WO2010087291A1 - 眼圧測定装置 - Google Patents

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WO2010087291A1
WO2010087291A1 PCT/JP2010/050826 JP2010050826W WO2010087291A1 WO 2010087291 A1 WO2010087291 A1 WO 2010087291A1 JP 2010050826 W JP2010050826 W JP 2010050826W WO 2010087291 A1 WO2010087291 A1 WO 2010087291A1
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WO
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intraocular pressure
frequency
eyeball
wave
incident
Prior art date
Application number
PCT/JP2010/050826
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English (en)
French (fr)
Inventor
定夫 尾股
Original Assignee
学校法人 日本大学
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/16—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for measuring intraocular pressure, e.g. tonometers
    • A61B3/165—Non-contacting tonometers

Definitions

  • the present invention relates to an intraocular pressure measuring device, and more particularly to a non-contact type intraocular pressure measuring device.
  • the intraocular pressure changes in response to a disease such as glaucoma in the eyeball, the intraocular pressure is measured for health management and the like. Since the intraocular pressure is related to the hardness of the eyeball, the hardness of the cornea or the like is measured as the intraocular pressure measurement.
  • Patent Document 1 describes a Goldman tonometer having the highest accuracy among existing tonometers as an intraocular pressure measuring device.
  • the Goldman tonometer uses a fluorescent solution and utilizes the fact that the annular shape of the gap between the cornea and the pressure gauge emits light, and A is 3.06 mm while observing light emission with a microscope. It is said that the pressure gauge is pressed against the cornea so as to form a circle of diameter, and W at that time is measured to obtain the intraocular pressure p.
  • Patent Document 2 discloses a non-contact tonometer that deforms the cornea by spraying a fluid on the eye to be examined and measures the intraocular pressure of the eye to be examined from the pressure required to deform the cornea by a predetermined amount. Has been. Patent Document 2 states that in the non-contact tonometer, it is necessary to accurately match the interval between the nozzle attached to the center of the optical member and the apex of the eye cornea in order to ensure measurement accuracy. Yes.
  • the alignment operation for the eye to be examined is performed by operating the joystick or the upper and lower rings.
  • the anterior eye part is illuminated to display the first index image.
  • casing using is disclosed.
  • Patent Document 3 as a tonometry apparatus, a probe element in which a transducer and a vibration detection sensor are stacked is held at the tip of a probe pen, and the inside is filled with a vibration propagation medium.
  • a configuration in which an elastic cap is attached is disclosed.
  • the length between the eyeball contact portion of the eyeball contact probe and the probe element is approximately an integral multiple of the half wavelength of the vibration incident on the eyeball, and the vibration is transmitted from the vibrator through the vibration propagation medium. The light is incident on the eyeball, and the reflected wave from the eyeball is detected by the vibration detection sensor.
  • the vibrator and the vibration detection sensor form a closed loop including the vibrator, the vibration detection sensor and the eyeball together with the amplifier and the phase shift circuit in the intraocular pressure calculation unit, and the intraocular pressure changes while maintaining the resonance state. It is disclosed that a frequency change caused by this is detected and converted into intraocular pressure. It is also stated that a pulse wave can be incident on the eyeball from the vibrator and the intraocular pressure can be calculated based on the frequency component analysis of the incident pulse wave and the reflected wave. According to this method, the eye contact probe described above can be calculated. It is stated that the condition regarding the length between the eyeball contact portion and the probe element is relaxed.
  • JP 2004-73601 A JP 2003-153862 A JP 2004-267299 A
  • a contact type is used like a Goldman tonometer.
  • contact-type intraocular pressure measurement requires special equipment such as a dark room and an optical measuring instrument, and has a heavy burden such as an uncomfortable feeling with respect to contact of the examinee with the eyeball.
  • Non-contact intraocular pressure measurement eases the burden on the examinee, but it is not easy to set the distance between the nozzle, probe, etc. and the eyeball accurately, and the intraocular pressure measurement accuracy is low. Low.
  • An object of the present invention is to provide a non-contact type intraocular pressure measuring device that enables highly accurate intraocular pressure measurement. Another object is to provide a non-contact type intraocular pressure measuring device that is portable and enables highly accurate intraocular pressure measurement.
  • the following means contribute to at least one of the above objects.
  • An intraocular pressure measurement apparatus includes a probe unit including a vibrator that makes a pulse wave incident on an eyeball, and a vibration detection sensor that receives a reflected wave in which the incident pulse wave is reflected from the eyeball, Performs frequency analysis to analyze the incident wave into multiple sine wave components and cosine wave components, and obtains the frequency distribution of each sine wave component and the spectrum distribution of the phase obtained from the sine wave component and cosine wave component at that frequency
  • Wave frequency component analysis means and frequency analysis for analyzing the reflected wave into a plurality of sine wave components and cosine wave components, and obtaining from the frequency of each sine wave component and the sine wave component and cosine wave component at that frequency
  • the reflected wave frequency component analyzing means for obtaining the spectrum distribution of the phase is compared with the spectrum distribution of the incident wave and the spectrum distribution of the reflected wave, and for each frequency fx constituting the distribution, Frequency phase difference calculating means for calculating a phase difference ⁇ x which is the difference between the phase of the incident wave and the phase
  • the intraocular pressure calculation means obtains in advance a reference transfer function indicating the relationship between the amplitude gain and phase of the reflected wave with respect to the frequency of the incident wave when vibration of an arbitrary frequency is incident.
  • a frequency change amount detection unit that inputs a frequency fx and a phase difference ⁇ x using a reference transfer function and obtains df that is a change in frequency from fx when the phase difference ⁇ x is zero.
  • an intraocular pressure conversion means for converting df obtained by the frequency change amount detection unit into intraocular pressure based on an intraocular pressure-df characteristic obtained in advance.
  • the intraocular pressure calculating means calculates the intraocular pressure based on a set of the maximum phase difference ⁇ x (MAX) and the frequency fx (MAX) at the time of the maximum phase difference. It is preferable.
  • the vibrator is disposed so as to be laminated on the eyeball side with respect to the vibration detection sensor, and has a predetermined concave shape that focuses on the eyeball side.
  • the probe section has an observation through hole along the central axis of the stacked vibrator and vibration detection sensor.
  • a probe unit is mounted and a mount unit that can be placed on the head of the person to be inspected with the observation through hole as a target position is provided.
  • the intraocular pressure measurement device enters a pulse wave into the eyeball, receives the reflected wave reflected, performs the incident wave and reflection frequency analysis, and calculates the intraocular pressure of the eyeball based on the result.
  • This technique is an application in which the hardness of the measurement object is converted into the intraocular pressure of the eyeball for what is disclosed in Patent Document 3. Then, based on the incident time of the incident wave used to calculate the intraocular pressure and the reception time of the reflected wave, a measurement distance that is a distance from the probe to the eyeball is calculated.
  • it is a non-contact type, it is possible to measure the intraocular pressure and the measurement distance with high accuracy, and high-accuracy intraocular pressure measurement is possible.
  • the intraocular pressure calculating means obtains and stores in advance a reference transfer function indicating the relationship between the amplitude gain and phase of the reflected wave with respect to the frequency of the incident wave when vibration of an arbitrary frequency is incident, Using this reference transfer function, a frequency change amount detection unit that inputs a frequency fx and a phase difference ⁇ x and obtains df that is a change from fx of the frequency when the phase difference ⁇ x is zero is obtained in advance. Based on the existing intraocular pressure-df characteristic, df obtained by the frequency change amount detection unit is converted into intraocular pressure.
  • This technique is an application of what is disclosed in Patent Document 3. Therefore, it is possible to display the intraocular pressure and the measurement distance in association with each other with high accuracy using a technique that has already been proven.
  • the intraocular pressure of the eyeball is calculated based on the set of the maximum phase difference ⁇ x (MAX) and the frequency fx (MAX) at the time of the maximum phase difference. Since fx (MAX) and ⁇ x (MAX) are considered as representative characteristics, the calculated intraocular pressure can be used as a representative value.
  • the vibrator is disposed so as to be laminated on the eyeball side with respect to the vibration detection sensor, and has a predetermined concave shape that focuses on the eyeball side.
  • the vibration of the pulse wave can be efficiently incident on the eyeball, and the vibration of the reflected wave from the eyeball can be detected efficiently.
  • the probe unit has an observation through hole along the central axis of the stacked vibrator and vibration detection sensor.
  • the center of the eyeball can be determined by observing the eyeball of the examinee through the observation through-hole, or by setting the position of the probe so that the observation through-hole can be clearly seen by the examinee. Can be easily aligned with the center of the probe.
  • the intraocular pressure measurement device includes a probe portion, and a mount portion that can be placed on the head of the examinee with the observation through hole as a target position.
  • the inspection state can be set by setting the covering position so that the person to be inspected covers the mount portion on the head and the through hole for observation can be seen properly. Therefore, intraocular pressure can be measured without requiring special equipment, and a portable intraocular pressure measuring device can be obtained.
