臨床由于缺少在體眼角膜生物力學性能參量檢測技術, 眼科醫師對生理環境眼內壓作用下角膜變形機制的理解存在一些問難。依據眼科臨床采用的壓平式眼內壓測量時角膜受力變形情況, 運用Young理論分析的角膜彈性模量與角膜變形壓平面積、眼壓測量值及真實眼內壓之間的關系, 提出將一項可同時動態獲取角膜變形壓平面積、角膜壓平力和角膜變形壓平位移的新型角膜變形壓平眼壓式測量技術, 發展應用于角膜生物力學性能參數檢測。在體兔眼球角膜的實驗結果證明該技術能成功實現角膜彈性模量及黏彈蠕變力學行為的非破壞性測量。
引用本文： 張學勇, 劉東, 唐震, 廖榮豐, 馬建國. 壓平式非破壞性技術在體測量角膜彈性模量與蠕變力學性能. 生物醫學工程學雜志, 2015, 32(1): 192-196. doi: 10.7507/1001-5515.20150035 復制
引言
角膜是有一定厚度和表面張力的生物軟組織材料，具有滯后、松弛、蠕變及非線性的應力-應變關系等黏彈生物力學性能。目前臨床上開展的近視眼治療方案——角膜屈光手術主要是針對眼球角膜的，其中準分子激光原位角膜磨鑲術(laser in situ keratomileusis, LASIK)由于其手術設計較符合人角膜的解剖生理特性，具有術后疼痛輕、發生角膜渾濁少等優點，目前是全世界應用最廣泛、開展最多的近視眼角膜屈光手術。近來文獻報道LASIK術后部分患者角膜發生向前擴張膨隆，影響視力矯治效果。醫師與學者普遍認為角膜膨隆現象可能與角膜的生物力學性能改變有關[1]。在眼內壓(intraocular pressure, IOP)作用下，由于術后角膜纖維減少，其抵抗力將降低，角膜纖維的減少量也許直接影響著角膜的彈性模量及蠕變力學性能。此外，文獻[2]指出，圓錐角膜患者其角膜彈性下降；而青光眼患者眼內壓升高，角膜變硬。因此開展眼角膜材料的彈性模量和蠕變等生物力學性能檢測技術研究，實現生理眼內壓環境下眼角膜變形機制的正確理解，在眼科臨床對指導近視眼準分子激光角膜屈光手術以及青光眼和角膜疾病的診治具有重要作用。
Woo等[3]把摘除的人眼角膜固定于一密閉的小容器上，通過加載-卸載眼內壓方式進行角膜膨脹測試，對角膜和鞏膜的非線性彈性模量和眼球壁硬度等生物力學性能進行研究。楊堅等[4]則把角膜移植手術后的剩余邊緣角膜切成條狀或環狀試樣，采取控制不同的拉伸比進行單軸拉伸實驗，在角膜的應力-應變、應力松弛和蠕變性能等生物力學特性方面進行了研究。Jaycock等[5]利用新鮮完整羊眼球，借助電子散斑干涉法(electronic speckle pattern interferometry, ESPI)對LASIK術后角膜的生物力學性能的變化情況進行檢測。Liu等[6]把新鮮豬眼球注入生理鹽水，采取整個眼球的灌注測試方法研究了角膜的硬度。以上所述的諸多角膜生物力學特性檢測方法，由于是對角膜進行離體測量，破壞了角膜固有的生理環境和結構特征，因而不能真實反映角膜的在體生物力學性能。近年來文獻報道基于眼壓檢測的Reichert眼反應分析儀(ocular response analyzer，ORA)可在體測量角膜的滯后量(corneal hysteresis，CH)和角膜的抵抗系數(corneal resistance factor, CRF)，能夠對角膜屈光手術前后及健康眼和青光眼角膜的總體生物力學性能的變化情況進行評估[7]。然而由于CH和CRF沒有建立與角膜材料經典力學參量如彈性模量、應力和應變等的定量關系，因而在眼科臨床也沒有得到廣泛的推廣應用。
本文研究一項新的基于壓平眼壓式測量方法的在體眼角膜生物力學性能參量檢測技術，在不同生理眼內壓作用下對兔眼球角膜進行實驗，結果證明該項技術可以實現角膜彈性模量及黏彈蠕變力學行為的在體非破壞性檢測。
1 理論基礎
1.1 壓平法測眼壓工作原理
壓平式眼壓測量法是一種間接測量眼內壓的方法，其測壓原理服從Imbert-Fick定律。如圖 1所示，角膜上的壓平力W等于測量的眼內壓Pt與角膜變形壓平面積A的乘積, W=Pt·A。通常測壓頭壓平角膜時伴有眼球容積改變，此改變使前房水向后移位，籍此眼球壁擴張。眼球壁的彈性擴張增加了眼內壓，因此眼壓計測量的眼壓值Pt一般比真正的客觀眼內壓值Po 要大一些，經適當修正才能代表真正的眼壓值。Goldmann壓平眼壓測量法目前被認為是測量精確度最高的, 其測量結果被眼科界人士視為“金標準”，它通過將角膜壓平到一固定面積(壓平圓直徑3.06 mm，角膜的變形量很小)，依據所需壓平力大小的測量值直接換算成眼壓值。
