眼角膜超聲測厚及眼壓測量復合傳感器設計

夏 翎,趙興群

(東南大學生物科學與醫學工程學院,南京 210096)

眼角膜超聲測厚及眼壓測量復合傳感器設計

夏 翎,趙興群*

(東南大學生物科學與醫學工程學院,南京 210096)

眼角膜厚度和眼壓是眼球的兩個重要生理參量,是診斷屈光不正、青光眼等眼科疾病的重要指標。新型復合傳感器能一次性完成兩個參量的測量。使用這種傳感器,可以提高眼科醫學診斷的便利性,同時可以根據角膜厚度修正眼壓值。通過超聲傳感器和使用電磁驅動的壓力控制系統相結合,實現兩種測量的同步完成。超聲傳感器采用PZT系列壓電復合材料,角膜厚度采用超聲波脈沖回波法測量。電磁壓力控制根據眼壓測量的需求,通過計算得到電磁驅動系統的結構參數和電磁參數。由實驗測量結果可知,角膜厚度測量精度在±10 μm范圍內;電磁壓力控制系統的壓力范圍為0～0.490 N,精度為0.000 6 N。該復合傳感器測量精度和范圍符合傳統角膜測厚和眼壓計的標準,為二合一眼科儀器研制打下基礎。

醫用傳感器;眼角膜測厚;眼壓測量;電磁壓力控制

人類最常見的眼病是屈光不正,眼角膜測厚是開展屈光性手術的必要手段。眼角膜厚度的測量方法有[1]:光學測量法(optical pachymetry)、超聲測量法(ultrasonic pachymetry)及用光學相干斷層掃描儀OCT(Optical Coherence Tomography)、超聲生物顯微鏡UBM(Ultrasonic Biomicroscopy)、接觸式或非接觸式角膜內皮鏡(contact or non-contact specular microscopy)和OrbscanⅡ眼前節分析診斷系統等。其中超聲測量法由于準確、簡便,因而成為研制復合傳感器的首選。

眼壓值是診斷青光眼時的重要依據。其測量方法主要有:眼壓計法、液體壓力計及指壓法。目前常用的眼壓計是Goldmann壓平眼壓計、Proview眼壓計、Tono-Pen眼壓計、Perkins手持眼壓計與非接觸式眼壓計等。其中,Goldmann眼壓計是國際公認測量眼壓的“金標準”,它利用探頭壓平眼角膜測得眼壓值[2-3]。

但是,Goldmann眼壓計的探頭需手動操作,整個測量過程依賴于操作者的經驗,即使測量同一被試者的眼壓,不同操作者得到的結果也不盡相同。為了解決這一問題,我們設計了電磁壓力控制裝置,實現自動計算并顯示眼壓值。其中,壓力控制單元能夠精確控制探頭施壓在眼球上,并反饋壓力值,是構成眼壓測量儀的重要組成部分。

實際臨床診斷中,角膜厚度對眼壓測量值存在影響[4-6]。有很多病例的角膜厚度很厚,使用眼壓計測量的眼壓值很高,但是通過前房插管直接測量法得到的眼壓卻很正常,這些病例提示了眼壓與臨床表現不相符的現象,測量眼壓的時候必須要考慮角膜厚度的影響。使用此復合傳感器用角膜厚度值直接對眼壓值進行修正,能夠更精確的獲得眼壓臨床診斷數據。

圖1 測量系統組成結構示意圖

1 復合傳感器設計

1.1 總體結構設計

復合傳感器總體設計需要將超聲傳感器和壓力傳感器整合在一起。超聲眼角膜測厚采用脈沖回波法測量,此種方法在發射超聲脈沖后,傳感器在高壓激勵下會產生檢測盲區,因此需要在眼球和壓電晶片之間設置透聲的緩沖區。結構設計要確保這兩種傳感器能同時工作,但它們又互不影響。

結構設計如圖1所示。設計時,測壓探頭中嵌入一個壓電式超聲傳感器,通過一個連桿和轉軸連接到電磁壓力控制單元。測壓探頭材質的選擇既要考慮壓力傳遞的連續性,又要能滿足設置透聲緩沖區的需求,透聲透光性良好的輕質有機玻璃成為首選。在檢測時,測壓探頭在電磁壓力單元的控制下施壓在眼球表面,內嵌的超聲傳感器發射超聲脈沖,測量出眼角膜的厚度;電磁壓力單元通過微處理器對驅動電流的控制和計算測量出眼壓值。

1.2 眼角膜厚度測量

超聲波傳感器[7]是實現聲電轉換的裝置,它既能發射超聲波又能接收發射出去的超聲回波,并能轉換為電信號。超聲波傳感器根據其工作原理可以分為壓電式、磁致伸縮式、電磁式等。在實際使用中,以壓電式探頭最為常見。

