JPH05192295A - Bio-eye size measuring instrument with refracting power correction function - Google Patents
Bio-eye size measuring instrument with refracting power correction functionInfo
- Publication number
- JPH05192295A JPH05192295A JP4286109A JP28610992A JPH05192295A JP H05192295 A JPH05192295 A JP H05192295A JP 4286109 A JP4286109 A JP 4286109A JP 28610992 A JP28610992 A JP 28610992A JP H05192295 A JPH05192295 A JP H05192295A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- refractive power
- measurement
- eye
- interference
- power correction
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、幾何光学的原理を利用
して角膜頂点位置を測定する角膜距離測定系と物理光学
的原理を利用して眼内測定対象物の位置を測定する干渉
光学系とを備え、角膜頂点位置から眼内測定対象物まで
の長さを測定する生体眼寸法測定装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a corneal distance measuring system for measuring a corneal vertex position by utilizing a geometrical optics principle and an interference optics for measuring a position of an intraocular measurement object by utilizing a physical optics principle. And a system for measuring the length of the eye from the corneal apex position to the intraocular measurement target.
【０００２】[0002]
【従来の技術】生体眼寸法測定装置には、眼内測定対象
物を眼底とし、眼底位置から角膜頂点位置までの眼軸長
を測定するものがある。この種の眼軸長測定装置では眼
底位置を測定するために測定光束を眼底に照射して眼底
からの反射光束を観測している。2. Description of the Related Art Some living eye size measuring apparatuses measure an intraocular measurement object as a fundus and measure an axial length from a fundus position to a corneal apex position. In this type of axial length measuring device, in order to measure the fundus position, a measurement light beam is applied to the fundus and the reflected light beam from the fundus is observed.
【０００３】ここで、眼底からの反射光束の光量が微弱
であると測定精度が劣化する。反射光束の光量増加を図
るには、被検眼に照射する測定光束の光量を増加させる
ことが考えられるが、被検眼に照射する測定光束の光量
は安全の面から上限があるため、従来の眼軸長測定装置
では測定光束を眼底に収束させて照射することにより、
その反射光束の光量の増加を図っている。Here, if the quantity of light reflected from the fundus of the eye is weak, the measurement accuracy deteriorates. In order to increase the amount of the reflected light flux, it is possible to increase the amount of the measurement light beam with which the eye to be inspected is irradiated.However, the light amount of the measurement light beam with which the eye is inspected has an upper limit from the viewpoint of safety. In the axial length measuring device, by focusing and irradiating the measurement light beam on the fundus,
The amount of the reflected light flux is increased.
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】ところで、被検眼が正
視眼でない場合には、平行光束を測定光として被検眼に
照射したとしても、被検眼の屈折力によって測定光束が
眼底に収束しない。このため、眼底からの反射光束が微
弱となり、眼底位置の測定精度が悪化し、ひいては、眼
軸長の測定ができなくなるという不都合がある。When the eye to be inspected is not an emmetropic eye, the measurement light beam does not converge to the fundus due to the refractive power of the eye to be inspected, even if the parallel light beam is irradiated as the measurement light to the eye to be inspected. Therefore, the reflected light flux from the fundus becomes weak, the measurement accuracy of the fundus position deteriorates, and as a result, the axial length cannot be measured.
【０００５】なお、眼内測定対象物としては、眼底の
他、水晶体の前面・後面等が想定される。As the intraocular measurement object, not only the fundus but also the front and back surfaces of the crystalline lens are assumed.
【０００６】[0006]
【発明の目的】本発明は、上記の課題に鑑みて為された
もので、その目的とするところは、被検眼に入射する測
定光束を眼内測定対象物に対して適正に収束させること
のできる屈折力補正機能付生体眼寸法測定装置を提供す
ることにある。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to properly converge a measurement light beam incident on an eye to be examined with respect to an intraocular measurement object. An object of the present invention is to provide a living eye size measuring device with a refractive power correction function that can be performed.
【０００７】[0007]
【課題を解決するための手段】本発明に係わる屈折力補
正機能付生体眼寸法測定装置は、幾何光学的原理を利用
して角膜頂点位置を測定する角膜距離測定系と物理光学
的原理を利用して眼内測定対象物の位置を測定する干渉
光学系とを備え、角膜頂点位置から眼内測定対象物まで
の長さを測定する生体眼寸法測定装置において、干渉光
学系から出射されて被検眼に入射する測定光束が眼内測
定対象物に収束するように測定光束を受光信号を参照し
て発散・収束させる屈折力補正部が設けられていること
を特徴とする。A living eye size measuring apparatus with a refractive power correction function according to the present invention utilizes a corneal distance measuring system for measuring a corneal vertex position using a geometrical optical principle and a physical optical principle. And an interferometric optical system for measuring the position of the intraocular measurement target, and in a living eye size measuring device for measuring the length from the corneal apex position to the intraocular measurement target, the interferometric optical system emits the object to be measured. It is characterized in that a refractive power correction unit is provided for diverging / converging the measurement light flux with reference to the received light signal so that the measurement light flux incident on the optometry converges on the intraocular measurement object.
【０００８】[0008]
【作 用】本発明に係わる屈折力補正機能付生体眼寸法
測定装置によれば、角膜距離測定系は、幾何光学的原理
を利用して角膜頂点位置を測定する。干渉光学系は測定
光束を被検眼に向けて出射し、物理光学的原理を利用し
て眼内測定対象物の位置を測定する。そして、角膜頂点
位置と眼内測定対象物の位置との間の長さを求める。屈
折力補正部は、被検眼に入射する測定光束が眼内測定対
象物に収束するように測定光束を受光信号を参照して発
散・収束させる。[Operation] According to the living body eye size measuring apparatus with a refractive power correction function according to the present invention, the corneal distance measuring system measures the position of the apex of the cornea using the geometrical optical principle. The interference optical system emits a measurement light beam toward the eye to be inspected, and measures the position of the intraocular measurement target by using the physical optics principle. Then, the length between the corneal apex position and the position of the intraocular measurement target is obtained. The refractive power correction unit diverges and converges the measurement light flux with reference to the received light signal so that the measurement light flux incident on the eye to be examined converges on the intraocular measurement target.
【０００９】[0009]
【実施例】以下、この発明にかかる屈折力補正機能付生
体眼寸法測定装置の実施例を図面に基づいて説明する。
この発明の干渉光学系の測定対象となる眼内測定対象物
としては、眼底、水晶体の前面・後面等が想定される
が、以下の実施例では、眼内測定対象物を眼底とし、こ
の発明を眼軸長測定装置に適用した例として説明する。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Embodiments of a living eye size measuring device with a refractive power correcting function according to the present invention will be described below with reference to the drawings.
As the intraocular measurement object to be measured by the interference optical system of the present invention, the fundus, the front and back surfaces of the crystalline lens, etc. are assumed, but in the following examples, the intraocular measurement object is the fundus, Will be described as an example applied to the axial length measuring device.
【００１０】[0010]
【実施例１】図１ないし図13は角膜頂点位置は幾何光学
的原理を用いて角膜距離測定系により求め、眼底位置は
コヒーレント長の長いコヒーレント光を発生するコヒー
レント光源を有する干渉光学系により物理光学的原理を
用いて測定する実施例１を示すものである。Embodiment 1 In FIGS. 1 to 13, the corneal apex position is obtained by a corneal distance measuring system using the geometrical optics principle, and the fundus position is physically obtained by an interference optical system having a coherent light source that generates coherent light with a long coherent length. 1 shows Example 1 in which measurement is performed using an optical principle.
【００１１】図１において、100は角膜距離測定系、101
は干渉光学系、102は被検眼角膜に光束を照射する照射
光学系としてのリング状光源投影部、103は被検眼、104
は対物レンズである。角膜距離測定系100は第１光路10
5、第２光路106を有している。第１光路105は二次元イ
メージセンサ107、結像レンズ108、ハーフミラー109、
絞り110、レンズ111、全反射ミラー112、レンズ113、ハ
ーフミラー114、ダイクロイックミラー115、対物レンズ
104から大略構成されている。第２光路106は全反射ミラ
ー116、レンズ117、全反射ミラー118、119、絞り124か
ら大略構成されている。In FIG. 1, 100 is a corneal distance measuring system, and 101
Is an interference optical system, 102 is a ring-shaped light source projection unit as an irradiation optical system for irradiating a cornea with a light beam, 103 is an eye to be inspected, 104
Is an objective lens. The corneal distance measuring system 100 has the first optical path 10
5, having a second optical path 106. The first optical path 105 includes a two-dimensional image sensor 107, an imaging lens 108, a half mirror 109,
Aperture 110, lens 111, total reflection mirror 112, lens 113, half mirror 114, dichroic mirror 115, objective lens
It is composed of 104. The second optical path 106 is roughly composed of a total reflection mirror 116, a lens 117, total reflection mirrors 118 and 119, and a diaphragm 124.
【００１２】リング状光源投影部102は、リング状光源
とパターン板（図示を略す）とからなり、ここでは、メ
リジオナル断面光線が平行であるような照明光を被検眼
に投影している。この照明光を被検眼103に向かって照
射すると、被検眼103の角膜120にはリング状の虚像121
が形成される。ここで、リング状光源投影部102の照明
光の波長は900nm〜1000nmである。ダイクロイックミラ
ー115は、その照明光を透過し、後述するレーザー光の
波長を反射する役割を果たす。The ring-shaped light source projection unit 102 is composed of a ring-shaped light source and a pattern plate (not shown), and here, illuminates the illumination light such that the rays of the meridional section are parallel to each other. When this illumination light is applied to the subject's eye 103, a ring-shaped virtual image 121 is formed on the cornea 120 of the subject's eye 103.
Is formed. Here, the wavelength of the illumination light of the ring-shaped light source projection unit 102 is 900 nm to 1000 nm. The dichroic mirror 115 plays a role of transmitting the illumination light and reflecting the wavelength of laser light described later.
【００１３】角膜120による反射光は、対物レンズ104、
ダイクロイックミラー115を介してハーフミラー114に導
かれ、第１光路105と第２光路106とに分岐される。第１
光路105に導かれた反射光はレンズ113に基づき一旦リン
グ状の空中像122として結像され、さらに、全反射ミラ
ー112、レンズ111、絞り110、ハーフミラー109、結像レ
ンズ108を経由して二次元イメージセンサ107にリング像
ｉ2（図２参照）として結像される。なお、このリング
像ｉ2の結像倍率は、ここでは、0．5倍とする。第２光
路106に導かれた反射光は全反射ミラー119により反射さ
れ、対物レンズ104に基づき一旦空中像123として結像さ
れ、全反射ミラー118、レンズ117、全反射ミラー116、
絞り124、ハーフミラー109、結像レンズ108を経由し
て、二次元イメージセンサ107にリング像ｉ1として結像
される。このリング像ｉ1の結像倍率は、リング像ｉ2の
結像倍率よりも大きく設定されている。The light reflected by the cornea 120 is reflected by the objective lens 104,
The light is guided to the half mirror 114 via the dichroic mirror 115 and branched into the first optical path 105 and the second optical path 106. First
The reflected light guided to the optical path 105 is once imaged as a ring-shaped aerial image 122 based on the lens 113, and further passes through the total reflection mirror 112, the lens 111, the diaphragm 110, the half mirror 109, and the imaging lens 108. An image is formed on the two-dimensional image sensor 107 as a ring image i 2 (see FIG. 2). The image forming magnification of the ring image i 2 is 0.5 here. The reflected light guided to the second optical path 106 is reflected by the total reflection mirror 119, is once formed as an aerial image 123 based on the objective lens 104, and the total reflection mirror 118, the lens 117, the total reflection mirror 116,
A ring image i 1 is formed on the two-dimensional image sensor 107 via the diaphragm 124, the half mirror 109, and the image forming lens 108. The image forming magnification of the ring image i 1 is set to be larger than the image forming magnification of the ring image i 2 .
【００１４】絞り110は、レンズ111、レンズ113によっ
て対物レンズ104の後方焦点位置付近にリレーされ、共
役像125がその対物レンズ104の後方焦点位置に形成さ
れ、第１光路105の光学系は、物側にテレセントリック
である。絞り124はレンズ117によって被検眼103の前方
（対物レンズ104の前方）にリレーされ、ここでは、そ
の共役像（実像）126が被検眼103の前方25mm〜50mmの箇
所に形成される。The diaphragm 110 is relayed near the rear focal position of the objective lens 104 by the lenses 111 and 113, the conjugate image 125 is formed at the rear focal position of the objective lens 104, and the optical system of the first optical path 105 is It is telecentric on the object side. The diaphragm 124 is relayed in front of the subject's eye 103 (in front of the objective lens 104) by the lens 117, and a conjugate image (real image) 126 thereof is formed here in a location 25 mm to 50 mm in front of the subject's eye 103.
