JP2015008955A - Non-contact ultrasonic tonometer - Google Patents

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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a non-contact ultrasonic tonometer capable of accurately measuring intraocular pressure by ultrasonic waves.SOLUTION: A non-contact ultrasonic tonometer comprises: a vibrator that emits ultrasonic waves for bringing about infinitesimal deformation of the cornea of an eye to be examined; measurement means for measuring the deformation volume and deformation speed of the cornea deformed by the ultrasonic waves; and intraocular pressure calculation means for calculating the intraocular pressure of the eye to be examined, on the basis of the deformation volume and the deformation speed, which are measured by the measurement means.

Description

本発明は、超音波を用いて非接触にて被検眼の眼圧を測定する非接触式超音波眼圧計に関する。   The present invention relates to a non-contact ultrasonic tonometer that measures intraocular pressure of a subject's eye in a non-contact manner using ultrasonic waves.

非接触式眼圧計としては、未だ空気噴射式眼圧計が一般的である。空気噴射式眼圧計は、角膜に空気を噴射したときの角膜の圧平状態と、角膜に噴射される空気圧とを検出することによって、所定の変形状態における空気圧を眼圧に換算していた。   As a non-contact tonometer, an air jet tonometer is still common. The air-jet tonometer converts the air pressure in a predetermined deformed state into an intraocular pressure by detecting the applanation state of the cornea when air is injected into the cornea and the air pressure injected into the cornea.

空気噴射式眼圧計と同じコンセプトの元、超音波式眼圧計が提案されている（特許文献１参照）。特許文献１の超音波式眼圧計は、角膜に超音波を放射したときの角膜の圧平状態と、角膜に噴射される放射圧とを検出することによって、所定の変形状態における放射圧を眼圧に換算していた。   An ultrasonic tonometer based on the same concept as the air jet tonometer has been proposed (see Patent Document 1). The ultrasonic tonometer of Patent Document 1 detects the radiation pressure in a predetermined deformed state by detecting the applanation state of the cornea when the ultrasonic wave is radiated to the cornea and the radiation pressure injected to the cornea. It was converted to pressure.

また、超音波を用いた眼圧を測定する超音波眼圧計としては、角膜からの反射波の特性（振幅、位相）と眼圧との関係に基づいて眼圧を計測する装置が提案されている（特許文献２参照）。
特開平５−２５３１９０号公報 特開２００９−２６８６５１号公報 As an ultrasonic tonometer that measures intraocular pressure using ultrasonic waves, a device that measures intraocular pressure based on the relationship between the characteristics (amplitude and phase) of reflected waves from the cornea and intraocular pressure has been proposed. (See Patent Document 2).
JP-A-5-253190 JP 2009-268651 A

空気噴出式の眼圧計は被検者眼にとって負担であった。また、超音波式の眼圧計は実用レベルには到達しておらず、種々の改良が必要とされる。特許文献１の装置は、角膜を平坦或いは陥凹させる程度の超音波圧を要求する。したがって、被験者への負担は以前残っている。特許文献２の装置は、反射波のＳ/Ｎ比が微弱であるので、今のところ、空気噴射式に匹敵するレベルでの測定精度が得られていない。   An air-jet tonometer was a burden on the subject's eye. Further, the ultrasonic tonometer has not reached a practical level, and various improvements are required. The device of Patent Document 1 requires an ultrasonic pressure that can flatten or dent the cornea. Therefore, the burden on the subject remains before. Since the apparatus of Patent Document 2 has a weak S / N ratio of the reflected wave, the measurement accuracy at a level comparable to that of the air injection type has not been obtained so far.

本発明は、上記従来技術を鑑み、超音波にて精度よく眼圧を測定できる非接触式超音波眼圧計を提供することを技術課題とする。   In view of the above-described prior art, an object of the present invention is to provide a non-contact ultrasonic tonometer that can accurately measure intraocular pressure with ultrasonic waves.

上記課題を解決するために、本発明は以下のような構成を備えることを特徴とする。   In order to solve the above problems, the present invention is characterized by having the following configuration.

非接触式超音波眼圧計であって、被検眼角膜を微小変形させるための超音波を出射する振動子と、前記超音波によって変形される角膜の変形量と変形速度を測定するための測定手段と、前記測定手段によって測定された前記変形量と前記変形速度に基づいて、前記被検眼の眼圧を算出する眼圧算出手段と、を備えることを特徴とする。   A non-contact ultrasonic tonometer, a vibrator for emitting ultrasonic waves for minutely deforming the eye cornea to be examined, and a measuring means for measuring the deformation amount and deformation speed of the cornea deformed by the ultrasonic waves And intraocular pressure calculating means for calculating intraocular pressure of the eye to be examined based on the deformation amount and the deformation speed measured by the measuring means.

本発明の一実施形態について図面に基づいて説明する。図１は、本実施形態に係る非接触式超音波眼圧計の外観構成図である。非接触式超音波眼圧計１００は、いわゆる据え置き型の非接触式超音波眼圧計であって、基台１と、基台１に取り付けられた顔支持ユニット２と、基台１上に移動可能に設けられた移動台３と、移動台３に移動可能に設けられ、後述する測定系及び光学系を収納する測定部（測定ユニット）４と、を備える。測定部４は、移動台３に設けられたＸＹＺ駆動部６により、被検眼Ｅに対して左右方向（Ｘ方向）、上下方向（Ｙ方向）及び前後方向（Ｚ方向）に移動される。移動台３は、ジョイスティック５の操作により、基台１上をＸ方向及びＺ方向に移動される。また、検者が回転ノブ５ａを回転操作することにより、測定部４はＸＹＺ駆動部６のＹ駆動によりＹ方向に移動される。ジョイスティック５の頂部には、測定開始スイッチ５ｂが設けられている。移動台３には、表示モニタ７２が設けられている。   An embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is an external configuration diagram of a non-contact ultrasonic tonometer according to the present embodiment. The non-contact ultrasonic tonometer 100 is a so-called stationary non-contact ultrasonic tonometer, and is movable on the base 1, the face support unit 2 attached to the base 1, and the base 1. And a measuring unit (measuring unit) 4 that is movably provided on the moving table 3 and houses a measurement system and an optical system, which will be described later. The measuring unit 4 is moved in the left and right direction (X direction), the up and down direction (Y direction), and the front and rear direction (Z direction) with respect to the eye E by an XYZ driving unit 6 provided on the moving table 3. The movable table 3 is moved in the X direction and the Z direction on the base 1 by operating the joystick 5. Further, when the examiner rotates the rotary knob 5 a, the measurement unit 4 is moved in the Y direction by the Y drive of the XYZ drive unit 6. On the top of the joystick 5, a measurement start switch 5b is provided. A display monitor 72 is provided on the movable table 3.

