JP2017064009A - Ophthalmologic apparatus - Google Patents

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a space-saving ophthalmologic apparatus capable of measuring an intraocular distance of a subject's eye.SOLUTION: The ophthalmologic apparatus includes an interference optical system, an optical path splitting member, an optical member, a movement mechanism, and an intraocular distance calculation part. The interference optical system splits light from a light source into reference light and measurement light, applies the measurement light to a subject's eye, generates interference light of return light thereof and the reference light, and detects the generated interference light. The optical path splitting member guides the reference light to a first reference optical path and a second reference optical path. The optical member includes a plurality of optical function parts including one or more translucent parts and one or more light shielding parts. The movement mechanism moves the optical member so as to simultaneously dispose any of the plurality of optical function parts on the first reference optical path and the second reference optical path respectively. The intraocular distance calculation part calculates an intraocular distance of the subject's eye on the basis of detection data of the interference light acquired by the interference optical system.SELECTED DRAWING: Figure 2

Description

この発明は、眼科装置に関する。   The present invention relates to an ophthalmologic apparatus.

白内障は、レンズの役目を担う水晶体が混濁することにより徐々に視力が低下していく眼疾患である。白内障が進行した被検眼に対しては、一般的に、白内障手術が行われる。例えば、白内障手術では、混濁した水晶体を取り除き、代わりに眼内レンズ（Ｉｎｔｒａｏｃｕｌａｒ Ｌｅｎｓ：以下、ＩＯＬ）が挿入される。ＩＯＬには、球面度のみを有するものや、乱視の矯正が可能なトーリックＩＯＬや、遠方と近方の双方に焦点を合わせることが可能な多焦点ＩＯＬ等がある。白内障手術の前には、被検眼の構造を表す眼球情報（眼軸長等）の測定が行われ、得られた眼球情報からＩＯＬの度数が決定される。   Cataract is an eye disease in which visual acuity gradually decreases due to cloudiness of the lens that serves as a lens. In general, cataract surgery is performed on an eye to be examined in which cataract has progressed. For example, in cataract surgery, a turbid lens is removed and an intraocular lens (hereinafter referred to as IOL) is inserted instead. There are IOLs that have only sphericity, toric IOLs that can correct astigmatism, and multifocal IOLs that can focus both far and near. Prior to the cataract surgery, eyeball information (eg, axial length) representing the structure of the eye to be examined is measured, and the frequency of the IOL is determined from the obtained eyeball information.

特開２０１２−１６１４２５号公報JP 2012-161425 A

ＩＯＬ度数の決定には、被検眼について眼軸長や前房深度等の複数の眼内距離が必要である。眼内距離は、干渉光学系により生成された干渉光を用いて求めることが可能である。しかしながら、眼内距離の測定には、参照光や測定光の光路の長さを変更する機構や当該機構を駆動する駆動部等が必要になり、装置内の配置スペースが問題になる。   The determination of the IOL frequency requires a plurality of intraocular distances such as the axial length and anterior chamber depth for the eye to be examined. The intraocular distance can be obtained using interference light generated by the interference optical system. However, the measurement of the intraocular distance requires a mechanism for changing the length of the optical path of the reference light or measurement light, a drive unit for driving the mechanism, and the like, and the arrangement space in the apparatus becomes a problem.

本発明は、このような問題を解決するためになされたものであり、その目的は、省スペースで被検眼の眼内距離を測定することが可能な眼科装置を提供することにある。   The present invention has been made to solve such problems, and an object of the present invention is to provide an ophthalmologic apparatus capable of measuring the intraocular distance of an eye to be examined in a small space.

実施形態に係る眼科装置は、干渉光学系と、光路分割部材と、光学部材と、移動機構と、眼内距離算出部とを含む。干渉光学系は、光源からの光を参照光と測定光とに分割し、測定光を被検眼に照射し、その戻り光と参照光との干渉光を生成し、生成された干渉光を検出する。光路分割部材は、参照光を第１参照光路及び第２参照光路に導く。光学部材は、１以上の透光部及び１以上の遮光部を含む複数の光学機能部を備えている。移動機構は、第１参照光路及び第２参照光路のそれぞれに複数の光学機能部のいずれかを同時に配置させるように光学部材を移動する。眼内距離算出部は、移動機構により第１参照光路及び第２参照光路のそれぞれに複数の光学機能部のいずれかが配置された状態で干渉光学系により取得された干渉光の検出データに基づいて被検眼の眼内距離を求める。   The ophthalmologic apparatus according to the embodiment includes an interference optical system, an optical path dividing member, an optical member, a moving mechanism, and an intraocular distance calculating unit. The interference optical system splits the light from the light source into reference light and measurement light, irradiates the eye with the measurement light, generates interference light between the return light and the reference light, and detects the generated interference light To do. The optical path dividing member guides the reference light to the first reference optical path and the second reference optical path. The optical member includes a plurality of optical function units including one or more light transmitting units and one or more light shielding units. The moving mechanism moves the optical member so that any one of the plurality of optical function units is simultaneously arranged in each of the first reference optical path and the second reference optical path. The intraocular distance calculation unit is based on detection data of interference light acquired by the interference optical system in a state where any one of the plurality of optical function units is arranged in each of the first reference optical path and the second reference optical path by the moving mechanism. To obtain the intraocular distance of the eye to be examined.

実施形態によれば、省スペースで被検眼の眼内距離を測定することが可能な眼科装置を提供することができる。   According to the embodiment, it is possible to provide an ophthalmologic apparatus capable of measuring the intraocular distance of the eye to be examined in a space-saving manner.

実施形態に係る眼科装置の構成例を示す概略図。Schematic which shows the structural example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の構成例を示す概略図。Schematic which shows the structural example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の構成例を示す概略図。Schematic which shows the structural example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の動作例を示す概略図。Schematic which shows the operation example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の動作例を示す概略図。Schematic which shows the operation example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の動作例を示す概略図。Schematic which shows the operation example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の構成例を示す概略図。Schematic which shows the structural example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の構成例を示す概略図。Schematic which shows the structural example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の構成例を示す概略図。Schematic which shows the structural example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の構成例を示す概略図。Schematic which shows the structural example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の構成例を示す概略図。Schematic which shows the structural example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の動作例を示すフロー図。The flowchart which shows the operation example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の動作例を示すフロー図。The flowchart which shows the operation example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の動作例を示すフロー図。The flowchart which shows the operation example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment.

この発明に係る眼科装置の実施形態の例について、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、この明細書において引用された文献の記載内容や任意の公知技術を、以下の実施形態に援用することが可能である。   An example of an embodiment of an ophthalmologic apparatus according to the present invention will be described in detail with reference to the drawings. In addition, it is possible to use the description content of the literature referred in this specification, and arbitrary well-known techniques for the following embodiment.

実施形態に係る眼科装置は、他覚測定と自覚検査とを実行可能である。他覚測定は、被検者からの応答を参照することなく、主に物理的な手法を用いて被検眼に関する情報を取得する測定手法である。   The ophthalmologic apparatus according to the embodiment can perform objective measurement and subjective examination. The objective measurement is a measurement technique for acquiring information about the eye to be examined mainly using a physical technique without referring to a response from the subject.

他覚測定には、被検眼の特性を取得するための測定と、被検眼の画像を取得するための撮影とが含まれる。他覚測定には、他覚屈折測定、角膜形状測定、眼圧測定、眼底撮影、光干渉計測等がある。一方、自覚検査は、被検者からの応答を利用して情報を取得する測定手法である。自覚検査には、遠用検査、近用検査、コントラスト検査、グレア検査等の自覚屈折測定や、視野検査などがある。   The objective measurement includes measurement for obtaining the characteristics of the eye to be examined and photographing for obtaining an image of the eye to be examined. The objective measurement includes objective refraction measurement, corneal shape measurement, intraocular pressure measurement, fundus photography, optical interference measurement and the like. On the other hand, the subjective examination is a measurement technique for acquiring information using a response from a subject. The subjective examination includes a subjective examination measurement such as a distance examination, a near examination, a contrast examination, and a glare examination, and a visual field examination.

実施形態に係る眼科装置は、任意の自覚検査及び任意の他覚測定の少なくとも一方を実行可能である。光干渉計測は、眼軸長、角膜厚、前房深度、水晶体厚など、被検眼の構造を表す眼球情報を取得するために用いられる。また、被検眼の画像や解析データを取得するために光干渉計測を利用することもできる。   The ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment can perform at least one of arbitrary subjective tests and arbitrary objective measurements. Optical interference measurement is used to acquire eyeball information representing the structure of the eye to be examined, such as the axial length, corneal thickness, anterior chamber depth, and lens thickness. In addition, optical interference measurement can be used to acquire an image of the eye to be examined and analysis data.

光干渉計測を行う装置では、設置環境（室温）や自己発熱により時間の経過に伴って装置内部の温度が変化し、光源の特性や参照光学系の移動特性が変化することにより、受光素子等で受光される干渉光の特性が変化する場合がある。また、経年変化によってもこれらの特性が変化する場合がある。光源の特性の変化には、発生された光の中心波長のドリフトや波長幅の変化がある。参照光学系の移動特性の変化には、参照光路の長さを変更するための参照ミラーユニットを移動させる駆動手段の駆動特性の変化がある。実施形態に係る眼科装置は、光源の特性や参照光学系の移動特性の経時変化を校正するための校正量を求めることが可能である。   In a device that performs optical interference measurement, the temperature inside the device changes over time due to the installation environment (room temperature) or self-heating, and the light source characteristics and the movement characteristics of the reference optical system change. In some cases, the characteristics of the interference light received at 1 may change. In addition, these characteristics may change due to aging. Changes in the characteristics of the light source include drifts in the center wavelength of generated light and changes in wavelength width. The change in the movement characteristic of the reference optical system includes a change in the drive characteristic of the drive unit that moves the reference mirror unit for changing the length of the reference optical path. The ophthalmologic apparatus according to the embodiment can obtain a calibration amount for calibrating the temporal change of the characteristics of the light source and the movement characteristics of the reference optical system.

＜構成＞
図１〜図３に、実施形態に係る眼科装置の構成例を示す。眼科装置１０００は、被検眼Ｅの検査を行うための光学系として、Ｚアライメント系１、ＸＹアライメント系２、ケラト測定系３、視標投影系４、観察系５、レフ測定投影系６、レフ測定受光系７、及び眼内距離測定系８を含む。また、眼科装置１０００は処理部９を含む。 <Configuration>
1 to 3 show a configuration example of an ophthalmologic apparatus according to the embodiment. The ophthalmologic apparatus 1000 is a Z alignment system 1, an XY alignment system 2, a kerato measurement system 3, a target projection system 4, an observation system 5, a reflex measurement projection system 6, a reflex system as optical systems for inspecting the eye E to be examined. A measurement light receiving system 7 and an intraocular distance measurement system 8 are included. The ophthalmologic apparatus 1000 includes a processing unit 9.

（処理部９）
処理部９は、眼科装置１０００の各部を制御する。また、処理部９は、各種演算処理を実行可能である。処理部９はプロセッサを含む。プロセッサの機能は、例えば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、ＳＰＬＤ（Ｓｉｍｐｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ）、ＣＰＬＤ（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ）、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ））等の回路により実現される。処理部９は、例えば、記憶回路や記憶装置に格納されているプログラムを読み出し実行することで、実施形態に係る機能を実現する。 (Processing unit 9)
The processing unit 9 controls each unit of the ophthalmologic apparatus 1000. The processing unit 9 can execute various arithmetic processes. The processing unit 9 includes a processor. The functions of the processor are, for example, a CPU (Central Processing Unit), a GPU (Graphics Processing Unit), an ASIC (Application Specific Integrated Circuit), a programmable logic device (for example, SPLD (Simple Programmable L). And a circuit such as a field programmable gate array (FPGA). The processing unit 9 realizes the function according to the embodiment by reading and executing a program stored in a storage circuit or a storage device, for example.

（観察系５）
観察系５は、被検眼Ｅの前眼部を動画撮影する。被検眼Ｅの前眼部からの光（赤外光）は、対物レンズ５１を通過し、ダイクロイックミラー５２及び５３を透過し、絞り５４の開口を通過する。絞り５４の開口を通過した光は、ハーフミラー５５を透過し、リレーレンズ５６及び５７を通過し、結像レンズ５８により撮像素子５９（エリアセンサ）の撮像面に結像される。撮像素子５９は、所定のレートで撮像及び信号出力を行う。撮像素子５９の出力（映像信号）は処理部９に入力される。処理部９は、この映像信号に基づく前眼部像Ｅ’を表示部１０の表示画面１０ａに表示させる。前眼部像Ｅ’は、例えば赤外動画像である。観察系５は、前眼部を照明するための照明光源を含んでいてもよい。 (Observation system 5)
The observation system 5 captures a moving image of the anterior segment of the eye E. The light (infrared light) from the anterior segment of the eye E passes through the objective lens 51, passes through the dichroic mirrors 52 and 53, and passes through the aperture of the diaphragm 54. The light that has passed through the aperture of the diaphragm 54 passes through the half mirror 55, passes through the relay lenses 56 and 57, and is imaged on the imaging surface of the imaging element 59 (area sensor) by the imaging lens 58. The imaging element 59 performs imaging and signal output at a predetermined rate. An output (video signal) of the image sensor 59 is input to the processing unit 9. The processing unit 9 displays the anterior segment image E ′ based on the video signal on the display screen 10 a of the display unit 10. The anterior segment image E ′ is, for example, an infrared moving image. The observation system 5 may include an illumination light source for illuminating the anterior segment.

（Ｚアライメント系１）
Ｚアライメント系１は、観察系５の光軸方向（前後方向、Ｚ方向）におけるアライメントを行うための光（赤外光）を被検眼Ｅに照射する。Ｚアライメント光源１１から出力された光は、被検眼Ｅの角膜Ｋに照射され、角膜Ｋにより反射され、結像レンズ１２によりラインセンサ１３に結像される。角膜頂点の位置が前後方向に変化すると、ラインセンサ１３に対する光の投影位置が変化する。処理部９は、ラインセンサ１３に対する光の投影位置に基づいて被検眼Ｅの角膜頂点の位置を求め、これに基づきＺアライメントを実行する。 (Z alignment system 1)
The Z alignment system 1 irradiates the eye E with light (infrared light) for alignment in the optical axis direction (front-rear direction, Z direction) of the observation system 5. The light output from the Z alignment light source 11 is applied to the cornea K of the eye E, reflected by the cornea K, and imaged on the line sensor 13 by the imaging lens 12. When the position of the corneal apex changes in the front-rear direction, the light projection position on the line sensor 13 changes. The processing unit 9 obtains the position of the corneal apex of the eye E based on the projection position of the light on the line sensor 13, and executes Z alignment based on this.

（ＸＹアライメント系２）
ＸＹアライメント系２は、観察系５の光軸に直交する方向（左右方向（Ｘ方向）、上下方向（Ｙ方向））のアライメントを行うための光（赤外光）を被検眼Ｅに照射する。ＸＹアライメント系２は、ハーフミラー５５により観察系５から分岐された光路に設けられたＸＹアライメント光源２１を含む。ＸＹアライメント光源２１から出力された光は、ハーフミラー５５により反射され、観察系５を通じて被検眼Ｅに照射される。その角膜Ｋによる反射光は、観察系５を通じて撮像素子５９に導かれる。 (XY alignment system 2)
The XY alignment system 2 irradiates the eye E with light (infrared light) for alignment in a direction (left-right direction (X direction), vertical direction (Y direction)) orthogonal to the optical axis of the observation system 5. . The XY alignment system 2 includes an XY alignment light source 21 provided in an optical path branched from the observation system 5 by a half mirror 55. The light output from the XY alignment light source 21 is reflected by the half mirror 55 and is applied to the eye E through the observation system 5. The reflected light from the cornea K is guided to the image sensor 59 through the observation system 5.

この反射光の像（輝点像）は前眼部像Ｅ’に含まれる。処理部９は、図１に示すように、輝点像Ｂｒを含む前眼部像Ｅ’とアライメントマークＡＬとを表示画面１０ａに表示させる。手動でＸＹアライメントを行う場合、ユーザは、アライメントマークＡＬ内に輝点像Ｂｒを誘導するように光学系の移動操作を行う。自動でアライメントを行う場合、処理部９は、アライメントマークＡＬに対する輝点像Ｂｒの変位がキャンセルされるように、光学系を移動させるための機構を制御する。   This reflected light image (bright spot image) is included in the anterior segment image E ′. As illustrated in FIG. 1, the processing unit 9 displays the anterior segment image E ′ including the bright spot image Br and the alignment mark AL on the display screen 10 a. When performing XY alignment manually, the user performs an operation of moving the optical system so as to guide the bright spot image Br in the alignment mark AL. When the alignment is performed automatically, the processing unit 9 controls a mechanism for moving the optical system so that the displacement of the bright spot image Br with respect to the alignment mark AL is cancelled.

（ケラト測定系３）
ケラト測定系３は、角膜Ｋの形状を測定するためのリング状光束（赤外光）を角膜Ｋに投影する。ケラト板３１は、対物レンズ５１と被検眼Ｅとの間に配置されている。ケラト板３１の背面側（対物レンズ５１側）にはケラトリング光源３２が設けられている。ケラトリング光源３２からの光でケラト板３１を照明することにより、角膜Ｋにリング状光束が投影される。その反射光（ケラトリング像）は撮像素子５９により前眼部像とともに検出される。処理部９は、このケラトリング像を基に公知の演算を行うことで角膜形状パラメータを算出する。 (Kerato measurement system 3)
The kerato measurement system 3 projects a ring-shaped light beam (infrared light) for measuring the shape of the cornea K onto the cornea K. The kerato plate 31 is disposed between the objective lens 51 and the eye E. A kerato ring light source 32 is provided on the back side of the kerato plate 31 (objective lens 51 side). A ring-shaped light beam is projected onto the cornea K by illuminating the kerato plate 31 with light from the kerato ring light source 32. The reflected light (keratling image) is detected by the image sensor 59 together with the anterior segment image. The processing unit 9 calculates a corneal shape parameter by performing a known calculation based on the keratoling image.

（視標投影系４）
視標投影系４は、固視標や自覚検査用視標等の各種視標を被検眼Ｅに呈示する。光源４１から出力された光（可視光）は視標チャート４２に照射される。視標チャート４２は、例えば透過型の液晶パネルを含み、視標を表すパターンを表示する。視標チャート４２を透過した光は、結像レンズ４３及びＶＣＣレンズ４４を通過し、反射ミラー４５により反射され、ダイクロイックミラー５３により反射され、ダイクロイックミラー５２を透過し、対物レンズ５１を通過して眼底Ｅｆに投影される。光源４１及び視標チャート４２は、一体となって光軸方向に移動可能である。 (Target projection system 4)
The target projection system 4 presents various targets such as a fixation target and a subjective test target to the eye E. Light (visible light) output from the light source 41 is applied to the target chart 42. The target chart 42 includes, for example, a transmissive liquid crystal panel, and displays a pattern representing the target. The light that has passed through the target chart 42 passes through the imaging lens 43 and the VCC lens 44, is reflected by the reflecting mirror 45, is reflected by the dichroic mirror 53, passes through the dichroic mirror 52, and passes through the objective lens 51. Projected onto the fundus oculi Ef. The light source 41 and the target chart 42 are integrally movable in the optical axis direction.

