CN1200637C - 使用接触设备进行信号传输和检测的方法和装置 - Google Patents

Abstract

本发明应用放置在眼睛(4)前部的接触设备(2)以检测身体的物理和化学参数并根据这些物理、化学参数进一步获知化合物的非侵入性释放，这一过程中的信号最好以电磁波，无线电波，红外等等方式连续发送。要检测的参数之一包括利用眼睛前部和泪膜中发现的化学变化和化学产物进行非侵入性血液分析。接触设备(2)包括硬环形部件12，弹性薄膜14及可移动中心件16。

Description

使用接触设备进行信号传输和检测的方法和装置

本发明包括一种接触设备，用于安装在身体的一个部位上以测量身体功能和处理由该测量指示的异常状态。

本发明涉及一种眼压计系统，它能够通过给角膜以预定的压扁量并测出达到此预定压扁量所需的压力来测量眼内的压力。该系统还能够通过利用一凹进元件以施加预定的压力使角膜凹进并测出在施加预定压力时凹进元件进入角膜的距离来测量眼内压力，该距离与眼内压力成反比。本发明还涉及一种利用该眼压计系统来测量眼睛流体动力特性(尤其是流出性能)的方法。

本发明所述的眼压计系统还可用于测量眼睛的血液动态，尤其是眼睛血管内的血流及压力。另外，本发明所述的眼压计系统还可用于增加并测量眼压，并且同时估计增压后的眼内效果。

青光眼是全球范围内导致失明的一个主要原因，尽管它常见于35岁以上的成年人中，但它有可能出现于任何年龄。当眼内压力上升到眼睛不能承受时，青光眼将首先发作。

眼内产生压力的液体是一种眼球水晶体的水状液。它是一种由眼内睫状体产生并通过许多通道(网状分隔，Schlemm管道及静脉系统)汇集和排放出来的透明液体。大部分青光眼患者的基本病症都是因为有阻隔或障碍限制了眼内流出水状液而造成的。这种阻隔或障碍使眼内的水状液不能以正常速度流出。这种病理条件早在眼内压力持续增长之前就已发生。水状液流出受阻不断增长是青光眼患者眼内压力增加的主要原因。

眼内压力增长会逐渐损害视觉神经。随着视觉神经发生损害，视觉范围内的特有缺陷将发展，如果该疾病一直未被发现和治疗，则它将会导致失明。由于青光眼的潜伏性以及其使人无痛苦地慢慢失去视觉的特点，它并不产生那种使人急于寻求帮助的症状，直到其后期已经产生不可挽回的损害为止。因此，数以百万的青光眼受害者都不知道他们已经患病而且面临永久失明。通过利用眼压计来测量眼液压力和/或通过测量眼液流出性能，就可以检测出青光眼。当前，测量流出性能最常用的方法就是使用凹进式眼压计。根据这种技术，对流动性能的确定是通过在眼睛上放置一眼压计来完成的。这个仪器的重量迫使水状液流过渗透系统，其流动速度(在此速度上眼内压力随时间而降低)与眼内流出液体的容易程度有关。

易患青光眼的人和那些青光眼患者，他们的水状液流出性能一般都已降低。因此，测量流出性能将能够提供一个信息，它能有助于识别那些可能得青光眼的人，并且能使患者在出现任何严重的损害之前得到及早的检查和治疗。

测量流出性能可以帮助医生进行医疗诊断，它还能帮助人们估计可能随时间、年龄、手术或是用来改变眼压的药物而产生的变化。流出性能的确定还是一种很重要的研究工具，它可用于研究很多方面，如药物疗效、各种治疗方案的活动机制、抗青光眼医疗的充分性评估、对眼压宽范围日间周期变化的检测以及对青光眼病理生理学的研究。

有多种方法和设备可用于测量眼内压力、流出性能以及/或各种其它与青光眼有关的眼睛特性。下列专利揭示了这些传统设备和方法的一些实例：

专利号                  专利拥有人

5,375,595               Sinha et al.

5,295,495               Maddess

5,251,627                Morris

5,217,015                Kaye et al.

5,183,044                Nishio et al.

5,179,953                Kursar

5,148,807                Hsu

5,109,852                Kaye et al.

5,165,409                Coan

5,076,274                Matsumoto

5,005,577                Frenkel

4,951,671                Coan

4,947,849                Takahashi et al.

4,944,303                Katsuragi

4,922,913                Waters，Jr.et al.

4,860,755                Erath

4,771,792                Seale

4,628,938                Lee

4,305,399                Beale

3,724,263                Rose et al.

3,585,849                Grolman

3,545,260                Lichtenstein et al.

在Morey，Contact Lens Tonometer，RCA Technical Notes，No.602，1964年12月；Russell&Bergmanson，Multiple Applications of the NCT：An Assessment of the Instrument’s Effecton IOP，Ophthal.Physiol.Opt.，Vol.9，1989年4月，pp.212-214；Moses&Grodzki，The Pneumatonograph：A Laboratory Study，Arch.Ophthalmol.，Vol.97，1979年3月pp.547-552；C.C.Collins，Miniature Passive Pressure Transensor for Implanting in theEye，IEEE Transctions on Bio-medical Engineering，1967年4月，PP.74-83.中还揭示了许多其它传统设备和/或方法的实例。

一般来说，眼压测量是通过下按或压扁眼睛的表面，然后测出产生给定下按量或压扁量所需的压力量而实现的。利用压扁原理的传统眼压计技术可以对眼压进行精确的测量，但是按照现有的使用方法，它们会产生很多误差。另外，这些设备不是需要专业人员帮助才能使用，就是因为太复杂、昂贵或不精确而使人们在家中不能使用。因此，为了检查眼压，人们就必须去找眼科专家。经常自我检查眼压不仅对青光眼患者的自我检查和监测治疗有用，而且对早期发现未患青光眼者及在诊所未被查出的患者的眼压的上升也十分有益。

引起严重眼病和视觉损害的病原体(如疱疹和腺病毒)以及引起AIDS的病毒可以在眼表层和泪膜中找到。这些微生物能够通过眼压计的末端或探头从一个患者传染给另一个。为了防止疾病的传播，人们设计出了探头罩，但它们并未得到广泛的使用。因为它们并不实用而且还会使测量精度下降。能够防止疾病传染的眼压计(如“鼓气”式眼压计)也已被设计出来，但它们十分昂贵而且测量精度不高。任何传统的直接接触型眼压计都会潜在地传播各种全身疾病和眼疾。

用来测量眼内压力的两种主要技术都需要有压力来压扁眼睛或使眼睛凹进，它们分别称为“压扁型”和“凹进型”眼压测量法。

压扁型眼压测量法是基于Imbert-Fick原理。该原理认为，对于一个理想干燥的薄壁球来说，球内压力等于压扁其表面所需的力除以压扁的面积，即，P＝F/A(其中P＝压力，F＝力，A＝面积)。在压扁型眼压测量法中，角膜被压扁，通过测量压扁力并获知压扁面积，眼内压力就可被确定。

相比而言，根据凹进型眼压测量法(Schiotz)所述，一已知重量(或力)被施加给角膜，而眼压的估算可通过测量角膜变形或凹进期间所产生的线性位移而获得。这个由压力引起的线性位移是眼内压力的表征。具体来说，对于凹进设备的标准力和标准尺寸来说，具有将线性位移和眼内压力相关联的已知表格。

使用压扁法和凹进法的传统技术会产生很多问题。医用设备中最常用的技术是利用Goldman眼压计的接触压扁法。这种方法的主要问题根源包括检查者在角膜上施加的额外外部压力，由于眼压计探头压在眼睛上使患者感到不舒服而引起的眼挤压或眼睑纹过度扩张，以及太少或太多量的染色剂(荧光素)。另外，传统技术依赖于操作者的技术并需要由操作者主观地确定对准度、角度和按压度。因此，使用传统方法和设备时将遇到测量结果有变化或不一致的情况，这将使测量的有效性降低。

另一种传统技术使用了“鼓气”式眼压计，其方法是将一股已知体积和压力的压缩气体施加在眼表层，同时用传感器来检测使眼表层中达到预定量的变形(由鼓气造成)所需的时间。这种设备在(例如)美国专利No.3,545,260 Lichtenstein et al.中得到了说明。尽管非接触式(鼓气式)眼压计不使用染色剂也不会产生如检测者在眼睛上施加的外部压力或传播疾病等问题，但它存在着另外一些问题。例如这种设备十分昂贵，需要压缩气源，被认为操作太麻烦，很难保持对准正确的位置以及依赖于操作者的熟练和技术。另外，受测者一般都抱怨因气体吹向眼睛所产生的痛苦，而且因为这种不适，许多人都对用这种设备进行进一步的检查感到犹豫不决。非接触式眼压计的主要优点在于它能够测量眼压却不会传染疾病，但是在精确测量方面它却不能被广泛接受，它主要用于大范围的青光眼普查计划。

使用气体的眼压计(如气动眼压计)有很多缺陷和限制。这种设备与Goldman眼压计一样也受到操作者的差错的影响。另外，该设备使用的是氟里昂气体，而它被认为会对环境有害。该设备的另一个问题是，它使用的气体与其它气雾型气体一样都易燃，如果太热就会发生爆炸。它的气体还可能泄漏并且在寒冷天气中很易发生变化，因此就会使测量精度降低。如果不使用探头罩，这类设备也不能避免传播疾病的问题。

在传统凹进型眼压测量法(Schiotz)中，其问题的主要根源与在眼睛上使用相对重的眼压计(总重量至少为16.5g)以及不同的眼外膜伸缩度有关。经验表明，重物会使人产生不适并会增加眼内压力。而且检查还必须依靠一种复杂的技术，即，检查者需要将眼压计轻轻地放在角膜上而不能使眼压计挤压眼球。如后面将要讲到的一样，如果对设备的清洗不够充分，则传统的凹进式测量的精确度也会被降低。与任何接触式眼压计一样，传统凹进式眼压计也有传播传染性疾病的危险。

许多利用接触镜片的方法已被设计出来，但是，这些系统受到了很多的局限并且事实上这些设备并没有得到广泛应用或被医疗设备所采用，其原因是由于它们受到局限而且读数也不够精确。另外，这样设备一般都包含有仪器化装备的接触镜片或/和十分麻烦及复杂的接触镜片。

现有技术中的许多仪器都使用了与巩膜(眼白部分)接触放置的接触镜片。这些系统有许多缺点和不足。由于出现外部物体与眼睛的血管部分直接接触，所以传染和发炎的可能性将增加。因此，该设备的周围可能发生炎症反应，因而会影响任何测量的精确度。另外，长期与眼睛的高度敏感区相接触也会使人的不适感加重。还有，该设备可能会滑动，并且因此会失去正确的对准位置，从而会再度影响测量的精确度。此外，由于巩膜是眼睛中较厚且几乎不能伸缩的一层，它也会进一步影响获取精确读数的能力。这些设备中的大部分都使用昂贵的传感器以及植入镜片中的昂贵的复杂电子线路，因此制造十分困难和麻烦。

其它利用放置在角膜上的接触镜片来感知眼压的方法已经得到了说明。现有技术中的一些方法也采用了复杂且昂贵的电子线路和/或转换器植入接触镜片的办法。另外，一些设备在镜片中使用了压电材料，因而叠加在光轴上的镜片的金属化部分将减低使用该设备的患者的视觉分辨力。另外，由于压电材料会受温度的小变化和施力速度的影响，所以精确度也会下降。还有一些接触镜片式眼压计使用盒内的液体来使角膜变形；但是，这些设备缺乏用来对准的装置，因而精确度也不高，因为弹性材料不够稳固而且可能向前凸出。还有，液体有聚向盒中较低部分的倾向，因此就不能产生一个稳定的平面，而此正是精确测量所必须的。

另一个实例使用了一个卷绕在接触镜片内表面上的线圈以及一个受外部磁场支配的磁铁。带有导电层的薄膜被压在一个触点上以形成一个短路。磁场迫使磁铁压向眼睛，将磁铁与触点分开所需要的力被认为是与压力成正比。这种设备也有许多的限制和缺点。例如，由于磁铁会使角膜凹进，所以测量将缺少精确度。而且当磁铁被推向眼睛时，巩膜和眼睑会很容易扭曲以容纳移动的眼内物体。这种情况的发生是因为该方法并未考虑到眼的硬度，但却存在这样一个事实，即，一个人眼睛的巩膜可能比另一个人眼睛的巩膜更容易伸缩。对硬度较低的眼睛所作的测量，其眼压读数比实际的眼压读数要低。相反，对于硬度较高的眼睛，其伸缩要比普通的眼睛难，因此测出的眼压就比实际眼压要高。另外，这种设计在镜片中使用了电流且镜片是与人体直接接触的，而这种接触是不好的。因此，这种设计的主要缺点仍在于它植入镜片的电路十分昂贵和复杂，而且还缺乏对准系统。

已公开物另一种接触镜片结构使用了谐振电路和磁铁，其谐振电路由一个线圈和一个电容组成，而磁铁则可相对于谐振电路而运动。在该公开中还有一种设计在镜片中使用了压敏晶体管和复合电路构成的转换器，该复合电路为晶体管构成了操作电路。所有这三个实例都被认为是不实际的，而且甚至将它们放在眼睛上也被认为是不安全的。另外，这些接触镜片式眼压计都很昂贵、复杂，使用起来也很麻烦，而且可能潜在地损害眼镜。还有，由于这些设备都不能测量压扁的面积，所以普遍都很不实用。

现有技术还不能为测量流出性能提供足够精确的技术和设备。用于测量流出性能的传统技术和设备在实用性上也受到了限制，而且因为它们都会受操作者、患者及仪器的影响，所以更容易产生错误的测量结果。

对操作者来说，对流出性能进行的传统测试需要很长的时间。在此时间内，眼压计不能倾斜。因此，操作者必须保持位置，并且要将重物保持在角膜上而不能移动重物也不能使它压迫眼球。

对患者来说，如果患者在检查期间眨眼、挤眼、移动、闭住呼吸或不保持固定，则测试结果将不够精确。由于作传统的眼压图需要4分钟才能完成，而且需要在眼睛上施加较重的眼压计，所以患者开始焦躁并因此对其眼上放置的机械重量作出反应的机会也在增加。

对仪器来说，每次用完后，眼压计的活柱和支承板都应先用水清洗再用酒精清洗，然后再用不含棉的材料擦干。如果有其它材料残留在支承板内，则它将会严重影响活柱的移动，并会产生不正确的读数。

因此，传统技术很难操作，而且需要经专门训练的人员。气动眼压图不仅具有与气动眼压计相关的问题，它还被认为是“完全与眼压图不相称的”(由美国眼科学院的眼压计标准委员会指出，ArchiesOphthalmol.97：547-552，1979)。其它类型的眼压计(非接触“鼓气式”眼压计，美国专利No.3,545,260)也被认为不适合于作眼压图(Ophthalmic&Physiological Optics，9(2)：212-214，1989)。目前，还没有真正可被人接受的用于自我检查眼压和流出性能的装置。

根据本发明的一个附加实施例，血液不仅要负责运输氧、营养物、葡萄糖、胆固醇、电解质、水、酶、白血球和红血球、遗传标志，还要提供大量关于人体的整体健康状态的信息。涉及血液分析的现有技术主要依赖于非侵入性方法，例如用针抽取血液进行进一步分析和处理。用于非侵入性血液成份评价的方法非常少，并且局限性很强。

例如在现有技术中，根据传统的近红外吸收光谱技术，由脉冲血氧计间接测量氧合血红蛋白，并且使用在940和660纳米附近的两个波长发射的LED、利用皮肤上放置的传感器间接测量血红蛋白所携带的动脉血液氧(氧的非分子浓度)。在血液氧化改变时，以这两个频率发送的光的比率发生变化，表示指尖的动脉血液中氧合血红蛋白的量。这些系统不够精确，并且仅能提供指尖中氧合血红蛋白的量。

与各种现有技术中的设备相比，本发明所述的设备为眼内压力和眼睛流体动力性的测量提供了一种全新的途径。该设备为检查和测量青光眼中最早期出现的异常变化提供了一个简单、精确、低成本和安全的装置，而且它还提供了一种方法以在出现任何不可挽回的损害之前诊断出青光眼的早期形式。本发明所述的设备利用一种易用、轻柔、可靠和低成本的设备就可以提供快速、安全、基本自动化、可直接读取、舒适及精确的测量，它很适于家庭使用。

除了为眼压的单一测量和自我检测提供一种创新的方法以外，本发明所述的设备还可用于测量流出性能和眼硬度。为了确定眼硬度，有必要在两种不同的条件下来测量眼内压力，或者在眼压计上用不同的重量，或者用凹进型眼压计和压扁型眼压计。另外，该设备能够在不受眼硬度影响的情况下作出压扁型眼压图，因为角膜的变形非常小以至于有很小的压力变化只产生非常小位移。因此，眼硬度的大范围变化不会影响到压扁法的测量结果。

本发明提供了一种通过压扁法来测量眼内压力的系统。该系统包括用于与角膜接触放置的接触设备以及致动装置，该致动装置用于驱动接触设备以使得接触设备的一部分向角膜内凸出，从而提供预定的压扁量。其接触设备易于消毒以供各种其它用途，或者，使它的造价很低以至于可以一次性使用。所以，本发明避免了许多传统设备中出现的传播全身和眼部疾病的危险。

该系统还包括检测装置以及计算单元。检测装置用于在角膜被压扁到预定量时进行测量，而计算单元则可根据使角膜压扁到预定量时接触设备所必须施加的力的大小而响应检测装置以确定眼内压力。

接触设备最好包括充分硬的环形部件、弹性薄膜以及可移动的中心件。充分硬的环形部件包括内部凹陷的表面以适合于角膜的外表面，而且其中还有一个孔。该环形部件最好在小孔处厚度最大，然后厚度向着充分硬环形部件的外围方向逐步减小。

弹性薄膜最好固定在硬环形部件的内部凹陷表面上。该弹性薄膜至少与环形部件中的孔共同伸缩，而且它至少含有一个透明区域。该透明区域最好覆盖整个弹性薄膜，并且弹性薄膜最好与硬环形部件的整个内部凹陷表面一起伸缩。

可移动中心件被可滑动地放置在孔内，它包括固定在弹性薄膜上的充分平坦的内侧。借助硬环形部件在孔四周厚度的增加，沿孔的四周形成了一个柱状侧壁。可移动中心件最好以与活塞相类似的方式紧贴侧壁滑动，并且其厚度与侧壁的高度相配。使用时，中心移动件在致动装置的驱动下，其平坦的内侧将把角膜的一部分压扁。

致动装置最好以与活塞相类似的方式来驱动可移动中心件并使它滑向角膜。这样操作时，可移动中心件和弹性薄膜的中心部分被驱动向角膜凸出。因此，角膜的一部分就被压扁。驱动将持续进行，直到达到预定的压扁量为止。

可移动中心件最好包括磁响应元件，它可响应磁场而与可移动中心件一起滑动。而且致动装置包括一个给其施加磁场的机构。这个用来提供磁场的机构最好包括线圈以及用来在线圈中产生逐渐增大电流的电路。通过逐渐增大电流，磁场也将逐渐增大，因而致动装置与可移动中心件之间的磁排斥力也就逐渐增大，进而使施加在角膜上的力也逐渐增大，直到达到预定的压扁量为止。

利用已知的物理原理就可以明白，流过线圈的电流与可移动中心件通过弹性薄膜在角膜上施加的力成正比。由于使角膜达到预定压扁量所需的力与眼内压力成正比，所以达到预定压扁量所需的电流也与眼内压力成正比。

计算单元最好含有存储器以便于保存能够表示当预定压扁量达到时流过线圈的电流量的电流值，它还最好包括换算单元以用于将电流值换算为眼内压力指示。

磁响应元件被透明的周边部分所包围。该透明周边部分与透明区对准，并允许光穿过接触设备到达角膜，而且还允许光穿过透明周边部分从角膜上反射出接触设备。

磁响应元件最好包括具有中心视孔的环形磁铁，这样当接触设备被放在患者的角膜上时，患者就可通过此孔来观看。该中心视孔与弹性薄膜的透明区域对准。

最好提供显示器以便将系统测得的眼内压力用数字形式显示出来。作为另一种选择，该显示器也可用来对眼压是否处于某确定范围之内给出指示。

由于不同的患者对相同的眼压具有不同的感觉或反应，所以上述范围最好由护理医生来对每个病人校准。这样，那些更易受到眼压增加影响的人就会在眼压达到某一值时被警告去寻求医务治疗，而此压力值会小于另一些较不易受影响的人被警告去采取相同措施时所达到的眼压值。

检测装置最好包括光学压扁检测系统。另外，最好提供观察装置以用于在当致动装置与检测装置都与接触设备正确对准时发出指示。观察装置最好在中心移动件中含有中心视孔，这样，当设备放在患者角膜上时，患者就可通过这个孔来进行观看。中心视孔与透明区域对准，而且患者最好通过中心视孔看到致动装置中的一个目标标记来完成正确的对准工作。

该系统最好还包括光学测距机构，它用于指出接触设备是否处于距致动装置和检测装置适当的轴向距离上。该光学测距机构最好与观察装置一起使用，而且最好能对当检测到错误距离时应采取何种校正措施提供一个可视指示。

该系统最好还包括光学对准机构，它用于指出接触设备是否与致动装置和检测装置正确对准。该光学对准机构最好能对当检测到没有对准时应采取何种校正措施提供一个可视指示，而且最好与观察装置一起使用，这样，该光学对准机构只需提供细微对准校正指示，而观察装置则提供主对准校正指示。

为了补偿角膜厚度中的偏差，本发明所述的系统还包括一个装置，用于将检测到的眼压乘以一个系数(或增益)，该系数对于正常厚度的角膜来说等于1，对于较厚的角膜来说小于1，对于较薄的角膜来说大于1。

类似的补偿也可用于角膜的弯曲度，眼睛大小，眼硬度，等等。对于角膜弯曲度高于正常水平的情况来说，该系数应小于1。而对于角膜弯曲度低于正常水平的情况来说，该系数应大于1。

在对眼睛大小进行补偿中，大于正常眼睛，则系数小于1；小于正常眼睛，则系数大于1。

对具有大于正常眼硬度的患者来说，该系数小于1，而对具有小于正常眼硬度的患者来说，该系数大于1。

上述系数(或增益)可以为各患者人工选出，或者，也可以通过在对角膜厚度进行补偿时将本发明所述的装置连接到一个已知的测厚计上，在对角膜弯曲度进行补偿时将它连接到一已知的角膜曲率计上，和/或在对眼睛大小进行补偿时将它连接到一已知的生物计上以对增益进行自动选择。

本发明所述的接触设备及相关系统也可用于通过凹进法来测量眼压。在用凹进技术测量眼压时，使用凹进设备来在角膜上施加预定的压力。由于此压力，凹进设备向角膜移动，使角膜凹进。在预定压力下凹进设备移动进入角膜的距离与眼内压力成反比。因此，对标准尺寸的凹进设备和标准的力来说，有多种已知的对应关系表将移动距离和眼压关联起来。

接触设备的可移动中心件最好也具有凹进设备的功能。另外，电路被切换至按凹进模式操作。当被切换至凹进模式时，电流产生电路向线圈提供一预定量的电流，这个预定量的电流与产生上述标准力之一所需的电流量相对应。

具体来说，该预定量的电流在致动装置中产生磁场。然后，该磁场通过弹性薄膜使可移动中心件向内推动角膜。一旦施加了预定量的电流，并且在角膜上施加了一个标准力，则需要确定可移动中心件移入角膜多少距离。

因此，当需要用凹进法来测量眼内压力时，本发明所述的系统还包括距离检测装置以用于检测可移动中心件的移动距离，以及处于计算单元内的计算部分，它可根据在预定量压力下可移动中心件移动的距离来确定眼内压力。

该计算部分最好能够响应电流发生电路，从而使得一旦达到了预定量的压力后，从距离检测装置产生的输出电压可被该计算部分接受到。然后，该计算部分就可根据与特定输出电压相关联的位移来确定眼内压力。

另外，本发明还有可替代实施例用于执行对眼睛的与凹进有关的测量，其将在随后得到说明。因此很清楚，本发明并不仅限于上述的凹进设备实例。

本发明的上述凹进设备也可用于非侵入性地测量眼睛的流体动力性，包括流出性能在内。本发明所用的方法最好包括以下几个步骤：

第一步，将凹进设备与角膜接触放置，该凹进设备最好含有本发明所述的接触设备。

接下来，用第一预定量的力将凹进设备的至少一个可移动部件向角膜内移动，使得角膜凹进。然后，在施加第一预定量的力期间，根据凹进设备的可移动部件向角膜内移动的第一距离来确定眼内压力。对眼压的确定最好使用上述通过凹进来确定眼压的系统。

然后，使凹进设备的可移动部件在角膜上以第一预定频率进行快速往返移动，并且在其朝向角膜运动时使用第二预定量的力以迫使眼液从眼睛中流出。第二预定量的力最好等于或大于第一预定量的力。但是，应该明白，第二预定量也可以小于第一预定量。

接下来用第三预定量的力使可移动部件移向角膜内并再次使角膜凹进。然后，就可在施加第三预定量的力期间，根据凹进设备的可移动部件向角膜内移动的第二距离来确定第二眼内压力。由于在可移动部件快速往返移动期间眼液受迫流出眼睛而造成了眼内压力降低，所以应该知道，除非该眼睛太坏以致于没有液体从其流出，否则第二眼内压力将小于第一眼内压力。这个眼内压力的减小量就代表了流出性能。

然后，使凹进设备的可移动部件再次快速在角膜上往返移动，但这次使其以第二预定频率往返移动，并且在其朝向角膜运动时使用第四预定量的力。第四预定量的力最好等于或大于第二预定量的力。但是，应该明白，第四预定量也可以小于第二预定量的力。这时眼内将被迫流出更多的眼液。

接下来，再以第五预定量的力使可移动部件向角膜内移动并使角膜再次凹进。因此，就可在施加第五预定量的力期间，根据凹进设备的可移动部件向角膜内移动的第三距离来确定第三眼内压力。

然后，最好在上述第一、第二和第三距离之间进行差值计算，每个差值都代表了每次流出眼睛的眼液容量，并因此代表了流出性能。应该明白，也可以使用第一距离与第三距离之差，在这种情况下，就没有必要使用所有三个距离之间的差值。实际上只需任意两个距离之差就已足够。

尽管流出性能与检测到的差值之间的关系会因方法的各种参数和凹进设备尺寸的变化而改变，但对给定的参数和尺寸来说，其关系通过已知的实验技术和/或通过采用已知的Friedenwald表格就可以很容易被确定。

该方法最好还包括用于对第一、第二和第三距离之差进行描点以生成一个差值图形并通过将差值的图形结果与正常眼睛的图形进行比较以确定流出性能中是否存在任何不正常情况的步骤。

另外，本发明还涉及到应用放置在眼睛前部的接触设备以检测身体的物理和化学参数并根据这些参数进行化合物的非侵入性释放，这一过程中的信号最好以电磁波，无线电波，红外及类似方式连续发送。要检测的参数之一包括利用眼睛前部和泪膜中发现的化学变化和化学产物进行非侵入性血液分析。这种非侵入性血液分析和其他的测量是利用我的共同待审的在先申请，一种以智能接触透镜为特征的系统来完成的。

这里所使用的术语透镜只是定义一种与眼睛内部相适合的目镜，而不考虑用于校正缺陷视力的光学性能。这里所使用的术语智能是定义这样一种透镜，它能够进行信号检测和/或信号传输和/或信号接收和/或信号发射和/或信号处理和分析并且还有改变物理、化学和/或生物变量的能力。当把这种设备放置在除了眼睛以外的身体的其他部位时，它被称之为接触设备或智能接触设备(ICD)。

现在将描述本发明另一个可替换的实施例。其装置和方法基于发明者所独创的一种不同的新颖构思，在该构思中安装在放置于角膜或眼睛表面上的接触设备内的转换传感器能够评估和测量眼睛内的物理和化学参数，其中包括非侵入性血液分析。这种可替换的实施例最好使用安装在接触设备内的转换传感器，而该接触设备最好与眼睛表面接触放置并最好通过眼睑的运动过程和/或眼睑的闭合来激活。该系统最好利用眼睑运动和/或眼睑闭合来激励安装在接触设备内的微型射频敏感转换传感器。信号可以由电缆进行传输，但最好是以有源或无源方式无线传输给外部放置的接收器。然后就可以对该信号进行处理，分析和存储。

这种眼睑力及其向眼睛表面的运动还会使安装在接触设备上的任何转换传感器/电极产生变形。在眨眼的过程中，眼睑与接触设备完全接触，转换传感器的表面与角膜/泪膜和/或眼睑的内表面和/或结膜表面的血管相接触。应当理解用于非侵入性血液分析的转换传感器在其放置在眼睛上时是连续被激励的并且不需要眼睑的闭合来激励。还应当理解在经过一定时间后，接触设备将粘附在结膜的组织内，对流向传感器的组织液进行优化以测量血液成分。

本发明包括的装置和方法使用了放置在眼睛表面上被称之为智能接触透镜(ICL)的一种接触设备，它提供了一种把生理、物理和化学信息从一个位置(例如眼睛表面上的活组织)传输给另一个远端位置的装置，能在接收器精确并如实再现结果。在我的共同待审的在先申请中描述了眼睑激励转换传感器的机制并且还公开了一种微型无源式压力敏感射频转换器以连续测量睁眼闭眼时的眼内压力和眼液流出性能。

本发明利用放置在眼睛上的接触设备提供了一种检测身体和眼睛的物理和化学参数的新方法和装置，其中以电磁波、无线电波、声波，红外等连续发送信号。若干参数可以通过包括了以下测量项目的本发明检测到：对血液成分的完全非侵入性分析，对身体及眼睛血液流动的测量，对心率和呼吸率的测量，跟踪操作，排卵检测，放射和药效的检测，眼睛和身体紊乱诊断及类似检测和诊断。本发明还提供了一种新方法和装置用于：睡眠觉知，残疾人对设备的启动，用于眼睛和神经紊乱的新药施放方法和新疗法，眼内或身体其他部位内癌症的治疗，个人总体健康状况评估系统。本发明的设备使用带有合适电极和薄膜的接触设备对血液中不同化学成分的数量进行非侵入性量化，电极和薄膜放置在眼睛表面上并与泪膜或眼睛表面有直接接触，所产生的数据最好利用无线电波来传送，但也可以选用声波、光波、电线或电话线来传送。