圖1
壓平法測壓原理示意圖
Figure1.
Schematic diagram of the applanation tonometry
1.2 壓平法測眼壓時角膜形變分析
角膜變形壓平法測眼壓時，圓臺形測壓頭與角膜頂點處接觸，加力至角膜壓平面積為A(相應角膜變形壓平半徑記為r)時，角膜發生變形如圖 2所示，其中R為角膜前表面曲率半徑，中央角膜厚度記為t，角膜頂點向下壓平位移記為d。
圖2
壓平法眼壓測量時角膜變形示意圖
Figure2.
Deformed cornea during applanation tonometry
圖 2中，依據三角關系，有：
| $ {{R}^{2}}={{r}^{2}}+{{\left(R-d \right)}^{2}} $ |
在壓平法眼內壓測量中，由于角膜向下壓平位移即壓平高度d甚小于角膜的曲率半徑R, 因而式(1)可以簡化為：
| $ d=\frac{{{r}^{2}}}{2R}=\frac{\pi {{r}^{2}}}{2\pi R}=\frac{A}{2\pi R} $ |
根據力的疊加原理可知，角膜向下壓平位移d是測頭施加于變形角膜壓平部分向下的壓平力W和眼內壓Po對壓平的變形角膜內壁形成的向上的壓力共同作用的總效果。在角膜變形壓平部分現假設壓平力W單獨作用時，角膜向下的位移為d2，而眼內壓Po單獨作用于角膜時，角膜向上的位移為d1，則有：
| $ d={{d}_{2}}-{{d}_{1}} $ |
| $ \left\{ \begin{align} & {{d}_{1}}=\frac{{{P}_{o}}{{\left(R-t/2 \right)}^{2}}\left(1-v \right)}{2Et} \\ & {{d}_{2}}=\frac{0.3\cdot W\left(R-t/2 \right){{\left(1-{{v}^{2}} \right)}^{\frac{1}{2}}}}{E{{t}^{2}}} \\ \end{align} \right., $ |
式中ν=0.49是角膜材料(視為不可壓縮)的泊松比，E是角膜材料的彈性模量，測頭施與角膜壓平部分的壓平力W=Pt·A=Pt·πr2，其中Pt是壓平式眼壓檢測裝置的讀數，即角膜變形壓平式眼壓裝置眼壓測量值。將式(4)代入式(3)，有：
| $ \begin{align} & d=\frac{0.3{{P}_{t}}A\left(R-t/2 \right){{\left(1-{{v}^{2}} \right)}^{\frac{1}{2}}}}{E{{t}^{2}}}-\\ & \frac{{{P}_{o}}{{\left(R-t/2 \right)}^{2}}\left(1-v \right)}{2Et} \\ \end{align} $ |
利用式(2)和式(5)，可得到：
| $ \begin{align} & E=\frac{0.6\text{ }\!\!\pi\!\!\text{ }R\left(R-t/2 \right){{\left(1-{{v}^{2}} \right)}^{\frac{1}{2}}}}{{{t}^{2}}}{{P}_{t}}-\\ & \ \ \ \ \ \ \frac{\text{ }\!\!\pi\!\!\text{ }R{{\left(R-t/2 \right)}^{2}}\left(1-v \right)}{At}{{P}_{o}} \\ \end{align} $ |
式(6)表明，角膜材料的彈性模量與眼球真正的眼內壓Po及眼壓檢測裝置測量的眼內壓Pt相關。
2 在體眼角膜生物力學性能檢測
2.1 實驗裝置
基于新型角膜變形壓平眼壓式在體眼角膜生物力學性能參數檢測實驗裝置主要由眼內壓測量和眼壓微灌注調控兩個子系統組成，如圖 3所示。
圖3
壓平法檢測裝置示意圖
Figure3.