図２は本実施形態に係る非接触式超音波眼圧計の測定系及び光学系について説明する図であって、観察光路中に探触子が配置された場合の具体例である。図３は本実施形態に係る非接触式超音波眼圧計の制御系について説明する図である。
探触子（トランスジューサ）１０は、被検眼角膜を微小変形させるための超音波を出射する振動子１１を備える。探触子（トランスジューサ）１０は、例えば、被検眼Ｅの眼前に配置される。なお、探触子１０には、例えば、圧電素子が用いられる。なお、本実施形態では、被検眼に入射させる超音波として、パルス波が用いられ、振動子１１は超音波パルスを被検眼に対して入射させるための超音波入射部として用いられる。 FIG. 2 is a diagram for explaining a measurement system and an optical system of the non-contact ultrasonic tonometer according to the present embodiment, and is a specific example when a probe is arranged in the observation optical path. FIG. 3 is a diagram for explaining a control system of the non-contact ultrasonic tonometer according to the present embodiment.
A probe (transducer) 10 includes a vibrator 11 that emits ultrasonic waves for minutely deforming an eye cornea to be examined. The probe (transducer) 10 is disposed in front of the eye E, for example. For example, a piezoelectric element is used for the probe 10. In the present embodiment, a pulse wave is used as the ultrasonic wave incident on the eye to be examined, and the vibrator 11 is used as an ultrasonic wave incident unit for causing the ultrasonic pulse to be incident on the eye to be examined.

本実施形態においては、振動子１１は角膜Ｅｃを変形（扁平）させるだけの出力を必要とする。しかしながら、角膜を平坦又は陥凹させる程度の放射圧は、要求されない。以下に、角膜Ｅｃを変形（扁平）させるために必要な音圧について説明する。   In the present embodiment, the vibrator 11 requires an output sufficient to deform (flatten) the cornea Ec. However, a radiation pressure that can flatten or dent the cornea is not required. Hereinafter, the sound pressure necessary for deforming (flattening) the cornea Ec will be described.

音圧は、１ｇの重さで直径３．０６ｍｍを圧平した場合、１０ｍｍＨｇになる。このときの音圧は、被検眼の眼圧が６０ｍｍＨｇとすると、次の計算で導かれる。   The sound pressure becomes 10 mmHg when applanating 3.06 mm in diameter with a weight of 1 g. The sound pressure at this time is derived by the following calculation when the intraocular pressure of the eye to be examined is 60 mmHg.

Figure 2015008955
Figure 2015008955

上記の式によって、眼圧が６０ｍｍＨｇである被検眼を、直径３．０６ｍｍの範囲だけ扁平するためには、音圧レベルは、理論的には１７２ｄＢとなる。   According to the above equation, in order to flatten the eye to be examined having an intraocular pressure of 60 mmHg by a range of 3.06 mm in diameter, the sound pressure level is theoretically 172 dB.

ただし、１７２ｄＢでは、照射時間により角膜に障害をきたす可能性がある。本実施形態では、角膜の圧平を求めているのではなく、ヒステリシスを伴う物理的な変形が発生すれば、眼圧が測定できる。従って、圧平には１７２ｄＢの音圧が必要だが、照射時間を極端に短くし、数［ｎｓ］（ナノ秒）にするか、６［Ｗ／ｃｍ＾２］（約１６７ｄＢ）程度の音響エネルギーにすることにより、角膜の変位を得てもよい。   However, at 172 dB, the cornea may be damaged depending on the irradiation time. In this embodiment, instead of obtaining the applanation of the cornea, the intraocular pressure can be measured if physical deformation with hysteresis occurs. Therefore, the applanation requires a sound pressure of 172 dB, but the irradiation time is extremely shortened to a few [ns] (nanoseconds), or an acoustic energy of about 6 [W / cm ^ 2] (about 167 dB). By doing so, the displacement of the cornea may be obtained.

本実施形態においては、角膜の変形を検出できる程度の超音波を出射できる探触子１０を用いて、被検眼に超音波パルスを入射させる。被検眼に入射させる超音波の音圧レベルは角膜Ｅｃを変形（扁平）させることができる程度の超音波を出力できればよい。   In the present embodiment, an ultrasonic pulse is incident on the eye to be inspected using the probe 10 that can emit ultrasonic waves that can detect deformation of the cornea. The sound pressure level of the ultrasonic wave incident on the eye to be inspected only needs to be able to output an ultrasonic wave that can deform (flatten) the cornea Ec.

なお、被検眼に入射させる超音波の周波数としては、例えば、被検者に聞こえないように、可聴域より大きな周波数が好ましい。また、超音波は周波数が大きいほど空気中で減衰する。このため、可聴域を超え、かつ空気中の減衰が少ない大きさの周波数が好ましい。例えば、４０〜２００ＫＨｚが好ましい。本実施形態では、例えば、周波数を５０ＫＨｚとし、５０ＫＨｚの超音波を出力できる振動子１１が用いられる。   In addition, as a frequency of the ultrasonic wave incident on the subject's eye, for example, a frequency larger than the audible range is preferable so that the subject cannot hear it. Moreover, the ultrasonic wave attenuates in the air as the frequency increases. For this reason, a frequency that exceeds the audible range and has a small attenuation in the air is preferable. For example, 40 to 200 KHz is preferable. In the present embodiment, for example, the vibrator 11 having a frequency of 50 KHz and capable of outputting an ultrasonic wave of 50 KHz is used.

なお、空気を介して超音波を人体に照射する場合の照射基準があれば、本内容はそれに順ずるものとする。   In addition, if there exists an irradiation reference | standard when irradiating a human body with an ultrasonic wave via air, this content shall follow it.

また、探触子１０の被検眼側には、振動子１１から発せられる超音波を収束させるための音響レンズ１６が設けられており、被検眼と探触子１０とのアライメントが適正になったときに、被検眼に対するフォーカスが合うようになっている。   Further, an acoustic lens 16 for converging the ultrasonic wave emitted from the transducer 11 is provided on the eye side of the probe 10 so that the alignment between the eye to be examined and the probe 10 is appropriate. Sometimes, the eye to be examined is in focus.