  • FIG. 1 It is a figure which shows a mode when the intraocular pressure measuring apparatus in embodiment which concerns on this invention is mounted in a test subject's head. In embodiment which concerns on this invention, it is a figure explaining the structure of a probe part. It is a block diagram explaining the flow of the signal of the intraocular pressure measuring apparatus in embodiment which concerns on this invention. In embodiment which concerns on this invention, it is a figure explaining a mode that an intraocular pressure and a measurement distance are calculated
  • phase difference (theta) x is calculated
  • FIG. 1 is a diagram for explaining the configuration of a portable non-contact type intraocular pressure measuring apparatus 10.
  • the intraocular pressure measurement device 10 includes a mount 12 that covers the head of an examinee 6, a probe unit 20, a holding unit 16 that holds the probe unit 20, a holding unit 16, and a mount unit.
  • 12 includes an adjustment ball portion 14 that can adjust the positional relationship between the measuring device 12 and the measuring apparatus main body portion 50.
  • the mount portion 12 is a ring band-shaped component that covers the head of the person to be inspected 6.
  • the mount part 12 has a slide part that can adjust the passing diameter of the annular band in accordance with the size of the head of the subject 6. As such a mount part 12, what was created based on what removed the reflective mirror of the mount part with a reflective mirror mounted in a head by an otolaryngologist at the time of examination can be used.
  • the adjustment ball portion 14 is a small array-shaped component having spherical balls at both ends of a rod-shaped member.
  • the ball at one end of the rod-shaped member is combined with a ball seat provided on the mount portion 12, and has a function of allowing the rod-shaped member to move with respect to the mount portion 12.
  • the ball at the other end of the rod-shaped member is combined with a ball seat provided in the holding portion 16, and has a function of allowing the rod-shaped member to move freely with respect to the holding portion 16.
  • the clearance between each ball portion and the corresponding ball seat can be appropriately adjusted with an adjustment screw (not shown).
  • the adjustment ball portion 14 having such a structure between the mount portion 12 and the holding portion 16, the three-dimensional positional relationship of the probe portion 20 held by the holding portion 16 with respect to the mount portion 12. Can be arbitrarily adjusted within a certain range. Further, the overall dimension of the adjustment ball portion 14 roughly defines a measurement distance that is a distance between the eyeball 8 and the probe portion 20.
  • a material obtained by molding an appropriate metal material or plastic material into a predetermined shape can be used as the adjusting ball portion 14.
  • the holding portion 16 is a member having a ball seat that holds the outer peripheral portion of the probe portion 20 at one end and rotatably holds the other end of the adjustment ball portion 14 at the other end.
  • This holding part 16 what shape
  • the probe unit 20 is a composite element that includes a vibrator that makes a pulse wave incident on the eyeball 8 and a vibration detection sensor that receives a reflected wave in which the incident pulse wave is reflected from the eyeball 8.
  • An observation through-hole 26 is provided in the first. A detailed configuration of the probe unit 20 will be described later with reference to FIG.
  • the observation through hole 26 is arranged so that the center axis of the probe unit 20 is directed to the center of the eyeball 8 when the examinee 6 covers the mount 12 of the tonometry device 10 on his / her head.
  • This is a mark for adjustment using the function of the adjustment ball portion 14. That is, when the examinee 6 tries to measure the intraocular pressure by himself, the mount 12 is put on his / her head so that the other side can be seen through the observation through hole 26 with the eyes to be examined.
  • the adjustment ball portion 14 may be moved. By doing in this way, the center axis of the probe unit 20 can be passed just through the center of the pupil of the eyeball 8 to be examined.
  • the assistant can set the probe part 20 to a desired position using the observation through hole 26. It can. That is, in this case, the assistant stands facing the front of the subject 6 and the center of the pupil of the eyeball 8 of the subject 6 can be seen through the observation through-hole 26 with the assistant's eyes. The adjustment ball part 14 is moved. By doing in this way, the center axis of the probe unit 20 can be passed just through the center of the pupil of the eyeball 8 to be examined.
  • the observation through-hole 26 is for allowing the central axis of the probe unit 20 to just pass through the center of the pupil of the eyeball 8 to be examined, so that it can be roughly aligned.
  • the observation through hole 26 may not be provided. By not providing the observation through hole 26, the probe unit 20 can be manufactured more easily.
  • the measuring device main body 50 is connected to the probe unit 20 by a cable 52.
  • the measurement apparatus main body 50 includes the probe unit 20 together with the intraocular pressure based on the state of the pulse wave incident on the eyeball 8 and the state of the reflected wave in which the incident pulse wave is reflected from the eyeball 8.
  • the display unit 84 shows a state in which an intraocular pressure value display 86 and a measurement distance display 88 are performed.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating the configuration of the probe unit 20.
  • the probe unit 20 is an element that has a function of making a vibration incident on the eyeball 8 and detecting a reflected wave from the eyeball 8.
  • the response to the elastic characteristic of the reciprocating part cancels out, so that the air space from the probe unit 20 to the surface of the eyeball 8
  • the response is offset. That is, the probe unit 20 has a function of making a vibration incident on the eyeball 8 itself and detecting a reflected wave therefrom.
  • the probe unit 20 has a structure in which a transducer 22 and a vibration detection sensor 24 are stacked.
  • a piezoelectric element can be used as the vibrator 22 and the vibration detection sensor 24, for example.
  • the piezoelectric element functions as the vibrator 22 by applying an alternating current signal to generate mechanical vibration at the frequency of the alternating current signal as the vibrator 22, and applying the vibration generates an alternating current signal of the vibration frequency.
  • the generated electromechanical conversion function functions as the vibration detection sensor 24.
  • a piezoelectric element disk such as PZT provided with electrodes can be used as the vibrator 22 and the vibration detection sensor 24, respectively.
  • FIG. 2 shows a state in which the direction facing the eyeball 8 is the vibration detection sensor 24 and the vibration detection sensor 24 is formed into a three-dimensional concave shape by denting the surface facing the eyeball 8 from the disc shape.
  • the vibrator 22 has a simple disk shape. Note that the vibrator 22 may be opposed to the eyeball 8, and in that case, the vibrator 22 is provided with a three-dimensional concave shape, and the vibration detection sensor 24 has a simple disk shape.
  • the surface facing the eyeball 8 has a three-dimensional concave shape because the incident pulse wave radiated from the vibrator 22 and incident on the eyeball is focused on the surface of the eyeball 8 and reflected by the eyeball 8. This is to allow the pulse wave to be received on average in a concave shape. By doing in this way, transmission / reception of the pulse wave with respect to the eyeball 8 can be performed efficiently.
  • the radius of curvature of the three-dimensional concave shape is the same as the measurement distance that is the distance between the eyeball 8 and the probe unit 20.
  • the radius of curvature of the three-dimensional concave shape is preferably about 30 mm to about 40 mm.
  • the measurement distance, which is the distance between the eyeball 8 and the probe unit 20 when measuring intraocular pressure is also about 30 mm to about 40 mm. Therefore, the overall dimension of the adjustment ball portion 14 is also set in consideration of the value of about 30 mm to about 40 mm.
  • FIG. 2 also shows the state when the probe unit 20 is disassembled into the vibrator 22 and the vibration detection sensor 24 together with the state of the probe unit 20 in the stacked state.
  • the observation through hole 26 is provided at the center of the vibrator 22 and at the center of the vibration detection sensor 24, respectively, and these vibrators 22 and the vibration detection sensor 24 are laminated and integrated. It becomes.
  • the observation through-hole 26 may be formed by one drilling operation after the vibrator 22 and the vibration detection sensor 24 are integrally laminated.
  • an electrode surface 43 to be a terminal 42 is formed on one end surface of the disk-shaped piezoelectric element 30, and an electrode surface 34 to be grounded is formed on the other end surface.
  • these electrode surfaces for example, those obtained by vapor-depositing a metal film such as aluminum can be used.
  • the electrode surface 34 provided on the other end surface is drawn out along the side surface of the piezoelectric element 30, and a ground terminal 38 is provided on the one end surface.
  • the vibration detection sensor 24 uses a piezoelectric element 32 having a flat end on one side and a three-dimensional concave shape on the other end.
  • the three-dimensional concave shape has a radius of curvature of about 30 mm to about 40 mm.
  • An electrode surface 36 to be grounded is formed on one end face of the flat plate.
  • an electrode surface 45 to be a terminal 44 is formed in the three-dimensional concave shape on the other side of the vibration detection sensor 24.
  • the same material as that described for the vibrator 22 can be used for the electrode surface.
  • the electrode surface 34 provided on the other end face of the vibrator 22 and the electrode face 36 on the one end face of the vibration detection sensor 24 are combined to form an electric Integrated into a connected state.
  • a conductive adhesive can be used for the integration.
  • FIG. 3 is a block diagram of the intraocular pressure measurement device 10.