系统包括一种接触设备，其中被有源或无源激发的微型射频转换传感器(如体内无线电探头)被安装在接触设备中，而接触设备最好放置在眼睛表面上。优选的方法包括能够检测眼睛表面上的化学化合物、电解质、葡萄糖、胆固醇等类似物质的小型无源无线电遥感转换器。除了使用无源无线电传输或利用电缆进行通信外，还可以使用安装在接触设备中含有微型电池的有源发射器的有源无线电传输。

可以把若干装置和转换传感器安装在接触设备中并利用它们来获取信号。接触设备中可以使用和安装使用转换传感器的有源无线电发射器，转换传感器由电池提供能量或使用由外部振荡器在眼睛内进行充电的电池，也可以使用和安装由生物源提供动力的有源发射器。用于获取信号的优选方法包括无源射频转换传感器，它们不包括电源。它们靠外部电源提供的能量工作。转换传感器使用表示化学和物理参数级别的不同频率把信号传输到远端位置。然后可以把这些眼内记录传输给远端的其它眼睛射频监视站，把信号发送给接收器进行放大和分析。还可以在接触设备中安装超声微型电路并通过能检测眼睛内化学和物理变化的传感器对其进行调制。可以使用专门在水下调制的声音信号来传输信号，因为声音与无线电波相比被水衰减的更少一些。可以使声谐振器响应温度和电压的变化，而这些变化与泪膜中的分子(如葡萄糖和离子)的存在和含量相关。

眼睛和身体紊乱可能会导致泪膜或眼睛表面的pH值、同渗容摩和温度的变化以及泪膜中一些物质如乳酸、葡萄糖、类脂、荷尔蒙、气体、酶、炎性介体、血浆酶、清蛋白、乳铁传递蛋白、肌酸酐、蛋白质等等的浓度变化。除了眼睛的压力、流出特性和其他物理特征外，利用安装在接触设备中的转换传感器/电极，本发明的装置还能够测量眼睛和泪膜内的上述生理参数。根据眼睛睁开或闭合或在眨眼期间，压力、温度、pH值、含氧量、同渗容摩、化学物质的浓度等等的变化都可以监视到。在一些情况下，例如估计pH值、新陈代谢和氧浓度时，该设备并不一定需要眼睑运动，因为仅仅与安装在接触设备中转换传感器的接触就足够激发转换传感器/电极。

利用合适的电极和合适的渗透膜就可以确定泪膜和眼睛表面的各种化学元素、气体、电解质和pH值的存在。这些电极，最好是微电极可以由泪膜或眼睛表面内，角膜表面内或最好是眼睛表面内血管化区域内的几种反应化学物质所激活。这些不同的化学品和物质通过合适的渗透膜扩散并激活合适的传感器。用于测量上述化合物的电极和传感器可以从几个生产商处获得。

氧含量可以通过接触设备在眼睛中测量，在这种情况下，仅仅接触设备的放置就足够激活该系统而不必需要眼睑运动和/或眼睑闭合来激发其运转。可逆的机械扩张方法、光度测定或电化学方法以及电极可以安装在该装置中用于检测酸度和气体浓度。氧气还可以根据其磁性能来估计或通过安装在接触设备中的微型极谱传感器来分析。而且通过改变阴极电势，相同的传感器可以测量不同的气体。二氧化碳、一氧化碳以及其他气体都可以以类似的方式进行检测。

利用安装在接触设备中的微型玻璃电极可以检测二价阳离子如钙离子和钠离子、钾离子以及pH值。可以使用氯化物离子检测器检测泪膜和眼睛表面中盐的浓度。检测信号可以无线电传输给接收器然后传输到屏幕进行连续记录和监视。这可以对身体内的电解质、化学物质和pH值进行连续非侵入性测量，对于重病特护环境而言非常有用。

除了眼睛内，还可以把类似的转换传感器放置在与身体的其他粘液和分泌物(如口腔粘液)相接触的地方，测量唾液或汗液或任何其他的身体分泌物中的化学物质的浓度，并把信号通过超声波或无线电波或类似方式传输给远端位置。但是，由于唾液和其他分泌物中很高的酶浓度，可能会使电极和电子仪器受到不利影响，并进而影响其精确度。而且，体内分泌物中的化学物质的浓度与血液之间的相关性很弱。

泪液被证明是测量化学物质(不论是有机还是无机)浓度的最可靠的位置和指示器，但是眼睛的其他区域也可以用于测量化学物质的浓度。泪液和眼睛表面是这些测量的优选位置，因为泪膜和水状体(它可以通过完整的角膜输送)被认为是血浆的超滤液。

本发明的装置和方法在测量体内的化学物质时只会造成最少的创伤，不需要针杆和对血液的处理。例如，这一点对于从婴儿体内提取血液来说就特别重要，因为所提取的血液样品提供的结果可能是不准确的。因为在抑制婴儿提取血液的过程中婴儿的啼哭、屏息和呼吸暂停时氧气和二氧化碳的含量会有显著变化。无疑，无痛测量血液成分而不需刺破血管的能力对于需要血液检查的成年人，对于需要每天检查血液中葡萄糖含量的糖尿病患者，以及对于处理血液时需要尽量少接触严重疾病如艾滋病和肝炎的健康护理工作人员而言都是有益的。利用智能接触透镜系统通过非侵入性装置可以连续无痛苦地监视重病特护的病人的电解质、气体等等，从而使其受益。而且，在把血液样品传输给实验室时也不会浪费时间，数据可以即刻连续获得。

眼睛中不同的眼液量很容易就可以被量化并可根据眼睛中眼液的量校准各物质的浓度。血液中化学物质和分子的浓度与泪液中所述的化学物质的量之间的关系可以通过数学方法在计算机中编程来描述，因为泪膜可以认为是血浆的一种超滤液并且眼睛表面上的毛细管中化学物质的扩散与血流中的浓度有直接的对应关系。

此外，当闭上眼睛时，在水状体与泪液之间有一平衡，其允许以稳定状态测量葡萄糖，又由于该设备可以通过介于其间的眼睑发送信号，如此就可以在这种稳定状态条件下对葡萄糖进行连续监视。接触设备中安装的光学传感器可以估计组织中的氧气和其他气体并可用于检测眼睛表面中的化合物浓度，因此就没有必要必须使用泪膜来测量上述物质的浓度。在所有的情况中，优选把信号以无线电方式传输给监视站。还可以把光学、声学、电磁学和微型电动机械系统及类似系统安装在接触设备中，测量泪膜、眼睛表面、结膜血管、水状体、玻璃体和其他眼内和眼外结构中的血液成分。

血液中的任何物质都可以用这种方式分析，因为如上所述所测量的液体是血液的滤出液。可以使用具有很薄的膜的快响应微型电极来测量这些物质以提供连续估计。例如，吸入的麻醉剂会成为血液中的气体，并且在实验过程中血液中所存在的麻醉剂的浓度可以在眼液中估计。麻醉剂如一氧化二氮和氟烷在贵金属电极处因电化学作用而减少，这种电极可以安装在接触设备中。可以使用氧传感器来测量样品泪膜中的氧。可以执行对血液中氧和麻醉剂的测量并与眼液中该物质的含量关联起来，眼液中的含量是血液中的含量的85-95％。可以看出，任何物质(不管是自然存在的，还是人工引入血液中的)都有可能在眼液中测量到。可以使用校正系数来解决眼液和血液中的差异。另外，利用ICL对外生物质的非侵入性测量和检测是执法部门快速测试和检测药物和酒精的有用工具。

对身体和眼睛血液动力学的评估可以用安装在接触设备中的合适的传感器来执行。对眼睛中血液脉动的测量可以利用电学设备通过评估其阻抗的变化来完成。血流速度可以利用包括但不局限于超声波测量仪和电磁测量仪的几种技术来评价，然后把信号无线电传输给外部放置的设备。为了测量血流，接触设备最好与结膜，或者是球结膜或者是眼睑结膜接触放置，因为事实在于角膜通常是一种无血管结构。血液粘性的变化还可以通过安装在接触设备中的振荡石英微晶体的阻尼变化来评价。

本发明的装置还可以通过安装在接触设备中并放置在眼睛表面上的微型超声波设备来测量尺寸，如视网膜的厚度，视神经头中的凹陷量等等。在连续波和脉动双向多普勒血液流量计中都使用的超声波定时器/激发器集成电路的长度为几个毫米数量级，可以安装在本发明的装置中。

为了血液动力学的测量，接触设备最好与结膜接触放置并且在血管上面。可以利用多普勒血液微流量计，而连续波(CW)和脉动多普勒装置可以安装在接触设备中以估计血流，信号被无线电传输给外部的接收器。多普勒流量计还可以使用超声波转换器，并且这些系统可以制作在小型电子仪器组件中并安装在接触设备中，并把信号传输给远端的接收器。

通过瞳孔对眼睛后部中的脉管的照明可用于评价血流速度、视神经头部中的凹窝(凹坑)的容积或量。为此用途，接触设备具有一个或更多个光源，它们位于中心附近并且以一种延伸到从视神经头出来的脉管的方式放置，这些脉管是视网膜表面上直径最大的脉管。对光束进行精确对准是可能的，因为视神经头与视轴线成固定角度。传感器可以放置在照明源相对的那一边，反射的光束可以到达传感器。可以把多滤光器安装在接触设备中，并根据反射光的入射角度把光信号转换为电压。而且颅骨内压力可以通过对视网膜和视神经头中的变化和膨胀的评价进行间接估计，因为脑内压力的增加会影响这些结构。

外部光源或接触设备中的光源的光纤可以从三点钟位置的一边发出一束平面偏振光，该光束从角膜进入，穿过水状体并从九点种的位置穿出到达光电检测器。因为葡萄糖可以使偏振面旋转，旋转的量可以与第二束参考光进行比较，第二束参考光以相同的方式投射，只是其波长对葡萄糖不敏感，这样比较得出的差异表示水状体中的葡萄糖含量，通过校正系数可以使水状体中的葡萄糖含量与血浆中的葡萄糖相关。

可以看到，血液有几千的介电常数，放置在接触设备中的微型检测器可以确定角膜表面中血液的存在。而且血液会造成促进放热反应的过氧化氢的分解，这种放热反应可以通过对温度敏感的转换传感器检测出来。可以在接触设备中安装由外部射频场提供能量的小灯并且可以使用光度测定血液检测器来估计血液的存在并对眼睛和身体各个部位中的新血管形成作出早期检测。

还可以在接触设备中安装微型麦克风，这样就可以检测到心脏、呼吸、流动、嗓音及环境的声音，并把这些声音传输给接收器。在心率异常的情况下，接收器就由个人自己携带，并由标志异常情况存在的光信号或声信号通过报警电路向个人发出报警。同样还可以检测到心跳的变化并警告病人采取适当措施。

接触设备还可以包括能够产生和发出可识别信号的组件，这种方法可用于定位和跟踪个人，特别是在军事行动中。可以把永久磁铁安装在接触设备中用于进行如上所述的跟踪。

可以检测到对生命有威胁的伤害所导致的心率和呼吸的变化，因为角膜随心跳而有规律的跳动。可以在接触设备中安装运动敏感微型射频转换传感器，表示伤害的信号被无线电传输到远端位置，这特别适用于军事行动中战斗期间的监视。

在火箭或军事行动或可变情况中，利用转换传感器中的材料(如发光铝)就可以测量和监视上述参数，上述参数对重力场和磁场都不太敏感。还可以把红外发射器安装在接触设备中，用于根据如军事行动中的眼睛命令来激发特定的光电检测器，因为在军事行动中需要快速行动而不使用手势动作。

脊髓伤把成千上万的人完全限制在轮椅上。最不幸的情况是，四肢瘫痪的人的有用的动作实际上只有嘴和眼睛的运动。本发明的装置使得这些人利用他们所剩余的运动能力能够更独立地间接操作多种硬件设备。在本实施例中，ICL利用眨眼或闭眼通过激发连接有压力传感器的LED驱动器来激发远端放置的接收器光电二极管。

例如，四肢瘫痪病人注视接收器光电二极管并闭眼5秒钟。眼睑所施加的压力由与计时芯片相连的压力传感器所感知。如果ICL被调整为5秒，在闭眼这么长时间之后，LED驱动器激发LED使其发出能穿过介于其间的眼睑组织的红外光，到达与电源开关电路相连的合适的接收器光电二极管或合适的光接收器。这便使得四肢瘫痪病人利用眼睛的动作就可以打开、关闭或操作多种设备。应当理解其他的实施例可以使用更复杂的集成电路执行更先进的功能(例如使用LED的不同波长)，而更复杂的集成电路是通过细导线与放置在眼睛上的ICL相连的。

本发明的另一个实施例包括一种睡眠报警设备，它利用眼睛的运动来检测与生理状况(称之为Bell现象)相关的睡眠的先兆迹象，在Bell现象中，当闭眼时眼球向上并轻微地向外运动。只要病人开始入睡，其眼睑向下而眼睛则向上运动。

由于Bell现象，安装在ICL上边缘的运动或压力传感器会造成接触设备向上运动。这种眼睛的运动会使安装在接触设备中的压力敏感传感器向上方的死区方向靠，所产生的压力激发传感器，传感器调制无线电发射器。可以对压力的增加进行计时，如果压力在眼睛闭合的一定长度时间内保持增加，就会激发报警电路。然后信号会被传输给与报警电路和扬声器相连的接收器，从而产生声音信号在病人刚开始要入睡时对其进行警告。作为选择，压力传感器也可以放置在ICL的下边缘，下边缘放置的传感器由于缺少压力如上所述也会激发电路。

应当理解其他用于激发接触设备中的电路的方法(如由于运动或接触设备中压力的变化而使电路闭合从而远距离激发报警)也可以用作嗜睡察觉设备。还应当理解任何含有能够感知Bell现象的感测元件的接触设备都可以被用作嗜睡觉察设备。这种系统、设备和方法是减小人们在操作机器和驾驶车辆时入睡而造成车祸和机械事故的重要工具。

如果检测到眼睛中有受伤的迹象，如眼内压(IOP)增加，可以利用本系统释放下眼睑内起到储药囊作用的死区中放置的药物，或最好是接触透镜起到储药囊的作用。接触设备结构中放置的渗透膜、小开窗或类似于带有小门的瓣膜、或微电子系统可以通过电、磁、电子或光的方式被激活，从而释放存储在接触设备中的药物。因此智能透镜就可以用作非侵入性药物施放系统。这样就可以感知泪膜的化学成分，如电解质或葡萄糖的含量，并把感知的信号无线电传输给病人所携带的药物施放泵，从而在症状出现之前自动施放药物。

接触转换器的一部分也可以释放，例如如果酶的含量增加的时候。所释放的接触设备的这一部分可以是润滑液存储囊，这种润滑液可以自动释放以覆盖眼睛，保护其免受有害元素的损伤。任何药物都可以以类似的方式或通过把信号发送给设备来释放。

另一个可替换的实施例所包括的接触设备具有一个充满了化学位置或药物的隔室，它连在一根细丝上，这种细丝使其保持密封。泪液或眼睛表面中的化学物质的变化会促使电压增加，电压增加会接通电路中的加热器，加热器熔化细丝以释放出隔室内的药物，例如如果葡萄糖传感器检测到葡萄糖含量的增加，就会从隔室中释放出胰岛素。

要测量温度，需要应用同样的方法和装置，但是在这种情况下，发射器要包括温度敏感元件。要在接触设备中安装微型温度敏感射频转换传感器，如热敏电阻传感器，接触设备放置在眼睛上，所产生的信号最好无线电传输给远端站。温度和体热的变化与排卵相关，可以把热敏电阻安装在接触设备中，所产生的信号遥测传送到远端站以表明怀孕的最佳时间。

为了饲养动物的目的，可以检测并向远端站发送温度的变化。可以把智能接触透镜放置在上述动物的眼睛上并对排卵进行连续监视。当使用该实施例时，带有热敏电阻的接触设备的放置要使其靠在眼睑角膜处以测量眼睑角膜处的温度。监视结膜可以提供一种容易得到的无角蛋白的组织、接近于表面的毛细管水平、和由象大脑一样的动脉循环血管化的组织层。当眼睑闭合时，角膜的热环境完全是内部的，具有眨眼过程中被动的热损失防止，和实际的眨眼过程中更主动的热传输。

在对某只眼睛供血不足而造成的颈动脉疾病中，这只眼睛的温度与另一只相比温度要低，这样就表明了供血量减少了。如果右眼与左眼之间的温度差异比通常水平要大，那么血液供给就不对称。因此，本系统可以提供与颈动脉和中枢神经系统血管紊乱有关的信息。而且，本实施例还可以提供与眼内肿瘤如黑素瘤相关的信息。恶性黑素瘤上面区域的温度会增加，靠近恶性黑素瘤的那只眼睛比另一只眼睛的温度要高。在本实施例中，热敏电阻与无线电发射器组合在一起发射与温度成比例的音频信号频率。

人们已经知道的对放射性敏感的体腔内无线电测压器可以应用在接触设备中以测量放射量以及泪膜或眼睛前面的放射性微粒的存在，这与它们在体内的存在相关。眼睛的水合量及湿度可以通过安装在接触设备中的放电器和可变电阻湿度传感器来感知。运动和减速可以由接触设备中的加速计来检测。与眼睛、大脑和肌肉的功能相伴的电压可以由接触设备中安装的合适的电极来检测，该电压可用于调制发射器的频率。在传输肌肉电势的情况下，接触设备不是放置在角膜上，而是靠近要估计的眼外肌肉放置，并把所得信号远距离传输。可以把安装在接触设置中的固定频率发送器用作跟踪设备，通过把从固定频率发射器所接收到的频率通知给经过的卫星，这种跟踪设备使用卫星跟踪系统。

为了增加眼睛的温度，安装在接触设备中的表面电极可以通过光或电磁方法来激励。这种温度的增加会导致毛细血管床扩张，可以应用于眼睛中组织缺氧(氧化降低)的情况。这种被称之为热激励传输装置(HSTD)的概念和装置以我的实验和以下事实为基础，这种事实在于：眼睛是体内每克组织具有最大供血量的器官之一，并且当温度增加时它还具有独特的过充满能力。这样就可以增加眼睛的血流量从而增加氧含量。电极可以放置在眼睛的任何部位，内部或外部，但最好是放置在眼睛最后面的部位。射频激励的加热元件可以根据眼睛内需要氧含量增加的区域放置在外部或通过手术进行植入。应当理解同样的加热元件也可以放置或植入到身体的其他部位。无疑，只要温度的增加可以充分增加血流量而会造成任何伤害，不需使用电极就能促进眼睛温度增加的方法都可以被使用。

增加量随着人与人的不同而不同并且还依赖于眼睛血管床的状况。眼睛中血液温度的增加会增加其氧含量，大约是温度每升高摄氏一度氧含量就增加6％，这样通过使用能同时指示温度的热敏电阻就可以精确地量化氧的增加量，或者是与加热元件相结合使用氧传感器，以检测实际的氧含量的增加。

在慢性组织缺氧如糖尿病、视网膜变性以及青光眼的情况下，血流中的这种增加会在预定的时间发生。根据所需要的应用，这些设备可以外部放置或通过手术植入眼内或身体的其他部位。

另一个实施例称之为过热传输装置(OHTD)，它涉及到使用手术移植的或放置在外部的挨着肿瘤的表面电极治疗眼内或任何身体其他部位内的肿瘤的一种新方法和装置，为了增加癌区组织的温度一直到其局部过热杀死肿瘤细胞，需要用光学或电磁学方法对电极进行激励。为了估计温度增加的度数，需要在这些电极上封装一个热敏电阻以感知温度的增加并把信号传输给远端站。通过把温度的增加只延伸至异常组织，OHTD包括利用跟踪可以从异常组织中检测出正常组织的装置。而且，可以使用对坏死产物敏感的传感器确定组织损坏的量。

另一个与治疗眼睛和身体组织紊乱相关的实施例包括一种神经激励传输装置(NSTD)，在该装置所涉及的系统中，把无线电激发的微型光电二极管或/和微电子电路以及电极手术移植到或外部放置在眼睛或身体其他部位如大脑上，利用它们对非官能性神经或恶化的神经组织进行电刺激以治疗具有视网膜变性、青光眼、中风和类似疾病的病人。可以在接触设备中使用多个电极，并把它们放置在眼睛或大脑中对周围组织进行电刺激，这样轴突和神经细胞对信号传输的再生以及行动电势的再生都可以电压信号的方式传输到远端站。

现在已发展出用于测量压力、电变化、尺寸、加速度、流动、温度、生物电行为和其他重要生理参数的无线电和声波转换传感器以及用于外部控制系统的电源开关，它们是本发明的装置中可以使用的合适的系统。通过电源开关外部控制智能接触透镜系统可以实现传感器的自动打开和关闭。应用集成电路和转换器、电源和信号处理技术中的发展可以使各组件极度小型化，这样就可以实现在一个接触设备中安装数个传感器。例如，集成电路的通常的分辨率在几个微米数量级，这样就可以实现电路的高密度。射频和超声微型电路也已存在并且可以应用和安装在接触设备中。大量不同的超声和压力转换器也已存在并可以应用和安装在接触设备中。

技术进步的产生使得本发明装置的更多更新颖的应用成为可能，例如测量泪液或眼睛表面中所发生的酶的反应和DNA的变化，这样就可以及早诊断象癌症和心脏病这样的机能紊乱。HIV病毒存在于泪液中，利用接触设备通过涂有抗病毒的抗体的传感器可以检测出艾滋病，在检测过程中会产生光化学反应，在接触设备中会出现比色反应和电势偏移，而随之出现的电压或温度的变化可以传输给监视站。

其他的病原体可以以类似的方式进行辨别。所产生的这些信号可以无线电传输给远端站进行进一步的信号处理和分析。在出现荧光的情况下，仅仅让光透过钴滤镜来照亮眼睛就可以观察病人眼睛里出现的结果，在本实施例中，智能接触透镜并不一定需要把信号传输给远端站。

该系统进一步包括一个接触设备，其中安装了微型气体敏感性(如氧气敏感性)射频转换传感器，该接触设备安装在角膜和/或眼睛表面上。该系统还包括一个接触设备，其中安装了微型血液流速敏感射频转换传感器，该接触设备安装在结膜上，并最好由眼睑的运动和/或眼睑的闭合来激励。该系统还包括一个接触设备，其中安装了能够测量神经纤维负电阻的射频转换传感器，该接触设备最好安装在角膜和/或眼睛表面。通过测量电阻，就可以估计微生物、药物、毒品和麻醉剂的效果。该系统还包括一个接触设备，其中安装了一个微型放射性敏感性射频转换传感器，该接触设备最好安装在角膜上。

接触设备最好包括一个硬的或有弹性的环形部件，接触设备中安装有转换传感器。转换传感器的放置要使光能够通过视轴线。环形部件最好包括一个内凹的表面以配合眼睛的外表面，还要有一个或多个孔以在其中安装转换传感器。应当理解接触设备通常要与眼睛表面的形状相符合，其维度和尺寸的选择要达到最佳的舒适感和容许量。还应当理解，接触设备的曲率和形状的选择要使其能够密切和精确地与眼睛表面相配合，以使传感器的功能最佳化。接触设备的表面可以是多孔或多微孔并且在表面上还有微突起。还应当理解可以在接触设备上制作小开窗以便在设备配戴相当长时间后能够为角膜更好地供氧。还应当理解接触设备的形状可以是环形或带形，在角膜上不覆盖任何材料。还应当理解接触设备可以包括一个底部朝下的棱镜或截断的边沿以保持更好的对中。还应当理解，当使用传统的接触透镜结构时，接触设备最好有一个肌凸缘或负支架。还应当理解椭圆形，半月型或类似形状可用于放置在眼睑下。还应当理解，根据所需要的应用，接触设备可以用软材料或硬材料来制作。还应当理解，还可以使用能够覆盖眼睛整个前表面的超大尺寸角膜巩膜透镜以及沙漏形状和类似形状的透镜。还应当理解，接触设备的外表面可以用能增加与组织附着性的聚合体或能增加摩擦力和与组织附着度的涂层来制作，这样在测量化学成分时可以优化到传感器的流动通道。还应当理解眼睑下所使用的不同的实施例的形状要能在上眼睑的下面配合，还要与上死区或下死区相配合。

转换传感器可以包括一个无源或有源射频发射器，或一个微型声音谐振器以及类似的可与接触设备中安装的微处理器相连的设备。接触设备中安装的转换传感器可以由超声波遥控驱动或由电磁波或入射光远程提供电力。它们还可以由安装在接触设备中的微型低压电池提供能量。

如上所述，数据最好用无线电波、声波、光波、或通过电线或电话线进行传输。所描述的技术很容易就可以推广到其他的传输系统。安装在接触设备中的发射器可以使用传输链路与远端监视站进行相互联系。电压或电压电平的变化与生物学变量的值成比例并且这种来自转换器的放大的生理性数据信号可以被频率调制，然后传输给远端外部接收装置，该装置对所传输的频率调制数据信号进行解调并重新组合，最好后面跟一个低通滤波器，以再生模拟数据信号并在使用带状记录纸的记录器上进行后续跟踪。

本发明的装置还可以使用一种中继发射机以减少接触设备中安装的电路的电子元件和尺寸。弱发射机所发射的信号可以由人们所携带的或放置在附近的外部辅助发射机转发到更远距离。应当理解，本发明的装置可以使用多种噪音清除方法。

因为本发明的装置使用很容易取回的从外部放置在眼睛表面之上的组件，所以不会由于长时间的植入造成组织损伤，并且如果发生了偏移也可能对设备进行重新校正。有多种方式可以应用于本发明的装置中以对生物学数据进行编码和传输。用于给定应用的格式类型要根据功率要求、电路复杂性、尺寸和要传输的生物数据类型来制作。装置的通常配置最好包括：一个带有多个生物学变量的信息源、一个转换器、一个多路复用器、一个发射器、一个传输通道和一个传输介质，通过该介质最好把数据作为编码和调制的信号进行传输。

本发明的装置最好包括：一个接收器，它可以接收编码和调制的信号；一个放大器和低通滤波器；一个解多路复用器；一个数据处理设备；一个显示和记录设备；最好有一个信息接收器；一个CPU；一个调制解调器及电话连接。还可以使用含有自动拨号电话调制解调器的微处理器单元，上述调制解调器可以自动把数据通过公共电话网络传输到医院的计算机系统上。应当理解该系统可以接收进行了数字编码的信息或模拟数据。

当使用无线电链路时，接触设备包括一个射频发射机，它可以把生物信号发送给位于附近的接收器，微型计算机系统对信号进行处理和数字化以便于存储和分析。当本发明的装置利用无线电链路传输数据时，可以用副载波以多种方式对频率载波进行调制：调幅(AM)、调频(FM)、代码调制(CM)。副载波可以以各种方式调制，包括：AM，FM，脉幅调制(PAM)，脉宽调制(PDM)、脉冲位置调制(PPM)、脉冲编码调制(PCM)、增量调制(DM)等等。

应当理解ICL结构和转换器/发射机壳最好由对无线电波透明的材料制作，电子器件要用不能渗透液体和盐的材料覆盖，整个设备要用生物相容性材料封装。电子器件、传感器和电池(有源系统使用)安装在接触设备中并且要对其密封以防液体渗透。应当理解，用于感知化学物质、pH值和类似物理量的传感器和合适的电极要与泪液或眼睛表面直接接触。还应当理解上述传感器、电极和类似器件要根据所需应用覆盖上合适的渗透膜。电路和电子器件可以用不渗透体液的蜡(如蜂蜡或石蜡)进行封装。应当理解，其他材料可以用作防湿层。还应当理解只要有最小限度的频率衰减，绝缘和生物相容性，各种方法和材料都可以使用。各组件进一步由生物相容性材料如传统接触透镜中使用的水凝胶、硅树脂、弹性丙烯酸、sylastic或类似物品进行封装。

发射机、传感器和其他组件可以用任何已知的粘附技术如胶合、热粘结和类似方法安装和/或连接在接触设备中。智能接触透镜在装配过程中可以使用模块结构，这样仅仅把以前构造的系统加到接触设备上就可以修整组件的数量。

应当理解，数据传输最好是通过无线电链路来完成，但是其他方式也可以使用。ICL选择使用哪种能量形式取决于传输介质和距离、信道要求、发射机设备的尺寸等等。应当理解可以利用电线从接触设备中传输数据，但是其缺点是由于有电线相连而不完全自由。然而，当应用还需要减少接触设备中的机械连接和电连接时，用电线把传感器与外部放置的电子器件、放大器和类似器件相连使得接触设备中可以容纳更大的传感器。当由于接触设备中的传感器和电子器件而造成空间拥挤时，用电线传输数据也是一种重要的选择。应当理解，在水中从接触设备传输数据最好使用声能来完成，接收器最好使用水诊器晶体，然后进行传统的音频FM解码。

还可以了解的是：从接触设备的数据传输可以由代替射频辐射的光能来完成。使用各种各样的光，如可见光，红外光，紫外光的信号光学传输可以作为数据传输的载波，最好是使用红外光作为传输系统的载波。可以在接触设备中安装一个发光二极管，将经过调制的信号传输到远处的接收器，同时发光二极管发出的光被信号调制。在使用这种实施例时，接收器单元中的接触设备具有以下一些部件：一个内置的红外光发射器(950纳米)，一个红外检测器，解码器，显示器，中央处理器。在发射前，在眼中或泪液中找到的生理变量被多路复用，并用脉冲间隔调制、脉冲频率调制或其它类似的方法编码。红外发射器随后发出短持续时间脉冲，这些脉冲被一个远处的红外检测器内的光电二极管检测到，然后被解码、处理并记录下来。从发光二极管发出的光被光接收器接收，被转换成电信号，随后再生生物信号。红外光被充分反射，包括不能反射可见光的表面也能良好反射红外光，从而可以用于传输生理变量和位置/动作测量。当无线电传输的带宽受到限制时，该实施例尤其有用。而且，用于紧闭的双眼时，该实施例可以非常有用，因为红外光可以穿过眼睑的皮肤发射。