自覚検査を行う場合、処理部９は、他覚測定の結果に基づき視標チャート４２、光源４１及びＶＣＣレンズ４４を制御する。処理部９は、検者又は処理部９により選択された視標を視標チャート４２に表示させる。それにより、当該視標が被検者に呈示される。被検者は視標に対する応答を行う。応答内容の入力を受けて、処理部９は、更なる制御や、自覚検査値の算出を行う。例えば、視力測定において、処理部９は、ランドルト環等に対する応答に基づいて、次の視標を選択して呈示し、これを繰り返し行うことで視力値を決定する。   When performing the subjective examination, the processing unit 9 controls the visual chart 42, the light source 41, and the VCC lens 44 based on the result of the objective measurement. The processing unit 9 displays the optotype selected by the examiner or the processing unit 9 on the optotype chart 42. Thereby, the target is presented to the subject. The subject responds to the target. Upon receiving the response content, the processing unit 9 performs further control and calculation of the subjective test value. For example, in the visual acuity measurement, the processing unit 9 selects and presents the next target based on the response to the Landolt ring or the like, and repeats this to determine the visual acuity value.

（レフ測定投影系６及びレフ測定受光系７）
レフ測定投影系６及びレフ測定受光系７は他覚屈折測定（レフ測定）に用いられる。レフ測定投影系６は、他覚測定用のリング状光束（赤外光）を眼底Ｅｆに投影する。レフ測定受光系７は、このリング状光束の被検眼Ｅからの戻り光を受光する。 (Ref measurement projection system 6 and Reflex measurement light receiving system 7)
The reflex measurement projection system 6 and the reflex measurement light receiving system 7 are used for objective refraction measurement (ref measurement). The reflex measurement projection system 6 projects a ring-shaped light beam (infrared light) for objective measurement onto the fundus oculi Ef. The ref measurement light receiving system 7 receives the return light from the eye E of the ring-shaped light flux.

レフ測定光源６１は光軸方向に移動可能であり、眼底Ｅｆと光学的に共役な位置に配置される。レフ測定光源６１から出力された光は、コンデンサレンズ６２を通過し、反射ミラー６３により反射され、円錐プリズム６４Ａ及びリレーレンズ６４Ｂを透過し、リング絞り６４Ｃのリング状透光部を通過してリング状光束となる。リング絞り６４Ｃにより形成されたリング状光束は、孔開きプリズム６５の反射面により反射され、ロータリープリズム６６を通過し、クイックリターンミラー６７に導かれる。   The reflex measurement light source 61 is movable in the optical axis direction and is disposed at a position optically conjugate with the fundus oculi Ef. The light output from the reflex measurement light source 61 passes through the condenser lens 62, is reflected by the reflecting mirror 63, passes through the conical prism 64A and the relay lens 64B, passes through the ring-shaped light transmitting portion of the ring stop 64C, and is ringed. It becomes a light beam. The ring-shaped light beam formed by the ring stop 64C is reflected by the reflecting surface of the aperture prism 65, passes through the rotary prism 66, and is guided to the quick return mirror 67.

ロータリープリズム６６は、眼底Ｅｆの血管や疾患部位に対するリング状光束の光量分布を平均化させるために用いられる。また、クイックリターンミラー６７は、他覚屈折測定と眼内距離測定との切り換えに用いられる。他覚屈折測定を行う場合、クイックリターンミラー６７の反射面は、ダイクロイックミラー５２により観察系５の光路から分岐された光路（分岐光路）に配置される。それにより、レフ測定投影系６の光路及びレフ測定受光系７の光路の双方が観察系５の光路に結合される。一方、眼内距離測定を行う場合、クイックリターンミラー６７は、この分岐光路から退避される。それにより、眼内距離測定系８の光路が観察系５の光路に結合される。   The rotary prism 66 is used to average the light amount distribution of the ring-shaped light flux with respect to the blood vessel and diseased part of the fundus oculi Ef. The quick return mirror 67 is used for switching between objective refraction measurement and intraocular distance measurement. When the objective refraction measurement is performed, the reflection surface of the quick return mirror 67 is arranged in an optical path (branching optical path) branched from the optical path of the observation system 5 by the dichroic mirror 52. Thereby, both the optical path of the reflex measurement projection system 6 and the optical path of the reflex measurement light receiving system 7 are coupled to the optical path of the observation system 5. On the other hand, when the intraocular distance measurement is performed, the quick return mirror 67 is retracted from the branch optical path. Thereby, the optical path of the intraocular distance measuring system 8 is coupled to the optical path of the observation system 5.

他覚屈折測定では、ロータリープリズム６６を通過したリング状光束は、クイックリターンミラー６７により反射され、ダイクロイックミラー５２に反射され、対物レンズ５１を通過して眼底Ｅｆに投影される。   In objective refraction measurement, the ring-shaped light beam that has passed through the rotary prism 66 is reflected by the quick return mirror 67, is reflected by the dichroic mirror 52, passes through the objective lens 51, and is projected onto the fundus oculi Ef.

眼底Ｅｆに投影されたリング状光束の戻り光は、対物レンズ５１を通過し、ダイクロイックミラー５２及びクイックリターンミラー６７により反射される。クイックリターンミラー６７により反射された戻り光は、ロータリープリズム６６を通過し、孔開きプリズム６５の孔部を通過し、リレーレンズ７１及び合焦レンズ７２を透過し、結像レンズ７３により撮像素子７４の撮像面に結像される。撮像素子７４の出力は処理部９に入力される。処理部９は、撮像素子７４からの出力を基に公知の演算を行うことで被検眼Ｅの球面度数Ｓ、乱視度数Ｃ及び乱視軸角度Ａを算出する。   The return light of the ring-shaped light beam projected on the fundus oculi Ef passes through the objective lens 51 and is reflected by the dichroic mirror 52 and the quick return mirror 67. The return light reflected by the quick return mirror 67 passes through the rotary prism 66, passes through the hole of the aperture prism 65, passes through the relay lens 71 and the focusing lens 72, and is imaged by the imaging lens 73. The image is formed on the imaging surface. The output of the image sensor 74 is input to the processing unit 9. The processing unit 9 calculates the spherical power S, the astigmatism power C, and the astigmatism axis angle A of the eye E by performing a known calculation based on the output from the image sensor 74.

処理部９は、算出された屈折値に基づいて、レフ測定光源６１と眼底Ｅｆと撮像素子７４とが共役となる位置に、レフ測定光源６１と合焦レンズ７２とをそれぞれ光軸方向に移動させる。更に、処理部９は、合焦レンズ７２及びレフ測定光源６１の移動に連動して眼内距離測定系８の合焦レンズ８５をその光軸方向に移動させる。処理部９は、レフ測定光源６１、合焦レンズ７２及び合焦レンズ８５、光源４１及び視標チャート４２を一体的に移動させることも可能である。   Based on the calculated refraction value, the processing unit 9 moves the reflex measurement light source 61 and the focusing lens 72 in the optical axis direction to positions where the reflex measurement light source 61, the fundus oculi Ef, and the image sensor 74 are conjugate. Let Further, the processing unit 9 moves the focusing lens 85 of the intraocular distance measurement system 8 in the optical axis direction in conjunction with the movement of the focusing lens 72 and the reflex measurement light source 61. The processing unit 9 can also move the reflex measurement light source 61, the focusing lens 72 and the focusing lens 85, the light source 41, and the target chart 42 integrally.

（眼内距離測定系８）
眼内距離測定系８は眼球情報としての眼内距離測定のための光干渉計測を行う。光干渉計測が行われるとき、クイックリターンミラー６７が上記分岐光路から退避される。また、光干渉計測よりも前にレフ測定が実施され、光ファイバ８０ａの端面が眼底Ｅｆと共役となるように合焦レンズ８５の位置が調整される。 (Intraocular distance measurement system 8)
The intraocular distance measurement system 8 performs optical interference measurement for measuring intraocular distance as eyeball information. When the optical interference measurement is performed, the quick return mirror 67 is retracted from the branch optical path. Further, the reflex measurement is performed before the optical interference measurement, and the position of the focusing lens 85 is adjusted so that the end surface of the optical fiber 80a is conjugate with the fundus oculi Ef.

図２に示すように、干渉計ユニット８０において、干渉計光源８１から出力された光（赤外光、広帯域光）Ｌ０は、光ファイバ８０ｂを通じて導かれたファイバカプラ８２により測定光ＬＳと参照光ＬＲとに分割される。測定光ＬＳは、光ファイバ８０ａを通じてコリメータレンズ８４に導かれる。一方、参照光ＬＲは、光ファイバ８０ｃを通じて参照光路長変更ユニット９０に導かれる。   As shown in FIG. 2, in the interferometer unit 80, the light (infrared light, broadband light) L0 output from the interferometer light source 81 is measured by the fiber coupler 82 guided through the optical fiber 80b and the measurement light LS and the reference light. It is divided into LR. The measurement light LS is guided to the collimator lens 84 through the optical fiber 80a. On the other hand, the reference light LR is guided to the reference optical path length changing unit 90 through the optical fiber 80c.

参照光路長変更ユニット９０は、参照光ＬＲの光路長を変更する。参照光路長変更ユニット９０に導かれた参照光ＬＲは、コリメータレンズ９１により平行光束とされてビームスプリッタ９２に入射する。ビームスプリッタ９２は、５０：５０の分割比で参照光ＬＲを２つの光束（網膜・前房深度用光束、角膜用光束）に分割する。ビームスプリッタ９２により分割された２つの光束のうち網膜・前房深度用光束はビームスプリッタ９２の透過方向に形成される網膜・前房深度用参照光路（以下、単に網膜用参照光路と呼ぶ）に導かれる。角膜用光束はビームスプリッタ９２の反射方向に形成される角膜用参照光路に導かれる。ビームスプリッタ９２の分割比は光学系の構成などに応じて必ずしも等分割でなくてもよい。   The reference optical path length changing unit 90 changes the optical path length of the reference light LR. The reference light LR guided to the reference optical path length changing unit 90 is converted into a parallel light beam by the collimator lens 91 and enters the beam splitter 92. The beam splitter 92 divides the reference light LR into two light beams (retina / anterior chamber depth light beam, corneal light beam) at a 50:50 split ratio. Of the two light beams divided by the beam splitter 92, the retina / anterior chamber depth light beam forms a retina / anterior chamber depth reference optical path (hereinafter simply referred to as a retina reference optical path) formed in the transmission direction of the beam splitter 92. Led. The corneal light beam is guided to a corneal reference optical path formed in the reflection direction of the beam splitter 92. The split ratio of the beam splitter 92 does not necessarily have to be equal according to the configuration of the optical system.

ビームスプリッタ９２の透過方向には、ターレット板９７と網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４とが配置されている。ターレット板９７は、複数の光学機能部を備えている。複数の光学機能部は、１以上の透光部及び１以上の遮光部を含む。ターレット板９７は、ビームスプリッタ９２の透過方向の網膜用参照光路に前述の１以上の透光部及び１以上の遮光部のいずれかを配置可能である。   A turret plate 97 and a retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 are arranged in the transmission direction of the beam splitter 92. The turret plate 97 includes a plurality of optical function units. The plurality of optical function units include one or more light transmitting units and one or more light shielding units. The turret plate 97 can be arranged with one or more of the above-described light transmitting portions and one or more light shielding portions in the reference optical path for retina in the transmission direction of the beam splitter 92.

ビームスプリッタ９２の反射方向には、反射ミラー９５とターレット板９７と角膜用参照ミラーユニット９６とが配置されている。反射ミラー９５は、ビームスプリッタ９２により反射された参照光を網膜用参照光路と平行な向きに偏向する。それにより、網膜用参照光路及び反射ミラー９５により偏向された網膜用参照光路は互いに平行な光路となる。反射ミラー９５により偏向された網膜用参照光路にも、ターレット板９７が配置されている。すなわち、ビームスプリッタ９２の透過方向及び反射方向のそれぞれに、ターレット板９７が配置されている。ターレット板９７は、ビームスプリッタ９２の反射方向の角膜用参照光路に前述の１以上の透光部及び１以上の遮光部のいずれかを配置可能である。したがって、ターレット板９７は、網膜用参照光路及び角膜用参照光路のそれぞれに前述の１以上の透光部及び１以上の遮光部のいずれかを同時に配置可能である。   In the reflection direction of the beam splitter 92, a reflection mirror 95, a turret plate 97, and a cornea reference mirror unit 96 are disposed. The reflection mirror 95 deflects the reference light reflected by the beam splitter 92 in a direction parallel to the retina reference optical path. Thus, the retina reference optical path and the retina reference optical path deflected by the reflection mirror 95 are parallel to each other. A turret plate 97 is also disposed in the retina reference optical path deflected by the reflection mirror 95. That is, the turret plate 97 is disposed in each of the transmission direction and the reflection direction of the beam splitter 92. The turret plate 97 can be arranged with one or more light-transmitting parts and one or more light-shielding parts in the corneal reference optical path in the reflection direction of the beam splitter 92. Therefore, the turret plate 97 can simultaneously arrange one or more light-transmitting parts and one or more light-shielding parts in the retinal reference optical path and the corneal reference optical path.

図３に示すように、ターレット板９７は、１以上の透光部及び１以上の遮光部が回動軸Ｏ１の回りの円周方向に設けられた円板状の部材である。１以上の透光部及び１以上の遮光部のいずれか１つが網膜用参照光路に配置され、当該いずれか１つに対向して配置されている別の透光部又は遮光部が角膜用参照光路に配置される。実施形態では、ターレット板９７を回動軸Ｏ１の回りに回動させることにより、図３に示す７組の透光部及び遮光部の組み合わせ（Ｇ１組〜Ｇ７組）のいずれかを網膜用参照光路及び角膜用参照光路に配置可能である。   As shown in FIG. 3, the turret plate 97 is a disk-shaped member in which one or more light-transmitting portions and one or more light-shielding portions are provided in the circumferential direction around the rotation axis O1. Any one of the one or more light-transmitting parts and the one or more light-shielding parts are arranged in the reference optical path for the retina, and another light-transmitting part or light-shielding part arranged opposite to the one is the corneal reference. Located in the optical path. In the embodiment, by rotating the turret plate 97 around the rotation axis O1, any one of the seven pairs of light transmitting portions and light blocking portions (G1 to G7) shown in FIG. It can be arranged in the optical path and the reference optical path for the cornea.

透光部には、ターレット板９７に形成された孔部９７１ａ〜９７１ｇと分散補償部材９７２ａ〜９７２ｂと校正用光学部材とが設けられている。分散補償部材９７２ａ〜９７２ｂは、同一の分散補償特性を有している。校正用光学部材は、測定対象に対応した１以上の光路長変更部材（透光部材）（図３では光路長変更部材９７３〜９７５）を含む。光路長変更部材は、例えば、屈折率及び透過方向（光軸方向）の厚さの双方が既知であるガラス（硝材）である。光路長変更部材９７３は、前房深度に相当する厚さｔ２を有するガラス（中）である。光路長変更部材９７４は、角膜厚に相当する厚さｔ３（ｔ２＞ｔ３）を有するガラス（薄）である。光路長変更部材９７５は、眼軸長に相当する厚さｔ１（ｔ１＞ｔ２＞ｔ３）を有するガラス（厚）である。   In the light transmitting part, holes 971a to 971g formed in the turret plate 97, dispersion compensating members 972a to 972b, and a calibration optical member are provided. The dispersion compensation members 972a to 972b have the same dispersion compensation characteristics. The calibration optical member includes one or more optical path length changing members (translucent members) (in FIG. 3, optical path length changing members 973 to 975) corresponding to the measurement target. The optical path length changing member is, for example, glass (glass material) whose refractive index and thickness in the transmission direction (optical axis direction) are known. The optical path length changing member 973 is glass (medium) having a thickness t2 corresponding to the anterior chamber depth. The optical path length changing member 974 is glass (thin) having a thickness t3 (t2> t3) corresponding to the corneal thickness. The optical path length changing member 975 is glass (thickness) having a thickness t1 (t1> t2> t3) corresponding to the axial length.

遮光部には、参照光を遮光するためのシャッター部材９７６ａ〜９７６ｂが設けられている。遮光部に反射部材が設けられ、参照光を所定の向き反射することで参照光の戻り光をビームスプリッタ９２に入射させないようにしてもよい。   The light shielding portion is provided with shutter members 976a to 976b for shielding the reference light. A reflection member may be provided in the light shielding portion so that the return light of the reference light does not enter the beam splitter 92 by reflecting the reference light in a predetermined direction.

例えば、角膜用参照光路及び網膜用参照光路にＧ１組が適用（選択）されているとき、一方の参照光路にシャッター部材９７６ｂが配置され、他方の参照光路に分散補償部材９７２ａが配置される。同様に、例えば、角膜用参照光路及び網膜用参照光路にＧ３組が適用されているとき、一方の参照光路に孔部９７１ｂが配置され、他方に光路長変更部材９７３が配置される。   For example, when the G1 set is applied (selected) to the corneal reference optical path and the retinal reference optical path, the shutter member 976b is disposed in one reference optical path, and the dispersion compensation member 972a is disposed in the other reference optical path. Similarly, for example, when the G3 set is applied to the reference optical path for the cornea and the reference optical path for the retina, the hole 971b is disposed in one reference optical path, and the optical path length changing member 973 is disposed in the other.

網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４は、結像レンズ９４Ａと網膜・前房深度用参照ミラー９４Ｂとを含む。角膜用参照ミラーユニット９６は、結像レンズ９６Ａと角膜用参照ミラー９６Ｂとを含む。   The retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 includes an imaging lens 94A and a retina / anterior chamber depth reference mirror 94B. The cornea reference mirror unit 96 includes an imaging lens 96A and a cornea reference mirror 96B.

図４に示すように、校正時や測定時、ターレット板９７を回動させることにより網膜用参照光路及び角膜用参照光路に配置される透光部や遮光部を切り替えつつ、校正量や眼内距離の算出が行われる。   As shown in FIG. 4, at the time of calibration and measurement, the turret plate 97 is rotated to switch the translucent part and the light-shielding part arranged in the retinal reference optical path and the corneal reference optical path, while adjusting the calibration amount and intraocular. The distance is calculated.