  • the intraocular pressure measurement device 10 includes the probe unit 20, the measurement device main body 50, and the cable 52 that connects the probe unit 20 and the measurement device main body 50.
  • the probe unit 20 includes the vibrator 22 that receives the pulse wave on the eyeball 8 and the vibration detection sensor 24 that receives the reflected wave from which the incident pulse wave is reflected from the eyeball 8.
  • Composite element As described with reference to the drawing, the laminated surface of the probe unit 20 serves as the ground terminal 38, and signal lines are led out from the terminal 42 provided on the vibrator 22 and the terminal 44 provided on the vibration detection sensor 24, respectively.
  • the drawn signal line constitutes a cable 52 and is connected to the measurement apparatus main body 50.
  • the measurement apparatus main body 50 includes a pulse wave generator 60 that supplies a drive signal to the transducer 22 of the probe unit 20, and the eyeball 8 based on the incident wave signal and the reflected wave signal of the probe unit 20.
  • An intraocular pressure calculation unit 70 that calculates intraocular pressure
  • a measurement distance calculation unit 82 that calculates a measurement distance that is a distance between the probe unit 20 and the eyeball 8 when calculating the intraocular pressure
  • the display part 84 which displays.
  • the measuring apparatus main body 50 can be configured by an appropriate computer, and other functions can be realized by software except for the pulse wave generator 60 among the above-described components. This can be realized by executing a pressure measurement program. Of course, some of the functions realized by software may be realized by hardware.
  • the pulse wave generator 60 a commercially available pulse wave generator can be used.
  • the pulse width of the pulse wave when the primary natural frequency of the vibrator 22 is 1 MHz, it is preferable to use about several times 1/400 kHz. Alternatively, a rectangular pulse on which 400 kHz is superimposed may be used.
  • the output of the pulse wave generator 60 is connected to the terminal 42 of the vibrator 22 via one signal line of the cable 52.
  • the pulse wave from the pulse wave generator 60 is incident on the eyeball 8 from the transducer 22 of the probe unit 20 and, as shown in FIG. 3, an intraocular pressure calculation unit 70 and a measurement distance calculation unit 82. Is input.
  • the reflected wave from the eyeball 8 is detected by the vibration detection sensor 24 and input from the terminal 44 to the intraocular pressure calculation unit 70 and the measurement distance calculation unit 82 through the other signal line of the cable 52. As described above, the pulse wave incident on the eyeball 8 and the reflected wave from the eyeball are input to the intraocular pressure calculation unit 70 and the measurement distance calculation unit 82.
  • the intraocular pressure calculation unit 70 is based on the signal of the terminal 42 that is the signal input end of the transducer 22 and the signal of the terminal 44 that is the signal output end of the vibration detection sensor 24, and the eyeball that the probe unit 20 faces. 8 is a circuit for calculating the intraocular pressure of 8; The calculated intraocular pressure data is sent to the display unit 84. The internal configuration of the intraocular pressure calculation unit 70 will be described later.
  • the measurement distance calculator 82 calculates the intraocular pressure from the intraocular pressure calculator 70. It is a circuit that calculates a measurement distance that is a distance between the probe unit 20 and the eyeball 8 when calculated. The measurement distance is calculated as the distance between the representative position of the probe unit 20 and the representative position of the eyeball 8.
  • the tip position of the surface facing the eyeball 8 can be used as the representative position of the probe unit 20.
  • the surface facing the eyeball 8 has a concave shape, so that it is defined as the representative position. Hateful. Therefore, the position of the laminated surface where the transducer 22 and the vibration detection sensor 24 are laminated is preferably set as the representative position of the probe unit 20.
  • the relative positional relationship is adjusted so that the center axis of the probe unit 20 passes through the center of the pupil of the eyeball 8. It is preferable to use the intersection where the axis first meets the eyeball 8.
  • the measurement distance is not necessarily an absolute distance because it is used to make the measurement conditions in the intraocular pressure measurement the same. Therefore, if the same representative position is always used, the position of a part other than the representative position described above may be used.
  • the display unit 84 performs, for example, signal processing for displaying numbers on the data sent from the intraocular pressure calculation unit 70 and the measurement distance calculation unit 82, and displays the signal-processed data on a liquid crystal display or the like. It is a circuit that causes an element to display.
  • incident wave data and reflected wave data in the probe unit 20 are input to the intraocular pressure calculation unit 70 and the measurement distance calculation unit 82, respectively. That is, using the same data, the intraocular pressure is calculated on the one hand, and the measurement distance is calculated on the other hand.
  • FIG. 4 shows the incident wave signal 92 input to the probe unit 20 and the reflected wave signal 94 reflected from the eyeball 8 by time on the horizontal axis and the signal magnitude on the vertical axis. This is indicated by a voltage indicating. Since the incident wave signal 92 is incident as a pulse wave, the incident wave signal 92 and the reflected wave signal 94 can be accurately associated if the next pulse wave is not incident until the reflected wave comes.
  • the intraocular pressure calculation unit 70 performs frequency analysis on the frequency f and the phase ⁇ of the incident wave signal 92 and the reflected wave signal 94, respectively, and calculates the intraocular pressure of the eyeball 8 based on the results.
  • the waveform state of the incident wave signal 92 is shown as (f, ⁇ ) 1
  • the waveform state of the reflected wave signal 94 is shown as (f, ⁇ ) 2
  • the intraocular pressure calculation unit 70 Based on the (f, ⁇ ) 1 and (f, ⁇ ) 2 , the intraocular pressure of the eyeball 8 is calculated.
  • the measurement distance calculation unit 82 calculates the temporal positions of the pulses for the incident wave signal 92 and the reflected wave signal 94, and calculates the measurement distance that is the distance between the probe unit 20 and the eyeball 8 from the difference. To do. In FIG. 4, the temporal position of the incident wave signal 92 is indicated as t 1, and the temporal position of the reflected wave signal 94 is indicated as t 2 , and the measurement distance calculation unit 82 indicates the temporal positions t 1 and t 2. Based on the above, a measurement distance that is a distance between the probe unit 20 and the eyeball 8 is calculated.
  • FIG. 5 is a block diagram of the intraocular pressure calculation unit 70.
  • the intraocular pressure calculation unit 70 includes an amplifier 72, a frequency component analysis unit 74, a phase difference calculation unit 76, a frequency change amount detection unit 78, and an intraocular pressure converter 80.
  • the amplifier 72, the frequency component analysis unit 74, and the phase difference calculation unit 76 are signal processing units using a so-called frequency analysis method.
  • a frequency change amount detection unit 78, an intraocular pressure conversion unit, and the like As a substantial intraocular pressure calculation means, a frequency change amount detection unit 78, an intraocular pressure conversion unit, and the like.
  • the portion of the vessel 80 corresponds to this.
  • the intraocular pressure calculation unit 70 is supplied with an incident wave signal 92 from the terminal 42 and a reflected wave signal 94 from the terminal 44 as input data. These signals are amplified to an appropriate signal level by the amplifier 72 and input to the frequency component analysis unit 74, respectively.
  • the frequency component analysis unit 74 performs frequency component analysis of the incident wave and the reflected wave, analyzes the incident wave and the reflected wave into a plurality of sine wave components and cosine wave components, and the frequency of each sine wave component, The relationship between the phase determined from the ratio of the sine wave component and the cosine wave component at that frequency is obtained. This relationship with the phase with respect to the frequency is a so-called phase spectrum distribution with respect to the frequency. Therefore, the frequency component analysis unit 74 has a function of obtaining a phase spectrum distribution with respect to the frequency of the incident wave signal 92 and a phase spectrum distribution with respect to the frequency of the reflected wave signal 94. For frequency analysis, a technique generally called Fourier analysis can be used.
  • FIG. 6 shows an example of the phase spectrum distribution with respect to the frequencies of the incident wave signal 92 and the reflected wave signal 94 obtained by performing the frequency component analysis.
  • 6 (a) is for the incident wave signal 92
  • FIG. 6 (b) is for the reflected wave signal 94.
  • the horizontal axis represents the frequency f
  • the vertical axis represents the gain or phase ⁇ .
  • the gain data is indicated by the length of the line segment
  • the data of the phase ⁇ is indicated by a circle.
  • 6 (a) and 6 (b) have the origin positions of the frequencies on the horizontal axis aligned, but in this way, at the same frequency, the phase of the incident wave signal 92 and the phase of the reflected wave signal 94 are different values. Is shown. This difference in value reflects the intraocular pressure of the eyeball 8 that is the measurement target.
  • the phase spectrum distribution with respect to the frequencies of the incident wave signal 92 and the reflected wave signal 94 obtained in this way is input to the phase difference calculation unit
  • the phase difference calculation unit 76 compares the phase spectrum distribution of the incident wave signal 92 with the phase spectrum distribution of the reflected wave signal 94. Then, the phase difference calculation unit 76 represents a change in the frequency component between the incident wave signal 92 and the reflected wave signal 94, and for each frequency fx, the phase of the incident wave signal 92 and the reflected wave signal 94 It has a function of calculating a phase difference ⁇ x that is a phase difference.