図２の説明に戻る。探触子１０及び音響レンズ１６の中心部には、固視光源３２（後述する）から発せられた固視標投影用の光束、及びアライメント光源４２から発せられたアライメント指標投影用の光束を通過させるための開口部１８（例えば、直径１ｍｍ程度の円孔）が形成されている。   Returning to the description of FIG. A light beam for projecting a fixation target emitted from a fixation light source 32 (described later) and a light flux for projecting an alignment index emitted from an alignment light source 42 pass through the center of the probe 10 and the acoustic lens 16. An opening 18 (for example, a circular hole having a diameter of about 1 mm) is formed.

また、対物レンズ２２の中心部に配置される振動子１１と、観察光学系２０の光路から外れた位置に配置される回路系（増幅回路８１、制御部７０、等）は、配線用ケーブル９５によって電気的に接続されている。   Further, the vibrator 11 arranged at the center of the objective lens 22 and the circuit system (amplifier circuit 81, control unit 70, etc.) arranged at a position deviated from the optical path of the observation optical system 20 are provided with a wiring cable 95. Are electrically connected.

次に、光学系の構成について説明する。本光学系においては、被検眼の前眼部を観察するための観察光学系２０と、被検眼を固視させるための固視標投影光学系３０と、ＸＹアライメント用の指標を被検眼角膜に投影する第１指標投影光学系４０と、作動距離方向におけるアライメント検出用の指標を被検眼角膜に投影する指標投影光学系５０と、被検眼角膜に投影された作動距離方向におけるアライメント検出用の指標を検出する距離指標検出光学系５５が設けられている。   Next, the configuration of the optical system will be described. In this optical system, an observation optical system 20 for observing the anterior segment of the subject's eye, a fixation target projection optical system 30 for fixing the subject's eye, and an index for XY alignment on the subject's eye cornea. A first index projection optical system 40 for projecting, an index projection optical system 50 for projecting an index for alignment detection in the working distance direction onto the eye cornea, and an index for alignment detection in the working distance direction projected onto the eye cornea A distance index detection optical system 55 is provided for detecting.

観察光学系２０は、その観察光路中に探触子１０が配置され、探触子１０の周辺領域を介して前眼部像を結像させる。より具体的には、観察光学系２０は、対物レンズ２２、結像レンズ２４、フィルタ２５、二次元撮像素子２６、とを有し、観察光軸Ｌ１上に探触子１０が配置されている。このため、被検眼の所定部位（例えば、角膜中心、瞳孔中心）に対して観察光軸Ｌ１がアライメントされると、被検眼の正面に探触子１０が配置される。さらに、図２に示す構成では、探触子１０の中心軸（中心軸の延長線）と観察光軸Ｌ１が同軸になるように配置されているので、被検眼の所定部位に対して観察光軸Ｌ１がアライメントされると、探触子１０の中心軸（中心軸の延長線）と被検眼の所定部位が一致した状態となるので、超音波による被検眼からの反射波を効率よく取得できる。   In the observation optical system 20, the probe 10 is disposed in the observation optical path, and an anterior ocular segment image is formed through the peripheral region of the probe 10. More specifically, the observation optical system 20 includes an objective lens 22, an imaging lens 24, a filter 25, and a two-dimensional image sensor 26, and the probe 10 is disposed on the observation optical axis L1. . For this reason, when the observation optical axis L1 is aligned with a predetermined part (for example, the center of the cornea and the center of the pupil) of the eye to be examined, the probe 10 is disposed in front of the eye to be examined. Further, in the configuration shown in FIG. 2, since the central axis of the probe 10 (extension line of the central axis) and the observation optical axis L1 are arranged coaxially, the observation light is applied to a predetermined part of the eye to be examined. When the axis L1 is aligned, the center axis of the probe 10 (extended line of the center axis) and the predetermined part of the eye to be inspected coincide with each other, so that reflected waves from the eye to be inspected by ultrasound can be efficiently acquired. .

被検眼の斜め前方には、被検眼を赤外光により照明する前眼部照明光源３８が配置されている。フィルタ２５は、光源３８及び後述する光源４２の光を透過し、後述する作動距離検出用の光源５１の光に対して不透過の特性を持つ。   An anterior ocular segment illumination light source 38 for illuminating the subject eye with infrared light is disposed obliquely in front of the subject eye. The filter 25 transmits light from the light source 38 and a light source 42 to be described later, and has an opaque characteristic to light from a light source 51 for detecting a working distance to be described later.

ここで、前眼部照明光源３８による前眼部反射光は、対物レンズ２２に向かう。この場合、探触子１０の周辺領域に到達した前眼部反射光は、対物レンズ２２を通過し、ビームスプリッタ３６及びビームスプリッタ４６を介して、結像レンズ２４によって二次元撮像素子２６上に結像される。   Here, the anterior ocular segment reflected light from the anterior ocular segment illumination light source 38 travels toward the objective lens 22. In this case, the anterior ocular segment reflected light that has reached the peripheral region of the probe 10 passes through the objective lens 22 and passes through the beam splitter 36 and the beam splitter 46 to the two-dimensional imaging device 26 by the imaging lens 24. Imaged.

上記構成において、二次元撮像素子２６は前眼部観察用の撮像素子として用いられる。そして、二次元撮像素子２６から出力される撮像信号は、制御部７０へ入力され、表示モニタ７２の画面上に表示される。また、対物レンズ２２及び結像レンズ２４からなる結像光学系は、被検眼前眼部像を二次元撮像素子２６に導光する導光部材として用いられる。   In the above configuration, the two-dimensional image sensor 26 is used as an image sensor for anterior segment observation. Then, the imaging signal output from the two-dimensional imaging device 26 is input to the control unit 70 and displayed on the screen of the display monitor 72. The imaging optical system including the objective lens 22 and the imaging lens 24 is used as a light guide member that guides the anterior eye image of the eye to be examined to the two-dimensional imaging device 26.

なお、探触子１０に対して対物レンズ２２が同一位置に配置される具体的構成としては、図２に示すような構成が考えられる。対物レンズ２２には、探触子１０が挿入される挿入孔２２ａが形成されており、挿入孔２２ａを介して対物レンズ２２に探触子１０が取り付けられる。   As a specific configuration in which the objective lens 22 is arranged at the same position with respect to the probe 10, a configuration as shown in FIG. An insertion hole 22a into which the probe 10 is inserted is formed in the objective lens 22, and the probe 10 is attached to the objective lens 22 through the insertion hole 22a.

