JP7188747B2

JP7188747B2 - 眼科装置

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Publication number: JP7188747B2
Application number: JP2018228126A
Authority: JP
Inventors: 有司野澤; 正宏山成; 考史加茂
Original assignee: Tomey Corp
Current assignee: Tomey Corp
Priority date: 2018-12-05
Filing date: 2018-12-05
Publication date: 2022-12-13
Anticipated expiration: 2038-12-05
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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、光干渉を用いて被検眼を測定する眼科装置に関する。

被検眼の内部の断層画像を撮影する眼科装置が開発されている。例えば、特許文献１に記載の眼科装置は、光源からの光を被検眼の内部に照射すると共にその反射光を導く測定光学系と、光源からの光を参照面に照射すると共にその反射光を導く参照光学系を備えている。測定の際には、測定光学系により導かれた反射光（測定光）と参照光学系により導かれた反射光（参照光）とを合波した干渉光から、被検眼の断層画像を生成する。

特開２０１６－４１２１８号公報

特許文献１のような眼科装置を用いて被検眼を測定する際には、干渉光から、測定光軸に沿った深さ方向の位置と信号強度との関係を示す断層情報（いわゆる、Ａスキャン情報）を取得する。例えば、被検眼の断層画像を取得する場合は、測定光を走査して複数のＡスキャン情報を取得し、これら複数のＡスキャン情報を用いて被検眼の断層画像を生成する。あるいは、測定精度を上げるために、同一位置において複数回の断層情報を取得する場合も、測定光を同一の位置に照射しながら複数のＡスキャン情報を取得する。複数のＡスキャン情報を取得するためには、複数回に亘って干渉信号をサンプリングする必要がある。一方、このような眼科装置に用いられる波長掃引型の光源は、出力される光の波長が周期的に掃引され、それに応じて光の周波数も周期的に変化する。一般的に、測定時間を短くするために、高速でＡスキャン情報を取得することが望まれている。例えば、光源から出力される光の波長の掃引速度を速くすることによって、被検眼の測定時間を短くすることができるが、技術的に難しいという問題やコストが高くなるという問題が生じる。そこで、光源から出力される光の周波数が１周期変化する毎に、異なる周波数帯域において複数のＡスキャン情報を取得することが検討されている。しかしながら、異なる周波数帯域において干渉信号をサンプリング（取得）すると、サンプリングした干渉信号毎に波長（周波数帯域）が異なるため、干渉信号毎に位置ずれや信号強度のずれが生じることがある。例えば、このような干渉信号を用いて断層画像を生成すると、画像の歪みや輝度ムラが生じてしまう。本明細書は、異なる周波数帯域で干渉信号をサンプリングする際に生じる干渉信号の歪みを抑制する技術を開示する。

本明細書に開示する眼科装置は、光干渉を用いて被検眼を測定する。眼科装置は、波長掃引型の光源と、光源からの光を導いて参照光とする参照光学系と、光源からの光を導いて較正光とする較正光学系と、較正光学系により導かれた較正光と参照光学系により導かれた参照光とを合波した較正用干渉光を受光する受光素子と、較正用干渉光を受光したときに受光素子から出力される較正用干渉信号をサンプリングする信号処理部と、演算部と、を備えている。光源からの光は、周期的に周波数が変化する。信号処理部は、少なくとも光源からの光の周波数が１周期変化するときの全周波数帯域のうち第１の周波数帯域において較正用干渉信号をサンプリングすると共に、光源からの光の周波数が１周期変化するときの全周波数帯域のうち第１の周波数帯域と異なる第２の周波数帯域において較正用干渉信号をサンプリングする。演算部は、第１の周波数帯域においてサンプリングされフーリエ変換された較正用干渉信号の第１の波形と、第２の周波数帯域においてサンプリングされフーリエ変換された較正用干渉信号の第２の波形との間のずれ量を演算する。

上記の眼科装置では、同一の較正光学系により導かれる較正光から取得される較正用干渉光を用いることによって、異なる周波数帯域で干渉信号を複数回サンプリングしても、干渉信号間の波形のずれ量を算出できる。すなわち、第１の周波数帯域でサンプリングされた較正用干渉信号の第１の波形と、第２の周波数帯域でサンプリングされた較正用干渉信号の第２の波形とは、同一の対象（較正光）を示す波形であるため、同一の位置に同一の波形（形状）で検出されるべきである。このため、第１の波形と第２の波形のずれ量を算出することによって、異なる周波数帯域でサンプリングされた干渉信号（較正用干渉信号）のずれ量を検出することができる。検出されたずれ量に基づいて干渉信号を補正することによって、被検眼を測定した際の干渉信号の歪みを抑制することができる。

実施例１に係る眼科装置の光学系の概略構成を示す図。実施例１に係る眼科装置の制御系を示すブロック図。ゼロ点と参照光路長と測定光路長と較正光路長との関係を説明するための図。光源装置から出力される光の波長が１周期変化する間に、干渉信号を複数回サンプリングするタイミングを説明するための図（サンプリングする波長領域が独立している場合）。光の波長を１周期変化させる速度と、走査角を変更する速度との関係を説明するための図であり、（ａ）は本実施例に係る眼科装置の測定光の照射位置と時間との関係及び波長と時間との関係を示し、（ｂ）は（ａ）の時間ｔ１～ｔ２における測定光の照射位置と時間との関係を示し、（ｃ）は比較例の眼科装置の時間ｔ１～ｔ２における測定光の照射位置と時間との関係を示す。干渉信号波形を処理する手順を説明するための図。異なる周波数帯域で干渉信号をサンプリングする際に生じる干渉信号の歪みを補正する処理の一例を示すフローチャート。光源装置から出力される光の波長が１周期変化する間に、干渉信号を複数回サンプリングするタイミングを説明するための図（サンプリングする波長領域が部分的に重複している場合）。取得したＡスキャン情報を用いて生成した断層画像を示す模式図であり、（ａ）は干渉信号の位置ずれや信号強度のずれが生じていないＡスキャン情報を用いて生成された断層画像の模式図であり、（ｂ）は干渉信号の位置ずれが生じているＡスキャン情報を用いて生成された断層画像の模式図である。実施例２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眼科装置では、演算部は、第１の波形と第２の波形との間の深さ方向の位置のずれ量を算出してもよい。このような構成によると、算出された深さ方向のずれ量に基づいて干渉信号を補正することによって、異なる周波数帯域においてサンプリングされた干渉信号の深さ方向のずれ量を適切に補正することができる。

（特徴２）本明細書が開示する眼科装置では、演算部は、第１の波形の形状と第２の波形の形状との間のずれ量を算出してもよい。このような構成によると、算出された波形の形状のずれ量に基づいて干渉信号を補正することによって、異なる周波数帯域においてサンプリングされた干渉信号の信号強度のずれ量を適切に補正することができる。