  • FIG. 7 shows how the phase difference ⁇ x is obtained.
  • 7 shows the data of the phase spectrum distribution of the incident wave signal 92 and the phase spectrum distribution of the reflected wave signal 94 obtained in FIG. 6, with the horizontal axis representing the frequency fx and the vertical axis representing the reflected wave signal 94 at the same frequency.
  • a phase difference ⁇ x that is a phase difference ( ⁇ 2 ⁇ 1 ) that is a difference between the phase ⁇ 2 and the phase ⁇ 1 of the incident wave signal 92 is shown.
  • a set of a plurality of sets of fx and ⁇ x itself can be used as it is to represent a change in the frequency component between the incident wave signal 92 and the reflected wave signal 94.
  • a set of the frequency fx (MAX) at which the phase difference ⁇ x is the maximum value ⁇ x (MAX) and the ⁇ x (MAX) is used as an incident wave signal 92 representing the intraocular pressure of the eyeball 8. It can be used as a representative representing a change in the frequency component with the reflected wave signal 94. In the following, it is assumed that fx (MAX) and ⁇ x (MAX) are used.
  • the obtained data of the frequency fx (MAX) and the phase difference ⁇ x (MAX) are input to the frequency change amount detection unit 78.
  • the frequency change amount detection unit 78 uses a reference transfer characteristic curve representing the relationship between the amplitude gain and the phase difference of the reflected wave signal 94 with respect to the frequency of the incident wave signal 92, and the phase difference ⁇ x (MAX) at the frequency fx (MAX). It has a function of calculating a frequency change amount df for shifting the phase difference ⁇ x (MAX) to zero by changing the frequency. Since the function of calculating the amount of frequency change obtains a change in frequency required to compensate for the phase difference, it can be said to be a phase difference compensation calculation function.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining the operation of the frequency change amount detection unit 78.
  • the horizontal axis indicates the frequency
  • the vertical axis indicates the amplitude gain and the phase as a relative value
  • the reference transfer characteristic curve indicates the bandpass characteristic that maximizes the amplitude gain at the resonance frequency.
  • Such a reference transfer characteristic curve can be generated by a technique for generating a band pass using hardware or software.
  • the reference transfer characteristic curve is a conversion curve for converting a change in phase into a change in frequency, and the curve itself can be designed according to how much the conversion ratio between phase and frequency is desired.
  • the frequency fx (MAX) and the phase difference ⁇ x (MAX) are obtained on this reference transfer characteristic curve. Then, the phase difference ⁇ x (MAX) is moved on the phase difference characteristic curve from here, and the corresponding frequency change amount df is obtained. By doing in this way, the frequency change amount when making phase difference (theta) x (MAX) zero is calculated
  • the frequency and phase difference data reflect the intraocular pressure corresponding to the hardness, which is the material characteristic of the eyeball 8.
  • the frequency fx (MAX) having the largest phase difference change and the maximum phase difference ⁇ x (MAX) are considered to represent the intraocular pressure of the eyeball 8 to be measured. Therefore, the frequency change amount df for shifting the maximum phase difference ⁇ x (MAX) to zero can be calculated and used as a characteristic value representing the intraocular pressure of the eyeball 8.
  • phase difference calculation unit 76 frequency phase difference identification
  • frequency change amount detection unit 78 phase difference compensation calculation
  • the intraocular pressure converter 80 has a function of converting the frequency change amount df, which is a characteristic representing the intraocular pressure of the eyeball, into a value of the intraocular pressure of the eyeball.
  • a calibration table or the like can be used in order to convert the frequency change amount df into the value of the intraocular pressure of the eyeball.
  • the calibration table receives a pulse wave from the probe unit 20 and detects a reflected wave with respect to a reference material that can be used as a reference of hardness corresponding to intraocular pressure, and performs frequency component analysis by detecting a reflected wave. And obtain the frequency change at that time.