Schematic diagram of the experimental set-up of applanation tonometry
眼內壓檢測子系統(即壓平式眼壓檢測裝置)包括光學量檢測、力學量檢測、中央處理和顯示存儲四個單元。
光源發出的光通過會聚透鏡、分光鏡，經遮擋板后部分光將進入圓臺棱鏡，當圓臺棱鏡沒有接觸眼角膜時，這部分光會通過圓臺棱鏡上表面，經側面和下底面全內反射后從圓臺棱鏡另一側面全發射回到分光鏡，通過柱面透鏡投射到光電探測器上。測量眼壓時，圓臺棱鏡接觸角膜，經其下表面的光由于部分反射、部分透射，此時光電探測器探測到的光通量會發生變化，經適當定標后可給出角膜變形的壓平面積[10]。
力學檢測單元為一個雙杠桿聯動系統, 內部裝置的壓力傳感系統彈性元件控制一前后移動的壓力臂，通過測壓旋鈕滾輪實現彈性元件張弛調整。工作時，慢慢旋進旋鈕(實驗中旋鈕標定刻度范圍：0~0.06 N)，將使圓臺棱鏡(測頭)準靜態地徐徐壓向眼球，此時圓臺棱鏡向角膜施加的作用力由電阻應變式壓力傳感器感知。
電阻應變式壓力傳感器將感知的壓力信號與光電探測器探測的光電流信號經雙通道A/D轉換器件(CS5500)后送至微處理單元MPU(ATmega16)處理。利用MPU內置編輯的程序，同時動態獲取角膜變形的壓平面積、壓平力和眼內壓數據，利用系統串行通訊接口RS232傳送至個人電腦PC顯示與存儲。依據待測眼球測定的眼球角膜曲率半徑數值，通過電腦人機交互界面進行人工設置，可同時獲取角膜變形壓平位移數據。當角膜變形的壓平面積達到7.35 mm2時，MPU內置程序發出控制指令，報警器鳴叫，測量自動結束。
眼壓微灌注調控子系統實際上是一個包括傾斜式微壓計(含壓力傳感器)、管徑1 mm且長度60 cm的軟管、內置生理鹽水的儲罐、醫用注射器針頭和兔眼球的閉環系統，通過調控模擬實現兔眼球不同的真實眼內壓。
2.2 實驗步驟
2.2.1 角膜彈性模量檢測
篩選無角膜疾病和角膜瘢痕的健康新西蘭兔[前角膜曲率半徑5.6 mm, 厚度為(0.52±0.01)mm]，麻醉后側置于載物托盤。將與傾斜式微壓計相連接的醫用注射器針頭仔細地從兔角膜邊緣處刺入兔眼前房。為防止液體滲漏，眼壓微灌注調控子系統中所有器件連接處均用膠水小心涂抹。壓力從5 mm Hg開始，并以5 mm Hg的間隔一直增加到55 mm Hg。在每個眼內壓下，使用角膜變形壓平式眼壓檢測裝置進行眼內壓測量(角膜變形壓平面積為7.35 mm2)，每個壓力下連續測量三次，記錄數據Po和Pt，然后取Pt平均值。
2.2.2 角膜蠕變力學性能檢測
使用微壓計將兔眼球的眼內壓從5 mm Hg增大至15 mm Hg，將角膜變形壓平式眼壓檢測裝置圓臺形測頭移至角膜頂點上方，扭動其測壓旋鈕，給角膜突然加載0.019 6 N的力，然后保持1 500 s，連續檢測變形角膜頂點的位移數據，由PC記錄并顯示。以同樣的檢測步驟對眼內壓在20、35和45 mm Hg時分別進行一次測量，每次測量間隔時間為10 min。
3 實驗結果與分析
3.1 角膜材料的彈性模量
表 1給出的是兔眼球角膜在真正眼內壓(Po)為5~55 mm Hg時，眼內壓的測量值(Pt)及對應的角膜材料彈性模量值。
表1
角膜彈性模量
Table1.
Corneal elasticity moduli