図２の説明に戻る。固視標投影光学系３０は、少なくとも固視標投影用の固視光源を有し，被検眼を固視させるための固視標を被検眼に向けて投影する。より具体的には、固視標投影光学系３０は、可視光を発する固視用の光源３２、固視標３３、開口絞り３４、投影レンズ３５、ビームスプリッタ４６、ビームスプリッタ３６、とを有し、探触子１０及び音響レンズ１６に形成された開口部１８を介して被検眼に固視標を投影する。固視標投影光学系３０の投影光軸Ｌ２は、観察光学系２０の光路中に配置されたビームスプリッタ４６にて観察光軸Ｌ１と同軸とされる。   Returning to the description of FIG. The fixation target projection optical system 30 has at least a fixation light source for fixation target projection, and projects a fixation target for fixing the eye to be examined toward the eye to be examined. More specifically, the fixation target projection optical system 30 includes a fixation light source 32 that emits visible light, a fixation target 33, an aperture stop 34, a projection lens 35, a beam splitter 46, and a beam splitter 36. Then, the fixation target is projected onto the eye to be examined through the opening 18 formed in the probe 10 and the acoustic lens 16. The projection optical axis L2 of the fixation target projection optical system 30 is coaxial with the observation optical axis L1 by the beam splitter 46 disposed in the optical path of the observation optical system 20.

ここで、光源３２から出射された固視標投影用の光束によって照明された固視標３３からの光は、開口絞り３４によって光束径が絞られた後、投影レンズ３５を通過し、ビームスプリッタ４６によって反射された後、ビームスプリッタ３６、開口部１８を介して、被検眼に向かい、被検眼眼底に投影される。これにより、被検眼の固視がなされる。   Here, the light from the fixation target 33 that is illuminated by the light beam for projecting the fixation target emitted from the light source 32 passes through the projection lens 35 after the diameter of the light beam is reduced by the aperture stop 34, and then the beam splitter. After being reflected by 46, it passes through the beam splitter 36 and the opening 18 toward the eye to be examined and is projected onto the fundus of the eye to be examined. Thereby, fixation of the eye to be examined is performed.

第１指標投影光学系４０は、少なくともアライメント指標投影用のアライメント光源を有し，被検眼前眼部に向けてアライメント指標を正面方向から投影する。より具体的には、第１指標投影光学系４０は、赤外光を発するアライメント用の光源４２、投影レンズ４４、ビームスプリッタ３６、とを有し、探触子１０に形成された開口部１８を介して被検眼角膜上にＸＹアライメント指標を投影する。また、アライメント指標投影光学系４０の投影光軸Ｌ３は、観察光学系２０の光路中に配置されたビームスプリッタ３６にて観察光軸Ｌ１と同軸とされる。   The first index projection optical system 40 includes at least an alignment light source for alignment index projection, and projects the alignment index from the front direction toward the anterior eye portion to be examined. More specifically, the first index projection optical system 40 includes an alignment light source 42 that emits infrared light, a projection lens 44, and a beam splitter 36, and the opening 18 formed in the probe 10. An XY alignment index is projected onto the eye cornea through the eye. Further, the projection optical axis L3 of the alignment index projection optical system 40 is coaxial with the observation optical axis L1 by the beam splitter 36 disposed in the optical path of the observation optical system 20.

作動距離指標投影光学系５０は、Ｚ方向（前後方向）のアライメント検出用の赤外光源５１、投影レンズ５２、を有し、作動距離（Ｚ）方向におけるアライメント検出用の指標を被検眼角膜上に投影する。なお、投影光学系５０の投影光軸Ｌ４は、観察光軸Ｌ１と所定の角度で交わる。ここで、光源５１による光は、投影レンズ５２により略平行光束とされた後、投影光軸Ｌ４に沿って被検眼角膜に斜め方向から投影され、角膜Ｅｃで鏡面反射した光束は光源５１の虚像である指標ｉ２を形成する。   The working distance index projection optical system 50 has an infrared light source 51 and a projection lens 52 for alignment detection in the Z direction (front-rear direction), and displays an index for alignment detection in the working distance (Z) direction on the eye cornea. Project to. Note that the projection optical axis L4 of the projection optical system 50 intersects the observation optical axis L1 at a predetermined angle. Here, the light from the light source 51 is converted into a substantially parallel light beam by the projection lens 52, and then projected from the oblique direction onto the cornea of the eye along the projection optical axis L 4. The light beam specularly reflected by the cornea Ec is a virtual image of the light source 51. An index i2 is formed.

作動距離指標検出光学系５５は、受光レンズ５６、フィルタ５７、位置検出素子５８（例えば、ラインＣＣＤ）、を有し、距離指標投影光学系５０によって形成されたアライメント指標像を検出する。フィルタ５７は、光源５１の光を透過し、光源３８及び光源４２の光に対して不透過の特性を持つ。なお、作動距離指標検出光学系５５の投影光軸Ｌ５と作動距離指標投影光学系５０の投影光軸Ｌ４は観察光軸Ｌ１に対して対称な軸を持ち、光軸Ｌ５は光軸Ｌ４と光軸Ｌ１上で交差する。ここで、指標ｉ２からの光束は、受光レンズ５６によってフィルタ５７を介して位置検出素子５８上に結像される。被検眼Ｅ（角膜Ｅｃ）がＺ方向に移動すると、位置検出素子５８上を指標ｉ２が移動するため、位置検出素子５８からの検出信号に基づき被検眼Ｅに対する探触子１０のＺ方向におけるアライメント状態を検出できる。   The working distance index detection optical system 55 includes a light receiving lens 56, a filter 57, and a position detection element 58 (for example, a line CCD), and detects an alignment index image formed by the distance index projection optical system 50. The filter 57 transmits light from the light source 51 and has a characteristic that does not transmit light from the light sources 38 and 42. The projection optical axis L5 of the working distance index detection optical system 55 and the projection optical axis L4 of the working distance index projection optical system 50 have an axis symmetrical to the observation optical axis L1, and the optical axis L5 is an optical axis L4 and a light beam. Cross on axis L1. Here, the light beam from the index i <b> 2 is imaged on the position detection element 58 via the filter 57 by the light receiving lens 56. When the eye E (cornea Ec) moves in the Z direction, the index i2 moves on the position detection element 58. Therefore, the probe 10 is aligned with the eye E in the Z direction based on the detection signal from the position detection element 58. The state can be detected.