超聲波測厚的方法主要有脈沖回波法、共振法和干涉法3種。共振法和干涉法可測厚度在0.1 mm以下的材料,精度較高,可達0.1%,但對物體表面光潔度要求較高,脈沖回波法雖然測量精度僅能達到1%,但對被測物體表面光潔度要求較低,可測表面略粗糙的物體,而且電路設計簡單容易實現。

眼科用超聲探頭一般有兩種:一種為注水式探頭,另一種稱為固體探頭,都使用單晶體凹面圓形超聲換能器。凹面的設計使超聲波束有效地聚焦,以提高測量的縱向分辨力。

圖2 脈沖反射法測厚原理圖

本設計采用的是使用壓電式超聲傳感器的固體探頭,使用脈沖回波法測量眼角膜厚度。測厚原理如圖2所示。凹面圓形超聲換能器在高壓激勵電脈沖作用下發射超聲脈沖波,經由探頭前端透聲的緩沖區聚焦至眼角膜,在眼角膜的外壁和內壁產生反射,得到兩個對應的脈沖回波,通過檢測角膜前、后壁回波的時間間隔T,便能夠得到眼角膜厚度d,計算公式如下:

(1)

式中:C為超聲波在眼角膜內的傳播速度。

超聲傳感器的具體設計詳見2.1。

1.3 眼壓測量

本設計參照的Goldmann眼壓計,眼壓測量采用壓平式原理。用外力將角膜壓平,設置固定壓平面積,測量壓平該面積所需力的大小來計算眼壓。測量范圍為0～10.64 kPa(0～80 mmHg),測量精度為0.067 kPa(0.5 mmHg),其探頭直徑為5.8 mm,壓平時的壓平面直徑3.06 mm。根據Imbert-Fick原理:Pt(眼內壓)=F(壓平角膜的外力)/S(壓平面積),探頭承受的壓力范圍是 0～0.078 N,測量精度為0.000 5 N[8-9]。

我們設計的眼壓自動測量儀探頭直徑為12 mm,壓平面直徑7.2 mm,眼壓測量范圍仍然是0～10.64 kPa,那么,該眼壓測量儀探頭上承受的壓力與Goldmann成正比,比值為3.62/1.532=5.54,即壓力范圍是0～0.432 N。故該電磁驅動系統要求能夠提供范圍為0～0.432 N、精度為0.003 N的力。

目前常用驅動裝置的原理有:電磁型、壓電晶體型、形狀記憶合金型、靜電型、氣動型和熱膨脹型。因電磁型驅動結構簡單,故本設計選擇電磁鐵作為測壓探頭的動力裝置。

電磁驅動的基本原理是,磁場中的載流導體受到力的作用,并產生機械運動,運動方向由安培定律決定。在電磁驅動單元中,將永磁鐵作為線圈的磁芯,則線圈處于永磁鐵所產生的外磁場中。當線圈中通以激勵電流時,由于外磁場的存在使線圈受到安培力的作用,從而使線圈與磁鐵之間產生相對運動。在保持磁場方向不變的前提下,改變線圈中激勵電流的方向,就可以改變安培力的方向,故給線圈施加不同方向的激勵電流,可以分別實現探頭的伸和縮。探頭產生的安培力和線圈中的激勵電流成線性關系,只要控制線圈激勵電流,就能精確控制探頭產生的壓力,從而推知眼壓值。

眼壓測量儀是低功耗手持式設備,要求電磁驅動單元的體積小、工作電壓低。綜合考慮后,電磁驅動單元設計目標為:在電源3.3 V條件下,設計一個體積小于20 mm×20 mm×20 mm、電磁力范圍為0～0.443 2 N、精度為0.000 5 N的直流電磁鐵,可控制并反饋得到電磁力的大小。

控制單元用于控制電磁鐵進行工作,主要功能是微處理器通過數模發送控制壓力大小模擬電壓,用以控制激勵電流,改變電磁力大小,再將電磁力通過模數采樣反饋給微處理器,以實現電磁力的閉環控制,實時調整壓力值大小。

設計框圖如圖3所示。

壓力測量參數設計詳見2.2。

圖3 控制單元設計框圖

2 參數計算

2.1 超聲傳感器參數計算

超聲傳感器的工作波長決定了它的縱向分辨力,從這一角度出發,它的頻率越高越好。但是頻率越高超聲信號衰減越快,不利于回波信號的檢測。我們選擇15 MHz作為超聲傳感器的工作頻率。它的極限分辨力R是波長λ的1/4,根據頻率f和波長λ的關系公式:

λ=c/f

(2)

取超聲波在人體眼球中傳播的平均速度1640 m/s,可以得出分辨力R為:

(3)

