DE69215479T2

DE69215479T2 - Berührungsloser Druckmesser

Info

Publication number: DE69215479T2
Application number: DE69215479T
Authority: DE
Inventors: Norbert A Massie; Bruce W Maxfield
Original assignee: MASSIE RESEARCH LAB Inc
Current assignee: MASSIE RESEARCH LAB Inc
Priority date: 1991-10-10
Filing date: 1992-09-17
Publication date: 1997-06-12
Anticipated expiration: 2012-09-18
Also published as: US5396888A; EP0536574B1; JPH05253190A; DE69215479D1; US5636635A; EP0536574A1

Description

Diese Erfindung betrifft Tonometer, Einrichtungen, welche zum Messen des intraokularen Drucks (IOP) eines Auges verwendet werden, und spezieller einen berührungslosen Tonometertyp, welcher den Strahlungsdruck eines Ultraschallstrahles verwendet, um einen Druck auf das Auge auszuüben, sowie einen optischen oder Ultraschall-Strahl, um die Applanation oder Eindrückung zu messen, welche von dem aufgebrachten Ultraschall- Strahlungsdruck verursacht wird.
Der grüne Star (Glaucoma) tritt bei ungefähr 2% der Bevölkerung über 40 auf und ist die führende Ursache für das Erblinden. Er schädigt das Auge durch einen erhöhten intraokularen Druck (IOP). Ein ideales Mittel zum Messen des IOP wäre daher von großem Wert. Unglücklicherweise sind die heutigen Geräte zum Messen des IOP, welche Tonometer genannt werden, in beinahe jeder Hinsicht weit entfernt von dem idealen Gerät, und dies trotz der innovativen Beiträge vieler Arbeiter seit den 1800ern.
Mit der Zeit wurden verschiedene mechanische Geräte, elektronische Geräte und, besonders wichtig, Geräte, die das Auge nicht berühren, entwickelt. Trotz der intensiven Aktivität während mehr als einhundert Jahren wurde bisher kein ideales Gerät entwickelt.
Ein ideales Tonometer müßte mehrere Eigenschaften haben. Zunächst sollte es das Auge während der Messung nicht berühren; d.h., es sollte ein berührungsloses Tonometer sein. Dadurch wird die mögliche Übertragung von Krankheiten zwischen Patienten, die Möglichkeit einer Verletzung der Hornhaut und das Risiko einer negativen Reaktion des Patienten auf die örtlichen Anästhetika, welche bei Kontakttonometern benötigt werden, vermieden. Zweitens sollte es für den Patienten angenehm und im Betrieb ruhig sein, um den Patienten nicht zu erschrecken. Drittens sollte es eine Genauigkeit von wenigstens +/-0,5 mmHg über dem gesamten Bereich des IOP von 10 mmHg bis 60 mmHg haben. Viertens sollten die Ergebnisse im Gebrauch unempfindlich gegenüber der Technik des Klinikpersonals sein, und die Messungen sollten leicht durchzuführen sein, so daß die Prüfung leicht von Klinikern durchgeführt werden kann. Fünftens sollte das Gerät kostengünstig sein. Sechstens sollte ein ideales Gerät auch zu Hause einsetzbar sein. Siebtens sollte das Gerät unabhängig davon eingesetzt werden können, ob die Patienten liegen oder aufgerichtet sind. Achtens sollte es keine periodische Neukalibrierung erfordern. Und neuntens sollte es klein sein und von Hand gehalten werden können, so daß es von Allgemeinärzten bei der Überprüfung und für den Einsatz in Notaufnahmeräumen verwendet werden kann.
Die heute verwendeten Tonometer oder früher offenbarten Tonometer leiden unter mehreren Nachteilen. Maklakov entwikkelte 1885 das Druck-Tonometer oder Impressions-Tonometer. Bei diesem Gerät läßt man einen Kolben mit einem bekannten Gewicht gegen das Auge des Patienten zu liegen kommen, welcher in einer zurückgelehnten Stellung ist. Die Kontaktfläche wird mit einem Farbstoff ermittelt, und das Gewicht geteilt durch die Kontaktfläche ergibt den Druck.
Später wurde von Schiotz ein Eindrückungs-Tonometer entwikkelt. Bei diesem Gerät liegt eine kreisförmige Fußplatte gegen das Auge an, und ein zentraler Kolben mit festem Gewicht gleitet gegen das Auge herab. Die Tiefe der Eindrückung wird von einem mechanischen Hebelsystem angezeigt, und die Eindrückung hat im allgemeinen ein inverses Verhältnis zu dem IOP. Aufgrund der komplexen Auswirkungen einer erheblichen Fluidverdrängung muß der IOP mittels einer komplizierten Tabelle ermittelt werden. Ein anderer Nachteil ist, daß die Starrheit der Hornhaut sowie der Hornhautradius beide die Messung beeinflussen. Noch ein weiterer Nachteil dieses Tonometers ist sein fragiler mechanischer Aufbau, der bei der Benutzung große Sorgfalt erfordert. Trotz dieser Nachteile werden die Tonometer von Schiotz und Maklakov heute beide in der ganzen Welt benutzt.
Ein Tonometer mit einer größeren Genauigkeit als der, welche mit dem Schiotz-Tonometer erreicht werden kann, wurde in den fünfziger Jahren von Goldmann entwickelt (US Patent Nr. 3,070,997). In diesem Gerät wird ein kleines Biprisma gegen die Hornhaut gedrückt. Die Hornhaut wird vorbereitet, indem ein örtliches Anästhetikum und ein Farbstoff aufgebracht werden, welcher mit einer Schlitzlampe beleuchtet wird. Das Bild des leuchtenden Tränenfilmes um den Rand des Prismas wird von dem Biprisma geteilt, so daß dann, wenn gerade genug Druck aufgebracht wird, um die Hornhaut auf den Durchmesser des Prismas flach zu drücken (Applanation), die Halbbilder des leuchtenden Rings perfekt ausgerichtet sind. Um präzise Messungen zu erhalten, benötigt man große Fertigkeiten, und die Störungen des intraokularen Pulses müssen visuell ausgemittelt werden. Die Effekte der Anziehungskraft der Oberflächenspannung der Tränen und die abstoßende Kraft aufgrund der Biegung der Hornhaut beeinflussen beide die Messungen. Aus diesem Grund wird der Durchmesser des Prismas so gewählt, daß diese Kräfte bei einem typischen Patienten so weit wie möglich ausgeglichen werden. Dennoch hat das Tonometer von Goldmann in der Praxis wegen der Probleme bei der Kalibrierung und Kliniktechnik einefragwurdige Genauigkeit. Da es ein Kontakttonometer ist, kann es ferner die Hornhaut beschädigen und Krankheiten zwischen Patienten übertragen. Schließlich kann es nicht leicht von Arzthelfern eingesetzt werden. Aus den obigen Gründen erfüllt es unter den meisten Gesichtspunkten nicht die Kriterien des idealen Tonometers. In den Händen eines geübten Klinikers ist es jedoch ausreichend genau, um sowohl für die Behandlung als auch die Überwachung klinisch nützlich zu sein.
Bei einem anderen Kontakttonometer, welches von Makay und Marg entwickelt wurde, wird. ein zylindrisches, hohles und dickwandiges Rohr in Kontakt mit dem Auge gebracht (US Patente Nr. 3,049,001, 3,150,520 und 3,150,521). Ein zentraler Kolben wird dann dazu verwendet, die Rückstellkraft des Auges zu messen. Dieses Gerät wurde auch als Handgerät realisiert, welches etwa die Größe eines größeren Füllers hat (US. Patent Nr. 4,747,296). Messungen mit diesem Gerät sind sehr technikabhängig, und allgemein wird dieses Tonometer nicht als brauchbar für den klinischen Einsatz erachtet.
Bei einem weiteren Versuch, ein besseres Tonometer zu entwickeln, entwickelte Grolman in den sechziger Jahren das Luftstoß- oder Fluidausstoß-Tonometer (US Patent Nr. 3,538,754). Bei diesem Tonometer wird ein Luftstoß kurzer Dauer auf das Auge gerichtet. Der Druck dieses Stoßes nimmt mit der Zeit zu. Wenn der augenblickliche Druck des Luftstromes auf der Oberfläche des Auges gleich dem IOP ist, wird die Hornhaut flachgedrückt. Ein optisches System erfaßt den Moment der Applanation und kann durch Synchronisierung mit der Auslösung des Luftstoßes den IOP angeben. Dieses Gerät wurde von den Patienten nicht gut aufgenommen, weil sowohl der Lärm bei der Erzeugung des Luftstoßes als auch das Gefühl der Luft gegen die Hornhaut unangenehm sind. Ferner hat dieses Gerät über 30 mmHg nur einen geringen klinischen Wert, weil es ihm an Genauigkeit fehlt. Einige Versionen dieses Gerätes sind so empfindlich im Bezug auf die klinische Technik und Ausrichtung, daß viele Kliniker mit ihnen überhaupt keine Ergebnisse erhalten können.
Zahlreiche andere Geräte wurden patentiert, jedoch gewerblich nicht eingesetzt. Die meisten entsprechen den Grundsätzen der verschiedenen, oben beschriebenen Geräte. Ein zusätzlicher Typ ist das Vibrationstonometer, das zum ersten Mal in den sechziger Jahren patentiert wurde (US Patente Nr. 3,192,765 und 3,882,718). Bei diesem Gerät wird vorgeschlagen, daß die Reaktion des Auges auf eine Vibrationsanregung ein Maß des IOP ist. Die vorgeschlagenen Erreger umfassen sehr niederfrequenten Schall und mechanische Kolben. Es ist jedoch wahrscheinlich, daß die Vibrationsfrequenzen des Auges durch viele Faktoren beeinflußt werden, welche nichts mit dem IOP zu tun haben. Es ist in der Tat zu erwarten, daß das tatsächliche Resonanzspektrum des Auges stärker durch das verbindende Gewebe als durch den IOP bestimmt wird. Alle diese Faktoren können der Grund sein, warum bisher kein kommerzieller Einsatz des Vibrationstonometers bekannt wurde, obwohl dessen Entwicklung versucht wurde. Zusätzlich ist es wahrscheinlich, daß die Vibration für den Patienten sehr unangenehm ist. Es gibt keine bekannte kommerzielle Anwendung dieses Konzepts, obwohl versucht wurde, ein funktionierendes Gerät zu bauen.