なお、本実施形態において、作動距離指標投影光学系５０及び作動距離指標検出光学系５５は、超音波によって変形される角膜の変形量と変形速度を測定するための測定部として用いられる。変形量と変形速度は、光学的に検出しても良いし、又は、超音波によって検出しても良い。あるいは、その他の変位検出センサであってもよい。   In this embodiment, the working distance index projection optical system 50 and the working distance index detection optical system 55 are used as a measurement unit for measuring the deformation amount and the deformation speed of the cornea deformed by ultrasonic waves. The deformation amount and the deformation speed may be detected optically or may be detected by ultrasonic waves. Alternatively, other displacement detection sensors may be used.

例えば、制御部７０は、位置検出素子５８からの検出信号に基づいて超音波による角膜の変形量を経時的にモニタリングする。制御部７０は、超音波によって変形された角膜の変形量と、超音波によって角膜が変形される際の速度を演算する。制御部７０は、演算結果に基づいて眼圧を測定する（詳しくは、後述する）。   For example, the control unit 70 monitors the amount of deformation of the cornea due to ultrasonic waves over time based on the detection signal from the position detection element 58. The control unit 70 calculates the deformation amount of the cornea deformed by the ultrasonic waves and the speed at which the cornea is deformed by the ultrasonic waves. The control unit 70 measures the intraocular pressure based on the calculation result (details will be described later).

なお、本実施形態では、変形量と変形速度を光学的に測定する測定部は、Ｚ方向における眼Ｅに対するアライメント状態を光学的に検出するユニットを兼用する。これによって、装置構成が簡略化される。変形量と変形速度を光学的に測定する測定部としては、ＯＣＴ又はシャインプルーフカメラ等の前眼部断面像撮像ユニットを用いるようにしてもよい。   In the present embodiment, the measurement unit that optically measures the deformation amount and the deformation speed also serves as a unit that optically detects the alignment state with respect to the eye E in the Z direction. This simplifies the device configuration. As a measurement unit that optically measures the deformation amount and the deformation speed, an anterior ocular segment image capturing unit such as an OCT or a Scheimpflug camera may be used.

次に、図３を用いて、制御系の構成について説明する。制御部７０は、光源３２、光源４２、光源５１、二次元撮像素子２６、位置検出素子５８、光源３８、表示モニタ７２、記憶部としてのメモリ７５、回転ノブ５ａ、測定開始スイッチ５ｂ、各種スイッチが配置されたコントロール部７４、ＸＹＺ駆動部６、等と接続され、装置全体の制御、測定値の演算処理等を行う。   Next, the configuration of the control system will be described with reference to FIG. The control unit 70 includes a light source 32, a light source 42, a light source 51, a two-dimensional imaging device 26, a position detection device 58, a light source 38, a display monitor 72, a memory 75 as a storage unit, a rotation knob 5a, a measurement start switch 5b, and various switches. Are connected to the control unit 74, the XYZ drive unit 6, and the like, which perform control of the entire apparatus, calculation processing of measured values, and the like.

制御部７０は、二次元撮像素子２６からの検出信号に基づいてＸＹ方向のアライメント検出、位置検出素子５８からの検出信号に基づいてＺ方向のアライメント検出を行う。また、コントロール部７４には、被検眼に対する測定部４のアライメントを自動的に行う自動アライメントモードと被検眼に対する測定部４のアライメントを検者の手動にて行う手動アライメントモードを選択する選択スイッチ７４ａ、アライメント完了時に測定開始のトリガを自動的に発するオートショットモードと測定開始スイッチ５ｂからの操作信号に基づいて測定開始のトリガを発するマニュアルショットモードとを選択する選択スイッチ７４ｂ、等が配置されている。   The control unit 70 performs alignment detection in the XY directions based on the detection signal from the two-dimensional image sensor 26 and performs alignment detection in the Z direction based on the detection signal from the position detection element 58. The control unit 74 includes a selection switch 74a for selecting an automatic alignment mode for automatically aligning the measuring unit 4 with respect to the eye to be examined and a manual alignment mode for manually aligning the measuring unit 4 with respect to the eye to be examined. A selection switch 74b for selecting an auto shot mode for automatically issuing a measurement start trigger when alignment is completed and a manual shot mode for generating a measurement start trigger based on an operation signal from the measurement start switch 5b are arranged. Yes.

以上のような構成を備える装置の動作について説明する。まず、検者は、被験者の顔を顔支持ユニット２に固定させた後、表示モニタ７２を見ながら、ジョイスティック５を用いて被検眼に対するアライメントを行う。このとき、制御部７０は、図４に示すように、二次元撮像素子２６によって取得される前眼部画像と、被検眼に対するアライメントを行うために利用されるレチクルＬＴ及びインジケータＧをモニタ７２上に合成して表示する。   The operation of the apparatus having the above configuration will be described. First, the examiner fixes the subject's face to the face support unit 2 and then aligns the subject's eye with the joystick 5 while viewing the display monitor 72. At this time, as shown in FIG. 4, the control unit 70 displays on the monitor 72 an anterior segment image acquired by the two-dimensional image sensor 26 and a reticle LT and an indicator G used for alignment with the eye to be examined. And display it.

被検眼に対するアライメント完了後、測定開始のトリガ信号が発せられる（入力される）と、制御部７０は、そのトリガ信号に基づいて、振動子１１を用いて超音波パルスを被検眼に向けて連続的に出射させてもよい。もちろん、超音波パルスは、単発であってもよい。また、角膜に放射される超音波は、連続波であってもよい。   When a trigger signal for starting measurement is issued (input) after the alignment for the eye to be examined is completed, the control unit 70 continuously uses the vibrator 11 to direct ultrasonic pulses toward the eye to be examined based on the trigger signal. May be emitted automatically. Of course, the ultrasonic pulse may be single. The ultrasonic wave radiated to the cornea may be a continuous wave.