（特徴３）本明細書が開示する眼科装置は、光源からの光を被検眼に照射すると共に、被検眼からの反射光を導く測定光学系をさらに備えていてもよい。較正光学系は、光源からの光を反射する反射面を備える較正部材を備えていてもよい。較正部材は、測定光学系の光路上に着脱可能に配置されてもよい。較正部材が測定光学系の光路上に配置されていないときに、測定光学系の光路上に被検眼が配置可能となってもよい。このような構成によると、較正部材は、測定光学系の光路上に着脱可能に配置される。例えば、較正部材は、較正用干渉信号を取得する際に、測定時に被検眼が位置する位置と略一致する位置に配置することができる。較正部材を眼科装置内に設置しないと、眼科装置の構成を容易にすることができる。

（特徴４）本明細書が開示する眼科装置は、光源からの光を被検眼に照射すると共に、被検眼からの反射光を導く測定光学系をさらに備えていてもよい。較正光学系は、光源からの光を反射する反射面を備える較正部材を備えていてもよい。測定光学系の光路と較正光学系の光路との少なくとも一部が異なるように構成されていてもよい。較正部材は、測定光学系の光路上に配置されておらず、較正光学系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、較正部材が較正光学系の光路上に配置され、測定光学系の光路上には配置されていないため、被検眼を測定する際に被検眼からの反射光（測定光）と較正部材の反射面からの反射光（較正光）とを同時に生成できる。このため、被検眼の測定時に干渉信号のずれを補正することができる。

（特徴５）本明細書が開示する眼科装置は、光源からの光を被検眼に照射すると共に、被検眼からの反射光を導く測定光学系をさらに備えていてもよい。較正光学系の光路は、測定光学系の光路の一部と重複していてもよい。較正光は、測定光学系が備える光学部材の反射面からの反射光によって生成されてもよい。このような構成によると、較正光を生成するための光学部材（較正部材）を設置することなく、較正光を生成することができる。このため、部品点数を増やすことなく較正光を生成できると共に、被検眼を測定する際に測定光と較正光とを同時に生成できる。

（特徴６）本明細書が開示する眼科装置は、光源からの光を被検眼に照射すると共に、被検眼からの反射光を導く測定光学系をさらに備えていてもよい。受光素子は、測定光学系により導かれた反射光と参照光学系により導かれた参照光とを合波した測定用干渉光をさらに受光してもよい。信号処理部は、測定用干渉光を受光したときに受光素子から出力される測定用干渉信号をさらにサンプリングしてもよい。演算部は、演算されたずれ量に基づいて、サンプリングされた前記測定用干渉信号及びサンプリングされフーリエ変換された測定用干渉信号の少なくともいずれかを補正してもよい。このような構成によると、演算されたずれ量に基づいて測定用干渉信号を補正することによって、被検眼を測定した際の干渉信号の歪みを好適に抑制することができる。

（実施例１）
以下、実施例に係る眼科装置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１００を検査するための測定部１０を備えている。測定部１０は、被検眼１００から反射される反射光と参照光とを干渉させる干渉光学系１４と、被検眼１００の前眼部を観察する観察光学系５０と、被検眼１００に対して測定部１０を所定の位置関係にアライメントするためのアライメント光学系（図示省略）と、Ｋ－ｃｌｏｃｋ信号を生成するＫ－ｃｌｏｃｋ発生装置８０（図２に図示）を有している。アライメント光学系は、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。

干渉光学系１４は、光源装置１２と、測定光学系と、参照光学系と、較正光学系と、受光素子２６によって構成されている。測定光学系は、光源装置１２からの光を被検眼１００の内部に照射すると共にその反射光を導く光学系である。参照光学系は、光源装置１２からの光を参照面２２ａに照射すると共にその反射光を導く光学系である。較正光学系は、光源装置１２からの光を反射面７０ａに照射すると共にその反射光を導く光学系である。受光素子２６は、測定光学系により導かれた反射光と参照光学系により導かれた参照光とを合成した測定用干渉光と、較正光学系により導かれた反射光と参照光学系により導かれた参照光とを合成した較正用干渉光とを受光する。

光源装置１２は、波長掃引型の光源装置であり、出射される光の波長が所定の周期で変化するようになっている。光源装置１２から出射される光の波長が変化すると、出射される光の波長に対応して、被検眼１００の深さ方向の各部位から反射される光のうち参照光と干渉を生じる反射光の反射位置が被検眼１００の深さ方向に変化する。このため、出射される光の波長を変化させながら干渉光を測定することで、被検眼１００の内部の各部位（すなわち、水晶体１０４や網膜１０６）の位置を特定することが可能となる。

測定光学系は、ビームスプリッタ２４と、ビームスプリッタ２８と、焦点調整機構４０と、ガルバノスキャナ４６と、ホットミラー４８によって構成されている。光源装置１２から出射された光は、ビームスプリッタ２４、ビームスプリッタ２８、焦点調整機構４０、ガルバノスキャナ４６、及びホットミラー４８を介して被検眼１００に照射される。被検眼１００からの反射光は、ホットミラー４８、ガルバノスキャナ４６、焦点調整機構４０、ビームスプリッタ２８、及びビームスプリッタ２４を介して受光素子２６に導かれる。

焦点調整機構４０は、光源装置１２側に配置される凸レンズ４２と、被検眼１００側に配置される凸レンズ４４と、凸レンズ４２に対して凸レンズ４４を光軸方向に進退動させる第２駆動装置５６（図２に図示）を備えている。凸レンズ４２と凸レンズ４４は、光軸上に配置され、入射する平行光の焦点の位置を変化させる。第２駆動装置５６が凸レンズ４４を図１の矢印Ａの方向に駆動することで、被検眼１００に照射される光の焦点の位置が被検眼１００の深さ方向に変化し、被検眼１００に照射される光の焦点の位置が調整される。

ガルバノスキャナ４６は、ガルバノミラー４６ａと、ガルバノミラー４６ａを傾動させる第３駆動装置５８（図２参照）を備えている。第３駆動装置５８がガルバノミラー４６ａを傾動することで、被検眼１００への測定光の照射位置が走査される。

参照光学系は、ビームスプリッタ２４と、参照ミラー２２によって構成されている。光源装置１２から出射された光の一部は、ビームスプリッタ２４で反射され、参照ミラー２２の参照面２２ａに照射され、参照ミラー２２の参照面２２ａによって反射される。参照ミラー２２で反射された光は、ビームスプリッタ２４を介して受光素子２６に導かれる。参照ミラー２２とビームスプリッタ２４と受光素子２６は、干渉計２０内に配置され、その位置が固定されている。このため、本実施例の眼科装置１では、参照光学系の参照光路長は一定で変化しない。