还可以了解的是，作为水下传输的优选方式，发自接触设备的数据传输还能使用声波和超声波完成，因为声波在水中的衰减比无线电波在水中的衰减更少。采用经过调制的声音信号传输信息，声波被传输给远端接收器。活体组织对超声波的吸收相对要高一些，但由于闭上的眼睛的中介组织很薄，超声波能量的频率不受限制。但是，声波并非优选的实施例，因为它们从源头到达接收器可以通过不同的途径，伴随着多重反射，而这种多重反射会改变最终信号。而且，很难传输快速变化的生物变量，因为声波的速率与电磁辐射相比相对较低。但有可能很容易地在接触设备中安装一个超声波体腔内无线电探头，如用来传输pH值或温度。置于目标附近或由目标携带的超声波辅助发射器可以用来传输高功率电平的信号。可以使用具有罗盘传感器的声学标签，将信息以声音遥测方式传输到扇形扫描声纳。

本发明的一个优选实施例由一些电极，调频发射器和一个安装在接触设备内部的电源组成。不锈钢微型电缆被用于将转换器的电子元件和电池电源连接起来。本发明的装置可以使用包括三点振荡器，晶体振荡器和其它的振荡器的不同的放大器和调频发射器，振荡器最好使用具有超高密度电路的定制集成电路。

利用接触设备中的多个发射器，用不同的频率可以同时传输多个变量。或者，单个的发射器(3信道发射器)可以将组合电压传输给接收器，随后信号被解码，分离成三个部分，滤滤并再生为三个原始的电压(不同的变量如葡萄糖含量，压力和温度)。一个把所有信号处理合并在一个集成电路上的多信道系统使互连减到最少，并且当需要同时传输多个信号时，例如葡萄糖含量，温度，生物电，压力，优选可以把多信道系统安装在本发明的装置中。可以将单芯片处理器与逻辑芯片组合以形成用于本发明装置的多信道系统，允许多个参数的测量以及转换器的激活。

应理解，本发明的装置可以使用各种无源，有源和感应电源。电源可以包括微型电池，感应电源链路，来自生物源的能量，核电池，微型电源单元，使用葡萄糖和氧作为能源的燃料电池，等等。电源类型根据所要传输的生物或生物化学事件选择。

可以使用各种信号接收器，例如连接到常规FM接收器的框形天线，对信号放大，解码和处理。定制集成电路将提供估计发送的参数所需的信号处理，这些参数包括温度，压力流大小，生物电活度，化学物质浓度等等。微型转换器，信号处理电子元件，发射器和电源可以安装在接触设备内部。

系统的供电装置可以是一个安装在接触设备内的、用微功率控制开关激活的电池，或者用射频装置、磁装置及其它类似的装置远程激活。感应射频供电的遥感勘测可以用于本发明的装置，其中相同的、传输能量的线圈系统被用于传输数据信号。该系统的尺寸主要与电池和发射器的尺寸有关。传统遥测系统的尺寸与电池的尺寸成正比，因为绝大部分的体积是被电池占据了。发射器的尺寸与工作频率有关，低频电路需要的元件的尺寸比高频电路的大。高频辐射在人体组织内的衰减比低频辐射在人体组织内的衰减更多。因此植入人体内的各种系统需要较低频率和较大尺寸元件，以便信号衰减得少一些。由于本发明的装置位于眼睛的表面，信号的衰减很少几乎没有，因此可以采用高频的小体积装置。而且，因为可以容易地取出并更换接触设备，可以用很小的电池。传统的无线电遥测可植入设备中被电池和电源占据的大体积可以被大量减少，因为本发明的装置是放置在眼睛外面的，可以很容易地使用和取出，从而很小的电池可以被采用并可随时根据需要更换。

可以采用多种系统组件，但更适宜的是最密集的系统组件，例如，定制集成电路的一种混合组件，这种组件能实现应用所需的信号处理。这种电路的典型的分辨率为几个微米，并且可以容易地安装在接触设备内。用一个将信号优选转换为传输带宽的集成电路就能测量多个参量。而且，在本发明的装置中还可以安装其它的电子元件和互补金属氧化物半导体(CMOS)芯片，以便进一步处理和传输信号。

可以在智能接触透镜中采用具有不同发射器特征的微功率集成电路，包括：无线电链路，超声波链路等等。还可以在接触设备中安装其它不同的集成电路，例如压力和温度的信号处理器，用于植入电子元件的外部控制的电源开关以及其它的集成电路。具有用于信号处理的集成电子元件的压力转换器，如电容压力转换器可以安装在同一个硅结构中，并被安装在接触设备中。半导体技术和更高级的解码方法，还有超微集成电路放大器和接收器正在发展，并能设置在接触设备中。可以了解的是，遥测中发送和接收信号用的各种发射器，接收器，天线都可用于本发明的装置中，并安装在接触设备和/或安装在远处以便接收、处理和分析信号。

眼睛前表面上覆盖着结膜和角膜的液体被称为泪膜或泪液。泪膜中接近100％是由泪腺分泌的，分泌速度为2微升/分钟。泪液的体积约为10微升。覆盖着角膜的泪液层约为10微米厚，覆盖着结膜的泪液约为15微米厚。前角膜泪膜有三层：一层类脂层，约为0.1微米，由空气泪界面组成，一层0.03微米厚的粘液素层，该层与角膜上皮细胞直接接触，及最后剩下的一层是厚液体层，该层位于类脂层和粘液素层之间。液体层主要由泪腺分泌形成，其化学成分与稀释的血液很相似，蛋白质含量更少，渗透压略高一些。通过为化学计量反应提供连续的底质，分泌物和泪液从位于supero-temporal四分体内的泪腺分泌，并随后通过位于infero-medial四分体内的泪腺孔流出，从而形成了理想情况的连续的泪液流动，这也是一个用于评估葡萄糖含量的优选实施例的研究主题之一。泪液的主要成分为液体层，该层是含电解质的血液的超滤液，血液中的电解质有钠，钾，氯，重碳酸盐，钙和镁，还有氨基酸，蛋白质，酶，DNA，类脂，胆固醇，糖蛋白，免疫球蛋白，维生素，矿物质和荷尔蒙。而且，液体层还含有一些重要的代谢产物，如葡萄糖，尿素，儿茶酚胺及乳酸盐，还有气体，如氧气和二氧化碳。而且，任何在血液流中发现的外生物质如药物，放射性化合物等等都会在泪液中存在。利用在远端站传输和处理数据，血液中的任一种化合物都有可能通过本发明装置进行非侵入性的评估。

根据本发明的一个优选实施例，将对非侵入性的葡萄糖含量分析进行描述：葡萄糖检测：测量血液成分和泪液中和/或眼睛表面的化学物质的装置和方法是以与酶反应相关的电极为基础的，将电流无线电传输到远端接收器，提供连续的、与泪液中或眼睛表面的物质的浓度有关的数据。ICL系统最好是以扩散限制传感器方法为基础，这种方法在接触设备中不需要试剂或机械/移动部件。使用ICL的葡萄糖检测器的优选方法和装置使用葡萄糖氧化酶以及安装在接触设备内的电化学传感器，这种酶能催化涉及葡萄糖和氧气的反应，这种传感器对以下物质中的一种很敏感：一种内生的共反应物的反应产物，或偶合电子载体分子的反应产物，例如二茂络铁调节的葡萄糖传感器，还有位于接触设备膜覆盖的催化金属电极处的葡萄糖的直接电化学反应产物。

存在于泪液中的葡萄糖和氧气要么来自泪腺，要么来自眼睛表面的血管，它们将扩散进入接触设备，到达接触设备中的葡萄糖氧化酶的固化层。由于基质如葡萄糖和氧气被酶消耗掉，成功的酶电极的运行需要连续地将基质运输到电极。ICL是使用酶电极的理想装置，因为泪液连续地在眼睛表面上流动，形成一个提供化学计量反应基质的最佳环境。ICL除了是一种非侵入性的系统之外，还解决了传感器的使用寿命这一重要问题，植入人体的任何传感器都存在使用寿命的问题。优选的实施例指的是测量电流的葡萄糖生物传感器，这种生物传感器是以在葡萄糖氧化酶存在的条件下，葡萄糖的生物催化氧化为基础的。这是一个两步的过程，包括：葡萄糖氧化酶对葡萄糖的酶氧化，其中的伴因子——黄素腺嘌呤二核苷酸(FAD)被减少到FADH₂，之后是酶伴因子被分子氧氧化，形成过氧化氢。

在有过氧化氢酶的条件下，总反应为：

由于过氧化氢(反应产物)氧化，阳极电流会增大，通过电化学检测阳极电流的增大，就能测出葡萄糖的浓度，或者由于氧(共反应物)被还原，阴极电流减小，通过检测阴极电流的减小，也能测出葡萄糖的浓度。ICL葡萄糖检测系统最好在接触设备中有一个与泪液和/或眼睛表面接触、能测量在葡萄糖氧化酶层中由于葡萄糖和氧的化学计量转化而产生的过氧化氢的氧化电流的酶电极。ICL葡萄糖传感器最好是电化学性质的，并且以过氧化氢电极为基础，该电极由根据泪液中葡萄糖的浓度产生直流电流的固化葡萄糖氧化酶转换。

接触设备的葡萄糖酶电极对葡萄糖和氧的浓度的变化都会作出响应，而葡萄糖和氧都是固化的葡萄糖氧化酶的基质。应当理解，接触设备中的传感器可以制成这样：只有通过以一种不同的模式运行才对葡萄糖作出反应。接触设备中的酶电极与泪液或眼睛的表面接触，而由电极根据葡萄糖的化学计量转化产生的电流随后被转换成音频信号，并被传输给远处的接收器，电流根据标度因子与葡萄糖的浓度成正比。

可以用前文介绍的各种传输系统传输信号，其中有一台外置的接收器，将音频信号解调为电压，并且根据这个电压计算葡萄糖的浓度，然后在发光二极管显示器上显示。可以用一个接口卡将接收器与一台计算机相连，以便对信号进一步处理和分析。在葡萄糖氧化酶氧化葡萄糖的过程中，一种电化学可氧化分子或产生的任何别的可氧化物质，如过氧化氢，可以以电流的形式通过电极被检测到。优选的实施例包括一个树电极设置，包括一个工作电极(阳极)和辅助电极(阴极)及一个与电流检测器相连的参考电极。值得注意的是：使用两个电极时葡萄糖传感器也能正常工作。当在工作电极和辅助电极之间施加合适的电位差时，过氧化氢在工作电极表面被氧化，这将产生可测量的电流。传感器产生的电流密度与过氧化氢的浓度成正比，而过氧化氢的浓度与泪膜中和眼睛表面的葡萄糖的浓度成正比。

电极可以采用不同的材料，如银/氯化银阴极。阳极最好是涂覆了葡萄糖氧化酶的铂丝，或者最好是被固化的葡萄糖氧化酶膜覆盖的铂丝。在本发明的装置中采用检测可氧化物质的安培计酶电极的传感器的几种可能结构。在接触设备中还能采用能产生稳定的工作电压和输出电流的不同的电极和设置，这个电压和电流与泪液中和眼睛表面的血液组分的浓度成正比。应当理解，可氧化物质的电流检测所用的不同电极设置可通过本发明的装置完成。应当理解，可以在电极表面添加溶液以便于加强传输。

还能采用其它使用有机介质的方法，如用二茂络铁作为介质，它把电子从葡萄糖氧化酶传送到一个基电极，同时产生电流。应当理解，用于测量泪液中的葡萄糖的针型葡萄糖传感器可以安装在与结膜直接接触的位置，或被包封在接触设备内。应当理解，任何一种能把生物变量转换成电压信号的传感器都能用于接触设备中，并安装在眼睛的表面，用来测量生物变量。应当理解，任何测量被葡萄糖氧化酶催化的反应中产生的过氧化氢的电极结构都可用于接触设备，用来测量葡萄糖含量。应当理解，下述的以氧为基的酶电极葡萄糖传感器可以用于本发明的装置中，该装置的原理是，未被过氧化氢酶反应消耗的氧在一个氧传感器上被电化学地减少，从而产生一种取决于葡萄糖调节的氧的电流。这个电流与来自没有酶的相似的氧传感器的电流相比。

应当理解，传感器的定位方式是使葡萄糖与电极的接触最优，如通过轻微损伤来增加葡萄糖穿过组织和毛细管壁的扩散，最好是将传感器靠在眼睛的血管区。在紧闭的眼睛中，大约2/3的氧和葡萄糖来自毛细管壁的扩散。因此在眨眼时将传感器靠放在眼睑结膜处，可以增加到接触设备生物传感器的基质施放，使得有用量的基质扩散穿过接触设备的生物传感器膜。

在眼睛表面上有几个位置可以用ICL来测量葡萄糖：如角膜表面上的泪膜，它是来自主泪腺的血液的超滤液；泪弯液面，这是位于眼睑边缘的眼泪的储存处；supero-temporal结膜下穹，它允许直接在原始分泌点处测量泪水；角膜和巩膜之间的高度血管化区的缘区；以及最好是结膜的高度血管化区。通过给上皮细胞制造微损伤使上皮细胞的血液阻挡功能损失，随后组织液的扩散增强，接触设备就能实现获取液体的最有效途径。而且，在接触设备中故意制造了轻微粗糙的表面，以引起机械刺激，便于增大基质的流量。而且，应当理解，可以与传感器一起安装一个加热元件以增加液体的渗透。

用于非侵入性血液分析的样品最好通过接触设备引起的结膜的微损伤获得，在接触设备的表面有微突起与结膜接触，从而增加了血浆组分穿过毛细管壁到达测量传感器的扩散速率。而且，本发明的装置通过用表面电极作为加热元件来升高温度，还促进增加了结膜腔血管的可渗透性。而且，传感器可以位于泪腺的出口点旁边以便在源头收集泪液。而且传感器还可以向下与结膜的泪弯液面接触，弯液面具有眼睛表面上最大的泪液体积。或者，传感器可以与眼睛中血管密集的表面的缘区接触。任何对眼睛表面的完整性产生微破坏的装置或其它会引起组织液渗透从而引起血浆渗透的装置部可以用于本发明。或者，传感器可以靠放在血管密集的结膜处的死区内，放在上面或是下面。

应当理解，传感器还可以放在眼睛表面的任何位置上来测量葡萄糖和其它的化学化合物。除了传统的圆形的接触透镜之外，接触设备的形状还可以包括平距形结构，环形或半月形，它们用于需要放在于眼睑结膜下或眼死区下的应用中。

在接触设备中制作了一个凹区，用于放置电极和电子元件，电极上放置酶活化膜。电极和酶活化膜上配备了对不同化学物质具有不同渗透率的膜。膜的不同渗透率使得能选择不同的化学物质进行评估，并且防止污染物到达电极。因此，通过在接触设备上给合适的电极覆盖上不同渗透率的膜，就能同时评估几种电活性的化合物。

还应当理解，可以采用对不同化合物有优选渗透率的多层膜。接触设备包住微电极，形成一个生物保护膜，这样电极被酶活性膜覆盖，而后者被接触设备膜覆盖，如聚亚安酯，分析物与接触设备膜生物相容并能渗透过它。电极和酶膜之间的膜可以用来阻挡干扰物质，而不会改变过氧离子的传输。膜的渗透率被用来优化酶反应所需的化合物的浓度，并隔绝干扰元素。

应当理解，基质向接触设备内的传感器的扩散最好是垂直于电极表面的平面。或者，应当理解，接触设备的膜和表面可以是允许基质进行选择性的非垂直扩散的结构。还应当理解，类似于带有负电荷的全氟化合物离聚物Nafion膜的薄膜可用来减少电活性化合物的干扰，如抗坏血酸盐，尿酸盐和醋氨酚。还要了解的是正在发展中的、能优先选择电活性化合物的、并能防止电极和酶变质的、新的聚合物和涂层可以用于本发明的装置。

与无线电发射器耦接的传感器和膜可以安装在接触设备内任何位置，但可以以圆饼形结构安装在主要位置，同时每个传感器发出信号给接收器。例如，如果四个生物变量被同时检测到，四个传感器信号A，B，C，D同时被传输给一个或多个接收器。任何利用泪液进行无损伤血液组分测量的装置和发射至远端站的信号都可用于本发明的装置。任何尺寸或形状的接触设备都可以用来获取眼睛表面的数据，最好是小体积的接触设备。

根据ICL系统检测到的葡萄糖含量可以激活一个灌输泵，并根据需要自动注射胰岛素以使葡萄糖含量正常化，就象一个人造胰腺。一个报警电路还能与该泵相连，并且当葡萄糖含量过高或过低时被激活并给病人报警。应当理解，其它的药物、荷尔蒙和化学物质可以被检测到，并通过本发明的装置以相同的方式传输信号。

可以在接触设备中安装一个配有谐振电路的无源发射器，它的频率可以由电抗变化改变，电抗幅度响应于葡萄糖传感器产生的电压变化。当发自无源发射器的信号随距离极快地下降时，天线和接收器应该放在接触设备的附近，例如普通眼镜的框架内。

还应当理解，在前文中介绍的安装在接触设备内的配有电池的有源发射器和合适的传感器还可用于检测葡萄糖含量。还应当理解，一个与一个线圈相连的、既能发出声脉冲，又能发出无线电脉冲的振动微石英晶体可以安装在接触设备内，并连续地传输与泪液中的化学化合物浓度有关的数据信号。

通过两个变量的无线电传输，一个由铂阴极和银阳极组成、被施加了极谱电压的氧电极可以与葡萄糖传感器一起使用。还应当理解，作为非直接评估葡萄糖含量的装置，测量氧的消耗的传感器可以用在本发明的装置中。薄膜可用来增加传输给膜酶的氧的数量，因为所有的葡萄糖氧化酶系统需要氧并且有可能氧气有限。薄膜还可以是其它电活性物质所不能渗透的，这些物质例如是醋氨酚，或能改变由葡萄糖氧化酶膜产生的过氧化氢含量的基质。

应当理解，极谱法的Clark型氧检测器电极由一个银-氯化银阳极内的铂阴极组成，信号被遥测传输到远端站，这种电极也能用于本发明的装置。还应当理解，其它的采用电镀结构和相似结构的气体传感器可以与本发明的装置一起使用。氧传感器最好是靠放在眼睑结膜处。扩散穿过电极膜的氧在阴极处被还原，从而产生一个电流，该电流被转换成一个音频信号，并被传输给远端站。将传感器放在结膜内使其能与具有与大脑相同的动脉循环的血管区紧密接触，这与动脉氧相关联，并提供外围组织氧的指示。该实施例通过监视内部颈动脉血管化的组织床使动脉氧和大脑血流之间能建立良好的相关性，从而反映了颅骨内的氧化。

该实施例在手术过程中可以很有用，例如颈动脉内膜切除手术，能精确检测到氧化减少的一侧。相同的实施例还可以用于心脏和大脑的手术，以及视网膜早熟，能密切观察用氧的水平，从而在给婴儿提供足够氧量的同时防止组织内氧过量，避免造成失明的副作用。

泪液中分泌的胆固醇与血浆中的胆固醇相关，另一个实施例采用了与葡萄糖测量相似的系统。但是，发明人设计的ICL系统涉及一种固化的胆固醇酯酶膜，该膜将胆固醇酯分解成游离的胆固醇和脂肪酸。游离的胆固醇穿过对游离胆固醇和氧的选择性渗透膜，到达第二层由固化胆固醇氧化酶组成的膜。在氧存在的情况下，游离的胆固醇被胆固醇氧化酶转化成胆甾烯酮和过氧化氢，同时过氧化氢在工作电极表面被氧化，这就产生了可测的电流，同时信号最好被转换成音频信号，并被传输到远处的接收器，根据标度因子，该电流与胆固醇的浓度成正比。上述的方法和装置涉及下面的反应或其一部分：

还有一个实施例采用了可以装在接触设备内的锑电极，并被用来检测泪液中和眼睛表面的pH和其它的化学物质。还要了解的是能测量pH的具有晶体管电路的玻璃电极，pH体腔内无线电探头等等可以被采用并安装在接触设备内，用来测量泪液中和眼睛表面的pH，信号最好被无线电传输到远端站。

在另一个实施例中，具有相关pH敏感电极的膜内固化的催化抗体可以分辨不同的抗原。当抗原与催化抗体作用时，抗原可以促进乙酸的形成，从而导致pH和电流的改变，根据标度因子，该变化与抗原的浓度成正比。

在另一个优选实施例中，固化的电催化活性酶和相关的电极在基质(指的是任何生物变量)存在的情况下，促进一个电催化反应，产生与所述的基质的量成正比的电流。应当理解，不同的酶检测系统和非酶检测系统可用于本发明的装置中。

应当理解，任何电化学传感器，热电传感器，声学传感器，压电传感器，光学传感器和相似的传感器可以安装在接触设备内，并装在眼睛的表面，来检测血液成分和眼睛中的物理参数，并且最好将信号发送到远端站。要了解的是：采用电流测量、电压测量、电导测量、重量测量、阻抗测量系统和其它相似系统的电化学传感器可以用于本发明的装置，来检测和测量血液成分和眼睛中的物理参数，并且最好将信号发送到远端站。

对一些优选的方法进行了介绍，但是任何微型的无线电发射器可以用于接触设备，并安装在接触设备内。可以采用任何调节无线电发射器、将信号传输给附近的无线电接收器的、微小型的传感器。其它能调节超声装置，或红外发射器和激光发射器等等的微小型装置可以安装在接触设备内，用于信号检测，并把信号传输给远端站。各种从眼睛获取信息，并把该信息传输给远处的接收器的方法、技术和装置都可用于本发明的装置。

本发明的目的之一就是要提供一种对血液成分进行非侵入性的测量和评估的装置和方法。

本发明还有一个目的就是要提供一种智能接触透镜系统，该系统能接收，处理和传输信号，如电磁波，无线电波，红外线等等最好被传输给远端站进行信号处理和分析，在接触设备内安装转换传感器和生物传感器。

本发明的另一个目的就是要检测眼睛中发生的物理变化，最好用光发射器和传感器。

本发明的另一个目的就是要提供一种新的治疗眼睛和身体疾病的药物施放系统。

通过下列文字说明并参考以下附图，本发明的上述及其它目的和优点将变得更为清晰。

图1是一个示意框图，它显示了根据本发明优选实施例所述的用于测量眼内压力的系统。

图2A-2D示意性地说明了根据本发明所述接触设备的优选实施例。

图3示意性地说明了当使用图1所示系统时患者所看到的视图。

图4和图5示意性地描绘了根据本发明优选实施例所述的多过滤式光学元件。

图5A-5F说明了根据本发明所述由使用者轻轻将接触设备放置在角膜上的优选实施例。

图6说明了用来执行图1所示实施例的多种操作的电路实例。

图7A和7B的框图说明了根据本发明所述的一种能够对角膜厚度中的偏差进行补偿的装置。

图8A和8B示意性地说明了根据本发明优选实施例的一种采用条形码技术的接触设备。

图9A和9B示意性地说明了根据本发明优选实施例的一种采用颜色检测技术的接触设备。

图10说明了根据本发明另一个优选实例所述的一种施可替代的接触设备。

图11A和11B示意性地说明了根据本发明优选实施例所述的一种凹进距离检测装置。

图12是根据本发明另一个优选实施例所述的一种可替代的接触设备的截面图。

图13A-15是根据本发明其它优选实施例所述的可替代的接触设备的截面图。

图16示意性地说明了根据本发明所述、用于通过压扁法来测量眼内压力的系统的可替代的实施例。

图16A描绘了根据本发明力(F)与可移动中心件离开磁致动装置磁极的距离(X)之间的函数关系。

图17示意性地说明了根据本发明所述的一种可替代的光学对准系统。

图18和19示意性地说明了在本发明所述的设备中用于在与眼睛对准期间对患者进行指导的装置。

图20A和20B示意性地说明了用于通过凹进法来测量眼内压力的可替代的实施例。

图21和22示意性地说明了本发明中用于使将接触设备置于眼睛巩膜上的步骤得到简化的实施例。

图23是根据本发明所述的一种可替代的接触设备的平面图，该设备可用于测量巩膜静脉压力。

图24是根据本发明所述的一种可替代的接触设备的截面图，该设备可用于测量巩膜静脉压力。

图25示意性地说明了本发明的可替代的实施例，其包括一个其中带有压力转换器的接触设备。

图25A是图25所示可替代实施例的截面图。

图26是图25所示压力转换器的截面图。

图27示意性地显示了当图25所示可替代的实施例置于患者眼中时的情况。

图28显示了可替代的实施例，其中使用了两个压力转换器。

图29显示了可替代的实施例，其中使用了一个被置于中心的压力转换器。

图30显示了眼镜架的可替代实施例的优选安装结构。

图31是由图25所示可替代实施例所使用的一种优选电路的框图。

图32是位于眼睛角膜上的接触设备的示意性表示，其中接触设备的横向延伸部分延伸到上和下眼睑之下的巩膜囊中，并且示意性说明从发射器发送到接收器的信号的接收和对所发送信号执行的处理。

图33A是图32所示接触设备的放大图，图33B和33C中以进一步的细节显示了图33A中圆圈划出的接触设备的进一步放大部分。

图34是获得抽样信号测量和发送、解释抽样信号结果的系统的示意性方框图。

图35A和35C示意性表示由眼睑的打开和闭合激励本发明的接触设备。图35B是图35A中圆圈划出的区域的放大细节图。

图36A到36J示意性说明结合本发明原理的接触设备的各种形状。

图37A和37B示意性说明对本发明接触设备产生的信号的解释，和对信号的分析以提供不同的检测结果，和将该数据传输到远端位置，例如重病特护病房。

图38A示意性说明本发明的接触设备，图38B是沿图38A所示剖开线得到的剖视图。

图39A说明眼睛中液体的连续流动。图39B示意性说明在眼睑下使用的本发明的接触设备的一个可替换实施例，用于根据泪液在眼睛中的流动产生信号，并通过连接到外部装置的导线发送该信号。

图40A示意性说明在眼睑下使用的本发明的一个可替换实施例，用于产生表示所感测的葡萄糖含量的信号，该信号被以无线电方式发送到一远端站，然后通过一公共可用网络传输。

图40B示意性说明在眼睑下使用的葡萄糖传感器的一个可替换实施例，其中通过导线发送信号。

图41说明包括多个传感器的超大尺寸的接触设备。

图42A说明位于包括一睡眠感知装置的接触设备上的打开的眼睑，图42B说明眼睑的闭合和被外部发送到一报警装置的信号的产生。

图43是包括一热激励传输装置的眼球的一部分的详细视图。

图44是安装在接触设备上并由远端硬件装置激活的热激励传输装置的前视图。

图45说明用于外部使用或者手术植入到身体任何部分中的带式热激励传输装置。

图46说明可手术植入到眼睛中的眼肌之间的热激励传输装置。

图47说明可手术植入到身体任何部分中的热激励装置。

图48示意性说明靠近脑肿瘤手术植入过热传输装置。

图49说明靠近肾肿瘤手术植入过热传输装置。

图50说明过热传输装置及其各种部件。

图51说明靠近眼内肿瘤手术植入过热传输装置。

图52示意性说明靠近肺肿瘤手术植入过热传输装置。

图53示意性说明靠近乳房肿瘤定位过热传输装置。

图54A是接触设备的侧剖视图，图54B是接触设备的前视图，该接触设备用于检测位于眼睛上的水状体中的化合物，图54C是接触设备的侧视图。

图55A示意性说明安装在位于眼睛上的接触设备传感器上的麦克风或运动传感器，用于检测心脏脉动或声音，并将代表心脏脉动或声音的信号传输到一远端报警装置，图55B是图55A中圆圈划出的报警装置的放大图。

图56说明具有超声波偶极传感器、电源和发射器的接触设备，其中传感器位于眼睛的血管上。

图57示意性说明接触设备的定位，其中传感器位于靠近眼外肌的位置。

图58A是说明具有用于眼睛后部照明的光源的接触设备的侧剖视图。图58B示意性说明来自光源的光的传输，其中光在视神经窝处的血管上反射，由与反射表面间隔预定距离、并与光源间隔预定距离的多滤光器系统接收，以便对反射光的测量结果进行解释。

图59A到59C说明用于眼睛和大脑中组织的神经激励的接触设备的定位。

图60是具有可由轨道卫星跟踪的固定频率发射器和电源的接触设备的示意性说明。

图61说明在眼睑下的接触设备，其包括结合在一个电路中的压力传感器，该电路具有电源，LED驱动器和LED，用于产生LED信号以远程激励在接收器屏幕上具有光电二极管或光接收器的装置。

图62是具有结合于其中的药物施放系统的接触设备的横断面视图。

图63示意性说明人工胰腺系统的方框图。

压扁法

现在将参照附图对本发明的一个优选实施例进行说明。根据如图1所示的优选实施例，提供了一种用于通过压扁法来测量眼压的系统。该系统包括用于与角膜4接触放置的接触设备2，及用于驱动接触设备2以使其一部分向内凸压角膜4以提供预定大小的压扁量的致动装置6。该系统另外还包括用于当角膜4达到预定大小的压扁量时进行检测的检测装置8及响应检测装置8用于根据为达到预定大小的压扁量接触设备2所必须加载到角膜4上的力的大小来确定眼压的计算单元10。

为了使其清楚地与角膜4区分开，图1所示的接触设备2的厚度有所放大。图2A-2D则更精确地例示了接触设备2的一个优选实施例，其包括充分硬环形部件12，弹性薄膜14及可移动中心件16。该充分硬环形部件12包括定形为与角膜4的外表面相匹配的形状的内凹面18及限定于其中的孔20。充分硬环形部件12在孔20处厚度最大(优选地为大约1mm)，并随着向充分硬环形部件12的边缘21靠近而厚度逐渐减小。根据优选实施例，该硬环形部件的直径大约为11mm而孔20的直径则大约为5.1mm。优选地，充分硬环形部件12由透明的聚甲基丙烯酸酯制成；但是，应理解还有多种其它材料，诸如玻璃及适当硬的塑料及聚合物均可用来制造该环形部件12。优选地，是以不影响照向角膜或从角膜反射回的光线为标准来选择材料。