本実施形態では、制御部７０は、振動中における角膜の変形量と変形速度に基づいて被検眼の眼圧を測定する。以下の説明では、制御部７０は、測定された変形速度に基づいて、超音波変形による角膜のヒステリシスを算出する。制御部７０は、測定された角膜の変形量と、算出されたヒステリシスと、に基づいて被検眼の眼圧を算出する。   In the present embodiment, the control unit 70 measures the intraocular pressure of the eye to be examined based on the deformation amount and the deformation speed of the cornea during vibration. In the following description, the control unit 70 calculates corneal hysteresis due to ultrasonic deformation based on the measured deformation speed. The control unit 70 calculates the intraocular pressure of the eye to be examined based on the measured deformation amount of the cornea and the calculated hysteresis.

図５は、超音波を照射するためのパルス信号の一例を示す図である。図５は、制御部７０から振動１１への印加電圧によって形成されるパルス信号Ｓｇ１の一例である。振動子１１は、パルス信号Ｓｇ１が印加されることによって振動し、超音波パルスを発生させる。   FIG. 5 is a diagram illustrating an example of a pulse signal for irradiating ultrasonic waves. FIG. 5 is an example of the pulse signal Sg <b> 1 formed by the voltage applied from the control unit 70 to the vibration 11. The vibrator 11 vibrates when the pulse signal Sg1 is applied to generate an ultrasonic pulse.

本実施形態において、超音波パルスは、例えば、周波数が５０ＫＨｚとする。制御部７０は、繰り返し周波数ＰＲＦとして、超音波パルスを５回角膜Ｅｃに入射させるように、制御部７０は、パルス信号Ｓｇ１を制御する。   In the present embodiment, the ultrasonic pulse has a frequency of 50 KHz, for example. The control unit 70 controls the pulse signal Sg1 so that the ultrasonic pulse is incident on the cornea Ec five times as the repetition frequency PRF.

なお、繰り返し周波数ＰＲＦは、先に入射した超音波パルスによって変形（扁平）した角膜Ｅｃが元の形状に戻ってから、後の超音波パルスが角膜Ｅｃに入射するように設定されることが好ましい。従って、繰り返し周波数ＰＲＦは、超音波パルスの周波数と、角膜ＥｃのヒステリシスＨの予測値（後述する）によって設定することが好ましい。   The repetition frequency PRF is preferably set so that the subsequent ultrasonic pulse enters the cornea Ec after the cornea Ec deformed (flattened) by the ultrasonic pulse previously incident returns to its original shape. . Therefore, the repetition frequency PRF is preferably set by the frequency of the ultrasonic pulse and the predicted value (described later) of the hysteresis H of the cornea Ec.

角膜Ｅｃは、連続的な超音波パルスによって強制的に振動され、変形（扁平）する。作動距離指標投影光学系５０及び作動距離指標検出光学系５５は、変形（扁平）した角膜Ｅｃの変形量Ｗを検出する。   The cornea Ec is forcibly vibrated and deformed (flattened) by a continuous ultrasonic pulse. The working distance index projection optical system 50 and the working distance index detection optical system 55 detect the deformation amount W of the deformed (flat) cornea Ec.

図６は、超音波による角膜Ｅｃの変形量Ｗに関して説明するための一例を示す図である。位置検出素子５８は、角膜Ｅｃで反射される光源１１の反射光を検出する。角膜Ｅｃが超音波パルスによって振動し、変形（扁平）すると、光源１１からの反射光の方向が変化し、位置検出素子５８によって受光される検出信号のピーク位置が変化する。制御部７０は、ピーク位置の変化量によって角膜Ｅｃの変形量Ｗを検出する。例えば、予め実験的に求められた換算式によって、ピーク位置の変化量を角膜Ｅｃの変形量Ｗに換算して求めてもよい。   FIG. 6 is a diagram illustrating an example for explaining the deformation amount W of the cornea Ec by ultrasonic waves. The position detection element 58 detects the reflected light of the light source 11 reflected by the cornea Ec. When the cornea Ec is vibrated and deformed (flattened) by the ultrasonic pulse, the direction of the reflected light from the light source 11 changes, and the peak position of the detection signal received by the position detection element 58 changes. The controller 70 detects the deformation amount W of the cornea Ec based on the change amount of the peak position. For example, the amount of change in the peak position may be converted to the deformation amount W of the cornea Ec using a conversion formula obtained experimentally in advance.

制御部７０は、例えば、位置検出素子５８によって検出される検出信号に基づいて、角膜Ｅｃの時間的な変形量Ｗを取得し、メモリ７５を記憶する。記憶された変形量Ｗは、眼圧の算出に用いられる。なお、変形量Ｗとしては、例えば、変形量Ｗの最大値であってもよいし、又は、変形開始から所定時間経過後の変形量、であってもよい。   For example, the control unit 70 acquires the temporal deformation amount W of the cornea Ec based on the detection signal detected by the position detection element 58, and stores the memory 75. The stored deformation amount W is used for calculation of intraocular pressure. The deformation amount W may be, for example, the maximum value of the deformation amount W or the deformation amount after a predetermined time has elapsed since the start of deformation.

図７は、作動距離指標投影光学系５０及び作動距離指標検出光学系５５によって測定された角膜Ｅｃの変形量Ｗの時間変化を示すグラフである。   FIG. 7 is a graph showing temporal changes in the deformation amount W of the cornea Ec measured by the working distance index projection optical system 50 and the working distance index detection optical system 55.

制御部７０は、角膜が変形前の形状に戻るまでに要した時間（速度）に基づいて角膜ＥｃのヒステリシスＨを求める。   The control unit 70 obtains the hysteresis H of the cornea Ec based on the time (speed) required for the cornea to return to the shape before deformation.