Ein weiterer Typ eines Vibrationstonometers ist in der EP-A- 0 371 590 offenbart. Gemäß dieser Druckschrift bewirkt ein niederfrequenter Schall eine Vibration der Hornhautoberfläche des Auges, deren Amplitude abhängig von dem intraokularen Druck ist. Ein Sender sendet eine Ultraschallwelle zu dem Auge, welche zu einem Empfänger reflektiert wird. Die Amplitude der reflektierten Ultraschallwelle wird durch die Vibration der Oberfläche des Auges moduliert, und durch Verstärken und Erfassen der Modulation der Ultraschallwelle wird ein Ausgangssignal erzeugt, welches abhängig von dem intraokularen Druck ist.
Zusammengefaßt gesagt, erfüllt keines der bekannten Tonometer alle erwünschten Kriterien, und keines erzielt das tatsächlich klinisch erwünschte Genauigkeitsniveau und die Unabhängigkeit der Messungen von der verwendeten ärztlichen Technik. Es ist somit wünschenswert, ein verbessertes berührungsloses Tonometer vorzusehen, welches die oben genannten Kriterien erfüllt und die Nachteile der Geräte nach dem Stand der Technik vermeidet, welche diese im Vergleich zu dem idealen Tonometer haben.
Die Erfindung sieht ein berührungsloses Tonometer zum Messen des intraokularen Drucks eines Auges gemäß Anspruch 1 und ein Verfahren zum Messen des intraokularen Druckes eines Auges gemäß Anspruch 11 vor.
Bei der vorliegenden Erfindung wird der Strahlungsdruck, welcher durch die Reflexion eines Ultraschalls aufgrund einer akustischen Impedanzfehlanpassung, wie der zwischen dem Auge und der Luft, verursacht wird, verwendet, um das Auge flachzudrücken (Applanation). Eine gleichzeitige Ermittlung des Ultraschallstrahlungsdruckes und der Verformung des Auges ermöglicht die Bestimmung des IOP. Diese Technik der berührungslosen Tonometrie erfüllt die obigen Anforderungen. Zunächst hört der Patient die Messung, welche durchgeführt wird, nicht, anders als bei dem Fluidausstoß- oder Luftstoß-Tonometer. (Wie oben beschrieben ist der Betrieb des Fluidausstoß- oder Luftstoß-Tonometers von einem unerwünschten Schall begleitet, welcher den Patienten leicht erschrecken kann.) Die Ultraschallfrequenz des neuen Strahlungsdruck-Tonometers liegt über der menschlichen Hörschwelle, üblicherweise im Frequenzbereich von 100 kHz bis ein MHz. Der Patient spürt die Kraft wahrscheinlich gar nicht, insbesondere bei der Ausführungsform, bei der der Druck langsam und sanft aufgebracht wird, im Gegensatz zu den Fluidausstoß-Tonometern.
Die Kraft F, welche zu dem auf das Auge gerichteten Strahlungsdruck gehört, ist gegeben durch F=2P/v, wobei P die Leistung in dem auftreffenden Ultraschall ist, und v ist die Ausbreitungsgeschwindigkeit in Luft. Ein Ultraschallstrahl, welcher in Luft 3,37 Watt beträgt, erzeugt z.B. eine Kraft von 0,02 Newton, welche tbei einem Strahl mit einem Durchmesser von 2 mm und Hutprofil einen Druck von 49 mmHg erzeugen würde. Bei diesem Ultraschall-Leistungspegel würde somit eine Applanation für den relativ hohen IOP von 49 mmHg erreicht.
Die Hornhaut reflektiert die gesamte einfallende Leistung, bis auf etwa 10&supmin;&sup8;. Bei dem obigen Beispiel würden somit nur 33,7 Nanowatt Ultraschalleistung in das Auge eindringen. Dies entspricht ferner einer in das Auge eintretenden Leistungsdichte von nur 1,1 µW/cm². Da es wahrscheinlich ist, daß das Gerät im Pulsbetrieb mit Impulsen arbeitet, welche maximal 0,1 Sekunden lang sind, würden nicht mehr als 3,37 Nanojoule mit einer Dichte von 0,1 Mikrojoule/cm² in das Auge eindringen. Diese Zahlen liegen weit unter den sicheren und zulässigen Schwellwerten.
Da der Ultraschall fokussiert werden kann, können Applanationspunkte verwendet werden, die kleiner sind als die der Luftstoß-Tonometer, wodurch die Merkbarkeit für den Patienten auf ein Niveau gesenkt wird, welches vermutlich unter der Fühlbarkeitsschwelle liegt, im Gegensatz zu den Fluidausstoß-, Vibrations- und Goldmann-Tonometern. Die Probleme der Anziehungskräfte der Tränen, welche bei dem Goldmann-Tonometer auftreten, werden vermieden. Auch die Probleme aufgrund der Abstoßungskräfte aufgrund der Biegung der Hornhaut sollten auf ein unbeachtliches Niveau fallen, weil die Ultraschallstrahlen ein Druckfeld mit einem Gauß'schen Profil erzeugen, welches nur eine graduelle Krümmung der Hornhaut bewirkt. Derultraschall-Leistungpegel kann mit genügend hohen Frequenzen moduliert werden, um eine phasenempfindliche Demodulation für die Erfassung der Bewegung der Membranen des Auges zu ermöglichen. Dies hilft erheblich bei der Verminderung der Empfindlichkeit des Meßsystems gegen störende Rauschquellen. Die Natur der Ultraschallstrahlung bringt mit sich, daß die Kraft örtlich begrenzt und durch eine normale Servo-Regelschleife hoher Bandbreite präzise steuerbar ist, wiederum in Kontrast zu den Fluidausstoß- oder Vibrationstonometern. Es muß keine wiederholte Kalibrierung durchgeführt werden, da die Parameter des Ultraschallwandlerbetriebs sich mit der Zeit nicht merklich verändern. Ein solches Gerät kann ferner kompakt, tragbar und handgehalten sein, so daß es auch leicht zu Hause eingesetzt werden kann.
Es gibt weitere Vorteile im Vergleich zu dem Vibrationstonometer, unabhängig davon, ob die vorgeschlagene Anregung mittels mechanischer Kolben oder niederfrequentem Schall erreicht wird. Wenn als Erregermittel niederfrequenter Schall verwendet wird, sind die Wellenlängen relativ lang (in der Größenordnung des Durchmessers des Auges) und können nicht auf Punkte fokussiert werden, die im Vergleich zum Durchmesser des Auges klein sind. Als Resultat benötigt man ein Schallfeld mit sehr hoher Intensität. Ferner ist es schwierig, die Schallintensität bei dem Auge präzise zu ermitteln, wenn ein nicht fokussierter Strahl verwendet wird. Bei der vorliegenden Erfindung gibt es dagegen keine unangenehme Vibration des Auges. Die Hornhaut wird nicht in Schwingung versetzt, sondern von dem Strahlungsdruck sanft nach innen gedrückt. Dadurch wird die enorme Schwierigkeit vollständig vermieden, welche bei dem Versuch entsteht, die komplexe Phasen- und Amplitudenantwort des biologischen Gewebes auf die niederfrequente Anregung zu messen. Schließlich, und besonders wichtig, sollten die Resultate mit dem berührungslosen Ultraschall -Applanations-Tonometer dem aktuellen medizinischen Standard, dem Goldmann-Tonometer, entsprechen und somit eine große Menge vorhandenen medizinischen Wissens weitgehend befolgen.
Aus der folgenden Beschreibung und den beigefügten Zeichnungen wird die Erfindung besser verständlich, und es ergeben sich noch weitere Eigenschaften. Die in der Beschreibung beschriebenen Merkmale und Vorteile sind nicht abschließend, und dem Fachmann auf diesem Gebiet werden sich im Hinblick auf die Zeichnungen, die Beschreibung und die Ansprüche viele weitere Merkmale und Vorteile ergeben. Man sollte ferner beachten, daß die in der Beschreibung verwendete Sprache hauptsächlich im Hinblick auf die gute Lesbarkeit und Vermittlung einer Lehre gewahlt wurde, jedoch nicht um den erfinderischen Gegenstand zu skizzieren oder zu umschreiben, hierfür wird auf die Ansprüche zurückgegriffen, welche zur Bestimmung des Gegenstandes der vorliegenden Erfindung dienen.
Fig. 1A ist ein vereinfachter Aufriß eines berührungslosen Tonometers gemäß der vorliegenden Erfindung in einer koaxialen Konfiguration,
Fig. 1B ist ein vereinfachter Aufriß eines berührungslosen Tonometers gemäß der vorliegenden Erfindung in einer Seite-zu-Seite- oder einer Seite-zu-Zentrum-Konfiguration,
Fig. 11C ist ein vereinfachter Aufriß eines berührungslosen Tonometers gemäß der vorliegenden Erfindung in einer Reflexionskonfiguration,
Fig. 1D ist eine Ansicht eines Ultraschallwandlers, welcher in dem berührungslosen Tonometer verwendet werden kann, wobei die Ansicht längs der Linie 1D-1D in Fig. 1A geschnitten ist,
Fig. 1E und 1F sind Ansichten des Ultraschallwandlers von Fig. 1D, welche längs der Linien 1E-1E bzw. 1F-1F in Fig. 1D geschnitten wurden,
Fig. 2 ist eine schematische Darstellung einer Schaltung für die Modulation/Demodulation einer Lichtquelle für die optische Unterscheidung zwischen Raumbeleuchtung und anderen elektrischen Lichtquellen,
Fig. 3A ist ein Zeitdiagramm, in dem der Ultraschalldruck linear zunimmt und eine resultierende Applanations- Spitze dargestellt ist, wie sie von dem Fotosensor gesehen wird,
Fig. 3B ist ein Zeitdiagramm, in dem der Ultraschalldruck in einem Sägezahnmuster verläuft und welches resultierende Applanationsspitzen zeigt, wie sie von dem Fotosensor gesehen werden,
Fig. 3C ist ein Zeitdiagramm, welches den Ultraschalldruck mit einer kleinen Signalmodulation und die Antwort des Fotosensors zeigt,
Fig. 4A ist eine Vorderansicht eines Tonometers, welches auf einer Schlitzlampe montiert ist,
Fig. 4B ist eine Vorderansicht eines Tonometers, welches für den Heimgebrauch konstruiert ist,
Fig. 4C ist eine Seitenansicht eines handgehaltenen Tonometers,
Fig. 5A ist ein detaillierter Aufriß eines Tonometers, welches für die Applanations-Erfassung konstruiert ist,
Fig. 5B ist eine Ansicht eines Auges, wie es durch ein Tonometer-Okular ohne Meßkreuz gesehen wird,
Fig. 5C ist ein typisches Meßkreuzmuster,
Fig. 5D ist eine Ansicht eines Auges, eines Meßkreuzmusters und eines Ausrichtstrahls bei Fehlausrichtung,
Fig. 5E ist eine Ansicht eines Auges, eines Meßkreuzmusters und eines Ausrichtstrahls, welche zueinander ausgerichtet sind,
Fig. 5F ist ein Aufriß eines Auges mit einem optischen Fixierungs strahl,
Fig. 5G ist ein Aufriß eines Auges, wobei die Strahlen alle nicht zueinander ausgerichtet sind,