這一指標能夠滿足檢測的分辨力要求。

為進一步提高測量的縱向分辨力,防止擴散的超聲波束產生雜散回波對檢測產生影響,探頭采用了凹面聚焦設計。超聲傳感器結構如圖4所示。

圖4 超聲波傳感器結構圖

一般而言,正常人的角膜厚度為500 μm～600 μm,取中間值550 μm。將焦距置于眼角膜厚度的中點,得到公式:

(4)

探頭前端的透聲緩沖區長度即為傳感器到眼角膜表面的距離D,用壓電復合材料制成的超聲傳感器,在附加了吸聲背襯塊之后,它的盲區能做到不大于20個頻率周期。有機玻璃的聲速為2 692 m/s,據此可以計算出避開盲區所需的距離最小值Dmin:

(5)

根據壓力部分的結構設計,探頭直徑d為12 mm,考慮到結構裝配,內嵌的超聲傳感器弦長dx設計為10 mm,圖4中a為超聲波束的聚焦夾角,取夾角為45°時根據公式:弦長=2Rsina可知:

(6)

最終得出傳感器到眼角膜表面的距離:

(7)

由于D大于Dmin,滿足消除超聲傳感器探測盲區的要求。

2.2 電磁壓力控制的參數計算[10]

電磁壓力設計時,先根據電磁系統的實際需要選擇電磁鐵的結構。通常,螺管式電磁鐵具有反力特性平坦且可作行程較大的直線運動的特點;拍合式電磁鐵具有反力特性較陡峭且作旋轉運動的特點。眼壓測量需要直線壓力,且要以盡量小的體積獲得較大的電磁力,故選用有甲殼的螺管式電磁鐵。為實現探頭伸出和縮進,需要該電磁鐵能夠產生雙向電磁力,故用永磁體代替其銜鐵,將線圈作為可動受力部件。電磁鐵結構如圖5所示。

圖5 電磁鐵結構軸向截面示意圖

結構尺寸和電磁參數可以通過解析法或COMSOL等數值仿真軟件得到[11]。本設計依據電磁吸力、磁勢、電壓和發熱等4個基本方程,采用解析法確定符合要求的電磁鐵結構參數。由圖5可知,線圈所受電磁力F由兩個分量組成,即由主氣隙磁導及相應的主磁場能量變化所產生的端面電磁力Fδ和由側面漏磁場能量變化所產生的螺管力Fl。

所以作用于全部線圈上的螺管力為:

(8)

式中j銅環中的電流密度,rn和rw分別為線圈的內外半徑。

不考慮非工作氣隙的磁阻,由伸到磁鐵內腔那部分的線圈側表面所切割的全部漏磁通是:

(9)

漏磁部分單位長度內的磁勢:

(10)

式中:N為線圈匝數,hxq為線圈高度,g為線圈與永磁體之間每單位長度上的漏磁磁導,z為線圈伸到磁鐵內腔長度。因此,螺管力為:

(11)

假定不計磁阻,為計算作用在線圈上的總電磁力,則其磁鏈為:

(12)

(13)

因Φδ=IN·Gδ且z+δ=hxq,代入式(12),則:

(14)

由電磁力能量平衡公式得,

(15)

在直流情況下,

(16)

上式第一項是端面電磁力,就是通常意義下的電磁鐵吸力公式;第二項是螺管電磁力。由以上推導可以看出總電磁力和電磁鐵尺寸參數的關系,并根據所需的電磁力大小得出合適的尺寸參數。

再由電壓方程式確定電壓與導線截面積的關系。直流情況下,

(17)

式中:Rxq為線圈電阻,qx和ρx分別是導線截面積和電阻率,dx為導線直徑。由上式可以根據電磁鐵工作電壓和尺寸參數選擇直徑合適的導線。

由于眼壓測量中的電磁鐵屬于短時工作制,正常工作時溫升很小,發熱方程可以不予考慮。

根據上述4個主要的方程,可以初步確定電磁鐵的參數。但是,由此確定的參數是否符合設計要求,還需依據結果進行調整。

3 測量實驗

3.1 超聲波測厚實驗

實驗對象為標準眼球模型(厚度為556 μm)。將模型水平放置,用探頭輕輕垂直地接觸模型表面,同一點上連續測量20次,記錄結果。實驗結果如表1所示。

表1 眼角膜模型厚度測量實驗結果

角膜厚度測量實驗的結果說明傳感器具有良好的精確度和重復性,達到±10 μm測量精度。

3.2 電磁壓力測量實驗

測量系統產生壓力是基于電磁理論中激勵電流和電磁力正比關系,因此,為了驗證所設計的電磁壓力控制單元中電磁力與激勵電流的關系,進行如下兩項實驗。

圖6為行程為1 mm時該控制系統的電磁力與激勵電流關系。圖中兩條曲線分別由兩種方式得到電磁力數據:數值計算和實際測量,兩條曲線總體趨勢一致。

圖6 行程為1 mm時電磁力與激勵電流關系

圖7為激勵電流100 mA時,測量系統壓力控制模塊的電磁力與其行程的關系。圖中兩條曲線分別是由數值計算和實際測量得到電磁力數據。由于電磁鐵行程無法精確測量,實際只能以行程為0 mm、5 mm 和10 mm 3點的電磁力值為代表。由圖可見,曲線總體趨勢一致,當電磁鐵的激勵電流一定時,電磁力隨著行程的增大而減小,且近似成線性關系。