【００１５】ここで、対物レンズ104と絞り110、124と
の関係を模式的に示す第３図、第４図を参照しつつ説明
する。いま、絞り124の共役像126が形成される光軸Ｏ上
での位置を原点Ｇとして、原点Ｇから光軸方向に距離Ｌ
1だけ離れた箇所に基準位置Ｙを定める。この基準位置
Ｙはリング像ｉ1、ｉ2がピンボケしない程度に決める。
そして、この基準位置Ｙに物体高がｈの物体（リング像
ｉの半径に相当する）を置く。このとき、第２光路106
によって観察面127（二次元イメージセンサ107の位置）
に形成される像高をｙ1、第１光路105によって観察面12
7に形成される像高をｙ2とする。次に、この既知の物体
を距離Ｘ0だけ移動させ、このときの像高をｙ1′、
ｙ2′とする。また、観察面127から点Ｚまでの距離をＬ
1′とし、基準位置Ｙから点Ｚ′までの距離をＬ2、絞り
110から観察面127までの距離をＬ2′とする。さらに、
絞り124の共役像126を点Ｚにリレーする倍率をβ1，絞
り110を点Ｚ′にリレーする倍率をβ2とする。The relationship between the objective lens 104 and the diaphragms 110 and 124 will be described below with reference to FIGS. 3 and 4. Now, the origin G is the position on the optical axis O where the conjugate image 126 of the diaphragm 124 is formed, and the distance L from the origin G in the optical axis direction.
The reference position Y is set at a position separated by 1 . The reference position Y is determined so that the ring images i 1 and i 2 are not out of focus.
Then, an object having an object height h (corresponding to the radius of the ring image i) is placed at the reference position Y. At this time, the second optical path 106
Observation surface 127 (position of 2D image sensor 107)
Observation plane 12 of the image height formed by the y 1, the first optical path 105
The image height formed at 7 is y 2 . Next, this known object is moved by a distance X 0 , and the image height at this time is y 1 ′,
y 2 ′. In addition, the distance from the observation surface 127 to the point Z is L
1 ', the distance from the reference position Y to the point Z'is L 2 , the diaphragm
The distance from 110 to the observation surface 127 is L 2 ′. further,
The magnification for relaying the conjugate image 126 of the diaphragm 124 to the point Z is β 1 , and the magnification for relaying the diaphragm 110 to the point Z ′ is β 2 .
【００１６】すると、以下の式が得られる。Then, the following equation is obtained.
【００１７】 ｈ／Ｌ1＝ｙ1・β1／Ｌ1′ （１） ｈ／（Ｌ1＋Ｘ0）＝（ｙ1′・β1）／Ｌ1′ （２） ｈ／Ｌ2＝ｙ2／（β2・Ｌ2′） （３） ｈ／（Ｌ2＋Ｘ0）＝ｙ2′／（β2・Ｌ2′） （４） （１）式、（２）式において倍率β1、距離Ｌ1、Ｌ1′
が定数であるとし、 Ｋ1＝（β1・Ｌ1）／Ｌ1′ Ｋ2＝β1／Ｌ1′ と置くと、（１）式、（２）式は、以下の式に変形され
る。H / L 1 = y 1 · β 1 / L 1 ′ (1) h / (L 1 + X 0 ) = (y 1 ′ · β 1 ) / L 1 ′ (2) h / L 2 = y 2 / (β 2 · L 2 ′) (3) h / (L 2 + X 0 ) = y 2 ′ / (β 2 · L 2 ′) (4) Magnification β 1 in equations (1) and (2) , Distance L 1 , L 1 ′
Is a constant, and K 1 = (β 1 · L 1 ) / L 1 ′ K 2 = β 1 / L 1 ′, equations (1) and (2) are transformed into the following equations. It
【００１８】 ｈ＝Ｋ1・ｙ1 （１）′ ｈ＝Ｋ1・ｙ1′＋Ｋ2・ｙ1′・Ｘ0 （２）′ また、（３）式、（４）式において倍率β2、距離Ｌ2、
Ｌ2′が定数であるとし、 Ｋ3＝Ｌ2／（Ｌ2′・β2） Ｋ4＝１／（Ｌ2′・β2） と置くと、（３）式、（４）式は、以下の式に変形され
る。H = K 1 · y 1 (1) ′ h = K 1 · y 1 ′ + K 2 · y 1 ′ · X 0 (2) ′ Further, in equations (3) and (4), the magnification β 2 , Distance L 2 ,
If L 2 ′ is a constant and K 3 = L 2 / (L 2 ′ · β 2 ) K 4 = 1 / (L 2 ′ · β 2 ), then equations (3) and (4) are , Is transformed into the following equation.
【００１９】 ｈ＝Ｋ3・ｙ2 （３）′ ｈ＝Ｋ3・ｙ2′＋Ｋ4・ｙ2′・Ｘ0 （４）′ ここで、（１）′、（２）′、（３）′、（４）′式を
変形することにより、下記の式が得られる。H = K 3 · y 2 (3) ′ h = K 3 · y 2 ′ + K 4 · y 2 ′ · X 0 (4) ′ where (1) ′, (2) ′, (3 ) ′ And (4) ′ are modified to obtain the following equation.
【００２０】Ｋ1＝ｈ／ｙ1 Ｋ2＝(ｈ／ｙ1)・(ｙ1-ｙ1′)／(ｙ1′・Ｘ0) Ｋ3＝ｈ／ｙ2 Ｋ4＝(ｈ／ｙ2)・(ｙ2-ｙ2′)／(ｙ2′・Ｘ0) よって、既知の物体の物体高ｈとその像高とを実測する
ことによって、定数Ｋ1、Ｋ2、Ｋ3、Ｋ4が求められる。K 1 = h / y 1 K 2 = (h / y 1 ). (Y 1 -y 1 ′) / (y 1 ′ · X 0 ) K 3 = h / y 2 K 4 = (h / y 2 ) · (y 2 −y 2 ′) / (y 2 ′ · X 0 ) Therefore, by measuring the object height h of a known object and its image height, constants K 1 , K 2 and K 3 are obtained. , K 4 is required.
【００２１】次に、物体高ｈ、基準位置Ｙからの距離Ｘ
が未知の場合の測定について説明する。Next, the object height h and the distance X from the reference position Y
The measurement when is unknown is explained.
【００２２】この場合には、（２）式、（４）式におい
て、距離Ｘ0の代わりに距離Ｘとおく。また、ｙ1′、ｙ
2′をｙ1、ｙ2と置き換える。In this case, the distance X is set in place of the distance X 0 in the expressions (2) and (4). Also, y 1 ′, y
Replacing the 2 'and y 1, y 2.
【００２３】すると、下記の式が得られる。Then, the following equation is obtained.
【００２４】ｈ＝Ｋ1・ｙ1＋Ｋ2・ｙ1・Ｘ ｈ＝Ｋ3・ｙ2＋Ｋ4・ｙ2・Ｘ 上記の連立方程式を、距離Ｘ、物体高ｈについて解く
と、 Ｘ=(Ｋ3・ｙ2-Ｋ1・ｙ1)/(Ｋ2・ｙ1-Ｋ4・ｙ2) ｈ=Ｋ1・ｙ1＋Ｋ2・ｙ1・Ｘ =(K2・K3-K1・K4)y1・y2/(K2・y1−K4・y2) （５） 従って、像高ｙ1、ｙ2を測定することによって、基準位
置Ｙから物体までの距離Ｘを測定できることになる。H = K 1 · y 1 + K 2 · y 1 · X h = K 3 · y 2 + K 4 · y 2 · X When the above simultaneous equations are solved for the distance X and the object height h, X = ( K 3・ y 2 -K 1・ y 1 ) / (K 2・ y 1 -K 4・ y 2 ) h = K 1・ y 1 + K 2・ y 1・ X = (K 2・ K 3 -K 1・ K 4 ) y 1・ y 2 / (K 2・ y 1 −K 4・ y 2 ) (5) Therefore, the distance X from the reference position Y to the object is measured by measuring the image heights y 1 and y 2. Will be able to be measured.
【００２５】次に、角膜曲率半径Ｒとその頂点位置の測
定について図５を参照しつつ説明する。Next, the measurement of the corneal curvature radius R and its apex position will be described with reference to FIG.
【００２６】図５において、リング像ｉの半径（楕円近
似した場合の楕円の長径又は短径）を物体高ｈとする。
このとき、物体高ｈはメリジオナル光線によって決定さ
れる。リング像の直径が３mm程度であるとすると、角度
φは20°程度となり、下記に記載する近軸計算式を用い
ることができない。In FIG. 5, the radius of the ring image i (the major axis or minor axis of the ellipse when the ellipse is approximated) is the object height h.
At this time, the object height h is determined by the meridional ray. If the diameter of the ring image is about 3 mm, the angle φ is about 20 °, and the paraxial calculation formula described below cannot be used.
【００２７】ｈ＝（Ｒ・sin φ）／２ そこで、距離Ｌ2（図４参照）を充分に大きくとって、
角度φが常に一定となるようにし、物体高ｈとして絞り
124を通る第２光路106で測定されたものを使用すれば、
下記の反射法則に基づく式を用いることができる。H = (R · sin φ) / 2 Therefore, the distance L 2 (see FIG. 4) is set to be sufficiently large,
Make sure that the angle φ is always constant and set the object height as h
Using the one measured in the second optical path 106 through 124,
An equation based on the following reflection law can be used.
【００２８】ｈ＝Ｒ・sin（φ／２） 上記式を変形すれば、 Ｒ＝ｈ／sin（φ／２） （６） 絞り110を通る光線と絞り124を通る光線とが為す角度が
大きくならない程度に距離Ｌ1（図３参照）を設定すれ
ば、（５）式によって得られた物体高ｈを上式（６）に
用いても大きな誤差はないと考えられるから、角膜頂点
120Ｐの位置は基準位置Ｙからの距離ＰXとして、ＰX＝
Ｘ−（Ｒ−ｈ／tanφ）（７）と表わされる。H = R.sin (φ / 2) If the above equation is modified, R = h / sin (φ / 2) (6) The angle formed by the ray passing through the diaphragm 110 and the ray passing through the diaphragm 124 is large. If the distance L 1 (see FIG. 3) is set to such an extent that it does not occur, it is considered that there is no large error even if the object height h obtained by the equation (5) is used in the above equation (6).
The position of 120P is the distance P X from the reference position Y, and P X =
It is represented by X- (R-h / tanφ) (7).
【００２９】この角膜頂点位置の計算式（７）は、球面
の光軸上にリング像が乗っていることが前提であるの
で、球面収差の影響を受けるが、その量はそれ程大きい
とは考えられず、実験値に基づき補正をすることが可能
である。This calculation formula (7) for the corneal vertex position is premised on that the ring image is on the optical axis of the spherical surface, so it is affected by spherical aberration, but the amount is considered to be so large. However, it is possible to make corrections based on experimental values.
【００３０】なお、図５において、Ｏ′は角膜曲率中
心、Ａ1は法線、Ａ2は角膜120を球面とみなした場合の
球面光軸、Ａ3は角膜120への入射光線である。以上の原
理に基づき図２に示す二次元イメージセンサ107上のリ
ング像ｉ1、ｉ2をデータ処理回路128に取り込み、演算
部129においてそのデータを解析することにより、角膜
頂点位置120Ｐから基準位置Ｙまでの距離Ｐｘが測定さ
れる。In FIG. 5, O'is a center of curvature of the cornea, A 1 is a normal line, A 2 is a spherical optical axis when the cornea 120 is regarded as a spherical surface, and A 3 is an incident ray on the cornea 120. Based on the above principle, the ring images i 1 and i 2 on the two-dimensional image sensor 107 shown in FIG. 2 are fetched into the data processing circuit 128, and the data are analyzed in the arithmetic unit 129, whereby the corneal vertex position 120P is changed to the reference position. The distance Px to Y is measured.
【００３１】次に、干渉光学系101について図６を参照
しつつ説明する。図６は図１の光学系を説明の便宜のた
めに修正して表現したものである。Next, the interference optical system 101 will be described with reference to FIG. FIG. 6 shows the optical system of FIG. 1 modified for convenience of description.
【００３２】干渉光学系101は、レーザー光源としての
レーザーダイオード130、コリメートレンズ131、ビーム
スプリッタ132、レンズ133、ピンホール134、ビームス
プリッタ135、コリメートレンズ136、合焦レンズ137、
コリメートレンズ138、参照ミラー139、ピンホール14
0、レンズ141、ホトセンサ142、ハーフミラー143、基準
ミラー144、参照ミラー145、ホトセンサ146を有する。
レーザーダイオード130には可干渉距離が十分に長いも
ので、波長変化が可能なもの（例えば、単一モードのも
の）を用いる。レーザーダイオード130を出射されたレ
ーザー光はコリメートレンズ131によって平行光束とさ
れ、ビームスプリッタ132に導かれる。ビームスプリッ
タ132は平行光束とされたレーザー光をレンズ133に向か
う光束とハーフミラー143に向かう光束とに分割する。The interference optical system 101 includes a laser diode 130 as a laser light source, a collimating lens 131, a beam splitter 132, a lens 133, a pinhole 134, a beam splitter 135, a collimating lens 136, a focusing lens 137,
Collimating lens 138, reference mirror 139, pinhole 14
0, a lens 141, a photo sensor 142, a half mirror 143, a standard mirror 144, a reference mirror 145, and a photo sensor 146.