弹性薄膜14优选地被固定在充分硬环形部件12的内凹面18上以通过防止划伤或磨损角膜上皮层而使佩戴者不会感到不适。弹性薄膜14至少与环形部件12中的孔20共同伸缩并包括至少一个透明区22。优选地，该透明区22横跨整个弹性薄膜14，而弹性薄膜14则与硬环形部件12的整个内凹面18共同伸缩。根据某一优选实施例，只有弹性薄膜14的边缘及硬环形部件12的边缘被彼此固定在一起。这样便可以使弹性薄膜14对可移动中心件16向角膜的位移所施加的阻力最小。

根据一可替代配置，弹性薄膜14与硬环形部件共同伸缩并在其除了孔20的大约1mm之内圆形区域之外的整个范围上彼此热密封在一起。

尽管，弹性薄膜14优选地由诸如透明硅酮橡皮带，透明硅酮橡胶(用于常规的接触镜片中)，透明柔性丙烯酸纤维(用于常规眼内透镜中)，透明水凝胶或诸如此类的一种既软又薄的聚合物构成，但应理解也可以采用其它材料来制造弹性薄膜14。

可移动中心件16被可滑动地放置在孔20内并包括一个固定在弹性薄膜14上的充分平坦内侧面24。优选地利用胶水或热接触技术来使内侧面24与弹性薄膜14啮合在一起。然而，应理解为了将内侧面24稳固地啮合到弹性薄膜14上也可以采用其它的多种技术。优选地，可移动中心件16的直径大约为5.0mm，厚度则大约为1mm。

利用硬环形部件12在孔20边缘上厚度有所增加的实际情况，沿孔20边缘环形地设定了一个柱状侧壁42。可移动中心件16以一种类似活塞的方式可滑动地与此侧壁42靠接在一起且其厚度优选地与该圆柱形侧壁42的高度相匹配。在使用中，一旦利用致动装置6驱动了可移动中心件16，充分平内侧面24便会将角膜4的一部分压平。

充分硬环形部件12，弹性薄膜14及可移动中心件16的轮廓尺寸，是通过权衡包括在压扁过程中加载到角膜4上的力的理想范围，患者对不适的忍受程度，所需的最小压扁面积，及接触设备2在角膜4上的必需稳定性在内的多种因素来确定的。此外，优选地选择可移动中心件16的尺寸以使其在不妨碍上述活塞滑动的情况下避免在可移动中心件16与充分硬环形部件12之间出现相对旋转。

优选地选择用于制造接触设备2的材料以使其对入射到角膜4上的光线的干涉及反射最小。

优选地，图1所示的致动装置6驱动可移动中心件16以使可移动中心件16以一种类似活塞的方式朝角膜4滑动。在此过程中，将使可移动中心件16及弹性薄膜14的中心部分向内凸压到角膜4上。此现象如图2C和2D所示。由此将角膜4的一部分压平。而驱动将一直持续直到达到了某一预定大小的压扁量。

优选地，可移动中心件16包括用于在磁场作用下与可移动中心件16一起滑动的磁响应元件26，而致动装置6则包括用于加载磁场的机构28。尽管可理解根据某一优选实施例用于加载磁场的机构28可以包括一个选择性定位的条形磁铁，用于加载磁场的机构28还包括由缠成密螺旋线的长线构成的线圈30及用于以逐渐递增方式产生流过线圈30的电流的电路32。通过逐渐地增加该电流，将逐渐地增大该磁场。因此致动装置6与可移动中心件16之间的磁斥力便也将随之逐渐增大，从而使加载到角膜4上的力也逐渐增大，直到达到了预定大小的压扁量。

利用已知的物理定理，可知流过线圈30的电流与由可移动中心件16通过弹性薄膜14加载到角膜4上的力的大小成正比。由于为了达到预定大小的压扁量所需的力的大小与眼压成正比，为达到预定大小的压扁量所需的电流同样也将与眼压成正比。因此，根据该系统的尺寸，磁响应元件26的磁响应性，线圈的绕线圈数及诸如此类通过试验方法可以很容易地确定电流值到眼压值的一个换算因子。

除了利用试验技术之外，还可以利用用于为眼压计校准的常见技术来确定该换算因子。这些常见技术均基于存在于凹进装置的内向位移与被凹进的眼睛的体积及压力变化之间的已知关系。这些技术的例子在Shiotz，Communications：Tonometry，The Brit.J.of Ophthalmology，June 1920，p249-266；Friedenwald，Tonometer Calibration，Trans.Amer.Acad.Of O.&O.，Jan-Feb 1957，pp.108-126；及Moses，Theory andCalibration of the Schiotz Tonometer VII：Experimental Result ofTonometric Measurements：Scale Reading Versus Indentation Volume，Investigative Ophthalmology，September 1971，Vol.10，No.9，pp.716-723中进行了阐述。

按照电流与眼压之间的关系，计算单元10包括存储器33，用于存储指示了在达到了预定大小的压扁量时流过线圈30的电流大小的电流值。计算单元10还包括用于将该电流值换算为眼压读数的换算单元34。

优选地，计算单元10对检测装置8进行响应，从而使得当达到了预定大小的压扁量时，便立即将电流值(对应于流过线圈30的电流大小)存储在存储器33中。与此同时，计算单元10产生一个流向电流发生电路32的输出信号以使其不再产生电流。从而撤销了加载在角膜4上的力。在某一可替代实施例中，也可以使电流发生电路32直接对检测装置8进行响应(即不通过计算单元10)，从而使其一达到预定大小的压扁量便自动终止流过线圈30的电流。

任何可实现逐渐递增电流的电路均可以被用作电流发生电路32。然而，优选的电流发生电路32包括开关及DC电源，其组合在一起可以产生一个阶跃函数。该优选电流发生电路32另外包括一个对该阶跃函数进行积分以产生逐渐增大电流的积分放大器。

磁响应元件26环形地环绕在透明周边部分36的周围。该透明周边部分36与透明区22对准，从而允许光线穿过接触设备2到达角膜4以及允许光线从角膜4通过透明周边部分36从接触设备2中反射出去。尽管透明周边部分36可完全由一个气隙构成，但由于精度的缘故以及为了使可移动中心件16可以更平滑地沿硬环形部件12滑动，优选地选用一种透明的固体材料来构成透明周边部分36。典型的透明固体材料包括聚甲基丙烯酸甲酯，玻璃，硬丙烯酸，塑料聚合物及诸如此类。

磁响应元件26优选地包括具有当接触设备2置于患者的角膜4之上时患者可以通过其进行观察的中心视孔38的环形磁铁。中心视孔38与弹性薄膜14的透明区22对准且其直径优选地至少为1-2mm。

尽管本优选实施例包括一个环形磁铁作为磁响应元件26，但应理解也可以使用其它各种磁响应元件26，比如包括各种铁磁材料以及/或液态的磁应粒子悬浮液。磁响应元件26还可以由多个排列成圆形的小磁条组成，并由此定义出一个等价于所示中心视孔38的开口。另外还可以使用透明的磁铁。

优选地提供一个显示器40来以数字方式显示该系统所检测出的眼压。该显示器40优选地包括与计算单元10的换算单元34相连并对其进行响应的液晶显示器(LCD)或发光二极管(LED)显示器。

可替代地，还可以将显示器40设计成给出眼压是否在某个范围之内的指示。为此，显示器40可以包括一个绿色LED 40A，一个黄色LED 40B及一个红色LED 40C。当压力在某一预定高压范围内时，红色LED 40C将发光表示需要进行医疗处理。而当眼压在一正常范围内时，绿色LED 40A发光。当该压力在正常及高压范围之间时黄色LED40B将发光，表示眼压有所升高，并且尽管目前不需要进行医疗处理但最好密切注视其发展情况。

优选地，由于不同的患者可能对相同眼压有着不尽相同的敏感度及反应，所以针对每个病人要由一个主治医师对与LED绿色LED40A，黄色LED 40B，红色LED 40C分别对应的范围进行校准。以此方式，可以在小于当其它弱敏感患者被警示需要进行医疗处理时的压力的情况下，警示对增大的眼压更敏感的患者寻求相同的处理。可以利用任何包括可变增益放大器或具有可变电阻的分压器的常见校准装置40D来进行范围校准。

检测装置8优选地包括：包括两个主光束发射器44，46在内的光学检测系统；两个光传感器48，50；及两个聚光透镜52，54。包括低能激光光束发射装置及红外(IR)光束发射装置在内的任何一种市售光束发射器均可以被用作发射器44，46。优选地，设备2和主光束发射器44，46相协调地排列在一起以使主光束发射器44，46的每一个均可以穿过该装置的透明区22向角膜4发射一条主光束，从而使主光束可以由角膜4通过设备2反射回来，由此产生传播方向与角膜的压扁量有关的反射光束60，62。两个光传感器48，50及聚光透镜52，54优选地被排列成只有当达到了角膜4预定大小的压扁量时才与反射光束60，62对准。优选地，主光束56，58通过充分透明周边部分36。

尽管图1所示的反射光束60，62彼此发散并距离两个聚光透镜52，54及两个光传感器48，50很远，但应理解当角膜4被压扁时反射光束60，62将趋近两个光传感器48，50及两个聚光透镜52，54。当达到了预定大小的压扁量时，反射光束60，62将直接与聚光透镜52，54及传感器48，50对准。因此通过仅仅检测是否存在反射光束60，62，传感器48，50便能够检测出什么时候达到了预定大小的压扁量。优选地，当传感器48，50均接收到相应的反射光束60，62时便将其视为已经达到了预定大小的压扁量。

尽管使用两个主光束发射器44，46及两个光传感器48，50所示配置通常已十分有效，但对于患有散光病症的患者来说，通过另外提供相对于致动装置6的纵轴相互正交排列的四个光束发射器及四个光传感器可以得到更高的精度。与只有两个光束发射器44，46及两个光传感器48，50的情况相同，当所有传感器均接收到相应的反射光束时便将其视为已经达到了预定大小的压扁量。

优选地提供了一观察装置以用于指示何时致动装置6及检测装置8与设备2恰好对准。优选地，此观察装置包括可移动中心件16中的中心视孔38，当接触设备2置于患者的角膜4之上时患者可以通过其进行观察。中心视孔38与透明区22对准。此外，致动装置6还包括具有用于放置在佩戴设备2的眼睛上的第一端面66及具有至少一个标记70的第二对立端面68的管状外壳64，当患者通过中心视孔38观察标记70时，设备2便恰好与致动装置6及检测装置8对准。

优选地，第二端面68包括内镜面72及通常由一组十字准线构成的标记70。图3所示为当设备2与致动装置6及检测装置8恰好对准时患者通过中心视孔38所看到的图象。当实现了恰好对准时，中心视孔38的反射图象74出现在镜面72中构成标记70的两个十字准线的交点处。(图3中对图象74的尺寸进行了放大以将其与图中的其它元件清楚地区分开来)。

优选地，在管状外壳64中至少提供了一个光源75以照亮管状外壳64的内部并使十字准线及反射图象74更容易被看到。优选地，只有当光源75被打开时内镜面72才能映出影像，而大多数情况下其均由于光源75被关闭从而使管状外壳64内部太黑而透明。为此，可以用经常在保密及监视设备中找到的“单向玻璃”来制造管状外壳64的第二端面68。

可替代地，如果该设备主要由医师，验光师或诸如此类的人来使用，则第二端面68可以仅仅是透明的。而如果，另一方面，该设备将由患者用来进行自检时，很明显第二端面68则可仅包括一面镜子。

本系统还优选地包括用于指示设备2是否与致动装置6及检测装置8间隔开适宜的轴向距离的光学测距机构。该光学测距机构优选地与观察装置一起使用。

优选地，该光学测距机构包括用于向设备2发散一条光学距离测量光束78的距离测量光束发射器76。设备2能够反射该光学距离测量光束78从而产生第一反射距离测量光束80。凸镜82被优选地放置在第一反射距离测量光束80所通过的路径上。该凸镜82反射第一反射距离测量光束80以产生第二反射距离测量光束84并用于将第一反射光束传播方向的任何偏差放大。第二反射距离测量光束84通常被导向距离测量光束检测器86。该距离测量光束检测器86被布置成只有当设备2所在位置与致动装置6及检测装置8间隔开适宜的轴向距离时第二反射距离测量光束84才照射到距离测量光束检测器86的某一预定部分上。而当还没有达到该适宜轴向距离时，该第二反射距离测量光束将照射到该光束检测器86的另一部分上。

诸如LCD或LED显示器的指示器88优选地与光束检测器86相连并对其进行响应以用于在只有当该反射距离测量光束照射在距离测量光束检测器的预定部分上时才指示已达到了适宜的轴向距离。

优选地，如图1所示，距离测量光束检测器86包括用于接收第二反射距离测量光束84的多滤光器元件90。该多滤光器元件90包含多个滤光器92。这些滤光器92分别滤出不同百分比的光线，而检测器86的预定部分则由特定的一个滤光器92及与其相关的滤光百分比来定义。

距离测量光束检测器86另外包括用于在光束84经过多滤光器元件90之后检测第二反射距离测量光束84的强度的光束强度检测传感器94。由于该多滤光器元件将导致此强度随轴向距离变化而变化，所以此强度表明了设备2是否与致动装置6及检测装置8间隔有适宜的距离。

聚光透镜96被优选地放置在多滤光器元件90与光束强度检测传感器94之间，以用于在光束84经过多滤光器元件90之后将第二反射距离测量光束84聚焦在光束强度检测传感器94上。

优选地，指示器88对光束强度检测传感器94进行响应以指示当设备2没有与致动装置6及检测装置8间隔开适宜轴向距离时为达到此适宜距离而应采取何种校正措施。由此指示器88将基于该强度及该组滤光器92中的哪一个借助于与其相关的滤光百分比达到了特定强度来给出其指示。

例如，当设备2过分远离致动装置6时，第二反射距离测量光束84将经过滤光板92中较暗的一个。因而光束强度将减小，光束强度检测传感器94将利用指示了需要使设备2更靠近致动装置的信号来驱动指示器88。指示器88通过将此要求传达给该系统的使用者来对此信号进行响应。

可替代地，指示了需要使设备2更靠近致动装置的信号可以被加载到自动进行校正的计算机上。

以类似方式，当设备2过分靠近致动装置6时，第二反射距离测量光束84将经过滤光器92中较亮的一个。因而光束强度将增大，其使得光束强度检测传感器94利用指示了需要使设备2稍远离开致动装置的信号来驱动指示器88。指示器88通过将此要求传达给该系统的使用者来对此信号进行响应。

此外，通过提供一个合适的由计算机控制的移动机构响应指示了需要将设备2稍远离开致动装置的信号，而自动实现将致动装置从设备2向远处移开的由计算机控制的移动。

参照图3，指示器88优选地包括横贯外壳64的第二端面68的水平排列的三个LED。当优选为黄色的左LED88a发光时，表明接触设备2距离致动装置6及检测装置8太远。类似地，当优选为红色的右LED88b发光时，则表明接触设备2距离致动装置6及检测装置8太近。而当达到了适宜距离时，中间的LED88c将发光。优选地，中间LED88c为绿色。LED88a-88c由光束强度检测传感器94对应于光束的强度选择性地点亮。

尽管图1例示了滤光器92的一种由强度减小表示需要将设备移得更近的配置，但应理解本发明并不仅局限于如此一种配置。例如，可以将多滤光器元件90倒过来，从而使得最暗的滤光器92靠近管状外壳64的端面68。当采用此配置时，光束强度的增加将表示需要将设备2从致动装置6移开。

优选地，致动装置6(或至少其线圈30)被可滑动地安装在外壳64内，而另外提供了一个旋钮及齿轮(例如齿条和小齿轮)机构用于以完全线性的方式选择性地使致动装置6(或其线圈30)沿轴向在外壳64中移动直到与接触设备2之间达到了适宜的轴向距离。当提供此种配置时，外壳64的第一端面66用作接触设备2的定位机构，用于让患者将其按在所要检查的眼睛的周围面部表面上，一旦面部表面靠在第一端面66上，将操纵旋钮及齿轮机构以将致动装置6(或其线圈30)定位在与接触设备2间隔开适宜轴向距离的位置上。

尽管面部与第一端面66相接触增强了稳定性，但应理解面部接触并不是应用本发明所必需的步骤。

本系统还优选地包括用于指示设备2是否与致动装置6及检测装置8恰好对准的光学对准机构。该光学对准机构包括用于在任何压扁之前分别检测反射光束60，62的两个对准光束检测器48′，50′。如此放置对准光束检测器48′，50′使反射光束60，62在压扁之前只有当设备2恰好与致动装置6及检测装置8对准时才分别照射在对准光束检测器48′，50′的一个预定部分上。而当设备2没有被恰好对准时，反射光束60，62则照射在对准光束检测器48′，50′的另一部分上，接下来将对其进行详细说明。

该光学对准机构另外包括对对准光束检测器48′，50′进行响应的指示器装置。该指示器装置优选地包括一组LED98，100，102，104，其只有当反射光束60，62在压扁之前分别照射在对准光束检测器48′，50′的预定部分上时才指示已经实现了恰好对准。

优选地，对准光束检测器48′，50′每一个均包括一个相应的多滤光器元件106，108。多滤光器元件106，108用于接收反射光束60，62。多滤光器元件106，108每一个均包含多个滤光器110₁₀-110₉₀(图4和5)，这些滤光器分别滤出不同百分比的光线。图4和5中，这些不同的百分比被标注为以10百分比递增的百分之10到90。应理解，多种其它的排列及增量也可满足要求。

对于所示的配置，其优选地是滤出50％光线且位于中央的滤光器110₅₀代表每个对准光束检测48′，50′的上述预定部分。因此当反射光束60，62经过滤光器110₅₀而光束60，62的强度减小50％时便将其视为存在了恰好对准。

对准光束检测器48′，50′每个均优选地另外包括用于在反射光束60，62经过多滤光器元件106，108之后分别检测反射光束60，62的强度的光束强度检测器112，114。每条光束的强度均指示了设备2是否与致动装置6及检测装置8恰好对准。

聚光透镜116，118被优选地放置在每个多滤光器元件106，108及与其相对应的光束强度检测器112，114之间。聚光透镜116，118在反射光束60，62经过了多滤光器元件106，108之后将反射光束60，62聚焦在光束强度检测器112，114上。

光束强度检测器112，114每个均将其输出连接到一个对准光束检测电路上，其根据来自光束强度检测器112，114的各自输出来确定是否存在恰好对准，而如果没有则驱动相应的一个或多个LED98，100，102，104以指示所应采取的校正措施。

如图3所示，LED98，100，102，104被分别排列在十字准线70交点的上方，右方，下方及左方。除非存在未对准，LED98，100，102及104中将没有LED发光。因此，没有LED发光则指示了设备2已经与致动装置6及检测装置8完全地对准了。

当设备2在角膜4上方太高的位置时，光束56，58将照射在角膜4的下方并由于角膜的曲率而沿更向下的方向反射。反射光束60，62因此照射在多滤光器元件106，108的下半部上，反射光束60，62每一条的强度均被减小不超过30％。各强度的减小量随后由光束强度检测器112，114传送给对准检测电路120。对准检测电路120将此强度减小量解释为是由于设备2太高而引起未对准所导致的。因此对准检测电路120将使上方的LED98发光。由此告知用户设备2太高必须将其降到相对于致动装置6及检测装置8稍低的位置上。

类似地，当设备2在角膜4下方太低的位置上时，光束56，58将照射在角膜4的上方并由于角膜的曲率而沿更向上的方向反射。反射光束60，62因此照射在多滤光器元件106，108的上半部上，反射光束60，62每一条的强度均被减小至少70％。各强度的减小量随后由光束强度检测器112，114传送给对准检测电路120。对准检测电路120将此强度减小量解释为是由于设备2太低而引起未对准所导致的。因此对准检测电路120将使下方的LED102发光。由此告知用户设备2太低必须将其升到相对于致动装置6及检测装置8稍高的位置上。

参照图1，当设备2离右方太远时，光束56，58将照射在角膜4的更左侧并由于角膜的曲率而沿更向左的方向反射。反射光束60，62因此照射在多滤光器元件106，108的左半部上。由于在多滤光器元件106中滤光百分比从左到右依次降低而在多滤光器元件108中则从左到右依次增加，所以由光束强度检测器112，114所检测到的强度之间存在差值。具体地说，光束强度检测器112所检测到强度低于光束强度检测器114所检测到强度。该差值随后由光束强度检测器112，114传送给对准检测电路120。当光束强度检测器114处的强度高于光束强度检测器112处的强度时，对准检测电路120将此强度差解释为是由于设备2离图1中的右侧太远(离图3中的左侧太远)而引起未对准所导致的。因此对准检测电路120将使左方的LED104发光。由此告知用户设备2离左方(图3中)太远必须向致动装置6及检测装置8的右方(图1中为左方)移动。

类似地，图1中当设备2离左方太远时，光束56，58将照射在角膜4的更右侧并由于角膜的曲率而沿更向右的方向反射。反射光束60，62因此照射在多滤光器元件106，108的右半部上。由于在多滤光器元件106中滤光百分比从左到右依次降低而在多滤光器元件108中则从左到右依次增加，所以由光束强度检测器112，114所检测到的强度之间存在差值。具体地说，光束强度检测器112所检测到强度高于光束强度检测器114所检测到强度。该差值随后由光束强度检测器112，114传送给对准检测电路120。当光束强度检测器114处的强度低于光束强度检测器112处的强度时，对准检测电路120将此强度差解释为是由于设备2离图1中的左侧太远(离图3中的右侧太远)而引起未对准所导致的。因此对准检测电路120将使右方的LED100发光。由此告知用户设备2离右方(图3中)太远必须向致动装置6及检测装置8的左方(图1中为右方)移动。

因此LED98，100，102，104与对准检测电路120合在一起构成了一个显示装置，其对光束强度检测器112，114进行响应并在设备2未被完全对准时指示出为实现完全对准而应采取什么校正措施。优选地，可移动中心件16的充分透明周边部分36足够宽以使得即使在未对准情况下也可以允许光束56，58透过到角膜4。

很明显通过致动装置向上，向下，向右，及/或向左的由计算机控制的移动可以提供自动的对准校正，其中计算机所控制的移动由响应于光学对准机构的适当的计算机控制移动机构产生。

光学对准机构优选地与观察装置一起使用，该光学对准机构仅提供较小的对准校正的指示，而由观察装置提供较大的对准校正的指示。但是很明显，当充分透明周边部分36足够大时可以用光学对准机构来代替观察装置。

尽管上述对准机构使用了与检测装置8所用的相同的反射光束60，62，但很明显为了提供分离及独特的对准光束也可以使用分离的对准光束发射器。上述配置之所以优选的原因是因为其不再需要提供额外的发射器并因而降低了制造成本。

然而，图1中还例示了可选的对准光束发射器122，124。使用这些可选对准光束发射器122，124的对准机构将以与使用反射光束60，62的其对应物相同的方式来进行操作。

具体地说，对准光束发射器122，124的每一个向设备2发射一条对准光束。该对准光束被角膜4反射从而产生反射对准光束。如此排列对准光束检测器48′，50′使其在存在对准光束发射器122，124时接收该反射对准光束，而不是反射光束60，62。具体地说，在压扁之前只有当设备2与致动装置6及检测装置8完全对准时反射对准光束才照射在对准光束检测器48′，50′每个的预定部分上。系统的其它部分优选地包括与不使用可选对准光束发射器122，124的系统相同的组件并以相同的方式进行操作。

本系统另外包括用于轻柔地将接触设备2放置在角膜4上的敷贴器。如图5A-5F所示，敷贴器127的一个优选实施例包括敷贴器127末梢上的一个环片127A。环片127A与可移动中心件16的形状相匹配。优选地，敷贴器127还包括具有一个开向环片127A的开口端的导管127CN。导管127CN的另一端与挤压球127SB相连。该挤压球127SB包括一个允许空气流进挤压球127SB中但防止挤压球127SB中的空气通过其从挤压球127SB中流出的单向阀127V。当该挤压球127SB被挤压并随后释放时，由于挤压球127SB想要恢复为其挤压前的形状而将在导管127CN的开口端产生空吸效应。利用此空吸效应可以将接触设备2吸持在敷贴器127的末梢上。

此外，还配置了一个回转杆系统127B以使当按压敷贴器127底部上的突起127C时使可移动中心件16与环片127A分离，由此将接触设备2轻推离开环片127A。

可替代地，利用流过环片127A的电流可以使敷贴器127的末梢选择性地磁化及去磁。此配置用能够提供排斥可移动中心件16的磁场，由此使接触设备2与角膜4接触的磁化机构来代替回转杆系统127B。

图6所示为一种用于实施上述元件组合的优选电路结构。根据该电路结构，光束强度检测器112，114包括一对提供与所检测到的光束强度成正比的电压输出的光传感器。来自每个光束强度检测器112，114的输出被分别连接到滤波放大器126，128的正相输入端上。滤波放大器126，128的反相输入端被接地。因此放大器126，128提供了滤波及放大功能。

为了确定是否存在完全的垂直对准，来自滤波放大器128的输出被加载到垂直对准比较器130的反相输入端上。该垂直对准比较器130的正相输入端与参考电压Vref₁相连。如此选择参考电压Vref₁使无论光束62何时照射在多滤光器元件108的中央行滤光器110_40-60上时(即当实现了完全垂直对准时)其均接近来自滤波放大器128的输出。

因此，当实现了完全垂直对准时比较器130的输出接近于0，当接触设备2太高时其明显为负，而当接触设备2太低时其明显为正。比较器130的输出随后被加载到垂直对准开关132上。该垂直对准开关132被设计成只有当比较器130的输出接近于0时才向与门134提供正电压，而只有当比较器130的输出为负时才向LED98提供正电压，且只有当比较器130的输出为正时才向LED102提供正电压。LED98，102由此只有当存在垂直未对准时才发光并且分别清楚地指示出应采取何种校正措施。

为了确定是否存在完全的水平对准，滤波放大器126的输出被加载到水平对准比较器136的正相输入端上，而水平对准比较器136的反相输入端则被连到滤波放大器128的输出上。比较器136因此将产生与光束强度检测器112，114所检测到的强度之间的差值成正比的输出。无论何时光束60，62照射在多滤光器元件106，108的中央列110₂₀，110₅₀，110₈₀上时(即当实现了适当水平对准时)该差值均为0。

因此，当实现了完全水平对准时比较器136的输出为0，当接触设备2偏向右侧(图1中)时其为负，而当接触设备2偏向左侧(图1中)时其为正。比较器136的输出随后被加载到水平对准开关138上。该水平对准开关138被设计成只有当比较器136的输出为0时才向与门134提供正电压，而只有当比较器136的输出为负时才向LED104提供正电压，且只有当比较器136的输出为正时才向LED100提供正电压。LED100，104由此只有当存在水平未对准时才发光并且分别清楚地指示出应采取何种校正措施。

根据图6所示的优选电路结构，距离测量光束检测器86的光束强度检测传感器94包括用于产生正比于所检测到的光束强度的电压输出的光传感器140。此电压输出被加载到滤波放大器142的正相输入端上。该滤波放大器142的反相输入端被接地。因此，滤波放大器142对光传感器140的电压输出进行滤波及放大。滤波放大器142的输出被加载到距离测量比较器144的正相输入端上。比较器144的反相输入端与参考电压Vref₂相连。优选地，如此选择参考电压Vref₂使其只有当接触设备2与致动装置6及检测装置8分离开适宜的轴向距离时才等于滤波放大器142的输出。

因此，无论何时达到了适宜的轴向距离比较器144的输出均为0，而无论何时第二反射光束84穿过多滤光器元件90的黑暗部分(即无论何时轴向距离太大时)其均为负，而无论何时第二反射光束84穿过多滤光器元件90的明亮部分(即无论何时轴向距离太小时)其均为正。

比较器144的输出随后被加载到距离测量开关146上。该距离测量开关146无论何时当比较器144的输出为0时以正电压驱动LED88c，而只有当比较器144的输出为正时才驱动LED88b，且只有当比较器144的输出为负时才驱动LED88a。LED88a，88b由此只有当接触设备2与致动装置6及检测装置8间隔的轴向距离不适宜时才发光，并且分别清楚地指示出了应采取何种校正措施。当然，当LED88c发光时，不必采取任何校正措施。

对于检测装置8，图6所示的优选电路结构包括两个光传感器48，50。这两个光传感器48，50的输出被加载到加法器147上并由其进行加法运算。加法器147的输出随后被加载到滤波放大器148的正相输入端上。其反相输入端则被接地。其结果是，滤波放大器148对两个光传感器48，50的输出电压的和进行滤波及放大。滤波放大器148的输出随后被加载到压扁比较器150的正相输入端上。该压扁比较器150的反相输入端与参考电压Vref₃相连。优选地，如此选择参考电压Vref₃使其只有当达到了预定大小的压扁量(即只有当反射光束60，62照射在两个光传感器48，50上时)时才等于滤波放大器148的输出。压扁比较器150的输出因此将一直为负直到达到了预定大小的压扁量。

压扁比较器150的输出被连到一个压扁开关152上。当压扁比较器150的输出为负时该压扁开关152提供正输出电压，而只要压扁比较器150的输出变为正其便终止其正输出电压。

优选地，压扁开关152的输出与压扁扬声器154相连，其以听觉方式来告知何时达到了预定大小的压扁量。具体地说，在压扁开关152的正输出电压消失的最初时刻将激活扬声器154。

在图6所示的优选电路中，线圈30与电流发生电路32相连，该电路包括能够在线圈30中产生逐渐递增电流的信号发生器。该电流发生电路32由一个由与门158选择性地激活及抑制的开始/停止开关156进行控制。

与门158具有两个输入，为了激活开始/停止开关156及电流发生电路32其均必须均显示出正电压。两个输入的第一输入160为压扁开关152的输出。由于压扁开关152通常具有正输出电压，所以第一输入160保持正电压从而使该与门至少对第一输入160使能。然而，无论何时达到了预定大小的压扁作用时(及无论何时压扁开关152的输出不再显示正输出电压时)与门158将通过开始/停止开关156使电流发生电路32停止工作。

