(57)【要約】  患者の眼における深刻な網膜虚血を判定する電池駆動式の携帯型装置を提供する。この装置は、患者の眼における血流の低下の結果を検出し、光を出射する光源と、光源から患者の眼に向けて光を向け直す拡散器又は拡散回転楕円鏡とを備える。一組の電極は、患者の眼の近傍の皮膚に接触し、光刺激に対する眼の電気的応答を表す電気信号を受信する。マイクロコントローラは、患者の網膜虚血の度合いを判定するためのアルゴリズムを用いて電極が感知した電気信号を解釈する。一実施の形態においては、瞳孔の面積を測定し、これに基づいて光刺激の強さを決定する制御を行う。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験者の眼血流の低下を検出する携帯型装置において、
光を出射する光源と、
上記光源から出射された光を、上記被験者の眼に向かう光路に向け直す拡散手段と、
上記被験者の眼の近傍の位置に接触し、上記眼に向けられた光による刺激に応答する該被験者の眼からの電気信号を受信する少なくとも１つの電極と、
上記被験者の眼に向けられた光を制御し、上記少なくとも１つの電極が受信した電気信号を測定し、上記被験者の眼において血流が低下しているか否かを判定する電子回路とを備える携帯型装置。
【請求項２】
上記拡散手段は、拡散回転楕円鏡であることを特徴とする請求項１記載の携帯型装置。
【請求項３】
上記光源は、発光ダイオードであることを特徴とする請求項１記載の携帯型装置。
【請求項４】
上記電子回路は、上記光が眼に向けられた時刻から、上記少なくとも１つの電極によって検出された電気信号のピークの時刻までの経過時間を測定することを特徴とする請求項１記載の携帯型装置。
【請求項５】
上記光源及び上記電子回路に電力を供給する電池を更に備える請求項１記載の携帯型装置。
【請求項６】
眼の瞳孔の直径又は面積を測定する検出器を更に備える請求項１記載の携帯型装置。
【請求項７】
上記検出器は、ビデオカメラであることを特徴とする請求項６記載の携帯型装置。
【請求項８】
上記ビデオカメラは、該ビデオカメラによる測定のために瞳孔を照らす照明装置を有することを特徴とする請求項７記載の携帯型装置。
【請求項９】
上記照明装置は、赤外線放射源であることを特徴とする請求項８記載の携帯型装置。
【請求項１０】
上記検出器が測定した瞳孔の直径又は面積に基づいて、光の強さを決定する電子回路を更に備える請求項６記載の携帯型装置。
【請求項１１】
上記少なくとも１つの電極は、３つの電極から構成されることを特徴とする請求項１記載の携帯型装置。
【請求項１２】
把持部分と、該把持部分に対して回転可能に取り付けられた電極ホルダとを更に備える請求項１１記載の携帯型装置。
【請求項１３】
上記電極に問い合わせを行い、又は上記把持部分に対する該電極の位置を感知して、当該携帯型装置が上記被験者の右眼又は左眼のうち、どちらの近傍に位置しているかを判定する電子回路を更に備える請求項１２記載の携帯型装置。
【請求項１４】
上記電気信号は、眼の側部に配置された１つの電極と、他の電極のうちの１つとによって受信されることを特徴とする請求項１１記載の携帯型装置。
【請求項１５】
被験者の眼血流が低下しているか否かを判定する判定方法において、
光源と、拡散反射体と、少なくとも１つの電極とを有する携帯型装置を準備するステップと、
上記少なくとも１つの電極が被験者の眼の近傍の皮膚に接触するように上記携帯型装置を配置するステップと、
上記光源を発光させ、上記被験者の眼に光を向けるステップと、
上記光による眼への刺激を感応する上記少なくとも１つの電極を介して、電気信号を検出するステップと、
上記光源の発光信号及び上記少なくとも１つの電極によって検出された電気信号を用いて、眼血流が低下しているか否かを判定するステップとを有する判定方法。
【請求項１６】
上記携帯型装置は、発光ダイオードである光源を有することを特徴とする請求項１５記載の判定方法。
【請求項１７】
上記携帯型装置は、３つの電極を有することを特徴とする請求項１５記載の判定方法。
【請求項１８】
上記携帯型装置を配置するステップは、１つの電極が、上記被験者の眼の側部の皮膚に接触し、他の電極が、該被験者の眼の下部の皮膚に接触するように該携帯型装置を配置することを特徴とする請求項１７記載の判定方法。
【請求項１９】
