【発明の詳細な説明】発明の名称
トノメータ技術分野
本発明は、眼内圧を測定するトノメータに関する。背景技術
トノメータは、眼内圧を測定する一般的な手段である。従来の多くの眼内圧検
査は、麻酔を使用して検査器を眼に接触させること、または高圧縮空気を短時間
眼に指向させることが必要である。これらの従来方法では、患者が不快感を生じ
るような感覚を眼に与える。その上、検査手段を眼に接触させることは、炎症や
、雑菌による感染を招く可能性がある。検査手段を眼に接触させる測定を繰り返
すと、これが眼にマッサージをする作用を有するので、その後の測定の正確さに
不利に作用する。発明の開示
本発明は、従来装置の上記課題を解決しようとするものである。
本発明の一つの面に従えば、眼に向かう信号を発生するエミッタと、眼からの
反射信号を受けるレシーバと、レシーバで受けた信号の振幅を監視する監視装置
とを含み、エミッタまたはレシーバは、監視装置の動作の間、眼に対して移動可
能であり、監視装置は、眼とレシーバとの間の距離が本質的に最強の信号を受け
る距離であるときに測定値を得るまたは記憶する手段を含む、眼内圧用トノメー
タが提供される。本発明のトノメータは、さらに眼の角膜の半径の変化のための
補正をする手段を含む。
本発明の他の面に従えば、信号を眼に向けて指向させ、眼からの反射信号を集
め、集めた信号の振幅を監視することを含み、エミッタまたはレシーバは、監視
装置の動作の間、眼に対して移動可能であり、監視装置は、眼とレシーバとの間
の距離が本質的に最強の信号を受ける距離であるときに測定値を得るまたは記憶
する手段を含む、眼内圧監視方法が提供される。本発明の眼内圧監視方法は、さ
らに眼の角膜の半径の変化のための補正をすることを含む。
波形、角度、振幅等の完全な数学的分析は、非常に複雑である。しかし、非常
に単純な方法において状況を考慮すると、次のようになる。
人射波の音響インピーダンスＲ１は、Ｒ１＝Ｐ１・Ｃ１である。これに対し、
反射波の音響インピータンスＲ２は、Ｒ２＝Ｐ２・Ｃ２である。ここに、Ｐ１は
空気の密度であり、Ｃ１は空気中における音波の速度であり、Ｐ２は角膜の密度
であり、Ｃ２は角膜内における音波の速度である。
反射波の振幅と入射波の振幅との比Ａｒは、以下の式１に示される。
ここに、Ｃ１は通常の温度および圧力で一定である。Ｅをヤング率、μをポア
ソン比、および、ｄを密度とすると、Ｃ２は以下のとおりである。
これから、ＡｒがＥに依存する、ということを見ることができる。
ここで、
Ｅ＝ヤング率／弾力性
＝応力／ひずみ
応力＝力／範囲
ひずみ＝寸法変化／原寸法
である。
今、眼内圧が増大するほど、角膜面を変形させるに必要な単位面積当りの力が
、増大し、それゆえにＥに依存する。Ｅは、式１に示すように反射波の振幅およ
びＣ２に影響する。
この数学的処理の試みは、単純な説明により提供され、また単純な試みのため
に限定的な数学的分析であるべくは請求されない。
眼の角膜半径のための補正手段は、数学的式、テーブル、グラフ、比較のため
の既知の値等のいずれかを含むことができる。関係する情報は、眼内圧を直ちに
表示するように、コンピュータ等に供給してもよい。
本発明の好ましい実施例においては、トノメータは、可干渉性の複数の信号を
提供する手段を含む。それら信号は、レシーバに対し本質的に６０度に配置する
ことが好ましい。レシーバに対しほぼ６０度で可干渉性の音波を発生するように
各超音波源を配置することにより、それら波は重畳されて干渉し、増大した振幅
の単一波を生じる。この波は、角膜からの距離Ｘを得るレシーバに受けられる。
ここに、Ｘはｎ＋λ／２であり、ｎは０，１，２，３等である。この距離で、最
大振幅の波が生じる。
信号は、好ましくは、人間の耳に聞き取れる周波数より高い周波数を有する超
音波を含む。たとえば、４０ＫＨｚの波が好ましいが、他の周波数の波であって
もよい。
監視装置は、電圧計のような計器またはオッシロスコープであることが好まし
い。図面の簡単な説明
第１図は、本発明に従うトノメータの一実施例を示す図である。
第２図は、第１図のトノメータの概要図である。
第３図は、第２図のトノメータの使用時の状態を示す図である。
第４図は、本発明に従うトノメータの縦断面図である。
第５図は、眼内圧に対する目に向けて指向されたウエーブフロントの角膜半径
と振幅とを示すグラフを示す図である。
第６図は、本発明に従う他のトノメータを示す図である。
第７図は、第６図のトノメータの動作原理を説明するための図である。
第８図は、角膜から反射したウエーブフロントの方向の簡単な分析法を示す図
である。
第９図は、異なる角度のウエーブフロントについて記録した角膜の曲率半径に
対するピーク振幅値（ｍＶ）を示すグラフを示す図である。発明を実施するための最良の形態
第１図〜第４図を参照するに、電気回路は、安定した４０ＫＨｚの超音波１１
を発生させるべくエミッタ１２を駆動させる高周波電子信号を発生する。超音波
は、エミッタ１２から眼１３に指向される。超音波は、続いて眼１３の角膜面で
反射し、レシーバ１４に集められる。レシーバ１４は、オッシロスコープのよう
な監視装置１５に、もしくは適宜な増幅または整流後に反射波信号すなわち反射
信号を評価することができる監視装置１５に接続されている。レシーバに達する
超音波の振幅は、監視装置により分析される。
ピークホールド計器すなわちピークホールド回路を用いることにより、反射信
号が最強となる場所すなわち位置を検索しかつ発見することができ、したがって
レシーバがその位置にあるときに測定した電位差のような信号を記録しかつ記憶
することができる。信号は、記憶に先立って、眼内圧の正確な測定および校正を
容易にするために、再現されかつ増幅される。
監視装置１５における測定信号は、眼の堅さに関係付けられ、眼内圧に変換さ
れる。
第４図を参照するに、トノメータヘッド２０は、同軸的すなわち同心的に配置
された内管２１および外管２２を含む。エミッタとして作用するトランスミッタ
２３とレシーバ２４とは、内管２１内に配置されている。同心的な穴２５，２６
は、図示のように両管２１，２２の右端に形成されている。内側の受信用管すな
わち内管２１は、外側の送信用管すなわち外管２２を越えて伸びる。
使用時、トランスミッタ２３は音波を伝送する。伝送された音波は、内管２１
と外管２２との間を通り、眼で反射して内管２１に入り、その内管２１に配置さ
れたレシーバ２４に達する。
監視装置に得られた測定結果は、眼内圧を得るために用いることができる。監
視装置により与えられた信号値すなわち読みは、眼の角膜の半径の変化に関する
補正をされる。これは、監視装置に与えられた読みから眼内圧を得ることに用い
られる校正グラフにおいて考慮される。この校正グラフの情報は、眼内圧を瞬時
に移すことができるように、コンピュータのような装置に供給される。
眼内圧を得る校正グラフを第５図に示す。このグラフは、眼の曲率半径が変化
することを許すように、測定された読みからそれらの変動を除去する。受けた波
頭の振幅は、眼内圧と曲率半径の範囲を越えて測定される。第５図は、説明のた
めにだけ示すものであって、特定の結果を示すものではない。
使用時、振幅が記録され、曲率半径が測定される。眼内圧は、第５図に示すよ
うなグラフから得ることができる。たとえば、７．５ｍｍの曲率半径とＸボルト
の振幅では、眼内圧は３０ｍｍＨｇと見ることができる。
これの代わりに、眼内圧は、数学的に計算し、瞬時に表示することができる。
数学的処理は、各種の曲率半径に注意する。
すでに述べたように、第４図に示すトノメータヘッド２０は、同軸的すなわち
同心的に配置された内管２１および外管２２を含む。トランスミッタ２３とレシ
ーバ２４とは、内管２１内に配置されている。同心的な穴２５，２６は、図示の
ように両管２１，２２の右端に形成されている。内管２１は、外管２２を越えて
伸びる。
第６図〜第９図を参照するに、トノメータ３０は、トランスミッタ３１とレシ
