CN110960186A

CN110960186A - 眼科装置

Info

Publication number: CN110960186A
Application number: CN201910923096.1A
Authority: CN
Inventors: 山成正宏; 冈本圭一郎; 庄心源
Original assignee: Tomy Co Ltd
Current assignee: Tomy Co Ltd
Priority date: 2018-09-28
Filing date: 2019-09-27
Publication date: 2020-04-07
Also published as: EP3639727A2; JP7323148B2; EP3865047A1; JP2023126573A; EP3639727A3; US11311191B2; JP2020054480A; US20200100674A1

Abstract

本发明提供一种眼科装置。该眼科装置具有：第一光源，其输出向受检眼照射的第一光；第二光源，其输出向受检眼照射的第二光；第一干涉仪，其根据从第一光的反射光得到的第一干涉光来进行受检眼的第一范围的检查；和第二干涉仪，其根据从第二光的反射光得到的第二干涉光来进行与受检眼的所述第一范围不同的第二范围的检查。第一光的中心波长与第二光的中心波长不同。作为第一光的光路的第一光路与作为第二光的光路的第二光路的至少一部分重复。能够同时执行第一范围的检查和第二范围的检查。根据本发明，能够高效地对受检眼进行多种检测。

Description

眼科装置

技术领域

本说明书所公开的技术涉及一种眼科装置。详细而言，涉及一种能够对受检眼实施多种检测的眼科装置。

背景技术

已被开发出一种对受检眼的屈光力、各部位(例如，前眼部、眼底等)的形态等进行检测的眼科装置。能够通过综合判断受检眼的屈光力、各部位的形态等，可靠地进行受检眼的疾病诊断、视觉功能的检查。为此，需要对受检眼的各部位、整个受检眼进行多种检测，而开发出一种能够实施多种检测的眼科装置。例如，在日本发明专利公开公报特开2016-77774号中，公开一种对受检眼的角膜形状、屈光力、眼轴长等进行检测的眼科装置。日本发明专利公开公报特开2016-77774号的眼科装置通过角膜(kerato)测量用环来检测角膜前表面形状，通过光学相干(光干涉)来检测眼轴长。另外，在日本发明专利公开公报特开2017-502817号中，公开一种通过光学相干层析法(Optical Coherence Tomography：OCT)来检测前眼部和眼底的眼科装置。日本发明专利公开公报特开2017-502817号的眼科装置通过分光镜(beam splitter)将从一个光源输出的光分割为波长不同的两路光。被分割出的光中的一路光被用于前眼部OCT测定，另一路光被用于眼底OCT测定。

发明内容

【发明所要解决的技术问题】

现有的眼科装置虽然能够进行多种检测，但是由于分别进行各项检测而使检测时间长，受检眼的测定效率并不充分。因此，会产生增大受检者的负担、因检测过程中受检眼的状态发生变化而使测定精度下降等问题。本说明书提供一种能够高效地对受检眼进行多种检测的技术。

【用于解决技术问题的技术方案】

本说明书所公开的眼科装置具有：第一光源，其输出向受检眼照射的第一光；第二光源，其输出向受检眼照射的第二光；第一干涉仪，其根据从第一光的反射光得到的第一干涉光来进行受检眼的第一范围的检查；和第二干涉仪，其根据从第二光的反射光得到的第二干涉光来进行与受检眼的第一范围不同的第二范围的检查。第一光的中心波长与第二光的中心波长不同，作为第一光的光路的第一光路与作为第二光的光路的第二光路的至少一部分重复，能够同时执行第一范围的检查和第二范围的检查。

在上述的眼科装置中，由于第一光的中心波长与第二光的中心波长不同，因此能够通过第一光和第二光，向受检眼的不同部位照射强光。因此，通过将第一光和第二光分别作为第一范围的检查和第二范围的检查所适合的中心波长的光，能够高精度地进行第一范围的检查和第二范围的检查。另外，作为第一光的光路的第一光路和作为第二光的光路的第二光路的至少一部分重复，能够向受检眼同时照射第一光和第二光。这样，根据上述的眼科装置，能够使用第一干涉仪和第二干涉仪同时执行针对受检眼的不同范围的检查。即，在上述的眼科装置中，能够高效地对受检眼进行多种检测(即，第一范围的检查和第二范围的检查)。因此，与现有技术相比，能够缩短检测时间，能够针对大致同一状态的受检眼进行对受检眼的检查。