  • FIG. 9 shows an example in which the relationship between the shear elastic modulus G and df is obtained using 30 mm thick gelatin having different hardness as a hardness standard.
  • G representing hardness
  • df frequency variation
  • the output of the intraocular pressure converter 80 thus converted into the value of the intraocular pressure is supplied to the display unit 84 as described in FIG.
  • the contents of the measurement distance calculation unit 82 will be described. Measuring the distance calculation unit 82, as described in FIG. 4, based on a temporal position t 1 of the incident wave signal 92 and the temporal position t 2 of the reflected wave signal 94, using the propagation velocity v of the ultrasonic wave, A measurement distance that is a distance between the probe unit 20 and the eyeball 8 is obtained. Detection of each of the temporal positions t 1 and t 2 of the incident wave signal 92 and the reflected wave signal 94 can be performed by maximum peak detection, for example, as shown in the voltage-time characteristics of FIG.
  • the maximum peak detection can be performed by using an appropriate voltage threshold, signal differentiation processing, and the like. That is, by setting an appropriate threshold value for the voltage value that is the amplitude of the incident wave signal 92 and the reflected wave signal 94, only the maximum peak can be selected for each. It is possible to perform peak detection by performing differentiation on the selected maximum peak waveform and obtaining a zero cross point.
  • the detected time can be a temporal position t 1 of the incident wave signal 92 and the temporal position t 2 of the reflected wave signal 94.
  • the display unit 84 displays both the intraocular pressure and the measurement distance when calculating the intraocular pressure in association with each other.
  • the intraocular pressure with high accuracy is associated with the measurement distance with high accuracy, and the reliability of intraocular pressure measurement is improved.
  • the intraocular pressure measurement device can be used as a portable device in which the user measures the intraocular pressure by himself / herself as an intraocular pressure measurement device performed for health management or the like, or the inspector can check the eye of the subject. It can be used as a fixed mold for inspecting pressure in an examination room.

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Abstract

　眼圧測定装置（１０）は、被検査者（６）の頭部に被されるマウント部（１２）と、探触子部（２０）と、探触子部（２０）を保持する保持部（１６）と、保持部（１６）とマウント部（１２）との間の位置関係を調整することができる調整ボール部（１４）と、測定装置本体部（５０）を含んで構成される。探触子部（２０）は、眼球（８）にパルス波を入射する振動子と、入射されたパルス波が眼球（８）から反射されてくる反射波を受信する振動検出センサとを含む複合素子で、その中心軸に観察用貫通穴（２６）が設けられる。測定装置本体部（５０）は、眼球（８）に入射されるパルス波の状態と、入射されたパルス波が眼球（８）から反射されてくる反射波の状態とに基づいて、眼圧とともに、探触子部（２０）と眼球（８）との間の距離である測定距離を算出して表示する機能を有する。

Description

眼圧測定装置
　本発明は、眼圧測定装置に関し、特に、非接触式の眼圧測定装置に関する。
　眼圧は、眼球に例えば緑内障等の疾病があるとそれに応じて変化することから、健康管理等のために眼圧測定が行われる。眼圧は、眼球の硬さに関係するので、眼圧測定としては角膜等の硬さを測定することが行われる。
　例えば、特許文献１には、眼圧計測装置として、現在ある眼圧計の中で最高の精度を有するＧｏｌｄｍａｎ眼圧計が記載されている。そして、特許文献１では、測圧子によって角膜を圧平し、圧平力をＷ、圧平面積をＡとすると、眼内圧ｐ＝Ｗ／Ａで算出されると説明されている。ここで、Ｇｏｌｄｍａｎ眼圧計は、蛍光液を用い、角膜と測圧子との間の隙間の環状形状が発光することを利用するものであって、発光を顕微鏡で観察しながら、Ａが３．０６ｍｍ径の円となるように測圧子を角膜に押し付け、そのときのＷを測定して眼内圧ｐを求めるものであると述べられている。
　また、特許文献２には、非接触眼圧計として、被検眼に流体を吹き付けることで角膜を変形させ、角膜を所定量変形させるために必要な圧力から被検眼の眼圧を測定するものが記載されている。また、特許文献２では、当該非接触式眼圧計において、測定精度を確保するために、光学部材中央部に取り付けたノズルと被検眼角膜頂点との間隔を正確に合わせる必要があると述べられている。
　そして、従来では、被検眼に対するアライメント操作をジョイスティックや上下環を操作して合わせているものを、ここでは、眼圧測定光学系とは別に、前眼部を照明して第１の指標像を形成する第１アライメント指標光源と、眼圧測定光学系内に設けられノズルを介して被検眼に投影して第２の指標像を形成する第２アライメント指標光源と、を備え、これらの指標像を用いて筐体を移動させることでアライメント操作を行なう構成が開示されている。
　また、特許文献３には、眼圧検査装置として、プローブペンの先端部分に振動子と振動検出センサとが積層された探触素子が保持され、その先に内部が振動伝播媒体で満たされた弾性キャップが取り付けられる構成が開示されている。ここでは、眼球接触プローブの眼球接触部と探触素子との間の長さは、眼球に入射される振動の半波長の略整数倍とされ、振動子からは振動が振動伝播媒体を介して眼球に入射され、眼球からの反射波は振動検出センサで検出される。そして、振動子と振動検出センサは、眼圧算出部内部の増幅器と位相シフト回路とともに、振動子、振動検出センサと眼球を含む閉ループを形成し、その共振状態を維持しつつ、眼圧が変化することで生ずる周波数変化を検出して眼圧に変換することが開示されている。また、振動子からパルス波を眼球に入射し、入射パルス波と反射波の周波数成分分析に基づいて眼圧を算出することもできると述べられ、この方法によれば、上記の眼球接触プローブの眼球接触部と探触素子との間の長さに関する条件が緩和されると述べられている。
特開２００４－７３６０１号公報 特開２００３－１５３８６２号公報 特開２００４－２６７２９９号公報
　上記のように、精度の高い眼圧測定を行なうには、Ｇｏｌｄｍａｎ眼圧計のように、接触式が用いられる。しかし、接触式の眼圧測定では、暗室と光学測定器等の特別の設備を要し、また、被検査者の眼球への接触に対する違和感等の負担が大きい。非接触式の眼圧測定によれば被検査者の負担が緩和されるが、ノズルや探触子等と眼球の間の距離が正確に設定することが容易ではなく、眼圧の測定精度が低い。
　本発明の目的は、精度の高い眼圧測定を可能とする非接触式の眼圧測定装置を提供することである。他の目的は、携帯型で、精度の高い眼圧測定を可能とする非接触式の眼圧測定装置を提供することである。以下の手段は、上記目的の少なくとも１つに貢献する。
　本発明に係る眼圧測定装置は、眼球にパルス波を入射する振動子と、入射されたパルス波が眼球から反射されてくる反射波を受信する振動検出センサとを含む探触子部と、入射波を複数の正弦波成分と余弦波成分とに分析する周波数分析を行なって、各正弦波成分の周波数とその周波数における正弦波成分と余弦波成分とから求められる位相のスペクトル分布を求める入射波周波数成分分析手段と、反射波を複数の正弦波成分と余弦波成分とに分析する周波数分析を行なって、各正弦波成分の周波数とその周波数における正弦波成分と余弦波成分とから求められる位相のスペクトル分布を求める反射波周波数成分分析手段と、入射波のスペクトル分布と反射波のスペクトル分布とを比較し、分布を構成するそれぞれの周波数ｆｘについて、その周波数ｆｘの下の入射波の位相と反射波の位相との差である位相差θｘを算出する周波数位相差算出手段と、周波数ｆｘと位相差θｘの組のデータに基いて眼球の眼圧を算出する眼圧算出手段と、眼圧を算出するために用いた入射波の入射時刻と反射波の受信時刻とに基いて、探触子部から眼球までの距離である測定距離を算出する測定距離算出手段と、を備えることを特徴とする。