較正光学系は、ビームスプリッタ２４と、ビームスプリッタ２８と、ミラー７０によって構成されている。光源装置１２から出射された光は、ビームスプリッタ２４を介してビームスプリッタ２８で反射され、ミラー７０の反射面７０ａに照射され、ミラー７０の反射面７０ａで反射される。ミラー７０で反射された光は、ビームスプリッタ２８及びビームスプリッタ２４を介して受光素子２６に導かれる。本実施例の眼科装置１では、ミラー７０の配置位置は固定されている。このため、較正光学系により導かれる光（以下、較正光ともいう）の光路長は一定で変化しない。なお、ミラー７０は、「較正部材」の一例である。

また、図３に示すように、較正光学系は、ゼロ点を基準にしてミラー７０の位置が設定されており、ゼロ点を被検眼１００より光源装置１２側の位置に設定した場合に、ゼロ点からの光路長Ｌ１が、ゼロ点から被検眼１００の網膜１０６までの距離よりも長くなるように設定されている。ここで、ゼロ点とは、参照光学系の光路長（参照光路長）と測定光学系の光路長（測定光路長）とが同一となる点を意味する。本実施例では、ゼロ点の位置は所定の位置（例えば、角膜１０２の前面からわずかに光源装置１２側にずれた位置）に設定されている。較正光学系のゼロ点からの光路長Ｌ１を、ゼロ点から被検眼１００の網膜１０６までの距離よりも長くなるように設定することによって、ミラー７０の反射面７０ａが被検眼１００の測定領域（角膜１０２前面から網膜１０６までの領域）に重なることなく検出される。このため、反射面７０ａの位置を容易に特定することができる。

受光素子２６は、参照光学系により導かれた光と測定光学系により導かれた光とを合成した測定用干渉光と、参照光学系により導かれた光と較正光学系により導かれた光とを合成した較正用干渉光を検出する。受光素子２６は、測定用干渉光と較正用干渉光を受光すると、それに応じた干渉信号を出力する。すなわち、測定用干渉光による信号（測定用干渉信号）と、較正用干渉光による信号（較正用干渉信号）を出力する。これらの信号は、サンプリング回路６６（図２に図示）を介して演算装置６４に入力される。受光素子２６としては、例えば、フォトダイオードを用いることができる。

Ｋ－ｃｌｏｃｋ発生装置８０（図２に図示）は、等周波数間隔（光の周波数の変化に対して均等な間隔）にて干渉信号のサンプリングを行うために、光源装置１２の光からサンプルクロック（Ｋ－ｃｌｏｃｋ）信号を光学的に生成する。そして、生成されたＫ－ｃｌｏｃｋ信号は、サンプリング回路６６に向けて出力される。これにより、サンプリング回路６６がＫ－ｃｌｏｃｋ信号に基づいて干渉信号をサンプリングすることで、等周波数間隔で干渉信号がサンプリングされる。

サンプリング回路６６（図２に図示）は、干渉信号とＫ－ｃｌｏｃｋ信号が入力され、Ｋ－ｃｌｏｃｋ信号で規定されるタイミングで干渉信号をサンプリングする。サンプリング回路６６には、公知のデータ収集装置（いわゆる、ＤＡＱ）を用いることができる。サンプリング回路６６は、被検眼１００内部のＡスキャン情報（被検眼１００の内部構造について、測定光軸に沿った深さ方向の位置と信号強度との関係を示す情報）を複数回に亘って取得するために、干渉信号を複数回に亘ってサンプリングする。すなわち、１回のサンプリングによって複数個の干渉信号を取得し、取得した複数個の干渉信号は、１個のＡスキャン情報（すなわち、１走査線上のＡスキャン情報、以下、単に「Ａスキャン情報」ともいう）を構成する。したがって、サンプリング回路６６が複数回のサンプリングを行うことで、複数個の干渉信号によって構成されるＡスキャン情報が複数個取得される。

また、上述したように、光源装置１２は波長掃引型の光源装置であるため、光源装置１２から出力される光の波長は周期的に掃引され、それに応じて光の周波数も周期的に変化する。光源装置１２から出力される光の周波数が１周期変化する毎に１回ずつ干渉信号をサンプリングすると（すなわち、１周期毎に１個のＡスキャン情報を取得するように構成すると）、複数回に亘る測定に要する時間が長くなってしまう。本実施例では、サンプリング回路６６は、光源装置１２から出力される光の周波数が１周期変化する毎に、異なる周波数帯域において複数回に亘って干渉信号をサンプリングする。これによって、複数回に亘る測定に要する時間が長くなることを抑制している。例えば、図４に示すように、光源装置１２から出力される光の波長が１周期変化する間（すなわち、周波数が１周期変化する間）に干渉信号を８回サンプリングすると、同じ周波数帯域で８回サンプリングする場合と比較して、測定に要する時間を大幅に短縮することができる。なお、サンプリング回路６６は、「信号処理部」の一例である。

以下の説明では、光源装置１２から出力される光の波長が最も大きくなる時間から次に最も大きくなる時間までを１周期（すなわち、周波数の１周期）とし、１周期のうち最初にサンプリングする波長領域（図４の時間ｔ１からｔ２の間の波長領域）を第１の波長領域とし、第１の波長領域の次にサンプリングする波長領域（図４の時間ｔ３からｔ４の間の波長領域）を第２の波長領域とする。図４の例では、光源装置１２から出力される光の波長が１周期変化する間に干渉信号を８回サンプリングするため（すなわち、８個のＡスキャン情報を取得するため）、１周期の間に第１の波長領域から第８の波長領域のそれぞれにおいて複数個の干渉信号を取得することになる。以下では、説明を容易にするために、第１の波長領域におけるサンプリングと第２の波長領域におけるサンプリングのみについて説明するが、第３の波長領域から第８の波長領域におけるサンプリングにおいても同様に行われる。なお、本実施例では、光源装置１２から出力される光の波長が１周期変化する間に干渉信号を８回サンプリングしているが、光の波長が１周期変化する間に干渉信号をサンプリングする回数は限定されるものではなく、８回より少なくてもよいし、８回より多くてもよい。

また、本実施例では、走査角を変更する速度は、光源装置１２から出射される光の掃引速度（光の波長を１周期変化させる速度）に対して十分に遅くしている。これによって、１個のＡスキャン情報を構成する複数の干渉信号を連続して取得することができる。以下、図５（ａ）及び図５（ｂ）を用いて説明する。図５（ａ）は、上図において、被検眼１００に測定光を照射する位置をＰ１からＰ２に走査する場合における測定光の照射位置と時間との関係を示し、下図において、光源装置１２から出力される光の波長と時間との関係を示している。また、図５（ｂ）は、第１の波長領域におけるサンプリングの時間ｔ１～ｔ２の間の測定光の照射位置を示している。