（校正時）
校正時には、網膜用参照光路及び角膜用参照光路にＧ３組〜Ｇ５組、及びＧ７組が選択的に適用される。それにより、角膜用参照光路には孔部９７１ｂ〜９７１ｄ、９７１ｆ、が選択的に配置され、網膜用参照光路には孔部９７１ｇや光路長変更部材９７３〜９７５が選択的に配置される。網膜・前房深度用光束は、孔部９７１ｇ又は光路長変更部材９７３〜９７５のいずれかを通過し、結像レンズ９４Ａにより網膜・前房深度用参照ミラー９４Ｂの反射面に結像され、網膜・前房深度用参照ミラー９４Ｂにより反射される。網膜・前房深度用参照ミラー９４Ｂにより反射された光束は、結像レンズ９４Ａ及び当該光路長変更部材を通過してビームスプリッタ９２に戻る。角膜用光束は、孔部９７１ｂ〜９７１ｄ、９７１ｆのいずれかを通過し、結像レンズ９６Ａにより角膜用参照ミラー９６Ｂの反射面に結像され、角膜用参照ミラー９６Ｂにより反射され、結像レンズ９６Ａ及び当該孔部を通過してビームスプリッタ９２に戻る。ビームスプリッタ９２は、網膜・前房深度用参照ミラー９４Ｂからの参照光の反射光と角膜用参照ミラー９６Ｂからの参照光の反射光とを干渉させる。それにより生成された干渉光は、校正用の干渉光として、光ファイバ８０ｃによりファイバカプラ８２に導かれる。 (During calibration)
At the time of calibration, G3 to G5 and G7 are selectively applied to the retina reference optical path and the corneal reference optical path. Thereby, holes 971b to 971d and 971f are selectively arranged in the reference optical path for the cornea, and holes 971g and optical path length changing members 973 to 975 are selectively arranged in the reference optical path for the retina. The light beam for the retina / anterior chamber depth passes through either the hole 971g or the optical path length changing member 973-975, and is imaged on the reflection surface of the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B by the imaging lens 94A. Reflected by the anterior chamber depth reference mirror 94B. The light beam reflected by the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B returns to the beam splitter 92 through the imaging lens 94A and the optical path length changing member. The corneal light flux passes through one of the holes 971b to 971d and 971f, forms an image on the reflection surface of the corneal reference mirror 96B by the imaging lens 96A, is reflected by the corneal reference mirror 96B, and is reflected by the imaging lens 96A. And it returns to the beam splitter 92 through the hole. The beam splitter 92 causes the reflected light of the reference light from the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B to interfere with the reflected light of the reference light from the cornea reference mirror 96B. The interference light generated thereby is guided to the fiber coupler 82 by the optical fiber 80c as calibration interference light.

一方、被検眼Ｅからの測定光ＬＳの戻り光による干渉光が発生しないように、クイックリターンミラー６７は前述の分岐光路に挿入される。また、被検眼Ｅからの測定光ＬＳの戻り光の光路長が、干渉が発生しないように十分長くなるように被検眼Ｅが対物レンズ５１（眼内距離測定系８）から十分に離れた位置に配置されるようにしてもよい。ファイバカプラ８２は、光ファイバ８０ｃにより導かれてきた校正用の干渉光を光ファイバ８０ｄに導く。光ファイバ８０ｄは、校正用の干渉光を分光器８３に導く。校正用の干渉光には、光路長変更部材の挿脱により変化した参照光路の長さに関する情報が含まれる。処理部９は、分光器８３から出力された信号にＦＦＴ（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）等の公知の信号処理を施すことにより、光路長変更部材の挿脱により変化した参照光路の長さに対応して変位する信号を取得する。この信号の変位量に基づいて、校正が行われる。   On the other hand, the quick return mirror 67 is inserted into the aforementioned branched optical path so that interference light due to the return light of the measurement light LS from the eye E is not generated. Further, the position where the eye E is sufficiently separated from the objective lens 51 (intraocular distance measuring system 8) so that the optical path length of the return light of the measuring light LS from the eye E is sufficiently long so that interference does not occur. You may make it arrange | position to. The fiber coupler 82 guides the interference light for calibration guided by the optical fiber 80c to the optical fiber 80d. The optical fiber 80d guides calibration interference light to the spectroscope 83. The interference light for calibration includes information on the length of the reference optical path that has changed due to the insertion / removal of the optical path length changing member. The processing unit 9 applies known signal processing such as FFT (Fast Fourier Transform) to the signal output from the spectroscope 83, so as to correspond to the length of the reference optical path changed by the insertion / removal of the optical path length changing member. Get the displacement signal. Calibration is performed based on the amount of displacement of this signal.

（測定時）
測定時には、網膜用参照光路及び角膜用参照光路にＧ１組、Ｇ２組及びＧ６組が選択的に適用される。それにより、角膜用参照光路には孔部９７１ａ、９７１ｅ又はシャッター部材９７６ｂが配置され、網膜用参照光路には分散補償部材（９７２ａ又は９７２ｂ）又はシャッター部材９７６ｂが配置される。網膜用参照光路に分散補償部材が配置されているとき、網膜・前房深度用光束は、当該分散補償部材を通過し、結像レンズ９４Ａにより網膜・前房深度用参照ミラー９４Ｂの反射面に結像され、網膜・前房深度用参照ミラー９４Ｂにより反射される。網膜・前房深度用参照ミラー９４Ｂにより反射された光束は、結像レンズ９４Ａ及び当該分散補償部材を通過してビームスプリッタ９２に戻る。角膜用参照光路に孔部（９７１ａ又は９７１ｅ）が配置されているとき、角膜用光束は、当該孔部を通過し、結像レンズ９６Ａにより角膜用参照ミラー９６Ｂの反射面に結像され、角膜用参照ミラー９６Ｂにより反射される。角膜用参照ミラー９６Ｂにより反射された光束は、結像レンズ９６Ａ及び当該孔部を通過してビームスプリッタ９２に戻る。 (When measuring)
At the time of measurement, the G1, G2, and G6 sets are selectively applied to the retina reference optical path and the corneal reference optical path. Thereby, the holes 971a and 971e or the shutter member 976b are arranged in the corneal reference optical path, and the dispersion compensation member (972a or 972b) or the shutter member 976b is arranged in the reference optical path for the retina. When the dispersion compensation member is disposed in the retina reference optical path, the retina / anterior chamber depth luminous flux passes through the dispersion compensation member and is reflected on the reflection surface of the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B by the imaging lens 94A. The image is formed and reflected by the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B. The light beam reflected by the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B passes through the imaging lens 94A and the dispersion compensation member and returns to the beam splitter 92. When the hole (971a or 971e) is disposed in the corneal reference optical path, the corneal light flux passes through the hole and is imaged on the reflection surface of the corneal reference mirror 96B by the imaging lens 96A. Is reflected by the reference mirror 96B. The light beam reflected by the cornea reference mirror 96B passes through the imaging lens 96A and the hole and returns to the beam splitter 92.

一方、干渉計ユニット８０から出力された測定光ＬＳは、コリメータレンズ８４により平行光束とされる。平行光束とされた測定光ＬＳは、光スキャナ８７ｂにより偏向され、合焦レンズ８５及びリレーレンズ８６を通過し、ミラー８７ａにより偏向される。ミラー８７ａにより偏向された測定光ＬＳは、瞳レンズ８８を通過し、ダイクロイックミラー５２により反射され、対物レンズ５１を通過して被検眼Ｅに照射される。被検眼Ｅからの測定光ＬＳの戻り光は、対物レンズ５１を通過し、往路と同じ経路を通じて干渉計ユニット８０に導かれる。光スキャナ８７ｂは、例えば１以上のガルバノミラーを含み、処理部９による制御を受けて測定光ＬＳの偏向方向を変化させる。光スキャナ８７ｂは、瞳孔と光学的に共役な位置に配置される。   On the other hand, the measurement light LS output from the interferometer unit 80 is converted into a parallel light beam by the collimator lens 84. The measurement light LS converted into a parallel light beam is deflected by the optical scanner 87b, passes through the focusing lens 85 and the relay lens 86, and is deflected by the mirror 87a. The measurement light LS deflected by the mirror 87a passes through the pupil lens 88, is reflected by the dichroic mirror 52, passes through the objective lens 51, and is irradiated to the eye E. The return light of the measurement light LS from the eye E passes through the objective lens 51 and is guided to the interferometer unit 80 through the same path as the forward path. The optical scanner 87b includes, for example, one or more galvanometer mirrors, and changes the deflection direction of the measurement light LS under the control of the processing unit 9. The optical scanner 87b is disposed at a position optically conjugate with the pupil.

ファイバカプラ８２は、参照光路長変更ユニット９０を経由した参照光と、測定光ＬＳの戻り光とを干渉させる。それにより生成された干渉光ＬＣは、光ファイバ８０ｄにより分光器８３に導かれる。分光器８３は、干渉光ＬＣを空間的に波長分離し、これら波長成分をラインセンサで検出する。処理部９は、分光器８３から出力された信号にＦＦＴ等の公知の信号処理を施すことにより、深さ方向の情報を取り出す。   The fiber coupler 82 causes the reference light that has passed through the reference optical path length changing unit 90 to interfere with the return light of the measurement light LS. The interference light LC generated thereby is guided to the spectroscope 83 by the optical fiber 80d. The spectrometer 83 spatially separates the interference light LC and detects these wavelength components with a line sensor. The processing unit 9 extracts information in the depth direction by performing known signal processing such as FFT on the signal output from the spectroscope 83.

本例ではスペクトラルドメインＯＣＴが適用されているが、他のタイプのＯＣＴを適用することも可能である。例えばスウェプトソースＯＣＴが適用される場合、低コヒーレンス光源（干渉計光源８１）の代わりに波長掃引光源（波長可変光源）が設けられ、且つ、分光器８３の代わりにバランスドフォトダイオード等の光検出器が設けられる。   In this example, the spectral domain OCT is applied, but other types of OCT may be applied. For example, when the swept source OCT is applied, a wavelength swept light source (wavelength variable light source) is provided instead of the low coherence light source (interferometer light source 81), and a light detection such as a balanced photodiode is used instead of the spectrometer 83. A vessel is provided.

処理部９は、深さ方向の所定位置に干渉信号が配置されるように、網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４と角膜用参照ミラーユニット９６とを移動させることが可能である。ＦＦＴにより得られる干渉信号の強度の深さ方向における変化の例を図５に示す。点線で示す干渉信号ＳＣ０が得られた状態において、図６に示すように網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４をビームスプリッタ９２に近接させることにより、図５に示す所定範囲内に干渉信号ＳＣ０（網膜に相当）を移動させることができる。つまり、結像レンズ９４Ａ及び網膜・前房深度用参照ミラー９４Ｂを点線で示す位置から実線で示す位置に移動させることにより、所望の範囲内に干渉信号ＳＣ０を移動させることができる。   The processing unit 9 can move the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 and the cornea reference mirror unit 96 so that the interference signal is arranged at a predetermined position in the depth direction. An example of the change in the depth direction of the intensity of the interference signal obtained by FFT is shown in FIG. In a state where the interference signal SC0 indicated by the dotted line is obtained, the interference signal SC0 is brought within a predetermined range shown in FIG. 5 by bringing the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 close to the beam splitter 92 as shown in FIG. (Corresponding to the retina) can be moved. That is, by moving the imaging lens 94A and the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B from the position indicated by the dotted line to the position indicated by the solid line, the interference signal SC0 can be moved within a desired range.

Ｚアライメント系１を用いて検出される角膜頂点の位置を利用することで、被検眼Ｅに対する対物レンズ５１の距離（作動距離）を一定に保つことができる。ここで、角膜用参照光路からシャッター部材が退避されると、角膜Ｋに相当する干渉信号も分光器８３により同時に検出される。角膜用参照ミラー９６Ｂは、網膜に相当する干渉信号ＳＣ１に重ならないように、角膜Ｋから所定距離ｄだけ離れた位置に配置される（図７）。これにより、図８に示すように、網膜に相当する干渉信号ＳＣ１と角膜に相当する干渉信号ＳＣ２の双方を、深さ方向における計測範囲Ｒにおいて同時に取得できる。   By using the position of the corneal apex detected using the Z alignment system 1, the distance (working distance) of the objective lens 51 with respect to the eye E can be kept constant. Here, when the shutter member is retracted from the cornea reference optical path, an interference signal corresponding to the cornea K is also simultaneously detected by the spectroscope 83. The cornea reference mirror 96B is disposed at a position away from the cornea K by a predetermined distance d so as not to overlap the interference signal SC1 corresponding to the retina (FIG. 7). Thereby, as shown in FIG. 8, both the interference signal SC1 corresponding to the retina and the interference signal SC2 corresponding to the cornea can be simultaneously acquired in the measurement range R in the depth direction.

図８に示すように計測範囲Ｒにおいて信号感度ＳＣが変化する場合、比較的信号が弱い干渉信号ＳＣ１を比較的高感度の計測範囲Ｒ１で検出し、比較的信号が強い干渉信号ＳＣ２を比較的低感度の計測範囲Ｒ２で検出することができる。それにより、双方の干渉信号の検出精度が向上される。   As shown in FIG. 8, when the signal sensitivity SC changes in the measurement range R, the interference signal SC1 having a relatively weak signal is detected in the measurement range R1 having a relatively high sensitivity, and the interference signal SC2 having a relatively strong signal is relatively detected. Detection is possible in the low-sensitivity measurement range R2. Thereby, the detection accuracy of both interference signals is improved.

この実施形態では、被検眼Ｅの眼内距離を測定するとき、処理部９は、角膜用参照ミラーユニット９６を固定した状態で網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を移動させる。それにより、基準部位としての角膜頂点を基準に被検眼Ｅの各種の眼内距離を測定することが可能になる。図７に示すように、眼軸長を測定する場合、網膜に相当する干渉信号を検出できるように網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を移動させて角膜頂点と眼底（網膜）との距離Ｄ１を求める。前房深度を測定する場合、水晶体前面に相当する干渉信号を検出できるように網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を移動させて角膜頂点と水晶体前面との距離Ｄ２を求める。水晶体厚を測定する場合、水晶体後面に相当する干渉信号を検出できるように網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を移動させて角膜頂点と水晶体後面との距離（Ｄ２＋Ｄ３）を求め、距離（Ｄ２＋Ｄ３）から前述の距離Ｄ２を差し引いて距離Ｄ３を求める。角膜厚を測定する場合、角膜後面に相当する干渉信号を検出して角膜頂点と角膜後面との距離を求める。   In this embodiment, when measuring the intraocular distance of the eye E, the processing unit 9 moves the reference mirror unit 94 for retinal / anterior chamber depth while the corneal reference mirror unit 96 is fixed. This makes it possible to measure various intraocular distances of the eye E based on the corneal apex as the reference site. As shown in FIG. 7, when measuring the axial length, the distance between the corneal apex and the fundus (retina) is moved by moving the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 so that an interference signal corresponding to the retina can be detected. Find D1. When measuring the anterior chamber depth, the distance D2 between the corneal apex and the lens front surface is obtained by moving the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 so that an interference signal corresponding to the lens front surface can be detected. When measuring the lens thickness, the distance (D2 + D3) between the apex of the cornea and the back surface of the lens is obtained by moving the reference mirror unit 94 for retinal / anterior chamber depth so that an interference signal corresponding to the back surface of the lens can be detected. ) Is subtracted from the distance D2 to obtain the distance D3. When measuring the corneal thickness, an interference signal corresponding to the corneal posterior surface is detected to determine the distance between the corneal apex and the corneal posterior surface.

（情報処理系の構成）
眼科装置１０００の情報処理系について説明する。眼科装置１０００の情報処理系の機能的構成の例を図９〜図１１に示す。図９は、眼科装置１０００の情報処理系の機能ブロック図の一例を表したものである。図１０は、網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４、角膜用参照ミラーユニット９６及びターレット板９７の制御系の機能ブロック図の一例を表したものである。図１１は、図９の演算処理部１２０の機能ブロック図の一例を表したものである。処理部９は、制御部１１０と演算処理部１２０とを含む。また、眼科装置１０００は、表示部１７０と、操作部１８０と、通信部１９０とを含む。 (Information processing system configuration)
The information processing system of the ophthalmologic apparatus 1000 will be described. Examples of the functional configuration of the information processing system of the ophthalmologic apparatus 1000 are shown in FIGS. FIG. 9 illustrates an example of a functional block diagram of an information processing system of the ophthalmologic apparatus 1000. FIG. 10 shows an example of a functional block diagram of a control system for the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94, the cornea reference mirror unit 96, and the turret plate 97. FIG. 11 shows an example of a functional block diagram of the arithmetic processing unit 120 of FIG. The processing unit 9 includes a control unit 110 and an arithmetic processing unit 120. The ophthalmologic apparatus 1000 includes a display unit 170, an operation unit 180, and a communication unit 190.

（制御部１１０）
制御部１１０は、プロセッサを含み、眼科装置１０００の各部を制御する。制御部１１０は、主制御部１１１と、記憶部１１２とを含む。主制御部１１１は、校正制御部１１１Ａを含む。 (Control unit 110)
The control unit 110 includes a processor and controls each unit of the ophthalmologic apparatus 1000. The control unit 110 includes a main control unit 111 and a storage unit 112. The main control unit 111 includes a calibration control unit 111A.

主制御部１１１は、測定制御部として眼科装置１０００の各部を制御する。主制御部１１１は、合焦制御部として、光源４１及び視標チャート４２、合焦レンズ７２、８５及びレフ測定光源６１のそれぞれを移動する移動機構を駆動する駆動部のそれぞれに対して制御信号を出力することによりそれぞれの移動を制御する。合焦レンズ７２及びレフ測定光源６１は、共通の移動機構により移動されてもよい。この場合、主制御部１１１は、当該共通の移動機構を駆動する駆動部に対して制御信号を出力することにより合焦レンズ７２及びレフ測定光源６１の一体的な移動を制御する。同様に、合焦レンズ８５は、合焦レンズ７２及びレフ測定光源６１と一体となって移動されてもよい。   The main control unit 111 controls each unit of the ophthalmologic apparatus 1000 as a measurement control unit. The main control unit 111 serves as a focus control unit for each of the drive units that drive the moving mechanism that moves the light source 41, the target chart 42, the focusing lenses 72 and 85, and the reflex measurement light source 61. To control each movement. The focusing lens 72 and the reflex measurement light source 61 may be moved by a common moving mechanism. In this case, the main control unit 111 controls the integral movement of the focusing lens 72 and the reflex measurement light source 61 by outputting a control signal to the drive unit that drives the common movement mechanism. Similarly, the focusing lens 85 may be moved together with the focusing lens 72 and the reflex measurement light source 61.

網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４は、移動機構９４Ｃにより光軸に沿って移動される。移動機構９４Ｃは、駆動部９４Ｄにより駆動される。処理部９（主制御部１１１）は、駆動部９４Ｄに対して制御信号を供給することにより、網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４の移動を制御する。角膜用参照ミラーユニット９６は、移動機構９６Ｃにより光軸に沿って移動される。移動機構９６Ｃは、駆動部９６Ｄにより駆動される。処理部９（主制御部１１１）は、駆動部９６Ｄに対して制御信号を供給することにより、角膜用参照ミラーユニット９６の移動を制御する。この実施形態では、駆動部９４Ｄ、９６Ｂは、パルスモータである。ターレット板９７は、移動機構（回動機構）９７Ａにより回動軸Ｏ１の回りに回動される。移動機構９７Ｃは、駆動部９７Ｄにより駆動される。処理部９は、駆動部９７Ｄに対して制御信号を供給することにより、ターレット板９７の回動を制御する。   The retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 is moved along the optical axis by the moving mechanism 94C. The moving mechanism 94C is driven by the driving unit 94D. The processing unit 9 (main control unit 111) controls the movement of the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 by supplying a control signal to the drive unit 94D. The cornea reference mirror unit 96 is moved along the optical axis by the moving mechanism 96C. The moving mechanism 96C is driven by the driving unit 96D. The processing unit 9 (main control unit 111) controls the movement of the corneal reference mirror unit 96 by supplying a control signal to the driving unit 96D. In this embodiment, the drive units 94D and 96B are pulse motors. The turret plate 97 is rotated around the rotation axis O1 by a movement mechanism (rotation mechanism) 97A. The moving mechanism 97C is driven by the driving unit 97D. The processing unit 9 controls the rotation of the turret plate 97 by supplying a control signal to the driving unit 97D.

