含む、請求項２２に記載の複合の眼の血流解析装置。
24. 対象の平らになった領域における時間に応じた眼容積の変化を表わす信号を生成するための眼内圧信号における対象の平らになった領域に反応する電子回路をさらに含む、請求項２３に記載の複合の眼の血流解析装置。
25. 容積変化用の電子回路が、眼内圧と眼容積との間の経験的に由来する関連性に従って眼容積の変化を決定する、請求項２４に記載の複合の眼の血流解析装置。
26. 経験的に由来する関連性が、
    ［ａ］ ΔＶ＝−４９．８＋３０．２ＩｎＰ＋０．２４２Ｐ、
    ［ｂ］ ΔＶ＝−５２．２＋３１．７ＩｎＰ＋０．２５４Ｐ、および
    ［ｃ］ ΔＶ＝−４７．４＋２８．７ＩｎＰ＋０．２３０Ｐ、から成る群から選択され、
    式中、ΔＶは眼容積の変化であり、Ｐは眼内圧であり、関連性［ａ］は平均的な人間に対するものであり、関連性［ｂ］は男性に対するものであり、および関連性［ｃ］は女性に対するものである、請求項２５に記載の複合の眼の血流解析装置。
27. 微分された容積信号の変化をもたらすように構成された容積変化用の電子回路に反応する微分器；
    対象領域における微分された容積信号の変化の正部分を積分する第１の積分器；
    対象領域における微分された容積信号の変化の負部分を積分する第２の積分器；および
    対象の領域における微分された容積信号の変化の積分された部分を持続時間値で割るように構成されている割算器をさらに含む、請求項２５に記載の複合の眼の血流解析装置。
28. 対象領域における微分された容積信号の変化における正および負の脈動性のピークを識別するための割算器に反応する脈動性のピーク検出器をさらに含む、請求項２７に記載の複合の眼の血流解析装置。
29. 脈動性のピーク検出器に接続された脈拍数検出器をさらに含む、請求項２８に記載の複合の眼の血流解析装置。
30. 脈動性のピーク検出器に接続された平均のピークからピークまでの圧力検出器をさらに含む、請求項２８に記載の複合の眼の血流解析装置。
31. 各心拍のために眼に入る血液の量を決定するように適合された、容積変化用の電子回路に反応する流入検出器をさらに含む、請求項２５に記載の複合の眼の血流解析装置。
32. 各心拍後に眼から排出する血液の量を決定するように適合された、容積変化用の電子回路に反応する流出検出器をさらに含む、請求項２５に記載の複合の眼の血流解析装置。
33. Ｇｏｓｌｉｎｇ脈動指数を表わす信号を生成するための容積変化用の電子回路に反応する電子回路をさらに含む、請求項２５に記載の複合の眼の血流解析装置。
34. 各心拍のために眼に入る血液の量を決定するように適合された、圧力プローブに反応する流入検出器をさらに含む、請求項１に記載の複合の眼の血流解析装置。
35. 各心拍後に眼から排出する血液の量を決定するように適合された、圧力プローブに反応する流出検出器をさらに含む、請求項１に記載の複合の眼の血流解析装置。
36. 複合の眼の血流を測定する方法であって、
    ブラシレスＤＣ電気モーターによって駆動された、圧力補償された流量調整ポンプから流体を供給された圧力プローブを用いて眼に力を適用する工程；および
    プローブの眼との接触に応じたプローブにおける圧力変動を検知する工程を含む、方法。
37. プローブにおける圧力変動に応じた眼内の血流に関連するデータを生成する工程をさらに含む、請求項３６に記載の方法。
38. 人間の異常な疾病を検知する方法であって、
    患者における眼の血流に関連するデータを生成するために請求項１の複合の眼の血流解析装置を使用する工程；および
    眼の血流に関連するデータに応じた患者の疾病を評価する工程を含む、方法。
39. 異常な疾病が緑内障である、請求項３８に記載の方法。
40. 異常な疾病が黄斑変性である、請求項３８に記載の方法。
41. 異常な疾病が糖尿病性網膜症である、請求項３８に記載の方法。
42. 異常な疾病が虚血性視神経症である、請求項３８に記載の方法。
43. 異常な疾病が網膜静脈閉塞性疾患である、請求項３８に記載の方法。
44. 異常な疾病が末熟児網膜症である、請求項３８に記載の方法。