附图说明

图1是实施例1的眼科装置的前眼部OCT干涉仪和眼底OCT干涉仪的概略结构图。

图2是实施例1的眼科装置的探针光学系统的概略结构图。

图3是示意性地表示前眼部OCT光学系统的光的光路的图。

图4是示意性地表示眼底OCT光学系统的光的光路的图。

图5是表示实施例1的眼科装置的控制系统的图。

图6是表示使用实施例1的眼科装置执行受检眼的检查的处理的流程图。

图7是表示OCT测定的处理的流程图。

图8是用于说明对通过前眼部OCT干涉仪所得到的干涉信号波形进行处理的步骤的图。

图9是用于说明在规定的范围内扫描射入受检眼的光的入射位置，根据针对各入射位置得到的信息(在图8所示的步骤中得到的信息)而确定受检眼的各部位的位置的步骤的图。

图10是用于说明前眼部OCT测定的径向扫描方式的图。

图11是用于说明对通过眼底OCT干涉仪所得到的干涉信号波形进行处理的步骤的图。

图12是用于说明OCT测定的扫描分辨率的导出的图。

图13是用于说明OCT测定的光学分辨率的导出的图。

图14是用于说明在规定的范围内扫描射入受检眼的光的入射位置和入射角，根据针对各入射位置和入射角得到的信息(在图12所示的步骤中得到的信息)而确定受检眼的各部位的位置的步骤的图。

图15是用于说明前眼部与眼底之间的距离的修正的图。

图16是用于说明获取前眼部OCT测定中的表示校正用反射镜的深度位置的峰值的图。

图17是用于说明获取眼底OCT测定中的表示校正用反射镜的深度位置的峰值的图。

图18是实施例2的眼科装置的前眼部OCT干涉仪和眼底OCT干涉仪的概略结构图。

图19是表示实施例2的眼科装置的控制系统的图。

图20是表示采样触发/时钟发生器的结构的图。

具体实施方式

预先列出以下说明的实施例的主要特征。此外，以下所记载的技术要素分别为独立的技术要素，单独或者通过各种的组合而发挥技术有用性，并不限定于申请时各技术方案中所记载的组合。

在本技术的一实施方式中，可以使第一范围包括受检眼的前眼部，第二范围包括受检眼的眼底。若设置为这种结构，则可以在眼科检查中适当检查重要的受检眼的部位。

在本技术的一实施方式中，可以使从第一光源输出的第一光的中心波长为0.95μm以上且1.80μm以下，从第二光源输出的第二光的中心波长为0.40μm以上且1.15μm以下。若设置为这种结构，则可以照射分别更适合第一范围和第二范围的波长的光。因此，能够分别高精度地进行第一范围的检查和第二范围的检查。

在本技术的一实施方式中，可以还具有扫描器，该扫描器被配置于第一光路与第二光路重复的重复光路上，扫描从第一光源输出的第一光，并且扫描从第二光源输出的第二光。若设置为这种结构，能够共用用于扫描照射第一范围的第一光的扫描器和用于扫描照射第二范围的第二光的扫描器。因此，能够避免使眼科装置内的结构复杂化，并且能够减少零部件个数。

在本技术的一实施方式中，可以使第二光源构成为，在第二范围的检查中的扫描分辨率大于第二范围的检查中的光学分辨率的情况下，呈脉冲状输出第二光。有时设定第二范围的检查速度小于第一范围的检查速度。即，有时设定第二范围的检查的所需时间大于第一范围的检查的所需时间。在这样的情况下，在使用共用的扫描器同时扫描第一光和第二光的结构中，若将扫描器与第一范围的检查速度相对应来进行扫描，则有时由于第二范围的检查速度较慢，从第二干涉光得到的干涉信号会衰减，而无法高精度地进行第二范围的检查。这样，在扫描方向的扫描分辨率大于横向的光学分辨率的情况下，通过使第二光与第二范围的检查速度相对应而呈脉冲状输出，能够抑制从第二干涉光得到的干涉信号的衰减。