圖7 行程為1 mm時電磁力與激勵電流關系

由實驗結果可知,當電磁鐵行程一定時,電磁力和激勵電流近似成正比;當激勵電流一定時,電磁力隨著行程的增大迅速減小。利用行程不變時,電磁力和激勵電流良好的線性關系,根據激勵電流能間接推知電磁力大小,實現眼壓的自動測量。測量過程使用FPGA中固化的算法可實現動態誤差的實時修正[12]。

3.3 角膜厚度和眼壓的修正關系

角膜厚度對眼壓的影響早在20世紀五六十年代就有報道,1957年Goldman也討論過角膜厚度對眼壓測量值的影響,Ehlers等發現壓平眼壓值和壓力測量法所得到的實際眼壓之間的差異可以通過角膜厚度線性校正。眼壓校正值(mmHg)為:0.071(平均角膜厚度578 μm)。其中578 μm是統計得到的健康人群的平均角膜厚度。

隨后,Herndon等發現,角膜厚度與眼壓計測量得到的值并不一定成完全的線性變化,其研究發現,眼壓計測量得到的眼壓值隨角膜厚度的變化如表2所示。

表2 Herndon對照表

根據Herndon對照表,可以將眼壓計測量得到的眼壓值加上角膜厚度對應的眼壓校正參數。

由此可見,不同研究得出的修正方法有所不同。綜合以上研究結果,正常人群平均角膜厚度值可設定為550 μm。角膜厚度每偏離正常人群平均值10 μm,壓平眼壓計測得的眼壓值大約偏離真實值0.5 mmHg。

4 小結

本課題研究的復合傳感器是一種可以同時測量角膜厚度和眼壓的新型傳感器,它僅需要接觸一次眼球就可以同時測量獲取角膜厚度和眼壓值,并根據測量得到的角膜厚度對測量眼壓進行校正,更加準確的得到實際眼壓值。本傳感器角膜厚度測量采用超聲波脈沖回波法,眼壓測量通過電磁驅動的壓力控制系統實現。經實驗驗證,該復合傳感器達到了設計要求,為研制新型眼科診斷儀器提供了方便。

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DesignofCompositeSensorforUltrasoundCornealThicknessandIntraocularPressureMeasurement

XIALing,ZHAOXingqun*

(School of Biological Science and Medical Engineering,Southeast University,Nanjing 210096,China)

Corneal thickness and intraocular pressure(IOP)are both the significant physiological parameters of the eyeball,and have great influence on the diagnosis of refractive errors,glaucoma and other eye diseases. The new kind of composite sensor could achieve a simultaneous measurement of the two parameters. The use of this sensor,on the one hand could improve the convenience of ophthalmic diagnosis,on the other hand could correct IOP based on corneal thickness. To complete the two measurements synchronously,the ultrasonic sensor and the electromagnetic-driven pressure control system were combined. Ultrasonic sensor used piezoelectric composite materials,and corneal thickness was measured with the high frequency ultrasonic pulse-echo. The structural and electromagnetic control parameters in the electromagnetic drive system were got by electromagnetic functions,the electromagnetic force was controlled according to the actual needs of IOP measuring. The experimental results showed that the accuracy of corneal thickness measurement was within ±10 μm;in the electromagnetic pressure control system,the pressure range was 0～0.490 N,the accuracy 0.000 6 N. The accuracy and range of the composite sensor were in line with the standard of traditional corneal thickness measurement and tonometer. This study laid the foundation for the further development of two-in-one measuring ophthalmic instruments.

medical sensor;corneal thickness measurement;intraocular pressure measurement;electromagnetic pressure control

10.3969/j.issn.1004-1699.2017.12.003

2017-09-25修改日期2017-11-08

TH786

A

1004-1699(2017)12-1794-06

夏翎(1963-),男,浙江諸暨人,東南大學助理工程師。主要從事醫學儀器設計和開發、模擬及數字電路設計、超聲信號在醫學及工業上的應用研究,xialing@seu.edu.cn;

趙興群(1964-)男 江蘇泰州市 博士 現任東南大學教授,主要從事醫學儀器設計和開發、醫學信號分析與處理、超聲波檢測技術及應用等研究,ndt@seu.edu.cn。