45. 異常な疾病がアルツハイマー病である、請求項３８に記載の方法。
46. 異常な疾病が頸動脈閉塞症である、請求項３８に記載の方法。
47. 異常な疾病が全身性疾患である、請求項３８に記載の方法。
48. アナログデジタル変換器が、少なくとも５０Ｈｚの比率でアナログ信号をサンプリングする、請求項３に記載の複合の眼の血流解析装置。
49. アナログデジタル変換器が、少なくとも１００Ｈｚの比率でアナログ信号をサンプリングする、請求項３に記載の複合の眼の血流解析装置。
50. アナログデジタル変換器が、少なくとも１４ビットのアナログデジタル変換器である、請求項４８に記載の複合の眼の血流解析装置。
51. アナログデジタル変換器が、少なくとも１４ビットのアナログデジタル変換器である、請求項４９に記載の複合の眼の血流解析装置。
52. 時間に応じたプローブ圧力データを収集する及び保存するように適合された、圧力プローブに反応するデータ収集システムをさらに含む、請求項１に記載の複合の眼の血流解析装置。
53. プローブ圧力データの平滑化された表示を生成するように適合された、保存されたプローブ圧力データの少なくとも一部に反応する平滑化回路をさらに含む、請求項５２に記載の複合の眼の血流解析装置。
54. 平滑化回路が、予め決められた幅のボックスカーフィルターを含む、請求項５３に記載の複合の眼の血流解析装置。
55. 平滑化されたプローブ圧力データを微分する微分回路；および
    プローブ圧力データにおける対象の脈動領域を識別するための微分された及び平滑化されたプローブ圧力データに反応する回路をさらに含む、請求項５３に記載の複合の眼の血流解析装置。
56. 平滑化されたプローブ圧力データを切り詰めるように適合された対象識別回路の脈動領域に反応する回路をさらに含む、請求項５５に記載の複合の眼の血流解析装置。
57. 生のプローブ圧力と眼内圧との間の予め決められた関連性に従って生のプローブ圧力データを眼内圧データに変換するように適合された変換回路をさらに含む、請求項５２に記載の複合の眼の血流解析装置。
58. 予め決められた関連性が、
    ＰＰ＝１．９６［ＩＯＰ］＋１．７５、
    であり、
    式中、ＰＰがプローブ圧力であり、およびＩＯＰは眼内圧である、請求項５７に記載の複合の眼の血流解析装置。
59. 眼内圧データに反応する回路をさらに含み、該回路が、平均の眼内圧を表わす信号を生成するように適合された眼内圧データに反応する、請求項５８に記載の複合の眼の血流解析装置。
60. 平均の眼内圧を表わす信号を生成する回路が、
    一次多項式を眼内圧データに適合させる及び眼内圧および一次多項式に照らして平均の眼内圧を計算する回路を含む、請求項５９に記載の複合の眼の血流解析装置。
61. 平らになった、ゼロベースの眼内圧データを生成する眼内圧データに反応する回路をさらに含む、請求項５９に記載の複合の眼の血流解析装置。
62. 平らになった、ゼロベースの眼内圧データを生成する回路が、
    三次多項式を眼内圧データに適合させる回路；および
    眼内圧データにおける対象の平らになったゼロベースの領域を作りだすために眼内圧データから三次多項式を引く回路を含む、請求項６１に記載の複合の眼の血流解析装置。
63. 眼内圧データにおける正および負のピークを識別する眼内圧データに反応するピーク検出器をさらに含む、請求項５７に記載の複合の眼の血流解析装置。
64. ピーク検出器が、
    眼内圧データにおけるノイズを抑制する平滑化回路；
    平滑化された眼内圧データを微分する微分回路；
    正極性と負極性から構成される出力を生成する微分された眼内圧データに適用されるボックスカーフィルター；および
    ボックスカーフィルター出力の極性を感知するボックスカーフィルターに反応する極性検出器を含む、請求項６３に記載の複合の眼の血流解析装置。
65. ボックスカーフィルターの出力における極性の変化が、眼内圧データにおけるピークを示す、請求項６４に記載の複合の眼の血流解析装置。
66. 正から負へのボックスカーフィルターの出力における極性の変化が、眼内圧データにおける正のピークを示す、請求項６５に記載の複合の眼の血流解析装置。