図５（ａ）に示すように、被検眼１００に測定光を照射する位置をＰ１からＰ２の間で走査する間に（上図参照）、光源装置１２から出射される光の波長は、複数周期（図５（ａ）では４周期）変化する（下図参照）。上述したように、本実施例では、光源装置１２から出射される光の波長が１周期変化する間に、複数回（例えば、８回）サンプリングし、１回のサンプリング毎に１個のＡスキャン情報を取得する。走査角を変更する速度を光の波長を１周期変化させる速度に対して十分に遅くすると、図５（ｂ）に示すように、１回のサンプリングにかかる時間ｔ１～ｔ２の間、被検眼１００に照射する光の位置はほとんど変化しない。したがって、時間ｔ１～ｔ２の間に、１走査線上の干渉信号、すなわち、１個のＡスキャン情報を構成する複数の干渉信号を全て取得することができる。

例えば、短時間で複数のＡスキャン情報を取得する方法としては、本実施例の方法の他に、被検眼１００への測定光の照射位置を高速で走査させながらサンプリングする方法も考えられる。図５（ｃ）は、比較例として、照射位置を高速で走査する場合における測定光の照射位置と時間との関係を示している。図５（ｃ）に示すように、比較例の方法では、時間ｔ１～ｔ２（すなわち、本実施例において第１の波長領域におけるサンプリングにかかる時間）の間に、測定光の照射位置が位置Ｐ１からＰ２の間を複数回（図５（ｃ）では約１６回）往復する。すなわち、時間ｔ１～ｔ２の間、照射位置は一定でなく変化し続ける。このため、時間ｔ１～ｔ２の間に、１個のＡスキャン情報を構成する干渉信号の全てを取得することができない。一方、この方法では、時間ｔ１～ｔ２の間に、位置Ｐ１からＰ２の間の異なる照射位置における干渉信号を離散的に取得する。例えば、ｎ個のＡスキャン情報を取得するとする。この場合、時間ｔ１～ｔ２の間に、１番目のＡスキャン情報を構成する干渉信号の一部を取得すると共に、２番目のＡスキャン情報を構成する干渉信号の一部を取得し、同様にして、ｎ番目のＡスキャン情報を構成する干渉信号の一部を取得する。このように、時間ｔ２以降においても同様に、異なる照射位置における干渉信号を離散的に取得していくことによって、ｎ個のＡスキャン情報を構成する干渉信号を全て取得することができる。したがって、照射位置を高速で走査させる方法を用いると、１個のＡスキャン情報を取得するために、複数（ｎ個）の走査線のＡスキャン情報を取得するために必要な時間と同じ時間を要する。

ここで、１個のＡスキャン情報を取得する間に、被検眼１００が、例えば固視微動等によって移動してしまうと、被検眼１００の位置が変化して、１個のＡスキャン情報に含まれる複数の干渉信号の位置関係等を正確に測定できなくなってしまう。このため、１個のＡスキャン情報の全てを取得する間、被検眼１００が移動しない状態で測定する必要がある。本実施例では、１個のＡスキャン情報を構成する複数の干渉信号を連続して取得するため、１個のＡスキャン情報を取得する時間が短くなる。したがって、１個のＡスキャン情報を取得する間に被検眼１００が移動し難くなるため、被検眼１００の移動による影響を小さくすることができる。

観察光学系５０は、被検眼１００にホットミラー４８を介して観察光を照射すると共に、被検眼１００から反射される反射光（すなわち、照射された観察光の反射光）を撮影する。ここで、ホットミラー４８は、光源装置１２からの光を反射する一方で、観察光学系５０の光源装置からの光を透過する。このため、本実施例の眼科装置１では、干渉光学系１４による測定と、観察光学系５０による前眼部の観察を同時に行うことができる。なお、観察光学系５０には、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、その詳細な構成については説明を省略する。

なお、本実施例の眼科装置１では、被検眼１００に対して測定部１０の位置を調整するための位置調整機構１６（図２に図示）と、その位置調整機構１６を駆動する第１駆動装置５４（図２に図示）を備えている。第１駆動装置５４を駆動することで、被検眼１００に対する測定部１０の位置が調整される。

次に、本実施例の眼科装置１の制御系の構成を説明する。図２に示すように、眼科装置１は演算装置６４によって制御される。演算装置６４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６４には、光源装置１２と、第１～第３駆動装置５４～５８と、モニタ６２と、観察光学系５０が接続されている。演算装置６４は、光源装置１２のオン／オフを制御し、第１～第３駆動装置５４～５８を制御することで位置調整機構１６、焦点調整機構４０、ガルバノスキャナ４６を駆動し、また、観察光学系５０を制御して観察光学系５０で撮像される前眼部像をモニタ６２に表示する。

また、演算装置６４には、サンプリング回路６６が接続されている。演算装置６４は、サンプリング回路６６にサンプリングを開始させるトリガー信号を出力する。サンプリング回路６６は、トリガー信号が入力すると、予め設定された時間のあいだＫ－ｃｌｏｃｋ信号で規定されるタイミングで干渉信号を取得する。演算装置６４には、サンプリング回路６６においてサンプリングされた干渉信号が入力される。上述したように、受光素子２６から出力される干渉信号は、図６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、この信号には被検眼１００の各部（角膜１０２の前面及び後面、水晶体１０４の前面及び後面、網膜１０６の表面）及びミラー７０の反射面７０ａ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が含まれている。演算装置６４は、サンプリングされた干渉信号をフーリエ変換して、その干渉信号から被検眼１００の各部（角膜１０２の前面及び後面、水晶体１０４の前面及び後面、網膜１０６の表面）及びミラー７０の反射面７０ａによる干渉信号成分を分離する（図６の下段のグラフ参照）。これにより、演算装置６４は、被検眼１００の各部の位置及びミラー７０の反射面７０ａの位置を特定することができる。

なお、本実施例では、演算装置６４は、サンプリングされる干渉信号（データ）を、１個のＡスキャン情報を構成するデータ毎に分割して複数取得していたが、このような構成に限定されない。例えば、演算装置６４は、サンプリングされる干渉信号を、複数のＡスキャン情報を全て包含する連続した１つのデータとして取得してもよい。この場合、演算装置６４は、取得したデータに対して中心位置が異なる窓関数を適用することによって、連続した１つのデータから個々のＡスキャン情報を抽出してもよい。演算装置６４は、Ａスキャン情報毎に抽出された複数のデータをそれぞれフーリエ変換することによって、Ａスキャン情報毎に被検眼１００の各部及びミラー７０の反射面７０ａによる干渉信号成分を分離でき、被検眼１００の各部の位置及びミラー７０の反射面７０ａの位置を特定できる。