從表 1中可以看出，在體眼角膜在不同生理眼內壓作用下，其彈性模量也有所不同。Fung[11]指出生物組織材料的彈性模量與組織的應力有關。角膜實質層(stroma)占整個角膜厚度的90%，由大量間隙充滿蛋白多糖細胞間質(matrix)的相互平行的膠原纖維(collagen fibril)所形成的多層膠原板片相互垂直交叉構成。實驗結果表明，在低眼壓階段(＜6 mm Hg)，角膜彈性模量與細胞間質的彈性模量相當，為~10 kPa，角膜基質可能起主要作用；而在正常眼壓和高眼壓階段，角膜彈性模量較大，起主要作用的可能是膠原纖維(彈性模量可高達~1 GPa)。因而，LASIK術后角膜膠原纖維減少，其彈性模量將下降。此外，研究結果也顯示與高眼壓青光眼患者角膜變硬的臨床[12]結論相一致。
3.2 角膜材料的蠕變力學性能
圖 4給出的是兔眼球眼內壓分別在15、20、35和45 mm Hg時，角膜頂點位移隨時間的變化曲線。
圖4
角膜壓平變形頂點位移與時間變化曲線
Figure4.
Apex displacement-time curves of cornea deformation under different pressures
從圖 4中可看出，突然給角膜加載一壓平力0.019 6 N，然后保持恒定時間1 500 s，可觀察到角膜在加載初期，其頂點變形位移隨時間增加而非線性增大，至150 s后漸趨穩定，不再隨時間增大而顯著變化。當眼內壓為15、20、35和45 mm Hg時，位移平均值分別為0.201、0.156、0.096和0.082 mm。這個現象可能解釋為：在加載初期，眼房水后移，眼前房內壓減小，角膜較易變形，其后隨眼內房水分泌增加，內壓增大，直至作用于角膜內壓力與外加壓力相平衡，其變形才趨于穩定。實驗結果較好地反映了角膜所具有的典型生物材料的黏彈力學蠕變行為[13]。另外，從圖 4中也可看出同樣的壓平力在高眼壓下造成的角膜頂點變形位移較低眼壓時小，這可能說明眼壓越高，角膜組織越硬，剛度越大，從而也更不易變形。
4 結論
壓平法是眼科臨床廣泛采用的眼壓測量方法，目前能實現眼內壓測量的壓平式眼壓測量技術要么是對一給定的角膜變形壓平面積測量所需的壓平力，如Goldmann壓平眼壓計，要么是對一固定的力測量所能產生的角膜變形壓平面積，如Mаклаков眼壓計。本文提出一項能同時測量角膜變形壓平力、壓平面積和角膜變形壓平位移的新技術，拓展了壓平式眼壓檢測技術的應用范圍，成功實現了在生理眼內壓環境下的兔眼角膜材料彈性模量和蠕變力學行為的在體非破壞性檢測，這對正確理解生理環境下角膜的變形機制具有重要作用。初步實驗研究結果顯示該技術還可能實現個體眼球壁硬度的在體測量，因而在眼科臨床開展的眼房水流暢系數(aqueous flow facility)和眼脈動幅度(ocular pulse amplitude, OPA)的研究方面也具有重要潛在價值。
引言