Fig. 5H ist ein Aufriß eines Auges, wobei alle Strahlen richtig zueinander ausgerichtet sind,
Fig. 6 ist ein mögliches Muster für ein Zerhackerrad mit einem Codierer und einem Lichtfleck,
Fig. 7 ist ein Funktionsschema eines Codiersystems für die optische Erfassung einer Eindrückung,
Fig. 8 ist ein Funktionsschema eines Codiersystems für die Ultraschallerfassung einer Eindrückung,
Fig. 9 ist ein Aufriß eines Tonqmeters für die Erfassung einer Eindrückung aufgrund einer Erfassung des Krümmungsradius.
Die Fig. 1 bis 9 der Zeichnung zeigen verschiedene bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung lediglich zum Zwecke der Erläuterung. Der Fachmann auf diesem Gebiet wird aus der folgenden Erörterung leicht erkennen, daß alternative Ausführungsformen der hier gezeigten Strukturen und Verfahren eingesetzt werden können, ohne die Grundsätze der hier beschriebenen Erfindung zu verlassen.
Spezielle bevorzugte Ausführungsformen des berührungslosen Tonometers gemäß der vorliegenden Erfindung sind in den Fig. 1A, 1B und 1C gezeigt, welche jeweils einen vereinfachten Aufriß eines Tonometers gemäß der vorliegenden Erfindung mit einer koaxialen Konfiguration, einer Seite-zu-Seite-Konfiguration bzw. einer Reflexionskonfiguration zeigen. Der Begriff "koaxiale Konfiguration" meint, daß die optischen und Ultraschallsysteme eine. gemeinsame Achse haben. Seite-zu-Seite oder Seite-zu-Zentrum bedeutet, daß der Erfassungsstrahl von der Seite des optischen Systems, welches das Auge überwacht, gesendet werden kann, und entweder von der überwachenden Optik oder von einer Optik auf der der überwachenden Optik gegenüberliegenden Seite empfangen werden kann.
Ähnlich könnte ein Ultraschallstrahl demselben Weg folgen, oder der Ultraschall-Leistungswandler könnte seitlich angeordnet werden und die Erfassungsstrahlen könnten in die Mitte gelegt werden. Fig. 1B zeigt z.B. ein optisches Seite-zu- Seite-System. Alle beschriebenen Seite-zu-Seite-Systeme könnten jedoch eine Seite weglassen, wobei diese Seite dann in das Zentrum gelegt wird, wenn ein Strahlenteiler, wie der gezeigte, verwendet wird.
Bei der in Fig. 1C gezeigten Reflexionskonfiguration wird der Ultraschallstrahl z.B. von einer Glasplatte, welche für das optische System transparent ist, auf das Auge reflektiert. Dies erleichtert in einigen Fällen erheblich die Umsetzung und Verdichtung des Tonometers.
Wie in Fig. 1A gezeigt, erhält man ein berührungsloses Tonometer, wenn der Strahlungsdruck eines Ultraschallstrahls 17 dazu verwendet wird, das Auge einzudrücken oder flachzudrücken (Applanation), und wenn man entweder eine Ultraschallvorrichtung 16 oder eine optische Vorrichtung 23 zum Erfassen der Eindrückung oder Applanation des Auges 10 verwendet. Der Ultraschall-Leistungswandler 13 ist so ausgerichtet, daß er den Ultraschalleistungsstrahl 17 auf das Auge richtet, und das optische System, welches aus einer Objektivlinse 19 und einem Okular 20 besteht, sieht ein Bild des Auges mit geeigneten optischen Ausrichtstrahlen 18 vor, welche durch einen Strahlenteiler 11 eingeführt werden, um das Tonometer relativ zu dem Auge zu positionieren. Wie in den Fig. 1D bis 1F gezeigt, können zusätzliche Ultraschallwandler 14a bis 14c dazu verwendet werden, die Ausrichtung und den Abstand des Auges mit Hilfe der Strahlen 22 zu messen, verstärkt durch eine optische Vorrichtung 21, um die Ausrichtung, d.h. die Position des Strahls auf dem Auge, zu messen. Die optische Vorrichtung 21 kann auch dazu verwendet werden, die Applanation oder Eindrückung zu messen, obwohl alternativ ein zusätzlicher Ultraschallwandler 16 und ein Ultraschall-Meßstrahl 29 eingesetzt werden könnten. (Fig. 5A zeigt die optsiche Vorrichtung 21 als zwei getrennte Vorrichtungen, eine zum Messen der Ausrichtung und eine für die Messung der Applanation oder Eindrückung.) Ein zusätzlicher Ultraschallwandler 15 kann dazu verwendet werden, die Leistung in dem Hohlraum zu messen, welcher von dem Auge und dem Wandler gebildet wird. Der Betrieb des Gerätes kann mittels einer kontinuierlichen Welle oder durch eine gepulste Ultraschalierregung erfolgen. Eine Rückführungsregelung des Ultraschalleistungspegel ist möglich, wenn zusätzliche Ultraschallwandler 15 zum Messen der Leistungspegel und zum Erzeugen eines Leistungspegelsignals 39 verwendet werden, welches zusammen mit dem Signal 38 von dem Applanations- oder Eindrückungssensor einen Rückführungsmechanismus 24 bewirkt, um ein Rückführungs-Steuersignal 25 zu erzeugen, um die Meßgenauigkeit zu erhöhen.
Fig. 1D ist eine Ansicht der Vorderseite des Ultraschall-Leistungswandlers 13, d.h. der dem Patienten zugewandten Seite. Die zusätzlichen Ultraschallwandler 14, 15 und 16 sind an geeigneten Positionen gezeigt. Die Objektivlinse 19 liegt im Zentrum des Wandlers 13.
Wie in Fig. 1E gezeigt, weist der Ultraschallwandler 13 auch eine spezielle Impedanzanpassungsschicht auf, welche es ermöglicht, daß mehr Leistung in das Umgebungsmedium (üblicherweise Luft) gekoppelt wird. Wenn der Ultraschallwandler 13 ein piezoelektrisches oder magnetostriktives Resonanz- oder Quasi- Resonanzelement oder eine vibrierende Membran ist, können die Eigenschaften einer idealen Schicht mit den Grundgesetzen der akustischen Physik berechnet werden. Siehe z.B. Fox, J.D., Khuri-Yakub, B.T. und Kino, G.S., "High Frequency Acoustic Wave Measurements in Air", 1983 IEEE Ultrasonics Symposium, S. 581-84. Die Standardmaterialien erreichen jedoch nicht ohne weiteres eine ideale Anpassung zwischen irgendeiner der heute erhältlichen Hochleistungs-Piezokeramiken oder Piezokeramiken großer Auslenkung und Luft.
Um eine angemessene Anpassung zu erreichen, wird die Schicht 90 aus einem Silikongummi hergestellt, oder aus Silikongummi und einem Füllstoff geringen Gewichts, z.B. Glasblasen oder einem Leichtfüllstoff, welcher mit einem üblichen Epoxid, wie Araldit, gemischt ist. Eine solche Zusammensetzung ist für die Zwecke der vorliegenden Erfindung angemessen. Die Funktionstüchtigkeit des Tonometers ist nicht sehr abhängig von der exakten Zusammensetzung und den genauen Eigenschaften der Schicht 90, wobei jedoch umso weniger Leistung an den Wandler 13 gegeben werden muß und von diesem verbraucht wird, je besser die idealen Anpassungsbedingungen erfüllt sind. Eine ziemlich schlechte Anpassung kann eine Eingangsleistung erforderlich machen, die so groß ist, daß sie den Wandler 13 permanent beschädigt oder seine Funktionstüchtigkeit allmählich verschlechtert.
Die Seite-zu-Seite- oder Seite-zu-Zentrum-Konfiguration der vorliegenden Erfindung ist in Fig. 1B gezeigt. Man erhält ein berührungsloses Tonometer zum Messen des IOP, wenn der Strahlungsdruck eines Ultraschallstrahls 17 eingesetzt wird, um das Auge einzudrücken oder flachzudrücken (Appianation) und wenn entweder eine Ultraschallvorrichtung 16 (Fig. 1D) oder eine optische Vorrichtung 21 zum Erfassen der Eindrückung oder Applanation des Auges 10 verwendet wird. Der Ultraschallwandler 13 ist so ausgerichtet, daß er den Ultraschallstrahl 17 auf das Auge richtet, und das optische System, welches aus der Objektivlinse 19 und dem Okular 20 besteht, sieht ein Bild des Auges mit geeigneten Ausrichtstrahlen 18 vor, welche über den Strahlenteiler 11 eingebracht werden, um die Vorrichtung relativ zu dem Auge zu positionieren. Alternativ können die Ausrichtstrahlen von einer Quelle 26 eingestrahlt, durch eine Linse 27 projiziert und über die Objektivlinse 19 und das Okular 20 visualisiert werden. Das System erfüllt dieselben Aufgaben wie das in Fig. 1A gezeigte, mit der Hauptausnahme, daß nun die Erfassung der Bewegung (im Gegensatz zu der Applanation) durch nicht-koaxiale Einstrahlung und Empfang der Lichtstrahlen möglich gemacht wird.
Die Reflexionskonfiguration der vorliegenden Erfindung ist in Fig. 1C gezeigt. Der Ultraschalleistungswandler 13 richtet einen fokussierten Ultraschallstrahl 17 auf ein reflektierendes Bauteil 12, üblicherweise eineglasplatte. Die Platte reflektiert den Ultraschallstrahl 17 auf das Auge 10, überträgt jedoch die Lichtstrahlen, welche für die Ausrichtung und Messung mit der optischen Objektivlinse 19 verwendet werden. Wie oben ist bei dem Ultraschalleistungswandler 13 ein Ultraschalleistungs-Meßwandler 15 angeordnet, der die Leistung mißt, welche in dem Hohlraum zirkuliert, der von dem Auge 10 und dem Wandler 13 gebildet wird. Eine Applanation oder Eindrückung kann von dem Ultraschallwandler 16 (Fig. 1D) erfaßt werden, oder er kann alternativ durch Erfassen eines Lichtstrahls, der von dem Auge reflektiert wird, mit der optischen Vorrichtung 21 gemessen werden, welche das Auge durch den Strahlenteiler 11 und die Objektivlinse 19 sieht. Die Ausrichtung des Gerätes zum Auge könnte durch die optische Vorrichtung 21 und/oder die Ultraschallvorrichtung 14 erfaßt werden. Wie oben ist eine Rückführungsregelung des Ultraschalleistungspegel mittels eines zusätzlichen Ultraschallwandlers 15 möglich, der die Leistungspegel mißt und ein Leistungspegelsignal 39 erzeugt, welches zusammen mit dem Signal 38 von dem Applanations- oder Eindrückungssensor einen Rückführungsmechanismus 24 bildet, um ein Rückführungs-Regelsignal 25 zu erzeugen, um die Meßgenauigkeit zu verbessern.