校正制御部１１１Ａは、装置の各部を制御することにより、干渉計光源８１の校正と、少なくとも網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を移動する移動機構を駆動するパルスモータ（駆動部９４Ｄ）の校正とを行う。   The calibration control unit 111A controls each part of the apparatus, thereby calibrating the interferometer light source 81 and a pulse motor (drive unit 94D) that drives a moving mechanism that moves at least the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94. Perform calibration.

（演算処理部１２０）
演算処理部１２０は、例えば、眼屈折力の算出、眼内距離（眼軸長、前房深度、水晶体厚、角膜厚等）の算出、ＩＯＬ度数の算出、光干渉計測画像（ＯＣＴ画像）の生成、光干渉計測画像の解析など、各種の演算を実行する。演算処理部１２０は、眼屈折力算出部１２１と、眼内距離算出部１２２と、ＩＯＬ度数算出部１２３と、校正量算出部１２４と、データ生成部１２５とを含む。眼内距離算出部１２２は、眼軸長算出部１２２Ａと、前房深度算出部１２２Ｂと、水晶体厚算出部１２２Ｃと、角膜厚算出部１２２Ｄとを含む。 (Operation processing unit 120)
The arithmetic processing unit 120 calculates, for example, eye refractive power, intraocular distance (eye axis length, anterior chamber depth, lens thickness, corneal thickness, etc.), IOL power calculation, and optical interference measurement image (OCT image). Various calculations such as generation and analysis of optical interference measurement images are performed. The arithmetic processing unit 120 includes an eye refractive power calculation unit 121, an intraocular distance calculation unit 122, an IOL frequency calculation unit 123, a calibration amount calculation unit 124, and a data generation unit 125. The intraocular distance calculation unit 122 includes an axial length calculation unit 122A, an anterior chamber depth calculation unit 122B, a lens thickness calculation unit 122C, and a corneal thickness calculation unit 122D.

眼屈折力の算出において、眼屈折力算出部１２１は、レフ測定受光系７からの出力（リング像）の形状を解析する。例えば、眼屈折力算出部１２１は、得られた画像における輝度分布からリング像の重心位置を求め、この重心位置から放射状に延びる複数の走査方向に沿った輝度分布を求め、この輝度分布からリング像を特定する。続いて、眼屈折力算出部１２１は、特定されたリング像の近似楕円を求め、この近似楕円の長径及び短径を公知の式に代入することによって球面度数Ｓ、乱視度数Ｃ及び乱視軸角度Ａを求める。或いは、眼屈折力算出部１２１は、基準パターンに対するリング像の変形及び変位に基づいて眼屈折力のパラメータを求めることができる。   In the calculation of the eye refractive power, the eye refractive power calculation unit 121 analyzes the shape of the output (ring image) from the reflex measurement light receiving system 7. For example, the eye refractive power calculation unit 121 obtains the center of gravity position of the ring image from the brightness distribution in the obtained image, obtains the brightness distribution along a plurality of scanning directions extending radially from the center of gravity position, and uses the ring distribution from the brightness distribution. Identify the image. Subsequently, the eye refractive power calculation unit 121 obtains an approximate ellipse of the specified ring image, and substitutes the major axis and minor axis of the approximate ellipse into known formulas to thereby obtain the spherical power S, the astigmatic power C, and the astigmatic axis angle. Find A. Alternatively, the eye refractive power calculation unit 121 can obtain the eye refractive power parameter based on the deformation and displacement of the ring image with respect to the reference pattern.

眼屈折力算出部１２１は、眼内距離測定系８を用いた光干渉計測の結果から、少なくとも球面度数を求めることができる。例えば、眼屈折力算出部１２１は、合焦レンズ８５の移動により干渉光ＬＣの検出信号がピークになる合焦レンズ８５の位置を特定し、０Ｄに相当する合焦レンズの位置と、特定されたピークになる合焦レンズ８５の位置とに基づいて等価球面度数を求める。   The eye refractive power calculation unit 121 can obtain at least the spherical power from the result of optical interference measurement using the intraocular distance measurement system 8. For example, the eye refractive power calculation unit 121 specifies the position of the focusing lens 85 at which the detection signal of the interference light LC reaches its peak due to the movement of the focusing lens 85, and is specified as the position of the focusing lens corresponding to 0D. The equivalent spherical power is obtained on the basis of the position of the focusing lens 85 at the peak.

眼屈折力算出部１２１は、観察系５により取得されたケラトリング像に基づいて、角膜屈折力、角膜乱視度及び角膜乱視軸角度を算出する。例えば、眼屈折力算出部１２１は、ケラトリング像を解析することにより角膜前面の強主経線や弱主経線の角膜曲率半径を算出し、角膜曲率半径に基づいて上記パラメータを算出する。   The eye refractive power calculation unit 121 calculates the corneal refractive power, the corneal astigmatism, and the corneal astigmatism axis angle based on the keratoling image acquired by the observation system 5. For example, the eye refractive power calculation unit 121 calculates the corneal curvature radius of the strong main meridian and the weak main meridian on the front surface of the cornea by analyzing the keratling image, and calculates the parameter based on the corneal curvature radius.

眼内距離算出部１２２は、網膜用参照光路及び角膜用参照光路のそれぞれに透光部が配置された状態において眼内距離測定系８により取得された２つの干渉光の検出データ（第１検出データ、第２検出データ）に基づいて被検眼Ｅの１以上の眼内距離を算出する。第１検出データは、例えばターレット板９７により網膜用参照光路に透光部が配置され角膜用参照光路に遮光部が配置された状態において探索された測定光ＬＳの戻り光と網膜用参照光路からの参照光の戻り光との第１干渉光を分光器８３で検出することにより取得される。第２検出データは、Ｚアライメントを完了した状態での測定光ＬＳの戻り光と角膜用参照光路からの参照光の戻り光との第２干渉光を分光器８３で検出することにより取得される。第１検出データ及び第２検出データは、双方の参照光路に透光部を配置することにより分光器８３で双方の干渉光を同時に検出することにより生成される。眼内距離算出部１２２は、これら検出データに含まれる第１干渉光及び第２干渉光に基づく２つの干渉信号（例えば図８参照）の間隔と参照ミラーユニットの移動量とに基づいて被検眼Ｅの眼内距離を算出する。なお、第１検出データ及び第２検出データは、同時に検出された干渉光から生成されたものでなくてもよい。   The intraocular distance calculation unit 122 detects two interference light detection data (first detection) obtained by the intraocular distance measurement system 8 in a state where the translucent part is arranged in each of the retina reference optical path and the corneal reference optical path. One or more intraocular distances of the eye E to be examined are calculated based on the data (second detection data). The first detection data is obtained from, for example, the return light of the measurement light LS and the reference optical path for the retina searched in a state where the translucent part is arranged in the reference optical path for retina and the light shielding part is arranged in the reference optical path for cornea by the turret plate 97. The first interference light with the return light of the reference light is detected by the spectroscope 83. The second detection data is acquired by detecting the second interference light of the return light of the measurement light LS and the return light of the reference light from the corneal reference optical path with the spectroscope 83 in a state where the Z alignment is completed. . The first detection data and the second detection data are generated by simultaneously detecting both interference lights by the spectroscope 83 by disposing a light transmitting portion in both reference light paths. The intraocular distance calculation unit 122 is based on the interval between two interference signals (for example, see FIG. 8) based on the first interference light and the second interference light included in the detection data and the movement amount of the reference mirror unit. The intraocular distance of E is calculated. The first detection data and the second detection data may not be generated from the interference light detected at the same time.

眼内距離算出部１２２は、被検眼Ｅの基準部位を基準に複数の眼内距離を算出することが可能である。基準部位として、被検眼Ｅからの測定光ＬＳの戻り光の強度が強い部位が挙げられる。基準部位には、被検眼Ｅの角膜頂点（角膜前面）や網膜や内境界膜等がある。それにより、被検眼Ｅが動いてしまい、干渉信号の位置が変わってしまった場合でも、同時に検出することで相対的な信号間隔は変化しないため、常に高い精度で複数の眼内距離を算出することができる。   The intraocular distance calculation unit 122 can calculate a plurality of intraocular distances based on the reference portion of the eye E to be examined. Examples of the reference part include a part where the intensity of the return light of the measurement light LS from the eye E is strong. The reference site includes the corneal apex (front of the cornea) of the eye E, the retina, the inner limiting membrane, and the like. As a result, even if the eye E moves and the position of the interference signal changes, the relative signal interval does not change by simultaneous detection, so that a plurality of intraocular distances are always calculated with high accuracy. be able to.

眼軸長算出部１２２Ａは、角膜頂点に相当する干渉信号の位置と網膜に相当する干渉信号の位置との間隔及び参照ミラーユニットの移動量に基づいて眼軸長（眼内距離Ｄ１）を求める。前房深度算出部１２２Ｂは、角膜頂点に相当する干渉信号の位置と水晶体前面に相当する干渉信号の位置との間隔及び参照ミラーユニットの移動量に基づいて前房深度（眼内距離Ｄ２）を求める。水晶体厚算出部１２２Ｃは、角膜頂点に相当する干渉信号の位置と水晶体後面に相当する干渉信号の位置との間隔に基づいて距離（Ｄ２＋Ｄ３）を求め、求められた距離（Ｄ２＋Ｄ３）から距離Ｄ２を差し引くことにより水晶体厚（距離Ｄ３）を求める。角膜厚算出部１２２Ｄは、角膜頂点（角膜前面）に相当する干渉信号の位置と角膜後面に相当する干渉信号の位置との間隔に基づいて角膜厚を求める。   The axial length calculation unit 122A calculates the axial length (intraocular distance D1) based on the distance between the position of the interference signal corresponding to the apex of the cornea and the position of the interference signal corresponding to the retina and the amount of movement of the reference mirror unit. . The anterior chamber depth calculation unit 122B calculates the anterior chamber depth (intraocular distance D2) based on the distance between the position of the interference signal corresponding to the corneal apex and the position of the interference signal corresponding to the front surface of the crystalline lens and the amount of movement of the reference mirror unit. Ask. The lens thickness calculator 122C obtains a distance (D2 + D3) based on the distance between the position of the interference signal corresponding to the apex of the cornea and the position of the interference signal corresponding to the rear surface of the lens, and calculates the distance D2 from the obtained distance (D2 + D3). The lens thickness (distance D3) is obtained by subtracting. The corneal thickness calculator 122D obtains the corneal thickness based on the interval between the position of the interference signal corresponding to the corneal apex (front surface of the cornea) and the position of the interference signal corresponding to the rear surface of the cornea.

ＩＯＬ度数の算出において、ＩＯＬ度数算出部１２３は、ケラトの測定結果と眼内距離算出部１２２において求められた眼軸長、前房深度、水晶体厚及び角膜厚の少なくとも１つを公知の計算式に代入することによりＩＯＬ度数を求める。なお、ＩＯＬ度数算出部１２３は、眼屈折力の算出結果と眼軸長の算出結果とを公知の計算式に代入することによりＩＯＬ度数を求めてもよい。   In the calculation of the IOL frequency, the IOL frequency calculation unit 123 calculates at least one of the measurement result of kerato and the axial length, the anterior chamber depth, the lens thickness, and the corneal thickness obtained by the intraocular distance calculation unit 122 by a known calculation formula. IOL frequency is obtained by substituting into. The IOL power calculation unit 123 may calculate the IOL power by substituting the calculation result of the eye refractive power and the calculation result of the axial length into a known calculation formula.

校正量算出部１２４は、干渉計光源８１に関する校正量及び網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を移動するためのパルスモータ（駆動部９４Ｄ）に関する校正量（調整量）を算出する。干渉計光源８１に関する校正量は、網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４及び角膜用参照ミラーユニット９６の双方の移動が伴わない状態で算出される。校正量算出部１２４は、網膜用参照光路の長さと角膜用参照光路の長さとが略等しくされた後にいずれか一方の光路に光路長が既知である光路長変更部材が挿入されているときに取得された第３検出データと、当該光路から光路長変更部材が退避されているときに取得された第４検出データとに基づいて干渉計光源８１に関する校正量を算出する。第３検出データは、例えば、網膜用参照光路及び角膜用参照光路の少なくとも一方にターレット板９７により光路長変更部材が配置された状態において、網膜用参照光路からの反射光（戻り光）と角膜用参照光路からの戻り光との第３干渉光を分光器８３により検出することにより取得される。第４検出データは、例えば、網膜用参照光路及び角膜用参照光路のそれぞれにターレット板９７により透光部が配置された状態において、網膜用参照光路からの反射光と角膜用参照光路からの反射光との第４干渉光を分光器８３により検出することにより取得される。   The calibration amount calculation unit 124 calculates a calibration amount relating to the interferometer light source 81 and a calibration amount (adjustment amount) relating to the pulse motor (drive unit 94D) for moving the reference mirror unit 94 for retinal / anterior chamber depth. The calibration amount related to the interferometer light source 81 is calculated in a state where both the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 and the cornea reference mirror unit 96 are not moved. When the length of the reference optical path for the retina and the length of the reference optical path for the cornea are made substantially equal, the calibration amount calculation unit 124 inserts an optical path length changing member having a known optical path length into one of the optical paths. A calibration amount for the interferometer light source 81 is calculated based on the acquired third detection data and the fourth detection data acquired when the optical path length changing member is retracted from the optical path. The third detection data includes, for example, reflected light (return light) from the retina reference optical path and the cornea in a state where the optical path length changing member is disposed on at least one of the retina reference optical path and the corneal reference optical path by the turret plate 97. It is obtained by detecting the third interference light with the return light from the reference beam path for light by the spectroscope 83. The fourth detection data is, for example, reflected light from the retinal reference optical path and reflected from the corneal reference optical path in a state where the translucent part is arranged by the turret plate 97 in each of the retinal reference optical path and the corneal reference optical path. It is acquired by detecting the fourth interference light with the light by the spectroscope 83.

２つの検出データにそれぞれ含まれる第３干渉光に基づく干渉信号と第４干渉光に基づく干渉信号との変位量は、分光器８３に含まれるラインセンサのピクセル数に対応する。変位量からピクセル数を求めることで、光路長変更部材の挿脱による光路長の変化分に相当するラインセンサのピクセル数がわかり、干渉計光源８１に関する校正量を求めることが可能になる。   The amount of displacement between the interference signal based on the third interference light and the interference signal based on the fourth interference light respectively included in the two detection data corresponds to the number of pixels of the line sensor included in the spectrometer 83. By obtaining the number of pixels from the amount of displacement, the number of pixels of the line sensor corresponding to the change in the optical path length due to the insertion / removal of the optical path length changing member can be known, and the calibration amount relating to the interferometer light source 81 can be obtained.

また、網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を移動するためのパルスモータ（駆動部９４Ｄ）に関する校正量は、網膜用参照光路の長さと角膜用参照光路の長さとを相対的に変更することにより算出される。校正量算出部１２４は、上記の光路長が相対的に変更された後に取得された第３検出データと、上記の光路長が相対的に変更される前に取得された第４検出データとに基づいて、当該パルスモータに関する校正量を算出する。第３検出データは、上記の光路長が相対的に変更された後に網膜用参照光路からの戻り光と角膜側参照光路からの戻り光との第３干渉光を分光器８３により検出することにより取得される。第４検出データは、上記の光路長が相対的に変更される前に生成された網膜用参照光路からの戻り光と角膜用参照光路からの戻り光との第４干渉光を分光器８３により検出することにより取得される。   The calibration amount related to the pulse motor (drive unit 94D) for moving the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 is to relatively change the length of the reference optical path for the retina and the length of the reference optical path for the cornea. Is calculated by The calibration amount calculation unit 124 includes third detection data acquired after the optical path length is relatively changed, and fourth detection data acquired before the optical path length is relatively changed. Based on this, a calibration amount relating to the pulse motor is calculated. The third detection data is obtained by detecting the third interference light of the return light from the retinal reference optical path and the return light from the corneal reference optical path after the optical path length is relatively changed by the spectroscope 83. To be acquired. The fourth detection data is obtained by the spectrometer 83 using the spectroscope 83 to generate the fourth interference light of the return light from the retinal reference optical path and the return light from the corneal reference optical path generated before the optical path length is relatively changed. Acquired by detecting.

２つの検出データにそれぞれ含まれる第３干渉光に基づく干渉信号と第４干渉光に基づく干渉信号との変位量は、網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を移動するためのパルスモータに対する制御パルス数（制御量）に対応する。例えば、取得された変位量から前述の干渉計光源８１に関する校正量に基づいて正確な変位量を求めることで、光路長が既知である光路長変更部材の挿脱による光路長の変化分に相当する制御パルス数がわかり、パルスモータに関する校正量を求めることが可能になる。なお、干渉計光源８１に関する校正量を用いて干渉信号の変位量を換算することなく、取得された干渉信号の変位量をそのまま用いてパルスモータに関する校正量を求めてもよい。   The amount of displacement between the interference signal based on the third interference light and the interference signal based on the fourth interference light included in each of the two detection data is controlled with respect to the pulse motor for moving the reference mirror unit 94 for retinal / anterior chamber depth. Corresponds to the number of pulses (control amount). For example, by obtaining an accurate displacement amount from the obtained displacement amount based on the calibration amount related to the interferometer light source 81 described above, it corresponds to the change in the optical path length due to the insertion / removal of the optical path length changing member whose optical path length is known. It is possible to know the number of control pulses to be performed and to obtain a calibration amount related to the pulse motor. Note that the calibration amount related to the pulse motor may be obtained using the obtained displacement amount of the interference signal as it is without converting the displacement amount of the interference signal using the calibration amount related to the interferometer light source 81.

また、測定部位に応じて厚さが互いに異なる複数の光路長変更部材を選択的に光路に挿脱させることにより、各測定部位の測定範囲での校正が可能になり、高精度な眼内距離の測定を維持することができる。   In addition, by selectively inserting / removing a plurality of optical path length changing members having different thicknesses depending on the measurement site to / from the optical path, calibration within the measurement range of each measurement site is possible, and the intraocular distance is highly accurate. Measurement can be maintained.

この実施形態では、角膜用参照ミラーユニット９６が固定された状態で前述の測定が行われるため、網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を移動するためのパルスモータ（駆動部９４Ｄ）に関する校正量だけが算出される。角膜用参照ミラーユニット９６を移動するためのパルスモータに関する校正量も同様に算出することも可能である。   In this embodiment, the above-described measurement is performed in a state where the corneal reference mirror unit 96 is fixed. Therefore, the calibration amount relating to the pulse motor (drive unit 94D) for moving the reference mirror unit 94 for retinal / anterior chamber depth. Only calculated. It is also possible to calculate the calibration amount related to the pulse motor for moving the cornea reference mirror unit 96 in the same manner.