角膜是有一定厚度和表面張力的生物軟組織材料，具有滯后、松弛、蠕變及非線性的應力-應變關系等黏彈生物力學性能。目前臨床上開展的近視眼治療方案——角膜屈光手術主要是針對眼球角膜的，其中準分子激光原位角膜磨鑲術(laser in situ keratomileusis, LASIK)由于其手術設計較符合人角膜的解剖生理特性，具有術后疼痛輕、發生角膜渾濁少等優點，目前是全世界應用最廣泛、開展最多的近視眼角膜屈光手術。近來文獻報道LASIK術后部分患者角膜發生向前擴張膨隆，影響視力矯治效果。醫師與學者普遍認為角膜膨隆現象可能與角膜的生物力學性能改變有關[1]。在眼內壓(intraocular pressure, IOP)作用下，由于術后角膜纖維減少，其抵抗力將降低，角膜纖維的減少量也許直接影響著角膜的彈性模量及蠕變力學性能。此外，文獻[2]指出，圓錐角膜患者其角膜彈性下降；而青光眼患者眼內壓升高，角膜變硬。因此開展眼角膜材料的彈性模量和蠕變等生物力學性能檢測技術研究，實現生理眼內壓環境下眼角膜變形機制的正確理解，在眼科臨床對指導近視眼準分子激光角膜屈光手術以及青光眼和角膜疾病的診治具有重要作用。
Woo等[3]把摘除的人眼角膜固定于一密閉的小容器上，通過加載-卸載眼內壓方式進行角膜膨脹測試，對角膜和鞏膜的非線性彈性模量和眼球壁硬度等生物力學性能進行研究。楊堅等[4]則把角膜移植手術后的剩余邊緣角膜切成條狀或環狀試樣，采取控制不同的拉伸比進行單軸拉伸實驗，在角膜的應力-應變、應力松弛和蠕變性能等生物力學特性方面進行了研究。Jaycock等[5]利用新鮮完整羊眼球，借助電子散斑干涉法(electronic speckle pattern interferometry, ESPI)對LASIK術后角膜的生物力學性能的變化情況進行檢測。Liu等[6]把新鮮豬眼球注入生理鹽水，采取整個眼球的灌注測試方法研究了角膜的硬度。以上所述的諸多角膜生物力學特性檢測方法，由于是對角膜進行離體測量，破壞了角膜固有的生理環境和結構特征，因而不能真實反映角膜的在體生物力學性能。近年來文獻報道基于眼壓檢測的Reichert眼反應分析儀(ocular response analyzer，ORA)可在體測量角膜的滯后量(corneal hysteresis，CH)和角膜的抵抗系數(corneal resistance factor, CRF)，能夠對角膜屈光手術前后及健康眼和青光眼角膜的總體生物力學性能的變化情況進行評估[7]。然而由于CH和CRF沒有建立與角膜材料經典力學參量如彈性模量、應力和應變等的定量關系，因而在眼科臨床也沒有得到廣泛的推廣應用。
本文研究一項新的基于壓平眼壓式測量方法的在體眼角膜生物力學性能參量檢測技術，在不同生理眼內壓作用下對兔眼球角膜進行實驗，結果證明該項技術可以實現角膜彈性模量及黏彈蠕變力學行為的在體非破壞性檢測。
1 理論基礎
1.1 壓平法測眼壓工作原理
壓平式眼壓測量法是一種間接測量眼內壓的方法，其測壓原理服從Imbert-Fick定律。如圖 1所示，角膜上的壓平力W等于測量的眼內壓Pt與角膜變形壓平面積A的乘積, W=Pt·A。通常測壓頭壓平角膜時伴有眼球容積改變，此改變使前房水向后移位，籍此眼球壁擴張。眼球壁的彈性擴張增加了眼內壓，因此眼壓計測量的眼壓值Pt一般比真正的客觀眼內壓值Po 要大一些，經適當修正才能代表真正的眼壓值。Goldmann壓平眼壓測量法目前被認為是測量精確度最高的, 其測量結果被眼科界人士視為“金標準”，它通過將角膜壓平到一固定面積(壓平圓直徑3.06 mm，角膜的變形量很小)，依據所需壓平力大小的測量值直接換算成眼壓值。
圖1
壓平法測壓原理示意圖
Figure1.