与门158的第二输入为来自另一个与门162的输出。只有当按动了一个按键开关164时以及只有当接触设备2与致动装置6及检测装置8间隔以适宜的轴向距离，以及完全地与其在垂直及水平方向上对准时与门162才提供正输出电压。电流发生电路32因此不能被激活，除非实现了完全对准及达到了适宜的轴向距离。为了实现此操作，来自与门134的输出被连到与门162的第一输入上，而按键开关164则被连到与门162的第二输入上。

延迟元件163位于与门134和与门162相连电路的中间。在与门134的输出端第一次出现正电压之后，延迟元件163将到与门162第一输入端上的正电压保持预定的持续时间。延迟元件163的主要目的是为了防止电流发生电路32的停用，否则响应反射光束60，62在压扁初始阶段中传播方向的变化将出现该停用现象。该预定持续时间优选地是根据为实现预定大小的压扁量所需的最长时间来选择的。

根据图6所示的优选电路，接触设备2相对于致动装置6及检测装置8的未对准及不适宜的轴向间隔由扬声器166以听觉方式通知并使显示器167停用。显示器167与扬声器166相连并对与门168进行响应。与门168的反相输入与按键开关164相连而另一输入则与一个三输入或门170相连。

因此，当按键开关164被激活时，与门168的反相输入端将防止在与门168的输出出现正电压。由此使扬声器166不能被激活。然而，当按键开关未被激活时，或门170的三个输入的任一个上的正电压均将激活扬声器166。或门170的三个输入被分别连到其它三个或门172，174，176的输出上。或门172，174，176则将其输入分别与LED100，104，LED98，102，及LED88a，88b相连。因此，无论何时这些LED88a，88b，98，100，102，104中的任一个被激活时，或门170将产生一个正电压。其结果是，在按键开关164被停用的情况下，无论LED88a，88b，98，100，102，104中的哪一个被激活，扬声器166均将被激活。

现在来研究电流发生电路32，电流发生电路32的输出与线圈30相连。线圈30则与一个电流电压转换器178相连。该电流电压转换器178的输出电压与流过线圈30的电流成正比并被加载到计算单元10上。

计算单元10接收来自电流电压转换器178的输出并将指示了电流的输出电压换算为指示了眼压的输出电压。首先，指示了接触设备2与致动装置6及检测装置8之间的轴向距离的滤波放大器142的输出电压通过乘法器180与参考电压Vref₄相乘。该参考电压Vref₄代表了一个距离校准常数。乘法器180的输出随后由一个乘法器182平方以生成一个指示了距离平方(d²)的输出电压。

来自乘法器182的输出随后被加载到除法器184的一个输入端上。该除法器184的其它输入端接收指示了来自电流电压转换器178的电流的输出电压。除法器184因此产生一个指示了线圈30中的电流除以距离平方的输出电压(I/d²)。

除法器184的输出电压随后被加载到一个乘法器186上。该乘法器186将来自除法器184的输出电压乘以参考电压Vref₅。该参考电压Vref₅对应于一个换算因子，用于将(I/d²)的值换算为以牛顿为单位指示了可移动中心件16所正在加载到角膜4上的力的值。因此乘法器186的输出电压以牛顿为单位指示了可移动中心件16所正在加载到角膜4上的力。

接下来，乘法器186的输出电压被加载到除法器188的一个输入端上。该除法器188的其它输入端接收参考电压Vref₆。该参考电压Vref₆对应于一个用于根据可移动中心件的充分平坦内侧面24的表面积来将力(单位为牛顿)转换为压力(单位为帕斯卡)的校准常数。因此除法器188的输出电压指示了角膜4根据可移动中心件16的位移作用在可移动中心件16内侧面上的压力(单位为帕斯卡)。

由于角膜4所作用的压力取决于充分平坦内侧面24的表面积，因此只有当角膜4由该内侧面24的整个表面所压扁时，除法器188的输出电压才代表了眼压。其与预定大小的压扁量相对应。

优选地，代表了眼压的输出电压被加载到乘法器190的一个输入端上。乘法器190的另一个输入端与参考电压Vref₇相连。该参考电压Vref₇对应于一个换算因子，用于将以帕斯卡为单位的压力换算为以毫米汞柱(mmHg)为单位的压力。因此乘法器190的输出电压以毫米汞柱(mmHg)为单位指示了当达到预定大小的压扁作用时的眼压。

乘法器190的输出电压随后被加载到显示器167上，其根据此输出电压以视觉方式显示出眼压。优选地，显示器167或计算单元10包括一个当达到预定大小的压扁量时存储与乘法器190的输出电压相关的压力值的存储装置33。由于一旦达到了预定大小的压扁量电流发生电路32便自动地且立即地停止工作，所以该眼压对应于与乘法器190的峰值输出电压相关的压力值。因此一旦检测到乘法器190的输出电压中有压降时便可以触发该存储器存储最高压力值。优选地，该存储器在接下来进行任何眼压测量之前将被自动复位。

尽管图6所示的显示器采用的是数字形式，但很明显显示器167还可以采用任何已知的其它形式。显示器167还可以包括图1所示的给出了为每个患者所校准的压力范围的可视读数的三个LED 40A，40B，40C。

如上所述，所示的计算单元10包括分离且不同的乘法器180，182，186，190及除法器184，188，用于将指示了电流的输出电压换算为以毫米汞柱(mmHg)指示眼压的输出电压。优选地提供这些分离且不同的乘法器及除法器以使其可以通过适当地改变参考电压Vref₄，Vref₅，Vref₆及/或Vref₇来对系统特性中的变化进行补偿。很明显当全部的系统特性保持不变时(例如，内侧面24的表面及将接触设备2与致动装置6与检测装置8间隔开所需的距离)且换算因子不变时，从其它的换算因子的每一个的组合中推导出来的一个单独的换算因子可以与一个单独的乘法器或除法器一起使用以实现由图6所示的多种乘法器和除法器所提供的结果。

尽管对大多数患者来说上述元件组合通常均可以十分有效且精确地测量眼压，但由于某些患者的角膜异乎寻常地薄或厚而有可能会使所测量的眼压有轻微的偏差。为了补偿这些偏差，图6所示的电路还可以包括可变增益放大器191(如图7所示)，其与乘法器190的输出相连。对于大多数的患者，调整该可变增益放大器191使其增益(g)为1。因此可变增益放大器191将不对乘法器190的输出产生任何影响。

然而，对于具有异乎寻常厚角膜的患者，将把增益(g)调整为一个小于1的正增益。使用小于1的增益(g)是因为异常厚的角膜更难于被压扁并因此使压力读数超过实际的眼压，虽然只是一点点。因此，可变增益放大器191使乘法器190的输出电压减小选定的百分比，其正比于角膜与正常角膜厚度之间的偏差。

然而，对于具有异乎寻常薄角膜的患者，将观察到相反的情况。因此，对于这些患者，把增益(g)调整为一个大于1的正增益，因此可变增益放大器191使乘法器190的输出电压增大选定的百分比，其正比于角膜与正常角膜厚度之间的偏差。

优选地，利用任何用于控制可变增益放大器的增益的已知装置，例如与一个电压源相连的电位计，来手工地为每个患者选择增益(g)。如上所述，所用的特定增益(g)取决于每个患者的角膜的厚度，而其则可以利用已知的角膜厚度测量学技术来确定。一旦确定了角膜的厚度，便可以计算出其与正常厚度之间的偏差并根据其对增益(g)进行设置。

可替代地，如图7B所示，通过将一个常见厚度测量装置193的输出(指示了角膜厚度)与缓冲器电路195相连可以自动地选择增益(g)。缓冲器电路195将所检测到的角膜厚度换算为一个与所检测到的厚度与正常角膜厚度之间的偏差相关的增益信号。具体说，当该偏差为0时该增益信号产生一个等于1的增益(g)，而当所检测到的角膜厚度小于正常厚度时产生一个大于1的增益，而当所检测到的角膜厚度大于正常厚度时产生一个小于1的增益(g)。

尽管图7A和7B所示的配置仅对角膜厚度进行了补偿，但很明显还可以采用与之类似的配置来对角膜曲率，眼睛尺寸，眼睛硬度及诸如此类进行补偿。对于高于正常曲率的角膜曲率，增益将小于1。而对于平于正常曲率的角膜曲率增益将大于1。典型地，角膜曲率每增加1屈光度便对应于压力增加0.34mmHg。眼压每3屈光度升高1mmHg。因此可以根据此通用关系来应用增益。

在眼睛尺寸补偿中，比正常大的眼睛将需要小于1的增益，而比正常小的眼睛将需要大于1的增益。

对于比正常眼球硬度“稍硬”的患者，增益小于1，而对于眼球硬度稍软的患者，增益则大于1。

与对角膜厚度进行补偿相同，可以为每个患者手工地选择，或者，通过将本发明与一个常见的角膜曲率计(当对角膜曲率进行补偿时)，及/或与一个常见的生物计(当对眼睛大小进行补偿时)相连来自动地选择增益。

尽管未示出，但应理解本系统包括一个用于选择性地利用电池或家用AC电流为本系统供电的电源机构。

现在将对本优选电路的操作进行说明。首先，接触设备2被安放在一个患者的角膜表面上并使其以与常规接触镜片相同的方式定位在角膜4正面的中心上。该患者随后通过中心视孔38观看定义标记70的十字准线的交点，优选地，将打开管状外壳64中所提供的光源75以使十字准线及反射图象74更容易被看见。由此实现了粗对准。

接下来，该优选电路提供了对存在的未对准和/或不适宜轴向距离的指示。患者通过采取所指示的校正措施而对这些指示作出响应。

一旦达到了完全对准且在致动装置6与接触设备2之间的轴向距离比较适宜时，按键开关164被激活而与门158及开始/停止开关156将激活电流发生电路32。响应激活，电流发生电路32在线圈30中产生逐渐递增的电流。该逐渐递增的电流将在线圈30中生成逐渐增强的磁场。该逐渐增强的磁场则借助于磁响应元件26上的排斥效应引起可移动中心件16向角膜4的轴向位移。由于可移动中心件16的轴向位移使角膜4产生一个逐渐递增的压扁量，反射光束60，62开始向两个光传感器48，50偏转。此轴向位移及递增压扁量将一直持续到反射光束60，62均到达了两个光传感器48，50，从而便认为存在了预定大小的压扁量。此刻，到与门158的输入160使电流发生电路32停止工作；同时将激活扬声器154以给出已实现了压扁量的可听指示；而该眼压则被存储在存储装置33中并被显示在显示器167上。

尽管上述及所示实施例包括多种优选元件，但很明显也可以用多种其它的单独元件来实现本发明。例如，检测装置8可以利用多种其它的元件，包括在条形码读取技术中所典型采用的元件。

参照图8A和8B，接触设备2′可以配备有一个随可移动中心件16′的位移变化而变化的类似条形码的图案300。图8A所示为可移动中心件16′位移前的优选图案300；而图8B为达到预定压扁量时的优选图案300。因此检测装置将包括一个通常朝向接触设备2′并能够检测出该条形码图案300的差别的条形码读取机。

可替代地，如图9A和9E所示，接触设备2′可以配备有一个随可移动中心件16′位移变化的多色图案310。图9A所示为可移动中心件16′位移前的优选彩色图案310，而图9B则为实现了预定大小的压扁量时的优选图案310。因此检测装置将包括用于向图案310发射光束的光束发射器及用于接收来自图案310的反射光束，并检测所反射的颜色以确定是否实现了压扁的检测器。

另一种用于检测可移动中心件16的位移的方法是利用可以感测出反射光束的位置的二维阵列光传感器。电容及静电传感器，以及磁场中的变化均可以用来对反射光束的位置从而也可以对可移动中心件16的位移进行编码。

根据图10所示的另一个可替代实施例，微型LED320被插入到接触设备2′中。压电陶瓷由超声波驱动或由电磁波提供能量。微型LED320的亮度由流过微型LED320中的电流来确定，而该电流则由可变电阻330来调节。可移动中心件16′的移动改变该可变电阻330的阻值。因此，微型LED320的光强指示了可移动中心件的位移幅度。可以将一个微型的低压原电池340插入到接触设备2′中以向微型LED320供电。

对于本发明的另一个优选实施例，很明显眼球表面上覆盖有一层泪膜而由其产生的表面张力将可能会使所测得的眼压值偏低。因此，本发明的接触设备优选地具有一个由不易被水沾湿的柔性材料制成的内表面以减小或消除此潜在的误差源。

应注意这些附图仅仅是这些优选实施例的示意简图。因此，这些优选实施例的实际尺寸及电阻元件的真实排列将不局限于图中所示的内容。对于那些技术熟练者多种其它的排列及尺寸将变得显而易见。例如可以调整可移动中心件的尺寸以使其适用于动物或试验技术。同样，接触设备可以被制成稍小的尺寸以用于婴儿及具有眼睑畸形的患者。

本发明的一个优选配置包括一个伸出外壳64并在远端连到一个平台上的手柄部分。此平台作为一个平面(例如，桌子)上放置的基座，而手柄则从其向上凸出以支持平面上方的致动装置6。

凹进法

图1-5中所示的接触设备2及相关系统还可以被用于利用凹进来检测眼压。当凹进技术被用于进行眼压的测量时，利用凹进装置向角膜加载一预定大小的力。由于此力的作用，凹进装置将向角膜移动，在其移动的同时对角膜进行凹进。已知在该预定力作用下凹进装置所移动的距离与眼压成反比。因此，有许多已知的用于凹进装置的一定标准尺寸及标准力的数据表，表示所移动的距离与眼压的相互关系。

在使用所示的用于凹进的配置的过程中，接触设备2的可移动中心件16起到了凹进装置的作用。此外，电流发生电路32被切换为以凹进模式进行操作。当被切换为凹进模式时，电流发生电路32提供一预定大小的电流使其流过线圈30。该预定大小的电流对应于为产生上述标准力所需的电流量。

预定大小的电流在致动装置6中生成了一个磁场。此磁场则又引发可移动中心件16通过弹性薄膜14向内推压角膜4。一旦已经加载了预定大小的电流且在角膜上加压了一个标准力，其便有必要确定可移动中心件16移入进角膜4有多少距离。

因此，当需要利用凹进来测量眼压时，图1所示的系统另外还包括用于检测可移动中心件16所移动的距离的距离检测装置，及计算单元10中用于根据在加载预定大小的力的条件下可移动中心件16所移动的距离来确定眼压的计算部199。

图11A及11B中例示了一个优选的凹进距离检测装置200，其优选地包括光束发射器202及光束传感器204。优选地，透镜205被放置在光束发射器202及光束传感器204的光路中。如此放置光束发射器202使其向可移动中心件16发射光束206。光束206从可移动中心件16反射回来从而生成反射光束208。如此确定光束传感器204的位置使得当设备2处在适宜的轴向距离并与致动装置6恰好的对准时可以接收到该反射光束208。优选地，该适宜距离及对准是利用所有上述观察机构，光学对准机构及光学测距机构或其任意组合来实现的。

一旦实现了恰好对准及适宜的轴向距离，光束206便照射在可移动中心件16的第一部分上，如图11A所示。光束206一被反射，反射光束208便照射在光束传感器204的第一部分上。图11A中，该第一部分位于光束传感器204上朝附图右侧的位置上。

然而，随着凹进的不断进行，可移动中心件16将变得与光束发射器202距离越来越远了。距离的此种增大如图11A所示。由于可移动中心件16线性地移开，光束206便逐渐更多地照射在可移动中心件16的左侧上。反射光束208因此便向左移动并照射在光束传感器204上第一部分左侧的第二部分上。

如此放置光束传感器204使其可以检测到反射光束208的平移，该平移量与可移动中心件16的位移成正比。优选地，光束传感器204包括产生与所检测到的反射光束208的强度成正比的输出电压的强度响应光束检测器212及滤光器元件210，当入射的光点从滤光器的一部分移动到另一相对部分时其逐渐地滤出更多的光线。

图11A及11B中，滤光器元件210包括一厚度逐渐增加的滤光器，从而使得通过较厚部分的光线的强度下降的幅度明显地大于通过滤光器较薄部分光线所下降的幅度。可替代地，该滤光器厚度也可以恒定不变，而其滤光强度则逐渐增大由此使得当入射点沿滤光器的纵向长度移动时可以实现逐渐增大的滤光效果。

如图11A所示，当反射光束208通过滤光器元件210最薄的部分时(例如在凹进之前)，反射光束的强度将只被减少一个较小的数量。强度响应光束检测器212因此将提供一个表明可移动中心件16没有向角膜4移动的相对较高的输出电压。

然而，随凹进的进行，反射光束208逐渐地向滤光器元件210滤出更多光线的较厚的部分移动。因此反射光束208的强度将与可移动中心件16移向角膜4的位移逐渐地减小。由于强度响应光束检测器212产生的输出电压与反射光束的强度成正比，所以此输出电压也将随可移动中心件16位移的增加而成逐渐地减小。因此来自强度响应光束检测器212的输出电压指示了可移动中心件的位移。

优选地，计算部199响应于电流发生电路32，从而一旦加载了预定大小的力，计算部199便可接收到来自光束检测器212的输出电压。计算部件随后根据与特定输出电压相关的位移确定出眼压。优选地，存储器33包括一个用于存储指示了该眼压的一个数值的存储器单元。

另外，计算部199还优选地访问以电方法或磁方法存储的上述已知数据表中的一个。由于这些数据表指示了哪个眼压与可移动中心件16所移动的某个距离相对应，所以计算部199仅仅通过确定哪个压力对应于该可移动中心件16所移动的距离便可以确定眼压。

本发明的系统还可以被用于计算巩膜的硬度。具体地说，首先利用本系统通过压扁作用来确定眼压，此后再通过凹进来确定眼压。因此利用两种方法所检测出的眼压之间的差值将指示出巩膜的硬度。

尽管本优选系统的上述说明通常指的是一种既能够利用压扁作用也可以利用凹进来检测眼压的组合系统，但很明显并不需要一定构建此种组合系统。即，可以独立于一种用于通过凹进来确定眼压的单独系统来构建能够通过压扁作用来确定眼压的系统，反之亦然。

测量眼睛的流体动力性

本发明的凹进装置还可以被用于非侵入性地测量眼睛的包括流出功能在内的流体动力性。本发明的方法优选地包括如下几个步骤：

根据第一步骤，以与角膜保持接触的方式来放置一个凹进装置。优选地，该凹进装置包括图1及图2A-2D所示的接触设备2。

接下来，施加用于凹进角膜所需的第一预定大小力以将该凹进装置的至少一个可移动部件向角膜移动。当该凹进装置为接触设备2时，可移动部件由可移动中心件16构成。

随后根据凹进装置的可移动部件在加载第一预定大小力的过程中移向角膜的第一距离确定出一个眼压，优选地该眼压是由上述用于通过凹进来确定眼压的系统来确定的。

接下来，凹进装置的可移动部件以第一预定频率迅速地移向或移开角膜作往复运动，并在移向角膜的过程中使用第二预定力以迫使眼内液体流出眼睛。该第二预定大小力优选地等于或大于第一预定大小力。然而，很明显该第二预定大小力也可以小于第一预定大小力。该往复运动通常将不超过10秒，优选地其持续5秒钟。

可移动部件随后在第三预定大小力的作用下移向角膜以再次实现角膜的凹进。

因此将根据在加载该第三运动大小力的过程中凹进装置的可移动部件向角膜所移动的第二距离确定出第二眼压。此第二眼压优选地也是利用上述用于通过凹进来确定眼压的系统来确定的。由于在可移动部件快速往复运动的过程中迫使眼内液体流出眼睛而使眼压有所减小，所以很明显，除非眼睛缺陷很严重以致于没有液体从中流出，第二眼压将小于第一眼压。眼压的此减小量指示了流出性能。

接下来，凹进装置的可移动部件再次快速地移向及移开角膜作往复运动，但其频率为第二预定频率且在移向角膜的过程中所使用的力为第四预定大小力。该第四预定大小力优选地等于或大于第二预定大小力。然而，很明显该第四预定大小力也可以小于第二预定大小力。因此迫使更多眼泪流出眼睛。此往复运动通常将不超过10秒，优选地其持续5秒钟。

可移动部件随后在第五预定大小力的作用下移向角膜以再次实现角膜的凹进。

此后，将根据在加载该第五预定大小力的过程中凹进装置的可移动部件向角膜所移动的第三距离确定出第三眼压。

随后优选地计算第一，第二及第三距离之间的差值，其指示了溢出眼睛的眼内液体的体积并因此也指明了流出性能。在此情况中，很明显可以只利用第一及最后距离之间的差值，而不必使用所有3个距离之间的差值。实际上任意两个距离之间的差值均满足计算的需要。

尽管流出性能与所检测的差值之间的关系随凹进装置的方法及尺寸的多个参数变化而变化，但对于给定的参数和尺寸，所述关系可以利用已知试验技术及/或已知的Friedenwald表很容易地来确定。

本发明的方法优选地是利用一个直径为3mm的凹进面及一个配备有数据采集板的计算机来实施的。具体地说，该计算机通过与电流发生电路32相连的数模(D/A)转换器产生这些预定力。随后计算机再通过模数(A/D)接收表示了第一，第二和第三预定距离的信号。计算机利用距离差值与流出性能之间的上述关系对这些信号进行分析。根据分析的结果，计算机产生指示了流出性能的输出信号。该输出信号被优选地加载到一个提供流出性能的可视指示的显示屏上。

优选地，本方法另外包括绘制第一，第二和第三距离之间的差值以创建这些差值的曲线图以及对所得的差值曲线图与正常眼睛的曲线图进行比较以确定在流出性能中是否存在任何异常的步骤。然而，如上所述，可以使用第一和最后距离之间的差值，其不必使用所有3个距离之间的差值。实际上，任意两个距离之间的差值据均满足要求。

优选地，第一预定频率与第二预定频率大致相等并大约等于20Hertz。通常，可以使用最高到35Hertz的任意频率，尽管由于眼睛外层的应力松弛将使压力及体积发生变化而使得低于1Hertz的频率通常不很理想。

第四预定大小力优选地至少为第二预定大小力的两倍，第三预定大小力优选地大约为第一预定大小力的一半。然而，很明显其它的关系也满足要求，本发明并不局限于上述优选关系。

根据本方法的优选用途，第一预定大小力在0.01牛顿与0.015牛顿之间；第二预定大小力在0.005牛顿与0.0075牛顿之间；第三预定大小力在0.005牛顿与0.0075牛顿之间；第四预定大小力在0.0075牛顿与0.0125牛顿之间；第五预定大小力在0.0125牛顿与0.025牛顿之间；第一预定频率在1Hertz与35Hertz之间；而第二预定频率也在1Hertz与35Hertz之间。但是本方法并不局限于上述优选范围。

尽管已经利用上述装置优选地实施了本发明的方法，但不用说也可以使用多种其它的眼压计。因此本发明的方法并不将其范围仅仅局限于必须与权利所要求的系统及所示的接触设备要求一起配合使用。

接触设备的可替代实施例

尽管上述说明中使用了一个在接触设备2的内表面上包括一个弹性薄膜14的接触设备的实施例，但很容易理解的是本发明并不仅局限于如此的配置。实际上，有许多种接触设备的变型均可以很好地满足本发明的需要。

接触设备2，例如，可以被制造成没有弹性薄膜，或是让弹性薄膜在接触设备2的外表面上(即远离角膜的一侧)，或是让弹性薄膜在接触设备2的内表面上，再或是在接触设备2的两侧表面上均有弹性薄膜。

同样，弹性薄膜14还可以被制成环形的形状，由此允许光线不扭曲地穿过而直接到达可移动中心件16及角膜上并由其进行反射。

此外，如图12所示，可移动中心件16也可以被制成一个类似的环形以使其一个透明中心部分仅仅包含空气。这种方式，穿过整个接触设备2的光线直接地入射到角膜上，而不会因接触设备2而产生任何扭曲。

可替代地，透明中心部还可以由一种透明固体材料来填充。这样的透明固体材料的例子包括有聚甲基丙烯酸甲酯，玻璃，硬丙烯酸，塑料聚合物及诸如此类。根据一种优选配置，使用了折射率显著大于角膜的玻璃来提高光线穿过接触设备2时由角膜所反射的光线的强度。优选地，玻璃的折射率大于1.7，相比之下角膜的典型折射率则为1.37。

应理解为了消除掉来自可移动中心件16表面的，将会干扰对准机构及压扁检测装置的操作的无关反射，可以在可移动中心件16外表面上涂一层防反射层。

在不背离本发明的范围及精神的条件下也可以对接触设备2的多个组件的连接电路进行修正。因此可以理解存在有多种用于互连或否则维持可移动中心件16，硬环形元件12及薄膜14之间的操作联系的方式。

例如，当使用的是一个或两个弹性薄膜14时，利用诸如胶粘，热粘合及诸如此类的任意已知粘接技术可以将充分硬环形部件12粘接到这些弹性薄膜14的任一个或全部。可替代地，当使用的是两个弹性薄膜14时，这些组件可以在不用直接将弹性薄膜14粘接到充分硬环形部件12上的条件下相互连接在一起或保持一种操作联系。取而代之地是通过将这些薄膜彼此粘合在其外围的边缘上而硬环形部件12则夹在薄膜14的中间而将充分硬环形部件12夹在两个弹性薄膜14之间。

尽管可移动中心件16可以通过胶粘，热粘合及诸如此类的方法粘接到弹性薄膜14上，但很明显这样的粘接并不是必需的。取而代之地是，可以用一个或两个弹性薄膜14堵塞住可移动中心件16以防止其落在充分硬环形部件12中的孔的外部。当使用的是上述环形弹性薄膜14时，与图2所示例子的方式相同，这些环形弹性薄膜14中至少一个的孔的直径优选地小于充分硬环形部件12中的孔的直径，从而使得环形弹性薄膜14的一个径向内侧部分14A与可移动中心件16相重叠并由此防止可移动中心件16落在充分硬环形部件12的孔之外。

如图13A所示，另一种用于防止可移动中心件16落在充分硬环形部件12的孔之外的方法是提供径向地从可移动中心件16中伸出并与相对应的槽16B可滑动地啮合的支臂16A。槽16B形成于硬环形部件12中。选择性地选择每个槽16B的纵向尺寸(图3中垂直方向)以使其可以将可移动中心件16的运动限制在预定的界限范围内。尽管图13显示了其中这些槽是在充分硬环形部件12中而支臂是从可移动中心件16中伸出的，但很明显通过将此种结构倒过来，即槽在可移动中心件16中而支臂从充分硬环形部件12中径向伸出也可以取得相同的效果。

优选地，槽16B包括诸如微型弹簧等类型的弹性元件，由其将可移动中心件16的位置偏置在所需的起始位置上。此外，支臂16A在其末梢还可包括微型转轮，由其显著地减小支臂16A与槽16B的壁之间的摩擦力。

图13B例示了另一种用于防止可移动中心件16落在充分硬环形部件12的孔之外的方法。图13B中，充分硬环形部件12在其外表面上配备有沿径向向内延伸的挡片12F。上述环形薄膜14之一被优选地放置在充分硬环形部件12的内侧。优选地，薄膜14的一部分沿径向向内延伸超过该硬环形部件的孔的侧壁。环形薄膜14及挡片12F合在一起将防止可移动中心件16落在充分硬环形部件12的孔之外。

挡片12F还可以被用来实现或便于可移动中心件16的驱动。例如，在利用磁方法进行驱动的实施例中，挡片12F可以被磁化从而使挡片12F在外部加载的磁场的作用下向内移动。

参照图14，接触设备2的一个可替代实施例由一种其厚度向其外缘逐渐递减的软性接触镜片材料12A制成。在该软性接触镜片材料12A中形成由一个圆柱形孔12B。但该孔12B并没有全部穿透软性接触镜片材料12A，而是具有一个由软性接触镜片材料12A的薄层段12C所定义的封闭底部。可移动中心件16被可滑动地放置在孔12B中，且优选地，薄层段12C的厚度不超过0.2mm，由此使得当封闭底面将可移动中心片16向角膜移动时可以不受过多干扰地实现压扁或凹进。

优选地，充分硬环形部件12D被插入并固定到软性接触镜片材料12A上以定义出一个环绕在孔12B周围上的更稳定的侧壁结构。由此其将在可移动中心件16在孔12B中移动时提供更多的稳定性。

尽管软性接触镜片材料12A优选地由水凝胶，硅树脂，柔性丙烯酸纤维或诸如此类构成，但很明显也可以使用任何其它合适的材料。此外，如上所述，图14的实施例中还可以增加其它弹性薄膜的任意组合。尽管图14中的可移动中心件16被例示为环形，但很明显也可以使用任意其它的形状。例如，任一种如上所述的可移动中心件16均已满足要求。

类似地，通过增加定义出可移动中心件16的扁平透明底面的一个透明底板(未示出)可以对环形形式的可移动中心件16进行修正。当以此种方式进行修正后，可移动中心件16的外观通常将为一种杯形的形状。优选地，该扁平透明底面靠近角膜以提高可移动中心件16的压平效果；然而，很明显如果需要也可以将该透明板定位在可移动中心件16的外表面上。

尽管可移动中心件16及充分硬环形部件12中的孔(或软性接触镜片材料12A中的孔)被例示为具有互补的圆柱形形状，很明显此互补形状并不局限于圆柱形，而是可以包括能够允许可移动中心件16相对其周围结构滑动的任何形状。

很明显可移动中心件16可以在不用充分硬环形部件12的情况下被直接固定在弹性薄膜14的表面上。尽管这样的配置也定义了接触设备2的一个工作实施例，但其稳定性，精度及舒适度与使用具有逐渐变薄边缘的充分硬环形部件12的类似实施例相比将显著减小。

尽管所示的可移动中心件16的实施例包括具有适当定义的侧棱的扁平外表面，但很明显本发明并不仅局限于这样的配置。例如，本发明可以包括一个具有圆形外表面的可移动中心片16，该圆形外表面用于提高舒适度并且/或者与充分硬环形部件12的外表面的曲率相吻合。还可以将可移动中心件制成定义在其内及外表面上的曲面及平面的任何组合面，其中内表面为角膜处的表面而外表面为远离角膜的表面。