データ生成部１２５は、光干渉計測による測定時に得られた干渉光の検出結果と校正時に取得された校正量とに基づいて、被検眼Ｅに関するデータを生成する。被検眼Ｅに関するデータには、光干渉計測画像、光干渉計測画像の解析結果などがある。データ生成部１２５は、眼内距離算出部１２２を含んでもよい。   The data generation unit 125 generates data related to the eye E based on the detection result of the interference light obtained at the time of measurement by optical interference measurement and the calibration amount obtained at the time of calibration. The data relating to the eye E includes an optical interference measurement image, an analysis result of the optical interference measurement image, and the like. The data generation unit 125 may include an intraocular distance calculation unit 122.

（表示部１７０、操作部１８０）
表示部１７０は、制御部１１０による制御を受けて情報を表示する。表示部１７０は表示部１０を含む。操作部１８０は、眼科装置１０００の操作や情報入力に使用される。操作部１８０は、各種のハードウェアキー（ジョイスティック、ボタン、スイッチなど）、及び／又は、表示部１７０に提示される各種のソフトウェアキー（ボタン、アイコン、メニューなど）を含む。 (Display unit 170, operation unit 180)
The display unit 170 displays information under the control of the control unit 110. The display unit 170 includes the display unit 10. The operation unit 180 is used to operate the ophthalmologic apparatus 1000 and input information. The operation unit 180 includes various hardware keys (joysticks, buttons, switches, etc.) and / or various software keys (buttons, icons, menus, etc.) presented on the display unit 170.

（通信部１９０）
通信部１９０は、外部装置と通信する機能を持つ。通信部１９０は、外部装置との接続形態に応じた通信インターフェイスを備える。外部装置の例として、レンズの光学特性を測定するための眼鏡レンズ測定装置がある。眼鏡レンズ測定装置は、被検者が装用する眼鏡レンズの度数などを測定し、この測定データを眼科装置１０００に入力する。また、外部装置は、任意の眼科装置、記録媒体から情報を読み取る装置（リーダ）や、記録媒体に情報を書き込む装置（ライタ）などでもよい。更に、外部装置は、病院情報システム（ＨＩＳ）サーバ、ＤＩＣＯＭ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄ ＣＯｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ）サーバ、医師端末、モバイル端末、個人端末、クラウドサーバなどでもよい。 (Communication unit 190)
The communication unit 190 has a function of communicating with an external device. The communication unit 190 includes a communication interface corresponding to a connection form with an external device. As an example of the external device, there is a spectacle lens measurement device for measuring optical characteristics of a lens. The spectacle lens measurement device measures the power of the spectacle lens worn by the subject and inputs this measurement data to the ophthalmologic apparatus 1000. The external device may be an arbitrary ophthalmic device, a device that reads information from a recording medium (reader), a device that writes information to a recording medium (writer), or the like. Further, the external device may be a hospital information system (HIS) server, a DICOM (Digital Imaging and Communication in Medicine) server, a doctor terminal, a mobile terminal, a personal terminal, a cloud server, or the like.

干渉計ユニット８０は実施形態に係る「干渉光学系」の一例である。ビームスプリッタ９２は実施形態に係る「光路分割部材」の一例である。ターレット板９７は実施形態に係る「光学部材」の一例である。反射ミラー９５は実施形態に係る「偏向部材」の一例である。網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４、移動機構９４Ｃ及び駆動部９４Ｄは実施形態に係る「参照光路長変更部」の一例である。   The interferometer unit 80 is an example of the “interference optical system” according to the embodiment. The beam splitter 92 is an example of an “optical path dividing member” according to the embodiment. The turret plate 97 is an example of an “optical member” according to the embodiment. The reflection mirror 95 is an example of the “deflection member” according to the embodiment. The retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94, the moving mechanism 94C, and the drive unit 94D are examples of the “reference optical path length changing unit” according to the embodiment.

＜動作例＞
実施形態に係る眼科装置１０００の動作について説明する。眼科装置１０００の動作の一例を図１２〜図１４に示す。図１２に、眼科装置１０００を用いた測定フローを示す。 <Operation example>
An operation of the ophthalmologic apparatus 1000 according to the embodiment will be described. An example of the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 is shown in FIGS. FIG. 12 shows a measurement flow using the ophthalmologic apparatus 1000.

（Ｓ１）
眼科装置１０００は、検者等のユーザによる電源オン操作により通常動作モードで起動される。 (S1)
The ophthalmologic apparatus 1000 is activated in a normal operation mode by a power-on operation by a user such as an examiner.

（Ｓ２）
眼科装置１０００は、眼内距離を測定するための校正量を算出する。 (S2)
The ophthalmologic apparatus 1000 calculates a calibration amount for measuring the intraocular distance.

（Ｓ３）
眼科装置１０００は、眼内距離測定を含む他覚測定と自覚検査とを実行する。Ｓ３では、眼内距離測定において、Ｓ２において算出された校正量を用いて測定値が求められる。 (S3)
The ophthalmologic apparatus 1000 performs objective measurement including intraocular distance measurement and subjective examination. In S3, in the intraocular distance measurement, a measurement value is obtained using the calibration amount calculated in S2.

（Ｓ４）
ユーザにより電源オフ操作が行われたとき（Ｓ４：Ｙ）、眼科装置１０００の動作は終了する（エンド）。ユーザにより電源オフ操作が行われないとき（Ｓ４：Ｎ）、眼科装置１０００の動作はＳ５に移行する。 (S4)
When the user performs a power-off operation (S4: Y), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 ends (end). When the power-off operation is not performed by the user (S4: N), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S5.

（Ｓ５）
ユーザにより一定時間内に操作部１８０に対して操作が行われなかったとき（Ｓ５：Ｙ）、眼科装置１０００の動作はＳ６に移行する。ユーザにより一定時間内に操作部１８０に対して操作が行われたとき（Ｓ５：Ｎ）、眼科装置１０００の動作はＳ３に移行する。 (S5)
When the user does not perform an operation on the operation unit 180 within a predetermined time (S5: Y), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S6. When the user performs an operation on the operation unit 180 within a predetermined time (S5: N), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S3.

（Ｓ６）
ユーザにより一定時間内に操作部１８０に対して操作が行われなかったとき（Ｓ５：Ｙ）、眼科装置１０００は通常動作モードからスリープモードに移行する。スリープモードでは、光源の点灯がオフにされたり、表示部１３０の表示がオフにされたりする。 (S6)
When the user does not operate the operation unit 180 within a certain time (S5: Y), the ophthalmologic apparatus 1000 shifts from the normal operation mode to the sleep mode. In the sleep mode, the lighting of the light source is turned off or the display of the display unit 130 is turned off.

（Ｓ７）
スリープモードにおいてユーザにより操作部１８０に対して操作を行われなかったとき（Ｓ７：Ｎ）、眼科装置１０００の動作はＳ６に移行する。スリープモードにおいてユーザにより操作部１８０に対して操作が行われたとき（Ｓ７：Ｙ）、眼科装置１０００の動作はＳ２に移行する。 (S7)
When the user does not operate the operation unit 180 in the sleep mode (S7: N), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S6. When the user operates the operation unit 180 in the sleep mode (S7: Y), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S2.

Ｓ２及びＳ３では、図４に示すようにターレット板９７を制御することにより、干渉計光源８１に関する校正量とパルスモータに関する校正量との算出と、被検眼Ｅの眼内距離の測定とが行われる。   In S2 and S3, as shown in FIG. 4, the turret plate 97 is controlled to calculate the calibration amount relating to the interferometer light source 81 and the calibration amount relating to the pulse motor, and to measure the intraocular distance of the eye E to be examined. Is called.

図１３に、図１２のＳ２の校正の動作例のフロー図を示す。Ｓ１１〜Ｓ１８では、干渉計光源８１に関する校正量が求められる。Ｓ１９〜Ｓ２２では、前房深度及び水晶体厚の測定時に使用されるパルスモータに関する校正量が求められる。Ｓ２３〜Ｓ２６では、眼軸長測定時に使用されるパルスモータに関する校正量が求められる。   FIG. 13 shows a flowchart of an example of the calibration operation in S2 of FIG. In S11 to S18, a calibration amount related to the interferometer light source 81 is obtained. In S19 to S22, a calibration amount related to the pulse motor used when measuring the anterior chamber depth and the lens thickness is obtained. In S23 to S26, a calibration amount related to the pulse motor used when measuring the axial length is obtained.

（Ｓ１１）
校正制御部１１１Ａは、干渉計光源８１から出力される光Ｌ０の光量を所定の校正用の光量まで低下させる。校正制御部１１１Ａは、例えば、パルス幅変調制御により点灯時間を短くすることにより干渉計光源８１からの光Ｌ０の光量を低下させる。校正制御部１１１Ａは、光Ｌ０の光路にＮＤ（Ｎｅｕｔｒａｌ Ｄｅｎｓｉｔｙ）フィルタを挿入したり、図示しない光減衰器の減衰率を制御したりすることによりファイバカプラ８２に導かれる光Ｌ０の光量を低下させてもよい。また、校正制御部１１１Ａは、クイックリターンミラー６７を前述の分岐光路に挿入させると共に、網膜用参照光路及び角膜用参照光路に例えばＧ２組（図４参照）が適用されるようにターレット板９７を制御する。それにより、網膜用参照光路には分散補償部材９７２ｂが配置され、角膜用参照光路には孔部９７１ａが配置される。 (S11)
The calibration controller 111A reduces the light amount of the light L0 output from the interferometer light source 81 to a predetermined light amount for calibration. For example, the calibration control unit 111A reduces the light amount of the light L0 from the interferometer light source 81 by shortening the lighting time by pulse width modulation control. The calibration controller 111A reduces the amount of light L0 guided to the fiber coupler 82 by inserting an ND (Neutral Density) filter in the optical path of the light L0 or controlling the attenuation factor of an optical attenuator (not shown). May be. In addition, the calibration control unit 111A inserts the quick return mirror 67 into the above-described branch optical path, and sets the turret plate 97 so that, for example, the G2 set (see FIG. 4) is applied to the retina reference optical path and the corneal reference optical path. Control. Thereby, the dispersion compensation member 972b is arranged in the retina reference optical path, and the hole 971a is arranged in the cornea reference optical path.

（Ｓ１２）
校正制御部１１１Ａは、網膜・前房深度用参照ミラー９４Ｂからの参照光の反射光と角膜用参照ミラー９６Ｂからの参照光の反射光とが干渉する位置に、網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を移動する。校正制御部１１１Ａは、分光器８３により得られる干渉光の検出結果に基づいて網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４の移動を制御することができる。 (S12)
The calibration control unit 111A has a reference mirror for the retina / anterior chamber depth at a position where the reflected light of the reference light from the reference mirror 94B for the retina / anterior chamber depth interferes with the reflected light of the reference light from the reference mirror 96B for the cornea. The unit 94 is moved. The calibration control unit 111A can control the movement of the reference mirror unit 94 for the retina / anterior chamber depth based on the detection result of the interference light obtained by the spectroscope 83.

（Ｓ１３）
校正制御部１１１Ａは、網膜用参照光路及び角膜用参照光路に例えばＧ７組（図４参照）が適用されるようにターレット板９７を制御する。それにより、網膜用参照光路には孔部９７１ｆが配置され、角膜用参照光路には孔部９７１ｇが配置される。校正制御部１１１Ａは、網膜用参照光路及び角膜用参照光路のそれぞれの光路長が同じときの干渉信号を取得する。 (S13)
The calibration control unit 111A controls the turret plate 97 so that, for example, the G7 set (see FIG. 4) is applied to the retina reference optical path and the corneal reference optical path. Thereby, the hole 971f is arranged in the reference optical path for retina, and the hole 971g is arranged in the reference optical path for cornea. The calibration control unit 111A acquires an interference signal when the optical path lengths of the retina reference optical path and the cornea reference optical path are the same.

（Ｓ１４）
校正制御部１１１Ａは、Ｓ１２で移動された網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４の位置における２つの参照光路の反射光の干渉光に基づく干渉信号を取得する。校正量算出部１２４は、Ｓ１３で取得された干渉信号の重心位置を基準にＳ１４で取得された干渉信号の重心位置をガラス未挿入時の信号位置として求める。 (S14)
The calibration control unit 111A acquires an interference signal based on the interference light of the reflected light of the two reference optical paths at the position of the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 moved in S12. The calibration amount calculation unit 124 obtains the barycentric position of the interference signal acquired in S14 based on the barycentric position of the interference signal acquired in S13 as a signal position when the glass is not inserted.

（Ｓ１５）
校正制御部１１１Ａは、網膜用参照光路及び角膜用参照光路にＧ４組が適用されるようにターレット板９７を制御し、角膜用参照光路に孔部９７１ｃを配置させ、網膜用参照光路に光路長変更部材９７４（ガラス（薄））を配置させる。 (S15)
The calibration control unit 111A controls the turret plate 97 so that the G4 set is applied to the reference optical path for the retina and the reference optical path for the cornea, arranges the hole 971c in the reference optical path for the cornea, and sets the optical path length in the reference optical path for the retina. A change member 974 (glass (thin)) is disposed.

（Ｓ１６）
校正制御部１１１Ａは、Ｓ１５で網膜用参照光路に光路長変更部材９７４が配置されたときの２つの参照光路の反射光の干渉光に基づく干渉信号を取得する。校正量算出部１２４は、取得された干渉信号の重心位置をガラス（薄）挿入時の信号位置として求める。 (S16)
The calibration control unit 111A acquires an interference signal based on the interference light of the reflected light of the two reference optical paths when the optical path length changing member 974 is arranged in the retina reference optical path in S15. The calibration amount calculator 124 obtains the position of the center of gravity of the acquired interference signal as the signal position when the glass (thin) is inserted.

（Ｓ１７）
校正量算出部１２４は、Ｓ１４で取得された干渉信号の重心位置とＳ１６で取得された干渉信号の重心位置との位置ずれ（重心間距離）を求める。 (S17)
The calibration amount calculation unit 124 obtains a positional shift (distance between centroids) between the centroid position of the interference signal acquired in S14 and the centroid position of the interference signal acquired in S16.

（Ｓ１８）
校正量算出部１２４は、Ｓ１７において求められた位置ずれ分に相当する分光器８３のラインセンサのピクセル数ｐを求め、光路長変更部材９７４による光路長の変化分Ｔ３を用いて、干渉計光源８１に関する校正量（Ｔ３／ｐ（μｍ／ピクセル））を算出する。Ｔ３は、光路長変更部材９７４の厚さｔ３と既知の屈折率を用いて特定することが可能である。 (S18)
The calibration amount calculation unit 124 obtains the number of pixels p of the line sensor of the spectroscope 83 corresponding to the positional deviation obtained in S17, and uses the change T3 of the optical path length by the optical path length changing member 974 to use the interferometer light source. A calibration amount (T3 / p (μm / pixel)) for 81 is calculated. T3 can be specified using the thickness t3 of the optical path length changing member 974 and a known refractive index.

（Ｓ１９）
次に、校正制御部１１１Ａは、網膜用参照光路及び角膜用参照光路にＧ３組が適用されるようにターレット板９７を制御し、角膜用参照光路に孔部９７１ｂを配置させ、網膜用参照光路に光路長変更部材９７３（ガラス（中））を配置させる。 (S19)
Next, the calibration control unit 111A controls the turret plate 97 so that the G3 set is applied to the retinal reference optical path and the corneal reference optical path, arranges the hole 971b in the corneal reference optical path, and retina reference optical path. An optical path length changing member 973 (glass (medium)) is disposed in

（Ｓ２０）
Ｓ１９において角膜用参照光路の長さが長くなるため、網膜用参照光路の長さを長くすることで、２つの参照光路の反射光の干渉光を生成することができる。そのため、校正制御部１１１Ａは、網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を移動して、網膜・前房深度用参照ミラー９４Ｂからの参照光の反射光と角膜用参照ミラー９６Ｂからの参照光の反射光とを干渉させる。このとき、校正制御部１１１Ａは、網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を所望の位置まで移動するパルスモータ（駆動部９４Ｄ）を制御するための制御パルス数である移動パルス数をカウントし、カウントした移動パルス数ＰＬ１を取得する。 (S20)
Since the length of the corneal reference optical path is increased in S19, the interference light of the reflected light of the two reference optical paths can be generated by increasing the length of the retinal reference optical path. Therefore, the calibration controller 111A moves the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 to reflect the reference light reflected from the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B and the reference light from the cornea reference mirror 96B. Interference with reflected light. At this time, the calibration control unit 111A counts the number of movement pulses, which is the number of control pulses for controlling the pulse motor (drive unit 94D) that moves the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 to a desired position, The counted moving pulse number PL1 is acquired.

（Ｓ２１）
校正制御部１１１Ａは、Ｓ２０で移動された網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４の位置における２つの参照光路の反射光の干渉光に基づく干渉信号を取得する。校正量算出部１２４は、取得された干渉信号の重心位置をガラス（中）挿入時の信号位置として求める。 (S21)
The calibration control unit 111A acquires an interference signal based on the interference light of the reflected light of the two reference light paths at the position of the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 moved in S20. The calibration amount calculator 124 obtains the position of the center of gravity of the acquired interference signal as the signal position when the glass (medium) is inserted.

（Ｓ２２）
校正量算出部１２４は、Ｓ２０の移動前の干渉信号の重心位置からＳ２１において求められた干渉信号の重心位置までの分光器８３のラインセンサのピクセル数ｐ´を求める。校正量算出部１２４は、Ｓ１８において算出された校正量を用いて、ピクセル数ｐ´に相当する移動距離Ｄ´（μｍ）を求める。校正量算出部１２４は、求められた移動距離Ｄ´と、光路長変更部材９７３による光路長の変化分Ｔ２と、Ｓ２０で取得された移動パルス数ＰＬ１とを用いて、網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を移動するパルスモータに関する校正量（（Ｄ´＋Ｔ２）／ＰＬ１（μｍ／パルス））を算出する。Ｓ２２において求められた校正量は、前房深度及び水晶体厚の測定時に使用される。 (S22)
The calibration amount calculation unit 124 obtains the pixel number p ′ of the line sensor of the spectroscope 83 from the gravity center position of the interference signal before the movement in S20 to the gravity center position of the interference signal obtained in S21. The calibration amount calculation unit 124 obtains a movement distance D ′ (μm) corresponding to the number of pixels p ′ using the calibration amount calculated in S18. The calibration amount calculation unit 124 uses the calculated moving distance D ′, the optical path length change T2 by the optical path length changing member 973, and the moving pulse number PL1 acquired in S20 for the retina / anterior chamber depth. A calibration amount ((D ′ + T2) / PL1 (μm / pulse)) regarding the pulse motor that moves the reference mirror unit 94 is calculated. The calibration amount obtained in S22 is used when measuring the anterior chamber depth and the lens thickness.