Schematic diagram of the applanation tonometry
1.2 壓平法測眼壓時角膜形變分析
角膜變形壓平法測眼壓時，圓臺形測壓頭與角膜頂點處接觸，加力至角膜壓平面積為A(相應角膜變形壓平半徑記為r)時，角膜發生變形如圖 2所示，其中R為角膜前表面曲率半徑，中央角膜厚度記為t，角膜頂點向下壓平位移記為d。
圖2
壓平法眼壓測量時角膜變形示意圖
Figure2.
Deformed cornea during applanation tonometry
圖 2中，依據三角關系，有：
| $ {{R}^{2}}={{r}^{2}}+{{\left(R-d \right)}^{2}} $ |
在壓平法眼內壓測量中，由于角膜向下壓平位移即壓平高度d甚小于角膜的曲率半徑R, 因而式(1)可以簡化為：
| $ d=\frac{{{r}^{2}}}{2R}=\frac{\pi {{r}^{2}}}{2\pi R}=\frac{A}{2\pi R} $ |
根據力的疊加原理可知，角膜向下壓平位移d是測頭施加于變形角膜壓平部分向下的壓平力W和眼內壓Po對壓平的變形角膜內壁形成的向上的壓力共同作用的總效果。在角膜變形壓平部分現假設壓平力W單獨作用時，角膜向下的位移為d2，而眼內壓Po單獨作用于角膜時，角膜向上的位移為d1，則有：
| $ d={{d}_{2}}-{{d}_{1}} $ |
| $ \left\{ \begin{align} & {{d}_{1}}=\frac{{{P}_{o}}{{\left(R-t/2 \right)}^{2}}\left(1-v \right)}{2Et} \\ & {{d}_{2}}=\frac{0.3\cdot W\left(R-t/2 \right){{\left(1-{{v}^{2}} \right)}^{\frac{1}{2}}}}{E{{t}^{2}}} \\ \end{align} \right., $ |
式中ν=0.49是角膜材料(視為不可壓縮)的泊松比，E是角膜材料的彈性模量，測頭施與角膜壓平部分的壓平力W=Pt·A=Pt·πr2，其中Pt是壓平式眼壓檢測裝置的讀數，即角膜變形壓平式眼壓裝置眼壓測量值。將式(4)代入式(3)，有：
| $ \begin{align} & d=\frac{0.3{{P}_{t}}A\left(R-t/2 \right){{\left(1-{{v}^{2}} \right)}^{\frac{1}{2}}}}{E{{t}^{2}}}-\\ & \frac{{{P}_{o}}{{\left(R-t/2 \right)}^{2}}\left(1-v \right)}{2Et} \\ \end{align} $ |
利用式(2)和式(5)，可得到：
| $ \begin{align} & E=\frac{0.6\text{ }\!\!\pi\!\!\text{ }R\left(R-t/2 \right){{\left(1-{{v}^{2}} \right)}^{\frac{1}{2}}}}{{{t}^{2}}}{{P}_{t}}-\\ & \ \ \ \ \ \ \frac{\text{ }\!\!\pi\!\!\text{ }R{{\left(R-t/2 \right)}^{2}}\left(1-v \right)}{At}{{P}_{o}} \\ \end{align} $ |
式(6)表明，角膜材料的彈性模量與眼球真正的眼內壓Po及眼壓檢測裝置測量的眼內壓Pt相關。
2 在體眼角膜生物力學性能檢測
2.1 實驗裝置
基于新型角膜變形壓平眼壓式在體眼角膜生物力學性能參數檢測實驗裝置主要由眼內壓測量和眼壓微灌注調控兩個子系統組成，如圖 3所示。
圖3
壓平法檢測裝置示意圖
Figure3.