制御部７０は、例えば、角膜Ｅｃの変形量Ｗの時間的な変化から角膜ＥｃのヒステリシスＨを算出する。図７において、時間Ｔｒは、角膜Ｅｃが変形し始めたときから、元の形状に戻るまでの時間を示す。時間Ｔｆは、角膜Ｅｃが変形し始めたときから、変形量Ｗが最大（変形量Ｗｍａｘ）になるまでの時間を示す。時間Ｔｓは、角膜Ｅｃの変形量Ｗが最大になったときから元の形状に戻るまでの時間を示す。傾きＤｆは、角膜Ｅｃが変形し始めたときから、変形量Ｗが最大（変形量Ｗｍａｘ）になるまでの変形量Ｗの傾きを示す。傾きＤｓは、角膜Ｅｃの変形量Ｗが最大になったときから元の形状に戻るまでの変形量Ｗの傾きを示す。制御部７０は、例えば、時間Ｔｒ、時間Ｔｆ、時間Ｔｓ、傾きＤｆ、傾きＤｓなどの時間及び傾きの内、少なくとも一つの時間的な成分を、ヒステリシスＨとして算出する。ヒステリシスとは、例えば、角膜の時間的な変形状態を示す指標の一つとして用いられる。   For example, the control unit 70 calculates the hysteresis H of the cornea Ec from the temporal change in the deformation amount W of the cornea Ec. In FIG. 7, a time Tr indicates a time from when the cornea Ec starts to be deformed until it returns to the original shape. The time Tf indicates the time from when the cornea Ec starts to deform until the deformation amount W reaches the maximum (deformation amount Wmax). The time Ts indicates the time from when the deformation amount W of the cornea Ec becomes maximum until it returns to the original shape. The inclination Df indicates the inclination of the deformation amount W from when the cornea Ec starts to deform until the deformation amount W reaches the maximum (deformation amount Wmax). The inclination Ds indicates the inclination of the deformation amount W from when the deformation amount W of the cornea Ec becomes maximum until it returns to the original shape. The control unit 70 calculates, as the hysteresis H, at least one temporal component of the time and the slope such as the time Tr, the time Tf, the time Ts, the slope Df, and the slope Ds. Hysteresis is used, for example, as one of indices indicating the temporal deformation state of the cornea.

続いて、制御部７０は、例えば、算出したヒステリシスＨと、変形量Ｗに基づいて眼圧を算出する。眼圧の算出方法は様々である。例えば、最大変形量ＷｍａｘとヒステリシスＨを掛け合わせ、さらに換算係数を掛けることによって眼圧を求めてもよい。   Subsequently, the control unit 70 calculates the intraocular pressure based on the calculated hysteresis H and the deformation amount W, for example. There are various methods for calculating intraocular pressure. For example, the intraocular pressure may be obtained by multiplying the maximum deformation amount Wmax and the hysteresis H and further multiplying by a conversion coefficient.

このように、角膜Ｅｃの変形量Ｗと角膜ＥｃのヒステリシスＨに基づいて眼圧を算出することができる。   Thus, the intraocular pressure can be calculated based on the deformation amount W of the cornea Ec and the hysteresis H of the cornea Ec.

例えば、被検眼を変形させるために圧縮した空気を噴出する場合、およそ２５［ｍｓ］の時間が掛かるとする。空気の代わりに超音波を用いれば、上記の１０００分の１程度の時間に短縮される。これは、空気の噴出速度に対して空気中を伝わる超音波の伝播速度が速いからである。超音波によって角膜Ｅｃが変形（扁平）される時間はとても短く、被検者は角膜Ｅｃの変形（扁平）による違和感を持つことがない。   For example, when jetting compressed air to deform the eye to be examined, it takes about 25 [ms]. If ultrasonic waves are used instead of air, the time is reduced to about 1/1000. This is because the propagation speed of ultrasonic waves traveling in the air is faster than the air ejection speed. The time during which the cornea Ec is deformed (flattened) by ultrasonic waves is very short, and the subject does not feel uncomfortable due to the deformation (flattened) of the cornea Ec.

従って、上記のように、被検眼の角膜を変形させるために超音波を用いることで、被検者に恐怖感または違和感を与えることなく眼圧を測定することができる。   Therefore, as described above, by using ultrasonic waves to deform the cornea of the eye to be examined, the intraocular pressure can be measured without giving the subject a feeling of fear or discomfort.

なお、以上のように、角膜Ｅｃの変形量ＷとヒステリシスＨを求めることによって、ヒステリシスＨの影響が少なく、より正確な眼圧値を求めることができる。   As described above, by obtaining the deformation amount W and the hysteresis H of the cornea Ec, the influence of the hysteresis H is small, and a more accurate intraocular pressure value can be obtained.

なお、超音波パルスを連続的に照射することで、角膜Ｅｃの変形量のばらつきを検出することができる。したがって、変形量のばらつきを眼圧値の補正に用いることで、より正確な眼圧値を求めることができる。   In addition, the variation in the deformation amount of the cornea Ec can be detected by continuously irradiating the ultrasonic pulse. Therefore, a more accurate intraocular pressure value can be obtained by using the variation in deformation amount for correcting the intraocular pressure value.

なお、上記の説明において、眼圧を算出する際に、角膜Ｅｃの変形量ＷとヒステリシスＨを掛け合わせた上で、さらに換算係数を掛けることによって眼圧を求めるものと説明したが、これに限らない。例えば、角膜Ｅｃの変形量Ｗに換算係数を掛け、得られた眼圧値をヒステリシスＨによって補正することで、最終的な眼圧値を求めてもよい。   In the above description, when calculating the intraocular pressure, the intraocular pressure is calculated by multiplying the deformation amount W of the cornea Ec and the hysteresis H, and further multiplying the conversion factor. Not exclusively. For example, the final intraocular pressure value may be obtained by multiplying the deformation amount W of the cornea Ec by a conversion factor and correcting the obtained intraocular pressure value with the hysteresis H.

なお、本実施形態において、パルス波を連続的に角膜Ｅｃに入射させると説明したが、これに限らない。例えば、図８に示すように、バースト波を連続的に入射させてもよい。バースト波を入射させることによって、Ｓ/Ｎ比を大きくすることができる。   In the present embodiment, the pulse wave has been described as being continuously incident on the cornea Ec. However, the present invention is not limited to this. For example, as shown in FIG. 8, burst waves may be continuously incident. By making the burst wave incident, the S / N ratio can be increased.

なお、上記説明においては、角膜の変形速度として角膜のヒステリシスを求めたが、これに限定されない。例えば、超音波によって変形される角膜の移動速度（例えば、角膜頂点の移動速度）を、ＯＣＴ又はシャインプルーフカメラ等の前眼部断面像撮像ユニットを用いて測定するようにしてもよい。制御部７０は、求められた移動速度を用いて眼圧を計測する。なお、前眼部断面像撮像ユニットに限定されず、何らかの速度計を用いるようにしてもよい。   In the above description, the corneal hysteresis is obtained as the deformation speed of the cornea, but the present invention is not limited to this. For example, the moving speed of the cornea deformed by ultrasonic waves (for example, the moving speed of the apex of the cornea) may be measured using an anterior ocular segment image capturing unit such as an OCT or a Scheimpflug camera. The control unit 70 measures the intraocular pressure using the obtained moving speed. Note that the present invention is not limited to the anterior segment cross-sectional image capturing unit, and some speedometer may be used.