As the laser diode 130, a laser diode having a sufficiently long coherence length and capable of changing wavelength (for example, a single mode laser diode) is used. The laser light emitted from the laser diode 130 is converted into a parallel light flux by the collimator lens 131 and guided to the beam splitter 132. The beam splitter 132 splits the parallel light beam into a light beam toward the lens 133 and a light beam toward the half mirror 143.
【００３３】ハーフミラー143は基準ミラー144、参照ミ
ラー145と共に、トワイマンタイプの基準干渉光路147を
構成している。ここで、ハーフミラー143の点Ｑ1から基
準ミラー144の点Ｑ2までの光路長をＤ1、点Ｑ１から参
照ミラー145の点Ｑ3までの光路長をＤ2とする。The half mirror 143, together with the standard mirror 144 and the reference mirror 145, constitutes a Twyman type standard interference optical path 147. Here, D 1 the optical path length from point to Q 1 half-mirror 143 to a point Q 2 of the reference mirror 144, the optical path length from the point Q1 to the point Q 3 of the reference mirror 145 and D 2.
【００３４】各ミラー144、145により反射されたレーザ
ー光は、ビームスプリッタ143で合成され、干渉光とし
てビームスプリッタ132を介してホトセンサ146に導かれ
る。ホトセンサ146はその干渉光に基づき干渉信号を出
力し、その干渉信号は増幅器148を介して信号処理回路1
49に入力される。信号処理回路149及び演算部129、制御
回路157の構成とその処理の内容については後述する。The laser beams reflected by the mirrors 144 and 145 are combined by the beam splitter 143 and guided to the photo sensor 146 via the beam splitter 132 as interference light. The photo sensor 146 outputs an interference signal based on the interference light, and the interference signal is transmitted via the amplifier 148 to the signal processing circuit 1.
Entered in 49. The configurations of the signal processing circuit 149, the arithmetic unit 129, and the control circuit 157 and the contents of the processing will be described later.
【００３５】ハーフミラー132を通過して平行光束とさ
れたレーザー光はレンズ133によってピンホール134に収
束される。ピンホール134は準点光源としての役割を果
たす。ピンホール134を通過したレーザー光は測定光束
としてビームスプリッタ135に導かれる。ビームスプリ
ッタ135は測定光束を分割し、一部をコリメートレンズ1
36に導き、残りをコリメートレンズ138に導く機能を有
する。The laser light which has passed through the half mirror 132 and has been converted into a parallel light flux is converged by the lens 133 into the pinhole 134. The pinhole 134 serves as a quasi-point light source. The laser light that has passed through the pinhole 134 is guided to the beam splitter 135 as a measurement light beam. The beam splitter 135 splits the measurement light beam, and part of it splits the collimating lens 1
It has a function of leading to 36 and the rest to the collimating lens 138.
【００３６】コリメートレンズ138に導かれた測定光束
は平行光束とされ、参照ミラー139により反射されてビ
ームスプリッタ135に戻る。コリメートレンズ136に導か
れた測定光束は合焦レンズ137に導かれる。合焦レンズ1
37は、その光軸方向に移動可能とされ、被検眼103に対
する屈折力補正部としての役割を果たす。合焦レンズ13
7を通過した測定光束はダイクロイックミラー115、対物
レンズ104を経由して被検眼103に導かれる。測定光束
は、後述する屈折力補正を行なうことにより眼底152上
に収束される。眼底152上により反射された測定光束は
反射光束として同一光路をたどって再びビームスプリッ
タ135に戻り、参照ミラー139からの反射光束と合成さ
れ、ピンホール140に導かれる。ピンホール140は眼底15
2と共役位置に配置され、角膜120からの反射光、水晶体
からの反射光等を除去する役割を有する。また、ピンホ
ール140はピンホール134と共役とされているので、被検
眼103に対する装置のアライメントが多少ずれても支障
なく測定が可能である。The measurement light beam guided to the collimator lens 138 is converted into a parallel light beam, reflected by the reference mirror 139, and returned to the beam splitter 135. The measurement light flux guided to the collimator lens 136 is guided to the focusing lens 137. Focusing lens 1
37 is movable in the optical axis direction, and serves as a refractive power correction unit for the subject's eye 103. Focusing lens 13
The measurement light flux that has passed through 7 is guided to the subject's eye 103 via the dichroic mirror 115 and the objective lens 104. The measurement light flux is converged on the fundus 152 by performing the later-described refractive power correction. The measurement light beam reflected by the fundus 152 follows the same optical path as the reflected light beam, returns to the beam splitter 135 again, is combined with the reflected light beam from the reference mirror 139, and is guided to the pinhole 140. Pinhole 140 is fundus 15
It is placed at a conjugate position with 2, and has a role of removing reflected light from the cornea 120, reflected light from the crystalline lens, and the like. Moreover, since the pinhole 140 is conjugated with the pinhole 134, even if the alignment of the device with respect to the eye 103 to be inspected is slightly deviated, measurement can be performed without any trouble.
【００３７】そして、そのピンホール140を通過した光
束はレンズ141によりホトセンサ142に収束される。ホト
センサ142はその干渉光束に基づき干渉信号を出力す
る。その干渉信号は増幅器150を介して信号処理回路149
に入力される。ここに、ビームスプリッタ135、コリメ
ートレンズ136、合焦レンズ137、ダイクロイックミラー
115、対物レンズ104、コリメートレンズ138、参照ミラ
ー139は眼底152からの反射光と参照ミラー139からの反
射光とを干渉させる測定干渉光路151を構成している。Then, the light flux passing through the pinhole 140 is converged on the photosensor 142 by the lens 141. The photo sensor 142 outputs an interference signal based on the interference light flux. The interference signal passes through the amplifier 150 and the signal processing circuit 149.
Entered in. Here, beam splitter 135, collimator lens 136, focusing lens 137, dichroic mirror
115, the objective lens 104, the collimator lens 138, and the reference mirror 139 configure a measurement interference optical path 151 that causes the reflected light from the fundus 152 and the reflected light from the reference mirror 139 to interfere with each other.
【００３８】ここで、ビームスプリッタ135の点Ｑ4から
参照ミラー139の点Ｑ5までの光路長をＬｒとし、点Ｑ4
から眼底152までの光路長をＬｔとする。このとき、参
照ミラー139が図７に示すように仮想的に光軸Ｏ上の位
置139′にあるものとすると、この位置139′にある参照
ミラー139からの反射光と眼底152からの反射光とが干渉
したものと見ることができ、Ｌｔ−Ｌｒは眼底152から
位置139′にある仮想的な参照ミラー139までの空気換算
した光路差である。[0038] Here, the optical path length to the Q 5 points referenced Q 4 mirror 139 points of the beam splitter 135 and Lr, the point Q 4
The optical path length from the eye to the fundus 152 is Lt. At this time, assuming that the reference mirror 139 is virtually at the position 139 'on the optical axis O as shown in FIG. 7, the reflected light from the reference mirror 139 and the reflected light from the fundus 152 at this position 139'. And Lt-Lr is the air-equivalent optical path difference from the fundus 152 to the virtual reference mirror 139 at the position 139 '.
【００３９】次に、眼軸長の測定原理について説明す
る。Next, the principle of measuring the axial length will be described.
【００４０】レーザーダイオード130の波長λを変化さ
せた場合、ホトセンサ146に入射する干渉光の強度は基
準ミラー144により反射された反射光と、参照ミラー145
により反射された反射光との光路差２・（Ｄ1−Ｄ2）に
対応する位相差によって決定され、ホトセンサ142に形
成される干渉縞の強度は、参照ミラー139により反射さ
れる反射光と眼底152により反射される反射光との光路
差２・（Ｌｔ−Ｌｒ）に対応する位相差によって決定さ
れる。レーザーダイオード130から出射されるレーザー
光の波長λが一定であれば、ホトセンサ142、146の干渉
縞の強度は一定の値を示す。When the wavelength λ of the laser diode 130 is changed, the intensity of the interference light incident on the photosensor 146 is the same as that of the reflected light reflected by the standard mirror 144 and the reference mirror 145.
The intensity of the interference fringes formed on the photosensor 142 is determined by the phase difference corresponding to the optical path difference 2 · (D 1 −D 2 ) with the reflected light reflected by the reference mirror 139. It is determined by the phase difference corresponding to the optical path difference 2 · (Lt−Lr) with the reflected light reflected by the fundus 152. If the wavelength λ of the laser light emitted from the laser diode 130 is constant, the intensity of the interference fringes of the photosensors 142 and 146 shows a constant value.
【００４１】このレーザー光の波長λを後述するレーザ
ー駆動部153によって変化させる。その波長変化量Δλ
とすると、基準干渉光路147のホトセンサ146における波
長変化前のレーザー光束の位相差は、２π・２・（Ｄ1
−Ｄ2）／λである。ここで、波長λをΔλ変化させた
後の位相差は、２π・２・（Ｄ1−Ｄ2）／（λ＋Δλ）
である。The wavelength λ of this laser light is changed by the laser drive unit 153 described later. The amount of wavelength change Δλ
Then, the phase difference of the laser light flux before the wavelength change in the photosensor 146 of the reference interference optical path 147 is 2π · 2 · (D 1
-D 2 ) / λ. Here, the phase difference after changing the wavelength λ by Δλ is 2π · 2 · (D 1 −D 2 ) / (λ + Δλ)
Is.
【００４２】従って、波長をΔλだけ変化させると、位
相差が２π・２・（Ｄ1−Ｄ2）／λから２π・２・（Ｄ
1−Ｄ2）／（λ＋Δλ）に変化することになる。ここ
で、波長λに対して、その波長変化量Δλが極めて小さ
いとすると、波長変化後の位相差は級数展開によって、
２π・２・（Ｄ1−Ｄ2）・（１／λ＋Δλ／λ2）と近
似でき、その位相差の変化量は、２π・２・（Ｄ1−
Ｄ2）・Δλ／λ2となる。Therefore, when the wavelength is changed by Δλ, the phase difference becomes 2π · 2 · (D 1 −D 2 ) / λ from 2π · 2 · (D
1− D 2 ) / (λ + Δλ). Here, if the wavelength change amount Δλ is extremely small with respect to the wavelength λ, the phase difference after the wavelength change is
2π · 2 · (D 1 −D 2 ) · (1 / λ + Δλ / λ 2 ), and the amount of change in the phase difference is 2π · 2 · (D 1 −
D 2 ) · Δλ / λ 2 .
【００４３】同様に、測定干渉光路151のホトセンサ142
における位相差の変化量は、２π・２・（Ｌｔ−Ｌｒ）
・Δλ／λ2となる。Similarly, the photosensor 142 of the measurement interference optical path 151.
The amount of change in the phase difference at is 2π · 2 · (Lt-Lr)
・ Δλ / λ 2 .
【００４４】今、ホトセンサ142における位相差の変化
をΨ1、ホトセンサ146における位相差の変化をΨ2とす
ると、 Ψ1＝４π・（Ｌｔ−Ｌｒ）・Δλ／λ2 （Ａ） Ψ2＝４π・（Ｄ1−Ｄ2）・Δλ／λ2 （Ｂ） となり、Δλ／λ2を上記式から消去すると、 （Ｌｔ−Ｌｒ）／（Ｄ1−Ｄ2）＝Ψ1／Ψ2 （Ｃ） と表現できる。Assuming that the change in the phase difference in the photo sensor 142 is Ψ 1 and the change in the phase difference in the photo sensor 146 is Ψ 2 , Ψ 1 = 4π · (Lt−Lr) · Δλ / λ 2 (A) Ψ 2 = 4π · (D 1 −D 2 ) · Δλ / λ 2 (B), and if Δλ / λ 2 is deleted from the above equation, (Lt−Lr) / (D 1 −D 2 ) = Ψ 1 / Ψ 2 ( It can be expressed as C).
【００４５】この（Ｃ）式は、干渉光の位相差の変化量
の比が、光路長差の比になるため、干渉光の位相差の変
化量の比（Ψ1／Ψ2）を求め、（Ｄ1−Ｄ2）を既知とす
ることによって、位置139′にある仮想的な参照面139か
ら眼底152までの距離（Ｌｔ−Ｌｒ）を測定できること
を意味している。In the equation (C), since the ratio of the change amount of the phase difference of the interference light becomes the ratio of the optical path length difference, the ratio (Ψ 1 / Ψ 2 ) of the change amount of the phase difference of the interference light is calculated. , (D 1 −D 2 ) to be known, it means that the distance (Lt−Lr) from the virtual reference plane 139 at the position 139 ′ to the fundus 152 can be measured.
【００４６】ここで、波長変化Δλが連続的であるとし
て、一般的な干渉の式について考察する。Now, let us consider a general interference equation assuming that the wavelength change Δλ is continuous.
【００４７】一般的な干渉の式は、 Ｉ＝Ｉ1＋Ｉ2＋２（Ｉ1・Ｉ2）1/2・ｃｏｓδ （Ｄ） と表現される。A general interference equation is expressed as I = I 1 + I 2 +2 (I 1 · I 2 ) 1/2 · cos δ (D).