次に、図７を参照して、本実施例の眼科装置１を用いて、異なる周波数帯域で干渉信号をサンプリングする際に生じる干渉信号の歪みを補正する処理について説明する。上述したように、本実施例では、光源装置１２から出力される光の周波数が１周期変化する毎に、異なる周波数帯域において複数回に亘って（例えば、８回）Ａスキャン情報を取得する。しかしながら、異なる周波数帯域においてＡスキャン情報を取得すると、Ａスキャン情報毎に検出される干渉信号の信号強度や位置が異なることがある。このように信号強度のずれや位置ずれが生じているデータを用いて断層画像を生成すると、生成された断層画像に歪みが生じたり（図９（ｂ）参照）、輝度ムラが生じたりして、被検眼１００の状態を正確に把握することができない。本実施例の眼科装置１は、サンプリングした周波数帯域が異なることに起因して生じる干渉信号の信号強度のずれや位置ずれを補正する。

図７に示すように、まず、演算装置６４は、異なる波長領域（すなわち、周波数帯域）でサンプリングされる複数のＡスキャン情報を取得する（Ｓ１２）。複数のＡスキャン情報は、以下の手順で取得される。まず、検査者は図示しないジョイスティック等の操作部材を操作して、被検眼１００に対して測定部１０の位置合わせを行う。すなわち、演算装置６４は、検査者の操作部材の操作に応じて、第１駆動装置５４により位置調整機構１６を駆動する。これによって、被検眼１００に対する測定部１０のｘｙ方向（縦横方向）の位置とｚ方向（進退動する方向）の位置が調整される。また、演算装置６４は、第２駆動装置５６を駆動して、焦点調整機構４０を調整する。これによって、光源装置１２から被検眼１００に照射される光の焦点の位置が被検眼１００の所定の位置（例えば、角膜１０２の前面）となる。

次いで、特定の波長領域において干渉信号をサンプリングする。ここで、最初にサンプリングする特定の波長領域が第１の波長領域である場合を例に、特定の波長領域（第１の波長領域）において干渉信号をサンプリングする手順を説明する。まず、トリガー信号を生成するために、演算装置６４は、第１の波長領域の範囲内の特定の波長を検出する。特定の波長の検出方法は、特に限定されるものではなく、例えば、ＦＢＧ（ファイバブラッググレーティング）やエタロン等を用いて検出することができる。演算装置６４は、検出した波長に基づいて、第１の波長領域におけるサンプリングを開始させるトリガー信号を生成する。例えば、ＦＢＧを用いて、第１の波長領域におけるサンプリングの開始タイミングである図４の時間ｔ１に対応する波長を検出し、演算装置６４は、検出された波長に基づいてトリガー信号を生成する。これによって、演算装置６４は、第１の波長領域におけるサンプリングの開始タイミング（すなわち、時間ｔ１）に設定されるトリガー信号を生成できる。なお、本実施例では、特定の波長領域におけるサンプリングを開始させるトリガー信号を生成するために、当該特定の波長領域（例えば、第１の波長領域）の範囲内の特定の波長（例えば、時間ｔ１に対応する波長）を検出しているが、このような構成に限定されない。例えば、特定の波長領域（例えば、第１の波長領域）におけるサンプリングを開始させるトリガー信号を生成するために、当該特定の波長領域（例えば、第１の波長領域）の範囲外の特定の波長を検出してもよい。すなわち、特定の波長領域（例えば、第１の波長領域）の範囲外の特定の波長を検出して、その波長が検出された時間から所定時間経過した時間（例えば、時間ｔ１）にサンプリングを開始させるトリガー信号を生成してもよい。

演算装置６４は、生成されたトリガー信号をサンプリング回路６６に出力する。サンプリング回路６６に干渉信号とＫ－ｃｌｏｃｋ信号が入力する状態で、演算装置６４からサンプリング回路６６にトリガー信号が入力されると、サンプリング回路６６は、Ｋ－ｃｌｏｃｋ信号で規定されたタイミングで干渉信号を取得する。干渉信号の取得は、予め設定された時間（例えば、ｔ１～ｔ２）だけ行われる。これによって、第１の波長領域における複数個の干渉信号（１個のＡスキャン情報）が取得される。ここで取得された複数個の干渉信号には、測定用干渉信号と較正用干渉信号が含まれる。取得された複数個の干渉信号は、サンプリング回路６６から演算装置６４に入力される。

第１の波長領域における干渉信号のサンプリングが終了すると、次の波長領域（すなわち、第２の波長領域）において干渉信号のサンプリングを行う。サンプリング回路６６は、光源装置１２から出力される光の波長が第２の波長領域の開始時の波長となったとき、Ｋ－ｃｌｏｃｋ信号に基づき干渉信号を取得する。具体的には、サンプリング回路６６は、トリガー信号に基づいて、第１の波長領域におけるサンプリングの開始タイミングである時間ｔ１から所定時間が経過した時間ｔ３にサンプリングを開始する。これによって、サンプリング回路６６は、第２の波長領域におけるサンプリングの開始タイミングである時間ｔ３にサンプリングを開始できる。干渉信号の取得は、所定時間（ｔ３～ｔ４）の間行われる。ここで取得された干渉信号には、測定用干渉信号と較正用干渉信号が含まれる。取得された複数個の干渉信号は、サンプリング回路６６から演算装置６４に入力される。なお、第２の波長領域におけるサンプリングは、第２の波長領域におけるサンプリングを開始させるトリガー信号に基づいて開始してもよい。詳細には、第２の波長領域におけるサンプリングを開始させるトリガー信号は、検出した特定の波長（図４の時間ｔ１に対応する波長）に基づいて、第２の波長領域におけるサンプリングの開始タイミングを規定するように生成されてもよい。すなわち、演算装置６４は、検出した特定の波長に対応する時間ｔ１から所定の時間が経過した時間ｔ３にサンプリングを開始するように、トリガー信号を生成してもよい。また、第２の波長領域におけるサンプリングを開始させるトリガー信号は、第２の波長領域におけるサンプリングを開始するタイミングである時間ｔ３に対応する波長を検出することによって生成されてもよい。上記の処理は、波長領域を変更しながら各走査線において実行される。これによって、異なる波長領域でサンプリングされた複数のＡスキャン情報が取得される。

なお、本実施例では、サンプリングする波長領域が重複することなく独立していたが（図４参照）、サンプリングする波長領域は部分的に重複していてもよい。例えば、図８に示すように、光源装置１２から出力される光は、時間ｔ５からｔ７の間に第１の波長領域となり、時間ｔ６からｔ８の間に第２の波長領域となり、第１の波長領域と第２の波長領域において、時間ｔ６からｔ７の間で重複していてもよい。このような場合には、波長領域が重複する複数の波長領域（例えば、図８では第１の波長領域から第４の波長領域まで）について連続して干渉信号をサンプリングし、演算装置６４のメモリ（図示省略）に記憶する。そして、サンプリングしたデータから各波長領域に対応するデータを抽出する。これによって、サンプリングする波長領域が部分的に重複する場合であっても、各波長領域において被検眼１００の各部の位置及びミラー７０の反射面７０ａの位置を適切に特定することができる。