上記血流を判定するステップは、上記光源の発光の時刻と、上記少なくとも１つの電極によって検出された電気信号が最大値に達した時刻との間の時間を測定することを特徴とする請求項１５記載の判定方法。
【請求項２０】
上記携帯型装置は、拡散回転楕円鏡を有することを特徴とする請求項１５記載の判定方法。
【請求項２１】
患者の網膜虚血を検出する網膜虚血検出システムにおいて、
被験者の眼血流の低下を検出する携帯型装置を備え、該携帯型装置は、
光を出射する光源と、
上記光源から出射された光を、上記被験者の眼に向かう光路に向け直す反射器又は拡散器と、
上記被験者の眼の近傍の位置に接触し、該被験者の眼に向けられた光による刺激に応答する該被験者の眼からの電気信号を受信する少なくとも１つの電極と、
上記被験者からの電気信号を示すデジタル信号を供給する増幅器及びアナログ／デジタル変換器と、
上記光源を発光させ、上記少なくとも１つの電極を介して、上記被験者からデジタル信号を受信し、該光源の発光及びデジタル信号を用いて、患者の網膜虚血を判定するマイクロコントローラとを備える網膜虚血検出システム。
【請求項２２】
上記増幅器は、低利得差動増幅器であることを特徴とする請求項２１記載の網膜虚血検出システム。
【請求項２３】
上記マイクロコントローラは、上記光源の強さを制御することを特徴とする請求項２１記載の網膜虚血検出システム。
【請求項２４】
眼の瞳孔の面積を測定するシステムを更に備え、
上記マイクロコントローラは、上記瞳孔の面積に基づいて上記光源の強さを制御することを特徴とする請求項２３記載の網膜虚血検出システム。
【請求項２５】
上記光源は、短いフラッシュを出射し、
上記マイクロコントローラは、上記光源の短いフラッシュの発光の周波数を制御することを特徴とする請求項２１記載の網膜虚血検出システム。
【請求項２６】
上記マイクロコントローラは、上記短いフラッシュを約３０ミリ秒毎に制御することを特徴とする請求項２５記載の網膜虚血検出システム。
【請求項２７】
上記瞳孔の面積を測定するシステムは、照明源を有するビデオカメラであることを特徴とする請求項２４記載の網膜虚血検出システム。
【請求項２８】
上記照明源は、赤外光源であることを特徴とする請求項２７記載の網膜虚血検出システム。
【請求項２９】
上記反射器又は拡散器は、拡散反射面を有する拡散回転楕円鏡であることを特徴とする請求項２１記載の網膜虚血検出システム。
【請求項３０】
上記光源は、少なくとも１つの発光ダイオードであることを特徴とする請求項２１記載の網膜虚血検出システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、網膜虚血を監視する装置に関し、詳しくは、患者の眼に十分な血流があるかを容易に判定できる携帯型装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
糖尿病性網膜症は、眼の網膜への血流が次第に減少することによって引き起こされる疾患である。この血流の減少は、酸素欠乏又は網膜虚血の原因となる。時間が経つにつれて、虚血は悪化し、網膜は、ホルモンを分泌し始め、新生血管を形成する。これらの血管は、非常に脆弱であり、眼の不適当な部分で成長する。これらが破裂すると失明に至る場合がある。糖尿病患者の眼における虚血の悪化によって引き起こされる他の症状として、視力に関係する眼の中心部に浮腫が生じ、視力が低下する黄斑浮腫がある。
【０００３】
今日、疾患の進行は、眼科医によって診断でき、疾患が重度になった場合、レーザによって網膜を繰り返し焼き（汎網膜光凝固）、血管新生ホルモンの分泌を止める（又はこれらの作用を阻害する）ことによって治療を行うことができる。また、不適当な血管成長の開始を遅らせることができる薬物療法が利用可能であり、また更なる研究開発が行われている。
【０００４】
したがって、糖尿病性網膜症の早期発見によって、疾患の初期段階で介入を行うことができ、糖尿病患者の生活の質を向上させ、より長い期間に亘って視力を維持させることができる。米国眼科学会は、病歴が１０年を超える糖尿病患者に、検眼を毎年行うことを推奨している。このような診断及び治療が可能であるにもかかわらず、糖尿病性網膜症は、米国の就労世代における失明の主な原因であり、世界中の失明の主な原因の１つである。
【０００５】