【００４８】このとき、Ｉはホトセンサ142、146上での
干渉光の強度、Ｉ1、Ｉ2は互いに干渉する光束の強度、
δは互いに干渉する光束の位相差であり、例えばδは、 δ＝４π・（Ｌｔ−Ｌｒ）・（１／λ−Δλ／λ2） （Ｅ） である。At this time, I is the intensity of the interference light on the photosensors 142 and 146, I 1 and I 2 are the intensities of the light beams which interfere with each other,
δ is a phase difference between light beams that interfere with each other, and for example, δ is δ = 4π · (Lt−Lr) · (1 / λ−Δλ / λ 2 ) (E).
【００４９】（Ｄ）式に着目して、今、波長λを連続的
に変化させると、位相差δが２π変化するたびに、
（Ｄ）式の第３項の値が周期的に変化するので、干渉縞
の強度Ｉも周期的に変化する。Focusing on the equation (D), when the wavelength λ is continuously changed, every time the phase difference δ changes by 2π,
Since the value of the third term in the equation (D) changes periodically, the intensity I of the interference fringe also changes periodically.
【００５０】ここで、干渉縞の強度変化の周波数は、光
束の位相差の変化を２πで割った値であり、（Ｃ）式に
よって得られる（Ψ1／Ψ2）はホトセンサ142、146によ
り得られる干渉縞の強度変化の周波数の比を示してい
る。Here, the frequency of the intensity change of the interference fringes is a value obtained by dividing the change of the phase difference of the light flux by 2π, and (Ψ 1 / Ψ 2 ) obtained by the equation (C) is obtained by the photosensors 142 and 146. The frequency ratio of the intensity change of the obtained interference fringes is shown.
【００５１】従って、ホトセンサ142、146により得られ
る干渉縞の強度変化の周波数の比を測定すれば、（Ｄ1
−Ｄ2）を既知として（Ｌｔ−Ｌｒ）を求めることがで
きる。Therefore, if the frequency ratio of the intensity change of the interference fringes obtained by the photosensors 142 and 146 is measured, (D 1
-D 2) can be determined (Lt-Lr) as known.
【００５２】すなわち、図７において、位置139′にあ
る仮想的な参照ミラー139と角膜頂点120Ｐとの光軸Ｏ上
での距離をＰｘ′とすると、このＰｘ′は角膜距離測定
系100を用いて角膜頂点120Ｐから基準位置Ｙまでの距離
Ｐｘを検出することによって求めることができる。とい
うのは、基準位置Ｙと位置139′にある仮想的な参照ミ
ラー139との位置の差ΔＰｘはあらかじめ設計によって
決めることができるからである。また、（Ｌｔ−Ｌｒ）
−Ｐｘ′は、空気換算した眼軸長ＡＬ′であり、測定さ
れる眼底152は仮想的に位置152′にあるかのように測定
される。That is, in FIG. 7, when the distance on the optical axis O between the virtual reference mirror 139 at the position 139 'and the corneal vertex 120P is Px', this Px 'uses the corneal distance measuring system 100. It can be obtained by detecting the distance Px from the corneal apex 120P to the reference position Y. This is because the position difference ΔPx between the reference position Y and the virtual reference mirror 139 at the position 139 ′ can be determined in advance by design. Also, (Lt-Lr)
-Px 'is an air-converted eye axial length AL', and the measured fundus 152 is measured as if it were virtually at the position 152 '.
【００５３】従って、角膜距離測定系100を用いて角膜
頂点120Ｐから基準位置Ｙまでの距離Ｐｘを検出し、
（Ｌｔ−Ｌｒ）を測定すれば、空気換算した眼軸長Ａ
Ｌ′を求めることができ、眼軸長ＡＬは眼の平均屈折率
をｎＡとし、 Ｐｘ′＝Ｐｘ＋ΔＰｘ ＡＬ ＝ＡＬ′／ｎＡ＝（Ｌｔ−Ｌｒ−ＰＸ′）／ｎＡ として求めることができる。Therefore, the corneal distance measuring system 100 is used to detect the distance Px from the corneal apex 120P to the reference position Y,
If (Lt-Lr) is measured, the axial length A converted into air is calculated.
L ′ can be obtained, and the axial length AL can be obtained by Px ′ = Px + ΔPx AL = AL ′ / nA = (Lt−Lr−PX ′) / nA, where the average refractive index of the eye is nA.
【００５４】次に、レーザー光の波長変調と、ホトセン
サ142、146により得られる干渉縞の強度変化の周波数の
比の測定について、図６、図８、図９を参照しつつ説明
する。Next, the wavelength modulation of the laser light and the measurement of the frequency ratio of the intensity change of the interference fringes obtained by the photosensors 142 and 146 will be described with reference to FIGS. 6, 8 and 9.
【００５５】このレーザー駆動部153は、図９（イ）に
示すパルス電流をレーザーダイオード130に出力する。
このパルス電流の周波数を、心拍の周期に対して十分に
速く設定することによって、測定を高速に行なうことが
でき、心拍による変動の影響を除去できる。The laser driving section 153 outputs the pulse current shown in FIG. 9A to the laser diode 130.
By setting the frequency of this pulse current to be sufficiently fast with respect to the cycle of the heartbeat, the measurement can be performed at high speed and the influence of fluctuation due to the heartbeat can be eliminated.
【００５６】レーザーダイオード130の温度は、このパ
ルス電流によって変化し、図９（ロ）に示す温度変化曲
線Ｔを描く。レーザーダイオード130の発振波長は温度
によって変化するため、レーザーダイオード130の発振
波長λも温度変化曲線Ｔに伴って変化することになる。
この波長変化を測定に使用する。ただし、レーザーダイ
オード130は温度に対して発振波長が一対一の対応関係
が成立する温度領域で使用する必要がある。The temperature of the laser diode 130 is changed by this pulse current, and the temperature change curve T shown in FIG. 9B is drawn. Since the oscillation wavelength of the laser diode 130 changes with temperature, the oscillation wavelength λ of the laser diode 130 also changes with the temperature change curve T.
This wavelength change is used for measurement. However, the laser diode 130 needs to be used in a temperature range in which the oscillation wavelength has a one-to-one correspondence with temperature.
【００５７】このとき、レーザーダイオード130の温度
変化曲線Ｔは、時間に対して非線形に変化するため、レ
ーザーダイオード130の発振波長λも同様に時間に対し
て非線形となり、ホトセンサ142、146に受光される干渉
縞の強度変化も時間に対して非線形に変化することにな
り、その干渉信号の周波数に変化が生じる。At this time, since the temperature change curve T of the laser diode 130 changes non-linearly with time, the oscillation wavelength λ of the laser diode 130 also becomes non-linear with time and is received by the photosensors 142 and 146. The change in the intensity of the interference fringes also changes non-linearly with time, and the frequency of the interference signal changes.
【００５８】すなわち、図９（ハ）に示すようにホトセ
ンサ142から出力される干渉信号の干渉波形Ｃ0は、温度
変化の急激な初期の段階では周波数が高く、温度変化の
緩やかになる後期の段階ではその周波数が低くなる。図
９（ニ）に示すようにホトセンサ146から出力される干
渉信号の干渉波形Ｃ1についても同様である。That is, as shown in FIG. 9C, the interference waveform C 0 of the interference signal output from the photosensor 142 has a high frequency in the initial stage of the rapid temperature change, and has a high frequency in the latter stage of the temperature change. At that stage, the frequency becomes lower. The same applies to the interference waveform C 1 of the interference signal output from the photosensor 146 as shown in FIG. 9D.
【００５９】ここで、干渉波形Ｃ0、Ｃ1の周波数は、参
照ミラー139で反射される反射光と眼底152で反射される
反射光との光路差２・（Ｌｔ−Ｌｒ）と、基準ミラー14
4で反射される反射光と、参照ミラー145で反射される反
射光との光路差２・（Ｄ1−Ｄ2）に基づいて生じてお
り、（Ｌｔ−Ｌｒ）に対して（Ｄ1−Ｄ2）を大きく設定
してあるため、Ｃ0の周波数に対してＣ1の周波数が高く
なっている。Here, the frequencies of the interference waveforms C 0 and C 1 are the optical path difference 2 · (Lt−Lr) between the reflected light reflected by the reference mirror 139 and the reflected light reflected by the fundus 152, and the reference mirror. 14
4 and reflected light reflected by, has occurred on the basis of the optical path difference 2 · the light reflected (D 1 -D 2) in the reference mirror 145, relative to (Lt-Lr) (D 1 - Since D 2 ) is set large, the frequency of C 1 is higher than the frequency of C 0 .
【００６０】従って、単純に干渉波形Ｃ0、Ｃ1の周波数
を比較することができない。そこで、干渉波形Ｃ0、Ｃ1
の周波数の比Ｋ＝（Ｄ1−Ｄ2）／（Ｌｔ−Ｌｒ）を以下
のようにして検出する。Therefore, it is not possible to simply compare the frequencies of the interference waveforms C 0 and C 1 . Therefore, the interference waveforms C 0 and C 1
The frequency ratio K = (D 1 −D 2 ) / (Lt−Lr) is detected as follows.
【００６１】この比Ｋを検出するために、信号処理回路
149は、ホトセンサ146の干渉信号に基づいてホトセンサ
142の干渉信号をサンプリングする構成とされている。
すなわち、信号処理回路149は図８に示すようにトリガ
ー回路154、Ａ／Ｄ変換器155、ウエーブメモリ156を有
する。In order to detect this ratio K, a signal processing circuit
149 is a photo sensor based on the interference signal of the photo sensor 146.
It is configured to sample the interference signal of 142.
That is, the signal processing circuit 149 has a trigger circuit 154, an A / D converter 155, and a wave memory 156 as shown in FIG.
【００６２】このトリガー回路154は制御回路157によっ
て、レーザー駆動部153と同期制御される。トリガー回
路154は、図９（ニ）に示すスライスレベルＶｓと干渉
波形Ｃ1とを比較し、干渉波形Ｃ1の一周期毎に、図９
（ホ）に示すタイミング信号Ｃ2を生成する。ホトセン
サ142により出力される干渉波形Ｃ0は、Ａ／Ｄ変換器15
5に入力され、Ａ／Ｄ変換器155はトリガー回路154のタ
イミング信号Ｃ2に基づき干渉波形Ｃ0をＡ／Ｄ変換して
ウエーブメモリ156に出力する。The trigger circuit 154 is controlled by the control circuit 157 in synchronization with the laser driving unit 153. The trigger circuit 154 compares the slice level Vs shown in FIG. 9D with the interference waveform C 1 and, for each cycle of the interference waveform C 1 , FIG.
The timing signal C 2 shown in (e) is generated. The interference waveform C 0 output by the photo sensor 142 is the A / D converter 15
5, the A / D converter 155 A / D-converts the interference waveform C 0 based on the timing signal C 2 of the trigger circuit 154 and outputs it to the wave memory 156.
【００６３】このウエーブメモリ156に記憶された干渉
波形Ｃ0のデータを等間隔で表示すれば、図９（ヘ）に
示すように一定周期の信号Ｃ3（以下、周期波信号とい
う）となり、周期波信号Ｃ3の一周期が幾つのデータで
構成されているかを演算部129によって解析することに
より、干渉波形Ｃ0、Ｃ1の周波数の比としてのＫを検出
できる。従って、信号処理回路149はホトセンサ146の出
力信号をタイミング信号として用いて、ホトセンサ142
の出力信号をサンプリングすることになる。When the data of the interference waveform C 0 stored in the wave memory 156 is displayed at equal intervals, it becomes a signal C 3 (hereinafter referred to as a periodic wave signal) having a constant period as shown in FIG. By calculating how much data constitutes one cycle of the periodic wave signal C 3 by the operation unit 129, K as the ratio of the frequencies of the interference waveforms C 0 and C 1 can be detected. Therefore, the signal processing circuit 149 uses the output signal of the photo sensor 146 as a timing signal to detect the photo sensor 142.
Will sample the output signal of.
【００６４】実際には、干渉波形Ｃ0はランダムノイズ
に埋もれており、一波形のみではその波形を検出するこ
とができないが、ウエーブメモリ156に幾つかの波形デ
ータを取り込み、演算部129において平均処理すること
により、干渉波形Ｃ0を得ることができる。従って、演
算部129は、干渉波形Ｃ0のデータを平均処理するために
も用いられる。In reality, the interference waveform C 0 is buried in random noise and cannot be detected with only one waveform. However, some waveform data is loaded into the wave memory 156 and averaged by the arithmetic unit 129. By processing, the interference waveform C 0 can be obtained. Therefore, the calculation unit 129 is also used to average the data of the interference waveform C 0 .