　また、本発明に係る眼圧測定装置において、眼圧算出手段は、任意の周波数の振動を入射したときの入射波の周波数に対する反射波の振幅ゲインと位相の関係を示す基準伝達関数を予め求めて記憶する記憶手段と、基準伝達関数を用いて、周波数ｆｘと位相差θｘとを入力し、位相差θｘをゼロにするときの周波数のｆｘからの変化であるｄｆを求める周波数変化量検出部と、予め求められている眼圧－ｄｆ特性に基いて、周波数変化量検出部によって求められたｄｆを眼圧に換算する眼圧換算手段と、を含むことが好ましい。
　また、本発明に係る眼圧測定装置において、眼圧算出手段は、最大位相差θｘ（ＭＡＸ）と、最大位相差のときの周波数ｆｘ（ＭＡＸ）との組に基いて、眼圧を算出することが好ましい。
　また、本発明に係る眼圧測定装置において、振動子は、振動検出センサに対し眼球側に積層されて配置され、眼球側に向かって焦点を結ぶ予め定めた凹面形状を有することが好ましい。
　また、本発明に係る眼圧測定装置において、探触子部は、積層された振動子と振動検出センサの中心軸に沿って観察用貫通穴を有することが好ましい。
　また、本発明に係る眼圧測定装置において、探触子部が搭載され、観察用貫通穴を目標位置として被検査者の頭部に被せることができるマウント部を備えることが好ましい。
　上記構成により、眼圧測定装置は、眼球にパルス波を入射し、反射されてくる反射波を受信し、入射波と反射周波数分析を行ない、その結果に基いて眼球の眼圧を算出する。この技術は、特許文献３に開示されるものについて、測定対象物の硬さを眼球の眼圧に換算した応用である。そして、眼圧を算出するために用いた入射波の入射時刻と反射波の受信時刻とに基いて、探触子から眼球までの距離である測定距離を算出する。このように、非接触式でありながら、眼圧と測定距離とを精度よく測定することが可能となり、精度の高い眼圧測定が可能となる。
　また、眼圧測定装置において、眼圧算出手段は、任意の周波数の振動を入射したときの入射波の周波数に対する反射波の振幅ゲインと位相の関係を示す基準伝達関数を予め求めて記憶し、この基準伝達関数を用いて、周波数ｆｘと位相差θｘとを入力し、位相差θｘをゼロにするときの周波数のｆｘからの変化であるｄｆを求める周波数変化量検出部と、予め求められている眼圧－ｄｆ特性に基いて、周波数変化量検出部によって求められたｄｆを眼圧に換算する。この技術は特許文献３に開示されるものの応用である。したがって、既に実績のある技術を用いて、眼圧と測定距離とを精度よく関連付けて表示することができる。
　また、眼圧測定装置において、最大位相差θｘ（ＭＡＸ）と、最大位相差のときの周波数ｆｘ（ＭＡＸ）との組に基いて、眼球の眼圧を算出する。ｆｘ（ＭＡＸ）とθｘ（ＭＡＸ）は、代表的な特性として考えられるので、算出された眼圧は代表的な値として用いることができる。
　また、眼圧測定装置において、振動子は、振動検出センサに対し眼球側に積層されて配置され、眼球側に向かって焦点を結ぶ予め定めた凹面形状を有する。これによって、パルス波の振動を効率的に眼球に入射でき、また、眼球からの反射波の振動を効率的に検出することができる。
　また、眼圧測定装置において、探触子部は、積層された振動子と振動検出センサの中心軸に沿って観察用貫通穴を有する。例えば、検査者が観察用貫通穴を通して被検査者の眼球を観察することで、あるいは被検査者自身によって観察用貫通穴がきちんと見えるように探触子の位置を設定することで、眼球の中心と探触子の中心とを容易に合わせることができる。
　また、眼圧測定装置において、探触子部が搭載され、観察用貫通穴を目標位置として被検査者の頭部に被せることができるマウント部を備える。例えば、被検査者がマウント部を頭部に被せ、観察用貫通穴がきちんと見えるように被せ位置を設定することで、検査状態が設定できる。したがって、特別な設備を要せずに眼圧測定が可能となり、携帯型の眼圧測定装置とすることができる。
本発明に係る実施の形態における眼圧測定装置を被検査者の頭部に搭載したときの様子を示す図である。 本発明に係る実施の形態において、探触子部の構成を説明する図である。 本発明に係る実施の形態における眼圧測定装置の信号の流れを説明するブロック図である。 本発明に係る実施の形態において、同じ入射波信号と反射波信号とを用いて眼圧と測定距離を求める様子を説明する図である。 本発明に係る実施の形態における眼圧算出部のブロック図である。 本発明に係る実施の形態において、周波数成分分析を行って得られた入射波信号および反射波信号の周波数に対する位相スペクトル分布の例を示す図である。 本発明に係る実施の形態において、位相差θｘを求める様子を示す図である。 本発明に係る実施の形態において、周波数変化量検出部の作用を説明する図である。 本発明に係る実施の形態において、眼圧に関連付けられる硬さを表すせん断弾性係数と周波数変化量との関係を求めた例を示す図である。 本発明に係る実施の形態において、測定距離算出の様子を示す図である。
　以下に図面を用いて本発明に係る実施の形態につき詳細に説明する。以下では、眼圧測定装置として、被検査者の頭部に被せることができるマウント部に探触子が設けられる携帯型の構成を説明するが、もちろん、検査室に備え付けの探触子固定部を用いるものとしてもよい。また、以下で説明する材料、形状、寸法は例示であって、使用目的に応じ、これらの内容を適宜変更できる。
　以下では、全ての図面において同様の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。また、本文中の説明においては、必要に応じそれ以前に述べた符号を用いるものとする。
　図１は、携帯型で非接触式の眼圧測定装置１０の構成を説明する図である。図１では、眼圧測定装置１０の構成要素ではないが、眼圧を測定しようとする被検査者６と、検査対象の眼球８が図示されている。この眼圧測定装置１０は、被検査者６の頭部に被せされるマウント部１２と、探触子部２０と、探触子部２０を保持する保持部１６と、保持部１６とマウント部１２との間の位置関係を調整することができる調整ボール部１４と、測定装置本体部５０と、を備える。
　マウント部１２は、被検査者６の頭部に被せられる円環バンド状の部品である。マウント部１２は、被検査者６の頭部の大きさに合わせて、円環バンドの差し渡し径を調整できるスライド部を有する。かかるマウント部１２としては、耳鼻科医が診察の際に頭部に搭載する反射鏡付きマウント部の反射鏡を取り除いたもの等をベースにして作り出したものを用いることができる。
　調整ボール部１４は、棒状部材の両端に球形のボールを備える小型アレイ形状の部品である。棒状部材の一方端のボールは、マウント部１２に設けられる球座と組み合わされ、棒状部材をマウント部１２に対し回転自在に動かすことができる機能を有する。同様に、棒状部材の他方端のボールは、保持部１６に設けられる球座と組み合わされ、棒状部材を保持部１６に対して回転自在に動かすことができる機能を有する。各ボール部とそれぞれに対応する球座との隙間は、図示されていない調整ネジ等で適当に調整できる。
　このような構造を有する調整ボール部１４をマウント部１２と保持部１６との間に設けることで、マウント部１２に対し、保持部１６に保持される探触子部２０の３次元的位置関係をある範囲で任意に調整することができる。また、調整ボール部１４の全体の寸法は、眼球８と探触子部２０との間の距離である測定距離をおおよそ規定することになる。かかる調整ボール部１４としては、適当な金属材料またはプラスチック材料を所定の形状に成形したものを用いることができる。
　保持部１６は、一方端で探触子部２０の外周部を保持し、他方端に調整ボール部１４の他方端を回転自在に保持する球座を備える部材である。かかる保持部１６としては、適当な金属材料またはプラスチック材料を所定の形状に成形したものを用いることができる。
　探触子部２０は、眼球８にパルス波を入射する振動子と、入射されたパルス波が眼球８から反射されてくる反射波を受信する振動検出センサとを含む複合素子で、その中心軸に観察用貫通穴２６が設けられる。探触子部２０の詳細な構成は、図２を用いて後述する。
　観察用貫通穴２６は、被検査者６が眼圧測定装置１０のマウント部１２を自己の頭部に被せたときに、探触子部２０の中心軸をちょうど眼球８の中心を向くように調整ボール部１４の機能を用いて調整する際の目印となるものである。すなわち、被検査者６が眼圧を自分で測定しようとするときは、マウント部１２を自己の頭部に被せ、検査しようとする目で、この観察用貫通穴２６を通して向こう側が見えるように、調整ボール部１４を動かせばよい。このようにすることで、探触子部２０の中心軸が、検査しようとする眼球８の瞳の中心をちょうど通るようにすることができる。
　また、被検査者６が自分で調整ボール部１４を動かすことが困難な事情のときは、補助者がこの観察用貫通穴２６を用いて、探触子部２０を望ましい位置に設定することができる。すなわち、この場合には、補助者が被検査者６の正面に向かい合って立ち、補助者の目で、この観察用貫通穴２６を通して被検査者６の眼球８の瞳の中心が見えるように、調整ボール部１４を動かす。このようにすることで、探触子部２０の中心軸が、検査しようとする眼球８の瞳の中心をちょうど通るようにすることができる。
　このように、観察用貫通穴２６は、探触子部２０の中心軸が検査しようとする眼球８の瞳の中心をちょうど通るようにするためのものであるので、大体の位置合わせで済ますことができる場合には、観察用貫通穴２６を設けないものとしてもよい。観察用貫通穴２６を設けないことで、探触子部２０の製造がより容易なものとなる。
　測定装置本体部５０は、ケーブル５２によって探触子部２０と接続される。測定装置本体部５０は、眼球８に入射されるパルス波の状態と、入射されたパルス波が眼球８から反射されてくる反射波の状態とに基づいて、眼圧とともに、探触子部２０と眼球８との間の距離である測定距離を算出して表示する機能を有する信号処理装置である。図１では、表示部８４に、眼圧値表示８６と測定距離表示８８が行われている様子が示されている。
　図２は、探触子部２０の構成を説明する図である。探触子部２０は、眼球８に振動を入射し、眼球８からの反射波を検出する機能を有する素子である。入射波と反射波は同じ弾性特性を有する部分を往復するときは、その往復する部分の弾性特性に対する応答が相殺されるので、探触子部２０から眼球８の表面までの空気の空間についての応答が相殺される。すなわち、探触子部２０は、眼球８そのものに振動を入射し、そこからの反射波を検出する機能を有することになる。