Schematic diagram of the experimental set-up of applanation tonometry
眼內壓檢測子系統(即壓平式眼壓檢測裝置)包括光學量檢測、力學量檢測、中央處理和顯示存儲四個單元。
光源發出的光通過會聚透鏡、分光鏡，經遮擋板后部分光將進入圓臺棱鏡，當圓臺棱鏡沒有接觸眼角膜時，這部分光會通過圓臺棱鏡上表面，經側面和下底面全內反射后從圓臺棱鏡另一側面全發射回到分光鏡，通過柱面透鏡投射到光電探測器上。測量眼壓時，圓臺棱鏡接觸角膜，經其下表面的光由于部分反射、部分透射，此時光電探測器探測到的光通量會發生變化，經適當定標后可給出角膜變形的壓平面積[10]。
力學檢測單元為一個雙杠桿聯動系統, 內部裝置的壓力傳感系統彈性元件控制一前后移動的壓力臂，通過測壓旋鈕滾輪實現彈性元件張弛調整。工作時，慢慢旋進旋鈕(實驗中旋鈕標定刻度范圍：0~0.06 N)，將使圓臺棱鏡(測頭)準靜態地徐徐壓向眼球，此時圓臺棱鏡向角膜施加的作用力由電阻應變式壓力傳感器感知。
電阻應變式壓力傳感器將感知的壓力信號與光電探測器探測的光電流信號經雙通道A/D轉換器件(CS5500)后送至微處理單元MPU(ATmega16)處理。利用MPU內置編輯的程序，同時動態獲取角膜變形的壓平面積、壓平力和眼內壓數據，利用系統串行通訊接口RS232傳送至個人電腦PC顯示與存儲。依據待測眼球測定的眼球角膜曲率半徑數值，通過電腦人機交互界面進行人工設置，可同時獲取角膜變形壓平位移數據。當角膜變形的壓平面積達到7.35 mm2時，MPU內置程序發出控制指令，報警器鳴叫，測量自動結束。
眼壓微灌注調控子系統實際上是一個包括傾斜式微壓計(含壓力傳感器)、管徑1 mm且長度60 cm的軟管、內置生理鹽水的儲罐、醫用注射器針頭和兔眼球的閉環系統，通過調控模擬實現兔眼球不同的真實眼內壓。
2.2 實驗步驟
2.2.1 角膜彈性模量檢測
篩選無角膜疾病和角膜瘢痕的健康新西蘭兔[前角膜曲率半徑5.6 mm, 厚度為(0.52±0.01)mm]，麻醉后側置于載物托盤。將與傾斜式微壓計相連接的醫用注射器針頭仔細地從兔角膜邊緣處刺入兔眼前房。為防止液體滲漏，眼壓微灌注調控子系統中所有器件連接處均用膠水小心涂抹。壓力從5 mm Hg開始，并以5 mm Hg的間隔一直增加到55 mm Hg。在每個眼內壓下，使用角膜變形壓平式眼壓檢測裝置進行眼內壓測量(角膜變形壓平面積為7.35 mm2)，每個壓力下連續測量三次，記錄數據Po和Pt，然后取Pt平均值。
2.2.2 角膜蠕變力學性能檢測
使用微壓計將兔眼球的眼內壓從5 mm Hg增大至15 mm Hg，將角膜變形壓平式眼壓檢測裝置圓臺形測頭移至角膜頂點上方，扭動其測壓旋鈕，給角膜突然加載0.019 6 N的力，然后保持1 500 s，連續檢測變形角膜頂點的位移數據，由PC記錄并顯示。以同樣的檢測步驟對眼內壓在20、35和45 mm Hg時分別進行一次測量，每次測量間隔時間為10 min。
3 實驗結果與分析
3.1 角膜材料的彈性模量
表 1給出的是兔眼球角膜在真正眼內壓(Po)為5~55 mm Hg時，眼內壓的測量值(Pt)及對應的角膜材料彈性模量值。
表1
角膜彈性模量
Table1.