Betriebsarten

1. Phasenempfindliche Unterscheidung

Wie in Fig. 2 gezeigt, wird die Funktionstauglichkeit des Systems verbessert, wenn ein Codierschema für den optischen Strahlungskanal des Sensors verwendet wird. Diese Technik unterscheidet zwischen Raumbeleuchtung, anderen Lichtquellen und verschiedenen Quellen für elektromagnetische Störungen. Da dieses Schema eine Erfassung und Verstärkung bei Frequenzen weit über der Gleichspannung oder den Leitungsfrequenzen vorsieht, werden ferner die Effekte des "1/f"-Rauschens und aufgrund von Leitungsinterferenzen stark gesenkt. Wie in Fig. 2 gezeigt, wird die Lichtquelle 50 des Sensors von einem Leistungsverstärker 51 angesteuert, welcher von einem Oszillator 52 mit einer Frequenz f gespeist wird. Das Licht wird somit mit einer Frequenz f moduliert, und ein empfangender Fotodetektor 53 erzeugt ein Schwingungssignal mit der Frequenz f, welches von einem Vorverstärker 54 verstärkt und zu einem phasenempfindlichen Demodulator 55 gespeist wird, welcher sein Bezugssignal von dem Oszillator 52 erhält. Ein Nacherfassungsverstärker 56 verstärkt das Signal von dem Demodulator 55, begrenzt seine Bandbreite und sieht es als ein Signal 57 vor. Diese Prozedur erzeugt ein Signal 57, welches eine bestimmte und definierte Beziehung zu der Intensität des empfangenen optischen Signals hat und das zu einer Anzeigevorrichtung (Indikator) oder zu einem Analog-Digital-Wandler für die weitere Verarbeitung in einem digitalen Format geführt werden kann. Die Frequenz f wird im Vergleich zu den Frequenzen, welche in der Raumbeleuchtung enthalten sind, oder zu den Leitungsfrequenzen und ihren Harmonischen relativ hoch gewählt, sowie deutlich höher als alle pHänomene, welche gemessen werden sollen. Der phasenempfindliche Diskriminator schließt alle Signale aus, welche nicht innerhalb einer schmalen Bandbreite um eine geeignete Mittenfrequenz liegen und nicht die richtige Phasenbeziehung zu dem Bezugssignal haben. Auf diese Weise wird eine gute Unterscheidungsfähigkeit und Unempfindlichkeit gegen Störeffekte erreicht.

2. Messung durch Applanation, Eindrückung oder eine Kombination

Die Messung des intraokularen Drucks (IOP) mit dem Ultraschall-Strahlungsdruck-Tonometer kann durch eine von mehreren Grundbetriebsarten oder durch eine Kombination aus mehreren Betriebsarten erreicht werden, was im folgenden als das hybride Verfahren bezeichnet ist. Bei dem Applanations- oder Abflachungsmodus wird der Ultraschallstrahlungsdruck allmählich erhöht, bis die Hornhaut oder Lederhaut (Sklera) gerade flachgedrückt wird. In dem Eindrückungs- oder Vertiefungsmodus wird die Bewegung oder Eindrückung des Auges für einen relativ kleineren, jedoch voreingestellten Druck gemessen. Ein Beispiel des hybriden Modus ist das Anlegen sowohl eines "stationären" Druckes, der gerade gleich dem ist, welcher für eine Applanation notwendig ist, sowie eines relativ kleineren zeitveränderlichen Druckes, um die Bewegung des Auges um den Applanationszustand herum zu modulieren, während die Reaktion des Auges auf das kleinere Drucksignal gemessen wird. Dieser hybride Modus kann recht nützlich für Patienten mit einer vernarbten oder steifen Hornhaut sein.
Bei dem Applanationstonometer ist bei einer Applanation der mittlere Ultraschalldruck über dem flachgedrückten Bereich gerade gleich dem IOP. Diese Beziehung wird von dem Krümmungsradius (ROC) des Auges nicht beeinflußt. Da das Druckfeld so aufgebaut werden kann, daß es ungefähr ein Gauß'sches Profil hat, nimmt der Druck ferner vom Zentrum her allmählich ab. Somit verläuft der übergang der Krümmung der Hornhaut von flach zu gebogen allmählich. Der Radius der Krümmung wird wesentlich größer sein als bei dem Goldmann-Tonometer, wo ein starres Prisma gegen das Auge gedrückt wird und die Kräfte der Hornhautkrümmung berücksichtigt werden müssen, um präzise Messungen des IOP zu erhalten. Ein weiterer Vorteil der Applanation ist, daß die Erfassung der Applanation durch optische Mittel leichter ist als die quantitative Messung der Eindrückung.
Bei dem Eindrückungsmodus wird die Hornhaut oder Lederhaut von dem Ultraschall-Strahlungsdruck eingedrückt. Die Größe der Eindrückung oder Vertiefung fur eine gegebene Kraft ist ein Maß für den IOP. Ein Nachteil dieses Ansatzes besteht darin, daß die Bewegung umgekehrt proportional zu dem Krümmungsradius des Auges sowie dem IOP ist. Da der Krümmungsradius bei Menschen um beinahe 10% variiert, können präziseste Absolutmessungen nicht erhalten werden, ohne daß zusätzlich der ROC gemessen wird. Während diese Messung üblicherweise durchgeführt wird, ist es gleichwohl ein Nachteil, daß dies überhaupt notwendig ist. Ein zweiter Nachteil bei der Messung des IOP mittels dem Eindrückungsverfahren ist, daß die Eindrückung oder Vertiefung des Auges sehr klein sein kann. Der Sensor muß somit sehr präzise und ferner unempfindlich gegen die relativ groben Bewegungen zwischen dem Auge des Patienten und dem Gerät sein, was die Messung schwierig macht.
Das Eindrückungsverfahren hat jedoch auch große Vorteile. Bei Vorsorgeprogrammen für großen Menschenmengen besteht das Ziel nicht darin, die genaueste Messung des IOP zu erhalten, sondem darin, Messungen durchzuführen, welche eine grundsätzliche Angabe des tatsächlichen IOP liefern. Häufig ist es wichtiger, diese Messungen mit minimalen Kosten und minimalen medizinischen Schwierigkeiten durchzuführen, als mit der größten Genauigkeit. Die Messung des ROC muß daher nicht notwendig sein. Ein weiterer Vorteil ist die Verminderung des Ultraschalleistungspegels im Vergleich zu der Applanations Vorrichtung: Dadurch werden die Größe und die Kosten der Ultraschallvorrichtung gesenkt. Ferner spürt der Patient im Vergleich zu einer Applanationsmessung weniger. Ein weiterer erheblicher Vorteil ist, daß der Ultraschalleistungspegel amplitudenmoduliert werden kann, und daß bei dem Sensor eine phasenempfindliche Erfassung erfolgen kann, wodurch die Empfindlichkeit des Gerätes gegen Bewegungen des Patienten gesenkt wird.
Bei dem hybriden oder kombinierten Modus werden die Vorteile der besonderen Merkmale der verschiedenen Betriebsarten ausgenutzt. Zum Beispiel kann der Ultraschall erhöht werden, bis das Auge flachgedrückt ist (Applanation), oder wenigstens bis es ungefähr flachgedrückt ist. Dann kann ein sinusförmiges (oder anderes zeitserielles) Signal zu der Ultraschalleistung addiert werden, jedoch mit einer Amplitude, welche kleiner ist als die für das Flachdrücken des Auges nötige Amplitude. Die Messung des IOP erfolgt dann aufgrund der Reaktion des Auges auf dieses kleinere Signal. Ein wichtiges Merkmal dieses Lösungsansatzes ist, daß die Genauigkeit einer derartigen Technik weniger empfindlich gegen die Auswirkungen einer steifen oder beschädigten Hornhaut ist und nicht durch den ROC des Auges beeinflußt wird.