なお、以上の説明においては、振動子１１からの超音波を直接被検眼に照射する構成としたが、これに限定されない。例えば、超音波反射ミラー９０を介して、被検眼に超音波を照射しても良い（図９参照）。なお、図９は超音波反射ミラーを用いた場合の一例を示す図である。図２と同じ番号を付した構成については、図２と同様の機能を果たすものとする。超音波反射ミラー９０は、例えば、観察光学系２０の観察光路中に配置されてもよい。振動子１１は、観察光学系２０の観察光路外に配置されてもよい。   In addition, in the above description, although it was set as the structure which irradiates the to-be-examined eye directly with the ultrasonic wave from the vibrator | oscillator 11, it is not limited to this. For example, the subject's eye may be irradiated with ultrasonic waves via the ultrasonic reflection mirror 90 (see FIG. 9). FIG. 9 is a diagram showing an example in which an ultrasonic reflection mirror is used. The components denoted by the same reference numerals as those in FIG. 2 perform the same functions as those in FIG. For example, the ultrasonic reflection mirror 90 may be disposed in the observation optical path of the observation optical system 20. The vibrator 11 may be disposed outside the observation optical path of the observation optical system 20.

本実施形態に係る非接触式超音波眼圧計の外観構成図である。It is an external appearance block diagram of the non-contact-type ultrasonic tonometer concerning this embodiment. 本実施形態に係る非接触式超音波眼圧計の測定系及び光学系について説明する図である。It is a figure explaining the measurement system and optical system of the non-contact-type ultrasonic tonometer concerning this embodiment. 本実施形態に係る非接触式超音波眼圧計の制御系について説明する図である。It is a figure explaining the control system of the non-contact-type ultrasonic tonometer concerning this embodiment. 表示モニタに表示された前眼部観察画面について説明するThe anterior ocular segment observation screen displayed on the display monitor will be described. 振動子に印加するパルス信号を示す図である。It is a figure which shows the pulse signal applied to a vibrator | oscillator. 角膜の変形量を測定する様子を示す図である。It is a figure which shows a mode that the deformation amount of a cornea is measured. 角膜の変形量の時間変化を示すグラフである。It is a graph which shows the time change of the deformation | transformation amount of a cornea. パルス信号の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of a pulse signal. 観察光学系の観察光路外に探触子が配置された構成の具体例について説明する図である。It is a figure explaining the specific example of the structure by which the probe is arrange | positioned out of the observation optical path of an observation optical system.

１０ 探触子
１１ 振動子
１６ 音響レンズ
１８ 開口部
２０ 観察光学系
Ｌ１ 観察光軸
２２ 対物レンズ
３０ 固視標投影光学系
４０ 第１指標投影光学系
５５ 作動距離指標投影光学系
７０ 制御部
８１ 増幅器
９０ 超音波反射部材
３１０ 測定光学系 DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Probe 11 Vibrator 16 Acoustic lens 18 Aperture 20 Observation optical system L1 Observation optical axis 22 Objective lens 30 Fixation target projection optical system 40 First index projection optical system 55 Working distance index projection optical system 70 Control unit 81 Amplifier 90 Ultrasonic reflection member 310 Measurement optical system

Claims (5)

被検眼角膜を微小変形させるための超音波を出射する振動子と、
前記超音波によって変形される角膜の変形量と変形速度を測定するための測定手段と、
前記測定手段によって測定された前記変形量と前記変形速度に基づいて、前記被検眼の眼圧を算出する眼圧算出手段と、を備えることを特徴とする非接触式超音波眼圧計。 A vibrator that emits ultrasonic waves for minutely deforming the eye cornea to be examined;
A measuring means for measuring a deformation amount and a deformation speed of the cornea deformed by the ultrasonic wave,
A non-contact ultrasonic tonometer comprising: an intraocular pressure calculating unit that calculates an intraocular pressure of the eye to be examined based on the deformation amount and the deformation speed measured by the measuring unit. 請求項１の非接触式超音波眼圧計は
前記測定手段によって測定された前記変形速度に基づいて、前記角膜のヒステリシスを算出するヒステリシス算出手段を備え、
前記眼圧算出手段は、前記角膜の変形量と、前記ヒステリシス算出手段によって算出された前記ヒステリシスと、に基づいて前記被検眼の眼圧を算出する非接触式超音波眼圧計。 The non-contact ultrasonic tonometer according to claim 1, further comprising hysteresis calculating means for calculating hysteresis of the cornea based on the deformation speed measured by the measuring means,
The non-contact ultrasonic tonometer calculates the intraocular pressure of the eye to be examined based on the deformation amount of the cornea and the hysteresis calculated by the hysteresis calculating unit. 請求項１の非接触式超音波眼圧計において、
前記振動子を制御し、前記角膜に対してパルス波を連続的に照射することによって角膜を振動させるための制御手段を備え、
前記眼圧算出手段は、振動中における角膜の変形量と変形速度に基づいて前記被検眼の眼圧を測定するための非接触式超音波眼圧計。 The non-contact ultrasonic tonometer according to claim 1,
Control means for controlling the vibrator and vibrating the cornea by continuously irradiating the cornea with a pulse wave;
The intraocular pressure calculating means is a non-contact ultrasonic tonometer for measuring intraocular pressure of the eye to be examined based on a deformation amount and a deformation speed of the cornea during vibration. 請求項３の非接触式超音波眼圧計において、
前記制御手段は、前記振動子を制御し、前記角膜に対してバースト波を連続的に照射する非接触式超音波眼圧計。 The non-contact ultrasonic tonometer according to claim 3,
The control means is a non-contact ultrasonic tonometer that controls the vibrator and continuously irradiates the cornea with a burst wave. 請求項１または２のいずれかの非接触式超音波眼圧計において、
前記測定手段は、
前記超音波によって変形される角膜の変形量と変形速度を光学的に測定する測定手段であって、作動距離方向における被検眼に対するアライメント状態を光学的に検出するアライメント検出手段を兼用することを特徴とする非接触式超音波眼圧計。 The non-contact ultrasonic tonometer according to claim 1 or 2,
The measuring means includes
A measuring means for optically measuring a deformation amount and a deformation speed of the cornea deformed by the ultrasonic wave, and also serving as an alignment detecting means for optically detecting an alignment state with respect to an eye to be examined in a working distance direction. Non-contact ultrasonic tonometer.
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