ーバ３２とを含む。音波吸収コーン３３は、トランスミッタ３１とレシーバ３２
との間に配置されている。トランスミッタ３１は、出口３４，３５を介してトノ
メータの外に２つの可干渉性音波信号ＡおよびＢを発生する。音波信号Ａ，Ｂは
、トノメータの長手軸線に対し角度θ（６０度）である。信号Ａ，Ｂは、眼に指
向され、続いて眼の角膜面で反射され、その後レシーバ３２に集められる。レシ
ーバ３２は、オッシロスコープのような監視装置に接続されており、また反射波
信号は適宜な増幅および整流の後に評価される。レシーバに到達する音波の振幅
は、監視装置により分析される。
ピークホールド回路を用いることにより、反射波信号が最強となる場所を検索
しかつ発見することができ、したがってレシーバがその位置にあるときに測定し
た電位差のような信号を記録しかつ記憶することができる。これは、角膜とレシ
ーバとの間の距離Ｘがｎ＋λ／２に等しいときである。λは発生した音波の波長
であり、ｎは０，１，２，３等の整数である。信号は、記憶に先立って、眼内圧
の正確な測定および校正を容易にするために、再現されかつ増幅される。
監視装置３５における測定信号は、眼の堅さに関係付けられ、眼内圧に変換さ
れる。
第８図および第９図は、第６図および第７図のトノメータの操作の背景の後の
原理すなわち理論を示す。第８図は、平坦面と凸面とから反射したウエーブフロ
ント（wavefront）であって角度θが３０度および６０度の場合を考慮した２次
元的なウエーブフロントの部分の簡単な幾何学的分析法を示す。
θが３０度のとき、ウエーブフロントは、一致せず、特にウエーブフロントＢ
，Ｃ間の凸面分離の基に、より大きな曲率半径の面と比べたとき小さい振幅にな
る。また、θが６０度のとき、いずれの面からも発生する反射波のウエーブフロ
ントＡ，Ｂ，Ｃは一致し、したがって曲率半径による影響が最小になる。
第９図は、７．００ｍｍと８．４ｍｍの曲率半径の２つの球面上における各種
の角度θに関して記録したピーク振幅の差を示す。これは、半径が大きいほど、
半径の影響が減少することを示し、またθが６０度に近いほど小さくなることを
示す。
トノメータヘッドの設計は、角膜の曲率半径の影響が最小になるように行われ
る。上記の実施例は例示のためだけであり、多くの変形をすることができること
を考慮すべきである。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION name tonometer TECHNICAL FIELD The present invention relates tonometer for measuring intraocular pressure. BACKGROUND ART Tonometers are a common means of measuring intraocular pressure. Many conventional intraocular pressure tests require the use of anesthesia to bring the tester into contact with the eye, or directing highly compressed air to the eye for a short time. These conventional methods provide the eye with a feeling of discomfort to the patient. In addition, contacting the test means with the eye can lead to inflammation and infection by germs. Repeated measurements with the test means in contact with the eye have the effect of massaging the eye, which is detrimental to the accuracy of subsequent measurements. DISCLOSURE OF THE INVENTION The present invention is intended to solve the above problems of the conventional apparatus. According to one aspect of the invention, an emitter for generating a signal directed to the eye, a receiver for receiving a reflected signal from the eye, and a monitoring device for monitoring the amplitude of the signal received by the receiver, the emitter or receiver being , Movable with respect to the eye during operation of the monitoring device, the monitoring device obtaining or storing measurements when the distance between the eye and the receiver is essentially the distance to receive the strongest signal An intraocular pressure tonometer including means is provided. The tonometer of the present invention further includes means for compensating for changes in the radius of the cornea of the eye. According to another aspect of the invention, directing the signal toward the eye, collecting the reflected signal from the eye, and monitoring the amplitude of the collected signal, the emitter or receiver is provided during operation of the monitoring device. , Eye-movable, the monitoring device including means for obtaining or storing measurements when the distance between the eye and the receiver is essentially the distance at which the strongest signal is received. A method is provided. The intraocular pressure monitoring method of the present invention further comprises making a correction for changes in the radius of the cornea of the eye. A complete mathematical analysis of waveforms, angles, amplitudes etc. is very complex. However, considering the situation in a very simple way: The acoustic impedance