67. 負から正へのボックスカーフィルターの出力における極性の変化が、眼内圧データにおける負のピークを示す、請求項６５に記載の複合の眼の血流解析装置。
68. 眼内圧データにおける正のピークの平均に関連する信号を生成する第１の平均化回路；および
    眼内圧データにおける負のピークの平均に関連する信号を生成する第２の平均化回路をさらに含む、請求項６３に記載の複合の眼の血流解析装置。
69. 脈幅指標を得るために正および負のピークの平均に関連する信号を引く減算回路をさらに含む、請求項６８に記載の複合の眼の血流解析装置。
70. 平らになった眼内圧脈動領域を得るためにゼロベースの眼内圧信号に平均の眼内圧信号を加える加算回路をさらに含む、請求項６１に記載の複合の眼の血流解析装置。
71. 脈拍数を表わす信号を生成するように適合された、ピーク検出器によって識別されたピークに反応する脈拍数決定回路をさらに含む、請求項６３に記載の複合の眼の血流解析装置。
72. 眼内圧と眼容積との間の予め決められた関連性に従って眼内圧データを眼容積データにおける変化に変換する変換回路をさらに含む、請求項５７に記載の複合の眼の血流解析装置。
73. 予め決められた関連性が、
    ΔＶ＝−４９．８＋３０．２ＩｎＰ＋０．２４２Ｐ、
    であり、
    式中、ΔＶが眼容積の変化であり、およびＰが眼内圧である、請求項７２に記載の複合の眼の血流解析装置。
74. 予め決められた関連性が、
    ΔＶ＝−５２．２＋３１．７ＩｎＰ＋０．２５４Ｐ、
    であり、
    式中、ΔＶが眼容積の変化であり、およびＰが眼内圧である、請求項７２に記載の複合の眼の血流解析装置。
75. 予め決められた関連性が、
    ΔＶ＝−４７．４＋２８．７ＩｎＰ＋０．２３０Ｐ、
    であり、
    式中、ΔＶが眼容積の変化であり、およびＰが眼内圧である、請求項７２に記載の複合の眼の血流解析装置。
76. 容積信号における平均のピークからピークまでの脈動変化をもたらすように適合された、容積データにおける変化に反応する回路をさらに含む、請求項７２に記載の複合の眼の血流解析装置。
77. 容積信号における平均のピークからピークまでの脈動変化をもたらす回路が、
    容積データにおける変化の正および負のピークを識別する容積データにおける変化に反応するピーク検出器を含む、請求項７６に記載の複合の眼の血流解析装置。
78. ピーク検出器が、
    容積データにおける変化を平滑化する平滑化回路；
    容積データにおける平滑化された変化を微分する微分回路；
    正極性と負極性から構成される出力を生成する容積データにおける微分された変化に適用されるボックスカーフィルター；および
    ボックスカーフィルター出力の極性を感知するボックスカーフィルターに反応する極性検出器を含む、請求項７７に記載の複合の眼の血流解析装置。
79. ボックスカーフィルターの出力における極性の変化が、容積データにおける変化のピークを示す、請求項７８に記載の複合の眼の血流解析装置。
80. 正から負へのボックスカーフィルターの出力における極性の変化が、容積データにおける変化の正のピークを示す、請求項７８に記載の複合の眼の血流解析装置。
81. 負から正へのボックスカーフィルターの出力における極性の変化が、容積データにおける変化の負のピークを示す、請求項７８に記載の複合の眼の血流解析装置。
82. 容積データにおける変化の正のピークの平均に関連する信号を生成する第１の平均化回路；および
    容積データにおける変化の負のピークの平均に関連する信号を生成する第２の平均化回路をさらに含む、請求項７７に記載の複合の眼の血流解析装置。
83. 容積信号における平均のピークからピークまでの脈動変化を得るために正および負のピークの平均に関連する信号を引く減算回路をさらに含む、請求項８２に記載の複合の眼の血流解析装置。
84. 容積データにおける変化の平均の脈拍持続時間を決定するための容積データにおける変化に反応する測定回路；および