　探触子部２０は、振動子２２と、振動検出センサ２４とが積層された構造を有する。振動子２２、振動検出センサ２４としては、例えば、圧電素子を用いることができる。圧電素子は、交流信号を印加することでその交流信号の周波数で機械的な振動を生じさせる電気－機械変換機能を振動子２２として機能し、振動を加えることでその振動の周波数の交流信号を生じさせる機械－電気変換機能を振動検出センサ２４として機能する。具体的には、ＰＺＴ等の圧電素子の円板に電極を設けたものをそれぞれ振動子２２、振動検出センサ２４として用いることができる。
　振動子２２と振動検出センサ２４を積層する場合、２個の圧電素子を直列に接続し、接続点を接地させる。そして、一方の圧電素子を振動子２２として用い、他方の圧電素子を振動検出センサ２４として用いることができる。図２では、眼球８に向かい合う方を振動検出センサ２４として、振動検出センサ２４を円板形状から眼球８に向かい合う面をくぼませて３次元凹面形状とした様子が示されている。振動子２２は、単純な円板形状である。なお、振動子２２を眼球８に向かい合わせるものとしてもよく、その場合には、振動子２２に３次元凹面形状が設けられ、振動検出センサ２４が単純な円板形状となる。
　眼球８に向かい合う面を３次元凹面形状としたのは、振動子２２から放射されて眼球に入射する入射パルス波がちょうど眼球８の表面に焦点を結び、これにより眼球８から反射されてきた反射パルス波がちょうど凹面形状に平均して受け止められるようにするためである。このようにすることで、眼球８に対するパルス波の送受信を効率よく行なうことができる。
　３次元凹面形状の曲率半径は、眼球８と探触子部２０との間の距離である測定距離と同じとすることが好ましい。例えば、３次元凹面形状の曲率半径を約３０ｍｍから約４０ｍｍとすることが好ましい。この場合には、眼圧測定の際の眼球８と探触子部２０との間の距離である測定距離も約３０ｍｍから約４０ｍｍとすることが好ましい。したがって、調整ボール部１４の全体としての寸法も、この約３０ｍｍから約４０ｍｍの値を考慮して設定されることになる。
　図２では、積層状態の探触子部２０の様子とともに、探触子部２０を振動子２２と振動検出センサ２４に分解したときの様子も合わせて示してある。なお、観察用貫通穴２６は、振動子２２の中心部と、振動検出センサ２４の中心部にそれぞれ設けられ、これらの貫通穴を位置決めして、振動子２２と振動検出センサ２４とが積層一体化される。あるいは、振動子２２と振動検出センサ２４とを一体化積層した後で、観察用貫通穴２６を１つの穴開け作業で形成するものとしてもよい。
　振動子２２は、円板形状の圧電素子３０の一方側の端面に、端子４２となる電極面４３が形成され、他方側の端面には接地されることになる電極面３４が形成される。これらの電極面としては、例えば、アルミニウム等の金属膜を蒸着したもの等を用いることができる。他方側の端面に設けられる電極面３４は、圧電素子３０の側面に沿って引き出され、一方側の端面に接地端子３８が設けられる。
　振動検出センサ２４には、一方側の端面が平板状で、他方側の端面が３次元凹面形状である圧電素子３２が用いられる。３次元凹面形状は、上記のように、例えば、曲率半径を約３０ｍｍから約４０ｍｍに設定される。そして、平板状の一方側端面には接地されることになる電極面３６が形成される。また、振動検出センサ２４の他方側の３次元凹面形状には、端子４４となる電極面４５が形成される。電極面の材料等は、振動子２２で説明したものと同じものを用いることができる。
　振動子２２と振動検出センサ２４とは、振動子２２の他方側の端面に設けられた電極面３４と、振動検出センサ２４の平板状の一方側の端面の電極面３６とが合わされて、電気的に一体化して接続状態とされる。一体化には、例えば導電性接着材を用いることができる。
　図３は、眼圧測定装置１０のブロック図である。眼圧測定装置１０は、上記のように、探触子部２０と測定装置本体部５０と、その間を接続するケーブル５２と、を備える。
　探触子部２０は、上記のように、眼球８にパルス波を入射する振動子２２と、入射されたパルス波が眼球８から反射されてくる反射波を受信する振動検出センサ２４が積層された複合素子である。図で説明したように、探触子部２０における積層面が接地端子３８となり、振動子２２に設けられる端子４２と、振動検出センサ２４に設けられる端子４４からそれぞれ信号線が引き出される。引き出された信号線は、ケーブル５２を構成し、測定装置本体部５０と接続される。
　測定装置本体部５０は、探触子部２０の振動子２２に駆動信号を供給するパルス波発生器６０と、探触子部２０についての入射波信号と反射波信号とに基いて眼球８の眼圧を算出する眼圧算出部７０と、眼圧の算出の際の探触子部２０と眼球８との間の距離である測定距離を算出する測定距離算出部８２と、算出された値を表示する表示部８４と、を備える。
　かかる測定装置本体部５０は、適当なコンピュータで構成することができ、上記各構成要素のうち、パルス波発生器６０を除いて、その他の機能は、ソフトウェアで実現でき、具体的には、眼圧測定プログラムを実行することで実現できる。勿論、ソフトウェアで実現される機能の一部をハードウェアで実現するものとしてもよい。
　パルス波発生器６０は、市販のパルス波発生器を用いることができる。パルス波のパルス幅は、振動子２２の１次固有振動数が１ＭＨｚとすると、１／４００ｋＨｚの数倍程度を用いるのが好ましい。あるいは、４００ｋＨｚを重畳した矩形パルスを用いてもよい。
　パルス波発生器６０の出力は、ケーブル５２の一方の信号線を介して振動子２２の端子４２に接続される。パルス波発生器６０からのパルス波は、探触子部２０の振動子２２から眼球８に向けて入射されるとともに、図３に示されるように、眼圧算出部７０と測定距離算出部８２に入力される。
　なお、眼球８からの反射波は、振動検出センサ２４により検出され、端子４４からケーブル５２の他方の信号線により眼圧算出部７０と測定距離算出部８２に入力される。このように、眼圧算出部７０と、測定距離算出部８２には、眼球８に入射されるパルス波と、眼球からの反射波とが入力される。
　眼圧算出部７０は、振動子２２の信号入力端である端子４２の信号と、振動検出センサ２４の信号出力端である端子４４の信号とに基づいて、その探触子部２０が向かい合う眼球８の眼圧を算出する回路である。算出された眼圧データは表示部８４に送られる。眼圧算出部７０の内部構成については後述する。
　測定距離算出部８２は、振動子２２の信号入力端である端子４２の信号と、振動検出センサ２４の信号出力端である端子４４の信号とに基づいて、眼圧算出部７０が眼圧を算出した際の探触子部２０と眼球８との間の距離である測定距離を算出する回路である。測定距離は、探触子部２０の代表位置と、眼球８の代表位置との間の距離として算出される。
　探触子部２０の代表位置としては、眼球８に向かい合う面の先端位置を用いることができるが、上記のように、眼球８に向かい合う面は、凹面形状であるので、代表位置としては規定しにくい。そこで、振動子２２と振動検出センサ２４が積層される積層面の位置を、探触子部２０の代表位置とすることがよい。
　また、眼球８の代表位置としては、上記のように、探触子部２０の中心軸が眼球８の瞳の中心を通るように相対的位置関係が合わせられるので、探触子部２０の中心軸が眼球８に初めて交わる交点を用いることが好ましい。
　もっとも、測定距離は、眼圧測定における測定条件を同一にするために用いられるので、絶対距離でなくてもよい。したがって、常に同じ代表位置を用いることとすれば、上記で述べた代表位置以外の部位の位置を用いるものとしてもよい。
　表示部８４は、眼圧算出部７０、測定距離算出部８２からそれぞれ送られてきたデータについて、例えば、数字表示とするための信号処理を行い、その信号処理されたデータを液晶ディスプレイ等の表示素子に表示を行なわせる回路である。
　上記のように、眼圧算出部７０と測定距離算出部８２には、いずれにも、探触子部２０における入射波のデータと反射波のデータが入力される。つまり、同じデータを用いて、一方で眼圧を算出し、他方で測定距離を算出する。図４を用いてその様子を説明する。図４は、探触子部２０に入力された入射波信号９２と、その入射波信号９２が眼球８から反射された反射波信号９４の様子を横軸に時間、縦軸に信号の大きさを示す電圧で示したものである。入射波信号９２はパルス波として入射されるので、反射波が来るまで次のパルス波を入射しないことにすれば、入射波信号９２と反射波信号９４とを正確に対応付けできる。
　眼圧算出部７０は、この入射波信号９２と反射波信号９４についてそれぞれ周波数ｆと位相θについての周波数分析を行い、その結果に基いて眼球８の眼圧を算出する。図４では、入射波信号９２の波形の状態を(ｆ，θ)1として示され、反射波信号９４の波形の状態が（ｆ，θ）2として示されており、眼圧算出部７０は、この(ｆ，θ)1と（ｆ，θ）2とに基いて、眼球８の眼圧を算出する。
　測定距離算出部８２は、この入射波信号９２と反射波信号９４についてそれぞれパルスの時間的位置を求め、その差から、探触子部２０と眼球８との間の距離である測定距離を算出する。図４では、入射波信号９２の時間的位置をｔ1とし、反射波信号９４の時間的位置をｔ2として示されており、測定距離算出部８２は、この時間的位置ｔ1とｔ2とに基いて、探触子部２０と眼球８との間の距離である測定距離を算出する。
　次に眼圧算出部７０の詳細を説明する。図５は、眼圧算出部７０のブロック図である。眼圧算出部７０は、増幅器７２、周波数成分分析部７４、位相差算出部７６、周波数変化量検出部７８、及び眼圧変換器８０を含む。増幅器７２、周波数成分分析部７４、位相差算出部７６の部分は、いわゆる周波数解析の手法を用いる信号処理部分で、実質的な眼圧算出手段としては、周波数変化量検出部７８、眼圧変換器８０の部分がこれに相当する。
　眼圧算出部７０は、入力データとして、端子４２からの入射波信号９２と、端子４４からの反射波信号９４が与えられる。これらの信号は、増幅器７２によって適切な信号レベルに増幅され、それぞれ周波数成分分析部７４に入力される。
　周波数成分分析部７４は、その入射波、反射波の周波数成分分析を行い、入射波、反射波それぞれにつき、複数の正弦波成分と余弦波成分とに分析し、各正弦波成分の周波数と、その周波数における正弦波成分と余弦波成分との比率から定まる位相との関係を求める。この周波数に対する位相との関係が、いわゆる周波数に対する位相スペクトル分布である。したがって、周波数成分分析部７４は、入射波信号９２の周波数に対する位相スペクトル分布と、反射波信号９４の周波数に対する位相スペクトル分布を求める機能を有する。周波数性分析には、一般にフーリエ解析と呼ばれる手法を用いることができる。