ステップＳ１２において複数のＡスキャン情報が取得されると、演算装置６４は、Ａスキャン情報毎に、較正用干渉信号の波形（詳細には、フーリエ変換後の信号波形、例えば、点像分布関数信号波形）を特定する（Ｓ１４）。上述したように、較正光学系のゼロ点からの光路長Ｌ１は、ゼロ点から被検眼１００の網膜１０６までの距離よりも長くなるように設定されている（図３参照）。これによって、反射面７０ａの位置は、被検眼１００の測定領域の範囲外（詳細には、測定領域より深い位置）に検出される。このため、測定用干渉信号と較正用干渉信号を含む干渉信号をフーリエ変換することで、これら干渉信号の中から、較正用干渉信号を特定することができる。

次に、演算装置６４は、ステップＳ１４で特定された較正用干渉信号の波形の深さ方向の位置について、Ａスキャン情報毎に生じるずれ量を算出する（Ｓ１６）。異なる周波数帯域において干渉信号をサンプリングすると、周波数帯域毎に干渉信号の波形の深さ方向の位置が異なる。このような位置ずれは、例えば、測定光学系、参照光学系及び較正光学系がファイバを用いている場合において、測定光学系（又は較正光学系）を構成するファイバ長と参照光学系を構成するファイバ長との間の差に起因して生じ、この場合には干渉信号の波形の深さ方向の位置がシフトする。また、Ｋ－ｃｌｏｃｋ発生装置８０の波長分散に起因して分解能が変化することによっても位置ずれが生じることがある。干渉信号の波形の深さ方向の位置ずれは、眼科装置１毎の特性や光源装置１２毎の特性によって生じるものであり、どのような位置ずれが生じるのか（例えば、位置がシフトしているのか、分解能が変化しているのか等）を予め調べることができる。このように干渉信号の波形が深さ方向にずれているデータを用いて断層画像を生成すると、同一の対象であってもＡスキャン情報毎に深さ方向の測定値が異なり、生成された断層画像に歪みが生じる（図９参照）。そこで、各Ａスキャン情報間において、検出された較正用干渉信号の波形の深さ方向の位置のずれ量を算出する。

較正用干渉信号は、ミラー７０の反射面７０ａから反射された反射光と参照光とを合成した干渉波による信号であり、較正光の光路長は一定で変化しない。したがって、複数のＡスキャン情報に含まれる較正用干渉信号は、全て同じ対象（すなわち、ミラー７０の反射面７０ａ）を示すものであり、本来であれば全て同一の深さ方向の位置に検出される。各Ａスキャン情報間において、同一の深さ方向の位置に検出されるべき較正用干渉信号の波形の深さ方向の位置ずれ量を算出することによって、異なる周波数帯域でサンプリングしたことによって生じる干渉信号全体（すなわち、較正用干渉信号と測定用干渉信号）の深さ方向の位置ずれ量を算出することができる。例えば、演算装置６４は、第１の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に含まれる較正用干渉信号の波形（以下、第１の較正用波形ともいう）の深さ方向の位置と、第２の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に含まれる較正用干渉信号の波形（以下、第２の較正用波形ともいう）の深さ方向の位置との間のずれ量を算出する。このずれ量は、第１の波長領域においてサンプリングした干渉信号全体と、第２の波長領域においてサンプリングした干渉信号全体との間の深さ方向の位置ずれ量と言える。同様にして、各Ａスキャン情報間における較正用干渉信号の波形の深さ方向の位置のずれ量を算出する。

次に、演算装置６４は、ステップＳ１４で特定された較正用干渉信号の波形の形状（以下、ピーク形状ともいう）について、Ａスキャン情報毎に生じるずれ量を算出する（Ｓ１８）。異なる周波数帯域において干渉信号をサンプリングすると、周波数帯域毎に検出される干渉信号の波形のピーク形状が異なる。このように干渉信号の波形のピーク形状がずれているデータを用いて断層画像を生成すると、同一の対象であってもＡスキャン情報毎に信号強度が異なり、生成された断層画像に輝度ムラが生じる。そこで、各Ａスキャン情報間において、検出された較正用干渉信号の波形のピーク形状のずれ量を算出する。例えば、演算装置６４は、第１の較正用波形のピーク形状と、第２の較正用波形のピーク形状との間のずれ量（例えば、ピーク形状の高さ、幅、傾き等のずれ量）を算出する。このずれ量は、第１の波長領域においてサンプリングされた干渉信号全体と、第２の波長領域においてサンプリングされた干渉信号全体との間の信号強度のずれ量と言える。同様にして、各Ａスキャン情報間における較正用干渉信号の波形のピーク形状のずれ量を算出する。

次に、演算装置６４は、ステップＳ１６及びステップＳ１８で算出されたずれ量に基づいて、各Ａスキャン情報について干渉信号全体（すなわち、較正用干渉信号と測定用干渉信号）を補正する（Ｓ２０）。１個のＡスキャン情報には、被検眼１００の各部位を特定する測定用干渉信号とミラー７０を特定する較正用干渉信号が含まれている。異なる周波数帯域においてサンプリングすることによって生じる干渉信号の深さ方向の位置ずれ及びピーク形状のずれは、１個のＡスキャン情報に含まれる干渉信号全体に同様に生じる。すなわち、較正用干渉信号がずれている場合、同一のＡスキャン情報に含まれる測定用干渉信号も、当該較正用干渉信号と同じようにずれている。そこで、ステップＳ１６及びステップＳ１８で算出されたずれ量分だけ、同一のＡスキャン情報に含まれる測定用干渉信号及び較正用干渉信号を補正する。

例えば、Ａスキャン情報毎に干渉信号の深さ方向の位置が単にシフトする場合には、以下のように補正する。ステップＳ１６において、第２の較正用波形の深さ方向の位置が、第１の較正用波形の深さ方向の位置に対して＋ΔＺ１だけシフトしていると算出されたとする。この場合、演算装置６４は、第２の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に含まれる全ての干渉信号（すなわち、測定干渉信号及び較正用干渉信号）を－ΔＺ１だけシフトする。このように補正すると、同一の深さ方向の位置に検出されるべき２つの較正用干渉信号の波形（すなわち、第１の較正用波形と第２の較正用波形）の深さ方向の位置が略一致する。これによって、第２の波長領域でサンプリングされたＡスキャン情報に含まれる較正用干渉信号と同じようにずれていた測定用干渉信号の位置を、第１の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に対してずれのない位置に補正することができる。なお、本実施例では、第１の較正用波形と第２の較正用波形の深さ方向の位置が略一致するように、第２の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に含まれる干渉信号全体をシフトしていたが、このような構成に限定されない。第１の較正用波形と第２の較正用波形の深さ方向の位置が略一致するように、第２の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に含まれる干渉信号全体をシフトしてもよいし、第１の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に含まれる干渉信号全体と第２の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に含まれる干渉信号全体の両方をシフトしてもよい。