    正味の脈動流信号を生成するための容積信号と平均の脈拍持続時間信号における平均のピークからピークまでの脈動変化に反応する回路をさらに含む、請求項８２に記載の複合の眼の血流解析装置。
85. 容積信号の瞬間的な変化率ｄ［ΔＶ］／ｄｔをもたらすための容積データにおける変化に反応する回路をさらに含む、請求項７２に記載の複合の眼の血流解析装置。
86. 容積信号の瞬間的な変化率をもたらす回路が、
    容積データの変化におけるノイズを抑制する及び容積データにおいてノイズが抑制された変化をもたらすように適合された容積データの変化に反応する平滑化回路を含む、請求項８５に記載の複合の眼の血流解析装置。
87. 容積信号の瞬間的な変化率をもたらす回路が、
    容積データのノイズが抑制された変化を微分するように適合された平滑化回路に反応する微分器をさらに含む、請求項８６に記載の複合の眼の血流解析装置。
88. 平滑化回路が、
    容積データの変化に反応する予め決められた幅のボックスカーフィルターを含む、請求項８６に記載の複合の眼の血流解析装置。
89. 容積信号の瞬間的な変化率ｄ［ΔＶ］／ｄｔにおける正のピークを識別するピーク検出器；および
    平均の瞬間的なピークの正味の脈動流パラメーターを表わす信号を生成するための正のピークに反応する平均化回路をさらに含む、請求項８６に記載の複合の眼の血流解析装置。
90. 平均の眼内圧を表示するスクリーンをさらに含む、請求項５９に記載の複合の眼の血流解析装置。
91. 脈拍数を表示するスクリーンをさらに含む、請求項７１に記載の複合の眼の血流解析装置。
92. 脈幅を表示するスクリーンをさらに含む、請求項６９に記載の複合の眼の血流解析装置。
93. 正味の脈動流を表示するスクリーンをさらに含む、請求項８４に記載の複合の眼の血流解析装置。
94. ピークの正味の脈動流を表示するスクリーンをさらに含む、請求項８９に記載の複合の眼の血流解析装置。
95. 収縮期および拡張期の動脈血圧を表わす信号を受信する取得回路；および
    収縮期および拡張期の血圧を表わす信号に応じた平均の灌流圧に関連する信号を生成する回路をさらに含む、請求項５７に記載の複合の眼の血流解析装置。
96. 平均の灌流圧信号を生成する回路が、以下の関連性：
    平均ＯＰＰ＝２．０／３．０^＊［ＤＢＰ＋１．０／３．０^＊［ＳＢＰ−ＤＢＰ］］−平均ＩＯＰ、
    に従って平均の灌流圧信号を生成し、
    式中、ＯＰＰは眼の灌流圧であり、ＤＢＰは拡張期血圧であり、ＳＢＰは収縮期血圧であり、およびＩＯＰは眼内圧である、請求項９５に記載の複合の眼の血流解析装置。
97. 収縮期の動脈血圧を表わす信号を受信する取得回路；および
    収縮期の動脈血圧を表わす信号に応じた収縮期の眼の灌流圧に関連する信号を生成する回路をさらに含む、請求項５７に記載の複合の眼の血流解析装置。
98. 収縮期の眼の灌流圧信号を生成する回路が、以下の関連性：
    収縮期ＯＰＰ＝ＳＢＰ−平均ＩＯＰ、
    に従って収縮期の灌流圧を生成し、
    式中、ＯＰＰは眼の灌流圧であり、ＢＰは収縮期血圧であり、およびＩＯＰは眼内の灌流圧である、請求項９７に記載の複合の眼の血流解析装置。
99. 拡張期の動脈血圧を表わす信号を受信する取得回路；および
    拡張期血圧を表わす信号に応じた拡張期の灌流圧に関連する信号を生成する回路をさらに含む、請求項５７に記載の複合の眼の血流解析装置。
100. 拡張期の灌流圧信号を生成する回路が、以下の関連性：
     拡張期ＯＰＰ＝ＤＢＰ−平均ＩＯＰ、
     に従って拡張期の灌流圧を生成し、
     式中、ＯＰＰは眼の灌流圧であり、ＤＢＰは拡張期血圧であり、およびＩＯＰは眼内圧である、請求項９９に記載の複合の眼の血流解析装置。
101. アナログ信号を時間に応じた生のプローブ圧力を表わす少なくとも１００Ｈｚの１４ビットのデジタルデータストリームに変換するための圧力変換器からアナログ信号に接続されたアナログデジタル変換器を含むデジタル信号プロセッサ；および
     少なくとも約５−１５秒間の少なくとも１００Ｈｚの１４ビットの生のプローブ圧力データを収集する及びその生の圧力データをメモリに保存するデータ収集システムをさらに含む、請求項２に記載の複合の眼の血流解析装置。