【００６５】図９においては、（Ｄ1−Ｄ2）を（Ｌｔ−
Ｌｒ）の６倍に設定し、周期波信号Ｃ3の一周期が６個
のデータで構成される例を用いたため、Ｋ＝６である
が、一般的には比Ｋは端数である。この場合には、周期
波信号Ｃ3の一周期分のデータを例えば内挿法によって
求めればよい。また、（Ｄ1−Ｄ2）を（Ｌｔ−Ｌｒ）に
対して十分に大きく設計することにより、測定精度を向
上させることが可能である。このためには、基準干渉光
路147の光路差を大きく取る必要があり、例えば基準干
渉光路147に光ファイバーを使用することにより実現で
きる。In FIG. 9, (D 1 -D 2 ) is changed to (Lt-
Lr) is set to 6 times, and an example in which one cycle of the periodic wave signal C 3 is composed of 6 pieces of data is used. Therefore, K = 6, but the ratio K is generally a fraction. In this case, data for one cycle of the periodic wave signal C 3 may be obtained by, for example, the interpolation method. In addition, it is possible to improve the measurement accuracy by designing (D 1 -D 2 ) sufficiently larger than (Lt-Lr). For this purpose, it is necessary to make the optical path difference of the reference interference optical path 147 large, and this can be realized by using an optical fiber for the reference interference optical path 147, for example.
【００６６】以上の原理に基づく測定を行なうことによ
り、ホトセンサ142、146により得られる干渉縞の強度変
化の周波数の比Ｋを得ることができ、（Ｌｔ−Ｌｒ）を
測定することができる。また、角膜距離測定系100によ
って測定された結果と合わせて、眼軸長ＡＬを求めるこ
とができる。By performing the measurement based on the above principle, the frequency ratio K of the intensity change of the interference fringes obtained by the photosensors 142 and 146 can be obtained, and (Lt-Lr) can be measured. Further, the axial length AL can be obtained in combination with the result measured by the corneal distance measuring system 100.
【００６７】上述のように、角膜距離測定系100と干渉
光学系101とを用いて、独立して測定を行い、両測定結
果から眼軸長ＡＬを測定することができるが、被検眼10
3の固視微動等を考慮して両測定を同時に行なうことが
望ましい。As described above, the corneal distance measuring system 100 and the interference optical system 101 are used to perform independent measurement, and the axial length AL can be measured from both measurement results.
It is desirable to perform both measurements at the same time, taking into consideration the fixational eye movements in 3.
【００６８】そこで、実際の測定では被検眼103の装置
のアライメント終了後に両測定のデータの取り込みを同
時に行なう。この取り込まれたデータを用いて演算処理
し、眼軸長ＡＬを算出することにより、両測定結果に対
する被検眼103の固視微動等の影響を除去できる。Therefore, in the actual measurement, after the alignment of the device of the eye 103 to be inspected is completed, the data of both measurements are taken in at the same time. By performing an arithmetic process using the captured data and calculating the axial length AL, it is possible to remove the influence of the involuntary eye movement of the eye 103 on both measurement results.
【００６９】ここで、被検眼103に対する装置のアライ
メントは、角膜距離測定系100を用いて角膜120に投影さ
れたリング像ｉ1、ｉ2を図８に示すモニターテレビ170
に映し出して観察することにより行なう。モニターテレ
ビ170には、図２に示すように第１光路105のリング像ｉ
2と第２光路106のリング像ｉ1とが二重リングとなっ
て、被検眼103の前眼部像と共に映し出される。この二
重のリング像が前眼部像の中心に同心円状になるように
装置を移動させれば、装置の光学系と被検眼103の光軸
とを合わせることができ、被検眼に対する装置のアライ
メントがなされる。なお、角膜距離測定系100の光学系
のピント位置を適当に決めておけば、リング像がぼけな
い程度に装置のアライメントを行なうことにより、装置
と角膜の距離を測定誤差の少ない位置に概略合わせるこ
とができる。Here, the alignment of the apparatus with respect to the eye 103 to be inspected is performed by using the corneal distance measuring system 100 to display the ring images i 1 and i 2 projected on the cornea 120, and monitor TV 170 shown in FIG.
This is done by observing and observing. As shown in FIG. 2, the monitor television 170 displays a ring image i of the first optical path 105.
2 and the ring image i 1 of the second optical path 106 form a double ring and are displayed together with the anterior segment image of the subject's eye 103. By moving the device so that this double ring image is concentric with the center of the anterior segment image, the optical system of the device and the optical axis of the eye 103 can be aligned, Alignment is done. If the focus position of the optical system of the corneal distance measuring system 100 is appropriately determined, the device is aligned so that the ring image is not blurred, and the distance between the device and the cornea is roughly adjusted to a position with less measurement error. be able to.
【００７０】アライメント操作と共に、被検眼103の屈
折力補正を行なう。なお、屈折力補正は、一度被検眼に
対して行えば、再調整する必要はなく、さらに、装置の
アライメントが完全でなくても、概略行なわれていれば
補正を行うことができ、装置のアライメントを困難にす
ることはない。Along with the alignment operation, the refractive power of the subject's eye 103 is corrected. Note that the refractive power correction does not need to be readjusted once it is performed on the eye to be inspected. Furthermore, even if the alignment of the device is not perfect, the correction can be performed if it is roughly performed. It does not make alignment difficult.
【００７１】この屈折力補正においては、眼底152から
の反射光束は、参照ミラー139からの反射光束と合成さ
れ、干渉信号となるが、参照ミラー139からの反射光束
は一定の光量であるので、干渉信号の振幅量は眼底152
からの反射光の光量によって変化することになる。つま
り、干渉信号の振幅量が最大となったとき、眼底152か
らの反射光が最大となり、被検眼103の屈折力に対する
補正がなされたとすることができる。In this refractive power correction, the reflected light flux from the fundus 152 is combined with the reflected light flux from the reference mirror 139 to form an interference signal, but the reflected light flux from the reference mirror 139 has a constant light quantity. The amplitude of the interference signal is
It will change depending on the amount of reflected light from. That is, it can be considered that when the amplitude amount of the interference signal becomes maximum, the reflected light from the fundus 152 becomes maximum, and the refractive power of the eye 103 to be inspected is corrected.
【００７２】そこで、ホトセンサ142から得られる干渉
信号を観察しつつ合焦レンズ137を光軸方向に移動させ
ることにより、被検眼103に対する屈折力補正を行なう
ことが可能である。Therefore, by observing the interference signal obtained from the photo sensor 142 and moving the focusing lens 137 in the optical axis direction, it is possible to correct the refractive power of the eye 103 to be inspected.
【００７３】被検眼103が正視眼でない場合、たとえ
ば、被検眼103が近視のときには、図10に示すように被
検眼103に平行光束として入射した測定光束は眼底152の
手前で収束し、被検眼103が遠視のときには、図11に示
すように眼底152の奥側で収束する。When the eye 103 to be inspected is not an emmetropic eye, for example, when the eye 103 to be inspected is myopia, the measurement light beam incident on the eye 103 as a parallel light beam converges in front of the fundus 152 as shown in FIG. When 103 is hyperopia, it converges on the back side of the fundus 152 as shown in FIG.
【００７４】すなわち、被検眼103が近視、遠視のとき
は、平行光束として被検眼103に入射する測定光束は眼
底152上で収束せず、ホトセンサ142には、眼底152と共
役位置にあるピンホール140を通過した眼底からの反射
光のみが入射するため、ホトセンサ142に得られる眼底
反射光量は、眼底152上で光束が広がっている分だけ減
少する。That is, when the eye 103 to be inspected is myopia or hyperopia, the measurement light beam incident on the eye 103 as a parallel light beam does not converge on the fundus 152, and the photosensor 142 has a pinhole at a conjugate position with the fundus 152. Since only the reflected light from the fundus that has passed through 140 is incident, the amount of reflected light of the fundus obtained at the photosensor 142 is reduced by the amount of the spread light flux on the fundus 152.
【００７５】本実施例においては、合焦レンズ１３７を
移動させる合焦レンズ移動部200が備えられている。こ
の合焦レンズ移動部200は、屈折力補正に際し、一旦合
焦レンズ137を所定範囲内で移動させ、ピークホールド
回路159からの出力が所定レベル以上、好ましくは最大
となったときの合焦レンズ137の位置を記憶しておき、
その後、合焦レンズ137をその記憶位置に移動させるこ
とで屈折力補正を実行する。In this embodiment, a focusing lens moving unit 200 for moving the focusing lens 137 is provided. The focusing lens moving unit 200, when correcting the refractive power, temporarily moves the focusing lens 137 within a predetermined range so that the output from the peak hold circuit 159 becomes a predetermined level or higher, preferably the maximum focus lens. Remember the position of 137,
After that, the focusing lens 137 is moved to the storage position to execute the refractive power correction.
【００７６】すなわち、被検眼103が近視のときは、図1
2に示すように、合焦レンズ137をダイクロイックミラー
115に近付ける方向に移動させ、測定光束を発散光束と
し、ホトセンサ142から得られる干渉信号の振幅が最大
になる位置に合焦レンズ137を移動させる。また、逆
に、被検眼103が遠視である場合には、図13に示すよう
に、合焦レンズ137をダイクロイックミラー115から遠ざ
ける方向に移動させ、測定光束を収束光束とすればよ
い。That is, when the eye 103 to be inspected has myopia, FIG.
As shown in 2, set the focusing lens 137 to the dichroic mirror.
The focus lens 137 is moved to a position where the amplitude of the interference signal obtained from the photo sensor 142 is maximized by moving the measurement light beam into a divergent light beam in the direction of approaching 115. On the contrary, when the eye 103 to be inspected is hyperopic, the focusing lens 137 may be moved away from the dichroic mirror 115 as shown in FIG.
【００７７】この干渉信号の振幅量の検出については、
ホトセンサ142から出力される干渉信号Ｃ0（図９（ハ）
参照）の波形そのものを観察する必要はなく、例えば、
ホトセンサ142の増幅器150の出力をＬＰＦ158に通して
ランダムノイズの除去を行ない、このランダムノイズが
除去された信号を、ピークホールド回路159に入力し、
ピークホールド回路159のホールド時間をレーザーダイ
オード130を駆動するパルスの周期に対して適当に合わ
せ、レベル表示回路160によりそのピークホールド回路1
59のレベルのみを観察してもよい。また、レベル表示回
路160をモニターテレビ170により兼用すれば、アライメ
ントを行なう際の操作性の向上と時間短縮とを期待でき
る。Regarding the detection of the amplitude amount of this interference signal,
The interference signal C 0 output from the photosensor 142 (FIG. 9C)
It is not necessary to observe the waveform itself of
The output of the amplifier 150 of the photo sensor 142 is passed through the LPF 158 to remove random noise, and the signal from which this random noise is removed is input to the peak hold circuit 159,
The hold time of the peak hold circuit 159 is appropriately adjusted to the period of the pulse that drives the laser diode 130, and the level display circuit 160 causes the peak hold circuit 1 to
Only 59 levels may be observed. If the level display circuit 160 is also used as the monitor television 170, improvement in operability and time reduction in alignment can be expected.
【００７８】このようにして、干渉信号Ｃ0を観察しつ
つ合焦レンズ137を光軸方向に移動させ、干渉信号Ｃ0の
振幅が最大になる位置に、合焦レンズ137を移動調整
し、測定光束を眼底152上に収束させることによって、
眼底反射光を有効に受光することができるため、眼底位
置の検出が容易となり、眼軸長の測定精度の向上を図る
ことができる。[0078] Thus, while observing the interference signal C 0 moves the focusing lens 137 in the optical axis direction, a position where the amplitude of the interference signal C 0 is maximized, and moved and adjusted the focusing lens 137, By focusing the measurement light beam on the fundus 152,
Since the fundus reflected light can be effectively received, the fundus position can be easily detected, and the measurement accuracy of the axial length can be improved.
【００７９】次に、測定、演算について、再び図８に示
すブロック図を参照しつつ説明する。Next, the measurement and calculation will be described again with reference to the block diagram shown in FIG.
【００８０】測定は、装置のアライメントを行うことに
より開始される。モニターテレビ170上に映し出される
前眼部像に二重リング像が同心円状に重なるよう装置全
体を移動させる。The measurement is started by aligning the device. The entire apparatus is moved so that the double ring image is concentrically overlapped with the anterior segment image displayed on the monitor television 170.
【００８１】装置のアライメントを行いつつ、屈折力補
正を行い、干渉信号が最大となるように合焦レンズ137
を移動させ、スタート信号161を制御回路157へ入力す
る。屈折力補正は、自動、手動のいずれで行ってもよ
い。自動的に屈折力補正を行う場合には、合焦レンズ13
7を移動させながら所定のタイミングで干渉信号Ｃ0をサ
ンプリングし、この干渉信号Ｃ0が最大となったとこ
ろ、又は所定のレベルを越えたときに合焦レンズ137を
停止させてスタート信号161を制御回路157へ入力すれば
よい。The focusing lens 137 is arranged so that the interference signal is maximized while the refractive power is corrected while the device is aligned.
Is moved to input the start signal 161 to the control circuit 157. The refractive power correction may be performed automatically or manually. To automatically correct the refractive power, focus lens 13
The interference signal C 0 is sampled at a predetermined timing while moving 7, and the focusing lens 137 is stopped when the interference signal C 0 reaches the maximum or exceeds a predetermined level, and the start signal 161 is output. It may be input to the control circuit 157.
【００８２】ここでは、測定は自動的に行なうものとす
る。Here, the measurement is automatically performed.