R1 of the human reflected wave is R1 = P1 · C1. On the other hand, the acoustic impedance R2 of the reflected wave is R2 = P2 · C2. Here, P1 is the density of air, C1 is the speed of sound waves in the air, P2 is the density of the cornea, and C2 is the speed of sound waves in the cornea. The ratio Ar of the amplitude of the reflected wave and the amplitude of the incident wave is shown in the following Equation 1. Here, C1 is constant at normal temperature and pressure. C2 is as follows, where E is Young's modulus, μ is Poisson's ratio, and d is density. From this it can be seen that Ar depends on E. Here, E = Young's modulus / elasticity = stress / strain Stress = force / range Strain = dimensional change / original size. Now, as the intraocular pressure increases, the force per unit area required to deform the corneal surface increases and therefore depends on E. E affects the amplitude of the reflected wave and C2 as shown in Equation 1. This mathematical treatment attempt is provided by the simple explanation and is not claimed to be a limited mathematical analysis because of the simple attempt. The correction means for the corneal radius of the eye can include any of mathematical formulas, tables, graphs, known values for comparison, etc. Relevant information may be provided to a computer or the like for immediate display of intraocular pressure. In the preferred embodiment of the invention, the tonometer includes means for providing a plurality of coherent signals. The signals are preferably placed essentially 60 degrees to the receiver. By arranging each ultrasound source to generate coherent sound waves at approximately 60 degrees to the receiver, the waves are superposed and interfere to produce a single wave of increased amplitude. This wave is received by a receiver that obtains a distance X from the cornea. Here, X is n + λ / 2, and n is 0, 1, 2, 3, or the like. At this distance a wave of maximum amplitude occurs. The signal preferably comprises ultrasound waves having a frequency higher than that audible to the human ear. For example, a wave of 40 KHz is preferable, but waves of other frequencies may be used. The monitoring device is preferably an instrument such as a voltmeter or an oscilloscope. BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIG. 1 is a diagram showing an embodiment of a tonometer according to the present invention. FIG. 2 is a schematic diagram of the tonometer of FIG. FIG. 3 is a diagram showing a state when the tonometer of FIG. 2 is used. FIG. 4 is a longitudinal sectional view of the tonometer according to the present invention. FIG. 5 is a graph showing the corneal radius and amplitude of the wave front directed toward the eye against the intraocular pressure. FIG. 6 is a diagram showing another tonometer according to the present invention. FIG. 7 is a diagram for explaining the operating principle of the tonometer of FIG. FIG. 8 is a diagram showing a simple method of analyzing the direction of the wavefront reflected from the cornea. FIG. 9 is a graph showing the peak amplitude value (mV) with respect to the radius of curvature of the cornea recorded for the wave fronts at different angles. BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Referring to FIGS. 1 to 4, an electric circuit generates a high frequency electronic signal for driving an emitter 12 so as to generate a stable ultrasonic wave 11 of 40 KHz. The ultrasonic waves are directed