3. Algorithmen zum Erhalten von präzisen IOP-Messungen

Die Messung kann durch eines der folgenden Schemata codiert werden. Man betrachte den Betrieb des Tonometers im Applanationsmodus und den Zeitstrahl für die Ultraschalleistung und die Sensorantwort gemäß Fig. 3A. Für die folgende Erörterung wird angenommen, daß ein Sensortyp verwendet wird, der bei Applanation einen einzelnen Peak (Signalspitze) erzeugt.
Die Ultraschalleistung 74 wird über der Zeit bis zu einem Spitzendruckpegel (nominal 60 mmHg) erhöht. Während dieser Zeit zeigt das Sensorausgangssigual einen sehr scharfen Peak 70, welcher den Druck 77 angibt, bei dem die Applanation auftritt. Dies ist der einfachste Algorithmus zur Messung des IOP. Komplexere Schemata können jedoch präzisere Messungen erzeugen.
In Fig. 3B ist ein Algorithmus gezeigt, bei dem nach dem Erreichen des Applanations-Peaks 71 das System, möglicherweise durch einen Mikroprozessor gesteuert, zusätzliche Rampen des Druckpegels 75 vorsieht, so daß zusätzliche Messungen des IOP 78 mit einem Sägezahnrampen-Druckprofil gemacht werden können, welches gerade den IOP einfaßt. Durch dieses Verfahren kann eine Mittelung mehrerer IOP-Messungen auf effiziente Weise erhalten werden. Dies kann wichtig sein, wenn man versucht, Messungen auszuschließen, welche während des intraokularen Pulses gemacht wurden, während dessen der IOP momentan um bis zu 2 mmHg ansteigt. Bei einem möglichen Verarbeitungsverfahren für diese Mehrfachmeßtechnik können Messungen, welche nicht in der Nähe des Mittelwerts liegen, verworfen werden. (Der intraokulare Puls ist nur während eines kurzen Bruchteils der Zeit "ein".)
Ein anderes Schema ist in Fig. 3C gezeigt, welches als eine Realisierung der hybriden IOP-Meßtechnik oder als ein anderes Codierschema zum Verbessern der Meßgenauigkeit betrachtet werden kann. Der Ultraschall-Strahlungsdruck 72 wird erhöht, bis die Appianation erreicht ist. Dann folgt der Druck der folgenden Form:
A+Bsin (2πft)
wobei f die Leistungsmodulationsfrequenz ist, t ist die Zeit, und A (79; Fig. 3C) ist der Druck, welcher für die Applanation benötigt wird, und B (73) ist viel kleiner als A. Das Sensorsignal würde dann grundsätzlich die folgende Form annehmen:
C+Dsin(4πft)
wobei C (81) das Fotosignal bei der Applanation ist, und D (80) ist die Komponente, welche sich hauptsächlich aus dem Druck-Term Bsin(2πft) ergibt. Die Verdopplung der Frequenz des Fotosensorausgangssignals im Vergleich zu der Druckfunktion ergibt sich aus der bidirektionalen Übertragungsfunktion des Fotosignals bei seinem Peak (Spitze). Ferner müssen auch die relativen Werte der verschiedenen Modulations- und/oder Zerhacker-frequenzen richtig eingeordnet werden, welche in jedem Gerät verwendet werden. Wenn der Wert von A zu niedrig ist, verschwindet das "2f"-Signal, und die Modulation des Sensors findet bei f und phasengleich zu dem Drucksignal statt. Wenn der Wert von A zu groß ist, verschwindet das 2f-Signal wiederum, die Modulation bei der Frequenz f ist jedoch gegenüber dem Drucksignal um 180 Grad phasenverschoben. Bei dem Wert von A, welcher dem IOP entspricht, würde normalerweise der Wert von D maximiert werden. Das Signal kann in einem "ansteigenden" (hill climbing) Servosystem verwendet werden, um A auf dem IOP-Wert zu halten. Ein derartiges System hat den großen Vorteil, daß es Änderungen des IOP folgen kann, welche z.B. während einer Druckwelle auftreten, die durch den Puls der Blutströmung in dem Auge verursacht wird.

Applanations-Tonometrie

Fig. 5A zeigt eine detailliertere Ansicht einer bevorzugten Ausführungsform eines Applanations-Ultraschallstrahlungsdruck- Tonometers gemäß der vorliegenden Erfindung. Das Untersystem, welches getrennt beschrieben wird, umfaßt die Ultraschalleistungserzeugung, Meß- und Bereichswandler, das Visualisierungssystem, welches ein Bild des Auges für den Kliniker vorsieht, den Applanationssensor, die Patienten-Fixierungsquelle und das System zum Anzeigen und Erfassen der Querausrichtung.
Das Visualisierungssystem für das Auge ist in Fig. SA im Aufriß gezeigt. Eine eigene Lichtquelle (nicht gezeigt) beleuchtet das Auge. Dies könnte die Schlitzlampe des Arztes, eine getrennte Lampe an dem Tonometer oder sogar die Raumbeleuchtung sein. Eine erste Objektivlinse 152 bildet das Auge 10 im Unendlichen ab. Das Licht von dem Auge 174 wird in einen Strahl 176 in dem Raum zwischen der ersten Objektivlinse 152 und einer zweiten Objektivlinse 153 kollimiert. Die Verwendung von zwei Objektivlinsen liefert mit geringen Kosten ein Bild des Auges 10 mit hoher Qualität. Der Raum zwischen den Objektivlinsen 152 und 153 läßt ausreichend Platz, um den Strahlenteiler 156 einzufügen, der für den Applanationssensor verwendet wird. Das Pecan-Prisma 155, welches für die Bildaufrichtung eingefügt wird, trägt ferner bei dieser Position nicht zu einer sphärischen Aberration bei, wie dies an einer Stelle mit konvergierendem Strahl der Fall wäre, wie bei 177. Die zweite Objektivlinse empfängt das Licht von dem Pecan-Prisma 155 und refokussiert den konvergierenden Strahl 177 auf dem Meßkreuz 154. Das Meßkreuz hat ein übliches Muster, wie in Fig. 5C gezeigt, und es wird als Markierung verwendet, um dem Kliniker bei der Ausrichtung des Geräts relativ zum Auge zu helfen. Das Okular 20 kollimiert das Licht, welches in das Auge des Klinikers eintritt. Bei einem üblichen Gerät ist das Bild des Auges 10 auf dem Meßkreuz eine Vergrößerung im Verhältnis 1 zu 1, was ebenfalls dazu beiträgt, ein optisches System mit geringer Aberration vorzusehen.
Für den Patienten muß eine Fixierungs-Lichtquelle vorgesehen werden. Die Helligkeit dieser Lichtquelle, so wie sie vom Patienten wahrgenommen wird, ist vorzugsweise keine Funktion der Sehschärfe des Patienten. Um dies zu erreichen, wird eine Lichtquelle 163 vorgesehen, hier eine LED, welche auf der Hornhaut 121 des Patienten fokussiert wird, wie in Fig. 5F gezeigt. In diesem Fall wird die Winkelgröße des Lichtkonus 123, welcher die Retina 122 des Patienten erreicht, von dem Sehfehler der Linse des Auges des Patienten nicht beeinflußt. Die Strahlung von der LED 163 im Fokus der hinteren Objektivlinse 153 folgt einem Pfad 173 und wird von einem dünnen Strahlenteiler (pellide beam splitter; Haut-Strahlenteiler) 157 und in das optische Hauptsystem reflektiert. Sie wird in dem Raum zwischen den Objektivlinsen 152 und 153 zu einem Strahl 176 kollimiert und tritt in die zweite Objektivlinse 152 ein. Wenn das Gerät bei dem richtigen Abstand zu dem Auge liegt (was der Fall ist, wenn die Distanz zwischen dem