102. 時間に応じた眼内圧を表わす信号を生成するためのデータ収集システムからの保存されたプローブ圧力データに反応するデータ処理装置をさらに含む、請求項４に記載の複合の眼の血流解析装置。
103. 時間に応じたプローブの生の空気圧を表わすプローブ圧力データを生成するように適合された、圧力プローブに反応するデジタル信号プロセッサをさらに含む、請求項１に記載の複合の眼の血流解析装置。
104. プローブ圧力データにおける対象の脈動領域を識別するように適合された、プローブ圧力データに反応する電子回路をさらに含む、請求項１０３に記載の複合の眼の血流解析装置。
105. 電子回路が、
     平滑化されたプローブ圧力データを生成するように適合された、プローブ圧力データに反応する平滑化回路；
     平滑化されたプローブ圧力データを微分するように適合された、平滑化されたプローブ圧力データに反応する微分回路；および
     第１の予め決められた値より上の及び第２の予め決められた値より下の微分回路出力を検出するように適合された閾値回路であって、対象の脈動領域が、第１の予め決められた値の出現と第２の予め決められた値の出現との間の期間内にある、閾値回路を含む、請求項１０４に記載の複合の眼の血流解析装置。
106. プローブ中の流体圧力を表わす電気アナログ信号を生成するように適合された、圧力プローブに反応する圧力変換器；および
     プローブ圧力のサンプルを生成するように適合された、圧力変換器に反応するアナログデジタル変換器をさらに含む、請求項１に記載の複合の眼の血流解析装置。
107. アナログデジタル変換器が、プローブ中の圧力を少なくとも５０−２００Ｈｚの比率でサンプリングする、請求項１０６に記載の複合の眼の血流解析装置。
108. プローブ圧力サンプルが、少なくとも１４ビットのサンプルである、請求項１０７に記載の複合の眼の血流解析装置。
109. プローブ圧力データが、少なくとも５０−２００Ｈｚの比率で得られた少なくとも５−１５秒間の１４ビットのサンプルである、請求項１０３に記載の複合の眼の血流解析装置。
110. 時間に応じた眼の血流を表わすデータを生成するように適合された、圧力プローブに反応する電子回路をさらに含む、請求項１に記載の複合の眼の血流解析装置。
111. 時間に応じた眼内圧を表わすデータを生成するように適合された、圧力プローブに反応する電子回路をさらに含む、請求項１に記載の複合の眼の血流解析装置。
112. 異常な疾病が網膜動脈閉塞性疾患である、請求項３８に記載の方法。
113. 異常な疾病が色素性網膜炎である、請求項３８に記載の方法。
114. 異常な疾病が火傷を負った皮膚である、請求項３８に記載の方法。
115. 異常な疾病が、脳血管流、脳血管浮腫、または外傷性脳損傷に関連する圧力である、請求項３８に記載の方法。
116. 異常な疾病が、新生児における頭蓋内圧である、請求項３８に記載の方法。
117. 空圧流体供給源が、
     眼の表面に力を適用するためのプローブに空圧流体の圧流を提供するように適合された出力部を有しているポンプ；および
     ポンプの出力部からの流体の圧力を制御するためのポンプに接続されたブラシレスＤＣ電気モーターを含む、請求項１に記載の複合の眼の血流解析装置。
118. 空圧流体供給源が、
     入力部および出力部を有している圧力補償された流量制御装置を含み、流量制御装置の入力部はポンプの出力部に接続され、流量制御装置の出力部はプローブに接続され、圧力補償された流量制御装置は、ポンプからプローブに流量の圧力補償された一定速度を提供するように適合されている、請求項１１７に記載の複合の眼の血流解析装置。
119. 圧力補償された流量制御装置が、
     プローブへ向かう所望の流体の流速に結果としてつながる圧力低下をもたらすように適合された流量制限器；および
     プローブに対する実質的に一定の流体流速を維持するように流量制限器によってもたらされた圧力低下の変化に反応する補償構造を含む、請求項１１８に記載の複合の眼の血流解析装置。