from the emitter 12 to the eye 13. The ultrasonic waves subsequently reflect on the corneal surface of the eye 13 and are collected by the receiver 14. The receiver 14 is connected to a monitoring device 15, such as an oscilloscope, or to a monitoring device 15 which can evaluate the reflected wave signal, i.e. the reflected signal, after suitable amplification or rectification. The amplitude of the ultrasonic waves reaching the receiver is analyzed by the monitoring device. By using a peak-hold instrument or peak-hold circuit, it is possible to search for and find the place or position where the reflected signal is the strongest, thus recording a signal such as the potential difference measured when the receiver is at that position. And can be remembered. The signal is reconstructed and amplified prior to memory to facilitate accurate measurement and calibration of intraocular pressure. The measurement signal at the monitoring device 15 is related to the stiffness of the eye and converted into intraocular pressure. Referring to FIG. 4, the tonometer head 20 includes an inner tube 21 and an outer tube 22 that are coaxially or concentrically arranged. A transmitter 23 acting as an emitter and a receiver 24 are arranged in the inner tube 21. Concentric holes 25, 26 are formed at the right ends of both tubes 21, 22 as shown. The inner receiving or inner tube 21 extends beyond the outer transmitting or outer tube 22. In use, the transmitter 23 transmits sound waves. The transmitted sound wave passes between the inner tube 21 and the outer tube 22, is reflected by the eye, enters the inner tube 21, and reaches the receiver 24 arranged in the inner tube 21. The measurement results obtained by the monitoring device can be used to obtain the intraocular pressure. The signal value or reading provided by the monitoring device is corrected for changes in the radius of the cornea of the eye. This is taken into account in the calibration graph used to derive the intraocular pressure from the reading given to the monitor. The information of this calibration graph is supplied to a device such as a computer so that the intraocular pressure can be instantaneously transferred. A calibration graph for obtaining the intraocular pressure is shown in FIG. This graph removes those variations from the measured readings to allow the radius of curvature of the eye to change. The amplitude of the received wave front is measured over the range of intraocular pressure and radius of curvature. FIG. 5 is shown for illustrative purposes only and does not show any particular results. In use, the amplitude is recorded and the radius of curvature is measured. The intraocular pressure can be obtained from the graph as shown in FIG. For example, with a radius of curvature of 7.5 mm and an amplitude of X volts, the intraocular pressure can be seen as 30 mm Hg. Alternatively, the intraocular pressure can be calculated mathematically and displayed instantly. The mathematical process pays attention to various radii of curvature. As already mentioned, the tonometer head 20 shown in FIG. 4 comprises an inner tube 21 and an outer tube 22 arranged coaxially or concentrically. The transmitter 23 and the receiver 24 are arranged in the inner pipe 21. Concentric holes 25, 26 are formed at the right ends of both tubes 21, 22 as shown. The inner tube 21 extends beyond the outer tube 22. With reference to FIGS. 6 to 9, the tonometer 30 includes a