Auge 10 und der vorderen Objektivlinse 152 gleich der Brennweite der Linse 152 ist), wird das Licht von der LED 163 auf der Hornhaut 121 des Patienten fokussiert. Da das Licht bei der Linse des Auges seinen Brennpunkt hat, wird die Divergenz des Lichtes, welches durch die Linse 123 des Auges geht von der Sehschärfe des Patienten nur gering beeinflußt. Der Winkel des Konus wird jedoch durch den Index des Mediums in dem Auge verkleinert. Dies ist wichtig, weil nun die Winkelgröße des Fixierungslichtes von Patienten mit großen Brechungsfehlern wenig verändert wird, wobei große Brechungsfehler typisch für ältere Personen sind, bei denen es wahrscheinlicher ist, daß sie unter dem grünen Star leiden und somit Tonometrie benötigen. Die LED 163 könnte z.B. grün sein, um sie von der anderen LED 162 zu unterscheiden, die an anderer Stelle verwendet und unten beschrieben wird. Alternativ könnte sie ein- und ausgeschaltet werden (blinken), um sie von der LED 163 zu unterscheiden. Bei Benutzung wird dem Patient gesagt, daß er in das Licht von der Quelle 163 starren soll, bei einem vereinfachten System könnte die Quelle 162 jedoch alleine für die Fixierung verwendet werden.
Um eine Applanation zu erfassen und das Gerät in der x- und der y-Richtung und senkrecht zu dem Auge bei dem Scheitel (Apex) auszurichten, wird Licht von einer anderen Lichtquelle verwendet, welche hier ebenfalls eine LED ist. Das Licht 164 von der LED 162 trifft auf den Haut-Strahlenteiler 156 auf und verläßt die Linse 152 als kollimierter Lichtstrahl 165. Ein entspann-tes Auge mit perfekter Brechung im Unendlichen würde dann ein Bild der LED 162 sehen. Andere Augen werden ein unscharfes Bild der LED 162 sehen. Eine Reflexion der LED 162 wird bei dem Apex des Auges 172 gesehen, als ob sie auf einer zu der optischen Achse senkrechten Ebene liegt, wie in Fig. 5G gezeigt. Durch das Okular 20 kann der Kliniker diese Reflexion als ein Aufblitzen auf dem Auge sehen; siehe Fig. SD. Dieses Aufblitzen 172 liegt bei dem Punkt, wo der Ultraschallstrahl 17 fokussiert werden soll.
Um die Ausrichtung zu erreichen, wird zunächst das Auge 10 visualisiert. Der Kliniker sieht die Pupille 150 und die Iris 151 (siehe Fig. 5B) zusammen mit dem Meßkreuz 154, welches üblicherweise aus konzentrischen Ringen 169 und einem Fadenkreuz 170 besteht (Fig. 5C). Durch den Geräteaufbau liegt das Meßkreuz konzentrisch zu der optischen und der Ultraschall- Achse des Systems. Das Bild des Auges 10, das Meßkreuz 154 und das Aufblitzen 172 von dem kollimierten Strahl von der LED 162 sowie das Aufbutzen von dem Patientenfixierungsstrahl 178 ergibt sich für ein fehlausgerichtetes System wie in Fig. 5D gezeigt und für ein ausgerichtetes System wie in Fig. SE gezeigt. Die Fig. 5G und 5H zeigen jeweils einen Aufriß einer falsch und einer richtig ausgerichteten Strahlpositionierung. Somit wird der Kliniker angewiesen, das Gerät auf dem Auge zu fokussieren und dann das Gerät quer zu bewegen, bis das Aufblitzen 172 im Zentrum des Meßkreuzes 154 liegt.
Dieses System gibt die Bewegungen an, welche notwendig sind, um das Gerät zu dem Auge auszurichten. Um zu überprüfen, daß das Gerät in Querrichtung ausgerichtet ist, wird ein Fotosensor 161 in die Bildebene des Auges 10 gelegt, mit seinem Zentrum auf der optischen Achse. Der Sensor 161 sieht dann das Zentrum des Auges durch den Strahlenteiler 157. Das Licht, welches von der LED 162 erzeugt wird, wird mit einer hohen und bekannten Frequenz moduliert, so daß der Sensor 161, mit Verstärkern, welche auf dieser Frequenz eingestellt sind, nur mit Licht von der LED 162 ein gültiges Ausrichtsignal erzeugt. Ferner kann ein optisches Bandpaßfilter vor dem Sensor 161 angeordnet sein, so daß nur die Farbe der LED 162 auf den Sensor 161 auftreffen kann. Wenn das Gerät in der x- und der y- Richtung ausgerichtet ist, wird das Signal auf dem Fotosensor 161 optimiert, und das Steuersystem des Geräts gibt dem Kliniker an, daß die Ausrichtung erfolgt ist. Nur wenn diese Bedingungen erfüllt sind, erlaubt das Gerät der Bedienungsperson, eine IOP-Messung durchzuführen.
Eine Überprüfung der Ausrichtung in der Längsrichtung kann mittels eines Ultraschallbereichswandlers 14 erreicht werden. Dies ist ein Wandler, welcher gemeinsam mit dem Ultraschallleistungswandler 13 angeordnet ist; seine Leistung wird ebenfalls auf dem Auge 10 fokussiert. Er kann auch mit einer geringeren Leistung und mit kurzen Impulsen (Kurzpulsmodus) betrieben werden. Da die Tiefenschärfe des Ultraschalleistungsstrahls 17 mehrere Strahibreiten tief ist (mehrere mm), muß der Bereichswandler nur eine sehr mäßige Genauigkeit von einigen mm oder so haben, die recht leicht erreichbar ist. Um das Gerät leichter benutzbar zu machen, können die Spezifikationen für die Distanz zwischen Patient und Gerät sogar noch weiter gelockert werden, und die Information von dem Bereichsoder Entfernungswandler kann dazu verwendet werden, Korrekturen bei der Berechnung des IOP durchzuführen. Ferner ist es bei einem stärker automatisierten Gerät möglich, Autofokus- und Selbstausricht-Merkmale einzubauen.
Im folgenden wird der Applanationssensor beschrieben. Aufgabe dieses Sensors ist, den Zeitpunkt zu erfassen, wenn die Hornhaut flachgedrückt wird, oder die Applanation auftritt. Da zu diesem Zeitpunkt auch der Druck bekannt ist, kann der IOP ermittelt werden. Die LED 162 erzeugt einen Lichtstrahl 164, der durch den Strahlenteiler 156 in das optische System gesendet und von der vorderen Objektivlinse 152 kollimiert wird. Eine flache Oberfläche, welche in dem Pfad des kollimierten Strahles 165 liegt und senkrecht zu der optischen Achse des Strahls ist, würde Licht in den Brennpunkt der vorderen Objektivlinse 152 zurückschicken. Somit würde ein Fotosensor 160, der in dem Brennpunkt der Linse 152 liegt, den von einer flachen Oberfläche zurückkehrenden Strahl erfassen. Wenn die reflektierende Oberfläche gekrümmt wäre, wie das Auge 10 ohne Applanation, würde der Brennpunkt des zurückkommenden Strahls in der Nähe von Unendlich liegen, und das Signal bei dem Fotosensor 160 wäre nicht folgerichtig, oder beziehungslos. Die Größe des Signais bei dem Fotosensor 160 ist somit ein sehr empfindlicher Indikator der Flachheit der Hornhaut, und sehr geringe Änderungen im Radius der Hornhaut aufgrund einer Abflachung können angezeigt werden. Da das System zu dem Hornhautapex (Homhautscheitel) ausgerichtet ist, und da der Kraftvektor des Ultraschallstrahlungs-Druckfeldes parallel zu der optischen Achse ist, würde das Signal ideal zum Fotosensor 160 zurückkehren.