Corneal elasticity moduli
從表 1中可以看出，在體眼角膜在不同生理眼內壓作用下，其彈性模量也有所不同。Fung[11]指出生物組織材料的彈性模量與組織的應力有關。角膜實質層(stroma)占整個角膜厚度的90%，由大量間隙充滿蛋白多糖細胞間質(matrix)的相互平行的膠原纖維(collagen fibril)所形成的多層膠原板片相互垂直交叉構成。實驗結果表明，在低眼壓階段(＜6 mm Hg)，角膜彈性模量與細胞間質的彈性模量相當，為~10 kPa，角膜基質可能起主要作用；而在正常眼壓和高眼壓階段，角膜彈性模量較大，起主要作用的可能是膠原纖維(彈性模量可高達~1 GPa)。因而，LASIK術后角膜膠原纖維減少，其彈性模量將下降。此外，研究結果也顯示與高眼壓青光眼患者角膜變硬的臨床[12]結論相一致。
3.2 角膜材料的蠕變力學性能
圖 4給出的是兔眼球眼內壓分別在15、20、35和45 mm Hg時，角膜頂點位移隨時間的變化曲線。
圖4
角膜壓平變形頂點位移與時間變化曲線
Figure4.
Apex displacement-time curves of cornea deformation under different pressures
從圖 4中可看出，突然給角膜加載一壓平力0.019 6 N，然后保持恒定時間1 500 s，可觀察到角膜在加載初期，其頂點變形位移隨時間增加而非線性增大，至150 s后漸趨穩定，不再隨時間增大而顯著變化。當眼內壓為15、20、35和45 mm Hg時，位移平均值分別為0.201、0.156、0.096和0.082 mm。這個現象可能解釋為：在加載初期，眼房水后移，眼前房內壓減小，角膜較易變形，其后隨眼內房水分泌增加，內壓增大，直至作用于角膜內壓力與外加壓力相平衡，其變形才趨于穩定。實驗結果較好地反映了角膜所具有的典型生物材料的黏彈力學蠕變行為[13]。另外，從圖 4中也可看出同樣的壓平力在高眼壓下造成的角膜頂點變形位移較低眼壓時小，這可能說明眼壓越高，角膜組織越硬，剛度越大，從而也更不易變形。
4 結論
壓平法是眼科臨床廣泛采用的眼壓測量方法，目前能實現眼內壓測量的壓平式眼壓測量技術要么是對一給定的角膜變形壓平面積測量所需的壓平力，如Goldmann壓平眼壓計，要么是對一固定的力測量所能產生的角膜變形壓平面積，如Mаклаков眼壓計。本文提出一項能同時測量角膜變形壓平力、壓平面積和角膜變形壓平位移的新技術，拓展了壓平式眼壓檢測技術的應用范圍，成功實現了在生理眼內壓環境下的兔眼角膜材料彈性模量和蠕變力學行為的在體非破壞性檢測，這對正確理解生理環境下角膜的變形機制具有重要作用。初步實驗研究結果顯示該技術還可能實現個體眼球壁硬度的在體測量，因而在眼科臨床開展的眼房水流暢系數(aqueous flow facility)和眼脈動幅度(ocular pulse amplitude, OPA)的研究方面也具有重要潛在價值。