transmitter 31 and a receiver 32. The sound wave absorbing cone 33 is arranged between the transmitter 31 and the receiver 32. The transmitter 31 produces two coherent acoustic wave signals A and B outside the tonometer via outlets 34 and 35. The sound wave signals A and B are at an angle θ (60 degrees) with respect to the longitudinal axis of the tonometer. The signals A, B are directed to the eye and subsequently reflected at the corneal surface of the eye and then collected at the receiver 32. The receiver 32 is connected to a monitoring device such as an oscilloscope and the reflected wave signal is evaluated after suitable amplification and rectification. The amplitude of the sound wave reaching the receiver is analyzed by the monitoring device. By using a peak hold circuit, it is possible to search and find the place where the reflected wave signal is the strongest, thus recording and storing a signal such as the potential difference measured when the receiver is in that position. it can. This is when the distance X between the cornea and the receiver is equal to n + λ / 2. λ is the wavelength of the sound wave generated, and n is an integer such as 0, 1, 2, 3. The signal is reconstructed and amplified prior to memory to facilitate accurate measurement and calibration of intraocular pressure. The measurement signal at the monitoring device 35 is related to the stiffness of the eye and converted into intraocular pressure. 8 and 9 show the principle or theory behind the operating background of the tonometer of FIGS. 6 and 7. FIG. 8 is a simple geometrical analysis method for a two-dimensional wavefront part in which the wavefront is reflected from a flat surface and a convex surface and the angle θ is 30 degrees and 60 degrees. Indicates. When θ is 30 degrees, the wave fronts do not coincide with each other, and the amplitude becomes smaller when compared with the surface having a larger radius of curvature based on the convex surface separation between the wave fronts B 1 and C 2. Further, when θ is 60 degrees, the wavefronts A, B, and C of the reflected waves generated from all the surfaces coincide with each other, and therefore the influence of the radius of curvature is minimized. FIG. 9 shows the difference in peak amplitude recorded for various angles θ on two spheres with radii of curvature of 7.00 mm and 8.4 mm. This shows that the larger the radius is, the smaller the influence of the radius is, and the closer θ is to 60 degrees, the smaller. The design of the tonometer head is such that the effect of the radius of curvature of the cornea is minimal. It should be considered that the above embodiments are for illustration only and many variations can be made.
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(81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，
ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，Ｍ
Ｃ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ
，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，
ＴＤ，ＴＧ)，ＡＴ，ＡＵ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，
ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，Ｇ
Ｂ，ＧＥ，ＨＵ，ＪＰ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＫ
，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＬ，ＮＯ，
ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＩ，Ｓ
Ｋ，ＴＪ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ─────────────────────────────────────────────────── ───
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