参照图15，可移动中心件16还可以包括一个置于中心处且朝向角膜的中央凸起16P。凸起16P优选地是通过使透明固体材料在可移动中心件16的中心向内伸展而形成的。

通过压扁作用来测量眼压的可替代实施例

现在将参照图16对用于通过压扁作用来测量眼压的系统的一个可替代实施例进行说明。该可替代实施例优选地使用了具有透明中心部的接触设备2。

根据该可替代实施例，所显示的致动装置的线圈30包括一个用子增强线圈30所产生的磁场的铁心30A。铁心30A优选地具有一个允许光线穿过铁心30A以及允许在其中安装两个透镜L3及L4的轴向镗孔30B(直径大约为6mm)。

为了使系统成功地进行操作，由可移动中心件16上的线圈30所加载的磁力的强度应该满足对眼压至少为临床中所可能遇到的整个眼压范围内(即5-50mmHg)的患者角膜进行压扁的要求。根据所示的可替代实施例，利用本发明可以测量出从1到超过100mm范围内的眼压。正如接下来的计算步骤所示，为压扁这些眼压所需的力可以通过相当简明的设计及廉价的材料来获得：

已知由一个外部磁场所施加在一个小磁铁上的力F等于该磁铁的磁偶极矩m乘以作用于该磁铁的磁偶极矩的方向上的该外部磁场的磁感应向量的梯度“grad B”。

F＝m*grad B

使用磁铁的可移动中心件16的磁偶极矩m是由如下的公式来确定：

m＝(B*V)/μ₀

其中B为该可移动中心件16的一个磁极表面上的磁感应向量，V为其体积，而μ₀为自由空间的磁渗透性常数，其值为12.57×10^-7Henry/m。

被磁化的磁钢制成的可移动中心件16的B的典型值为0.5Tesla。如果可移动中心件16的厚度为1mm，直径为5mm，而其初始体积的50％被切削掉，则其体积为V＝9.8mm³(9.8×10^-9m³将这些值代入公式2，可得到可移动中心件的磁偶极矩为：m＝0.00390Amp*m²)。

利用上述计算公式，将能够确定致动装置的技术规范。磁场梯度“grad B”为所测得的与致动装置的正面之间的距离x的函数，其计算公式如下：

$\mathrm{grad}B=$ $\frac{{\mathrm{\μ}}_0*X*N*I{\left(\mathrm{RAD}\right)}^2*\left\{\right[{(x+L)}^2+{\mathrm{RAD}}^2{]}^{-3/2}-[x^2+{\mathrm{RAD}}^2{]}^{-3/2}\}}{2*L}$ $\left(3\right)$

其中X为铁心的磁化率，N为线圈绕线的圈数，I为该绕线中的电流，L为线圈30的长度，而RAD为线圈30的半径。

该可替代实施例中的这些参数的优选值分别为：X＝500，N＝200，I＝1.0Amp，L＝0.05m，而RAD＝0.025m。但很明显本发明并不局限于这些优选参数。照例，μ₀＝12.57×10^-7Henry/m。

利用上述公式3中的参数的优选值通过公式1可以得到上述由磁性致动装置施加在可移动中心件16上的力F，而上面求得的m为0.00390Amp*m²。图16A所示为F与可移动中心件16与磁性致动装置的磁极间的距离x的函数曲线图。

由于一个患者的角膜4，当被装有可移动中心件16的接触设备2所覆盖时，可以被方便地放置在离致动装置距离x＝2.5cm(0.025m)的位置上，由图16A可知磁性驱动力F大约等于0.063牛顿。

随后将此力与当眼压高达50mmHg时在一个典型压扁面上对角膜4进行压扁实际所需的力F_required进行比较。在Goldman眼压计中，压扁面的直径约等于3.1mm，因此典型的压扁面积AREA将等于7.55mm²。可以将典型的最大压力50mmHg换算为公制形式，等于0.00666牛顿/mm²。利用如下公式可以确定F_required的值：

F_required＝PRESSURE*AREA             (4)

在代入数值之后，F_required＝0.050牛顿。将计算所得的磁性驱动力F与所需力F_required相比，显而易见F_required小于可得的磁性驱动力F。因此，利用本发明的致动装置及可移动中心件16可以很容易地实现为确定眼压而压扁角膜4所需的最大力。

当然，如果因为某种原因(例如，为了在接触设备2与致动装置之间提供更大的距离)而需要更大的力时，可以控制多种参数及/或增大线圈30中的电流以实现令人满意的配置。

为了让致动装置以一种实用方式来适宜地驱动可移动中心件16，磁性驱动力(及相关磁场)应该从0开始增大，并在约0.01秒内达到最大值，并随即在另一0.01秒内恢复为0。因此致动装置的供电系统优选地包括能够驱动流过一个相当大的电感(即线圈30)且峰值为1安培范围内的“电流脉冲”的电路及电源。

对于“单脉冲”操作，可以使用一个DC电压源来通过充电电阻对电容C进行充电。该电容的一侧被接地而另一侧(“高”侧)则为50伏的DC电势。该电容的“高”侧可以通过一个高载流开关与一个由线圈30及衰减电阻R组成的“放电电路“相连。此种结果将产生一种R-L-C串联电路，与通常用于产生用于诸如获得大脉冲的磁场及操作脉冲激光能量系统的应用的大脉冲电流的电路相类似。通过适当地选择这些电子元件的参数以及电容的初始电压，将能够产生一个如上所述类型的“电流脉冲”并将其提供给线圈30由此来对致动装置进行操作。

然而，很明显仅对诸如线圈30的大电感应用上述类型的电流脉冲，将不会必然地在电流脉冲结束后产生一个0磁场。相反的，即使线圈30中没有电流通过也会存在来自铁心30A的一个不必要的由于磁滞现象而引起的剩磁场，其将有可能会在可移动中心件16上产生一个实际上并不需要的磁力。

因此，该可替代实施例优选地包括用于在其操作之后将致动装置外面的磁场调零的装置。此种调零功能可以由一个与铁心30A相连的去磁电路来提供。

用于将铁心去磁的方法十分常见并且易于实施。例如，可以通过将线圈的电流在减小其幅值的同时反复地反向来实现。而最容易的方法则是利用逐级降压变压器来实现，其中输入是开始为110VAC的“线电压”并逐渐地衰减为0伏的60Hz正弦电压，而变压器的输出则与线圈30相连。

因此致动装置可以包括两个电源电路，即用于进行压扁测量的“单脉冲”电流源以及用于在每次压扁测量之后立即将线圈30的磁场调零的“去磁电路”。

如图16及图17所详示的，用于压扁的该可替代实施例还可以包括一个可替代的光学对准装置。对准十分重要是因为，如图16A的曲线图所示，由致动装置施加在可移动中心件16上的力更多地是取决于其相对位置。除了可移动中心件相对于致动装置的轴向位置(x方向)之外，施加在可移动中心件16上的磁力还取决于其纵向(y方向)及垂直方向上(z方向)的位置，以及其相对于致动装置的中心轴的方向(横偏及俯仰)。

考虑图16A中所示的力F对轴向距离X变化规律，其显而易见为了进行可靠的测量可移动中心件16在x方向上的位置精度应该大约为+/-1mm。类似地，由于线圈30的直径优选地为50mm，可移动中心件16在y及z方向(即垂直于线圈30的纵轴)上的位置应该被保持在该线圈的纵轴的+/-2mm范围之内(其中该区域中的磁场比较恒定)。

最后，由于可移动中心件16上的力取决于线圈的纵轴与可移动中心件16的横偏角度或俯仰倾角的余弦，所以为了进行可靠的测量，其十分重要是使患者相对于线圈的纵轴所凝视的范围应保持在+/-2度之内。

为了满足上述标准，该可替代光学对准系统更易于使患者的角膜顶点(位于可移动中心件16后面中心处)精确地与线圈的纵轴对准，此种精确对准可以由患者自己独立地实现而不需要受过训练的医护人员或保健专家来协助进行。

该可替代光学对准系统是根据光线在角膜面上如何反射和折射来发挥作用的。为了简洁，接下来对可替代的光学对准系统及图16和17的说明将不再具体提及可移动中心件的透明中心部对该光学系统的作用，这主要是因为可移动中心件16的该透明中心部被优选地设计成不影响光线穿过可移动中心件16。

同样，为了简洁，图17未显示出铁心30A及与其相关的镗孔30B，但仍应知道对准光束(将在下文中进行说明)穿过该镗孔30B而透镜L3及L4被安装在镗孔30B中。

如图16所示，一个诸如LED的点光源350位于凸(即会聚)透镜L1的焦平面上。如此排列该凸透镜L1以使其对来自光源350的光束进行平行透射。平行后的光束穿过光束分离器BS1，而被平行校正的光束的一束光穿过光束分离器BS1继续照射在一个凸透镜L2上。凸透镜L2将所转送来的光束聚焦在位于透镜L4焦平面上的一个透镜L3内一点上。穿过透镜L4的光线被再一次平行校正并进入到患者的眼中，再此其聚焦在视网膜5上。因此患者可以感知到所透过的光束为一个点光源。

到达眼睛的光线中的一部分因为角膜的未压扁前的曲率而被角膜面以发散方式反射回去，如图18所示，并被透镜L4的部分反射平面反射回到患者的眼中。这些光线被患者感知为一幅角膜反射图象，其将以如下将要说明的方式引导患者将其眼睛与本设备对准。

由凸角膜4所反射并从右到左穿过透镜L4的那些光线在透镜L4的作用下变得更加会聚了。从透镜L3看去，这些光线就好象来自位于焦点上的一个虚拟点物体。因此，在穿过透镜L3之后，这些光线被再一次平行校正并进入到将其聚焦在光束分离器BS1表面一点上的透镜L2中。光束分离器BS1倾斜有45度，从而将这些光线转向一个对这些光线进行平行校正的透镜L5。这些光线随后照射在一个倾斜的反射光束分离器BS2的表面上。从光束分离器BS2反射回的平行校正光线进入透镜L6中，其将光线聚焦到用作对准传感器D1的一个硅光电二极管小孔上。

因此，当弯曲的角膜4被完全对准时，将由对准传感器D1产生电流。由于其为一种共焦结构(即在其基准位置上由于角膜反射而产生的对准光线的点图象-Purkinje图象-与硅光电二极管的小光敏孔共轭)，所以该对准系统十分灵敏。以此方式，只有当角膜4完全与优选安装在磁性致动装置的末端上的透镜L4对准时才在对准传感器中产生电流。图17所示的所有透镜的焦距除了透镜L3的焦距优选为100mm之外优选地均为50mm。

很容易设计与建造能够操作对准传感器D1的电路。不用任何偏置电压来操作该硅光电二极管(“光电模式”)，由此将减小内在的检测器噪声。在此模式中，在跨接在该二极管的接线端之间的小电阻两端将出现与硅表面上的光能级相对应的电压信号。通常此电压信号太小而无法显示以及进行接下来的处理；然而，利用一个简单的互阻抗放大器电路便可以将其幅值放大多个数量级。优选地，对准传感器D1与这样的一个信号被放大的光电二极管电路一起使用。

优选地，与对准传感器D1相连的电路被设计成可以通过传感器D1一检测到存在有完全对准时便自动激活致动装置。然而，如果来自对准传感器D1的输出指示出眼睛并未完全对准时，该电路优选地将防止激活致动装置。以此种方式，由对准传感器D1，而不是患者自己来确定何时将对致动装置进行操作。

如上所述，该光学对准系统优选地包括一个用于在使其眼睛与设备对准的过程中引导患者的装置。图18和19便例示了该装置的几种结构。

图18所示的结构允许一个患者沿x-y-z方向全方位地精确定位其眼睛。具体地说，透镜L4被设计成包括一个平面，该平面被制成部分反射的，由于在靠近虹膜中心处为一个亮点光源，于是患者可以看到其瞳孔的放大图像。此点光源图象是由于从弯曲角膜面反射的入射对准光束(被称作第一Purkinje图象)及随后从透镜L4的镜反射或部分反射平面的反射而产生的。优选地，透镜L4将所反射的光线平行地返送到眼中并由其聚焦在视网膜5上。

尽管图18显示了眼睛被很好地对准从而使光线聚焦在视网膜表面的中心位置上，但不用说眼睛靠近或远离(x方向)透镜L4的运动将使角膜反射的图象变模糊，而眼睛在y或z方向上的运动将使该角膜反射图象向右/左或上/下移动。

因此该患者通过直接凝视对准光束并缓慢地在3个维向上移动其眼睛直到角膜反射的点图象变得尽可能地鲜明(x定位)并且与直射到角膜4上的对准光束的点图象相融合(y&z定位)，从而进行对准操作。

如图19所示，如果仅确定一个适宜的凝视方向便可以充分地对准，透镜L4将不需要部分反射部。

一旦实现了对准，来自该光学对准系统的一个逻辑信号将激活“脉冲电路”，由其为致动装置提供电能。在致动装置被激活之后，患者角膜处的磁场被平稳地增大，持续时间大约为0.01秒。递增磁场的效果是对靠在角膜上的可移动中心件16加载了一个平稳增大的力，由其使角膜4随时间进行而变平。由于压扁面积的大小与可移动中心件16上的力成正比(压力＝力/面积)，通过确定力与该力所压扁的面积的比值便可以得出眼压(IOP)。

为了检测所压扁的面积并提供一个指示了压扁面积大小的电信号，本可替代的实施例包括一个压扁传感器D2。从被压扁的角膜面反射来的光线借助于被压扁的角膜4所呈现出的扁平面以一种平行方式反射。当这些光线从右到左穿过透镜L4时，其被聚焦在位于透镜L2的焦平面的透镜L3之中。因此，在穿过透镜L2之后，这些光线被再一次平行校正并入射到光束分离器BS1的表面上。由于光束分离器BS1以45度角倾斜，所以光束分离器BS1将所平行校正的这些光线反射到将其聚焦在光束分离器BS2的中心点上的透镜L5。光束分离器BS2在其中心上具有一个小透明部或小孔以允许直接将光线透射在透镜L7上(其焦距优选地为50mm)。透镜L7属于该可替代的实施例的一个压扁传感支架。

光束分离器BS2中的焦点在透镜L7的焦平面内。因此，从透镜L7射出的光线被再一次平行校正。这些平行校正后的光线随后入射到优选倾斜45度的镜子M1上，由此被反射到凸透镜L8(焦距为50mm)，凸透镜18将其聚焦在设为压扁传感器D2的一个硅光电二极管的小孔隙上。

当然，当角膜曲率保持原始状态时，那些稍偏离中心地入射到角膜4上的光线将反射不到透镜L4中。然而，当压扁不断进行而角膜变得渐渐扁平时，这些光线中有更多的光线被反射回到透镜L4中。因此，压扁传感器D2上的光强将增大，其结果是，压扁传感器D2产生了一个与压扁程度成正比的电流。

优选地，压扁传感器D2所用的电流与对准传感器D1所用的电流相同或类似。

指示了压扁面积的电信号随后可以与指示了为实现此压扁所花费的时间和/或用于实现该压扁的电流的大小(其对应于所加载的力)的信号相复合，而通过公式压力＝力/面积可以利用这些复合信息来确定眼压。

如下是在一个测量周期中致动装置的优选操作步骤：

1)当致动装置处于关闭状态时，没有作用在接触设备2上的磁场。

2)当致动装置被打开时，初始磁场保持为0。

3)一旦患者就位，患者便开始使其眼睛与致动装置对准。直到眼睛被完全对准，磁场将一直保持为0。

4)当眼睛被完全地对准时(由光学对准传感器自动感应到)，磁场(由一个平稳增大的电流驱动)从0开始增大。

5)在电流增大的过程中(大约为0.01秒)，可移动中心件上的力也随之平稳地增大。

6)响应于可移动中心件上不断增大的力，与可移动中心件相邻的角膜的表面被不断地压平。

7)来自角膜的被压平表面的光线被反射到检测何时实现了预定大小的压扁量的检测装置中。由于直接从角膜反射回的光线的数量与所压平的表面面积成正比，其能够准确地确定何时已经实现了预定大小(其优选地为角膜的一个直径为3.1mm的圆形面积)的压扁量。但应理解，可以使用任何在0.10mm到10mm范围内的直径。

8)为实现特定表面积的压扁(即预定大小的压扁量)所需的时间由作为压扁检测装置之中的一部分的定时电路检测出来。根据先前的校准及所得的一个换算数据表，此时间被换算为眼压的一个读数。压扁一个特定曲面所需的时间越长，则眼压就越高，反之亦然。

9)在实现了预定大小的压扁量之后，磁场将被关闭。

10)随后由一个读数计显示该眼压，而所有电路均优选地被关闭15秒钟从而使得在患者眼睛仍保持对准的情况下不会立即重复自动测量周期。但是其应被理解的是这些电路也可以保持开状态而通过产生一个自动测量周期来实现连续的眼压测量。由此自动测量周期所提供的数据随后便可以用于计算血流量。

11)如果主电源没有被关闭，则所有电路在15秒之后均被重新接通，由此准备进行下一次测量。

尽管有许多种方法可以对用于通过压扁测量眼压的系统的多种元件进行校准，但接下来仍要给出对如何实现此种校准的示例。

首先，在制造出多种部件之后，对每个部件进行测试以确保该部件可以正常地工作。其优选地包括验证在接触设备中可移动中心件可以自由地进行类似活塞的运动(无扭转)；验证在例行处理过程中接触设备的结构完整性；为了确定其磁偶极矩(当所用的是磁力驱动时)而测算可移动中心件表面上的磁场；验证产生用于驱动可移动中心件的磁响应元件的磁场的电流脉冲的峰值及持续时间，以确保不会出现“减幅振荡”；验证“去磁电路”在致动装置经历脉冲后去除其铁心中的全部剩磁的效力；沿着并靠近可移动中心件最后所处位置的线圈的纵轴测量作为时间的函数的磁场；在多个x位置(即距离线圈的多个位置)上确定并标绘作为时间的函数的grad B；以及在致动装置的脉冲状态操作期间将可移动中心件(接触设备)定位在沿线圈的纵轴的多个x位置上并确定作为时间的函数的作用于其上的力F。

接下来，为了正常工作而对该光学对准系统进行测试。例如当该光学对准系统包括如图16和17所示的结构时，可以使用如下的测试及校准步骤：

a)首先，使用一个曲率半径与角膜的曲率半径近似相同的凸玻璃面(透镜的一面)来模拟角膜及其面反射。优选地，此玻璃面被放置在沿该线圈的纵轴的微米调节固定装置中。该微米调节固定装置允许绕两个轴(横偏轴&俯仰轴)旋转以及在三维x-y-z空间中平移。

b)利用与一个电压计或电流计相连的检测器D1，与透镜L4间隔有设计距离25mm的凸玻璃面将通过使读数计的输出信号最大而(横偏轴/俯仰轴/x/y/z)完全对准。

c)在实现了完全对准之后，将在每个位置自由度(横偏轴/俯仰轴/x/y/z)上对对准检测装置进行“解谐”并且为每个自由度标绘曲线由此定义出该系统的对准灵敏度。

d)该对准灵敏度将与测量值再现性的理想公差进行比较，也可以以可移动中心件上作为位置函数的磁力的偏差为基准。

e)此后，可以通过诸如改变用作对准传感器D1的硅光电二极管的孔隙的大小，以及/或改变透镜L4处的孔隙隔板等过程来改变对准系统的灵敏度。

接下来，为了正常工作将对检测装置进行测试。例如，当该检测装置包括如图16所示的光学检测装置时，可以使用如下的测试及校准步骤：

a)使用一个直径优选地为4-5mm的扁平玻璃面(例如一个经抛光的短杆的一面)来模拟被压扁的角膜及其面反射。

b)如此设计一个黑色不透明孔隙的定义机构(其定义出具有从0.5到4mm直径的清晰内孔隙，其外部直径与杆外径相同)以使其部分地覆盖该杆的表面，由此模拟压扁的多个阶段。

c)平表面杆沿可以绕两个轴(横偏轴&俯仰轴)旋转及在x-y-z空间的三维方向上平移的微米调节固定装置中的线圈的纵轴放置在一个支架上。

d)压扁传感器D2随后被连到一个电压或电流计上，而通过使压扁传感器D2的输出信号最大则将杆保持在与透镜L4相隔25mm的设计距离上，在此位置上其优选地与(横偏轴/俯仰轴/x/y/z)完全对准。此种情况下的对准对X轴定位不敏感

e)在实现了完全对准之后，将在每个位置自由度(横偏轴/俯仰轴/x/y/z)上对该对准进行“解谐”并为每个自由度标绘曲线从而定义出该系统的对准灵敏度。将分别针对该杆面上的多种尺寸的孔隙(即不同的压扁程度)获得此类数据。

f)该对准灵敏度随后与为复现压扁测量值所需的公差进行比较，其部分地取决于在上述与对准装置相关的测试及校准方法中所得到的结果。

g)当必要时可以通过改变压扁传感器D2正面中的孔隙的尺寸以及/或改变光束分离器BS2处的孔隙隔板(小孔)来改变该压扁检测装置的灵敏度。

可以通过如下步骤来进行进一步的校准及体外(in-vitro)测量：在对各个单独部件进行完上述校准及测试步骤之后，所有部件可以被组合在一起而将该系统作为一个集成单元进行测试。为此，将10个被摘除的动物眼球及10个被摘除的人眼分成两组进行测量。每种眼球类型的测试过程完全相同。这些眼球被固定在分别具有一个用于露出角膜及部分巩膜的中心开口的非磁性托架上。随后将一个粘附到一条短聚乙烯管上的23量针从异色边缘后面插入穿过巩膜及睫状体并一直向前直到其末梢穿过到晶状体及虹膜之间。在该插管中距离末梢大约2mm处钻出多个侧孔以避免插管被虹膜或晶状体堵塞住。此插管与一个装有显示元件的压力转换器相连。可调节高度的盐水瓶也与该压力转换器管道系统相连。由此盐水瓶加载到眼球上的水静力压力可在0到50mmHg之间进行调节，而此范围内的眼压均可由该压力转换器直接测得。

为了验证对于每个新眼球上述设备均被适当设置，可以使用一个标准的Goldman压扁眼压计来独立地测量该眼球在一个单一高度的盐水瓶的压力下的眼内压力。利用该Goldman系统所测的眼压值随后与通过压力转换器测量而同时确定的眼压进行比较。如果两个测量值明显不同，便可对该设备遇到的问题进行校正。

该盐水瓶被用于在从5到50mmHg的压力范围内每5mmHg地逐级改变每个眼球的眼压。在每种压力下，均利用本发明的系统进行一次测量。本发明所进行的测量步骤包括记录下在脉冲磁场的持续时间段内的3种独立的时变信号。则3种信号分别为：1)致动装置的线圈中的电流对时间的函数，记为I(t)，2)来自压扁传感器D2的电压信号对时间的函数，记为APPLN(t)，以及3)来自对准传感器D1的电压信号对时间的函数，记为ALIGN(t)。得到这3种与每个测量值相关的信号后便将其存储在配备有多输入“数据采集与处理”板及相关软件的计算机中。

该计算机允许对该数据进行多种处理，其中包括1)记录并存储多种信号以备以后进行检索，2)显示这些信号对时间的曲线图，3)以任何需要的方式进行数值处理及分析，4)绘制最终的结果图，5)对多组数据进行统计分析，以及6)标注这些数据(例如对一个测量值集合标注上其相关眼压)。

这3种时变信号及眼压之间的关系如下：

1.I(t)为从激活致动装置的电源以电流脉冲的形式被不断加载的独立输入信号。此信号I(t)从某次测量到另一次测量除了启动-启动间的小偏差之外基本上保持恒定。I(t)是用于与接下来将要讨论的其它波形APPLN(t)及ALIGN(t)进行比较的“参考”波形。

2.APPLN(t)为一种非独立输出信号。当I(t)为0时APPLN(t)的值也为0(即在致动装置的线圈中的电流脉冲的最开始时)。其原因是当I＝0时，不存在磁场，因此在可移动中心件上也就没有压扁力。当I(t)增大时，压扁的程度也随之增大，APPLN(t)同样也将增大。此处应注意到APPLN(t)在不断增大的I(t)作用下增大的速率取决于该眼球的眼压。由于在同一压扁力作用下具有低眼压的眼球将比具有高眼压的眼球更容易被压扁，所以很明显当眼球的眼压较低时APPLN(t)增大的速率将更迅速。因此，APPLN(t)以与眼压成反比的速率从0一直增大到实现全部压扁时的最大值。

3.ALIGN(t)也是一种非独立输出信号。假设一个眼球在准备阶段被对准，则当I(t)为0时信号ALIGN(t)的值为某一最大值(即在致动装置的线圈中的电流脉冲的最开始时)。其原因是当I＝0时，不存在磁场，因此在可移动中心件上也就没有否则将改变角膜曲率的压扁力。由于对准信号源自角膜反射，所以当I(t)的增大产生压扁作用时(以及，因此使角膜曲率降低时)，信号ALIGN(t)随之降低直到全部压扁时的0。此时应注意到ALIGN(t)在不断增大的I(t)作用下减小的速率取决于该眼球的眼压。由于具有低眼压的眼球将比具有高眼压的眼球更容易进行眼外压力压扁，所以很明显当眼球的眼压较低时ALIGN(t)减小的速率将更迅速。因此，ALIGN(t)以与眼压成反比的速率从最大值一直减小到实现全部压扁时的0值。

从上述说明可以看出输出信号APPLN和ALIGN的变化率，与输入信号I相比均与眼压成反比。因此，利用本发明所进行的眼压测量可取决于对“APPLN对I”测量数据的SLOPE(同样，尽管可靠性稍低，也可以是“ALIGN对I“的测量数据的斜率)的确定。

为了简洁，接下来的说明将局限于“APPLN对I”数据；但很明显“ALIGN对I”数据也可以用类似的方式进行处理。

对于多次测量(对每个眼球的全部不同眼压)均可以在计算机监视器上显示出“APPLN对I”的曲线图，而为了对每次测量均获得“最佳拟合”SLOPE可以采用回归分析(及其它数据简化算法)。为了对此数据简化过程进行优化可以花费一定时间。在一个眼球上不同的眼压(由上述压力转换器所确定的)下的压力测量值数列的最终结果将是SLOPE的一个对应数列(由本发明的系统所确定)。

接下来，将分别为每个眼球作出一幅单独的标绘图以显示SLOPE对眼压数据点以及通过这些数据的一条最佳拟合曲线。理论上，10个猪眼的所有曲线将完全吻合，而对于10个人眼的曲线也同样如此。如果实现了此种理想情况，则这些曲线中的任一条均可以被用作本发明的CALIBRATION(因为它们均相同)。然而在实践中将可能不会出现此种理想情况。

因此，所有10个猪眼的SLOPE对眼压数据被叠加在一幅单独标绘图上(对于10个人眼的SLOPE对眼压数据也是如此)。通过这样叠加通常将产生一个“平均的”CALIBRATION曲线，以及与此CALIBRATION相关的可靠性指示。

接下来，则可以用统计方法对两幅单独标绘图中的数据进行分析(一幅为猪眼，一幅为人眼)，由此将显示出所有SLOPE对眼压数据的复合。从该统计分析中，其能够得到：1)一个用于本发明的平均CALIBRATIN曲线，从中一个人可以求得与所测得的一个SLOPE值相关的“最可能眼压”，2)与利用本发明所确定的任何眼压相关的标准偏差(方差)，实质上是本发明复制出测量值的期望“能力”，以及3)从对该数据所进行的“均值标准误差”分析中所得到的本发明的CALIBRATION曲线的“可靠性”或“精度”。

除了利用被对准的眼球所获得的数据之外，其还能够对利用本发明所进行的眼压测量值对平移及旋转未对准的灵敏度进行研究。

通过凹进测量眼内压力的可替代的实施例

参考图20A和20B，下面将介绍用来通过凹进测量眼内压力的可替代的实施例。

这一可替代的实施例包括凹进距离检测装置和接触设备。接触设备有可移动中心件16，图20A和20B只展示了它的外表面。可移动中心件16的外表面至少有一部分可以反射。

凹进距离检测装置包括两个聚光透镜L1和L2、光束分离器BS1、用来发射宽度为w的光束的光源LS、以及响应照射在其上的反射光束的直径的光检测器LD。

图20A展示了在可移动中心件16驱动前的可替代的实施例。在驱动前，患者和凹进距离检测装置对准，这样可移动中心件16的外表面位于聚光透镜L2的焦点处。当可移动中心件16被这样定位时，来自光源LS的光束投射到光束分离器BS，并通过聚光透镜L1偏转，以在可移动中心件16的反射外表面上会聚成一点。可移动中心件16的反射外表面然后通过聚光透镜L1、光束分离器BS1、然后是聚光透镜L2将光束反射回去，以照射光检测器LD的表面。光检测器LD优选位于聚光透镜L2的焦点处，这样当可移动中心件的外表面仍然在聚光透镜L1的焦点时，反射光作为实际上的零直径点投射到光检测器LD的表面上。

凹进距离检测装置优选连接到显示装置，这样在可移动中心件16的外表面必须被更换时，产生零位移的指示，如图20A所示。

通过随后使用致动装置(优选与上面介绍的致动装置相似)驱动可移动中心件16，可移动中心件16的外表面从聚光透镜L1的焦点逐渐移开，如图20B所示。结果，投射到可移动中心件16的反射外表面的光束逐渐增加直径。直径的逐渐增加和到聚光透镜L1的焦点的位移成正比。作为结果的反射光的直径与位移成正比，并通过聚光透镜L1、光束分离器BS1、聚光透镜L2返回，然后以与可移动中心件16的位移成正比的直径照射光检测器LD的表面。由于如上所述光检测器LD是对反射光束的直径进行响应的，可移动中心件16的任何位移都将导致光检测器LD的输出成正比地变化。

光检测器LD优选是连接到前面提到的显示装置的光电转换器，并可提供与投射到光检测器LD的反射光束直径成正比的输出电压。显示装置因此基于光检测器LD的输出电压提供位移的可视显示。

或者，如上所述，光检测器LD的输出可以连接到某个装置上，以基于可移动中心件16的位移提供眼内压力的指示。

附加能力

如上所述，本发明的装置与方法通常可以评价眼内压力、眼睛硬度、诸如眼液的流出性能和流入速度的眼睛流体动力性、诸如巩膜静脉和脉动的眼睛血液流动的压力的眼睛血液动力性，并有能力人工增加眼内压力和持续记录眼内压力。