【００８３】制御回路157はスタート信号161を検出する
と同時に角膜距離測定系100は、データ処理回路128に二
次元イメージセンサ107上に形成されているリング像
ｉ1、ｉ2のデータを取り込む。データ処理回路128は、
ゲートアレー162、フレームメモリ163を有し、スタート
信号161の検出瞬間のリング像ｉ1、ｉ2のデータをゲー
トアレー162を介してフレームメモリ163に記憶する。At the same time that the control circuit 157 detects the start signal 161, the corneal distance measuring system 100 takes in the data of the ring images i 1 and i 2 formed on the two-dimensional image sensor 107 to the data processing circuit 128. The data processing circuit 128 is
It has a gate array 162 and a frame memory 163, and stores the data of the ring images i 1 and i 2 at the detection instant of the start signal 161 in the frame memory 163 via the gate array 162.
【００８４】同時に、干渉光学系101は、ホトセンサ146
の干渉信号Ｃ1をトリガーに使用し光路表て、ホトセン
サ142の干渉信号をＡ／Ｄ変換し、ウエーブメモリ156に
取り込む。At the same time, the interference optical system 101 includes the photo sensor 146.
The interference signal C 1 of the photosensor 142 is used as a trigger to express the optical path, and the interference signal of the photosensor 142 is A / D-converted and stored in the wave memory 156.
【００８５】データの取り込みが終了した後、演算部12
9において、フレームメモリ163及びウエーブメモリ156
の両データを解析、処理し、前述の原理に基づき演算を
行なって眼軸長ＡＬを算出する。測定結果は表示部164
に表示するが、モニターテレビ170で代用しても良い。After the data acquisition is completed, the calculation unit 12
9, the frame memory 163 and the wave memory 156
Both data are analyzed and processed, and calculation is performed based on the above-mentioned principle to calculate the axial length AL. The measurement result is displayed on the display section 164
However, the monitor TV 170 may be used instead.
【００８６】この実施例によれば、二重リング像を用い
て角膜頂点位置を測定するものであるため、角膜の曲率
半径を測定することができ、従って、角膜形状測定装置
（ケラト装置）に兼用できるという効果を奏する。According to this embodiment, since the position of the apex of the cornea is measured by using the double ring image, the radius of curvature of the cornea can be measured. Therefore, the corneal shape measuring device (kerato device) can be used. The effect that it can be combined is exhibited.
【００８７】[0087]
【実施例２】図14はこの発明の実施例２にかかる眼軸長
測定装置を示す。この装置では、角膜頂点位置は実施例
１と同様に角膜距離測定系100により角膜120にリング像
を投影して求め、眼底位置は干渉光学系101によりコヒ
ーレント長の短い光源を用いた干渉光学系により求め、
両測定結果から眼軸長ＡＬを算出する。Second Embodiment FIG. 14 shows an axial length measuring device according to a second embodiment of the present invention. In this device, the corneal apex position is obtained by projecting a ring image onto the cornea 120 by the corneal distance measuring system 100 as in the first embodiment, and the fundus position is obtained by the interference optical system 101 by the interference optical system using a light source with a short coherence length. Determined by
The axial length AL is calculated from both measurement results.
【００８８】角膜距離測定系100の角膜頂点位置から基
準位置までの距離の測定原理、処理、その構成は第１実
施例と同一であるので、その詳細な説明は省略し、干渉
光学系101についてのみ説明する。Since the principle of measuring the distance from the corneal apex position to the reference position of the corneal distance measuring system 100, the processing, and the configuration thereof are the same as those in the first embodiment, a detailed description thereof will be omitted, and the interference optical system 101 will be described. Only explained.
【００８９】干渉光学系101はレーザーダイオード130、
レンズ133、ピンホール134、ビームスプリッタ135、レ
ンズ136、合焦レンズ137、コリメートレンズ138、全反
射ミラー172、模型眼ユニット部材173、ピンホール14
0、レンズ141、ホトダイオード142を有する。レーザー
ダイオード130には、可干渉距離が十分に短いもので、
その可干渉距離は、例えば、0．05mm〜0．1mm程度のも
のを使用する。レーザーダイオード130を出射されたレ
ーザー光はレンズ133によってピンホール134に収光され
る。ピンホール134は準点光源としての役割を果たす。
なお、光源としてはレーザーダイオードの代わりにスペ
クトル幅の狭いＬＥＤを用いても良い。The interference optical system 101 is a laser diode 130,
Lens 133, pinhole 134, beam splitter 135, lens 136, focusing lens 137, collimating lens 138, total reflection mirror 172, model eye unit member 173, pinhole 14
It has 0, a lens 141, and a photodiode 142. The laser diode 130 has a sufficiently short coherence length,
The coherence length used is, for example, about 0.05 mm to 0.1 mm. The laser light emitted from the laser diode 130 is collected by the lens 133 into the pinhole 134. The pinhole 134 serves as a quasi-point light source.
As the light source, an LED having a narrow spectrum width may be used instead of the laser diode.
【００９０】ピンホール134を通過したレーザー光は、
ビームスプリッタ135によってレンズ136に向かう光束
と、コリメートレンズ138に向かう光束とに分割され
る。レンズ136は、合焦レンズ137、ダイクロイックミラ
ー115と共に測定光路171を構成している。コリメートレ
ンズ138は全反射ミラー172、模型眼ユニット部材173と
共に参照光路174を構成している。The laser light passing through the pinhole 134 is
The beam splitter 135 splits the light beam toward the lens 136 and the light beam toward the collimator lens 138. The lens 136 constitutes the measurement optical path 171 together with the focusing lens 137 and the dichroic mirror 115. The collimator lens 138 constitutes a reference optical path 174 together with the total reflection mirror 172 and the model eye unit member 173.
【００９１】レンズ136は、ピンホール134を通過したレ
ーザー光をコリメートする役割を果たす。レンズ136に
よってコリメートされたレーザー光は、測定光束として
合焦レンズ137に導かれる。合焦レンズ137は、光軸方向
に移動可能とされ、被検眼103に対する屈折力補正光学
系としての役割を果たす。合焦レンズ137を通過した測
定光束はダイクロイックミラー115、対物レンズ104を経
由して被検眼103に導かれ、後述する屈折力補正を行な
うことにより、眼底152上に収束される。The lens 136 plays a role of collimating the laser light passing through the pinhole 134. The laser light collimated by the lens 136 is guided to the focusing lens 137 as a measurement light beam. The focusing lens 137 is movable in the optical axis direction and serves as a refractive power correction optical system for the subject's eye 103. The measurement light flux that has passed through the focusing lens 137 is guided to the subject's eye 103 via the dichroic mirror 115 and the objective lens 104, and is converged on the fundus 152 by performing the refractive power correction described later.
【００９２】合焦レンズ137は、眼底反射光をコリメー
トする機能を果たし、コリメートされた眼底反射光はレ
ンズ136、ビームスプリッタ135を経由してピンホール14
0にリレーされる。ピンホール140は、ピンホール134と
ビームスプリッタ135との反射面に関して共役であり、
ピンホール134と眼底152上のスポット光は共役であるの
で、被検眼に対して測定装置のアライメントが多少ずれ
ても眼底反射光はピンホール140を通過できる。The focusing lens 137 has a function of collimating the fundus reflected light, and the collimated fundus reflected light passes through the lens 136 and the beam splitter 135 to the pinhole 14.
Relayed to 0. The pinhole 140 is conjugate with respect to the reflecting surfaces of the pinhole 134 and the beam splitter 135,
Since the spot lights on the pinhole 134 and the fundus 152 are conjugate, the fundus reflected light can pass through the pinhole 140 even if the alignment of the measuring device is slightly misaligned with respect to the subject's eye.
【００９３】レンズ138によってコリメートされたレー
ザー光は、全反射ミラー172によって模型眼ユニット部
材173に導かれる。模型眼ユニット部材173は参照光路の
光路長と測定光路の光路長とが同じになるように光軸方
向に移動可能とされている。この模型眼ユニット部材17
3は、レンズ175、反射ミラー176、可動枠体177から概略
構成されている。この模型眼ユニット部材173は、その
移動に伴って生じるぶれによる反射光束の偏向を解消す
るために用いたものであり、原理的には単なる可動ミラ
ーを用いても構わない。反射ミラー176で反射された参
照光束は、同一光路をたどってビームスプリッタ135を
経由し、測定光束と合成されてピンホール140にリレー
され、そのピンホール140を通過した光束は、レンズ141
によってホトセンサ142に収束される。The laser light collimated by the lens 138 is guided to the model eye unit member 173 by the total reflection mirror 172. The model eye unit member 173 is movable in the optical axis direction so that the optical path length of the reference optical path and the optical path length of the measurement optical path are the same. This model eye unit member 17
The reference numeral 3 generally includes a lens 175, a reflection mirror 176, and a movable frame body 177. The model eye unit member 173 is used to eliminate the deflection of the reflected light flux due to the blurring caused by its movement, and in principle, a simple movable mirror may be used. The reference light flux reflected by the reflection mirror 176 follows the same optical path, passes through the beam splitter 135, is combined with the measurement light flux, and is relayed to the pinhole 140.
Is converged on the photo sensor 142.
【００９４】模型眼ユニット部材173を移動させて、参
照光路と測定光路との光路差が、レーザーダイオード13
0のコヒーレント長以下になると、参照光束と測定光束
とが干渉を起こし、模型眼ユニット部材173の移動速度
とレーザーダイオード130の発振波長とに応じた干渉信
号が得られる。干渉波形は、参照光路と測定光路との光
路差が、レーザーダイオード130の発振波長の一波長分
変化するごとに正弦波的に変化し、参照光路と測定光路
との光路長が等しくなったとき、最も強い干渉が得られ
る。つまり、最も強い干渉が得られた時の参照光路の光
路長が、測定光路の光路長に等しく、模型眼ユニット部
材173の反射ミラー176の位置がビームスプリッタ135の
反射面に対して眼底152と光学的に同一の位置になる。By moving the model eye unit member 173, the optical path difference between the reference optical path and the measurement optical path is changed to the laser diode 13
When the coherent length is 0 or less, the reference light beam and the measurement light beam interfere with each other, and an interference signal corresponding to the moving speed of the model eye unit member 173 and the oscillation wavelength of the laser diode 130 is obtained. The interference waveform changes sinusoidally every time the optical path difference between the reference optical path and the measurement optical path changes by one wavelength of the oscillation wavelength of the laser diode 130, and when the optical path lengths of the reference optical path and the measurement optical path become equal. , The strongest interference is obtained. That is, the optical path length of the reference optical path when the strongest interference is obtained is equal to the optical path length of the measurement optical path, and the position of the reflection mirror 176 of the model eye unit member 173 is the fundus 152 with respect to the reflection surface of the beam splitter 135. Optically the same position.
【００９５】ホトセンサ142の出力は、図15に示すよう
に増幅器150を介して波形整形回路178に入力され、干渉
信号のピーク位置を検出し、そのピーク時の模型眼ユニ
ット部材173の反射ミラー176の位置から眼底152の位置
を測定することができる。ここで、レーザーダイオード
130のコヒーレント長を0．1mmと仮定すれば、干渉信号
のピーク位置の検出は、コヒーレント長である0．1mmの
数分の一の分解能で決定でき、眼軸長の測定に十分な精
度を得ることができる。The output of the photosensor 142 is input to the waveform shaping circuit 178 through the amplifier 150 as shown in FIG. 15, the peak position of the interference signal is detected, and the reflection mirror 176 of the model eye unit member 173 at that peak is detected. The position of the fundus 152 can be measured from the position of. Where laser diode
Assuming that the coherent length of 130 is 0.1 mm, the peak position of the interference signal can be detected with a resolution of a fraction of 0.1 mm, which is the coherent length, and the accuracy is sufficient for measuring the axial length. Obtainable.
【００９６】次に、図14ないし図19を参照しつつ信号処
理の詳細について説明する。Next, the details of the signal processing will be described with reference to FIGS. 14 to 19.
【００９７】眼底152からの反射光としての測定光束
は、参照光束に較べて微弱光であり、光量差がある。し
かし、両光束を干渉させて干渉信号として測定するの
で、ホトセンサ142の暗電流に基づくノイズ成分等を除
去することができ、効率よく信号成分を検出することが
できる。そのため、増幅器150は、ホトセンサ142の干渉
信号の交流成分のみを増幅する。The measurement light beam as the reflected light from the fundus 152 is weaker than the reference light beam and has a light amount difference. However, since both light fluxes are interfered with each other and measured as an interference signal, it is possible to remove a noise component and the like based on the dark current of the photo sensor 142, and it is possible to efficiently detect the signal component. Therefore, the amplifier 150 amplifies only the AC component of the interference signal of the photo sensor 142.