（Ｓ２３）
次に、校正制御部１１１Ａは、網膜用参照光路及び角膜用参照光路にＧ５組が適用されるようにターレット板９７を制御し、角膜用参照光路に孔部９７１ｄを配置させ、網膜用参照光路に光路長変更部材９７５（ガラス（厚））を配置させる。 (S23)
Next, the calibration control unit 111A controls the turret plate 97 so that the G5 set is applied to the retinal reference optical path and the corneal reference optical path, arranges the hole 971d in the corneal reference optical path, and retina reference optical path. An optical path length changing member 975 (glass (thickness)) is disposed in

（Ｓ２４）
Ｓ２４では、Ｓ２０と同様に、校正制御部１１１Ａは、網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を移動して、網膜・前房深度用参照ミラー９４Ｂからの参照光の反射光と角膜用参照ミラー９６Ｂからの参照光の反射光とを干渉させる。このとき、校正制御部１１１Ａは、網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を所望の位置まで移動するパルスモータ（駆動部９４Ｄ）を制御するための制御パルス数である移動パルス数をカウントし、カウントした移動パルス数ＰＬ２を取得する。 (S24)
In S24, similarly to S20, the calibration control unit 111A moves the reference mirror unit 94 for the retina / anterior chamber depth, reflects the reference light from the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B, and the reference mirror for the cornea. The reflected light of the reference light from 96B is caused to interfere. At this time, the calibration control unit 111A counts the number of movement pulses, which is the number of control pulses for controlling the pulse motor (drive unit 94D) that moves the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 to a desired position, The counted number of movement pulses PL2 is acquired.

（Ｓ２５）
校正制御部１１１Ａは、Ｓ２４で移動された網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４の位置における２つの参照光路の戻り光の干渉光に基づく干渉信号を取得する。校正量算出部１２４は、取得された干渉信号の重心位置をガラス（厚）挿入時の信号位置として求める。 (S25)
The calibration control unit 111A acquires an interference signal based on the interference light of the return light of the two reference optical paths at the position of the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 moved in S24. The calibration amount calculator 124 obtains the position of the center of gravity of the acquired interference signal as the signal position when the glass (thickness) is inserted.

（Ｓ２６）
校正量算出部１２４は、Ｓ２４の移動前の干渉信号の重心位置からＳ２５において求められた干渉信号の重心位置までの分光器８３のラインセンサのピクセル数ｐ´´を求める。校正量算出部１２４は、Ｓ１８において算出された校正量を用いて、ピクセル数ｐ´´に相当する移動距離Ｄ´´（μｍ）を求める。校正量算出部１２４は、求められた移動距離Ｄ´´と、光路長変更部材９７５による光路長の変化分Ｔ１と、Ｓ２４で取得された移動パルス数ＰＬ２とを用いて、網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を移動するパルスモータに関する校正量（（Ｄ´´＋Ｔ１）／ＰＬ２（μｍ／パルス））を算出する。Ｓ２６において求められた校正量は、眼軸長の測定時に使用される。以上で、図１２のＳ２の校正の動作は終了する（エンド）。 (S26)
The calibration amount calculation unit 124 obtains the pixel number p ″ of the line sensor of the spectroscope 83 from the centroid position of the interference signal before the movement in S24 to the centroid position of the interference signal obtained in S25. The calibration amount calculation unit 124 obtains a moving distance D ″ (μm) corresponding to the number of pixels p ″ using the calibration amount calculated in S18. The calibration amount calculation unit 124 uses the obtained moving distance D ″, the change T1 of the optical path length by the optical path length changing member 975, and the number of moving pulses PL2 acquired in S24 to use the retina / anterior chamber depth. The calibration amount ((D ″ + T1) / PL2 (μm / pulse)) relating to the pulse motor that moves the reference mirror unit 94 is calculated. The calibration amount obtained in S26 is used when measuring the axial length. This completes the calibration operation of S2 in FIG. 12 (END).

図１４に、図１２のＳ３の測定の動作例のフロー図を示す。   FIG. 14 shows a flowchart of an operation example of the measurement of S3 in FIG.

（Ｓ３１）
検者等のユーザが操作部１８０に対して所定の操作を行うことで、眼科装置１０００は、アライメントを実行する。具体的には、主制御部１１１は、Ｚアライメント光源１１やＸＹアライメント光源２１や光源４１を点灯させる。処理部９は、撮像素子５９の撮像面上に結像された前眼部像の撮像信号を取得し、表示部１７０（表示部１０の表示画面１０ａ）に前眼部像Ｅ’を表示させる。その後、図１に示す光学系が被検眼Ｅの検査位置に移動される。検査位置とは、被検眼Ｅの検査を行うことが可能な位置である。前述のアライメント（Ｚアライメント系１及びＸＹアライメント系２と観察系５とによるアライメント）を介して被検眼Ｅが検査位置に配置される。光学系の移動は、ユーザによる操作若しくは指示又は制御部１１０による指示にしたがって、制御部１１０によって実行される。 (S31)
When a user such as an examiner performs a predetermined operation on the operation unit 180, the ophthalmologic apparatus 1000 executes alignment. Specifically, the main control unit 111 turns on the Z alignment light source 11, the XY alignment light source 21, and the light source 41. The processing unit 9 acquires an image signal of the anterior segment image formed on the imaging surface of the image sensor 59 and displays the anterior segment image E ′ on the display unit 170 (the display screen 10a of the display unit 10). . Thereafter, the optical system shown in FIG. 1 is moved to the inspection position of the eye E. The inspection position is a position where the eye E can be inspected. The eye E to be examined is placed at the examination position via the above-described alignment (alignment by the Z alignment system 1, the XY alignment system 2, and the observation system 5). The movement of the optical system is executed by the control unit 110 in accordance with an operation or instruction by the user or an instruction from the control unit 110.

また、主制御部１１１は、レフ測定光源６１、合焦レンズ７２、合焦レンズ８５、光源４１及び視標チャート４２を連動させて、光軸に沿って原点、例えば、０Ｄの位置に移動させる。原点への移動は、ユーザによる操作若しくは指示又は主制御部１１１による指示にしたがって、主制御部１１１によって実行される。   Further, the main control unit 111 moves the reflex measurement light source 61, the focusing lens 72, the focusing lens 85, the light source 41, and the target chart 42 to move along the optical axis to the origin, for example, a position of 0D. . The movement to the origin is executed by the main control unit 111 according to an operation or instruction by the user or an instruction from the main control unit 111.

（Ｓ３２）
主制御部１１１は、ケラト測定を実行させる。すなわち、主制御部１１１は、ケラトリング光源３２を点灯させる。ケラトリング光源３２から光が出力されると、角膜Ｋに角膜形状測定用のリング状光束光が投影される。眼屈折力算出部１２１は、撮像素子５９によって取得された像に対して演算処理を施すことにより、角膜曲率半径を算出し、算出された角膜曲率半径から角膜屈折力、角膜乱視度及び角膜乱視軸角度を算出する。制御部１１０では、算出された角膜屈折力などが記憶部１１２に記憶される。 (S32)
The main control unit 111 executes kerato measurement. That is, the main control unit 111 turns on the kerattling light source 32. When light is output from the kerato ring light source 32, a ring-shaped light beam for corneal shape measurement is projected onto the cornea K. The eye refractive power calculation unit 121 calculates a corneal curvature radius by performing an arithmetic process on the image acquired by the imaging element 59, and calculates the corneal refractive power, the corneal astigmatism, and the corneal astigmatism from the calculated corneal curvature radius. Calculate the shaft angle. In the control unit 110, the calculated corneal refractive power and the like are stored in the storage unit 112.

（Ｓ３３）
主制御部１１１は、ダイクロイックミラー５２により観察系５の光路から分岐された光路にクイックリターンミラー６７の反射面を配置させ、レフ測定を実行させる。すなわち、主制御部１１１は、前述のようにレフ測定のためのリング状の測定パターン光束を被検眼Ｅに投影する。被検眼Ｅからの測定パターン光束の戻り光に基づくリング像が、撮像素子７４の結像面に結像される。主制御部１１１は、撮像素子７４により検出された眼底Ｅｆからの戻り光に基づくリング像を取得できたか否かを判定する。例えば、主制御部１１１は、撮像素子７４により検出された戻り光に基づく像のエッジの位置（画素）を検出し、像の幅（外径と内径との差）が所定値以上であるか否かを判定することにより、リング像を取得できたか否かを判定する。或いは、主制御部１１１は、強度が所定の高さ以上の点（像）に基づいてリングを形成できるか否かを判定することにより、リング像を取得できたか否かを判定する。 (S33)
The main control unit 111 arranges the reflection surface of the quick return mirror 67 in the optical path branched from the optical path of the observation system 5 by the dichroic mirror 52, and executes the reflex measurement. That is, the main control unit 111 projects the ring-shaped measurement pattern light beam for the reflex measurement onto the eye E as described above. A ring image based on the return light of the measurement pattern light beam from the eye E is formed on the imaging surface of the image sensor 74. The main control unit 111 determines whether or not a ring image based on the return light from the fundus oculi Ef detected by the image sensor 74 has been acquired. For example, the main control unit 111 detects the position (pixel) of the edge of the image based on the return light detected by the image sensor 74, and whether the width of the image (difference between the outer diameter and the inner diameter) is a predetermined value or more. By determining whether or not, it is determined whether or not a ring image has been acquired. Alternatively, the main control unit 111 determines whether or not a ring image has been acquired by determining whether or not a ring can be formed based on a point (image) whose intensity is equal to or higher than a predetermined height.

リング像を取得できたと判定されたとき、眼屈折力算出部１２１は、被検眼Ｅに投影された測定パターン光束の戻り光に基づくリング像を公知の手法で解析し、仮の球面度数Ｓ及び乱視度数Ｃを取得する。仮の球面度数及び乱視度数Ｃ基づき、レフ測定光源６１、合焦レンズ７２（合焦レンズ８５）、光源４１及び視標チャート４２を等価球面度数（Ｓ＋Ｃ／２）の位置へ移動させる。その位置から、雲霧を行った後、再度本測定としてリング像を取得し、前述と同様に得られたリング像の解析結果と合焦レンズの移動量から球面度数Ｓ、乱視度数Ｃ及び乱視軸角度Ａが求める。制御部１１０では、合焦レンズ７２（合焦レンズ８５）の位置や算出された球面度数などが記憶部１１２に記憶される。   When it is determined that the ring image has been acquired, the eye refractive power calculation unit 121 analyzes the ring image based on the return light of the measurement pattern light beam projected onto the eye E by a known method, and calculates the provisional spherical power S and Astigmatism power C is acquired. Based on the provisional spherical power and astigmatic power C, the reflex measurement light source 61, the focusing lens 72 (focusing lens 85), the light source 41, and the target chart 42 are moved to the positions of equivalent spherical power (S + C / 2). After performing cloud fog from that position, a ring image is obtained again as the main measurement, and the spherical power S, the astigmatic power C, and the astigmatic axis are obtained from the analysis result of the ring image obtained in the same manner as described above and the moving amount of the focusing lens. The angle A is obtained. In the control unit 110, the position of the focusing lens 72 (focusing lens 85), the calculated spherical power, and the like are stored in the storage unit 112.

リング像を取得できないと判定されたとき、まずは強度屈折異常眼である可能性を考慮してレフ測定光源６１、合焦レンズ７２をあらかじめ設定したステップでマイナス度数側（例えば−１０Ｄ）、プラス度数側（例えば＋１０Ｄ）へ移動し各位置でリング像の検出を実施する。それでもリング像を取得できないと判定されたとき、眼科装置１０００の動作はＳ３４に移行する。制御部１１０では、レフ測定結果が得られなかったことを示す情報が記憶部１１２に記憶される。   When it is determined that the ring image cannot be acquired, first, taking into consideration the possibility of being an intensity refraction anomalous eye, the ref measurement light source 61 and the focusing lens 72 are set in advance at the minus power side (for example, −10D), plus power. The ring image is detected at each position. If it is still determined that a ring image cannot be acquired, the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S34. In the control unit 110, information indicating that the ref measurement result has not been obtained is stored in the storage unit 112.

（Ｓ３４）
主制御部１１１は、眼軸長測定を実行させる。具体的には、主制御部１１１は、干渉計光源８１を点灯させた後、網膜用参照光路及び角膜用参照光路にＧ１組が適用されるようにターレット板９７を制御する。それにより、角膜用参照光路にシャッター部材９７６ｂが配置され、網膜用参照光路に分散補償部材９７２ａが配置される。次に、主制御部１１１は、ダイクロイックミラー５２により観察系５の光路から分岐された光路からクイックリターンミラー６７の反射面を退避させる。それにより、干渉計ユニット８０と被検眼Ｅとの間に測定光ＬＳの光路が形成され、光干渉計測経路が開放される。主制御部１１１は、Ｓ３３において記憶部１１２に記憶された情報に基づいて、レフ測定結果があるか否かを判定する。 (S34)
The main control unit 111 causes the axial length measurement to be executed. Specifically, after turning on the interferometer light source 81, the main control unit 111 controls the turret plate 97 so that the G1 set is applied to the retinal reference optical path and the corneal reference optical path. Accordingly, the shutter member 976b is disposed in the corneal reference optical path, and the dispersion compensation member 972a is disposed in the retinal reference optical path. Next, the main control unit 111 retracts the reflection surface of the quick return mirror 67 from the optical path branched from the optical path of the observation system 5 by the dichroic mirror 52. Thereby, an optical path of the measurement light LS is formed between the interferometer unit 80 and the eye E, and the optical interference measurement path is opened. The main control unit 111 determines whether there is a reflex measurement result based on the information stored in the storage unit 112 in S33.

レフ測定結果があると判定されたとき、主制御部１１１は、Ｓ３３において記憶部１１２に記憶された合焦レンズ７２（合焦レンズ８５）の位置から眼軸長測定時の合焦レンズ８５の位置を決定し、決定された位置に合焦レンズ８５を移動する。すなわち、Ｓ３４では、Ｓ３３のレフ測定を行うために被検眼Ｅに対する合焦において求められた合焦レンズ７２の位置から合焦レンズ８５の位置が決定される。具体的には、レフ測定は被検眼Ｅに雲霧させた状態で実行されるため、レフ測定時は、被検眼Ｅに対する合焦において求められた合焦レンズ７２の位置から所定の距離ΔＤだけ移動される。したがって、Ｓ３４において移動された合焦レンズ８５の位置は、レフ測定時の合焦レンズ８５（合焦レンズ７２）の位置から距離（−ΔＤ）だけ移動された位置となる。レフ測定系の移動部（レフ測定光源６１、合焦レンズ７２）と眼内距離測定系８の合焦レンズ８５は一体で移動可能であってもよいし、個別に移動可能であってもよい。一体で移動する場合、Ｓ３３のレフ測定時には合焦レンズ８５は既に雲霧位置にあるので雲霧分のみ戻せばよい。個別に移動される場合や、一体となっていても基準位置や倍率が異なる場合は上記のように移動する。主制御部１１１は、網膜に相当する干渉信号の位置が所定の位置となるように網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を移動する。   When it is determined that there is a reflex measurement result, the main control unit 111 determines the focus lens 85 at the time of measuring the axial length from the position of the focus lens 72 (focus lens 85) stored in the storage unit 112 in S33. The position is determined, and the focusing lens 85 is moved to the determined position. That is, in S34, the position of the focusing lens 85 is determined from the position of the focusing lens 72 obtained in focusing on the eye E to perform the reflex measurement in S33. Specifically, since the reflex measurement is performed in a state in which the eye E is clouded, the reflex measurement is moved by a predetermined distance ΔD from the position of the focusing lens 72 obtained in focusing on the eye E. Is done. Accordingly, the position of the focusing lens 85 moved in S34 is a position moved by a distance (−ΔD) from the position of the focusing lens 85 (focusing lens 72) at the time of reflex measurement. The moving part of the reflex measurement system (reflective measurement light source 61, focusing lens 72) and the focusing lens 85 of the intraocular distance measurement system 8 may be moved together or individually. . When moving together, the focusing lens 85 is already in the cloud position at the time of the reflex measurement in S33, so it is sufficient to return only the amount of cloud fog. When moved individually or when the reference position and magnification are different even if they are integrated, they are moved as described above. The main control unit 111 moves the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 so that the position of the interference signal corresponding to the retina becomes a predetermined position.

一方、レフ測定結果がないと判定されたとき、主制御部１１１は、網膜に相当する干渉信号の位置が所定の位置となるように網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を移動する。次に、主制御部１１１は、網膜に相当する干渉信号の強度が最も高くなるように合焦レンズ８５を移動する。   On the other hand, when it is determined that there is no reflex measurement result, the main control unit 111 moves the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 so that the position of the interference signal corresponding to the retina becomes a predetermined position. Next, the main control unit 111 moves the focusing lens 85 so that the intensity of the interference signal corresponding to the retina is the highest.

以上のように、レフ測定結果に応じて合焦レンズ８５の移動と網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４の移動とが行われると、主制御部１１１は、網膜用参照光路及び角膜用参照光路にＧ２組が適用されるようにターレット板９７を制御する。それにより、角膜用参照光路に孔部９７１ａが配置され、網膜用参照光路に分散補償部材９７２ｂが配置され、角膜頂点に相当する干渉信号と網膜に相当する干渉信号とを同時に検出することが可能になる。眼軸長算出部１２２Ａは、同時に検出可能になった角膜頂点に相当する干渉信号の位置と網膜に相当する干渉信号の位置との間隔に基づいて眼軸長を算出する。このとき、Ｓ１８で求められた干渉計光源８１に関する校正量を用いた干渉信号の重心位置の移動距離と、Ｓ２６で求められたパルスモータに関する校正量を用いた網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４の移動距離とを加味して、眼軸長が求められる。制御部１１０では、算出された眼軸長が記憶部１１２に記憶される。   As described above, when the movement of the focusing lens 85 and the movement of the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 are performed according to the reflex measurement result, the main control unit 111 performs the retina reference optical path and the corneal reference. The turret plate 97 is controlled so that the group G2 is applied to the optical path. Accordingly, the hole 971a is arranged in the reference optical path for the cornea, and the dispersion compensation member 972b is arranged in the reference optical path for the retina, so that the interference signal corresponding to the cornea and the interference signal corresponding to the retina can be detected simultaneously. become. The axial length calculation unit 122A calculates the axial length based on the interval between the position of the interference signal corresponding to the corneal apex that can be detected simultaneously and the position of the interference signal corresponding to the retina. At this time, the reference mirror unit for retinal / anterior chamber depth using the movement distance of the barycentric position of the interference signal using the calibration amount related to the interferometer light source 81 obtained in S18 and the calibration amount related to the pulse motor obtained in S26. The axial length is obtained in consideration of the moving distance of 94. In the control unit 110, the calculated axial length is stored in the storage unit 112.