关于通过压扁测量眼内压力，前面的介绍提出了几种用来完成这样的测量的技术，包括可变力技术，其中施加到角膜上的力根据时间而变化。然而可以理解也可以执行可变面积方法。

该装置可评价由已知力压扁的面积的大小。这一压力通过用力除以压扁的面积的大小来计算。压扁的面积的大小使用前面介绍的光学装置和/或滤光器来确定。

例如，如果压力是30mmHg，相当于在角膜上放置5克重的力将压扁第一面积，如果压力是20mmHg，将压扁第二面积，如果压力是15mmHg，将压扁第三面积，以此类推。压扁的面积因此表示眼内压力。

或者，眼内压力可用非硬的界面和通用的压扁方法来测量。在这一实施例中，使用了由可移动中心件的磁体围绕的弹性中心件，可移动中心件的透明部分的作用相当于微气球。这一方法所根据的原理是如果两个球体中的压力相等，两个半径不一样的球体之间的界面将变得平坦。带有球体的中心件压按在眼睛上，直到眼睛和中心件的界面由前述光学装置确定为平坦。

同时，关于前面介绍的通过凹进测量眼内压力的装置，可替代的方法可用下面这样的实施例来执行，其中装置要测量用预先确定的值使角膜凹进所需的力。凹进的大小由前述的光学装置来确定。可移动中心件压按在角膜上，以使角膜凹进，例如，0.5mm(尽管可以理解事实上可用任何别的深度)。预先确定的深度的获得是通过前面介绍的光学装置和滤光器来检测的。根据表，眼内压力可因此由力确定。

然而本发明促进应用的另一项技术是弹道原理。可移动中心件的已知质量和角膜之间的碰撞的参数是根据弹道原理测量的。所测量的参数然后在理论上或实验上与眼内压力相关。下面是作为示范的参数：

碰撞加速度

可移动中心件以定义好的速度朝角膜运动。它与角膜碰撞，然后在一定时间接触后反弹回来。在碰撞中和碰撞后的时间-速度关系可以通过研究得到。压扁的中心件可以有一个连接到接触设备的硬环形部件的弹簧。如果角膜表面较硬，碰撞时间将较短。反之，如果角膜表面较软，碰撞时间将变长。光学传感器可在光学上检测碰撞的持续时间，以及可移动中心件回到初始位置所需的时间。

碰撞持续时间

眼内压力也可以通过测量由弹簧驱动的可移动中心件与眼睛的接触持续时间估计。角膜保持平坦的时间的大小可通过前面介绍的光学装置估计。

反弹速度

在反弹后每单位时间移动的距离也表示反弹能量，这一反弹能量与眼内压力成正比。

振动原理

眼内压力也可通过测量与接触设备相接触的振动元件的频率来估计，作为结果的光反射的变化与眼睛内的压力相关。

时间

如前所述，本发明的装置也可用来测量压扁角膜所需的时间。角膜越硬，眼内压力越大，因此使角膜变形的时间越长。另一方面，角膜越软，眼内压力越小，因此使角膜变形的时间就越短。因此，使角膜变形的时间的大小与眼内压力成正比。

本发明的附加应用与能力与可替代的测量流出性能的方法(眼压记录法)相关。这些可替代的方法包括常规凹进技术、固定深度凹进技术、固定压力凹进技术、固定压力压扁技术、固定面积压扁技术和固定力压扁技术的使用。

1.常规凹进

当使用常规凹进技术时，本发明的可移动中心件被用来使角膜凹进，并因此人工增加眼内压力。眼内压力的人工增加使液体比平常更快地流出眼睛。随着液体离开眼睛，压力逐渐回到初始水平。眼内压力下降的速度取决于眼睛排液系统工作的性能如何。作为时间的函数的压力的下降被用来计算C值或流出性能的参数。C值表示眼内压力的变化将引起液体流出速度的变化的程度。它随之表示由眼睛排液系统提供的流出阻力。用来确定流出性能的不同过程被称为眼压图法，C值被代表性地以每分钟每毫米汞柱的微升表示。C值通过用接触设备的可移动中心件提高眼内压力并观察眼内压力关于时间的衰减来确定。所升高的眼内压力增加液体流出的速度，其提供体积上的变化。体积的变化可从体积变化与压力变化相关联的Friedenwald表计算得到。体积减小的速度等于流出的速度。在压力记录的过程中眼内压力的变化可作为连续1/2分钟间隔的压力增量的算术平均值计算。C值然后从下式：C＝ΔV/t*(Pave-Po)得到，其中t是过程的持续时间，Pave是测试中的平均压力增量并且可被测量，Po是初始压力并且也可被测量，ΔV是初始体积和最终体积之间的差并可从已知表得到。液体流量(“F”)然后用公式：F＝C*(Po-Pv)计算，其中Pv是可测量的巩膜静脉的压力，它通常为固定值10。

2.固定深度凹进

当使用固定深度凹进技术时，这一方法包括可变力的使用，它对产生眼睛中某预先确定的凹进大小是必要的。本发明的装置因此构造为使它测量以预先确定的凹进大小使角膜凹进所需的力。凹进的大小可以用前面介绍的光学装置来检测。可移动中心件压按在角膜上，以使角膜凹进，例如，0.5mm。凹进的大小通过前面介绍的光学装置和滤光器来检测。在中心件用相当于10克重的力使角膜凹进时，在正常的压力条件(例如眼内压力是15mmHg)下将获得0.5mm的凹进，并设想一个平均角膜曲率。根据该凹进大小并使用中心件的标准尺寸，2.5mm³的液体将排出。本发明所记录的力经历缓慢的衰减，在2到4分钟后到达近似稳定状态值。压力的衰减基于中心件的第一凹进值和在一定数量时间后获得的最后级别之间的差异来测量。压力下降是由于在压力已经由可移动中心件引起的凹进人工增加后，压力将回到它的正常值。衰减的已知正常值被用作参考，并和获得值相比较。由于前面提供了压力对时间的持续记录，这一方法可通过显示例如在用力呼吸的过程中压力的增加，作为生理学研究的重要工具。脉冲波和脉冲振幅也可被估计，并且脉动血液流量也可被计算。

3.固定压力凹进

当使用固定压力凹进技术时，眼内压力通过增加磁场，并由此当液体泄露出眼睛时增加压在角膜的力，而保持固定值。在任何固定压力下，根据Friedenwald压力测量表力与流出的速度是线性相关的。用与前面介绍的常规凹进压力测量相同的方法来计算眼内压力。体积排量用眼压测量表计算。流出性能(C)可以用两个不同的技术计算。根据第一技术，C可根据等式C＝{[(ΔV₁/t₁)-(ΔV₂/t₂)]/(P₁-P₂)}从不同压力的两个固定压力的眼压图计算得到，在等式中，1对应于第一压力的测量，2对应于第二压力(高于第一压力)的测量。计算C的第二种方法是从一个固定压力眼压图，以及在C＝[(ΔV/t)/(P-P_a-ΔP_c)]中用压扁压力测量(P_a)独立测量眼内压力来得到，在等式中，ΔP_c是用凹进压力测量使巩膜静脉压力升高的修正参数，P是用凹进压力测量获得的眼内压力。

4.固定压力压扁

当使用固定压力压扁技术时，眼内压力通过增加磁场，并由此当液体泄露出眼睛时增加压在角膜的力，而保持固定值。如果角膜被认为是球体的一部分，数学公式使球体部分的体积和球体曲率的半径以及球体部分的底面半径相关。排出的体积基于公式V＝A²/(4*π*R)计算，其中V是体积，A是球体部分底面面积，R是球体曲率半径(也是角膜曲率半径)。由于A＝重量/压力，所以V＝W²/(4*π*R*P²)。重量由电磁场的力组成，R是角膜的曲率，并可用角膜曲面计测量，P是眼睛中的压力，并可用与介绍的常规压扁压力测量的方法相同的方法来测量。因此计算排出的体积和C值或流出性能成为可能。例如，排出的体积可在15秒间隔内计算，并作为时间的函数进行绘图。

5.固定面积压扁

当使用固定面积压扁技术时，这一方法主要包括当变平的面积保持固定时估计压力衰减曲线。前面提到的光学压扁检测装置可被用来使可移动中心件压平的面积保持固定。保持变平面积所需的力的大小减小，并且这一减小被登记。根据不同压扁的面积的排出的体积的大小已为人所知。例如，在平均角膜半径为7.8mm时，5mm压扁中心件排出4.07mm³的体积。用公式ΔV/Δt＝1/(R*ΔP)可以计算R，它是C的倒数。由于提供了压力对时间的持续记录，这一方法可作为研究和估计血液流量的重要工具。

6.固定力压扁

当使用固定力压扁技术时，连续施加的同样的力和压扁的面积用任何一种前面提到的光学压扁检测装置来测量。一旦测量了由已知力压扁的面积，压力可通过将力除以压扁的面积的大小来计算。随着液体流出眼睛，压扁的面积的大小随着时间而增加。这一方法主要包括当施加固定力时估计作为结果的面积增大曲线。根据不同压扁的面积的排出体积的大小已为人所知。用公式ΔV/Δt＝1/(R*ΔP)可以计算R，它是C的倒数。

本发明别的应用还与使用凹进压力测量法检测眼睛的频率响应相关。具体地说，如果用可移动中心件16施加振荡力，可移动中心件16的速度表示眼睛的频率响应。这一系统以主要由可移动中心件16的质量确定的谐振频率振荡。通过改变力的频率和测量响应，可估计眼内压力。这一估计可通过测量谐振频率得到，并且谐振频率的重要变化可作为眼内压力的函数而得到。

本发明也可以和前面的常规凹进技术一起使用，但这里用来计算的眼内压力是用压扁原理测量的。由于压扁法排出的体积较小，其实际上没有扰乱液体动力均衡，因此这一方法可被认为比使用常规凹进技术测量眼内压力更精确。

本发明的另一个应用包括与时间相关的测量流出阻力的方法。具体地说，流出的阻抗通过测量对用压扁或凹进使角膜变形来说必需的时间的大小来检测。排出例如5微升的眼液的必需时间对正常患者来说将是1秒，对青光眼患者来说将超过2秒。

本发明的还有一个应用包括测量眼液的流入。具体地说，这一测量通过应用公式F＝ΔP/R来得到，其中ΔP是P-P_V，P是稳态眼内压力，P_V是巩膜静脉压力，为了计算方便，一般认为其是固定值10。R是流出的阻抗，它是可被计算的C的倒数。然后可以计算出F，它的单位是体积/分钟。

本发明对测量眼睛硬度，或者测量对应于增加的眼内压力的眼睛扩张度也是有用的。眼睛硬度的系数可用基于用不同重量的两个压力测量读取值的列线图来计算。Friedenwald研究出用来计算眼睛硬度的系数的一系列变换表。用来确定眼睛硬度的技术是基于微差压力测量的概念，用不同重量的两个凹进压力测量读取值，或者更准确的，用一个凹进读取值和一个压扁读取值并将这些读取值绘制在列线图上。由于本发明可根据压扁技术以及凹进技术测量眼内压力，因此可得到眼睛硬度的更准确的估计。

使用本发明的装置对眼内压力的测量也可用来评价血液动力性，具体地说，可用来评价眼睛血液动力性和脉动眼睛血液流量。脉动眼睛血液流量是导致眼内压力的有规律地波动的整个眼睛动脉流入量的组成部分。由于动脉血液块随着每次心跳脉动流入眼睛，眼内压力随着脉搏而变化。血液块随着引起眼内压力暂时增加的每次心跳进入眼内动脉。流入的时间引起眼睛壁随着伴随的压力升高而伸展，而后又回到原来的体积，随着血液流出眼睛压力又回到前面的压力。如果在心脏收缩(心脏紧缩)中的扩展和心脏舒张(心脏松弛)中的紧缩过程出现在固定的脉搏速度，那么血流速度将是脉搏速度乘以眼睛体积的增量变化。

眼内压力根据心脏周期随着时间变化的事实是测量脉动眼睛血液流量的基础。心脏周期大约是0.8Hz的数量级。本发明可测量眼内压力随着频率的时间变化，它高于允许估计和记录眼内脉冲的人的基本心跳频率。在正常的人眼中，眼内脉冲具有大约3mmHg的大小，并在实际上与心脏周期同步。

如上所述，眼内压力的测量显示与动脉压力的脉动成份相联系的时间变化。实验结果提供了将眼睛压力变化转换为眼睛体积变化的方法。进入眼睛的血液的各个块增加了眼睛体积和眼内压力。所观察到的压力变化反映了这样一个事实，那就是眼睛体积必须改变以适应由动脉血液脉冲引起的眼内血液体积的变化。与眼睛体积相比，脉搏体积很小，但因为眼壁较硬，容纳脉搏体积所需的压力增加是显著的，并且可测量。因此，只要增加的眼内压力和增加的眼睛体积的关系已知，就可确定血液的块的体积。由于压力变化和体积变化的关系已经很好地建立起来了(Friedenwald 1937，McBain 1957，Ytteborg 1960，Eisenlohr 1962，McEwen 1965)，压力测量可用来获得血液块的体积，并因此确定血液流量。

对于瞬时压力的眼压计的输出可被转化为作为时间函数的眼睛体积的瞬时变化。眼睛体积变化对时间的导数是眼睛血液流量的净瞬时脉动成份。在这些状况下，通过眼睛流动的脉动血液的速度可从眼内压力的瞬时测量来估计。为了更快地量化和分析眼内脉冲，来自眼压计的信号可以被数字化，并输入计算机。

此外，眼内压力的测量可被用来通过诸如Friedenwald公式(Friedenwald，1937)的独立确定的压力-体积关系而获得眼内体积。基于来自压力体积关系(Friedenwald 1937，McBain 1957，Eisenlohr 1962，McEwen 1965)的实验数据的数学模型也可用来将眼睛压力的变化转化为眼睛体积变化。

另外，也可构造一个模型来从眼内压力波形的外观估计眼睛血液流量。流量曲线与从体积变化曲线得出的参数相关。由于眼内压力是实际测量的数量，它通过测量的压力-体积关系的使用而被转换为体积变化，因此这一曲线是非直接测量的。然后通过将体积的变化Vmax-Vmin乘以一个固定值来计算流量，这个固定值与流入的时间间隔的长度和整个脉冲长度相关。已知的数学公式可用来估计眼睛血液流量的脉动成份。由于本发明也可用来测量眼睛硬度，为了更精确地计算脉动血液流量的个体差异，可以使用眼睛硬度的系数的这个参数。

此外，由于本发明的致动装置6和接触设备2优选包括透明部分，脉动血液流量可直接在视觉上估计，以量化每次心跳的脉管尺寸的变化。血液流量的更精确的估计可通过将眼内脉冲的变化和可自动在视觉上测量的脉管尺寸的变化结合在一起来获得。

关于眼睛和中心神经系统的脉管系统的大量数据可在知道眼内压力随着时间的变化和脉动眼睛血液流量的数量后得到。眼内压力和眼内脉冲在一对眼睛中通常是对称的。因此，对称性的降低可以用作眼睛或脑血管疾病的早期信号。受糖尿病、斑点恶化和别的脉管紊乱困扰的患者还可能有减小的眼睛血液流量，并从使用本发明的装置的眼睛血液动力性的估计中受益。

本发明也可以用来人工升高眼内压力。眼内压力的人工升高是眼睛和脑部病变的诊断和预后的重要工具，也是研究的重要工具。

使用本发明的对眼内压力的人工升高可用不同的方法获得。根据一种方法，本发明的接触设备在外形上修改以放在巩膜(眼睛的白色部分)上。这一布置如图21-22所示，将在下面介绍，其中可移动中心件16为了升高眼内压力在尺寸上可以更大些，并且优选贴靠巩膜驱动。凹进的大小可通过前面介绍的光学检测系统检测。

人工增加眼内压力的另一种方法是通过将本发明的接触设备按前面介绍的方法相同的方法放在角膜上，但是用可移动中心件来施加更大数量的力，以得到更深的凹进。由于接触设备的可移动的中心部分优选是透明的，这样这一技术有利于在施加力时允许眼睛的目视观察。根据这一技术，可移动中心件的尺寸也可增加，以凹进更大的面积，并因此产生眼内压力的更高的人工增加。如上所述，致动装置优选也包括透明中心部分，以在眼内压力增加时方便眼睛和视网膜的直接目视观察。当眼内压力超过眼动脉心脏收缩压力时，脉冲幅度和血液流量迅速降低。当眼内压力等于或高于眼心脏舒张压力时，血液流量变为零。因此，通过允许视网膜脉管的直接目视观察，可确定脉冲消失的准确时刻，并测量对促进脉冲停止所必需的压力，它等于眼动脉中的脉搏压力。本发明因此允许测量眼睛动脉的压力。

通过在致动装置的后面部分设置固定光源并要求患者指示他/她再也看不见光的时间，也可记录患者的视觉停止的压力。这也将对应于眼动脉中脉冲的停止。脉管打开的压力也可通过增加眼内压力直到脉冲消失，然后逐步减小眼内压力直到脉冲再出现来确定。因此，可估计出对打开脉管所必需的眼内压力。

应注意前面的测量可使用光学检测系统来自动执行，例如通过将光束对准脉动血液脉管。脉冲的停止可在视觉上识别，压力可被记录。脉动的衰减还可被用作停止点，并在视觉上识别。该装置也允许当产生增加的眼内压力时直接目视观察视觉神经的突起。因此，由于眼内压力的人工增加而引起的在眼中产生的物理和化学变化可以在测量压力的同时估计。

更有利地，前面的测试可在介质混浊的患者身上进行，介质混浊会防碍眼睛后部的目视观察。具体地说，前面提到的患者指示视觉停止的时间的步骤对介质混浊的患者来说特别有用。外围视觉的衰减对应于心脏舒张压力，中心视觉的衰减对应于心脏收缩的压力。

如上所述，通过升高眼内压力，并通过允许在眼睛后部的血液脉管的直接目视观察，本发明可以用来止血(通过间接应用压力来阻止出血)诸如出现在糖尿病和斑点恶化的那些出血过程。眼内压力的升高也有利于视网膜脱离的治疗。

至于本发明的另一项使用，前面提到的装置也可用来测量眼液的流出压力。为了测量眼液的流出压力，接触设备放在角膜上，并且可测量压力被施加给角膜。当角膜的压力等于流出压力时，压力导致眼房水静脉的直径增加。角膜上的压力与流出压力成正比。眼液流出眼睛的流量根据Poiseuille的薄片状水流定律被调节。如果阻力被插入到公式中，其结果是公式与Ohm定律相似。使用这些已知公式，可确定流动的速度(单元时间的流量)。作为参考点的脉管直径变化可通过直接观察与目视观察直径的变化而手动检测，或用能检测由于脉管中液体数量的变化和表面面积的变化而引起的反射性的变化的光学检测系统而自动检测。脉管的实际横截面可使用光学检测系统检测。

眼睛与大脑通过颈动脉和自主神经系统在血液上连接在一起。颈动脉、大脑、心脏与交感神经系统的病理变化能附加地侵袭流向眼睛的血液。眼睛与大脑是具有高反应性的低脉管阻抗系统。给大脑的动脉流量由颈动脉提供。眼动脉以90度角分支颈动脉，与直径为5mm的颈动脉相比较，其直径大约0.5mm。因此，侵袭流向大脑的流量的大多数过程将对眼睛产生重要影响。此外，中心视网膜动脉的脉动可以用来确定眼动脉中的心脏收缩压力，并由于它的和大脑循环系统的解剖关系，可估计大脑脉管的压力。对大脑的脉管系统的全部或部分阻塞可通过估计眼睛血液流量来确定。存在众多的脉管和神经系统损害，它们改变眼睛脉冲幅度和/或眼睛的眼内压力曲线。这些病理情况可以产生两个眼睛之间的测量值的不对称，以及/或中心视网膜动脉压力的减小、脉动血液流量的减小，并改变脉冲幅度。

颈动脉(大脑循环)中的流量的阻塞可通过分析眼睛脉冲幅度和面积、脉冲延时和脉冲宽度、波形以及对眼睛脉冲进行谐波分析来估计。

眼睛跳动可根据投射到角膜的光束的反射的变化在视觉上记录。用来记录可移动中心件在凹进过程中移动的距离的同样系统可用在裸露的角膜上，以检测随着每次跳动出现的体积变化。光学检测系统记录从角膜表面随着每次跳动出现的距离变化。角膜位置的改变是由眼睛的体积变化导致。根据这些变化的跳动特性，可计算流向眼睛的血液流量。

使用前面提到的人工升高压力的技术，可以测量眼睛恢复到其基准所必需的时间，这一恢复时间是存在青光眼的指示和流出性能的系数。

本发明也可以用来测量眼睛表面上的脉管的压力，具体地说是巩膜静脉的压力。测量中使用了对压扁静脉所必需的外部压力。这一方法包括在巩膜静脉上的结膜的固定面积上施加可变力，直到得到所需的结束点。压力被直接施加给脉管自身，优选的结束点是脉管压扁的时候。然而，可以使用不同的结束点，诸如出现在压扁前的脉管的变白。结束点的压力是通过与压力测量法中的方法相似的方法，用施加的力除以压扁用中心件的面积来确定的。脉管可以用狭光灯生物显微镜通过透明的压扁用可移动中心件观察。这一技术的实施例优选包括修正的适合巩膜的接触设备(图23)。末梢的优选尺寸是从250微米到500微米。结束点的检测可手动或自动获得。

根据手动方案，致动装置被构造为通过它的透明后窗可直接对脉管进行目视观察，压扁的时间被手动控制和记录。根据自动排列，光学检测系统被构造，使得当血流不再看得到时，用与上面介绍的用于压力测量法相同的方法反射的光束中将会有变化，因此，用于压扁的压力是可以自动识别的。两种情况下的结束点标记是血流的消失，一个通过操作者的视觉检测，另一个通过光学检测系统检测。在两种情况下，接触设备优选按照适合巩膜的平均曲率来设计，可以是硬材料或软材料的可移动中心件用来压缩脉管。

本发明也可以用来提供眼内压力的实时记录。内置单个芯片的微处理器可做成响应随时间变化的眼内压力测量，并可被编程以产生和显示压力和时间相关的曲线。如上所述，可移动中心件的相对位置可用光学检测系统检测，所检测的位置与流过致动装置的线圈的电流的数量的信息可通过微处理器被快速采集和分析，以产生前面提到的曲线。

可以理解微处理器的使用不受产生曲线的装置的限制。实际上，微处理器技术至少可以用来建立前面提到的本发明的计算单元10。微处理器优选地估计信号和所施加的力。作为结果的测量值可用多种方法电子记录或存储。例如，可在带式录音器上记录电流随时间的变化。别的记录和存储数据的方法也可以使用。为了更好地估计数据，也可使用逻辑微处理器控制技术。

本发明的别的应用涉及工业与医药中的可变形材料的压力估计。一个这样的例子是本发明用来估计诸如从尸体之类的生物体取下的软组织。尸体解剖是学习与研究人体的基本方法。诸如大脑、肝、脾等组织的变形能力可使用本发明来测量，并可估计凹进的深度。在这点上，本发明的接触设备可被修正，以符合器官的曲率。当可移动中心件置于一个表面上，它可被驱动以顶进该表面一个距离，这个距离和表面的张力以及变形表面的刚度成反比。本发明也可用来估计与量化伤口愈合程度，特别是烧伤疤痕治疗。本发明可用来估计与正常皮肤面积相比的疤痕硬度。疤痕皮肤张力与正常皮肤张力相比较。这一技术可用来监测具有烧伤疤痕的患者的治疗，它允许对愈合过程进行数字量化。这一技术也可用作过度增大(厚和高)疤痕的发展的早期指示。该装置也可以估计不同状况下的组织压力和变形能力，这些状况诸如：a)淋巴肉芽肿、b)诸如胸部外科的外科手术后效果以及c)空心器官的endoluminal压力。在上面的情况中，接触设备提供的活塞式结构不是必须放置在像接触镜片的元件中。相反，可以使用任何形状和尺寸，底面优选是平的，并且不像接触镜片那样被弯曲。

本发明的另一项应用涉及提供可用于延长时间的绷带透镜(bandage lens)。青光眼与增加的眼内压力是角膜移植障碍的主要原因。市场上的许多常规眼压计不能精确测量有角膜疾病的患者的眼内压力。对于有角膜疾病的患者与刚经历角膜移植的人，使用的是薄些和大些的接触设备，这一接触设备能使用更长的时间。该设备也便于有角膜疾病的患者的眼内压力的测量，其需要将接触镜片的戴用作为治疗的一部分。

为了非侵袭地测量幼儿头盖内的压力，或者对通过血管的完整壁的血液压力提供瞬时与持续监测，本发明也可以被修正。本发明也可以用在与数字脉冲仪的结合中，以提供心脏周期的同步性。同样，通过提供接触麦克风，可测量动脉压力。本发明也可以用来建立一个眼睛的双眼压计方案。如上所述，第一眼压计可以由前述在角膜上应用的本发明的接触设备设定。第二眼压计可以由前面提到的为了放置在temporal巩膜上而修正的接触设备设定。在使用双眼压计方案中，要求允许当接触设备被驱动时可看到眼睛的底部。因此，至少放在角膜上的接触设备的可移动中心件优选是透明的，这样底部可用显微镜观察。

尽管前面展示的接触设备的实施例通常在各个接触设备2中只显示了一个可移动中心件16，可以理解只要不背离本发明的范围与精神，可以提供超过一个的可移动中心件16。多个可移动中心件16在接触设备2中优选同心排列，至少一个的柔软膜14与同心排列的可移动中心件16相互连接。多个可移动中心件16的排列可和前面提到的任何一个特征结合在一起，以得到所需的全面组合。

尽管前面的优选实施例包括至少一个磁驱动的可移动中心件16，可以理解有许多别的技术用来驱动可移动中心件16。例如，声音或超声发生技术可用来驱动可移动中心件。具体地说，声音或超声能量可指引到可移动中心件的完全透明部分，它响应这样的能量而向角膜移动。

与之相似，可移动中心件可以和用来保持静态电荷的装置一起提供。为了驱动这样一个可移动中心件，与之相联系的致动机构将产生相同极性的电场，因此导致可移动中心件的排斥，使其离开电场源。

例如，别的驱动技术包括液体或气体向可移动中心件的流动，以及一些不太理想的机构，例如，可移动中心件和由电机驱动的机械致动装置的物理连接，并可以使用应变仪。

可替代地，可以不要接触设备，这样有利于致动装置中的可移动中心件。根据这一方案，致动装置的可移动中心件可以连接到致动装置中的可滑动轴，这个轴通过磁场或别的驱动方法来驱动。内科医师优选将致动装置的可移动中心件应用到眼睛，并按住产生磁场的按钮。它依次驱动轴和可移动中心件作用于眼睛。致动装置、轴以及致动装置的可移动中心件优选与透明部分适当地布置，这样患者眼睛的内侧在驱动过程中保持可见。

包括光学检测技术的任何一个上面介绍的检测技术可以和可替代的驱动技术一起使用。

可移动中心件16也可以用充分硬的环形部件12中的可膨胀气泡(未显示)代替。当膨胀后，气泡超出充分硬的环形部件12的孔，并朝向角膜膨胀。

与之相似，尽管一些前面提到的优选实施例当获得预定的压扁量时使用了用来检测的光学装置，可以理解当压扁出现时有许多别的用来检测的技术。例如，接触设备可以包括经过布置的电接触，这样当可移动中心件移动对应于对产生压扁必需的距离时，产生或者断开电路。然后利用电路的产生或者断开表示压扁的出现。

也可以理解，在压扁出现后，在驱动力停止后使可移动中心件16回到开始位置的时间将作为眼内压力的表示。当眼内压力高，可移动中心件16将更快地回到开始位置。与之相似，对于较低的眼内压力，需要更多的时间使可移动中心件16回到开始位置。因此，本发明可构造得使其在确定所测量的眼内压力时也能考虑可移动中心件16的回复时间。

如上所述，本发明中接触设备可以有透明中心部分。当使用可移动中心件使眼内压力人工增加时，透明中心部分有利于允许眼睛内侧(例如视觉神经)的目视观察。因而在视觉神经、视网膜和玻璃体上的增加的眼内压力的一些效果通过本发明能容易地看到，并且可以同时测量眼内压力。

参考图21和22，尽管前面的示例介绍了角膜上的接触设备2的布置，可以理解本发明的接触设备2可以被构造为准三角形形状(通过充分硬的环形部件限定)，以便于在眼睛的巩膜上放置接触设备2。

参考图23和24，本发明的接触设备2可以用来测量巩膜静脉压力。当测量巩膜静脉压力时，可移动中心件16优选具有透明的中心分布的小圆锥形凸起16P。图24所展示的实施例有利于至少通过可移动中心件16的透明中心部分来目视观察主体。

此外，如上所述，本发明也可以用来测量身体的别的部分的压力(例如整形外科环境里的疤痕压力)或不同物体的表面上的压力。本发明的接触设备因此不受限于与示例实施例相联系所展示的与角膜一致的曲线形状，而是包括通用的平坦外形的不同的别的形状。

由眼睑闭合驱动的可替代的实施例

参考图25到31，下面将介绍系统的可替代的实施例。可替代的装置与方法使用由眼睑在眨眼和/或眼睛闭合过程中产生的力和运动，以作为致动装置，并当接触设备402在角膜上时激活至少一个固定在接触设备402中的转换器400。这一方法和装置便于优选以电磁波的形式，通过眼睑组织传输信息而对压力与别的生理事件进行遥控监测。传输的信息在相对于接触设备402放置得较远的接收器404上恢复，接收器404优选固定在一对眼镜的框架408上。这一可替代的实施例也便于利用有力的眼睑闭合，以测量流出性能。转换器优选是微小型压敏转换器400，它按可指示施加在转换器400上的物理压力的方式转换射频信号。

尽管来自转换器400的信号响应可通过电缆传输，它优选以无线方式有源或无源地传输到接收器404，接收器404相对于接触设备402放置得较远。由转换器400的信号响应表示的数据可以随后被存储和分析。从数据导出的信息也可以用常规方法通过电话传输。