【００９８】このとき得られる干渉信号Ｃ4は、図16に
示すように０Ｖを中心とした交流波形となるが、ショッ
トノイズ等のランダムノイズに埋もれているため、その
ままでは、干渉信号Ｃ4が得られたときの模型眼ユニッ
ト部材173の位置を検出することが困難である。しか
し、干渉信号Ｃ4の周波数ｆは、模型眼ユニット部材173
の移動速度Ｖと、レーザーダイオード130の発振波長λ0
によって次の式により決まる。The interference signal C 4 obtained at this time has an AC waveform centered on 0 V as shown in FIG. 16, but since it is buried in random noise such as shot noise, the interference signal C 4 remains as it is. It is difficult to detect the position of the model eye unit member 173 when it is obtained. However, the frequency f of the interference signal C 4 is determined by the model eye unit member 173.
Moving speed V of the laser diode 130 and the oscillation wavelength λ 0 of the laser diode 130.
Is determined by the following formula.
【００９９】ｆ＝２・Ｖ／λ0 ここで、模型眼ユニット部材173の移動量を適当にとれ
ば、測定中の移動速度Ｖは一定と考えて良く、周波数ｆ
を装置定数とすることができる。従って、干渉信号Ｃ4
を上式の周波数ｆに合わせたバンドパスフィルタ（ＢＰ
Ｆ）に通すことにより、ランダムノイズから信号成分の
みを抽出することができる。F = 2 · V / λ 0 Here, if the amount of movement of the model eye unit member 173 is appropriately set, it can be considered that the moving speed V during measurement is constant, and the frequency f
Can be a device constant. Therefore, the interference signal C 4
Is a bandpass filter (BP
By passing through F), only the signal component can be extracted from the random noise.
【０１００】模型眼ユニット部材173の反射ミラー176の
位置Ｘを横軸にとり、ホトセンサ142の出力電圧を縦軸
にとると、バンドパスフィルタ179から干渉信号Ｃ4が得
られる。干渉信号Ｃ4は全波整流回路180に入力され、図
17に示す整流波形Ｃ5に整形される。その整流波形Ｃ
5は、平滑回路181に入力され、図18に示す平滑波形Ｃ6
とされる。When the position X of the reflecting mirror 176 of the model eye unit member 173 is plotted on the horizontal axis and the output voltage of the photosensor 142 is plotted on the vertical axis, the interference signal C 4 is obtained from the bandpass filter 179. The interference signal C 4 is input to the full-wave rectifier circuit 180,
It is shaped into a rectified waveform C 5 shown in FIG. The rectified waveform C
5 is input to the smoothing circuit 181, and the smoothed waveform C 6 shown in FIG.
It is said that.
【０１０１】平滑波形Ｃ6はピークホールド回路182を介
して比較回路183に入力されると共に、直接比較回路183
に入力される。ピークホールド回路182は、平滑波形Ｃ6
よりもΔＶだけ低い電圧をピーク電圧として保持して出
力する。従って、ピークホールド回路182は図19に示す
ような波形Ｃ7を出力する。比較回路183は、波形Ｃ6と
波形Ｃ7とを比較し、波形Ｃ7が波形Ｃ6よりも大きくな
った位置Ｘ0で、出力がＬからＨになり、ステップ信号
Ｃ8を出力することになる。The smoothed waveform C 6 is input to the comparison circuit 183 via the peak hold circuit 182 and is also directly compared to the comparison circuit 183.
Entered in. The peak hold circuit 182 has a smooth waveform C 6
A voltage lower by ΔV than that is held and output as a peak voltage. Therefore, the peak hold circuit 182 outputs the waveform C 7 as shown in FIG. The comparison circuit 183 compares the waveform C 6 with the waveform C 7, and the output changes from L to H at the position X 0 where the waveform C 7 becomes larger than the waveform C 6 and outputs the step signal C 8. become.
【０１０２】ここで、ΔＶが平滑波形Ｃ6の出力ピーク
レベルＶに対して十分に小さければ、比較回路183の出
力信号の反転する位置Ｘ0の本来のピーク位置Ｘｐとの
ずれ量としてのｄを十分に小さいと考えて良く、比較回
路183の出力信号が反転するときの模型眼ユニット部材1
73の位置Ｘ0を干渉が最も強く生じているときの模型眼
ユニット部材173の位置（干渉信号がピークのときの模
型眼ユニット部材173の位置）として良い。Here, if ΔV is sufficiently smaller than the output peak level V of the smoothed waveform C 6 , d as the deviation amount of the position X 0 at which the output signal of the comparison circuit 183 is inverted from the original peak position Xp. Can be considered to be sufficiently small, and the model eye unit member 1 when the output signal of the comparison circuit 183 is inverted.
The position X 0 of 73 may be the position of the model eye unit member 173 when the interference is strongest (the position of the model eye unit member 173 when the interference signal has a peak).
【０１０３】比較回路183の出力信号は、ラッチ回路18
4、制御回路157に入力される。模型眼ユニット部材173
は、ユニット駆動部185により駆動され、位置検出回路1
86でその位置データを検出可能な構成とされている。ラ
ッチ回路184は、模型眼ユニット部材173の移動量を表わ
す位置検出回路186の位置データをラッチする。The output signal of the comparison circuit 183 is the latch circuit 18
4, input to the control circuit 157. Model eye unit member 173
Is driven by the unit drive unit 185, and the position detection circuit 1
The position data can be detected by 86. The latch circuit 184 latches the position data of the position detection circuit 186, which indicates the amount of movement of the model eye unit member 173.
【０１０４】位置検出回路186は、例えばユニット駆動
部185のモータの回転に伴ってパルス列を出力するエン
コーダの出力信号をカウントし、そのカウント数から模
型眼ユニット部材173の移動量を検出する構成とすれば
良い。また、模型眼ユニット部材173に直接セットされ
たリニアエンコーダの出力信号をカウントしても良い。The position detection circuit 186 counts the output signal of the encoder that outputs a pulse train in accordance with the rotation of the motor of the unit driving section 185, and detects the movement amount of the model eye unit member 173 from the counted number. Just do it. Also, the output signals of the linear encoder set directly on the model eye unit member 173 may be counted.
【０１０５】従って、ラッチ回路184は、干渉信号Ｃ4が
最も強く干渉が現われたときの模型眼ユニット部材173
の位置データを保存する。その位置データは演算部129
に入力され、基準位置Ｙから眼底152までの距離が測定
される。また、第１実施例で説明したように、角膜距離
測定系100により、基準位置から角膜頂点120Ｐまでの距
離を測定することが可能なため、両測定結果から眼軸長
を測定することができる。測定結果は表示部164に表示
される。Therefore, the latch circuit 184 has the model eye unit member 173 when the interference signal C 4 is most strongly interfered.
Save the position data of. The position data is calculated by the calculation unit 129.
And the distance from the reference position Y to the fundus 152 is measured. Further, as described in the first embodiment, since the distance from the reference position to the corneal apex 120P can be measured by the corneal distance measuring system 100, the axial length can be measured from both measurement results. .. The measurement result is displayed on the display unit 164.
【０１０６】ここで、被検眼103の微動の影響を除去す
るために、両測定が同時に行なわれる必要があるが、比
較回路183の出力信号を角膜距離測定系100のスタート信
号として使用し、制御回路157がスタート信号を検出す
ると同時に、二次元イメージセンサ107のリング像ｉ1、
ｉ2のデータをフレームメモリ163に取り込むことにより
同時測定を行なうことができる。Here, in order to remove the influence of the slight movement of the eye 103 to be inspected, it is necessary to perform both measurements at the same time, but the output signal of the comparison circuit 183 is used as the start signal of the corneal distance measuring system 100 to control it. At the same time that the circuit 157 detects the start signal, the ring image i 1 of the two-dimensional image sensor 107,
Simultaneous measurement can be performed by loading the data of i 2 into the frame memory 163.
【０１０７】バンドパスフィルタ179、全波整流回路18
0、平滑回路181、ピークホールド回路182、比較回路183
を有する波形整形回路178は、角膜距離測定系100のスタ
ート信号生成部としての機能を果たす。Bandpass filter 179, full-wave rectifier circuit 18
0, smoothing circuit 181, peak hold circuit 182, comparison circuit 183
The waveform shaping circuit 178 having a function as a start signal generation unit of the corneal distance measuring system 100.
【０１０８】次に、屈折力補正について説明する。Next, the correction of refractive power will be described.
【０１０９】眼底152からの反射光としての測定光束
は、模型眼ユニット部材173からの反射光としての参照
光束に較べて微弱光であるので、両光束を合成したまま
ではそのレベル変化を確認できない。そこで、屈折力補
正の際には、図14に示すように参照光がホトセンサ142
に戻らないように遮光板187を参照光路147中に挿入し、
測定光束のみによる眼底152からの反射光をホトセンサ1
42により受光する。Since the measurement light beam as the reflected light from the fundus 152 is weaker than the reference light beam as the reflected light from the model eye unit member 173, its level change cannot be confirmed by combining the two light beams. .. Therefore, when the refractive power is corrected, as shown in FIG.
Insert the shading plate 187 into the reference optical path 147 so that it does not return to
The photosensor 1 reflects the light reflected from the fundus 152 only by the measuring light flux.
Light is received by 42.
【０１１０】測定光束による眼底152からの反射光のみ
をホトセンサ142で受光し、その出力信号を観察しつつ
合焦レンズ137を光軸方向に移動させ、出力信号のレベ
ルが最大になるときの合焦レンズ137の位置、すなわ
ち、眼底反射光が最大になるときの合焦レンズ137の位
置に、合焦レンズ137を移動調整することによって、眼
底152からの反射光を有効に受光することができる。す
なわち、眼底反射光が最大になったときを、被検眼103
の屈折力に対する補正がなされたときとすることができ
る。Only the reflected light from the fundus 152 due to the measurement light beam is received by the photosensor 142, and the focusing lens 137 is moved in the optical axis direction while observing the output signal thereof, and the output signal level is maximized. The reflected light from the fundus 152 can be effectively received by adjusting the movement of the focusing lens 137 to the position of the focusing lens 137, that is, the position of the focusing lens 137 when the fundus reflected light becomes maximum. .. That is, when the fundus reflected light becomes maximum, the subject's eye 103
When the correction is made to the refracting power of the.
【０１１１】しかし、増幅器150はホトセンサ142の出力
信号の交流成分のみを増幅する構成であるので、このま
までは眼底反射光の光量を検知することができない。そ
こで、屈折力補正を行なうアライメント時にのみレーザ
ー光源をレーザー駆動部153によりパルス駆動し、眼底
反射光を交流成分として検出する方法を採用した。However, since the amplifier 150 is configured to amplify only the AC component of the output signal of the photosensor 142, the light quantity of the fundus reflected light cannot be detected as it is. Therefore, a method has been adopted in which the laser light source is pulse-driven by the laser driving unit 153 only during alignment to perform refractive power correction, and the fundus reflected light is detected as an AC component.
【０１１２】この方法によれば、ホトセンサ142の構成
を変更することなく簡単に眼底反射光量のみを検出する
ことができる。さらに、パルス駆動する周波数を、バン
ドパスフィルタ（ＢＰＦ）179の周波数ｆに合わせるこ
とにより効率よくその信号成分を検出することができ
る。According to this method, it is possible to easily detect only the fundus reflected light amount without changing the configuration of the photo sensor 142. Furthermore, by adjusting the frequency for pulse driving to the frequency f of the bandpass filter (BPF) 179, the signal component can be detected efficiently.
【０１１３】ホトセンサ142の出力信号は、増幅器150を
介してバンドパスフィルタ（ＢＰＦ）179に入力され、
整流・平滑され、ピークホールド回路182に入力されて
いる。ピークホールド回路182のホールド時間を適当な
値に設定すれば、ピークホールド回路182の出力信号を
そのままレベル表示回路160で表示し、そのレベルが最
大になるように屈折力補正を行なえば良い。The output signal of the photo sensor 142 is input to the band pass filter (BPF) 179 via the amplifier 150,
It is rectified and smoothed, and is input to the peak hold circuit 182. If the hold time of the peak hold circuit 182 is set to an appropriate value, the output signal of the peak hold circuit 182 may be displayed as it is on the level display circuit 160, and the refractive power may be corrected so that the level becomes maximum.
【０１１４】第１実施例と同様に上述の操作を合焦レン
ズ移動制御部に行わせることももちろん可能である。As in the first embodiment, it is of course possible to cause the focusing lens movement controller to perform the above operation.
【０１１５】このように、レベル表示回路160によって
眼底反射光量をモニターすることができ、眼底反射光量
が最大になる合焦レンズ137の位置を検知できる。ま
た、遮光板187を参照光路174中に挿入したときにのみ、
レーザー光源をレーザー駆動部153によりパルス駆動す
るようにすれば、アライメント時の操作が単純となり、
調整時間の短縮、誤使用の防止にもなる。In this way, the level display circuit 160 can monitor the amount of fundus reflected light, and the position of the focusing lens 137 at which the amount of fundus reflected light is maximized can be detected. Further, only when the light blocking plate 187 is inserted into the reference optical path 174,
If the laser light source is pulse-driven by the laser drive unit 153, the operation during alignment becomes simple,
It also shortens the adjustment time and prevents misuse.
【０１１６】また、図15に示すレベル表示回路160、表
示部164をモニターテレビ170に兼用すれば、アライメン
ト操作の簡易化と時間短縮等を達成できる。If the level display circuit 160 and the display section 164 shown in FIG. 15 are also used as the monitor television 170, the alignment operation can be simplified and the time can be shortened.