（Ｓ３５）
主制御部１１１は、前房深度測定を実行させる。具体的には、主制御部１１１は、干渉計光源８１を点灯させた後、Ｓ３４と同様に、網膜用参照光路及び角膜用参照光路にＧ１組が適用されるようにターレット板９７を制御する。次に、主制御部１１１は、水晶体前面に相当する干渉信号の位置が所定の位置となるように網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を移動する。主制御部１１１は、水晶体前面に相当する干渉信号の強度が最も高くなるように合焦レンズ８５を移動し、Ｓ３４と同様に、網膜用参照光路及び角膜用参照光路にＧ２組が適用されるようにターレット板９７を制御する。それにより、角膜頂点に相当する干渉信号と水晶体前面に相当する干渉信号とを同時に検出することが可能になる。前房深度算出部１２２Ｂは、同時に検出可能になった角膜頂点に相当する干渉信号の位置と水晶体前面に相当する干渉信号の位置との間隔に基づいて前房深度を算出する。このとき、Ｓ１８で求められた干渉計光源８１に関する校正量を用いた干渉信号の重心位置の移動距離と、Ｓ２２で求められたパルスモータに関する校正量を用いた網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４の移動距離とを加味して、前房深度が求められる。制御部１１０では、算出された前房深度が記憶部１１２に記憶される。 (S35)
The main control unit 111 executes anterior chamber depth measurement. Specifically, after turning on the interferometer light source 81, the main control unit 111 controls the turret plate 97 so that the G1 set is applied to the retina reference optical path and the corneal reference optical path, as in S34. . Next, the main control unit 111 moves the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 so that the position of the interference signal corresponding to the front surface of the crystalline lens becomes a predetermined position. The main control unit 111 moves the focusing lens 85 so that the intensity of the interference signal corresponding to the front surface of the crystalline lens becomes the highest, and the set G2 is applied to the retina reference optical path and the corneal reference optical path as in S34. Thus, the turret plate 97 is controlled. Thereby, it becomes possible to simultaneously detect an interference signal corresponding to the apex of the cornea and an interference signal corresponding to the front surface of the crystalline lens. The anterior chamber depth calculation unit 122B calculates the anterior chamber depth based on the interval between the position of the interference signal corresponding to the corneal apex that can be detected simultaneously and the position of the interference signal corresponding to the front surface of the crystalline lens. At this time, the reference mirror unit for retinal / anterior chamber depth using the movement distance of the barycentric position of the interference signal using the calibration amount related to the interferometer light source 81 obtained in S18 and the calibration amount related to the pulse motor obtained in S22. Taking into account the moving distance of 94, the anterior chamber depth is determined. In the control unit 110, the calculated anterior chamber depth is stored in the storage unit 112.

（Ｓ３６）
主制御部は、水晶体厚測定を実行させる。具体的には、主制御部１１１は、干渉計光源８１を点灯させた後、Ｓ３４と同様に、網膜用参照光路及び角膜用参照光路にＧ１組が適用されるようにターレット板９７を制御する。次に、主制御部１１１は、水晶体後面に相当する干渉信号の位置が所定の位置となるように網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４を移動する。主制御部は、水晶体後面に相当する干渉信号の強度が最も高くなるように合焦レンズ８５を移動し、Ｓ３４と同様に、網膜用参照光路及び角膜用参照光路にＧ２組が適用されるようにターレット板９７を制御する。それにより、角膜頂点に相当する干渉信号と水晶体後面に相当する干渉信号とを同時に検出することが可能になる。水晶体厚算出部１２２Ｃは、同時に検出可能になった角膜頂点に相当する干渉信号の位置と水晶体後面に相当する干渉信号の位置との間隔に基づいて、角膜頂点と水晶体後面との距離を求める。水晶体厚算出部１２２Ｃは、求められた角膜頂点と水晶体後面との距離からＳ３５において求められた前房深度を差し引くことにより、水晶体厚を算出する。このとき、Ｓ１８で求められた干渉計光源８１に関する校正量を用いた干渉信号の重心位置の移動距離と、Ｓ２２で求められたパルスモータに関する校正量を用いた網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４の移動距離とを加味して、水晶体厚が求められる。制御部１１０では、算出された水晶体厚が記憶部１１２に記憶される。 (S36)
The main control unit causes the lens thickness measurement to be executed. Specifically, after turning on the interferometer light source 81, the main control unit 111 controls the turret plate 97 so that the G1 set is applied to the retina reference optical path and the corneal reference optical path, as in S34. . Next, the main control unit 111 moves the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 so that the position of the interference signal corresponding to the rear surface of the crystalline lens becomes a predetermined position. The main control unit moves the focusing lens 85 so that the intensity of the interference signal corresponding to the rear surface of the crystalline lens becomes the highest, and the G2 set is applied to the retinal reference optical path and the corneal reference optical path as in S34. The turret plate 97 is controlled. Thereby, it becomes possible to simultaneously detect an interference signal corresponding to the apex of the cornea and an interference signal corresponding to the rear surface of the crystalline lens. The lens thickness calculator 122C obtains the distance between the apex of the cornea and the rear surface of the crystalline lens based on the interval between the position of the interference signal corresponding to the apex of the cornea that can be detected simultaneously and the position of the interference signal corresponding to the rear surface of the lens. The lens thickness calculator 122C calculates the lens thickness by subtracting the anterior chamber depth determined in S35 from the distance between the determined corneal apex and the posterior surface of the lens. At this time, the reference mirror unit for retinal / anterior chamber depth using the movement distance of the barycentric position of the interference signal using the calibration amount related to the interferometer light source 81 obtained in S18 and the calibration amount related to the pulse motor obtained in S22. In consideration of the moving distance of 94, the lens thickness is obtained. In the control unit 110, the calculated lens thickness is stored in the storage unit 112.

（Ｓ３７）
主制御部１１１は、角膜厚測定を実行させる。具体的には、主制御部１１１は、干渉計光源８１を点灯させた後、網膜用参照光路及び角膜用参照光路にＧ６組が適用されるようにターレット板９７を制御する。それにより、角膜用参照光路に孔部９７１ｅが配置され、網膜用参照光路にシャッター部材９７６ａが配置される。次に、主制御部１１１は、角膜後面に相当する干渉信号の強度が最も高くなるように合焦レンズ８５を移動する。角膜頂点に相当する干渉信号と角膜後面に相当する干渉信号とが同時に検出することが可能であるため、角膜厚算出部１２２Ｄは、角膜頂点に相当する干渉信号の位置と角膜後面に相当する干渉信号の位置との間隔に基づいて角膜厚を算出する。このとき、Ｓ１８で求められた干渉計光源８１に関する校正量を用いた干渉信号の重心位置の移動距離を加味して、角膜厚が求められる。制御部１１０では、算出された角膜厚が記憶部１１２に記憶される。 (S37)
The main controller 111 executes corneal thickness measurement. Specifically, after turning on the interferometer light source 81, the main control unit 111 controls the turret plate 97 so that the G6 set is applied to the retina reference optical path and the corneal reference optical path. Thereby, the hole 971e is disposed in the corneal reference optical path, and the shutter member 976a is disposed in the retinal reference optical path. Next, the main control unit 111 moves the focusing lens 85 so that the intensity of the interference signal corresponding to the rear surface of the cornea is the highest. Since an interference signal corresponding to the corneal apex and an interference signal corresponding to the corneal posterior surface can be detected at the same time, the cornea thickness calculating unit 122D detects the position of the interference signal corresponding to the corneal apex and the interference corresponding to the corneal posterior surface. The corneal thickness is calculated based on the distance from the signal position. At this time, the corneal thickness is obtained in consideration of the movement distance of the barycentric position of the interference signal using the calibration amount related to the interferometer light source 81 obtained in S18. In the control unit 110, the calculated corneal thickness is stored in the storage unit 112.

（Ｓ３８）
ＩＯＬ度数算出部１２３は、Ｓ３１〜Ｓ３７で求められた角膜屈折力（ケラト値）、眼軸長測定、前房深度、水晶体厚及び角膜厚の少なくとも１つを用いてＩＯＬの度数を求める。制御部１１０では、求められたＩＯＬ度数が記憶部１１２に記憶される。 (S38)
The IOL frequency calculation unit 123 calculates the IOL frequency by using at least one of the corneal refractive power (kerat value), the axial length measurement, the anterior chamber depth, the lens thickness, and the corneal thickness obtained in S31 to S37. In the control unit 110, the obtained IOL frequency is stored in the storage unit 112.

（Ｓ３９）
制御部１１０は、例えば、操作部１８０に対するユーザの指示に基づき、視標チャート４２を制御することにより所望の視標を表示させる。また、制御部１１０は、他覚測定の結果に応じた位置に光源４１及び視標チャート４２を移動する。被検者は、眼底Ｅｆに投影された視標に対する応答を行う。例えば、視力測定用の視標の場合には、被検者の応答により被検眼の視力値が決定される。視標の選択とそれに対する被検者の応答が、検者又は制御部１１０の判断により繰り返し行われる。 (S39)
For example, the control unit 110 controls the target chart 42 to display a desired target based on a user instruction to the operation unit 180. Moreover, the control part 110 moves the light source 41 and the target chart 42 to the position according to the result of objective measurement. The subject responds to the visual target projected onto the fundus oculi Ef. For example, in the case of a visual target for visual acuity measurement, the visual acuity value of the eye to be examined is determined by the response of the subject. The selection of the target and the response of the subject to the selection are repeatedly performed based on the judgment of the examiner or the control unit 110.

或いは、制御部１１０は、他覚測定で得られた被検眼Ｅの乱視状態（乱視度数、乱視軸角度）に基づいて、この乱視状態が矯正されるようにＶＣＣレンズ４４を制御する。被検者は、眼底Ｅｆに投影された視標に対する応答を行う。被検者の応答に基づきＶＣＣレンズを制御することも可能である。例えば、視力測定用の視標の場合には、被検者の応答により被検眼の視力値が決定される。視標の選択とそれに対する被検者の応答が、検者又は制御部１１０の判断により繰り返し行われる。検者又は制御部１１０は、被検者からの応答に基づいて視力値或いは処方値（Ｓ、Ｃ、Ａ）を決定し、眼科装置１０００の動作は終了する（エンド）。   Alternatively, the control unit 110 controls the VCC lens 44 so that the astigmatism state is corrected based on the astigmatism state (astigmatism power, astigmatism axis angle) of the eye E obtained by objective measurement. The subject responds to the visual target projected onto the fundus oculi Ef. It is also possible to control the VCC lens based on the response of the subject. For example, in the case of a visual target for visual acuity measurement, the visual acuity value of the eye to be examined is determined by the response of the subject. The selection of the target and the response of the subject to the selection are repeatedly performed based on the judgment of the examiner or the control unit 110. The examiner or control unit 110 determines the visual acuity value or the prescription value (S, C, A) based on the response from the subject, and the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 ends (END).

この実施形態では、干渉計光源８１の特性及びパルスモータ（駆動部９４Ｄ）の駆動特性の双方の経時変化を考慮して眼軸長、前房深度及び水晶体厚を求める場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、干渉計光源８１の特性の経時変化だけを考慮して眼軸長、前房深度及び水晶体厚を求めてもよいし、パルスモータの駆動特性の経時変化だけを考慮して眼軸長、前房深度及び水晶体厚を求めてもよい。   In this embodiment, a case has been described in which the axial length, anterior chamber depth, and lens thickness are obtained in consideration of changes over time in both the characteristics of the interferometer light source 81 and the drive characteristics of the pulse motor (drive unit 94D). The form is not limited to this. For example, the axial length, the anterior chamber depth, and the lens thickness may be obtained considering only the temporal change in the characteristics of the interferometer light source 81, or the axial length, considering only the temporal change in the driving characteristics of the pulse motor, Anterior chamber depth and lens thickness may be determined.

［作用・効果］
実施形態に係る眼科装置の作用及び効果について説明する。 [Action / Effect]
The operation and effect of the ophthalmologic apparatus according to the embodiment will be described.

実施形態に係る眼科装置（眼科装置１０００）は、干渉光学系（干渉計ユニット８０）と、光路分割部材（ビームスプリッタ９２）と、光学部材（ターレット板９７）と、移動機構（移動機構９７Ｃ）と、眼内距離算出部（眼内距離算出部１２２）とを含む。干渉光学系は、光源（干渉計光源８１）からの光（光Ｌ０）を参照光（参照光ＬＲ）と測定光（測定光ＬＳ）とに分割し、測定光を被検眼（被検眼Ｅ）に照射し、その戻り光と参照光との干渉光（干渉光ＬＣ）を生成し、生成された干渉光を検出する。光路分割部材は、参照光を第１参照光路（網膜用参照光路）及び第２参照光路（角膜用参照光路）に導く。光学部材は、１以上の透光部（孔部９７１ａ〜９７１ｅ、分散補償部材９７２ａ〜９７２ｂ、光路長変更部材９７３〜９７５）及び１以上の遮光部（シャッター部材９７６ａ〜９７６ｂ）を含む複数の光学機能部を備えている。移動機構は、第１参照光路及び第２参照光路のそれぞれに複数の光学機能部のいずれかを同時に配置させるように光学部材を移動する。眼内距離算出部は、移動機構により第１参照光路及び第２参照光路のそれぞれに複数の光学機能部のいずれかが配置された状態で干渉光学系により取得された干渉光の検出データに基づいて被検眼の眼内距離を求める。   The ophthalmic apparatus (ophthalmic apparatus 1000) according to the embodiment includes an interference optical system (interferometer unit 80), an optical path dividing member (beam splitter 92), an optical member (turret plate 97), and a moving mechanism (moving mechanism 97C). And an intraocular distance calculation unit (intraocular distance calculation unit 122). The interference optical system divides light (light L0) from the light source (interferometer light source 81) into reference light (reference light LR) and measurement light (measurement light LS), and measures the measurement light (eye E). , The interference light (interference light LC) between the return light and the reference light is generated, and the generated interference light is detected. The optical path dividing member guides the reference light to the first reference optical path (retinal reference optical path) and the second reference optical path (corneal reference optical path). The optical member includes a plurality of optical elements including one or more light transmitting portions (holes 971a to 971e, dispersion compensation members 972a to 972b, optical path length changing members 973 to 975) and one or more light shielding portions (shutter members 976a to 976b). It has a functional part. The moving mechanism moves the optical member so that any one of the plurality of optical function units is simultaneously arranged in each of the first reference optical path and the second reference optical path. The intraocular distance calculation unit is based on detection data of interference light acquired by the interference optical system in a state where any one of the plurality of optical function units is arranged in each of the first reference optical path and the second reference optical path by the moving mechanism. To obtain the intraocular distance of the eye to be examined.

このような構成では、１以上の透光部及び１以上の遮光部を含む光学部材を移動機構により移動することにより、第１参照光路及び第２参照光路のそれぞれに１以上の透光部及び１以上の遮光部のいずれかが同時に配置される。それにより、光学部材を移動する１つの移動機構で眼内距離を求めるための複数の干渉光を取得することができ、省スペースで被検眼の眼内距離を測定することが可能な眼科装置を提供することができるようになる。   In such a configuration, by moving an optical member including one or more light-transmitting parts and one or more light-shielding parts by a moving mechanism, one or more light-transmitting parts and a second reference light path and Any one or more light-shielding portions are arranged at the same time. Accordingly, an ophthalmologic apparatus capable of acquiring a plurality of interference lights for obtaining an intraocular distance with a single moving mechanism that moves an optical member and measuring the intraocular distance of the eye to be examined in a small space. Will be able to provide.

また、実施形態に係る眼科装置では、光学部材は、回動可能なターレット板（ターレット板９７）を含み、１以上の透光部及び１以上の遮光部は、ターレット板の回動軸（回動軸Ｏ１）を中心とする円周方向に沿って設けられていてもよい。   In the ophthalmologic apparatus according to the embodiment, the optical member includes a rotatable turret plate (turret plate 97), and the one or more light-transmitting portions and the one or more light-shielding portions are the rotation shafts (rotations) of the turret plate. It may be provided along a circumferential direction centering on the dynamic axis O1).

このような構成によれば、ターレット板の回動により眼内距離を求めるための複数の干渉光を取得することが可能になるため、より一層の省スペース化と、移動機構に対する制御の簡素化とを図ることができる。   According to such a configuration, it becomes possible to acquire a plurality of interference lights for obtaining the intraocular distance by rotating the turret plate, so that further space saving and simplification of control over the moving mechanism can be achieved. Can be planned.

また、実施形態に係る眼科装置は、第１参照光路と第２参照光路とが平行になるように第１参照光路及び第２参照光路の少なくとも一方を偏向する偏向部材（反射ミラー９５）を含んでもよい。   In addition, the ophthalmologic apparatus according to the embodiment includes a deflection member (reflection mirror 95) that deflects at least one of the first reference optical path and the second reference optical path so that the first reference optical path and the second reference optical path are parallel to each other. But you can.

このような構成によれば、第１参照光路と第２参照光路に対して挿脱される光学部材（ターレット板等）を共通にすることができるため、駆動部も共通化することが可能になり、構造を簡素化することができるようになる。   According to such a configuration, an optical member (such as a turret plate) that is inserted into and removed from the first reference optical path and the second reference optical path can be made common, so that the drive unit can also be made common. Thus, the structure can be simplified.

また、実施形態に係る眼科装置では、干渉光学系は、第１参照光路及び第２参照光路のそれぞれに１以上の透光部のいずれかが配置された状態において、測定光の戻り光と第１参照光路からの戻り光と第２参照光路からの戻り光とを検出することにより、測定光の戻り光と第１参照光路からの戻り光との第１干渉光に対応した第１検出データを生成し、測定光の戻り光と第２参照光路からの戻り光との第２干渉光に対応した第２検出データを生成し、眼内距離算出部は、第１検出データと第２検出データとに基づいて、眼内距離を求めてもよい。   Further, in the ophthalmologic apparatus according to the embodiment, the interference optical system includes the return light of the measurement light and the first light in a state where one of the one or more translucent portions is disposed in each of the first reference optical path and the second reference optical path. First detection data corresponding to the first interference light of the return light of the measurement light and the return light from the first reference optical path by detecting the return light from the first reference optical path and the return light from the second reference optical path The second detection data corresponding to the second interference light of the return light of the measurement light and the return light from the second reference light path is generated, and the intraocular distance calculation unit is configured to generate the first detection data and the second detection data. The intraocular distance may be obtained based on the data.

このような構成によれば、第１干渉光と第２干渉光とをリアルタイムで同時に検出することができるためアライメントが多少ずれたとしても被検眼の眼内距離を高精度に測定可能な眼科装置を提供することができる。   According to such a configuration, since the first interference light and the second interference light can be simultaneously detected in real time, an ophthalmologic apparatus capable of measuring the intraocular distance of the eye to be examined with high accuracy even if the alignment is slightly shifted. Can be provided.