Eindrückungs-Tonometer

Die Seite-zu-Seite- oder die Seite-zu-Zentrum-Konfiguration aus Fig. 1B kann als ein Eindrückungs-Tonometer verwendet werden. Das Visualisierungssystem, welches aus der Objektivlinse 19 und einem invertierenden Okular 20 besteht, bildet ein Bild des Auges auf dem Meßkreuz 154 ab, welches in dem Okular 20 eingebettet ist. Das Seite-zu-Seite-Erfassungssystem besteht aus der Lichtquelle 26, der Projektionslinse 27, der Empfangslinse 28 und einer Bewegungssensorvorrichtung 23. Im folgenden sind verschiedene Mittel beschrieben, mit denen die Bewegung des Auges 10 erfaßt werden kann, welche durch den Ultraschallstrahlungsdruck verursacht wird, welcher von dem Wandler 13 erzeugt wird (der den erzeugenden Strahl 17 hervorbringt).
Die Lichtquelle kann aus einer Gruppe von Lichtquellen ausgewählt werden, welche LEDs, Wolfram-Halogenbirnen etc. umfaßt, und bei einer Ausführungsform wird das Licht von der Linse 27 auf dem Auge 10 fokussiert. Die Linse 28 bildet den Lichtpunkt auf dem Auge aus einer gerichteten oder diffusen Reflexion erneut ab. Der erneut abgebildete Punkt fällt auf eine Bewegungssensorvorrichtung 23. Wenn sich somit das Auge 10 durch den Ultraschallstrahlungsdruck in der Richtung der optischen Achse des Visualisierungssystems bewegt, bewegt sich der Lichtfleck, welcher von der Linse 28 abgebildet wird, in einer zur optischen Achse der Linse 28 senkrechten Richtung, jedoch mit einer Bewegung, welche durch die speziell gewählte Geometrie modifiziert ist. Das Bild des Lichtflecks auf dem Erfassungsmechanismus 23 bewegt sich ebenfalls. Somit ist das Ausgangssignal des Bewegungssensors linear proportional zu der Eindrückung der Hornhaut, welche ihrerseits proportional zu dem Ultraschallstrahlungsdruck und umgekehrt proportional zu dem IOP ist. Es können verschiedene Bewegungssensoren verwendet werden. Ein Schlüsselmerkmal des Bewegungssensors ist seine Fähigkeit, Bewegungen des Flecks in der Größenordnung von einem 1 µm zu erfassen, welche von den Eindrückkräften des Tonometers verursacht werden, und dies bei einem geringen Rauschabstand (SNR; Signal-Noise ratio) und bei großen Bewegungen des Auges, welche von einer groben Bewegung des Auges und des Kopfes stammen.
Mit Bezug auf Fig. 6 ist erörtert, wie die Bewegung des abgebildeten Flecks mit einem Zerhackerrad (Chopper-Rad) erfaßt werden kann. Das abgebildete Rad wird mit hoher Geschwindigkeit gedreht. Ein großflächiger Fotosensor liegt hinter dem Rad, um das Licht unabhängig von der exakten Position des Flecks 60 zu sammeln. Die Flügel des sich drehenden Rades 58 zerhacken das Licht, so daß der Fotosensor ein wechselsignal erfaßt. Die Phase des Signals wird durch die Position des Flecks im Verhältnis zu den Radflügeln erfaßt, und die Bezugsphase wird von dem Codiermechanismus 59 erfaßt. Somit gibt die relative Phase des Wechselsignals die Position des Flecks an, und die Positionsempfindlichkeit des Systems ist ungefähr gleich der Breite der Flügel geteilt durch den Rauschabstand (SNR). Der dynamische Bereich ist bei diesem einfachsten System gleich der Breite der Flügel. Wenn eine einfache Phasenfortsetzungstechnik eingesetzt wird, kann der dynamische Bereich jedoch beinahe auf den Radius des Rades erweitert werden. Dadurch kann der Sensor dazu gebracht werden, daß er einen großen dynamischen Bereich hat.
Um zwischen Bewegungen des Kopfes des Patienten (und somit des Auges) und Bewegungen des Auges welche durch den Ultraschallstrahlungsdruck verursacht werden, zu unterscheiden, könnte das in Fig. 7 abgebildete Codierschema verwendet werden, zusätzlich zu und bei Frequenzen außerhalb von den Frequenzen, die für den optischen Unterscheidungsmechanismus für die Unterscheidung gegenüber der Raumbeleuchtung verwendet werden, welches mit Bezug auf Fig. 2 beschrieben wurde.
Wie man in Fig. 7 sieht, wird der Ultraschalleistungswandler 13 von einem Leistungsverstärker 30 angesteuert, der von einem Oszillator 37 gespeist wird, welcher mit der gewünschten Ultraschallfrequenz arbeitet. Der Oszillator 31 arbeitet mit einer geeigneten Tonfrequenz, welche niedrig genug ist, damit das Auge 10 mit einer annehmbaren kleinen Phasenverzögerung reagiert. Der Oszillator 31 wird dazu verwendet, eine Amplitudenmodulation des Ultraschalleistungs-Ausgangssignals zu erzeugen. Der Fotosensor 36 empfängt das Licht, wobei eine Modulation die Position des Lichtflecks 60 codiert. Diese Lichtstrahlmodulation wird von einem Demodulator 65 decodiert. Das System ist so aufgebaut, daß das Ausgangssignal des Demodulators 65 proportional zu der Bewegung des Auges 10 ist und Informationen über die Bewegung des Kopfes und des Auges des Patienten sowie die durch den Ultraschallstrahlungsdruck ausgelöste Bewegung enthält. Die vom Strahlungsdruck verursachte Bewegung tritt jedoch bei der Frequenz des Oszillators 31 auf, und ein Multiplizierer 34, welcher mit dem Bezugssignal angesteuert wird, das ebenfalls von dem Oszillator 31 stammt, schließt alle Bewegung aus, die nicht bei der Frequenz des Oszillators 31 auftreten. Der Nachunterscheidungs-Verstärker und Bandbegrenzer 33 erzeugt dann ein Ausgangssignal 32, welches proportional zu der Eindrückung des Auges 10 ist, welche von einem festen Ultraschallstrahlungsdruck erzeugt wird.
Es können auch andere Bewegungssensoren konzipiert werden. Das Zerhackerrad 58 könnte z.B. durch eine Lineareffekt-Fotodiode ersetzt werden, oder es könnte ein einzelner Fotosensor, jedoch in Verbindung mit einem Neutralfilter mit linearem Gradienten eingesetzt werden. In solchen Fällen wäre die räumliche Auflösung ungefähr gleich der linearen Ausdehnung des Gerätes geteilt durch den Rauschabstand (SNR). Bei all diesen Konzepten könnte die seitliche Empfangsvorrichtung ersetzt werden durch ein System, welches durch die mittlere Achse blickt und einen Strahlenteiler verwendet.
Für die Erfassung der Appianation mit dem Seite-zu-Seite-System könnte das Peak-Fokussierungssystem von Fig. 5A so angeordnet werden, daß es von der Seite auf das Auge 10 blickt.
Ein Eindrückungs-Tonometer kann auch so aufgebaut sein, daß es Hochfrequenz-Ultraschall verwendet, um die Eindrückung zu messen, wie in Fig. 8 gezeigt. Die optische Vorrichtung könnte nach wie vor für die Ausrichtung und Visualisierung verwendet werden, die Messung der Eindrückung würde jedoch mittels eines getrennten Ultraschallwandlers 16 und eines Eindrückungs-Meßstrahls 29 erfolgen. Bei einem Eindrückungs-Tonometer, welches genügend Kraft erzeugt, um ein Auge 10 um 10 µm einzudrücken, wenn der Wandler 16 bei einer Frequenz von 3,37 MHz betrieben wird, betrüge die Ultraschallwellenlänge z.B. 100 µm.
Ein Oszillator 41 steuert einen Leistungsverstärker 40 und den Wandler 16 an. Der Wandler 16 wird von einem Sendemodus in einen Empfangsmodus umgeschaltet, und sein Ausgangssignal wird von einem Verstärker 45 verstärkt. Ein Mischer 46 mischt das Ausgangssignal des Bezugsoszillators 41 mit dem von dem Verstärker 45 empfangenen Ausgangssignal. Die Phasendifferenz wird von einem Verstärker 47 verstärkt, der ein Signal 43 ausgibt. Die Phasendifferenz multipliziert mit der Ultraschallwellenlänge und geteilt durch 2 ergibt die Bewegung der Hornhaut.
In diesem Fall wird eine Phasenerfassung dazu verwendet, die Distanz zu messen, und die Genauigkeit ist gleich der Ultraschallwellenlänge geteilt durch den Rauschabstand (SNR) des Empfängers. Bei einer typischen Einrichtung könnte dies eine Auflösung besser als 0,1 µm ergeben. Ein System ähnlich dem von Fig. 7 könnte dazu verwendet werden, Bewegungen des Kopfes und des Auges 10 des Patienten auszuschließen, welche nicht von dem Ultraschallstrahlungsdruck erzeugt werden.
Bei noch einer weiteren Ausführungsform kann die Tatsache ausgenutzt werden, daß das Ultraschallstrahlungsdruckfeld eine beinahe reine Radiusveränderung des zentralen Abschnitts des Auges erzeugt und däß diese Radiusänderung erhebliche Änderungen der Position des Brennpunktes des zurückgeschickten Lichtes erzeugt. Das von dem Wandler erzeugte Druckmuster kann mit einem Gauß'schen Profil angenähert werden, so daß der Strahlradius (halbe Breite) beim Brennpunkt ungefähr
1,2 λ f/d
ist, wobei f die Brennweite ist, d ist der Durchmesser des Wandlers, und λ ist die Ultraschallwellenlänge. In dem zentralen Bereich kann eine Gauß'sche Funktion in der ersten Ordnung als eine Konstante minus einem quadratischen Term entwickelt werden. Die Krümmung des Auges in diesem Bereich kann ebenfalls durch einen quadratischen Term angenähert werden. Somit ist die Deformation, welche proportional zu dem Druck ist, eine quadratische Änderung, welche einer quadratischen Funktion überlagert ist; hieraus ergibt sich wiederum eine quadratische Funktion. In der ersten Ordnung ist somit die Wirkung des Ultraschallstrahlungsdruckes eine Änderung des Krümmungsradius (ROC) des Auges.
Bei Verwendung von Gleichungen, welche die Beziehung zwischen der Brennweite eines Spiegels und der Distanz 5 zu der Quelle und dem Brennpunkt beschreiben (für den Fall, daß die Distanz zwischen der Linse und dem Auge ungefähr gleich der Brennweite der Linse ist, oder wenn die optische Quelle bei der Brennweite der Linse liegt), ist die relative Änderung der Distanz zu dem Brennpunkt des zurückkommenden Lichtes gegeben durch
Δs=4z(f/r&sub0;)²
wobei z die Krümmungstiefe des Auges vom Scheitel (Apex) beim Radius r&sub0;, der Grenze des Strahlumfangs, ist (d.h. der Strahlumfang hat einen Durchmesser von 2r&sub0;). Für typische Größen von f=10cm und r&sub0;=1mm ergibt sich Δs/z=4cm/µm. Dies ergibt einen enormen Vorteil gegenüber der direkten Messung von z. Der Wert von z für ein typisches verformtes Auge bei Applanation ist 60 µm, so daß die erforderliche Auflösung für eine Hochgenauigkeitsmessung 0,6 µm ist. Während diese Genauigkeit erreicht werden kann, ist dies dennoch schwierig, weil sich sowohl der Kopf als auch das Auge des Patienten ständig bewegen. Durch dieses Verfahren muß jedoch die absolute Position des Brennpunktes nur innerhalb von Zentimetern gemessen werden. Die Änderung der Distanz zwischen dem Patienten und dem Gerät fließt nur in der ersten Ordnung ein, und das Verhältnis ist etwa eins zu eins. Wenn der Patient also in einem Bereich von 0,5 cm stillhalten kann, was relativ leicht ist, wird die Bewegung des Brennpunktes aufgrund der ROC-Änderung wesentlich größer sein. Ferner kann, wie an anderer Stelle offenbart ist, die Eindrückung codiert werden, um unerwünschte Bewegungen des Patienten auszuschließen.
Fig. 9 zeigt eine Ausführungsform der oben beschriebenen Technik. Eine Lichtquelle 140, welche bei dem Fokus einer Objektivlinse 133 liegt, richtet ihre Strahlen 143 auf einen Strahlenteiler 134, welcher seinerseits das Licht zu der Objektivlinse 133 schickt, wo der kollimierte Strahl 144 auf die Hornhaut 141 auftrifft. Das reflektierte Licht 132 tritt scheinbar aus einer virtuellen Quelle 142 aus, welche bei der halben Distanz zum Zentrum der Krümmung 130 des Auges mit dem Radius 131 liegt. Das zurückgeschickte Licht hat bei einer Position 135 einen Brennpunkt und wird von einem großflächigen Fotosensor 136 gesammelt und erfaßt. An einer drehenden Welle 137 sind mehrere Zerhackerflügel befestigt, von denen zwei gezeigt sind; ein vorderer Flügel 139 und ein hinterer Flügel 138. Die Flügel sind so geschnitten, daß zu einem bestimmten Zeitpunkt nur einer den Strahl versperrt. Aus dem zeitlichen Verlauf der Verdunkelung des Lichtes durch die Zerhackerflügel kann schnell das Intensitätsprofil berechnet werden. Aus den Profilen, welche durch die verschiedenen Zerhackerflügelpositionen bestimmt werden, känn der Brennpunkt berechnet werden.
Bei einer alternativen Ausführungsform werden die Zerhackerflügel durch einen oder mehrere Abbildungsbereiche ersetzt, welche auch dazu verwendet werden können, durch Berechnung die Positionen des Brennpunktes zu ermitteln.