また、Ａスキャン情報毎に干渉信号の深さ方向の位置が分解能の変化によってずれる場合には、以下のように補正する。例えば、ある位置（例えば、０点）を基準として、第１の較正用波形の深さ方向の位置がＺ１と検出され、第２の較正用波形の深さ方向の位置がＺ２と検出されたとする。この場合、演算装置６４は、第２の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に含まれる全ての干渉信号（すなわち、測定干渉信号及び較正用干渉信号）を、基準の位置からＺ１／Ｚ２だけ移動させる。このように補正すると、第１の較正用波形の位置と第２の較正用波形の位置が一致すると共に、第２の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に含まれる全ての干渉信号の位置が、同じ割合で変更される。これによって、分解能の変化によって位置ずれが生じる場合にも、第２の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報を、第１の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に対してずれのない位置に補正できる。なお、第１の較正用波形と第２の較正用波形の深さ方向の位置が略一致するように、第１の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に含まれる干渉信号全体を移動させてもよいし、第１の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に含まれる干渉信号全体と第２の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に含まれる干渉信号全体の両方を移動させてもよい。

なお、上記の例では、Ａスキャン情報毎に干渉信号の深さ方向の位置が単にシフトする場合の補正（シフトの補正）と、Ａスキャン情報毎に干渉信号の深さ方向の位置が分解能の変化によってずれる場合の補正（分解能変化の補正）についてそれぞれ説明したが、このような構成に限定されない。例えば、Ａスキャン情報毎に干渉信号の深さ方向の位置がシフトすると共に分解能が変化することによってずれる場合には、上記のシフトの補正と分解能変化の補正の両方を組み合わせて、干渉信号（すなわち、測定干渉信号及び較正用干渉信号）の深さ方向の位置を補正してもよい。

同様にして、複数のＡスキャン情報それぞれに含まれる全ての較正用干渉信号の波形の深さ方向の位置が一致するように、各Ａスキャン情報に含まれる干渉信号全体を補正する。このように補正されたＡスキャン情報を用いて断層画像を生成することによって、断層画像の歪みを抑制することができる。

また、Ａスキャン情報毎に生じる干渉信号の波形形状のずれ量についても、各Ａスキャン情報に含まれる較正用干渉信号の波形のピーク形状が一致するように、各Ａスキャン情報に含まれる干渉信号全体を補正する。例えば、ステップＳ１８において、第２の較正用波形のピーク形状の高さが、第１の較正用波形のピーク形状の高さの約５０％と算出されたとする。この場合、第１の較正用波形のピーク形状の高さと第２の較正用波形の高さが一致するように、第１の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に含まれる全ての干渉信号（すなわち、測定干渉信号及び較正用干渉信号）の信号強度を５０％にする。なお、第１の較正用波形のピーク形状の高さと第２の較正用波形の高さが一致するように、第２の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に含まれる全ての干渉信号の信号強度を大きくしてもよいし、第１の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に含まれる全ての干渉信号の信号強度と第２の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に含まれる全ての干渉信号の信号強度の両方を変更してもよい。

また、Ａスキャン情報毎に較正用干渉信号の波形のピーク形状の幅が異なる場合には、例えば、各Ａスキャン情報に含まれる較正用干渉信号の波形のピーク形状の半分の高さにおける幅（いわゆる、半値幅）を検出し、検出された半値幅が一致するように、各Ａスキャン情報に含まれるフーリエ変換前の全ての干渉信号を補正する。その後、補正された干渉信号をフーリエ変換する。これによって、干渉信号の波形のピーク形状の幅が補正される。すなわち、Ａスキャン情報毎、当該Ａスキャン情報に含まれるピーク形状毎に、そのピーク形状を構成する干渉信号を補正する。例えば、ステップＳ１８において、フーリエ変換後の第２の較正用波形のピーク形状の半値幅が、フーリエ変換後の第１の較正用波形のピーク形状の半値幅の約５０％と算出されたとする。この場合、フーリエ変換後の第１の較正用波形のピーク形状の半値幅とフーリエ変換後の第２の較正用波形の半値幅が一致するように、第１の波長領域においてサンプリングされたＡスキャン情報に含まれるフーリエ変換前の全ての干渉信号（すなわち、測定干渉信号及び較正用干渉信号）に対してスペクトルシェイピングを行う。その後、スペクトルシェイピングが行われた干渉信号をフーリエ変換する。これによって、干渉信号の波形の各ピーク形状の幅が５０％になったＡスキャン情報が得られる。なお、干渉信号の波形の各ピーク形状の幅の補正方法は限定されない。例えば、スペクトルシェイピングに代わり、窓関数を適用することによって、干渉信号の波形の各ピーク形状の幅を補正してもよい。このように補正されたＡスキャン情報を用いて断層画像を生成することによって、断層画像の輝度ムラを抑制することができる。また、眼内の各部位の深さ方向の寸法が同一の大きさに表示され、断層画像の鮮明度が向上する。

なお、本実施例では、ミラー７０の反射面７０ａで反射された光を較正光として用いていたが、このような較正に限定されない。眼科装置内の光路長が既知の反射光であれば較正光として用いることができ、例えば、測定光学系が備える光学部材（例えば、凸レンズ４２等）の反射面を較正光として用いてもよい。測定光学系が備える光学部材を用いて較正光を生成することによって、部品点数を増やすことなく較正光を生成することができる。

（実施例２）
上記の実施例１では、較正光を生成するためのミラー７０は、眼科装置１の内部の測定光学系の光路上ではない位置に設置されていたが、このような構成に限定されない。例えば、較正光を生成するためのミラー１７０は、眼科装置２の外部の測定光学系の光路上の位置に配置してもよい。なお、本実施例の眼科装置２は、較正光学系の光路が実施例１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、実施例１と同様の構成については、その説明を省略する。

図１０に示すように、眼科装置２は、干渉光学系１１４を備えている。干渉光学系１１４は、光源装置１２と、測定光学系と、参照光学系と、較正光学系と、受光素子２６によって構成されている。較正光学系は、ビームスプリッタ２４と、焦点調整機構４０と、ガルバノスキャナ４６と、ホットミラー４８と、ミラー１７０によって構成されている。光源装置１２から出射された光は、ビームスプリッタ２４、焦点調整機構４０、ガルバノスキャナ４６、及びホットミラー４８を介してミラー１７０の反射面１７０ａに照射される。ミラー１７０で反射された光は、ホットミラー４８、ガルバノスキャナ４６、焦点調整機構４０、及びビームスプリッタ２４を介して受光素子２６に導かれる。