また、実施形態に係る眼科装置では、１以上の透光部の少なくとも１つには光路長変更部材（光路長変更部材９７３〜９７５）が設けられ、干渉光学系は、第１参照光路及び第２参照光路の少なくとも一方に光路長変更部材が配置された状態において、第１参照光路からの戻り光と第２参照光路からの戻り光との第３干渉光を検出して第３検出データを生成し、かつ、第１参照光路及び第２参照光路のそれぞれに透光部が配置された状態において、第１参照光路からの戻り光と第２参照光路からの戻り光との第４干渉光を検出して第４検出データを生成し、第３検出データと第４検出データとに基づいて、光源に関する校正量を求める校正量算出部（校正量算出部１２４）を含み、眼内距離算出部は、干渉光の検出データと校正量とに基づいて、眼内距離を求めてもよい。   In the ophthalmologic apparatus according to the embodiment, an optical path length changing member (optical path length changing members 973 to 975) is provided in at least one of the one or more translucent parts, and the interference optical system includes the first reference optical path and the first optical path. In a state where the optical path length changing member is disposed in at least one of the two reference optical paths, the third detection data is detected by detecting the third interference light between the return light from the first reference optical path and the return light from the second reference optical path. And a fourth interference light of the return light from the first reference optical path and the return light from the second reference optical path in a state where the light transmitting part is disposed in each of the first reference optical path and the second reference optical path. A calibration amount calculation unit (calibration amount calculation unit 124) that calculates a calibration amount related to the light source based on the third detection data and the fourth detection data, and calculates intraocular distance. Based on interference light detection data and calibration amount , May be obtained an intraocular distance.

このような構成によれば、眼内距離を測定するための干渉光学系における参照光路を分割して得られた２つの参照光路からの戻り光を干渉させた干渉光を用いて、校正用の光学系を別途に設けることなく、省スペースで光源に関する校正量を求めることができる。   According to such a configuration, the calibration light can be calibrated using the interference light obtained by interfering the return light from the two reference optical paths obtained by dividing the reference optical path in the interference optical system for measuring the intraocular distance. A calibration amount relating to the light source can be obtained in a space-saving manner without separately providing an optical system.

また、実施形態に係る眼科装置では、校正量算出部は、第１参照光路の長さと第２参照光路の長さとが略等しい状態でそれぞれ取得された第３検出データと第４検出データとに基づいて校正量を求めてもよい。   Further, in the ophthalmologic apparatus according to the embodiment, the calibration amount calculation unit performs the third detection data and the fourth detection data acquired in a state where the length of the first reference optical path and the length of the second reference optical path are substantially equal, respectively. The calibration amount may be obtained based on this.

このような構成によれば、干渉光学系における参照光路を分割して得られた第１参照光路の長さと第２参照光路の長さとが略等しい状態で校正量を求めるようにしたので、光源の経時変化に基づく校正量を容易に求めることができる。   According to such a configuration, the calibration amount is obtained in a state where the length of the first reference optical path obtained by dividing the reference optical path in the interference optical system is approximately equal to the length of the second reference optical path. The amount of calibration based on the change with time can be easily obtained.

また、実施形態に係る眼科装置は、第１参照光路の長さと第２参照光路の長さとを相対的に変更する参照光路長変更部（網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４、移動機構９４Ｃ及び駆動部９４Ｄ）と、参照光路長変更部を制御する制御部（制御部１１０）と、を含み、校正量算出部は、第３検出データと第４検出データとの間の信号変位量と、信号変位量に対応する参照光路長変更部に対する制御量とに基づいて参照光路長変更部に関する校正量を求めてもよい。   In addition, the ophthalmologic apparatus according to the embodiment includes a reference optical path length changing unit (referential / retinal depth reference mirror unit 94, moving mechanism 94C) that relatively changes the length of the first reference optical path and the length of the second reference optical path. And a drive unit 94D) and a control unit (control unit 110) that controls the reference optical path length changing unit, and the calibration amount calculation unit includes a signal displacement amount between the third detection data and the fourth detection data. The calibration amount related to the reference optical path length changing unit may be obtained based on the control amount for the reference optical path length changing unit corresponding to the signal displacement amount.

このような構成によれば、校正用の光学系を別途に設けることなく、第１参照光路の長さと第２参照光路の長さとを相対的に変更する手段の特性の経時変化に基づく校正量を高精度に求めることができる。   According to such a configuration, the calibration amount based on the change over time of the characteristics of the means for relatively changing the length of the first reference optical path and the length of the second reference optical path without separately providing an optical system for calibration. Can be obtained with high accuracy.

また、実施形態に係る眼科装置は、２以上の透光部を含み、２以上の透光部には参照光路の長さの変更量が異なる２以上の光路長変更部材が設けられ、校正量算出部は、２以上の光路長変更部材のそれぞれに対応する校正量を求めてもよい。   Moreover, the ophthalmologic apparatus according to the embodiment includes two or more light-transmitting portions, and the two or more light-transmitting portions are provided with two or more optical path length changing members having different amounts of change in the length of the reference optical path, and the calibration amount. The calculation unit may obtain a calibration amount corresponding to each of the two or more optical path length changing members.

このような構成によれば、参照光路の長さの変更量に対応した測定範囲で校正量を求めることができ、より高精度な眼内距離の測定が可能になる。   According to such a configuration, the calibration amount can be obtained in the measurement range corresponding to the change amount of the length of the reference optical path, and the intraocular distance can be measured with higher accuracy.

また、実施形態に係る眼科装置では、１以上の透光部の少なくとも１つには分散補償部材（分散補償部材９７２ａ〜９７２ｂ）が設けられていてもよい。   In the ophthalmologic apparatus according to the embodiment, dispersion compensation members (dispersion compensation members 972a to 972b) may be provided in at least one of the one or more light transmitting parts.

このような構成によれば、干渉光学系による測定時に分散補償部材を別途に設ける必要がなくなり、装置の省スペース化を図ることができる。   According to such a configuration, it is not necessary to separately provide a dispersion compensation member at the time of measurement by the interference optical system, and space saving of the apparatus can be achieved.

＜変形例＞
以上に示された実施形態は、この発明を実施するための一例に過ぎない。この発明を実施しようとする者は、この発明の要旨の範囲内において任意の変形、省略、追加等を施すことが可能である。 <Modification>
The embodiment described above is merely an example for carrying out the present invention. A person who intends to implement the present invention can make arbitrary modifications, omissions, additions and the like within the scope of the present invention.

前述の実施形態では、ターレット板９７には図３に示したように透光部及び遮光部が設けられている場合について説明したが、実施形態に係るターレット板の構成は図３に示したものに限定されない。例えば、網膜用参照光路及び角膜用参照光路のそれぞれに同時に配置される光学部材は円周の対角位置にあってもよい。また、各参照光路に同時に配置される光学部材は、円周上の隣り合う位置に配置されていてもよいし、１個以上の間をおいて配置されていてもよい。   In the above-described embodiment, the case where the turret plate 97 is provided with the light transmitting portion and the light shielding portion as shown in FIG. 3 has been described, but the configuration of the turret plate according to the embodiment is that shown in FIG. It is not limited to. For example, the optical members that are simultaneously disposed in each of the retina reference optical path and the corneal reference optical path may be located at diagonal positions on the circumference. Moreover, the optical member arrange | positioned simultaneously at each reference optical path may be arrange | positioned in the position adjacent to the circumference, and may be arrange | positioned between one or more.

前述の実施形態では、回動軸Ｏ１の回りにターレット板９７を回動させることにより、ビームスプリッタ９２により分割された２つの参照光路のそれぞれに１以上の透光部及び１以上の遮光部のいずれかを同時に配置する場合について説明した。しかしながら、実施形態は、これに限定されるものではない。例えば、１以上の透光部及び１以上の遮光部が設けられた光学部材を所定の方向にスライドさせることにより、ビームスプリッタ９２により分割された２つの参照光路のそれぞれに１以上の透光部及び１以上の遮光部のいずれかを同時に配置してもよい。このような光学部材は、ソレノイド等によりスライドさせることが可能である。   In the above-described embodiment, by rotating the turret plate 97 around the rotation axis O1, one or more light-transmitting portions and one or more light-shielding portions are provided in each of the two reference light paths divided by the beam splitter 92. The case where either one is arranged at the same time has been described. However, the embodiment is not limited to this. For example, by sliding an optical member provided with one or more light-transmitting parts and one or more light-shielding parts in a predetermined direction, one or more light-transmitting parts are provided in each of two reference light paths divided by the beam splitter 92. And one or more light-shielding portions may be arranged at the same time. Such an optical member can be slid by a solenoid or the like.

前述の実施形態では、１つの光学部材（実施形態ではターレット板）に１以上の透光部及び１以上の遮光部が設けられている場合について説明したが、実施形態に係る光学部材は１つの光学部材に限定されるものではない。例えば、２以上の光学部材のそれぞれに前述の１以上の透光部及び１以上の遮光部のいずれかを設け、２以上の光学部材を互いに独立に移動することで、網膜用参照光路及び角膜用参照光路に透光部及び遮光部のいずれかを配置するようにしてもよい。   In the above-described embodiment, the case where one optical member (the turret plate in the embodiment) is provided with one or more light-transmitting portions and one or more light-shielding portions has been described. However, the optical member according to the embodiment has one optical member. It is not limited to optical members. For example, each of the two or more optical members is provided with any one of the one or more light-transmitting parts and the one or more light-shielding parts described above, and the two or more optical members are moved independently of each other. One of the light transmitting part and the light shielding part may be arranged in the reference light path.

前述の実施形態では、パルスモータについて測定部位に対応した測定範囲で校正量を算出する場合について説明したが、１つの光路長変更部材を用いて求められた校正量を測定範囲にかかわらずに全範囲で用いてもよい。   In the above-described embodiment, the case where the calibration amount is calculated in the measurement range corresponding to the measurement site for the pulse motor has been described. However, the calibration amount obtained by using one optical path length changing member is the same regardless of the measurement range. It may be used in a range.

前述の実施形態では、算出された校正量をそのまま用いる場合について説明したが、公知の手法で補正係数を求め、取得された測定値に当該補正係数を適用するようにしてもよい。   In the above-described embodiment, the case where the calculated calibration amount is used as it is has been described. However, the correction coefficient may be obtained by a known method, and the correction coefficient may be applied to the acquired measurement value.

前述の実施形態では、角膜用参照光路に対してガラス等の光路長変更部材を挿入することにより参照光路の長さを変更してパルスモータの駆動特性の経時変化に基づく校正量を算出する場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、角膜用参照ミラーユニット９６及び網膜・前房深度用参照ミラーユニット９４の少なくとも一方を光軸に沿って移動することにより参照光路の長さを変更することも可能である。この場合、参照ミラーユニットの移動量は、ロータリーエンコーダ等の位置センサにより検出することができる。   In the above-described embodiment, when the optical path length changing member such as glass is inserted into the reference optical path for the cornea to change the length of the reference optical path and calculate the calibration amount based on the change over time of the driving characteristics of the pulse motor However, the embodiment is not limited to this. For example, the length of the reference optical path can be changed by moving at least one of the cornea reference mirror unit 96 and the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 along the optical axis. In this case, the amount of movement of the reference mirror unit can be detected by a position sensor such as a rotary encoder.

前述の実施形態では、測定前に校正を行う場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、電源投入直後、スリープモード解除直後、ユーザにより指定された任意のタイミング、自覚検査中、アライメント中、レフ測定中又はケラト測定中に、前述の校正量の算出を行うことが可能である。   In the above-described embodiment, the case where calibration is performed before measurement has been described, but the embodiment is not limited to this. For example, the calibration amount can be calculated immediately after power-on, immediately after the sleep mode is released, at any timing designated by the user, during subjective examination, during alignment, during reflex measurement, or during kerato measurement.

８０ 干渉計ユニット
９２ ビームスプリッタ
９７ ターレット板
９７Ｃ 移動機構
１２２ 眼内距離算出部
１０００ 眼科装置 80 Interferometer unit 92 Beam splitter 97 Turret plate 97C Movement mechanism 122 Intraocular distance calculation unit 1000 Ophthalmic apparatus

Claims (9)

光源からの光を参照光と測定光とに分割し、前記測定光を被検眼に照射し、その戻り光と前記参照光との干渉光を生成し、生成された前記干渉光を検出する干渉光学系と、
前記参照光を第１参照光路及び第２参照光路に導く光路分割部材と、
１以上の透光部及び１以上の遮光部を含む複数の光学機能部を備えた光学部材と、
前記第１参照光路及び前記第２参照光路のそれぞれに前記複数の光学機能部のいずれかを同時に配置させるように前記光学部材を移動する移動機構と、
前記移動機構により前記第１参照光路及び前記第２参照光路のそれぞれに前記複数の光学機能部のいずれかが配置された状態で前記干渉光学系により取得された前記干渉光の検出データに基づいて前記被検眼の眼内距離を求める眼内距離算出部と、
を含む眼科装置。 Interference for dividing light from a light source into reference light and measurement light, irradiating the eye to be examined with the measurement light, generating interference light between the return light and the reference light, and detecting the generated interference light Optical system,
An optical path dividing member for guiding the reference light to the first reference optical path and the second reference optical path;
An optical member provided with a plurality of optical function parts including one or more light-transmitting parts and one or more light-shielding parts;
A moving mechanism for moving the optical member so as to simultaneously arrange any of the plurality of optical function units in each of the first reference optical path and the second reference optical path;
Based on detection data of the interference light acquired by the interference optical system in a state where any one of the plurality of optical function units is arranged in each of the first reference optical path and the second reference optical path by the moving mechanism. An intraocular distance calculation unit for obtaining an intraocular distance of the eye to be examined;
Ophthalmic device. 前記光学部材は、回動可能なターレット板を含み、
前記１以上の透光部及び前記１以上の遮光部は、前記ターレット板の回動軸を中心とする円周方向に沿って設けられている
ことを特徴とする請求項１に記載の眼科装置。 The optical member includes a rotatable turret plate,
The ophthalmic apparatus according to claim 1, wherein the one or more light-transmitting portions and the one or more light-shielding portions are provided along a circumferential direction around a rotation axis of the turret plate. . 前記第１参照光路と前記第２参照光路とが平行になるように前記第１参照光路及び前記第２参照光路の少なくとも一方を偏向する偏向部材を含む
ことを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の眼科装置。 The deflecting member which deflects at least one of the 1st reference optical path and the 2nd reference optical path so that the 1st reference optical path and the 2nd reference optical path may become parallel may be included. The ophthalmic apparatus according to 2. 前記干渉光学系は、前記第１参照光路及び前記第２参照光路のそれぞれに前記１以上の透光部のいずれかが配置された状態において、前記測定光の戻り光と前記第１参照光路からの戻り光と前記第２参照光路からの戻り光とを検出することにより、前記測定光の戻り光と前記第１参照光路からの戻り光との第１干渉光に対応した第１検出データを生成し、前記測定光の戻り光と前記第２参照光路からの戻り光との第２干渉光に対応した第２検出データを生成し、
前記眼内距離算出部は、前記第１検出データと前記第２検出データとに基づいて、前記眼内距離を求める
ことを特徴とする請求項１〜請求項３のいずれか一項に記載の眼科装置。 The interference optical system includes a return light of the measurement light and the first reference light path in a state where any one of the one or more light transmitting parts is disposed in each of the first reference light path and the second reference light path. By detecting the return light and the return light from the second reference light path, the first detection data corresponding to the first interference light of the return light from the measurement light and the return light from the first reference light path is obtained. Generating second detection data corresponding to second interference light of the return light of the measurement light and the return light from the second reference optical path;
The said intraocular distance calculation part calculates | requires the said intraocular distance based on the said 1st detection data and the said 2nd detection data. The Claim 1 characterized by the above-mentioned. Ophthalmic equipment. 前記１以上の透光部の少なくとも１つには光路長変更部材が設けられ、
前記干渉光学系は、前記第１参照光路及び前記第２参照光路の少なくとも一方に前記光路長変更部材が配置された状態において、前記第１参照光路からの戻り光と前記第２参照光路からの戻り光との第３干渉光を検出して第３検出データを生成し、かつ、前記第１参照光路及び前記第２参照光路のそれぞれに前記透光部が配置された状態において、前記第１参照光路からの戻り光と前記第２参照光路からの戻り光との第４干渉光を検出して第４検出データを生成し、
前記第３検出データと前記第４検出データとに基づいて、前記光源に関する校正量を求める校正量算出部を含み、
前記眼内距離算出部は、前記干渉光の検出データと前記校正量とに基づいて、前記眼内距離を求める
ことを特徴とする請求項１〜請求項４のいずれか一項に記載の眼科装置。 At least one of the one or more translucent parts is provided with an optical path length changing member,
The interference optical system includes a return light from the first reference optical path and a return light from the second reference optical path in a state where the optical path length changing member is disposed in at least one of the first reference optical path and the second reference optical path. In the state where the third interference data with the return light is detected to generate the third detection data, and the translucent part is arranged in each of the first reference optical path and the second reference optical path, the first Detecting fourth interference light between the return light from the reference light path and the return light from the second reference light path to generate fourth detection data;
A calibration amount calculation unit for obtaining a calibration amount related to the light source based on the third detection data and the fourth detection data;
The ophthalmologic according to any one of claims 1 to 4, wherein the intraocular distance calculation unit obtains the intraocular distance based on detection data of the interference light and the calibration amount. apparatus. 前記校正量算出部は、前記第１参照光路の長さと前記第２参照光路の長さとが略等しい状態でそれぞれ取得された前記第３検出データと前記第４検出データとに基づいて前記校正量を求める
ことを特徴とする請求項５に記載の眼科装置。 The calibration amount calculation unit is configured to calculate the calibration amount based on the third detection data and the fourth detection data acquired in a state where the length of the first reference optical path and the length of the second reference optical path are substantially equal. The ophthalmologic apparatus according to claim 5, wherein: 前記第１参照光路の長さと前記第２参照光路の長さとを相対的に変更する参照光路長変更部と、
前記参照光路長変更部を制御する制御部と、
を含み、
前記校正量算出部は、前記第３検出データと前記第４検出データとの間の信号変位量と、前記信号変位量に対応する前記参照光路長変更部に対する制御量とに基づいて前記参照光路長変更部に関する校正量を求める
ことを特徴とする請求項５又は請求項６に記載の眼科装置。 A reference optical path length changing unit that relatively changes the length of the first reference optical path and the length of the second reference optical path;
A control unit for controlling the reference optical path length changing unit;
Including
The calibration amount calculation unit is configured to determine the reference optical path based on a signal displacement amount between the third detection data and the fourth detection data, and a control amount for the reference optical path length changing unit corresponding to the signal displacement amount. The ophthalmic apparatus according to claim 5, wherein a calibration amount related to the length changing unit is obtained. ２以上の前記透光部を含み、前記２以上の透光部には参照光路の長さの変更量が異なる２以上の光路長変更部材が設けられ、
前記校正量算出部は、前記２以上の光路長変更部材のそれぞれに対応する前記校正量を求める
ことを特徴とする請求項７に記載の眼科装置。 Including two or more translucent portions, wherein the two or more translucent portions are provided with two or more optical path length changing members having different amounts of change in the length of the reference optical path;
The ophthalmic apparatus according to claim 7, wherein the calibration amount calculation unit calculates the calibration amount corresponding to each of the two or more optical path length changing members. 前記１以上の透光部の少なくとも１つには分散補償部材が設けられている
ことを特徴とする請求項１〜請求項８のいずれか一項に記載の眼科装置。 The ophthalmic apparatus according to any one of claims 1 to 8, wherein a dispersion compensation member is provided in at least one of the one or more light-transmitting portions.

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