Gerätekonfigurationen

Das Tonometer kann in mehreren verschiedenen Konfigurationen realsiert werden; die vier Realisierungsformen, welche am wahrscheinlichsten kommerziell von Bedeutung sind, sind in den Fig. 4A, 4B und 4C gezeigt. Fig. 4A zeigt das Tonometer so, wie es auf einer üblichen Schlitzlampe eines Arztes montiert werden könnte. An dem Schlitzlampengestell ist auch ein Mikroskop geringer Leistung für die Untersuchung des Auges montiert. Das übliche Goldmann-Tonometer wird häufig an der Oberseite des Mikroskops befestigt, so daß es zur Seite geschwenkt werden kann, wenn es nicht benötigt wird, oder vor das Mikroskop geschwenkt werden kann, wenn es zur Untersuchung des Patienten eingesetzt werden soll.
Fig. 4A zeigt dasselbe Montageschema, welches auch für das Goldmann-Tonometer verwendet wird. An den Sockel 111 der Vorrichtung ist ein Stützsystem für den Kopf des Patienten montiert, welches aus einer Kinnauflage 110 und einer Stirnanlage 108 besteht, sowie die Schlitzlampe 120 und das Mikroskop 114 mit einem Okular 113, welches an einem ausschwenkbaren Arm 112 montiert ist. Die Schlitzlampe 120, das Mikroskop 114 und das Tonometer 118 können in der x-, y- und z-Richtung bewegt werden, wenn ein Steuermechanismus mit einem mechanischen Joystick 119 verwendet wird. Wenn es nicht verwendet wird, wird das Tonometer 118 mittels einem Schwenkarmträger 115 auf die Seite des Mikroskops 114 aus dem Weg geschwenkt und verstaut. Auch gezeigt sind der Ultraschallwandler 116 des Tonometers und die Objektivlinse 117.
Fig. 4B zeigt eine vereinfachte Version, z.B. für den Heimgebrauch. Sie würde eine Kopfstütze für den Patienten benotigen, ähnlich der der Schlitzlampe des Arztes, welche einen Tisch 111, eine Kinnauflage 110 und ein Stützband 108 für den Kopf umfaßt, das Mikroskop 114 und die Schlitzlampe 120 sind jedoch nicht vorgesehen. Wie unten beschrieben ist, kann der Patient Ausrichtsignale erhalten, und durch Verwendung des Joysticks 119, der über die Stütze 125 an dem Tonometer befestigt ist, kann er das Tonometer einstellen und zu seinem oder ihrem eigenen Auge ausrichten.
Bei dem Heimgebrauch des Tonometers gemäß Fig. 4B ist-es notwendig, dem Patienten Ausrichtsignale zu liefern. Das Ausrichtsystem von Fig. 5A sieht getrennte Lichtquellen für die Fixierung des Patienten und für die Erfassung und Ausrichtung vor. Die Lichtquellen sind farbcodiert. Für Farbblinde können die Lichter so gestaltet werden, daß sie sequentiell ein- und ausschalten (blinken). Eine erste Farbe könnte beispielsweise während einer kurzen Periöde eingeschaltet sein, dann eine zweite Farbe während einer langen Periode, gefolgt von keinem Licht während einer kurzen Periode.
Das Fixierungslicht für den Patienten, welches auf der Hornhaut fokussiert wird, macht einen kleinen Punkt auf der Retina, dessen Größe durch die Sebkorrektur des Patienten nicht erheblich beeinflußt wird. Das kollimierte Erfassungs- und Ausrichtlicht hat eine Lichtfleckgröße, welche von dem Sehfehler des Patienten abhängig ist. In diesem Fall können die Lichtflecken durch unterschiedliche Fleckgrößen unterschieden werden.
Um das System in der x- und y-Richtung auszurichten (Richtungen, welche orthogonal zu der optischen Achse des Gerätes sind), muß der Patient den Joystick 119 verwenden bis es erscheint, daß die beiden Lichtquellen sich decken. Dadurch wird dasselbe Ausrichtverfahren realisiert, wie es der Arzt durchführt, wenn das Aufblitzen des Sensor- und des Fixierungsstrahls (welche in dem Meßkreuz zentriert werden sollen) übereinander gelegt wird.
Das Gerät kann mit einer Ultraschall- oder anderen Vorrichtung zum Messen der Distanz vom Patienten zum Meßgerät ausgestattet sein. Dem Patienten können zusätzliche akustische Hinweise darüber gegeben werden,- ob diese Distanz zu kurz oder zu lang ist, und diese Hinweise können den Patienten bei der Einstellung des Geräts für die richtige Ausrichtung führen. Wenn das Gerät einmal ausgerichtet ist, was von dem eigenen internen Ausricht-Prüfmechanismus des Geräts ermittelt wird, können dem Patienten akustische Hinweise gegeben werden, damit er unbeweglich verharrt, während das Gerät mehrere IOP-Meßwerte aufnimmt.
Fig. 4C zeigt eine handgehaltene Version des Tonometers. Das Tonometer wird bei dem Pistolengriff 105 gehalten und mittels der Fußplatte 100 gegen die Stirn des Patienten sowie mittels der Fußplatte 107 gegen das Kinn des Patienten angelegt. Die Fußplatten 100, 107 sind an dem Körper 101 des Tonometers mittels Kippvorrichtungen 102, 103 befestigt, um eine Einstellung in Kipp- und Neigerichtung zu ermöglichen. Die Distanz zwischen dem Tonometer und dem Auge des Patienten ist durch eine Vorrichtung 104 einstellbar, möglicherweise eine grobe Gewindeschraube. Die Bedienungsperson stellt die Positionierung des Tonometers ein, während das Auge durch das Okular 20 sichtbar gemacht wird, so wie man es durch die Objektivlinse 108 sieht. Einmal ausgerichtet, wird das System über einen Knopf 106 angesteuert (getriggert). Zusätzlich kann das Tonometer auf dem Gestell montiert werden, welches von Ärzten im Operationssaal verwendet wird.
Aus der obigen Beschreibung erkennt man, daß die hier offenbarte Erfindung eine neue und vorteilhafte Vorrichtung für die berührungslose Tonometrie vorsieht. Die obige Erörterung offenbart und beschreibt lediglich beispielhafte Verfahren und Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung. Wie der Fachmann auf diesem Gebiet verstehen wird, kann die Erfindung in anderen speziellen Formen verkörpert sein, ohne den Bereich der Ansprüche zu verlassen. Unterschiedliche Konfigurationen oder spezielle Teile können verwendet werden. Die Offenbarung der vorliegenden Erfindung £oll somit der Veranschaulichung dienen, jedoch nicht den Bereich der Erfindung beschränken, welcher durch die folgenden Ansprüche definiert wird.

Claims

1. Berührungsloses Tonometer zum Messen des intraokularen Drucks eines Auges, mit:

Mitteln (13) zum Erzeugen eines ersten Hochfrequenz- Ultraschallstrahls (17) und zum Projizieren dieses Strahls auf das Auge (10), so daß er einen Strahlungsdruck auf dem Auge erzeugt, und

Mitteln (16, 21) zum Ermitteln des intraokularen Drucks aus der Reaktion des Auges (10), welche sich aus dem Strahlungsdruck ergibt.

2. Berührungsloses Tonometer nach Anspruch 1, mit ferner:

Mitteln (14c) zum Erzeugen eines zweiten Ultraschallstrahls (23) und zum Projizieren dieses Strahls auf das Auge (10); und

Mitteln (14a, 14b) zum Messen der Distanz zu dem Auge aus der Reflektion des zweiten Ultraschallstrahls durch das Auge.

3. Berührungsloses Tonometer nach Anspruch 2, bei dem die Mittel zum Messen der Distanz zu dem Auge ferner Mittel (15, 24) zum Überprüfen, ob die Distanz zwischen dem Tonometer und dem Auge korrekt ist, aufweisen, so daß eine Messung des intraokularen Drucks durchgeführt werden kann.

4. Berührungsloses Tonometer nach Anspruch 3, mit ferner Mitteln (14a, 14b) zum Messen der Ausrichtung des ersten Ultraschallstrahls auf der Oberfläche des Auges (10).

5. Berührungsloses Tonometer nach Anspruch 1, bei dem die Mittel zum Ermitteln des intraokularen Drucks aus der Reaktion des Auges ferner folgende Merkmale aufweisen:

Mittel (21) zum Messen der Eindrückung des Auges;

Mittel zum Messen des Strahlungsdruckes des ersten Ultraschallstrahls; und

Mittel zum Vergleichen des Strahlungsdruckes mit der Eindrückung des Auges, welche durch den Strahlungsdruck bewirkt wird.

6. Berührungsloses Tonometer nach Anspruch 5, bei dem die Mittel (21) zum Messen der Eindrückung des Auges eine optische Einrichtung sind.

7. Berührungsloses Tonometer nach Anspruch 6, bei dem die Mittel (16) zum Messen der Eindrückung des Auges ein dritter Ultraschallstrahl sind.

8. Berührungsloses Tonometer nach Anspruch 1, bei dem die Mittel zum Ermitteln des intraokularen Druckes aus der Reaktion des Auges ferner folgende Merkmale aufweisen:

Mittel (16, 21) zum Erfassen der Applanation des Auges;

Mittel (13) zum Erhöhen des Strahlungsdruckes des Ultraschallstrahles, bis eine Applanation des Auges auftritt; und

Mittel zum Messen des Strahlungsdruckes, bei dem Applanation des Auges auftritt.

9. Berührungsloses Tonometer nach Anspruch 8, bei dem die Mittel (21) zum Erfassen der Appianation des Auges eine optische Einrichtung sind.

10. Berührungsloses Tonometer nach Anspruch 8, bei dem die Mittel (16) zum Erfassen der Applanation des Auges ein dritter Ultraschallstrahl sind.

11. Verfahren zum Messen des intraokularen Drucks eines Auges, mit folgenden Verfahrensschritten:

Erzeugen eines ersten Hochfrequenz-Ultraschallstrahls (17) und Projizieren des Strahls auf das Auge (10), so daß er einen Strahlungsdruck auf dem Auge erzeugt; und

Ermitteln des intraokularen Drucks aus der Reaktion des Auges (10), welche sich aus dem Strahlungsdruck ergibt.

12. Verfahren zum Messen des intraokularen Drucks eines Auges nach Anspruch 11, mit den weiteren Verfahrensschritten:

Erzeugen eines zweiten Ultraschallstrahls (22) und

Projizieren des Strahls auf das Auge (10); und

Messen der Distanz zu dem Auge (10) aus der Reflektion des zweiten Ultraschallstrahls durch das Auge.

13. Verfahren zum Messen des intraokularen Drucks eines Auges nach Anspruch 12, bei dem bei dem Schritt, bei dem die Distanz zu dem Auge gemessen wird, ferner überprüft wird, ob die Distanz zwischen dem Tonometer und dem Auge korrekt ist, damit eine Messung des intraokularen Drucks durchgeführt werden kann.

14. Verfahren zum Messen des intraokularen Druckes eines Auges nach Anspruch 13, bei dem ferner die Ausrichtung des ersten Ultraschallstrahls (17) auf der Oberfläche des Auges gemessen wird.

15. Verfahren zum Messen des intraokularen Druckes eines Auges nach Anspruch 11, bei dem bei dem Schritt, bei dem der intraokulare Druck aus der Reaktion des Auges ermittelt wird, ferner:

die Eindrückung des Auges gemessen wird;

der Strahlungsdruck des ersten Ultraschallstrahls (17) gemessen wird; und

der Strahlungsdruck mit der Eindrückung des Auges (10) verglichen wird, welche durch den Strahlungsdruck verursacht wird.

16. Verfahren zum Messen des intraokularen Druckes eines Auges nach Anspruch 15, bei dem bei dem Schritt, bei dem die Eindrückung des Auges gemessen wird, ferner eine optische Einrichtung (21) zum Durchführen dieser Messung vorgesehen wird.

17. Verfahren zum Messen des intraokularen Druckes eines Auges nach Anspruch 16, bei dem bei dem Schritt, bei dem die Eindrückung des Auges gemessen wird, ferner ein dritter Ultraschallstrahl (29) zum Durchführen dieser Messung vorgesehen wird.

18. Verfahren zum Messen des intraokularen Druckes eines Auges nach Anspruch 11, bei dem bei dem Schritt, bei dem der intraokulare Druck aus der Reaktion des Auges ermittelt wird, ferner:

der Strahlungsdruck des Ultraschallstrahls erhöht wird, bis eine Applanation des Auges auftritt; und

der Strahlungsdruck gemessen wird, bei dem die Applanation des Auges auftritt.

19. Verfahren zum Messen des intraokularen Druckes eines Auges nach Anspruch 18, bei dem bei dem Schritt, bei dem die Applanation des Auges erfaßt wird, ferner eine optische Einrichtung (21) zum Durchführen dieser Messung vorgesehen wird.

20. Verfahren zum Messen des intraokularen Druckes eines Auges nach Anspruch 18, bei dem bei dem Schritt, bei dem die Applanation des Auges erfaßt wird, ferner ein dritter Ultraschallstrahl (29) zum Durchführen dieser Messung vorgesehen wird.