【０１１７】第１及び第２実施例では、角膜頂点位置を
幾何光学的原理を用いる角膜距離測定系により求め、眼
底位置と物理光学的原理を用いる別個の干渉光学系によ
り求めるものとして説明した。In the first and second embodiments, the corneal apex position is obtained by the corneal distance measuring system using the geometrical optics principle, and is obtained by the separate interference optical system using the fundus position and the physical optics principle.
【０１１８】しかし、本発明はこれに限定されるもので
はなく、他の方式、例えば眼底と角膜とのそれぞれの反
射光を干渉させて眼軸長を求める眼軸長測定装置（特願
平３−９０８７７号「眼軸長測定方法とその装置」）の
ように眼底に光を照射し、その反射光を検出して測定す
る方式の装置であれば、適用することができる。However, the present invention is not limited to this, and another method, for example, an axial length measuring apparatus for interfering the reflected light of the fundus and the reflected light of the cornea to obtain the axial length (Japanese Patent Application No. Hei. No.-90877, "Axial length measuring method and device"), a device of a system of irradiating the fundus with light and detecting and measuring the reflected light can be applied.
【０１１９】[0119]
【効果】本発明に係わる屈折力補正機能付生体眼寸法測
定装置は、以上説明したように測定に用いる受光器の受
光信号を参照して屈折力を補正できるため、視度補正に
専用の検出手段を設けなくとも、測定光束を適正に眼内
測定対象物に収束させることができ、反射光量を確保し
て正確に寸法を測定することができる。[Effect] Since the living eye size measuring apparatus with a refractive power correction function according to the present invention can correct the refractive power by referring to the light receiving signal of the light receiver used for the measurement as described above, the detection dedicated to the diopter correction Even if no means is provided, the measurement light beam can be properly focused on the intraocular measurement object, the amount of reflected light can be secured, and the dimensions can be accurately measured.
【図１】 本発明の実施例１に係わる眼軸長測定装置を
示す光学図である。FIG. 1 is an optical diagram showing an axial length measuring device according to a first embodiment of the present invention.
【図２】 図１の二次元イメージセンサに形成されるリ
ング像を示す図である。FIG. 2 is a diagram showing a ring image formed on the two-dimensional image sensor of FIG.
【図３】 図３は図１に示す角膜距離測定光学系の作用
を模式的に説明するための説明図である。FIG. 3 is an explanatory diagram for schematically explaining the operation of the corneal distance measuring optical system shown in FIG.
【図４】 図４は図３と同様に角膜距離測定光学系の作
用を模式的に説明するための説明図である。FIG. 4 is an explanatory diagram for schematically explaining the operation of the corneal distance measuring optical system, similar to FIG.
【図５】 角膜頂点位置検出を説明するための説明図で
ある。FIG. 5 is an explanatory diagram for explaining detection of a corneal vertex position.
【図６】 図１に示す干渉光学系の作用を説明するため
の図である。FIG. 6 is a diagram for explaining the operation of the interference optical system shown in FIG.
【図７】 角膜頂点位置と眼底位置とに基づき眼軸長を
求めるための説明図である。FIG. 7 is an explanatory diagram for obtaining an axial length based on a corneal vertex position and a fundus position.
【図８】 実施例１の眼軸長測定装置の信号処理回路の
ブロック図である。FIG. 8 is a block diagram of a signal processing circuit of the eye axial length measuring apparatus according to the first embodiment.
【図９】 その信号処理回路の作用を説明するためのタ
イミングチャートである。FIG. 9 is a timing chart for explaining the operation of the signal processing circuit.
【図１０】 被検眼が近視の場合の測定光束の収束状態
を説明するための図である。FIG. 10 is a diagram for explaining a converged state of a measurement light beam when the eye to be inspected is myopic.
【図１１】 被検眼が遠視の場合の測定光束の収束状態
を説明するための図である。FIG. 11 is a diagram for explaining a converged state of a measurement light beam when the eye to be inspected is hyperopic.
【図１２】 被検眼が近視の場合の屈折力補正を説明す
るための図である。FIG. 12 is a diagram for explaining refractive power correction when the eye to be inspected has myopia.
【図１３】 被検眼が遠視の場合の屈折力補正を説明す
るための図である。FIG. 13 is a diagram for explaining refractive power correction when the eye to be inspected is hyperopic.
【図１４】 本発明の実施例２に係わる眼軸長測定装置
を示す光学図である。FIG. 14 is an optical diagram showing an axial length measuring device according to Example 2 of the present invention.
【図１５】 図14の第２実施例の信号処理回路のブロッ
ク図である。FIG. 15 is a block diagram of a signal processing circuit according to a second embodiment of FIG.
【図１６】 図14に示すホトセンサから出力される干渉
波形の説明図である。16 is an explanatory diagram of an interference waveform output from the photo sensor shown in FIG.
【図１７】 図16に示す干渉波形を整流した整流波形図
である。FIG. 17 is a rectified waveform diagram obtained by rectifying the interference waveform shown in FIG.
【図１８】 図17に示す整流波形の平滑波形を示す図で
ある。18 is a diagram showing a smoothed waveform of the rectified waveform shown in FIG.
【図１９】 図15に示す比較回路の作用を説明するため
の説明図である。FIG. 19 is an explanatory diagram for explaining the operation of the comparison circuit shown in FIG. 15.
100…角膜距離測定系 101…干渉光学系 120…角膜 120Ｐ…角膜頂点 130…レーザー光源 137…合焦レンズ（屈折力補正部） 152…眼底 100 ... Corneal distance measuring system 101 ... Interference optical system 120 ... Cornea 120P ... Corneal apex 130 ... Laser light source 137 ... Focusing lens (refractive power correction unit) 152 ... Ocular fundus
Claims (7)
測定する角膜距離測定系と物理光学的原理を利用して眼
内測定対象物の位置を測定する干渉光学系とを備え、角
膜頂点位置から眼内測定対象物までの長さを測定する生
体眼寸法測定装置において、 前記干渉光学系から出射されて被検眼に入射する測定光
束が眼内測定対象物に収束するように該測定光束を受光
信号を参照して発散・収束させる屈折力補正部が設けら
れていることを特徴とする屈折力補正機能付生体眼寸法
測定装置。1. A cornea comprising: a corneal distance measuring system for measuring a corneal apex position using a geometrical optical principle; and an interference optical system for measuring a position of an intraocular measurement target by using a physical optical principle. In a living eye size measuring device for measuring the length from the apex position to the intraocular measurement object, the measurement so that the measurement light beam emitted from the interference optical system and incident on the eye to be examined converges on the intraocular measurement object A living eye size measuring device with a refractive power correction function, which is provided with a refractive power correction unit that diverges or converges a light flux with reference to a received light signal.
距離が長くかつ波長変化が可能なレーザー光源を有する
ことを特徴とする請求項１に記載の屈折力補正機能付生
体眼寸法測定装置。2. The living body eye size measuring apparatus with a refractive power correction function according to claim 1, wherein the interference optical system has a laser light source having a long coherence length and capable of changing wavelength as a measurement light source. .
距離が十分に短い光源と、光路長を変化させることので
きる参照光路とを有することを特徴とする請求項１に記
載の屈折力補正機能付生体眼寸法測定装置。3. The refracting power according to claim 1, wherein the interference optical system has a light source having a sufficiently short coherence length as a measurement light source, and a reference optical path capable of changing an optical path length. Living eye size measuring device with correction function.
の反射光量が最大又は、所定レベル以上になるように屈
折力補正を行なうことを特徴とする請求項１に記載の屈
折力補正機能付生体眼寸法測定装置。4. The refracting power correction unit according to claim 1, wherein the refracting power correcting unit corrects the refracting power so that the amount of light reflected from the intraocular measurement object becomes maximum or becomes a predetermined level or more. Living eye size measuring device with correction function.
折力補正を行なうことを特徴とする請求項１に記載の屈
折力補正機能付生体眼寸法測定装置。5. The living eye size measuring apparatus with a refractive power correction function according to claim 1, wherein the refractive power correction unit corrects the refractive power based on an interference signal.
大となるように屈折力補正を行なうことを特徴とする請
求項１に記載の屈折力補正機能付生体眼寸法測定装置。6. The living body eye size measuring apparatus with a refractive power correction function according to claim 1, wherein the refractive power correction unit performs the refractive power correction so that the amplitude of the interference signal is maximized.
して測定光を被検眼に照射し、眼内測定対象物により反
射された測定光を受光して、その受光信号の振幅が最大
になるように屈折力補正を行なうことを特徴とする請求
項３に記載の屈折力補正機能付生体眼寸法測定装置。7. The measurement light source is pulse-driven to irradiate the eye to be inspected with the measurement light only when the refractive power is corrected, the measurement light reflected by the intraocular measurement object is received, and the amplitude of the received light signal is maximized. The biological eye size measuring device with a refractive power correction function according to claim 3, wherein the refractive power is corrected so that
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP28610992A JP3276177B2 (en) | 1991-10-25 | 1992-10-23 | Biological eye size measuring device with refractive power correction function |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP27969791 | 1991-10-25 | ||
| JP3-279697 | 1991-10-25 | ||
| JP28610992A JP3276177B2 (en) | 1991-10-25 | 1992-10-23 | Biological eye size measuring device with refractive power correction function |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05192295A true JPH05192295A (en) | 1993-08-03 |
| JP3276177B2 JP3276177B2 (en) | 2002-04-22 |
Family
ID=26553446
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP28610992A Expired - Fee Related JP3276177B2 (en) | 1991-10-25 | 1992-10-23 | Biological eye size measuring device with refractive power correction function |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3276177B2 (en) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007508879A (en) * | 2003-10-23 | 2007-04-12 | カール ツァイス メディテック アクチエンゲゼルシャフト | Eye axis length interference measurement device with increased sensitivity |
| JP2007160090A (en) * | 2005-12-13 | 2007-06-28 | Oculus Optikgeraete Gmbh | Method and device for determining distance from measuring point on tissue surface of eye |
| JP2007275375A (en) * | 2006-04-07 | 2007-10-25 | Topcon Corp | Ophthalmologic device |
| JP2016013188A (en) * | 2014-06-30 | 2016-01-28 | キヤノン株式会社 | Tomographic imaging apparatus and control method thereof |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP6522390B2 (en) * | 2015-03-30 | 2019-05-29 | 株式会社トプコン | Ophthalmic device |
-
1992
- 1992-10-23 JP JP28610992A patent/JP3276177B2/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007508879A (en) * | 2003-10-23 | 2007-04-12 | カール ツァイス メディテック アクチエンゲゼルシャフト | Eye axis length interference measurement device with increased sensitivity |
| JP2007160090A (en) * | 2005-12-13 | 2007-06-28 | Oculus Optikgeraete Gmbh | Method and device for determining distance from measuring point on tissue surface of eye |
| JP2007275375A (en) * | 2006-04-07 | 2007-10-25 | Topcon Corp | Ophthalmologic device |
| JP2016013188A (en) * | 2014-06-30 | 2016-01-28 | キヤノン株式会社 | Tomographic imaging apparatus and control method thereof |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3276177B2 (en) | 2002-04-22 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP6073406B2 (en) | Apparatus for measuring swept source optical coherence domain reflectivity | |
| US7434932B2 (en) | Ophthalmic apparatus | |
| JP4948902B2 (en) | Ophthalmic equipment | |
| EP1602320B1 (en) | Ophthalmic apparatus | |
| US11547294B2 (en) | Ophthalmic apparatus, controlling method thereof, and recording medium | |
| US20120154747A1 (en) | Ophthalmologic apparatus and control method therefor | |
| JP2007508879A (en) | Eye axis length interference measurement device with increased sensitivity | |
| JP2020054806A (en) | Ophthalmological device | |
| JP2018175258A (en) | Image generating device, image generation method, and program | |
| JP4523338B2 (en) | Ophthalmic measuring device | |
| JP4619694B2 (en) | Ophthalmic measuring device | |
| JP4722853B2 (en) | Device for the measurement of the front of the eye | |
| JP2017006456A (en) | Light interference tomographic meter and control method thereof | |
| JP3276177B2 (en) | Biological eye size measuring device with refractive power correction function | |
| JP3207510B2 (en) | Eye measurement device | |
| JP2007010589A (en) | Object measuring apparatus | |
| JP3504322B2 (en) | Eye size measurement device | |
| JP7236927B2 (en) | Ophthalmic device, control method thereof, ophthalmic information processing device, control method thereof, program, and recording medium | |
| JP2023040903A (en) | Ophthalmologic apparatus | |
| JP7187777B2 (en) | OCT device and OCT control program | |
| JP7164328B2 (en) | Ophthalmic device and control method for ophthalmic device | |
| JP2004113405A (en) | Measuring instrument for characteristics of eye | |
| WO2022186115A1 (en) | Oct device, and ophthalmic image processing program | |
| JP3279698B2 (en) | Measuring device for living eye | |
| US20240156339A1 (en) | Ophthalmologic apparatus and method of examining eye to be examined |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |