JP2022145804A - 眼科装置 - Google Patents

Abstract

【課題】１つの眼科装置を用いて被検眼に対する複数種類の計測を精度よく行うことができる。【解決手段】眼科装置は、被検眼の前眼部に照射される第１の光を出力する第１の光源と、被検眼の眼底に照射される第２の光を出力する第２の光源と、を備えている。前眼部から反射される第１の光による第１の検査と、眼底から反射される第２の光による第２の検査が実行可能となっている。第２の光源から出力される第２の光の波長は、第１の光源から出力される第１の光の波長より小さい。【選択図】図１

Description

本明細書に開示する技術は、眼科装置に関する。詳細には、被検眼に対する複数種類の計測を実施可能な眼科装置に関する。

被検眼の各部位（例えば、前眼部、眼底等）の形態や屈折力等を計測する眼科装置が開発されている。被検眼の各部位の形態や屈折力等を総合して判断することによって、被検眼の疾患の診断や視機能の検査を的確に行うことができる。このためには、被検眼の各部位や被検眼全体に対する複数種類の計測が必要であり、複数種類の計測を１つの装置で計測可能な眼科装置が開発されている。例えば、特許文献１には、被検眼の角膜形状、屈折力、眼軸長等を計測する眼科装置が開示されている。特許文献１の眼科装置は、ケラト測定用リングによって角膜前面形状を計測し、光干渉によって眼軸長を計測する。また、特許文献２には、光干渉断層法（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴ）によって前眼部と眼底を計測する眼科装置が開示されている。特許文献２の眼科装置は、１つの光源から出力された光を、ビームスプリッタによって波長の異なる２つの光に分割する。分割された光のうち、一方の光は前眼部ＯＣＴ測定に用いられ、他方の光は眼底ＯＣＴ測定に用いられる。

特開２０１６－７７７７４号公報 特開２０１７－５０２８１７号公報

従来の眼科装置では、複数種類の計測を可能とするものであったが、複数種類の計測のそれぞれを精度よく行うことが難しいという問題があった。本明細書は、１つの眼科装置を用いて被検眼に対する複数種類の計測を精度よく行うことができる技術を開示する。

本明細書に開示する第１の眼科装置は、被検眼の前眼部に照射される第１の光を出力する第１の光源と、被検眼の眼底に照射される第２の光を出力する第２の光源と、を備えている。この眼科装置は、前眼部から反射される第１の光による第１の検査と、眼底から反射される第２の光による第２の検査が実行可能となっている。第２の光源から出力される第２の光の波長は、第１の光源から出力される第１の光の波長より小さい。

上記の眼科装置では、眼底に照射される第２の光の波長が、前眼部に照射される第１の光の波長より小さいため、前眼部と眼底にそれぞれ適した波長の光を照射することができる。このため、被検眼の前眼部に光を照射することによって実行される第１の検査と、眼底に光を照射することによって実行される第２の検査の両方を、１つの眼科装置によって精度よく行うことができる。

本明細書に開示する第２の眼科装置は、被検眼に照射する光を出力する光源と、被検眼から反射された光源の光を受光する受光部と、演算装置と、を備えている。演算装置は、受光部で受光された反射光に基づいて、被検眼の前眼部の２次元断層画像を取得する前眼部断層画像取得処理と、被検眼の屈折力を計測する屈折力計測処理と、被検眼の眼軸長を計測する眼軸長計測処理と、被検眼の眼底の２次元断層画像を取得する眼底断層画像取得処理と、を実行可能に構成されている。

上記の眼科装置では、１つの眼科装置によって、被検眼の前眼部の２次元断層像、屈折力、眼軸長、眼底の２次元断層像を計測することができる。このため、被検眼の疾患の診断や視機能の検査を的確に行うことができる。

実施例１に係る眼科装置の光学系の概略構成を示す図。 前眼部ＯＣＴ干渉計の概略構成を示す図。 前眼部ＯＣＴ干渉計から出力される光が被検眼まで照射される光路を模式的に示した図。 眼軸長及び眼底ＯＣＴ干渉計から出力される光が被検眼まで照射される光路を模式的に示した図。 実施例１に係る眼科装置の制御系を示すブロック図。 実施例１に係る眼科装置を用いて、被検眼に対して複数種類の測定を実行する処理の一例を示すフローチャート。 前眼部ＯＣＴ測定の処理の一例を示すフローチャート。 前眼部ＯＣＴ光学系の前眼部用波長走査光源の波長を走査したときに得られる干渉信号波形を処理する手順を説明するための図。 被検眼への光の入射位置を所定の範囲で走査し、各入射位置について得られる情報（図８に示される手順で得られる情報）から被検眼の各部位の位置を特定する手順を説明するための図である。 前眼部ＯＣＴ測定におけるラジアルスキャン方式を説明するための図。 レフ測定光源から光を出力し、被検眼で反射された光をセンサで受光する光路を模式的に示した図であり、（ａ）は被検眼が正視眼である場合を示し、（ｂ）は被検眼が近視眼である場合を示し、（ｃ）は被検眼が遠視眼である場合を示す。 眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系の眼底用波長走査光源の波長を走査したときに得られる干渉信号波形を処理する手順を説明するための図。 被検眼への光の入射位置及び入射角を所定の範囲で走査し、各入射位置及び入射角について得られる情報（図１２に示される手順で得られる情報）から被検眼の各部位の位置を特定する手順を説明するための図である。 実施例２に係る眼科装置において実行される複数種類の測定処理の手順の一例を示すフローチャート。 実施例３に係る眼科装置の光学系の概略構成を示す図。 実施例４に係る眼科装置の光学系の概略構成を示す図。

以下に説明する実施例の主要な特徴を列記しておく。なお、以下に記載する技術要素は、それぞれ独立した技術要素であって、単独であるいは各種の組合せによって技術的有用性を発揮するものであり、出願時請求項記載の組合せに限定されるものではない。

（特徴１）本明細書が開示する第１の眼科装置では、第１の光源から出力される第１の光の波長は、０．９５μｍ以上、かつ、１．８０μｍ以下であってもよい。第２の光源から出力される第２の光の波長は、０．４０μｍ以上、かつ、１．１５μｍ以下であってもよい。このような構成によると、前眼部と眼底のそれぞれにより適した波長の光を照射することができる。このため、第１の検査と第２の検査をそれぞれ精度よく行うことができ、被検眼についてより精度のよい検査結果を得ることができる。

（特徴２）本明細書が開示する第１の眼科装置は、第１の光源から被検眼の前眼部に照射される第１の光の光路である第１光路上であって、かつ、第２の光源から被検眼の眼底に照射される第２の光の光路である第２光路上に配置されるミラーをさらに備えていてもよい。ミラーは、第１の光源からの第１の光を反射すると共に、第２の光源からの第２の光を透過していてもよい。このような構成によると、光路上に配置したミラーに対して反射又は透過させることで、第１光路の光路長と第２光路の光路長をそれぞれ好適に調整することができる。

（特徴３）本明細書が開示する第１の眼科装置では、第１光路は、ミラーから被検眼に照射される第１の光の光路である第１光路部分を備えていてもよい。第２光路は、第１光路部分を含んでいてもよい。このような構成によると、第１光路と第２光路について、ミラーから被検眼までの光路が共通となる。このため、ミラーに対して被検眼の相対的位置を変えることなく、異なる２つの光源からの光を異なる光路長で被検眼に照射することができる。

（特徴４）本明細書が開示する第１の眼科装置は、第１光路上であって、かつ、第２光路上に配置されており、第１の光源から出力される第１の光を走査すると共に、第２の光源から出力される第２の光を走査するスキャナをさらに備えていてもよい。このような構成によると、前眼部に照射される第１の光を走査するためのスキャナと眼底に照射される第２の光を走査するためのスキャナを共用することができる。このため、眼科装置内の構成が複雑化することを回避できると共に、部品点数を減らすことができる。

（特徴５）本明細書が開示する第１の眼科装置では、スキャナは、第１の光源からミラーまでの光路上であって、かつ、第２の光源からミラーまでの光路上に配置されていてもよい。このような構成によると、ミラーに対して光源側にスキャナを配置することで、第１光路と第２光路においてミラーとスキャナを好適に共用することができる。

（特徴６）本明細書が開示する第１の眼科装置では、スキャナは、第２の光源から出力される第２の光の被検眼への入射位置及び入射角度を変更可能であってもよい。第２の光源から出力される第２の光がスキャナによって走査されるとき、被検眼に入射される光の進行方向が、被検眼の眼底と水晶体との間で交差するように走査されてもよい。このような構成によると、第２の光源から出力された第２の光の進行方向が被検眼の眼底と水晶体との間で交差するようにスキャナを走査することによって、第２の光によって被検眼の眼底を走査することができる。また、例えば、被検眼の水晶体に混濁があったとしても、その水晶体の混濁を避けて眼底に第２の光源から出力された光を照射することができる。

（特徴７）本明細書が開示する第１の眼科装置は、ミラーと被検眼との間に配置されるレンズをさらに備えていてもよい。スキャナは、第１の光源から出力される第１の光の被検眼への入射位置を変更可能であってもよい。第１の光源から出力される第１の光がスキャナによって走査されるとき、被検眼に入射される光の進行方向が、レンズの光軸に平行になるように走査されてもよい。このような構成によると、第１の光源から出力された第１の光の進行方向がレンズの光軸に平行になるように走査することによって、第１の光を被検眼の前眼部で好適に走査することができる。また、レンズの光軸に平行な光が被検眼に入射されるため、歪みの少ない画像を取得することができる。

（特徴８）本明細書が開示する第１の眼科装置は、被検眼の眼屈折力を計測するための第３の光を出力する第３の光源をさらに備えていてもよい。第３の光源から出力される第３の光の光路である第３光路は、第２光路のうち、第２の光源からスキャナまでの間の光路部分に合流していてもよい。第３の光源から出力される第３の光は、第２光路を通って被検眼の眼底に照射されてもよい。このような構成によると、被検眼の眼底に、第２の光源からの光とは異なる第３の光源からの光を照射することができる。このため、眼底から反射された第２の光による第２の検査に加えて、眼底から反射された第３の光による第３の検査を実行することができる。例えば、被検眼の眼屈折力を計測する検査を第３の光に基づいて行い、その他の検査を第２の光に基づいて行うことができる。このため、第２の検査と第３の検査をそれぞれに好適な波長の光により実行することができる。

（特徴９）本明細書が開示する第１の眼科装置は、被検眼の前眼部から反射された第１の光の反射光に基づいて、被検眼の前眼部の形状を算出すると共に、被検眼の眼底から反射された第２の光の反射光に基づいて、被検眼の眼底の形状と被検眼の眼軸長とを算出する、演算装置をさらに備えていてもよい。このような構成によると、１つの眼科装置で被検眼に対する複数種類の計測が可能となると共に、複数種類の計測のそれぞれに対して適した波長の光を用いることができる。このため、１つの眼科装置を用いて、複数種類の計測をそれぞれ精度よく行うことができる。

（特徴１０）本明細書が開示する第２の眼科装置は、被検眼の眼底への集光位置を補正する集光位置補正部をさらに備えていてもよい。演算装置は、屈折力計測処理によって計測された被検眼の屈折力に基づいて、集光位置補正部を駆動して被検眼の眼底への集光位置を補正し、その補正された集光位置で被検眼に光を照射することで得られる反射光に基づいて、前眼部断層画像取得処理と眼軸長計測処理と眼底断層画像取得処理の少なくとも１つを実行してもよい。このような構成によると、被検眼の屈折力に基づいて好適な状態に補正した後で前眼部断層画像取得処理と眼軸長計測処理と眼底断層画像取得処理の少なくとも１つを実行することができる。このため、被検眼の前眼部の２次元断層像、眼軸長、眼底の２次元断層像の少なくとも１つをより精度よく計測することができる。

（特徴１１）本明細書が開示する第２の眼科装置は、光源から出力される光の被検眼への照射位置を補正する照射位置補正部をさらに備えていてもよい。演算装置は、前眼部断層画像取得処理によって取得された被検眼の前眼部の２次元断層画像に基づいて、光源から出力される光の被検眼への照射位置を補正し、その補正された照射位置で被検眼に光を照射することで得られる反射光に基づいて、屈折力計測処理と眼軸長計測処理と眼底断層画像取得処理の少なくとも１つを実行してもよい。このような構成によると、被検眼の前眼部の２次元断層画像に基づいて被検眼への検査光の照射位置を補正した後で屈折力計測処理と眼軸長計測処理と眼底断層画像取得処理との少なくとも１つを実行することができる。このため、被検眼の屈折力、眼軸長、眼底の２次元断層像の少なくとも１つをより精度よく計測することができる。

（特徴１２）本明細書が開示する眼科装置では、演算装置は、前眼部断層画像取得処理によって取得された被検眼の前眼部の２次元断層画像に基づいて、水晶体内の混濁部の位置を特定してもよい。特定された水晶体の混濁部の位置に基づいて、光源から出力される光の被検眼への照射位置を補正してもよい。このような構成によると、水晶体の混濁部の位置を回避するように眼底に光源からの光を照射することができる。このため、被検眼の屈折力、眼軸長、眼底の２次元断層像の少なくとも１つをより精度よく計測することができる。

以下、実施例１に係る眼科装置１について説明する。図１に示すように、眼科装置１は、被検眼Ｅの前眼部を断層撮影する前眼部ＯＣＴ光学系１０と、被検眼Ｅの眼軸長を測定し、かつ、被検眼Ｅの眼底を断層撮影する眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０と、被検眼Ｅの屈折力を測定するレフ測定光学系８０と、被検眼Ｅに対して眼科装置１を所定の位置関係にアライメントするアライメント光学系（図示省略）と、被検眼Ｅを観察する観察光学系（図示省略）を備えている。なお、アライメント光学系及び観察光学系は、公知の眼科装置に用いられているものを用いることができるため、その詳細な説明は省略する。

前眼部ＯＣＴ光学系１０は、光干渉断層法により被検眼Ｅの前眼部の断層画像を撮影するために用いられる光学系である。前眼部ＯＣＴ光学系１０では、時間的に波長を変化させて走査する波長走査光源を用いたフーリエドメイン（光周波数掃引）方式が採用されている。前眼部ＯＣＴ光学系１０により撮影される断層画像から、被検眼Ｅの前眼部の各部位（例えば、角膜、前房、水晶体等）の形状を計測することができる。前眼部ＯＣＴ光学系１０は、前眼部ＯＣＴ干渉計１２と、ダイクロイックミラー３６、４４と、中央部に円孔が設けられているミラー３８（以下、孔あきミラー３８ともいう）と、スキャナ４０と、対物レンズ４６を備えている。

図２を参照して、前眼部ＯＣＴ干渉計１２について説明する。図２に示すように、前眼部ＯＣＴ干渉計１２は、前眼部用波長走査光源１４と、光ファイバ１６と、光カプラ１８、２４と、光サーキュレータ２０、２６と、ファイバコリメータ２２、２８と、レンズ３０と、参照ミラー３２と、受光素子３４と、０点調整機構（図示省略）を備えている。

前眼部用波長走査光源１４から出力された光は、光ファイバ１６を通って光カプラ１８に入力される。光カプラ１８に入力された光は、光カプラ１８において、例えば１０：９０の比率で、参照光と測定光とに分波されて出力される。

光カプラ１８から出力された測定光は、光ファイバ１６を通って光サーキュレータ２０に入力される。光サーキュレータ２０に入力された測定光は、光ファイバ１６を通ってファイバコリメータ２２に入力され、ファイバコリメータ２２から出力される（すなわち、前眼部ＯＣＴ干渉計１２から出力される）。前眼部ＯＣＴ干渉計１２から出力された測定光は、後述する前眼部ＯＣＴ光学系１０の光路を通って、被検眼Ｅに入射される。被検眼Ｅに入射された測定光は、被検眼Ｅの前眼部（例えば、角膜、前房、水晶体等）で反射する。その反射光は、上記とは逆に、前眼部ＯＣＴ光学系１０の光路を順に通って、再び、ファイバコリメータ２２に入力される。ファイバコリメータ２２に入力された反射光は、光ファイバ１６を通って光サーキュレータ２０に入力され、光サーキュレータ２０から光ファイバ１６を通って光カプラ２４に入力される。

一方、光カプラ１８から出力された参照光は、光ファイバ１６を通って光サーキュレータ２６に入力される。光サーキュレータ２６に入力された参照光は、光ファイバ１６、ファイバコリメータ２８を通り、レンズ３０を介して参照ミラー３２に入射される。前眼部用波長走査光源１４から出力される参照光の光路長は、０点調整機構（図示省略）によって調整される。なお、０点調整機構は、公知の眼科装置に用いられているものを用いることができるため、その詳細な説明は省略する。参照ミラー３２にて反射された参照光は、再び、ファイバコリメータ２８を通って光ファイバ１６に入力され、光ファイバ１６を通って光サーキュレータ２６に入力される。そして、光サーキュレータ２６に入力された参照光は、光ファイバ１６を通って光カプラ２４に入力される。

光カプラ２４において、被検眼Ｅからの反射光と、参照光とが合波され、その信号が光ファイバ１６を通って受光素子３４に入力される。受光素子３４としては、例えば、インジウム・ガリウム・ヒ素（ＩｎＧａＡｓ）系の受光素子を用いることができ、受光素子３４において、波長毎の干渉が計測される。計測された干渉信号は、演算装置１００に入力される。演算装置１００において、干渉信号に対するフーリエ変換等の処理が行われ、走査線に沿う前眼部の断層画像が取得される。

前眼部用波長走査光源１４は、長波長の光を出力し、本実施例では、中心波長が１．３１μｍの光を出力する。前眼部用波長走査光源１４は、中心波長が０．９５μｍ以上、かつ、１．８０μｍ以下の光を出力することが好ましい。長波長の光を用いると、例えば、水晶体の混濁、毛様体、結膜、強膜等の強散乱組織を透過し易くなり、さらに、水の吸収が大きく眼底まで光が到達しにくいため、強い光を照射可能である。このため、前眼部用波長走査光源１４から中心波長が０．９５μｍ以上の光を出力することによって、散乱物質からなる組織への到達度を高くすることができる。また、０．９５μｍ以上、かつ、１．１５μｍ以下の波長の光は水による分散が少ないため、この範囲の光を被検眼Ｅに照射すると、画質のよい前眼部ＯＣＴ画像を取得することができる。また、前眼部用波長走査光源１４から中心波長が１．８０μｍ以下の波長の光を出力することによって、インジウム・ガリウム・ヒ素（ＩｎＧａＡｓ）系の受光素子で感度よく計測することができる。したがって、前眼部用波長走査光源１４から中心波長が０．９５μｍ以上、かつ、１．８０μｍ以下の光を出力することによって、被検眼Ｅの前眼部の断層画像を撮影するために好適な波長の光を出力することができる。なお、前眼部用波長走査光源１４は、「第１の光源」の一例である。

前眼部用波長走査光源１４から出力される光は、前眼部ＯＣＴ干渉計１２から出射され、ダイクロイックミラー３６に照射される。ダイクロイックミラー３６は、１．２０μｍ以上の波長の光を反射し、１．２０μｍ未満の波長の光を透過する。上述したように、前眼部ＯＣＴ干渉計１２から出射された光は中心波長が１．３１μｍの光であるため、ダイクロイックミラー３６で反射される。ダイクロイックミラー３６で反射された光は、孔あきミラー３８の中央部の円孔を通過し、スキャナ４０に照射される。スキャナ４０は、例えば、ガルバノメーターであり、ガルバノメーターに装着されたガルバノミラー４２によって、光の照射方向が所定の方向に変更される。スキャナ４０から出射された光は、ダイクロイックミラー４４に照射される。ダイクロイックミラー４４は、１．２０μｍ以上の波長の光を反射し、１．２０μｍ未満の波長の光を透過する。スキャナ４０から出射された光は中心波長が１．３１μｍの光であるため、ダイクロイックミラー４４で反射される。そして、ダイクロイックミラー４４で反射された光は、対物レンズ４６を介して被検眼Ｅの前眼部に照射される。被検眼Ｅの前眼部からの反射光は、対物レンズ４６、ダイクロイックミラー４４、スキャナ４０、孔あきミラー３８、ダイクロイックミラー３６を介して前眼部ＯＣＴ干渉計１２に入力される。上述したように、被検眼Ｅからの反射光は、前眼部ＯＣＴ干渉計１２に入力されると、参照光と合波され、受光素子３４において波長毎の干渉が計測される。そして、計測された干渉信号は演算装置１００に入力される。

図３を参照して、前眼部ＯＣＴ光学系１０におけるスキャンについて説明する。図３は、前眼部ＯＣＴ干渉計１２から出力される光が被検眼Ｅまで照射される光路を示しており、光路上に配置された一部の光学部材（すなわち、ダイクロイックミラー３６、スキャナ４０、対物レンズ４６）のみを図示し、その他の光学部材は図示を省略している。図３に示すように、前眼部ＯＣＴ光学系１０では、スキャナ４０が対物レンズ４６の後焦点に配置される。このため、スキャナ４０によって走査された光は、被検眼Ｅに対して光軸と平行に照射される。すなわち、前眼部ＯＣＴ光学系１０では、テレセントリックスキャンとなり、被検眼Ｅを断層撮影した際に、歪みのない画像を取得できる。また、前眼部ＯＣＴ干渉計１２は、光が出射される光ファイバ１６の端面が被検眼Ｅの前眼部と共役な位置に配置される。これによって、前眼部ＯＣＴ干渉計１２から出射される光を被検眼Ｅの前眼部に集光させることができる。したがって、前眼部ＯＣＴ光学系１０によって、被検眼Ｅの前眼部を好適に断層撮影することができる。

眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０は、光干渉断層法により被検眼Ｅの眼底を撮影するために用いられる光学系である。眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０により撮影される断層画像から、被検眼Ｅの眼底の各部位（例えば、網膜、脈絡膜等）の形状を計測することができると共に、被検眼Ｅの眼軸長を計測することができる。また、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０によって、眼科装置１を被検眼Ｅの眼底を観察するＳＬＯ（Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｌａｓｅｒ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）として用いることもできる。眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０は、眼軸長及び眼底ＯＣＴ干渉計５２と、レンズ５８、６４、６６と、ミラー６０、６８、７０、７２と、ダイクロイックミラー３６、４４、６２と、孔あきミラー３８と、スキャナ４０と、対物レンズ４６を備えている。なお、眼軸長及び眼底ＯＣＴ干渉計５２は、前眼部用波長走査光源１４と受光素子３４に代わり、眼底用波長走査光源５４と受光素子５６（図５参照）を備える点が上述の前眼部ＯＣＴ干渉計１２と異なっており、その他の構成は略同一の構成となっている。このため、前眼部ＯＣＴ干渉計１２と同一の構成については、詳細な説明を省略する。なお、受光素子５６としては、例えば、シリコン系の受光素子を用いることができる。

眼底用波長走査光源５４は、前眼部用波長走査光源１４から出力される光と異なる波長の光を出力し、本実施例では、中心波長が１．０６μｍの光を出力する。眼底用波長走査光源５４は、中心波長が０．４０μｍ以上、かつ、１．１５μｍ以下の光を出力することが好ましい。０．４０μｍ以上、かつ、１．１５μｍ以下の波長の光は、眼球内での透過率が高い。このため、眼底用波長走査光源５４から中心波長が０．４０μｍ以上、かつ、１．１５μｍ以下の光を出力することによって、眼底用波長走査光源５４から出力した光を被検眼Ｅの眼底まで十分に照射することができる。また、０．４０μｍ以上、かつ、０．９５μｍ以下の波長の光はシリコン系の受光素子（又はカメラ）の感度が高い。また、０．９５μｍ以上、かつ、１．１５μｍ以下の波長の光は水による分散が少ないため、この範囲の光を被検眼Ｅに照射すると、画質のよいＯＣＴ画像を取得することができる。したがって、眼底用波長走査光源５４から中心波長が０．４０μｍ以上、かつ、１．１５μｍ以下の光を出力することによって、被検眼Ｅの眼底を撮影するために好適な波長の光を出力することができる。なお、眼底用波長走査光源５４は、「第２の光源」の一例である。

眼底用波長走査光源５４から出力される光は、眼軸長及び眼底ＯＣＴ干渉計５２から出力され、レンズ５８を介してミラー６０に照射される。レンズ５８は、後述する焦点調整機構１０２によって、その位置が光軸に沿って移動可能となっている。ミラー６０に出射された光は、ダイクロイックミラー６２に照射される。ダイクロイックミラー６２は、０．９０μｍ以上の波長の光を反射し、０．９０μｍ未満の波長の光を透過する。上述したように、ミラー６０に照射された光は中心波長が１．０６μｍの光であるため、ダイクロイックミラー６２で反射される。ダイクロイックミラー６２で反射された光は、レンズ６４を介してダイクロイックミラー３６に照射される。上述したように、ダイクロイックミラー３６は１．２０μｍ未満の波長の光を透過するため、中心波長が１．０６μｍの光であるレンズ６４を透過した光は、ダイクロイックミラー３６を透過する。ここで、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０の光路は、前眼部ＯＣＴ光学系１０と同じ光路となる。

ダイクロイックミラー３６を透過した光は、孔あきミラー３８の中央部の円孔を通過し、スキャナ４０に照射される。スキャナ４０に照射された光は、光の照射方向が所定の方向に変更され、ダイクロイックミラー４４に照射される。上述したように、ダイクロイックミラー４４は１．２０μｍ未満の波長の光を透過するため、中心波長が１．０６μｍの光であるスキャナ４０に照射された光は、ダイクロイックミラー４４を透過する。

上述したように、前眼部ＯＣＴ光学系１０では、スキャナ４０に照射された光は中心波長が１．３１μｍの光であるため、ダイクロイックミラー４４で反射される。このため、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０の光路は、ダイクロイックミラー３６から孔あきミラー３８、スキャナ４０を介してダイクロイックミラー４４まで、前眼部ＯＣＴ光学系１０と同じ光路となり、ダイクロイックミラー４４から前眼部ＯＣＴ光学系１０と異なる光路となる。

ダイクロイックミラー４４を透過した光は、レンズ６６を介して、ミラー６８、７０、７２で反射される。ミラー７２で反射された光は、再びダイクロイックミラー４４に照射され、上述したように、ダイクロイックミラー４４を透過する。ここで再び、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０の光路は、前眼部ＯＣＴ光学系１０と同じ光路となる。

ダイクロイックミラー４４を透過した光は、対物レンズ４６を介して被検眼Ｅに照射される。すなわち、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０の光路は、ダイクロイックミラー４４から対物レンズ４６を介して被検眼Ｅまで、前眼部ＯＣＴ光学系１０と同じ光路となる。したがって、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０の光路は、ダイクロイックミラー３６からスキャナ４０を介してダイクロイックミラー４４まで前眼部ＯＣＴ光学系１０と同じ光路となり、ダイクロイックミラー４４からレンズ６６を介して再びダイクロイックミラー４４に照射されるまで前眼部ＯＣＴ光学系１０とは異なる光路となり、ダイクロイックミラー４４から対物レンズ４６を介して被検眼Ｅまで前眼部ＯＣＴ光学系１０と同じ光路となる。

被検眼Ｅからの反射光は、対物レンズ４６、ダイクロイックミラー４４、ミラー７２、７０、６８、レンズ６６、ダイクロイックミラー４４、スキャナ４０、孔あきミラー３８、ダイクロイックミラー３６、レンズ６４、ダイクロイックミラー６２、ミラー６０、レンズ５８を介して眼軸長及び眼底ＯＣＴ干渉計５２に入力される。被検眼Ｅからの反射光は、上述の前眼部ＯＣＴ干渉計１２と同様に、眼軸長及び眼底ＯＣＴ干渉計５２に入力されると、参照光と合波され、受光素子５６において波長毎の干渉が計測される。そして、計測された干渉信号は演算装置１００に入力される。

図４を参照して、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０におけるスキャンについて説明する。図４は、眼軸長及び眼底ＯＣＴ干渉計５２から出力される光が被検眼Ｅまで照射される光路を示しており、光路上に配置された一部の光学部材（すなわち、レンズ５８、６４、６６、ダイクロイックミラー３６、６２、スキャナ４０、対物レンズ４６）のみを図示し、その他の光学部材は図示を省略している。図４に示すように、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０では、スキャナ４０と被検眼Ｅとの間に２つのレンズ４６、６６が配置される。また、スキャナ４０は被検眼Ｅの眼球内部と共役な位置に配置される。これによって、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０では、被検眼Ｅの眼球内にピボットを結ぶピボットスキャンとなる。通常、ピボットスキャンの場合には、被検眼Ｅの瞳孔にピボットを結ばせるため、例えば、被検眼Ｅの水晶体に混濁部位があると、眼底まで十分に光を照射することが難しくなる。本実施例では、被検眼Ｅの眼底と水晶体との間でピボットを結ばせるため、被検眼Ｅの水晶体の状態に関わらず、眼底まで光を照射することが容易となる。

また、眼軸長及び眼底ＯＣＴ干渉計５２は、光が出射される光ファイバの端面が被検眼Ｅの眼底と共役な位置に配置される。これによって、眼軸長及び眼底ＯＣＴ干渉計５２から出射される光を被検眼Ｅの眼底に集光させることができる。なお、後述の焦点調整機構１０２を駆動することによって、レンズ５８の位置を変更することができる。これによって、被検眼Ｅの屈折力に応じて、眼軸長及び眼底ＯＣＴ干渉計５２から出射される光を被検眼Ｅの眼底に集光させることができる。したがって、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０によって、被検眼Ｅの眼底を好適に断層撮影することができる。

また、本実施例の眼科装置１は、スキャナ４０によって、前眼部ＯＣＴ光学系１０におけるスキャンと、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０におけるスキャンの両方を行っている。このため、眼科装置１内の構成が複雑化することを回避できると共に、部品点数を減らすことができる。

レフ測定光学系８０は、被検眼Ｅの屈折力を計測するために用いられる光学系である。レフ測定光学系８０は、レフ測定光源８２と、レンズ６４、６６、８４、８６、９０、９４と、ダイクロイックミラー３６、４４、６２と、孔あきミラー３８と、スキャナ４０と、ミラー６８、７０、７２、８８と、対物レンズ４６と、絞り９２と、リングレンズ９６と、センサ９８と、焦点調整機構１０２と、雲霧機構（図示省略）を備えている。

レフ測定光源８２は、前眼部用波長走査光源１４及び眼底用波長走査光源５４から出力される光とは異なる波長の光を出力し、本実施例では、中心波長が０．８８ｎｍの光を出力する。レフ測定光源８２は、０．７０μｍ以上、かつ、０．９５μｍ以下の波長の光を出力することが好ましい。０．７０μｍ以上、かつ、０．９５μｍ以下の波長の光は、眼球内での透過率が高い。また、０．７０μｍ以上、かつ、０．９５μｍ以下の波長の光は、被検眼Ｅの比視感度が低く、被検者が眩しさを感じ難い一方で、可視光に近いため視機能評価に適している。このため、レフ測定光源８２から０．７０μｍ以上、かつ、０．９５μｍ以下の波長の光を出力することによって、光源からの光を被検眼Ｅの眼底まで十分に照射することができると共に、被検眼Ｅの屈折力を計測するために好適な波長の光を出力することができる。なお、レフ測定光源８２は、「第３の光源」の一例である。

レフ測定光源８２から出力される光は、レンズ８４、８６を介してダイクロイックミラー６２に照射される。上述したように、ダイクロイックミラー６２は０．９０μｍ未満の波長の光を透過するため、中心波長が０．８８μｍの光であるレンズ８６を透過した光は、ダイクロイックミラー６２を透過する。ここで、レフ測定光学系８０の光路は、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０と同じ光路となる。なお、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０では、ダイクロイックミラー６２から被検眼Ｅまでの光路上にダイクロイックミラー６２の他に２個のダイクロイックミラー３６、４４が配置されている。２個のダイクロイックミラー３６、４４はいずれも、１．２０μｍ未満の波長の光を透過するため、眼底用波長走査光源５４から出力される中心波長が１．０６μｍの光と、レフ測定光源８２から出力され中心波長が０．８８μｍの光は、いずれもダイクロイックミラー３６、４４を透過する。このため、レフ測定光学系８０において、ダイクロイックミラー６２を透過した光は、被検眼Ｅに照射されるまで眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０と同じ光路を通過する。すなわち、レフ測定光学系８０の光路は、ダイクロイックミラー６２から被検眼Ｅまで、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０と同じ光路となる。したがって、レフ測定光学系８０では、ダイクロイックミラー６２を透過した光は、レンズ６４、ダイクロイックミラー３６、孔あきミラー３８、スキャナ４０、ダイクロイックミラー４４、レンズ６６、ミラー６８、７０、７２、ダイクロイックミラー４４、対物レンズ４６を介して、被検眼Ｅに照射される。

被検眼Ｅからの反射光は、対物レンズ４６、ダイクロイックミラー４４、ミラー７２、７０、６８、レンズ６６、ダイクロイックミラー４４、スキャナ４０を介して、孔あきミラー３８に照射される。孔あきミラー３８に照射された光は、孔あきミラー３８に設けられた円孔の周辺部に配置される反射面で反射され、ミラー８８で反射される。ミラー８８で反射された光は、レンズ９０、絞り９２、レンズ９４、リングレンズ９６を介して、センサ９８で検出される。リングレンズ９６は、レンズ９４側に配置されるリング状のレンズ部と、センサ９８側に配置される遮光部を備えている。遮光部は、レンズ部に接続する部分以外の部分が遮光されている。リングレンズ９６に光が照射されると、リングレンズ９６からリング状の光が照射される。センサ９８は、リングレンズ９６から照射されるリング状の光を検出する。センサ９８は、例えば、ＣＣＤカメラであり、センサ９８で検出（撮影）された画像は演算装置１００に入力される。

レフ測定光学系８０では、スキャナ４０から被検眼Ｅまで眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０と同じ光路となる。このため、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０と同様にピボットスキャンとなる。このため、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０と同様に、被検眼Ｅの水晶体の状態に関わらず、眼底まで光を照射することができる。また、眼底上をスキャンすることで、眼底疾患や血管など眼底からの反射を減衰させる要素がある場合においても、良好な画像を得ることができる。

また、レフ測定光学系８０は、焦点調整機構１０２を備えている。焦点調整機構１０２は、レフ測定光源８２と、レンズ８４、８６、９４と、絞り９２と、リングレンズ９６と、センサ９８と、さらに眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０のレンズ５８を光軸方向（Ｚ軸方向）に一体的に移動させる駆動装置（図示省略）を備えている。焦点調整機構１０２は、駆動装置を駆動することによって、レフ測定光源８２の位置とセンサ９８の位置を光軸方向に一体的に移動できる。これによって、被検眼Ｅの屈折力に応じて、レフ測定光源８２の位置とセンサ９８の位置を被検眼Ｅと共役な位置に移動することができ、精度よくレフ測定を行うことができる。なお、焦点調整機構１０２は、「集光位置補正部」の一例である。

図５を参照して、本実施例の眼科装置１の制御系の構成を説明する。図５に示すように、眼科装置１は演算装置１００によって制御される。演算装置１００は、ＣＰＵ，ＲＯＭ，ＲＡＭ等からなるマイクロコンピュータ（マイクロプロセッサ）によって構成されている。演算装置１００には、前眼部ＯＣＴ干渉計１２内の前眼部用波長走査光源１４及び受光素子３４と、眼軸長及び眼底ＯＣＴ干渉計５２内の眼底用波長走査光源５４及び受光素子５６と、レフ測定光源８２と、センサ９８と、スキャナ４０と、焦点調整機構１０２と、タッチパネル１０４が接続されている。

演算装置１００は、前眼部用波長走査光源１４のオン／オフを制御すると共に、スキャナ４０を駆動することで被検眼Ｅの前眼部に照射される光を走査する。また、演算装置１００には、受光素子３４で検出される干渉光の強度に応じた干渉信号が入力される。演算装置１００は、受光素子３４からの干渉信号をフーリエ変換することによって、被検眼Ｅの前眼部の各部位（例えば、角膜、前房、水晶体等）の位置を特定し、前眼部の各組織の形状を算出する。同様に、演算装置１００は、眼底用波長走査光源５４のオン／オフを制御すると共に、スキャナ４０を駆動することで被検眼Ｅの眼底に照射される光を走査する。また、演算装置１００には、受光素子５６で検出される干渉光の強度に応じた干渉信号が入力される。演算装置１００は、受光素子５６からの干渉信号をフーリエ変換することによって、被検眼Ｅの各部位（例えば、角膜等の前眼部、網膜、脈絡膜等）の位置を特定し、被検眼Ｅの眼底の形状や眼軸長を算出する。また、演算装置１００は、レフ測定光源８２のオン／オフを制御すると共に、スキャナ４０を駆動することで被検眼Ｅに照射される光を走査する。また、演算装置１００は、センサ９８で検出された電気信号（撮影された画像）が入力され、入力された画像に基づいて被検眼Ｅの屈折力を算出する。演算装置１００に入力されたデータや算出結果は、メモリ（図示省略）に記憶される。

さらに、演算装置１００は、タッチパネル１０４を制御している。タッチパネル１０４は、被検眼Ｅの計測結果に関する各種の情報を検査者に提供する表示装置であると共に、検査者からの指示や情報を受け付ける。例えば、タッチパネル１０４は、演算装置１００で生成された被検眼Ｅの前眼部の断層画像や眼底の断像画像、算出された屈折力、その他、スキャンによって取得したデータ等を表示することができる。また、タッチパネル１０４は、眼科装置１の各種設定を入力することができる。なお、本実施例の眼科装置１はタッチパネル１０４を備えているが、このような構成に限定されない。上記の情報の表示及び入力が可能な構成であればよく、モニタと入力装置（例えば、マウスやキーボード等）を備えていてもよい。

図６～図１３を参照して、眼科装置１を用いて被検眼Ｅの前眼部、眼底、眼軸長及び屈折力を測定する処理について説明する。図６は、眼科装置１を用いて、被検眼Ｅに対する複数種類の測定を実行する処理の一例を示すフローチャートである。図６に示すように、まず、検査者がタッチパネル１０４から検査開始の指示を入力すると、演算装置１００は被検眼Ｅと眼科装置１のアライメントを行う（Ｓ１２）。アライメントは、眼科装置１が備えるアライメント光学系（図示省略）を用いて実行される。なお、アライメント光学系を用いたアライメントは、公知の眼科装置に用いられている方法を用いることができるため、その詳細な説明は省略する。

アライメントが完了すると、被検眼Ｅの前眼部を断層撮影（前眼部ＯＣＴ測定）する（Ｓ１４）。ここで、ステップＳ１４の前眼部ＯＣＴ測定については、図７を参照して説明する。まず、図７に示すように、演算装置１００は、ガルバノミラー４２を走査角範囲内の１の走査角に調整する（Ｓ３２）。これによって、前眼部用波長走査光源１４からの光は、調整された走査角に対応した入射位置及び入射角度で被検眼Ｅに入射することとなる。

ガルバノミラー４２の調整が終わると、演算装置１００は、前眼部用波長走査光源１４をオンにして、前眼部用波長走査光源１４から照射される光の周波数を変化させながら、受光素子３４で検出される干渉信号を取り込む（Ｓ３４）。受光素子３４から出力される干渉信号は、図８に示すように、信号強度が時間によって変化する信号となり、この信号は被検眼Ｅの各部（例えば、角膜の前面及び後面、水晶体の前面及び後面等）から反射された各反射光と参照光とを合成した干渉波による信号となる。そこで、演算装置１００は、受光素子３４から入力する信号をフーリエ変換することで、その信号から被検眼Ｅの各部（例えば、角膜の前面及び後面、水晶体の前面及び後面等）から反射された反射光による干渉信号成分を分離する。これにより、演算装置１００は、被検眼Ｅの各部の深さ方向の位置を特定することができる。なお、光源から照射される光の周波数を変化させることで、被検眼Ｅの各部の深さ方向の位置情報を含む干渉信号を取得することを、本明細書ではＡスキャンという。

次に、演算装置１００は、上述したステップＳ３４の測定を、測定前に予め設定された全ての走査角（すなわち、全ての入射位置及び入射角）について実施したか否かを判断する（Ｓ３６）。全ての走査角についてステップＳ３４の測定を実施していない場合（ステップＳ３６でＮＯ）は、ステップＳ３２に戻って、ステップＳ３２からの処理が繰り返される。これによって、ガルバノミラー４２を走査する各走査角について、Ａスキャンにより得られる干渉信号が取得される。なお、ガルバノミラー４２の走査角を変化させることで、光源からの光が入射する位置及び入射角度を変化させることを、本明細書ではＢスキャンという。

全ての走査角についてステップＳ３４の測定を実施している場合（ステップＳ３６でＹＥＳ）は、演算装置１００は、各走査角について得られた干渉信号から、被検眼Ｅの各部位（例えば、角膜の前面及び後面、水晶体の前面及び後面等）の位置を特定する（Ｓ３８）。具体的には、各走査角についてステップＳ３４の処理を実行すると、各走査角について干渉信号の情報（Ａスキャン情報）が取得される。したがって、図９に示すように、各走査角の数（ｎ個）だけ干渉信号情報（Ａスキャン情報）が並んだ２次元情報が得られる。このため、演算装置１００は、各干渉信号情報に含まれる被検眼Ｅの各部位（例えば、角膜、前房、虹彩、水晶体等）の境界線を算出することで、被検眼Ｅの各部位の位置を特定する。

本実施例において、ステップＳ１４における前眼部ＯＣＴ測定は、図１０に示すラジアルスキャンの方式により実行される。これにより、前眼部の断層画像が全領域に亘って取得される。つまり、Ｂスキャン方向を被検眼Ｅの角膜頂点から放射方向に設定し、Ｃスキャン方向を円周方向として断層画像の取込みが行われる。演算装置１００は、取得（撮影）された断層画像のデータを、メモリに取込む。

上述したように、前眼部ＯＣＴ光学系１０では、テレセントリックスキャンとなっている。このため、ステップＳ１４の前眼部ＯＣＴにおいて、歪みのない断層画像を取得することができる。また、前眼部ＯＣＴ干渉計１２は、光が出射される光ファイバ１６の端面が被検眼Ｅの前眼部と共役な位置に配置されると共に、前眼部用波長走査光源１４は、被検眼Ｅの前眼部の断層画像を撮影するために好適な波長の光を出力する。このため、ステップＳ１４の前眼部ＯＣＴ測定において、被検眼Ｅの前眼部を好適に断層撮影することができる。

次に、被検眼Ｅの屈折力を測定（レフ測定）する（Ｓ１６）。レフ測定では、ステップＳ１４で取得した被検眼Ｅの前眼部の断層画像に基づいて、スキャンするサークル径と被検眼Ｅへの照射位置を調整して実行される。

レフ測定は、以下の手順で実行される。まず、演算装置１００は、スキャナ４０を調整する。このとき、演算装置１００は、ステップＳ１４で取得された被検眼Ｅの前眼部の断層画像に基づいて、スキャナ４０を調整する。具体的には、演算装置１００は、ステップＳ１４で取得した被検眼Ｅの前眼部の断層画像に基づいて、被検眼Ｅの瞳孔径を算出する。そして、演算装置１００は、算出された瞳孔径に基づいて、スキャンするサークル径を調整する。すなわち、スキャンするサークル径を瞳孔径より小さい値に設定する。また、演算装置１００は、ステップＳ１４で取得した被検眼Ｅの前眼部の断層画像に基づいて、被検眼Ｅの水晶体の混濁部位を特定する。そして、被検眼Ｅの水晶体に混濁部位がある場合には、演算装置１００は、被検眼Ｅに照射される光が混濁部位を避けるように、スキャナ４０を調整する。なお、スキャナ４０は、「照射位置補正部」の一例である。

スキャナ４０の調整が終わると、演算装置１００は、レフ測定光源８２をオンにして、センサ９８で検出される画像を取り込み、演算装置１００にて画像を解析することによって屈折力を測定する。このとき、図示しない雲霧機構を用いて、被検眼Ｅの水晶体による屈折調節力を排除した状態で、屈折力を測定する。なお、雲霧機構は、公知の眼科装置に用いられているものを用いることができるため、その詳細な説明は省略する。

レフ測定が終了すると、演算装置１００は、ステップＳ１６のレフ測定の結果に基づいて、焦点調整機構１０２を調整する（Ｓ１８）。ここで、図１１を参照して、焦点調整機構１０２による調整について説明する。図１１は、レフ測定光源８２から光を投光し、被検眼Ｅで反射された光を受光する光路を示しており、光路上に配置された一部の光学部材（すなわち、レンズ６４、６６、８４、８６、９０、９４、ダイクロイックミラー３６、孔あきミラー３８、スキャナ４０、対物レンズ４６、リングレンズ９６と、センサ９８）のみを図示し、その他の光学部材は図示を省略している。また、図１１（ａ）は被検眼Ｅが正視眼である場合を示しており、図１１（ｂ）は被検眼Ｅが近視眼である場合を示しており、図１１（ｃ）は被検眼Ｅが遠視眼である場合を示している。

図１１（ａ）に示すように、被検眼Ｅが正視眼である場合には、センサ９８が被検眼Ｅの眼底と共役な位置に配置され、センサ９８によって検出される画像は、最も細く、かつ、明るいリング像となる。

一方、図１１（ｂ）に示すように、被検眼Ｅが近視眼である場合には、正視眼と比較して屈折力が大きいため、センサ９８によって検出される画像は、太く、かつ、ぼやけたリング像となる。また、正視眼である場合と比較して、小さいリング像となる。この場合には、焦点調整機構１０２を駆動して、レフ測定光源８２及びセンサ９８の位置を被検眼Ｅに近づけ、レフ測定光学系８０の光路長を短くする。センサ９８が被検眼Ｅの眼底と共役な位置まで移動すると、センサ９８によって検出される画像は、最も細く、かつ、明るいリング像となる。

また、図１１（ｃ）に示すように、被検眼Ｅが遠視眼である場合には、正視眼と比較して屈折力が小さいため、センサ９８によって検出される画像は、太く、かつ、ぼやけたリング像となる。また、正視眼である場合と比較して、大きいリング像となる。この場合には、焦点調整機構１０２を駆動して、レフ測定光源８２及びセンサ９８の位置を被検眼Ｅから遠ざけ、レフ測定光学系８０の光路長を長くする。センサ９８が被検眼Ｅの眼底と共役な位置まで移動すると、センサ９８によって検出される画像は、最も細く、かつ、明るいリング像となる。

焦点調整機構１０２による調整が終わると、演算装置１００は、被検眼Ｅの眼底を断層撮影（眼底ＯＣＴ測定）する（Ｓ２０）。なお、眼底ＯＣＴ測定では、光干渉断層法（ＯＣＴ）を用いる点において、ステップＳ１４の前眼部ＯＣＴ測定と同様の手順を用いる。このため、以下では、ステップＳ１４の前眼部ＯＣＴ測定と異なる点について説明し、同様の点については説明を省略する。

演算装置１００は、上述のステップＳ３２、Ｓ３４と同様の手順で、スキャナ４０を調整し、眼底用波長走査光源５４から照射される光の反射光を受光素子５６で取り込む。眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０では、眼底用波長走査光源５４が、被検眼Ｅの眼底まで照射される波長の光を照射し、眼底用波長走査光源５４から照射される光が、被検眼Ｅの眼底に集光するように各光学部材が配置されている。このため、図１２に示すように、演算装置１００は、例えば、角膜の前面及び後面、水晶体の前面及び後面に加え、網膜等の被検眼Ｅの眼底部の位置を特定することができる。この測定を、上述のステップＳ３６と同様に、予め設定された全ての走査角で実施するまで繰り返す。

全ての走査角について測定が終了すると、ステップＳ３８と同様に、演算装置１００は、各走査角について得られた干渉信号から、被検眼Ｅの各部位の位置を特定する。眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０では、前眼部ＯＣＴ光学系１０と異なり、ピボットスキャンとなっている。このため、図１３に示すように、各走査角において被検眼Ｅの眼球内でピボットを結んだ２次元情報が得られる。このため、演算装置１００は、各干渉信号情報に含まれる被検眼Ｅの各部位（例えば、角膜、前房、水晶体、硝子体、網膜、脈絡膜等）の位置情報の平均値を算出することで、被検眼Ｅの各部位の位置を特定する。この測定結果から、被検眼Ｅの眼底の形状を算出できると共に、被検眼Ｅの眼軸長を測定することができる。

上述したように、レフ測定及び眼底ＯＣＴ測定は、前眼部ＯＣＴ測定の測定結果に基づいて、スキャナ４０を調整して測定を実施する。また、眼底ＯＣＴ測定は、レフ測定の測定結果に基づいて、被検眼Ｅの眼底への光の照射位置を調整する。このように、先に実施した測定の測定結果に基づいて後の測定条件を調整することによって、より精度の高い測定結果を得ることができると共に、測定時間を短縮することができる。

全ての測定（前眼部ＯＣＴ測定、レフ測定、眼底ＯＣＴ測定）が終了すると、演算装置１００はタッチパネル１０４に解析結果を出力する。本実施例の眼科装置１は、前眼部ＯＣＴ測定、レフ測定、眼底ＯＣＴ測定の複数種類の測定を実施することができるため、被検眼Ｅの状態を総合的に解析することができる。解析結果としては、例えば、白内障手術の術前において被検眼の測定を実施することによって、ＩＯＬ度数計算、角膜収差、水晶体の混濁状態を算出することができる。また、白内障手術の術前において被検眼の測定を実施することによって、術前に予測した術後の被検眼Ｅの屈折力に対するエラーを評価することができ、ＩＯＬ度数計算の精度向上に役立てることができる。また、緑内障である被検眼の測定を実施することによって、眼底の網膜厚分布から緑内障の進行を予測することができたり、閉塞隅角症をスクリーニングしたりできる。また、強度近視である被検眼の測定を実施することによって、被検眼の状態を詳細かつ総合的に検査することができる。

本実施例の眼科装置１は、１つの装置で前眼部ＯＣＴ、眼底ＯＣＴ、眼軸長、屈折力といった複数種類の計測を実施することができると共に、各計測を精度よく行うことができる。従来においても、複数種類の計測を１つの装置で実施する眼科装置は開発されているが、１つの装置で前眼部ＯＣＴ、眼底ＯＣＴ、眼軸長、屈折力の全てを精度よく計測する装置は開発されていない。例えば、上述の特許文献１の眼科装置は、被検眼の角膜形状、屈折力、眼軸長等を計測可能な構成となっている。しかしながら、ケラト測定用リングによって角膜形状を計測するため、角膜前面形状の測定はできる一方、角膜後面や水晶体等の前眼部の他の部位を計測することができない。また、特許文献１の眼科装置は、眼底を計測する機構を備えていない。さらに、上述の特許文献２の眼科装置は、前眼部と眼底を計測可能な構成となっている。しかしながら、１つの光源から出力される光を波長の異なる２つの光に分割するため、被検眼の対象部位からの反射光の回収率が悪くなる。このため、前眼部と眼底をそれぞれ精度よく計測することができない。また、特許文献２の眼科装置は、屈折力を計測する機構を備えていない。本実施例の眼科装置１は、前眼部に照射する光の波長と、眼底に照射する光の波長が異なっており、それぞれ好適な波長の光を照射する。このため、複数種類の全ての計測について精度よく行うことができる。

また、本実施例の眼科装置１は、スキャナ４０を複数種類の全ての計測において共用している。このため、眼科装置１内の光学系の構成が複雑化することを回避できると共に、部品点数を減らすことができる。また、通常は、レフ測定にガルバノメーターのような比較的高価なスキャナを使用しないため、被検眼の屈折力を精度よく計測することが困難となる。本実施例の眼科装置１では、スキャナ４０を全ての計測において共用し、計測の種類毎に複数のスキャナを設置していない。このため、全ての計測に対して性能の高いスキャナが使用され、複数種類の全ての計測を精度よく行うことができる。

上述の実施例１では、前眼部ＯＣＴ測定を実施した後に、レフ測定及び眼底ＯＣＴ測定を実施したが、前眼部ＯＣＴ測定、レフ測定、眼底ＯＣＴ測定を実施する順番は、特に限定されない。以下に、実施例１と異なる順番で前眼部ＯＣＴ測定、レフ測定、眼底ＯＣＴ測定を実施する例について説明する。図１４は、眼科装置１を用いて、被検眼Ｅに対する複数種類の測定を実行する処理の一例を示すフローチャートである。図１４に示すように、まず、被検眼Ｅと眼科装置１のアライメントを行う（Ｓ４２）。なお、ステップＳ４２のアライメントは、実施例１のステップＳ１２と同様のステップであるため、詳細な説明は省略する。

アライメントが完了すると、レフ測定を実施する（Ｓ４４）。なお、ステップＳ４４のレフ測定は、前眼部ＯＣＴ測定の測定結果に基づいてスキャナ４０を調整しない点が実施例１のステップＳ１６と異なるが、その他の手順はステップＳ１６と同様のステップであるため、詳細な説明は省略する。本実施例では、レフ測定の前に前眼部ＯＣＴ測定を実施していないため、前眼部ＯＣＴ測定の測定結果に基づいてスキャナ４０を調整できない。したがって、演算装置１００に設定される設定（初期設定）に基づいてレフ測定を実施する。なお、被検眼Ｅに対して以前に実施されたレフ測定の測定結果に基づいてスキャナ４０を調整してレフ測定を実施してもよい。

レフ測定が終了すると、演算装置１００は、ステップＳ４４のレフ測定の結果に基づいて、焦点調整機構１０２を調整する（Ｓ４６）。なお、ステップＳ４６の焦点調整機構１０２の調整は、実施例１のステップＳ１８と同様のステップであるため、詳細な説明は省略する。上述したように、焦点調整機構１０２は、レフ測定光学系８０の光学部材と共に、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０のレンズ５８を一体的に移動させる。このため、ステップＳ４４によって、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０の眼底用波長走査光源５４から照射される光を、被検眼Ｅの眼底で集光させることができる。

焦点調整機構１０２による調整が終わると、演算装置１００は、前眼部ＯＣＴ測定と眼底ＯＣＴ測定を同時に実施する（Ｓ４８）。ステップＳ４６において、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０の眼底用波長走査光源５４から照射される光を、被検眼Ｅの眼底で集光させるように調整されている。このため、眼底ＯＣＴ測定を精度よく実施することができる。したがって、前眼部ＯＣＴ測定と眼底ＯＣＴ測定を同時に実施しても、前眼部ＯＣＴ測定と眼底ＯＣＴ測定のそれぞれについて精度よく測定することができる。なお、ステップＳ４８の前眼部ＯＣＴ測定は、実施例１のステップＳ１４と同様のステップであり、ステップＳ４８の眼底ＯＣＴ測定は、実施例１のステップＳ２０と同様のステップであるため、詳細な説明は省略する。

本実施例では、先にレフ測定と焦点調整機構１０２による調整を実施する。このため、眼底ＯＣＴ測定を精度よく実施することができる。また、本実施例の眼科装置１は、前眼部ＯＣＴ測定と眼底ＯＣＴ測定において、スキャナ４０を共用している。このため、先にレフ測定と焦点調整機構１０２による調整を実施することによって、前眼部ＯＣＴ測定と眼底ＯＣＴ測定を同時に実施することができ、測定時間を短縮することができる。

上述の実施例１、２では、ダイクロイックミラー４４と被検眼Ｅとの間に対物レンズ４６を配置しているが、このような構成に限定されない。例えば、図１５に示すように、ダイクロイックミラー４４と被検眼Ｅとの間に、ミラー１４８と曲面ミラー１４６を配置してもよい。なお、本実施例の眼科装置２は、ダイクロイックミラー４４と被検眼Ｅとの間にミラー１４８と曲面ミラー１４６を配置している点が上述の眼科装置１と相違しており、その他の構成については略同一となっている。そこで、上述の眼科装置１と同一の構成については、その説明を省略する。

曲面ミラー１４６には、例えば、非軸放物面鏡又は球面鏡等を用いることができる。前眼部ＯＣＴ光学系１０、眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系５０、レフ測定光学系８０のいずれについても、光源から照射された光は、ダイクロイックミラー４４から被検眼Ｅに向かって照射される際には、光軸に平行に照射される。ダイクロイックミラー４４から照射された光は、ミラー１４８、曲面ミラー１４６の順で反射され、曲面ミラー１４６で反射された光は、被検眼Ｅに照射される。ダイクロイックミラー４４と被検眼Ｅとの間にミラー１４８と曲面ミラー１４６を配置すると共に、曲面ミラー１４６から照射される光が被検眼Ｅに照射される構成とすることによって、被検眼Ｅに照射する光（測定光）の波長の違いによる色収差が生じることを回避することができる。このため、前眼部ＯＣＴ測定、眼底ＯＣＴ測定及びレフ測定によって、より画質のよい画像を取得することができる。