本実施例では、較正光学系の光路は、測定光学系の光路と略一致しており、ミラー１７０は、図示しない装着部に装着されることによって、眼科装置２の外部の測定光学系の光路上に設置される。ミラー１７０が装着部に装着されているとき、較正光学系の光路上にはミラー１７０が配置され、測定光学系の光路上に被検眼１００を配置できない。このため、ミラー１７０が装着部に装着されているとき、受光素子２６はミラー１７０の反射面１７０ａからの反射光（すなわち、較正光）を受光する。一方、ミラー１７０が装着部に装着されていないとき、測定光学系の光路上に被検眼１００を配置できる。このため、ミラー１７０が装着部に装着されておらず、測定光学系の光路上に被検眼１００が配置されているとき、受光素子２６は被検眼１００からの反射光（すなわち、測定光）を受光する。したがって、本実施例の眼科装置２では、較正光と測定光は同時に生成されることがなく、較正光と測定光は異なるタイミングで生成される。なお、ミラー１７０は、「較正部材」の一例である。

本実施例では、まず、ミラー１７０を装着部に装着した状態で、演算装置６４は、異なる波長領域（すなわち、周波数帯域）でサンプリングされる複数のＡスキャン情報を取得する。ここで取得される複数のＡスキャン情報には、較正用干渉信号のみが含まれ、測定用干渉信号は含まれない。そして、演算装置６４は、Ａスキャン情報毎に、較正用干渉信号の波形を特定し、較正用干渉信号の波形の深さ方向の位置のずれ量とピーク形状のずれ量を算出する。なお、上記の処理は、実施例１のステップＳ１２～ステップＳ１８の処理と略同一であるため、詳細な説明は省略する。Ａスキャン情報毎に算出された較正用干渉信号の波形の深さ方向の位置のずれ量とピーク形状のずれ量は、演算装置６４のメモリ（図示省略）に記憶される。ミラー１７０は、較正用干渉信号を含む複数のＡスキャン情報を取得した後、装着部から取り外される。

ミラー１７０が装着部に装着されていないとき、眼科装置２を用いて被検眼１００を測定（すなわち、被検眼１００について複数のＡスキャン情報を取得）できる。なお、被検眼１００について複数のＡスキャン情報を取得する処理は、実施例１のステップＳ１２の処理と略同一であるため、詳細な説明は省略する。ここで取得される複数のＡスキャン情報には、測定用干渉信号のみが含まれ、較正用干渉信号は含まれない。そして、演算装置６４は、メモリに記憶されている、Ａスキャン情報毎に算出された較正用干渉信号の波形の深さ方向の位置のずれ量とピーク形状のずれ量に基づいて、測定用干渉信号を補正する。なお、この処理は、実施例１のステップＳ２０の処理と略同一であるため、詳細な説明は省略する。このように、測定用干渉信号と較正用干渉信号を異なるタイミングで取得した場合であっても、サンプリングした周波数帯域が異なることに起因して生じる干渉信号の信号強度のずれや位置ずれを適切に補正することができる。

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：眼科装置
１０：測定部
１２：光源装置
１４、１１４：干渉光学系
１６：位置調整機構
２２：参照ミラー
２６：受光素子
４０：焦点調整機構
４６：ガルバノスキャナ
５０：観察光学系
６４：演算装置
６６：サンプリング回路
７０、１７０：ミラー
１００：被検眼

Claims

光干渉を用いて被検眼を測定する眼科装置であって、
波長掃引型の光源と、
前記光源からの光を導いて参照光とする参照光学系と、
前記光源からの光を導いて較正光とする較正光学系と、
前記較正光学系により導かれた前記較正光と前記参照光学系により導かれた前記参照光とを合波した較正用干渉光を受光する受光素子と、
前記較正用干渉光を受光したときに前記受光素子から出力される較正用干渉信号をサンプリングする信号処理部と、
演算部と、を備えており、
前記光源からの光は、周期的に周波数が変化し、
前記信号処理部は、少なくとも前記光源からの光の周波数が１周期変化するときの全周波数帯域のうち第１の周波数帯域において前記較正用干渉信号をサンプリングすると共に、前記光源からの光の周波数が１周期変化するときの全周波数帯域のうち前記第１の周波数帯域と異なる第２の周波数帯域において前記較正用干渉信号をサンプリングし、
前記演算部は、前記第１の周波数帯域においてサンプリングされフーリエ変換された前記較正用干渉信号の第１の波形と、前記第２の周波数帯域においてサンプリングされフーリエ変換された前記較正用干渉信号の第２の波形との間のずれ量を演算する、眼科装置。
前記演算部は、前記第１の波形と前記第２の波形との間の深さ方向の位置のずれ量を算出する、請求項１に記載の眼科装置。
前記演算部は、前記第１の波形の形状と前記第２の波形の形状との間のずれ量を算出する、請求項１又は２に記載の眼科装置。
前記光源からの光を被検眼に照射すると共に、前記被検眼からの反射光を導く測定光学系をさらに備えており、
前記較正光学系は、前記光源からの光を反射する反射面を備える較正部材を備えており、
前記較正部材は、前記測定光学系の光路上に着脱可能に配置され、
前記較正部材が前記測定光学系の光路上に配置されていないときに、前記測定光学系の光路上に被検眼が配置可能となる、請求項１～３のいずれか一項に記載の眼科装置。
前記光源からの光を被検眼に照射すると共に、前記被検眼からの反射光を導く測定光学系をさらに備えており、
前記較正光学系は、前記光源からの光を反射する反射面を備える較正部材を備えており、
前記測定光学系の光路と前記較正光学系の光路との少なくとも一部が異なるように構成されており、
前記較正部材は、前記測定光学系の光路上に配置されておらず、前記較正光学系の光路上に配置されている、請求項１～３のいずれか一項に記載の眼科装置。
前記光源からの光を被検眼に照射すると共に、前記被検眼からの反射光を導く測定光学系をさらに備えており、
前記較正光学系の光路は、前記測定光学系の光路の一部と重複しており、
前記較正光は、前記測定光学系が備える光学部材の反射面からの反射光によって生成される、請求項１～３のいずれか一項に記載の眼科装置。
前記光源からの光を被検眼に照射すると共に、前記被検眼からの反射光を導く測定光学系をさらに備えており、
前記受光素子は、前記測定光学系により導かれた前記反射光と前記参照光学系により導かれた前記参照光とを合波した測定用干渉光をさらに受光し、
前記信号処理部は、前記測定用干渉光を受光したときに前記受光素子から出力される測定用干渉信号をさらにサンプリングし、
前記演算部は、演算された前記ずれ量に基づいて、サンプリングされた前記測定用干渉信号及びサンプリングされフーリエ変換された前記測定用干渉信号の少なくともいずれかを補正する、請求項１～６のいずれか一項に記載の眼科装置。