根据可替代的实施例，装置包括至少一个压敏转换器400，它优选由眼睑闭合激活，并固定在接触设备402上。接触设备402则位于眼睛上。为了校准系统，可以对接触设备在眼睑运动/闭合时的运动与挤压的大小进行估计和计算。随着上眼睑在眨眼时的下降，它向下推，并挤压接触设备402，因此使接触设备402经历滑动和挤压运动的合成运动。

由于正常人大约每2到10秒无意识地眨眼，本发明的可替代的实施例提供转换器400的频繁驱动。事实上，戴有这一型号的接触设备402的正常人将体验无意识地眨眼的数量增加，它趋向提供准连续的测量。在睡眠或眼睛闭合时，由于有眼睑的不间断的压力，这一测量能持续进行。

如上所述，在眼睛闭合时，接触设备2经历了由在闭合状态的眼睑引起的合成的滑动和挤压运动。起初上眼睑从打开位置下降，直到它到达接触设备402的上边沿，然后向下推大约0.5mm到2mm。这一距离由用来制造接触设备402的结构412的材料的型号决定，并且也根据它的直径决定。

当使用硬结构412时，在眼睑和接触设备402中间有很小的初始重叠。当使用软结构412时，甚至在眼睑运动的初始状态有很大的重叠。在形成初始小偏移后接触设备402开始停歇，眼睑然后滑过接触设备402的外表面挤压和覆盖它。应注意到如果结构412的直径大于眼睑孔或者大于角膜直径，上眼睑可以在开始眨眼时不碰撞接触设备402的上边沿。

由于角膜(半径9mm)和巩膜(半径11.5mm)之间的相交面积的大约13度的斜率变化，接触设备402的运动大概在角膜-巩膜交接处停止。该点上，具有硬组织或软组织412的接触设备402，当眼睑进行到完全覆盖它时保持不移动和稳定。

当使用硬结构412时，接触设备402通常在它停歇前下压0.5mm到2mm。当使用软结构412时，接触设备402在它停歇前一般下压0.5mm或更少。接触设备402的直径越大，运动就越小，当直径足够大时，垂直运动可以是零。不管运动的这些差异，挤压效果总是存在的，因此允许不考虑结构412的尺寸而进行精确测量。使用厚些或表面更平的结构412导致接触设备402上的挤压力增加。

眼睑边缘形成关于角膜的大约35度的凹角。可能由靠近眼睑边缘的Riolan的肌肉以及环状肌肉的收缩引起的合成力通过眼睑被施加到接触设备402上。大约20,000到25,000达因的水平力(法线力成份)和大约40到50达因的垂直力(切线力成份)通过上眼睑被施加到接触设备402上。响应这些力，接触设备402向眼睛和关于它的切线方向移动。在眼睛处于最大闭合时，切线运动和力是零，法线力和运动达到最大。

将接触设备402压向眼睛的20,000到25,000达因的水平眼睑力产生足够的运动，以激活固定在接触设备402的转换器400，并允许进行测量。朝向眼睛表面的眼睑力和运动还能使许多型号的可固定在接触设备402上的转换器或电极充分变形。在眨眼过程中，眼睑与接触设备402完全接触，各个转换器400的表面与角膜/泪膜和/或眼睑的内表面接触。

小型压敏射频转换器400优选包括固定在接触设备402上的内腔X光检测器，它优选放在角膜上，并由眼睑运动与/或闭合激活。如上所述，由眼睑施加在接触设备402上的力将它压在角膜上。

根据图26所示的本发明的优选可替代实施例，内腔X光检测器包括两个相对的匹配线圈，它们放在一个小球内。小球的平壁充当隔膜，并将隔膜连接到各个线圈上，这样眼睑引起的隔膜压缩使线圈相互靠近。由于线圈相互靠得很近，其隔离的最小变化影响谐振频率。

远程栅流陷落式振荡器414可以固定在靠近接触设备402的方便位置，例如在患者戴的帽子上。远程栅流陷落式振荡器414用来引起转换器400的振荡。这些振荡的谐振频率表示眼内压力。

简要地说，眼睑和隔膜的接触使转换器400中的一对平行同轴螺旋线圈靠得更近。线圈组成高电容分布谐振电路，它的谐振频率根据相对的线圈距离而变化。当线圈相互靠得更近，电容和相互电感增加，因此降低了结构的谐振频率。通过重复搜索远程栅流陷落式外感耦合振荡检测器，转换器400在其谐振时吸收的电磁能量通过插入眼睑组织而被感知。

来自转换器400的压力信息优选通过无线链路遥测传输。由于遥测能减少电噪音拾取并消除电冲击危险，因此它是优选方法。由于FM传输具有更小的噪音，并且在调制放大器中需要更小的增益，这样对于给定的传输强度需要更少的功率，因而传输的FM(频率调制)方法是优选的。FM对传输信号的幅度的变化的敏感性也更弱。

可使用几种别的装置和转换器来获得指示来自接触设备402的眼内压力的信号。例如，也可用到使用由电池提供能量的转换器的有源遥测，或使用在眼睛中能由外部振荡器再充电的电池，以及能由生物源提供能量的有源发送器。

然而，用来获得信号的优选方法包括至少一个前面提到的无源压敏转换器400，它不包含内部电源，并使用外部电源施加的能量来工作，以修正外源发出的频率。表示眼内压力的信号基于频率修正，并传输到远处的眼外射频监视器。电路的谐振频率可在远处感知，例如，通过栅流陷落式测试振荡器。

具体地说，栅流陷落式测试振荡器包括前面提到的接收器404，例如在靠近接收器的眼镜框架中或围绕眼睛的眼镜框架部分中，在接收器中转换器400的谐振频率可在由固定在靠近眼睛的外部电感线圈415检测后测量。眼镜框架的使用在外部电感线圈415与无线电测距器之间的距离在它的典型工作限制内时特别实用。然而，可以理解本质上充当接收器404的接收天线的外部电感线圈415可位于使信号衰减最小的任何位置。来自外部电感线圈415(或接收天线)的信号然后被接收器404接收用于放大和分析。

当在水下，信号可以使用调制的声音信号来传输，因为与无线电波相比，声音在水中的衰减更小。声音谐振器可做成响应温度和电压的变化。

尽管前面的介绍包括了一些根据本发明的可替代的实施例中的首选方法和装置，可以理解发明并不限制于此。例如，可使用许多别的型号的小型压敏无线电发送器，其固定在接触设备上，并且也可使用任何调制来自无线电发送器的信号并发送调制后的信号给附近的无线电接收器的小型压力传感器。

也可在角膜上使用诸如应变仪(优选压电压力转换器)的别的装置，并优选由眼睑的闭合和眨眼来激活。包含在可伸缩外壳中的任何位移转换器可固定在接触设备上。实际上，许多别的型号的压力转换器可以固定在接触设备上，并由接触设备使用。自然，事实上能将机械变形转化为电信号的任何转换器都是可以使用的。

由于眼睛响应压力的变化而变化它的温度，故可以使用诸如热敏电阻的不需要部件运动的压敏转换器。或者，可以估计响应压力的变化而变化的眼睛的介电常数，以确定眼内压力。在这种情况下，可以使用压敏电容器。压电和压阻转换器、硅应变仪、半导体器件以及类似物都可以利用，并由眼睛的眨眼与/或闭合激活。

除了提供用来在眨眼或眼睛闭合时进行单独测量、持续测量以及自测量眼内压力的新方法，该装置还可用来测量流出性能和别的生理参数。发明方法和装置提供以生理方式测量流出性能的独特方法，并不受眼睛的外部重量的放置的影响。

为了以这种方式确定流出性能，对眼睑需要产生将液体挤压出眼睛所必需的额外力。因为本发明允许在患者眼睛闭合时测量压力，眼睑在整个过程中能保持闭合，测量能持续进行。具体地说，它是通过有力地挤压眼睑闭合来完成的。将出现大约60mmHg的压力，它对将液体挤压出眼睛来说已经足够了，并因此估计流出性能。眼内压力将随着时间而减小，压力关于时间的衰减与流出性能相关。在正常人中，眼内液体在眼睑用力闭合时被排出眼睛，压力因此而减小，然而，对患有青光眼的人来说，流出性能被损害，因此眼睛压力并不以同样的速度响应眼睑的用力闭合而减小。本系统允许对眼睛压力进行实时和持续测量，由于信号可通过眼睑传输到外部接收器，眼睛能在整个过程中保持闭合。

本发明可以使用用来测量压力、电变化、尺寸、加速度、流量、温度、生物电活性、化学反应以及别的重要的的生理参数的遥测系统和外部控制该系统的电源开关。集成电路的使用和转换器、电源以及信息处理技术的技术进步可以使部件最小化，允许几个传感器固定在一个接触设备上，如图28的示例所示。

现代的集成电路是微米量级，促进了非常高密度的电路装置的产生。制造集成电路的现代技术优选被利用来制造可放在眼镜框架408上的足够小的电子部件。例如，接收器404可以连接到不同的小型电子部件418、419、420，如图31的示意性展示，这些电子部件能处理、存储、甚至显示从转换器400导出的信息。

射频和超声波微电路也是可以使用的，并可固定在接触设备上使用。许多不同的超声波和压力转换器也是可以使用的，并可在接触设备中使用与固定。可以理解将出现更进一步的技术发展，它允许本发明的装置的进一步的应用。

这一系统可以进一步包括用来在角膜上放置，并具有能检测泪膜中的化学变化的转换器的接触设备。这一系统可以进一步包括用来在角膜上放置，并具有小型气体敏感射频转换器(例如，氧敏感)的接触设备。具有小型血液速度敏感射频转换器的接触设备也可以用来固定在结膜上，并优选由眼睑运动和/或眼睑的闭合来激活。

这一系统也可以包括一个接触设备，在其中的射频转换器能测量神经纤维的负阻抗，接触设备放在角膜上，该转换器优选由眼睑运动和/或眼睑的闭合来激活。通过测量电阻，能估计微生物、药物、毒药和麻醉剂的效果。

本发明的系统也可以包括一个接触设备，在其中小型辐射敏感射频转换器固定在接触设备中，接触设备放在角膜上，该转换器优选由眼睑运动和/或眼睑的闭合来激活。

在任何一个前面的转换器固定在接触设备中的实施例中，可以使用栅流陷落式测试振荡器来测量由转换器定义的调谐电路的频率特性。

除了使用上面转换器的使用所展示的无源遥测技术，也可以使用具有有源发送器和小型电池固定在接触设备中的有源遥测方法。

接触设备优选包括硬的或软的透明结构412，其中至少一个转换器400被固定在透明结构412形成的孔中。转换器400优选被定位，这样允许光通道通过视轴。结构412优选包括内凹表面，它的形状和角膜的外表面相互配合。

如图29所示，更大的转换器400可同心地位于接触设备402中，其中的透明部分416保留接触设备402的视轴。

结构412在中心优选具有最大的厚度，并朝向结构412的外周厚度逐渐减小。转换器优选固定在结构412上，这样在眨眼的过程中各个转换器400的前侧和眼睑的内表面接触，各个转换器400的后侧和角膜接触，因此允许眼睑运动，以挤压接触设备402以及与之相联系的转换器400压在角膜上。

各个转换器400优选固定在结构412上，使得仅有转换器的隔膜经历响应压力变化的运动。转换器400也可以有适当的厚度，包括配合或超过结构412的表面。

转换器400也可以被定位，使得承载的只是角膜或者眼睑的内表面。转换器400也可以用在眼睑闭合时其后部使角膜的部分变平的方式朝向角膜定位。与之相似，转换器400也可以朝向眼睑内表面定位，使得转换器400的前部被眼睑挤压，后部被柔软薄膜覆盖，允许在眼睑闭合时与角膜的相互作用。

用在柔软或水凝胶透镜中的柔软薄膜可以包住接触设备402，以在不干涉信号获取和传输的情况下尽可能的舒适。尽管转换器400能以如图28所示的彼此平衡的方式定位，但可以理解平衡块可用来保持适当的平衡。

图32说明放置在眼睛表面上的接触设备500，在接触设备中包括有安装的传感器502，发射器504和电源506，它们由细导线连接(图中只显示从传感器502和发射器504部分地延伸)。所显示的接触设备的尺寸的最大直径大约是24mm，其角膜部分510的尺寸的直径大约是11mm，剩余的13mm被细分为在上眼睑513下的8mm的部分512和在下眼睑515下的5mm的部分514。图32中的接触设备在其表面上有微凸起516，这增加了与结膜的摩擦和附着，允许组织液从血管扩散到传感器选择性膜表面518中。组织液通过传感器中的膜并到达电极520，产生与在箭头524方向移动的泪液522中发现的分析物数量成比例的电流。发射器504将调制信号526发送到接收器528，信号526在放大器和滤波器529中放大和滤波，在解多路复用器530中解码，在CPU 532中处理，在监视器534中显示，并在存储器536中存储。

图33A中显示的接触设备540包括两个传感器，用于检测葡萄糖的一个传感器542位于接触设备的主体544中，胆固醇传感器546位于接触设备540的肌凸缘548上。接触设备的形成部分是加热电极550和紧跟着胆固醇传感器546的电源552，加热电极550提高局部温度，使随后的液体在箭头553方向渗透到胆固醇传感器546。

在一个实施例中，图33C所示的胆固醇传感器包括外部选择性渗透膜554，具有固化胆固醇酯酶和胆固醇氧化酶的中间膜556，558，和可渗透过氧化氢的内膜560。外膜554表面最好具有不大于300平方微米的面积，该多个膜层的总厚度在30-40微米数量级。内膜覆盖着铂电极562和两个银电极564，尺寸分别是0.4mm(铂线)和0.15mm(银线)。细导线566，568将胆固醇传感器546连接到电源552和发射器570。胆固醇传感器542包括周围不规则的外表面572以增加与由细导线574，576连接到电源578和发射器570的传感器的摩擦。电源578被连接到传感器以便为传感器542的操作提供电源。

发射器包括用于接收和发送数据的集成电路，集成电路是超密集集成混合电路，其最大尺寸大约是500微米。角膜组织液在箭头580方向扩散到葡萄糖传感器542，并到达可渗透葡萄糖和氧的外膜582，然后到达固化葡萄糖氧化酶膜584和可渗透过氧化氢的内膜586。然后，组织液到达一个铂电极588和两个银电极590，产生与葡萄糖的浓度成比例的电流。葡萄糖传感器的尺寸与胆固醇传感器的尺寸相似。

图34以方框图说明在图33A-33C所例示的方式中测量诸如葡萄糖600，胆固醇602和氧604等各种生物学变量时获得的信号示例。由图33B和33C所示的转换器或传感器产生葡萄糖信号606，胆固醇信号608和氧信号610。这些信号被发送到多路复用器612，多路复用器612通过导线614将这些信号作为编码信号发送到发射器616。在抑制噪声的情况下，由线618表示，通过无线电、光、声、有线电话等等将编码和调制的信号发送到接收器620。然后在放大器和滤波器622对信号放大和滤波。信号通过解多路复用器624，并且所分离的信号分别在626，628，630被放大和发送，在CPU的显示器632上显示，并被记录以由调制解调器634传输到例如一个医院网络。

图35A-35C说明由眼睑的闭合激活的智能接触透镜，眼睑的闭合使血液成分向传感器的扩散量增加。在通过眨眼和/或眼睛闭合使眼睑从图35C所示位置向图35A所示位置移动时，眼睑将多个力的组合施加到接触设备636上，其中一个大约25,000达因的水平力(法向力分量)造成接触设备与眼睛表面的紧密交互作用，伴随着泪膜的类酯层的破坏，允许接触设备的外表面与眼睑结膜的直接交互作用，以及接触设备的内表面与泪膜的水状层的和角膜、球结膜的上皮表面的直接交互作用。眨眼会推动一个泵系统，该泵系统从眼睛的supero-temporal角部抽取液体，并将液体递送到眼睛的infero-medial角部中的泪点，产生冲刷接触设备的连续流。在眨眼期间，接触设备的轻微粗糙表面与眼睑结膜，球结膜，和角膜的紧密交互作用产生血液屏障和上皮表面的微小破坏，伴随着组织液向接触设备表面的渗透和流量增加。然后，泪液扩散通过位于接触设备636表面上的选择性渗透膜，然后到达安装在接触设备中的传感器638的电极。在葡萄糖测量的优选实施例中，葡萄糖和氧从毛细血管640流向选择性渗透外膜，然后到达具有固化葡萄糖氧化酶的中间膜。在该固化葡萄糖氧化酶层，在存在氧化酶和氧的情况下发生葡萄糖的酶致氧化，形成过氧化氢和葡萄糖酸。然后，过氧化氢扩散通过内膜，并到达铂电极的表面，其在工作电极的表面上氧化，产生可测量的电流。所产生的电路强度与过氧化氢的浓度成比例，而过氧化氢的浓度与葡萄糖的浓度成比例。然后，由安装在接触设备中的发射器将电流转换为音频信号，最好使用电磁能量将信号发送到一远端接收器，以进行随后的放大，解码，处理，分析和显示。

在图36A到36J中，显示了用于不同情况的各种形状的接触设备。在图36A中，所示的接触设备642具有椭圆，香蕉或半月形，用于放置到上眼睑或下眼睑之下。图36B和36C显示接触设备644，其在侧视图中具有比上部648更宽的基部646。图36D显示接触设备650，其具有截断的透镜部分652。

在图36E和36F中，在图36E中显示接触设备654的侧视图，包括图36F中显示的半截断结构的宽基部656。

图36G显示接触设备658，其具有角膜部分650和巩膜部分652。在图36H中，超大尺寸的接触设备664包括角膜部分666和巩膜部分668。

图36I中显示具有角膜-巩膜透镜672的更复杂的环形接触设备670。

图36J中显示的接触设备674类似于图32、33A、35A和35C中显示的接触设备。该接触设备包括具有上肌凸缘或负支架678和下肌凸缘或负支架680的主体部分676。

在图37A中，上接触设备682位于上眼睑684之下。类似地，下接触设备686位于下眼睑688之下。上接触设备682包括氧传感器/发射器690和葡萄糖发射器692。类似地，下接触设备包括温度传感器发射器694和pH传感器/发射器696。

这四个传感器中的每一个都输出一个信号给对应的接收器698，700，702和704，以分别由CPU显示器706，708，710，712显示。CPU显示所检测的氧输出714，温度输出716，pH输出718，和葡萄糖输出720的指示。

在图37B中，砂漏形状的单个接触设备722包括上钠传感器/发射器724和下钾传感器/发射器726。这两个传感器将相应信号发送到接收器728和730以在CPU 732，734中显示，从而提供钠输出指示736和钾输出指示738。

在图38A中，所示的接触设备740可以形成为环带形742以便具有一中心开口，该开口覆盖角膜部分，或者，如果该接触设备包括角膜部分，那么角膜部分放置在角膜表面上。传感器744限制在环带742上，传感器744位于接触设备的巩膜部分上以便置于眼睑之下。传感器由两个导线746a，746b连接到发射器748，发射器748通过导线752a，752b与电源750连接。图38B中以剖面显示智能接触透镜设备740，其中电源750和传感器744位于接触设备相对端的巩膜部分上。

图39A示意性说明如箭头754所示，泪液从右泪腺756跨过眼睛流到泪点758a和758。在图39B中，利用泪液的流动，接触设备760被设置在下眼睑764之下的下死区762中，使得与电源766和转换器768导线连接的多个传感器764a，764b和764c可以通过导线770连接到一外部装置。利用泪液从左泪腺762向泪点764a和764b的流动来产生表示由传感器检测的特性的读数。

在图40A，接触设备772位于下眼睑776的死区774中。接触设备包括与发射器780和电源782连接的针式葡萄糖传感器778。信号782被发送到接收器，解多路复用器和放大器784，以传输到CPU和调制解调器786，然后通过公共通信网络788传输以在医院网络的接口790接收和进行适当操作。

在图40B中，使用与图40A相似的布置，不同之处是，葡萄糖传感器792是具有弯曲形状的针式传感器以便直接放置在眼睑上。通过用硅酮进行涂敷使传感器792被硅酮涂敷或包覆，以便舒适地佩戴在眼睑794下面。导线796a和796b从眼睑下延伸出来并连接到一外部装置。传感器792被设置为直接与结膜接触，通过导线将信号和电源连接到外部装置。

图41显示超大尺寸的接触设备798，包括传感器800a，800b，800c和要放置在上眼睑下的接触设备的巩膜部分。此外，传感器802a，802b，802c要被放置在下眼睑之下与球结膜和/或眼睑结膜接触。此外，传感器804a～d位于角膜部分中与角膜上的泪膜接触。

图42A显示接触设备806，其具有在眼睑打开时处于休息位置的传感器808和发射器810。但是，在图42B中，当眼睑向闭合位置移动并且该人要进入睡眠状态时，Bell现象将移动眼睛并因此使接触设备在箭头812的方向向上移动。在接触设备向上移动时从眼睑产生的压力将从传感器808产生一个信号814，该信号被发送到接收器816。信号通过放大器和滤波器818到达解多路复用器820，以激活报警电路822和在824显示数据。该报警应足以唤醒打瞌睡的驾驶员或其它机器的操作者以告知使用者的睡眠征兆。

在图43中，显示了用于外部放置在眼睛表面上的热激励传输装置825，其放置在眼睛的巩膜和角膜部分上。该装置825包括在其上间隔一定距离的多个传感器826。参见图44，装置825包括加热元件828a-c，热敏电阻830，氧传感器832，和最好是感应激励式电源834，发射器836将传感器产生的信号发送到硬件838，硬件838提供代表传感器所检测条件的输出。

在图46中，环带840包括多个装置842a-e。可以通过在身体的任何部分手术植入来外部或内部使用环带形热激励传输装置840，促进来自远处激励源的氧的增加。图46中显示另一个可手术移植的装置844。在此例中，在眼肌846，848之间植入热激励传输装置844。图47中显示了可手术植入的热激励传输装置850的另一个例子，其具有四个加热元件852，温度传感器854和氧传感器856，具有电源858和发射器860来发送信号852。

图48，49和51到53说明如图50所示过热传输装置的使用，在通过手术植入过热传输装置后可以用于破坏肿瘤细胞。如图50所示过热传输装置864包括多个加热元件866a，866b，866c，和温度传感器868，感应激励式电源870和用于发送信号874的发射器872。通过激励装置864，导致邻近区域的温度的增加。这可以用于从远端位置进行肿瘤细胞的破坏。

在图48中，装置864位于脑肿瘤876附近。在图49中，装置864位于肾肿瘤878附近。

在图51中，装置864位于眼内肿瘤880附近。在图52中，多个装置864位于肺肿瘤882附近。在图53中，装置864位于乳房外部，靠近乳房肿瘤884。

在图54A和54B中，接触设备886位于眼睛888上。该接触设备通过从发光光纤890发射光来检测水状体中的葡萄糖，发光光纤890与参考光纤光源892(对葡萄糖不敏感)相比对葡萄糖敏感。两个光电检测器894a，894b测量来自参考光纤892和对葡萄糖敏感的发光光纤890的光量，并通过导线896a，896b发送所接收信号以用于分析。

在图54C中，使用葡萄糖检测接触设备900，其具有电源902，对葡萄糖敏感的发射光源904，和对葡萄糖不敏感的参考光源906。两个光电检测器908a和908b将信号提供到发射器910，以将信号912传输到远端位置进行分析和存储。

在图55A中，接触设备914位于眼睛916上，用于检测作为常规身体功能由心脏918发送到眼睛916的心脏脉动或心脏声音。一发射器提供表示心脏脉动或心脏声音的检测结果的信号920。可以由个人佩戴远端报警装置922。图55B中显示报警装置的细节，其中接收器924接收所发送的信号920，将信号传送到显示装置926，并且如果超过了预定参数还将信号传送到报警电路928以激活报警。

在图56中，显示接触设备930。该接触设备包括超声传感器932，电源934和用于传送信号938的发射器936。超声传感器932位于血管940上，用于测量血液流动和血液速度。该分析结果作为信号938被发送到远端接收器以进行分析和存储。

在图57中，超大尺寸的接触设备940包括传感器942，电源944和用于发送信号948的发射器946。传感器942位于上直肌上，用于测量眼肌电势。所测量的电势作为信号948被发送到远端接收器以进行分析和存储。

在图58A中，接触设备950包括光源952，电源954，多滤光器系统956和用于发送信号960的发射器958。光源952将光束发射到视神经头962。该光束被反射到多滤光器系统956以确定反射角。

如图58B所示，由于多滤光器系统和视神经头962之间的间隔距离X保持恒定，光源952和多滤光器系统956之间的间隔距离Y也保持恒定，代表视神经头的点P的变化将导致反射角的相应变化，使得反射光将到达多滤光器系统956上的一个不同点。多滤光器系统956上反射点的变化将产生基于该反射角的一个相应电压变化。该电压信号作为音频信号960被发送到远端位置以进行分析和存储。

在图59A到59C中，显示了神经激励传输装置964。在图59A中，装置964被手术植入到大脑966中。装置964包括微光电二极管或电极968和电源/发射器970。该装置被植入在枕骨皮层972附近。

在图59B中，装置964以带976的形式手术植入到眼睛974中，带976包括微光电二极管978a，978b和电源980和发射器982。

在图59C中，使用超大尺寸的接触设备984作为角膜巩膜透镜将装置964从外部放置到眼睛974上。该装置包括产生微电流的电极986，微光电二极管或电极988，电源990和用于将信号发送到远端位置进行分析和存储的发射器992。

在图60中，接触设备1000包括电源1002和固定频率发射器1004。发射器1004发射一个频率，该频率由轨道卫星1006接收。在检测到发射器1004发射信号的频率时，卫星可以发送一个表示发射器1004位置的用于远端接收的信号，该信号表示出佩戴接触设备1000的个人的确切位置。这对于军事行动中不间断地监视所有人的位置是非常有用的。

在图61中，接触设备1008位于下眼睑1010之下。接触设备包括压力传感器，连接到LED驱动器1014和LED1016的集成电路1012。电源1018与位于接触设备1008中的装置相连。

在眼睑将眼睛1020闭合时，压力传感器1012将被激活以激励LED驱动器，并因此使LED将信号1020发送到位于接收器系统中的远端光电二极管或光接收器1022。光电二极管或光接收器1022在接收到信号1020后，可以发送用于启动或关闭一个电路的信号1024。这种应用对于那些被限制为只能移动眼睛的人来说非常有用。

在图62中，接触设备1026包括隔室1028，1030，隔室1028，1030包括可以在接触设备1026的位置施放的化学品或药物。传感器1032提供一个表示所要测量的特定条件或参数的信号。在由逻辑电路1034验证该信号的分析结果合格后，可以启动加热器装置1036来熔化用于密封隔室1028，1030的线状物或其它封闭件1038，以释放包含在隔室1028，1030中的化学品或药物。根据作为传感器1032测量结果所产生的生物学可变信号，由电源1040给系统供电。

根据图63中所示的系统，位于眼睛1044上的葡萄糖传感器1042可以产生胆固醇含量信号1046并发送到与胰岛素泵1050相连的接收器1048，以便将胰岛素释放到血流1052中。胰岛素的相应增加进而由传感器1042在眼睛1044上测量到，以便控制胰岛素泵1050释放的胰岛素量。从而建立一个恒定监视系统。

虽然本发明已经参考它的优选实施例进行了介绍，可以理解根据附加权利要求的范围本发明并不受限于这些实施例。

Claims (17)

1.一种用于与眼睛接触放置的接触设备，所述接触设备包括：

接触表面，用于与眼睛的表面接合；和

安装在所述接触表面上的传感器，所述接触表面是可定位的以使眼液遇到所述传感器，所述传感器根据所遇到的眼液产生一个表示身体和眼睛的化学参数的信号，在眼睛外部发送所述信号以对其进行分析和指示特定身体功能的状态；

安装在所述接触表面上的信号发射器，用于发送所述信号；和

能量源，用于为所述信号发射器供电。

2.根据权利要求1的接触设备，其中所述信号发射器通过空中发送信号以在一远端位置接收。

3.根据权利要求1的接触设备，其中所述传感器检测眼液中的葡萄糖含量。

4.根据权利要求1的接触设备，其中所述传感器检测眼液中的胆固醇含量。

5.根据权利要求1的接触设备，其中所述传感器检测眼液中的氧含量。

6.根据权利要求1的接触设备，其中所述传感器检测眼液中的pH值。

7.根据权利要求1的接触设备，其中所述传感器检测眼液中的钾含量。

8.根据权利要求1的接触设备，其中所述传感器检测眼液中的钠含量。

9.一种用于与眼睛接触放置的接触设备，所述接触设备包括：

接触表面，用于与眼睛的一个部位接合；和

安装在所述接触表面上的传感器，所述接触表面是可定位的以使体液遇到所述传感器，所述传感器产生一个表示所遇到的体液的性质的信号，在生命体外部发送所述信号以对其进行分析和指示特定身体功能的状态，所述传感器可以在佩戴接触设备的人的睡眠引起眼睑移动到一个位置时对眼睑作出响应，在发生表示睡眠的眼睑闭合动作时所述传感器产生一信号，将所述信号发送到一报警电路以通知佩戴人其转换到睡眠状态。

10.一种用于与眼睛和眼睑接触放置的接触设备，所述接触设备包括：

相对的接触表面，用于与眼睛的一个部位和眼睑接合；

安装在所述接触表面之一上的传感器；

位于所述传感器表面上的传感器选择性膜，用于通过来自眼睛的液体；

位于所述传感器内部的所述传感器的电极；

由所述电极产生的、表示来自眼睛的液体的性质的信号；

位于所述接触表面之间的发射器，用于在眼睛和眼睑外部发送所述信号以分析该信号和指示特定身体功能的状态。

11.根据权利要求10的接触设备，其中所述传感器检测来自眼睛的液体中的葡萄糖含量。

12.根据权利要求10的接触设备，其中所述传感器检测来自眼睛的液体中的胆固醇含量。

13.根据权利要求10的接触设备，其中所述传感器检测来自眼睛的液体中的氧含量。

14.根据权利要求10的接触设备，其中所述传感器检测来自眼睛的液体中的温度等级。

15.根据权利要求10的接触设备，其中所述传感器检测来自眼睛的液体中的钾含量。

16.根据权利要求10的接触设备，其中所述传感器检测来自眼睛的液体中的钠含量。

17.根据权利要求10的接触设备，其中所述发射器通过空中发送信号以在一远端位置接收。

Images