上述の実施例１～３では、ダイクロイックミラー３６とスキャナ４０との間に孔あきミラー３８を配置し、レンズ９４とセンサ９８との間にリングレンズ９６を配置しているが、このような構成に限定されない。例えば、図１６に示すように、ダイクロイックミラー３６とスキャナ４０との間にハーフミラー１３８を配置し、レンズ９４とセンサ９８との間にレンズアレイ１９６を配置してもよい。なお、本実施例の眼科装置３は、ダイクロイックミラー３６とスキャナ４０との間にハーフミラー１３８を配置し、レンズ９４とセンサ９８との間にレンズアレイ１９６を配置している点が上述の眼科装置１と相違しており、その他の構成については略同一となっている。そこで、上述の眼科装置１と同一の構成については、その説明を省略する。

本実施例では、レフ測定光学系８０において、被検眼Ｅからの反射光は、対物レンズ４６、ダイクロイックミラー４４、ミラー７２、７０、６８、レンズ６６、ダイクロイックミラー４４、スキャナ４０を介して、ハーフミラー１３８に照射される。ハーフミラー１３８に照射された光は分割され、略半分がハーフミラー１３８で反射される。ハーフミラー１３８で反射された光は、ミラー８８、レンズ９０、絞り９２、レンズ９４を介して、レンズアレイ１９６に照射される。レンズアレイ１９６は、多数の微細なレンズを備えており、多数の微細なレンズは、レンズ９４側にマトリクス状に配置されている。レンズアレイ１９６に光が照射されると、多数の微細なレンズによって、これらのレンズと同数の光がレンズアレイ１９６からセンサ９８に照射される。レンズアレイ１９６に歪んだ波面を有する光が照射されると、多数の微細なレンズのうち、歪んだ位置と対応する位置のレンズからは、光軸がずれた状態の光がセンサ９８に照射される。すなわち、レンズ９４とセンサ９８との間にレンズアレイ１９６を配置することによって、レフ測定光学系８０に波面センサの光学系と同一の機能を付与することができる。このため、レフ測定光学系８０において、被検眼Ｅの全屈折力だけでなく、被検眼Ｅの全収差についても計測することができ、被検眼Ｅの屈折に関する情報をより詳細に計測することができる。

以上、本明細書に開示の技術の具体例を詳細に説明したが、これらは例示にすぎず、特許請求の範囲を限定するものではない。特許請求の範囲に記載の技術には、以上に例示した具体例を様々に変形、変更したものが含まれる。また、本明細書または図面に説明した技術要素は、単独であるいは各種の組合せによって技術的有用性を発揮するものであり、出願時請求項記載の組合せに限定されるものではない。

１、２、３：眼科装置
１０：前眼部ＯＣＴ光学系
１２：前眼部ＯＣＴ干渉計
１４：前眼部用波長走査光源
３４：受光素子
４０：スキャナ
４４：ダイクロイックミラー
４６：対物レンズ
５０：眼軸長及び眼底ＯＣＴ光学系
５２：眼軸長及び眼底ＯＣＴ干渉計
５４：眼底用波長走査光源
５６：受光素子
８０：レフ測定光学系
８２：レフ測定光源
９８：センサ
１００：演算装置
１０２：焦点調整機構
１４６：曲面レンズ
Ｅ：被検眼

Claims (14)

1. 被検眼の前眼部に照射される第１の光を出力する第１の光源と、
   前記被検眼の眼底に照射される第２の光を出力する第２の光源と、を備えており、
   前記前眼部から反射される前記第１の光による第１の検査と、前記眼底から反射される前記第２の光による第２の検査が実行可能となっており、
   前記第２の光源から出力される第２の光の波長は、前記第１の光源から出力される第１の光の波長より小さい、眼科装置。
2. 前記第１の光源から出力される第１の光の波長は、０．９５μｍ以上、かつ、１．８０μｍ以下であり、
   前記第２の光源から出力される第２の光の波長は、０．４０μｍ以上、かつ、１．１５μｍ以下である、請求項１に記載の眼科装置。
3. 前記第１の光源から前記被検眼の前眼部に照射される前記第１の光の光路である第１光路上であって、かつ、前記第２の光源から前記被検眼の眼底に照射される前記第２の光の光路である第２光路上に配置されるミラーをさらに備えており、
   前記ミラーは、前記第１の光源からの前記第１の光を反射すると共に、前記第２の光源からの前記第２の光を透過する、請求項１又は２に記載の眼科装置。
4. 前記第１光路は、前記ミラーから前記被検眼に照射される前記第１の光の光路である第１光路部分を備えており、
   前記第２光路は、前記第１光路部分を含んでいる、請求項３に記載の眼科装置。
5. 前記第１光路上であって、かつ、前記第２光路上に配置されており、前記第１の光源から出力される第１の光を走査すると共に、前記第２の光源から出力される第２の光を走査するスキャナをさらに備える、請求項３又は４に記載の眼科装置。
6. 前記スキャナは、前記第１の光源から前記ミラーまでの光路上であって、かつ、前記第２の光源から前記ミラーまでの光路上に配置される、請求項５に記載の眼科装置。
7. 前記スキャナは、前記第２の光源から出力される第２の光の前記被検眼への入射位置及び入射角度を変更可能であり、
   前記第２の光源から出力される第２の光が前記スキャナによって走査されるとき、前記被検眼に入射される光の進行方向が、前記被検眼の眼底と水晶体との間で交差するように走査される、請求項５又は６に記載の眼科装置。
8. 前記ミラーと前記被検眼との間に配置されるレンズをさらに備えており、
   前記スキャナは、前記第１の光源から出力される第１の光の前記被検眼への入射位置を変更可能であり、
   前記第１の光源から出力される第１の光が前記スキャナによって走査されるとき、前記被検眼に入射される光の進行方向が、前記レンズの光軸に平行になるように走査される、請求項５～７のいずれか一項に記載の眼科装置。
9. 前記被検眼の眼屈折力を計測するための第３の光を出力する第３の光源をさらに備えており、
   前記第３の光源から出力される第３の光の光路である第３光路は、前記第２光路のうち、前記第２の光源から前記スキャナまでの間の光路部分に合流しており、
   前記第３の光源から出力される第３の光は、前記第２光路を通って前記被検眼の眼底に照射される、請求項５～８のいずれか一項に記載の眼科装置。
10. 前記被検眼の前眼部から反射された前記第１の光の反射光に基づいて、前記被検眼の前眼部の形状を算出すると共に、前記被検眼の眼底から反射された前記第２の光の反射光に基づいて、前記被検眼の眼底の形状と前記被検眼の眼軸長とを算出する、演算装置をさらに備える、請求項１～９のいずれか一項に記載の眼科装置。
11. 被検眼に照射する光を出力する光源と、
    前記被検眼から反射された前記光源の光を受光する受光部と、
    演算装置と、を備えており、
    前記演算装置は、前記受光部で受光された反射光に基づいて、
    前記被検眼の前眼部の２次元断層画像を取得する前眼部断層画像取得処理と、
    前記被検眼の屈折力を計測する屈折力計測処理と、
    前記被検眼の眼軸長を計測する眼軸長計測処理と、
    前記被検眼の眼底の２次元断層画像を取得する眼底断層画像取得処理と、を実行可能に構成されている、眼科装置。
12. 前記被検眼の眼底への集光位置を補正する集光位置補正部をさらに備えており、
    前記演算装置は、前記屈折力計測処理によって計測された前記被検眼の屈折力に基づいて、前記集光位置補正部を駆動して前記被検眼の眼底への集光位置を補正し、
    その補正された集光位置で前記被検眼に光を照射することで得られる反射光に基づいて、前記前眼部断層画像取得処理と前記眼軸長計測処理と前記眼底断層画像取得処理の少なくとも１つを実行する、請求項１１に記載の眼科装置。
13. 前記光源から出力される光の前記被検眼への照射位置を補正する照射位置補正部をさらに備えており、
    前記演算装置は、前記前眼部断層画像取得処理によって取得された前記被検眼の前眼部の２次元断層画像に基づいて、前記光源から出力される光の前記被検眼への照射位置を補正し、
    その補正された照射位置で前記被検眼に光を照射することで得られる反射光に基づいて、前記屈折力計測処理と前記眼軸長計測処理と前記眼底断層画像取得処理の少なくとも１つを実行する、請求項１１又は１２に記載の眼科装置。
14. 前記演算装置は、前記前眼部断層画像取得処理によって取得された前記被検眼の前眼部の２次元断層画像に基づいて、水晶体内の混濁部の位置を特定し、
    特定された前記水晶体の混濁部の位置に基づいて、前記光源から出力される光の前記被検眼への照射位置を補正する、請求項１３に記載の眼科装置。

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