　図６に、周波数成分分析を行って得られた入射波信号９２および反射波信号９４の周波数に対する位相スペクトル分布の例を示す。図６（ａ）は、入射波信号９２に対するもの、図６（ｂ）は、反射波信号９４に対するものであり、これらの図において横軸は周波数ｆ、縦軸はゲインまたは位相θである。ゲインデータは線分の長さで示され、位相θのデータは丸印で示されている。図６（ａ）と（ｂ）とは横軸の周波数の原点位置をそろえてあるが、このように、同じ周波数において、入射波信号９２の位相と反射波信号９４の位相とは異なった値を示している。この値の相違が、測定対象である眼球８の眼圧を反映していることになる。このようにして求められた入射波信号９２、反射波信号９４の周波数に対する位相スペクトル分布は、位相差算出部７６に入力される。
　図５に戻り、位相差算出部７６は、入射波信号９２の位相スペクトル分布と反射波信号９４の位相スペクトル分布とを比較する。そして、位相差算出部７６は、入射波信号９２と反射波信号９４との間の周波数成分の変化を表すものとして、それぞれの周波数ｆｘについて、その入射波信号９２の位相と反射波信号９４の位相の差である位相差θｘを算出する機能を有する。
　図７に位相差θｘを求める様子を示す。図７は、図６で得られた入射波信号９２の位相スペクトル分布と反射波信号９４の位相スペクトル分布のデータを、横軸に周波数ｆｘをとり、縦軸に同じ周波数における反射波信号９４の位相θ2と入射波信号９２の位相θ1の差である位相差（θ2－θ1）である位相差θｘをとって示したものである。このように、複数のｆｘとθｘの組の集合自体を、そのまま、入射波信号９２と反射波信号９４との間の周波数成分の変化を表すものとして用いることができる。また、分かりやすい指標としては、位相差θｘが最大値のθｘ（ＭＡＸ）となる周波数ｆｘ（ＭＡＸ）と、そのθｘ(ＭＡＸ）との組を、眼球８の眼圧を表す入射波信号９２と反射波信号９４との間の周波数成分の変化を表す代表として用いることができる。以下では、このｆｘ（ＭＡＸ）とθｘ(ＭＡＸ)とを用いるものとする。
　再び図５に戻り、求められた周波数ｆｘ（ＭＡＸ）と位相差θｘ（ＭＡＸ）のデータは、周波数変化量検出部７８に入力される。周波数変化量検出部７８は、入射波信号９２の周波数に対する反射波信号９４の振幅ゲイン及び位相差の関係を表す基準伝達特性曲線を用い、周波数ｆｘ（ＭＡＸ）における位相差θｘ（ＭＡＸ）について、周波数を変化させることで位相差θｘ（ＭＡＸ）をゼロにシフトさせるための周波数変化量ｄｆを算出する機能を有する。周波数変化量算出の機能は、位相差を補償するのに要する周波数の変化をもとめるので、いわば位相差補償演算機能ということもできる。
　図８は、周波数変化量検出部７８の作用を説明する図である。図８は、横軸が周波数、縦軸が振幅ゲインと位相を相対値で示すもので、基準伝達特性曲線として、共振周波数で振幅ゲインが最大となるバンドパス特性を示すものが示されている。かかる基準伝達特性曲線は、ハードウェアあるいはソフトウェアを用いてバンドパスを生成する技術で生成できる。基準伝達特性曲線は、位相の変化を周波数の変化に換算する換算曲線であり、その曲線自体は、位相と周波数の換算比をどの程度にしたいかで設計することができる。
　この基準伝達特性曲線を用いて位相差補償演算を行なうには、まず、周波数ｆｘ（ＭＡＸ）および位相差θｘ（ＭＡＸ）をこの基準伝達特性曲線上に求める。そして、ここから位相差θｘ（ＭＡＸ）分を位相差特性曲線上で移動させてそれに対応する周波数変化量ｄｆを求めるようにする。このようにすることで、位相差θｘ（ＭＡＸ）をゼロにするときの周波数変化量がｄｆとして求められる。
　周波数と位相差のデータは、眼球８の物質特性である硬さに相当する眼圧を反映している。そのなかで、最も位相差の変化が大きい周波数ｆｘ（ＭＡＸ）とその最大位相差θｘ（ＭＡＸ）は、測定対象である眼球８の眼圧を特に代表しているものと考えられる。したがって、最大位相差θｘ（ＭＡＸ）をゼロにシフトさせるための周波数変化量ｄｆを算出し、これをもって眼球８の眼圧を代表する特性値とすることができる。
　上記周波数成分分析部７４、位相差算出部７６（周波数位相差特定）、周波数変化量検出部７８（位相差補償演算）のさらに詳細な内容については、特開２００２－２７２７４３号公報に述べられている。
　再び図５に戻り、眼圧変換器８０は、眼球の眼圧を代表する特性である周波数変化量ｄｆを、眼球の眼圧の値に変換する機能を有する。周波数変化量ｄｆを眼球の眼圧の値に変換するには、較正テーブル等を用いることができる。較正テーブルは、眼圧に対応する硬さの基準とできる基準物質に対し、上記で述べた手順のように、探触子部２０からパルス波を入射し、反射波を検出して周波数成分分析を行い、そのときの周波数変化を得ることで作成できる。
　図９は、硬さの基準として、硬さの異なる３０ｍｍ厚みのゼラチンを用いて、せん断弾性係数Ｇとｄｆとの関係を求めた例を示すものである。図９に示されるように、硬さを表すＧと図５で述べた手順で求められる周波数変化量ｄｆとの間にきれいな線形関係があることが分かる。このような結果を、周波数変化量ｄｆを硬さに換算するための較正特性線、あるいは較正テーブルとして用いることができる。そして、この硬さと眼圧の値とを予め臨床データと対応付けておくことで、周波数変化量ｄｆを眼圧の値に換算するための較正特性線、あるいは較正テーブルとして用いることができる。
　このようにして眼圧の値に換算された眼圧変換器８０の出力は、図３で述べたように、表示部８４に供給される。
　次に測定距離算出部８２の内容を説明する。測定距離算出部８２は、図４で説明したように、入射波信号９２の時間的位置ｔ1と反射波信号９４の時間的位置ｔ2とに基き、超音波の伝播速度ｖを用いて、探触子部２０と眼球８の間の距離である測定距離を求める。入射波信号９２、反射波信号９４のそれぞれの時間的位置ｔ1、ｔ2の検出は、例えば、図１０の電圧－時間特性に示されるように、最大ピーク検出により行なうことができる。
　最大ピーク検出は、適当な電圧閾値と、信号の微分処理等を用いることで行なうことができる。すなわち、入射波信号９２、反射波信号９４の振幅である電圧値に適当な閾値を設定することで、それぞれについて最大ピークのみを選び出すことができる。選び出された最大ピークの波形について微分処理を行い、ゼロクロス点を求めることでピーク検出を行なうことができる。検出された時間を、入射波信号９２の時間的位置ｔ1と反射波信号９４の時間的位置ｔ2とすることができる。
　このようにして探触子部２０と眼球８との間の距離である測定距離として算出された測定距離算出部８２の出力は、図３で述べたように、表示部８４に供給される。こうして、表示部８４には、眼圧と、眼圧を算出する際の測定距離とが、ともに対応付けて表示される。これにより、精度の高い眼圧と、精度の高い測定距離とが関連付けられ、眼圧測定の信頼性が向上する。
　本発明に係る眼圧測定装置は、健康管理等のために行われる眼圧測定用の装置として、ユーザが自身で眼圧を測定する携帯型として利用でき、あるいは検査者が被検査者の眼圧を検査室において検査する固定型として利用できる。
　６　被検査者、８　眼球、１０　眼圧測定装置、１２　マウント部、１４　調整ボール部、１６　保持部、２０　探触子部、２２　振動子、２４　振動検出センサ、２６　観察用貫通穴、３０，３２　圧電素子、３４，３６，４３，４５　電極面、３８　接地端子、４２，４４　端子、５０　測定装置本体部、５２　ケーブル、６０　パルス波発生器、７０　眼圧算出部、７２　増幅器、７４　周波数成分分析部、７６　位相差算出部、７８　周波数変化量検出部、８０　眼圧変換器、８２　測定距離算出部、８４　表示部、８６　眼圧値表示、８８　測定距離表示、９２　入射波信号、９４　反射波信号。

Claims (6)

  1. 　眼球にパルス波を入射する振動子と、入射されたパルス波が眼球から反射されてくる反射波を受信する振動検出センサとを含む探触子部と、
    　入射波を複数の正弦波成分と余弦波成分とに分析する周波数分析を行なって、各正弦波成分の周波数とその周波数における正弦波成分と余弦波成分とから求められる位相のスペクトル分布を求める入射波周波数成分分析手段と、
    　反射波を複数の正弦波成分と余弦波成分とに分析する周波数分析を行なって、各正弦波成分の周波数とその周波数における正弦波成分と余弦波成分とから求められる位相のスペクトル分布を求める反射波周波数成分分析手段と、
    　入射波のスペクトル分布と反射波のスペクトル分布とを比較し、分布を構成するそれぞれの周波数ｆｘについて、その周波数ｆｘの下の入射波の位相と反射波の位相との差である位相差θｘを算出する周波数位相差算出手段と、
    　周波数ｆｘと位相差θｘの組のデータに基いて眼球の眼圧を算出する眼圧算出手段と、
    　眼圧を算出するために用いた入射波の入射時刻と反射波の受信時刻とに基いて、探触子部から眼球までの距離である測定距離を算出する測定距離算出手段と、
    　を備えることを特徴とする眼圧測定装置。
  2. 　請求項１に記載の眼圧測定装置において、
    　眼圧算出手段は、
    　任意の周波数の振動を入射したときの入射波の周波数に対する反射波の振幅ゲインと位相の関係を示す基準伝達関数を予め求めて記憶する記憶手段と、
    　基準伝達関数を用いて、周波数ｆｘと位相差θｘとを入力し、位相差θｘをゼロにするときの周波数のｆｘからの変化であるｄｆを求める周波数変化量検出部と、
    　予め求められている眼圧－ｄｆ特性に基いて、周波数変化量検出部によって求められたｄｆを眼圧に換算する眼圧換算手段と、
    　を含むことを特徴とする眼圧測定装置。
  3. 　請求項１に記載の眼圧測定装置において、
    　眼圧算出手段は、最大位相差θｘ（ＭＡＸ）と、最大位相差のときの周波数ｆｘ（ＭＡＸ）との組に基いて、眼圧を算出することを特徴とする眼圧測定装置。
  4. 　請求項１に記載の眼圧測定装置において、
    　振動子は、振動検出センサに対し眼球側に積層されて配置され、眼球側に向かって焦点を結ぶ予め定めた凹面形状を有することを特徴とする眼圧測定装置。
  5. 　請求項４に記載の眼圧測定装置において、
    　探触子部は、
    　積層された振動子と振動検出センサの中心軸に沿って観察用貫通穴を有することを特徴とする眼圧測定装置。
  6. 　請求項５に記載の眼圧測定装置において、
    　探触子部が搭載され、観察用貫通穴を目標位置として被検査者の頭部に被せることができるマウント部を備えることを特徴とする眼圧測定装置。
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