現在、眼科医は、糖尿病性網膜症の判定のために、以下のような２つの一次診断検査を用いている。
１．眼底撮影は、眼底を詳細に撮影し、所定の特徴の存在について、等級付けを行う手法である。通常、この眼底撮影写真は、熟練の技術者が眼底カメラと呼ばれる専門のカメラを用いて撮影する。写真の等級判定（grading）は、眼科医又は特別に訓練された「グレーダ（grader）」が行う。
２．蛍光眼底血管造影は、患者の静脈に蛍光色素を注射しながら、専門的なカメラシステムを用いて、眼を通過する色素の時間的経過の写真を撮影する手法である。この技術によって、眼の表面に亘る血流を判定でき、また、血管からの漏洩を判定できる。蛍光眼底血管造影は、眼科医又は認定された技術者が行い、写真の判定は、眼科医又は特別に訓練された「グレーダ」が行う。
【０００６】
網膜虚血のメカニズムによって眼に障害を引き起こす疾患は、糖尿病性網膜症だけではない。それほど一般的な疾患ではないが、網膜中心静脈閉塞症（central retinal vein occlusion：ＣＲＶＯ）、網膜中心動脈閉塞症（central retinal artery occlusion：ＣＲＡＯ）、及び鎌状赤血球性貧血等があり、これらも網膜虚血を引き起こし、眼における不適当な新生血管の成長の原因となる。
【０００７】
臨床の網膜電図（ＥＲＧ）の特徴は、網膜虚血及び糖尿病性網膜症の程度及び深刻度に強く関連することがあることが知られている。学術文献において、ＥＲＧの特徴と、幾つかのタイプの網膜虚血の深刻度との間の関係を説明する多くの報告がある。このような文献としては、「Bresnick, G, Korth, K, Groo, A. and Palta, M. Archives of Ophthalmology 102: 1307-11 (1984) Electroretinographic oscillatory potentials predict progression of diabetic retinopathy」、「Bresnick, G. and Palta, M, Archives of Ophthalmology 105:60-664 (1987) Temporal aspects of the electroretinogram in diabetic retinopathy」及び「Bresnick, G and Palta, M, Archives of Ophthalmology 105: 929-33 (1987) Oscillatory potential amplitudes, Relation to severity of diabetic retinopathy.」等がある。
【０００８】
ＥＲＧは、通常、暗くされた部屋で、眼に電極を直接置いた状態で、大きな装置を用いて記録される。瞳孔を拡大するための散瞳薬と、電極を眼に置く前に眼を麻痺させるための麻酔点眼薬が使用される。波形は、熟練の技術者によって収集され、通常、眼科医又は視覚電気生理学の博士号を取得した専門家によって判定される。ＥＲＧは、上述した短所のために、網膜虚血の判定に普及していない。
【０００９】
このように、網膜虚血を発見するための現在のシステム及び方法は、眼底撮影、蛍光眼底血管造影又は従来のＥＲＧシステムを用いている。これらの手法は、全て、高価な設備及び施設を必要とし、及び結果を処理及び判定するために高度に訓練された人員を必要とする。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
したがって、本発明の目的は、操作が容易で、結果の処理及び判定のための訓練が殆ど又は全く不要な、安価な携帯型装置を提供することである。更に、本発明の目的は、一般診療医師が使用でき、糖尿病眼の健康状態を判定することができ、これにより、網膜障害のために視力が失われる糖尿病眼の数の大幅な低減に寄与することができる装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明は、糖尿病又は他の虚血性の眼科疾患による患者の眼における網膜虚血を診断する小型の携帯型網膜電図監視装置（handheld electroretinographic monitoring device）を提供する。
【００１２】
この監視装置は、手動で、被検者の眼の近傍の皮膚に接触するように配置させることができ、眼に光のフラッシュを出射する光源を有する。光は、高輝度発光ダイオードによって発光され、眼に一様の光を提供するために拡散回転楕円鏡によって眼に向けられる。光刺激に応答する眼からの戻り信号は、眼の近傍の皮膚に接触する電極によって検出される。例示的な実施の形態では、側面電極と、側面電極から直角方向に配置された他の２つの電極との３つの電極を用いる。受信信号は、側面電極と、他の電極のうちの１つとによって検出される。
【００１３】
例示的な実施の形態では、電極は、監視装置の把持部分に回転可能に取り付けられた電極ホルダに配設されており、電極ホルダは、被験者の左眼及び右眼の両方の解剖学的な差異に対応するために、把持部分に対して回転できる。また、側面電極と他の電極のそれぞれとの間のインピーダンスを測定することによって、又は把持部分に対する電極ホルダの回転方向を判定することによって、どちらの眼が検査されているかを判定するシステムを設けてもよい。
【００１４】
更に、眼に向けられた光を制御し、光に応じて眼から発生した電気信号を測定する電子回路を設ける。光のフラッシュと、戻り信号のピークの時刻との間の時間は、患者の網膜虚血の程度を示している。
【００１５】
監視装置は、自己完結型であり、すなわち、携帯型監視装置は、内蔵電池で駆動され、操作子と、ユーザのための電子表示部が配設されている。一実施の形態では、眼の瞳孔の直径の面積を測定し、瞳孔の面積又は直径に基づいて光フラッシュの強さを決定する検出器を設ける。検出器は、ビデオカメラであってもよい。
【００１６】
更なる特徴として、検出器は、瞳孔を照射する照明源を備え、照明源は、好ましくは、赤外線照明源である。
【００１７】
本発明のこれらの及び他の特徴及び利点は、添付の図面を参照する以下の詳細な説明によって明らかとなる。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】本発明に基づく携帯型装置の斜視図である。
【図２】図１の携帯型装置の一部である電極ホルダの斜視図である。
【図３】本発明の概略図である。
【図４】本発明で用いられる背景光及び刺激光の光の強さを示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１９】
図１は、本発明に基づく携帯型網膜虚血監視装置１０（以下、単に監視装置という。）を示している。図１に示すように、監視装置１０は、把持部分１２を備え、把持部分１２の前端には、監視装置１０が動作位置（operative position）にあるときに、患者の眼の近傍の皮膚に接触するように構成された電極（図１には示していない。）を有する電極ホルダ１４が配設されている。図１に示すように、電極ホルダ１４は、好ましくは、把持部分１２に回転可能に取り付けられている。監視装置１０は、動作電力を供給する電池を収納する電池収納部１６を備える。更に、監視装置１０は、表示部（readout）１８及び様々な操作子２０を備え、これらの用途については、後に説明する。
【００２０】
図２に、監視装置１０の電極ホルダ１４の斜視図を示す。例示的な実施の形態では、電極ホルダ１４は、中心に位置する開口２２と、３つの電極、すなわち、側面電極３２と、側面電極３２から直角方向に離間し、側面電極３２からそれぞれ略同じ距離の位置に配設された他の２つの電極３４、３６とを備える。電極３２、３４、３６の間隔は、携帯型監視装置１０が患者の眼の近傍の皮膚に置かれると、側面電極３２が眼の側部に対向し、他の２つの電極３４、３６の一方が眼の下瞼に隣り合う皮膚に接触するように設計される。他方の電極は、患者に接触しない。どの電極が患者に接触しているかは、電極対のインピーダンスを測定することによって判定され、この判定により、システムは、検査されている眼を自動的に確認する。
【００２１】
電極ホルダ１４は、把持部分１２に対して１８０度回転させることができ、左眼及び右眼に対して電極３２、３４、３６の位置を調整し、この回転を検知することによっても、どちらの眼が検査されているかを判定することができる。
【００２２】
ここに示す実施の形態では、電極は、携帯型監視装置１０に一体化された部品として取り付けられているが、変形例として、電極は、使い捨てであってもよく、すなわち、患者毎に取り替えることができるように、携帯型監視装置１０の把持部分１２に容易に取り付けられ、把持部分１２から容易に取り外すことができるように構成してもよい。この場合、実際に患者に接触する携帯型監視装置１０の唯一の部分を患者毎に消毒する必要性がなくなる。この実施の形態では、電極は、使い捨てのプラスチックシートに埋め込むことができ、これにより、検査毎に新たな電極セットが使用され、患者間のあらゆる感染を最大限に防ぐことができる。
【００２３】
図２には、３つの電極３２、３４、３６を示しているが、これより少ない数の電極を用いても、本発明を効果的に実施することができる。後述するように、３つの電極を使用することによって、携帯型監視装置１０の操作時に生じる他の利点がある。
【００２４】
図３は、図１と共に、本発明に基づく図１の携帯型監視装置１０内に含まれている部品を示している。光源３８は、眼に光刺激を供給するために使用され、光源３８は、小型の発光ダイオード（ＬＥＤ）であってもよく、これにより従来のキセノンストロボ又はＬＥＤのアレイとは異なり、携帯型機器に好適に使用できる。現在の高輝度ＬＥＤは、効率的な拡散器と共に構成することで本発明を実施するために十分な輝度を有するが、幾つかのアプリケーションでは、複数のＬＥＤを用いて光源３８を構成してもよい。
【００２５】
光源３８は、マイクロコントローラ４０によって制御され、マイクロコントローラ４０は、図３に示すように、携帯型監視装置１０の全体的な制御を行うが、携帯型監視装置１０内に容易に収まるように十分に小さい。光源３８は、拡散回転楕円鏡（diffuse spheroidal reflector）４２の内部に突き出るように配設され、これにより光源３８からの光は、眼４４に向かって、あらゆる方向から一様に指向される。ここに示す実施の形態では、拡散回転楕円鏡４２は、回転楕円状であり、反射率を高めるために内表面が白色でコーティングされている。この拡散回転楕円鏡４２を使用することによって、眼４４の網膜の大部分に一様な照明が供給される。
【００２６】
上述したように、光源３８の制御は、マイクロコントローラ４０によって行われ、マイクロコントローラ４０は、ＬＥＤの発光のタイミングだけではなく、光の強さも制御する。光源３８の光の強さの制御については、後に説明する。発光のタイミングに関しては、ＬＥＤは、３０ミリ秒毎に区切られた一連の短い光のフラッシュを供給するが、この他の刺激波形又は刺激周波数を用いてもよい。
【００２７】
好ましい実施の形態では、ＬＥＤ又は光源３８の強さは、一定の背景照射（background illumination）を生成するように調節される。この背景照射により、眼４４は、既知の明順応の状態になり、この状態は、後に説明するように、一貫した応答のために重要である。
【００２８】
図４は、時間に対する光の強さのグラフを簡潔に示しており、ここでは背景照射の光の強さをＡとし、光の短いフラッシュの強さをＢとして示している。この図４のグラフに示すように、背景照射の強さは、一定に維持され、光の短いフラッシュは、短期間の強い光である。
【００２９】
図３に示すように、上述した光源３８による光刺激によって、眼４４から電気信号が生成され、例えば、患者の眼４４の近傍の皮膚に接触する電極３２、３４（電極３２、３６であってもよい。）がこの電気信号を検知し、その電気信号は、配線４８を介して、ブロック５０として示す増幅器及びアナログ／デジタル（Ａ／Ｄ）変換器に供給される。増幅器は、従来の増幅器における利得調整及び飽和からの長い回復期間を不要とする２４ビットアナログ／デジタル変換器を用いるバイオメディカル増幅器（biomedical amplifier）を用いることが好ましい。
【００３０】
従来の増幅器は、通常、検査の間、利得設定がアナログ／デジタル変換器の入力範囲に正しく収まっているかを確認する必要があるために、技術者が何らかの監視を行う必要があった。更に、このような従来の増幅器は、飽和する（入力信号に応じない）ことがあり、信号に反応する能力を回復するために数十秒もの時間がかかることがあった。飽和した場合には、患者からの応答の欠落と区別することが難しく、そのため、信頼できる信号取得の自動化が困難であった。
【００３１】
この問題を回避するために、好ましい実施の形態では、システムは、低利得差動増幅器（３２倍まで）及び高解像度（通常、２４ビット）差動アナログ／デジタル変換器を用いて、眼４４から皮膚に接触する電極３２、３４を介して信号を取得する。すなわち、増幅器は、非常に忠実な入力波形を再生しながら、雑音及びオフセットについて非常に高い許容度を有する。また、ブロック５０の増幅器及びアナログ／デジタル変換器は、妨害信号によって引き起こされる長期の飽和に耐性を有する。このシステムの入力インピーダンスは、非常に高く（１０ＭΩ以上）、これにより皮膚に接触する電極３２、３４の比較的高いインピーダンスは、結果に影響を及ぼさない。ブロック５０のアナログ／デジタル変換器の出力は、マイクロコントローラ４０に供給され、マイクロコントローラ４０は、データを解析する。
【００３２】
この携帯型監視装置１０の更なる特徴は、どちらの眼が検査されているか、すなわち右眼及び左眼のどちらが検査されているかを判定するシステムを有している点である。図２に示すように、例示的な実施の形態では、三角形を形成する３つの電極３２、３４、３６を用い、１つの電極３２は、眼４４の側に沿い、他の２つの電極３４、３６は、側面電極３２に対して、直角方向にずれた位置に配置されている。このため、どちらの眼が検査されているかを判定するメカニズムは、電極の対の間に低い電流を流し、電極インピーダンスを測定する。この電流は、検査される特定の眼を判定するために使用され、検査の間はオフにされており、皮膚に接触していると判定された２つの電極だけを用いて検査処理を行う。したがって、検査は、側面電極３２と、２つの電極３４、３６のいずれか一方とを用いて実行される。
【００３３】
本発明の更なる特徴として、任意の特徴ではあるが、眼４４の瞳孔の面積に基づいて、光源３８の強さを決定するシステムを設け、これにより、瞳孔を拡張するために散瞳薬を点眼することなく、様々な患者間で網膜への光刺激を一定にする。このため、システムは、眼４４の瞳孔を撮影し、瞳孔の面積を測定するように配設されたビデオカメラ５２を有する。ビデオカメラ５２は、小型の比較的低解像度（例えば、３２０×２４０画素）デバイスであってもよく、ビデオカメラ５２は、瞳孔を照らす照明源を有する。
【００３４】
瞳孔測定のための照明源は、眼４４の内部からの反射光によってビデオカメラ５２が瞳孔の可視画像を良好に撮像できるように、ビデオカメラ５２のレンズと略同軸上に配置された１つ以上の赤外線ＬＥＤであることが好ましい。赤外光放射を用いることによって、眼には見えないが、ビデオカメラ５２にとっては十分な照明を提供することができる。これにより、瞳孔の面積は、簡単な閾値処理及び画素計数アルゴリズムを用いて、容易に測定できる。当分野では、瞳孔面積を測定するための幾つかのシステムが提案されており、このうちの１つは、Ｓａｌｉｄｉｎ，ＪＪによって、「Investigative Ophthalmology and Visual Science, 17:702-705 (1978)」に、「Television Pupillometry via digital time processing」として開示されている。
【００３５】
いずれの場合も、瞳孔の面積は、マイクロコントローラ４０によって測定でき、これにより、光源３８の強さは、各患者にとって及び同じ患者に関する連続した検査において、光刺激が基本的に同じになるように、この瞳孔面積に基づいて決定される。また、このシステムを用いて、例えば、まばたきのために眼が閉じられているかを判定することもでき、信号のうちのまばたきによる部分を解析から除外することができる。
【００３６】
電極３２、３４が検知した電気信号からのデータの解析は、上述したように、マイクロコントローラ４０によって実行される。患者の網膜虚血を特定するためのアルゴリズムは、既に提案されている。このようなアルゴリズムは、例えば、「Applied Optics 30:2106-2112 (1991) by Severns, ML, Johnson, MA and Merritt, SA Automated estimate of implicit time and amplitude of the flicker electroretinogram and 1991 Technical Digest Series, Washington, D.C」及び「Optical Society of America, pp. 10-13 (1991) by Severns, ML and Johnson, MA Automated implicit time and amplitude determination for the 30 Hz flicker electroretinogram: performance prediction of neovascularization central retinal vein occlusion」に開示されている。
【００３７】
例示的な実施の形態では、まず、皮膚電極３２、３４からの信号における雑音の量を解析し、正確且つ臨床的に有意義な測定を行うことができるかを判定する。ＳＮ比（signal to noise ratio）が限界である場合、推定を向上させるために更なるデータを収集してもよい。次に、データに正弦波を当て嵌め、光による刺激と眼の最大応答との間の経過時間を測定する。この測定は、眼の虚血の程度について非常に敏感な測定であることが知られている。これについては、上述した文献「Applied Optics」に記載されている。
【００３８】
本発明に基づく携帯型監視装置１０（図１）は、更なる部品として、各テストを開始し、カスタマイズされた設定を入力するために使用することができる操作子２０を備える。更に、表示部１８は、各検査の結果の視覚的読出情報（visual readout）、すなわち、眼の網膜虚血の程度に関連する視覚的読出情報をユーザに提供する。
【００３９】
以下、図１〜図４を参照して、本発明の携帯型監視装置１０の動作について説明する。まず、検査する眼に対して、電極ホルダ１４を適切な向きに回転させて調整する。携帯型監視装置１０を患者に対して保持し、少なくとも２つの皮膚電極３２、３４又は皮膚電極３２、３６が患者の皮膚に接触するように、患者の眼に近付ける。携帯型監視装置１０は、操作子２０のボタンを押すことによって初期化される。これにより、電池電力がオンになり、マイクロコントローラ４０に電力が供給され、マイクロコントローラ４０が光源３８に通電し、所定の、比較的低い強さの順応光又は背景光が、約１分間継続して照射される。
【００４０】
次に、マイクロコントローラ４０は、側面電極と、他の電極のそれぞれとの間のインピーダンスを測定することによって、どちら側の眼が検査されているかを判定する。眼が識別されると、インピーダンス測定は、中止される。これに代えて、検査される眼を、把持部分１２に対する電極ホルダ１４の回転方向を感知することによって判定することもできる。
【００４１】
そして、マイクロコントローラ４０は、網膜を刺激するために、約３０Ｈｚで光源３８の点滅を開始する。同時に、ビデオカメラ５２は、瞳孔の面積を測定し、マイクロコントローラ４０は、この面積に基づいて、光源３８の強さを調整する。上述したように、この機能は、携帯型監視装置１０の全ての実用例において使用する必要はない。そして、マイクロコントローラ４０は、眼４４において生成された電気信号を皮膚電極３２、３４から受信し、この電気信号を処理し、既知のアルゴリズムを用いて、結果として生じる網膜電図を測定し、光刺激と受信した電気信号のピークとの間の経過した遅延時間（または、皮膚電極３２、３４の網膜電図の解釈）及び測定の信頼度の推定値を表示部１８に表示する。
【００４２】
変形例として、波形データは、医師が見るために、表示部１８に表示してもよく、或いは、読出ユニットにダウンロードしてもよい。データ及び結果は、患者のカルテに記録するために、ハードコピーとして印刷してもよく、電子的に保存してもよい。
【００４３】
本発明に基づく携帯型の網膜虚血の監視装置を様々に適応化し及び変形することは、当業者にとって容易であり、これらの変形された装置及びその使用方法は、全て、以下の特許請求の範囲に定義される本発明の範囲及び思想に包含される。したがって、本発明は、以下の特許請求の範囲及びその等価物によってのみ制限される。
【図１】
2010501250.tif 000003
【図２】
2010501250.tif 000004
【図３】
2010501250.tif 000005
【図４】
2010501250.tif 000006
【国際調査報告】
2010501250.tif 000007