在本技术的一实施方式中，可以使第二光源构成为，在第二范围的检查中的扫描分辨率小于第二范围的检查中的光学分辨率的情况下，连续输出第二光。在第二范围的检查中的扫描分辨率小于第二范围的检查中的光学分辨率的情况下，即使连续输出第二光，也难以产生干涉信号的衰减。因此，在第二范围的检查中，在扫描方向的扫描分辨率小于横向的光学分辨率的情况下，通过采用连续输出第二光的方式，易于第二光源的控制。

在本技术的一实施方式中，可以还具有物镜，该物镜被配置于重复光路上，并且被配置于扫描器与受检眼之间。扫描器还可以具有将第一光和第二光的行进方向变更为规定方向的反射镜。而且，当设定第一范围的检查中的A扫描速度为Fa、向与第一范围的检查中的受检眼的深度方向正交的第一方向扫描的扫描范围为Wa、向第一方向扫描的扫描范围内的A扫描次数为Na、第一范围的检查中的反射镜的倍率为Ma、第二范围的检查中的A扫描速度为Fp、向第二范围的检查中的第一方向扫描的扫描范围为Wp、向第一方向扫描的扫描范围内的A扫描次数为Np、第二范围的检查中的反射镜的倍率为Mp、第二光的中心波长为λp、第二光的光束直径为Dp、物镜的焦距为f_obj时，也可以使第二光源构成为，在满足下述式：(Fp·λp·Mp)/Dp＜(π/4)·(Ma/f_obj)·(Wa/Na)·Fa的情况下，将第二光呈脉冲状输出。

在满足这样的条件的情况下，从第二干涉光得到的干涉信号容易衰减。因此，能够通过呈脉冲状输出第二光来抑制该干涉信号的衰减。

此外，在本说明书中，将获取包括深度方向的位置信息的干涉信号的方式称为“A扫描”。本说明书中的“A扫描”不一定需要使本说明书所公开的眼科装置中的特定的结构动态地变化。具体而言，本说明书中的“A扫描”包括以下方式。例如，“A扫描”包括：在SS-OCT(swept-source OCT：扫频源OCT)中，通过扫描从光源输出的光的波长或者波数，而获取包括深度方向上的各深度的位置信息的干涉信号的方式；在SD-OCT(Spectral-domain OCT：谱域OCT)中，通过对光谱进行分光而按波长或者按波数进行分解，而获取包括深度方向上的各深度的位置信息的干涉信号的方式；在TD-OCT(time-domain OCT：时域OCT)中，通过使参照光的光路长变化，而获取包括受检眼的深度方向上的各深度的位置信息的干涉信号的方式。另外，在本说明书中，将一个单位时间所进行的A扫描的重复次数称为“A扫描速度”。例如，在每一秒进行10万次的A扫描的情况下，A扫描速度为100kHz。

在本技术的一实施方式中，可以还具有物镜，该物镜被配置于重复光路上，并且被配置于扫描器与受检眼之间。扫描器还可以具有反射镜，该反射镜将第一光和第二光的行进方向变更为规定方向。而且，当设定第一范围的检查中的A扫描速度为Fa、向与第一范围的检查中的受检眼的深度方向正交的第一方向扫描的扫描范围为Wa、向第一方向扫描的扫描范围内的A扫描次数为Na、第一范围的检查中的反射镜的倍率为Ma、第二范围的检查中的A扫描速度为Fp、向第二范围的检查中的第一方向扫描的扫描范围为Wp、向第一方向扫描的扫描范围内的A扫描次数为Np、第二范围的检查中的反射镜的倍率为Mp、第二光的中心波长为λp、第二光的光束直径为Dp、物镜的焦距为f_obj时，也可以使第二光源构成为，在满足下述式：(Fp·λp·Mp)/Dp＞(π/4)·(Ma/f_obj)·(Wa/Na)·Fa的情况下，将第二光连续输出。

在满足这样的条件下，从第二干涉光得到的干涉信号难以衰减。因此，能够通过连续输出第二光而使第二光源的控制容易。

在本技术的一实施方式中，可以使第二光源构成为，以使占空比D满足下述式：D＜Fp/{π/(4λp)·(Dp/f_obj)·(Ma/Mp)·(Wa/Na)·Fa}的方式，而以周期1/Fp呈脉冲状输出第二光。在这样的结构中，能够通过与第二范围的检查的受检眼的A扫描速度Fp相对应而输出光，据此能够适当抑制从第二干涉光得到的干涉信号的衰减。此外，例如若设定输出第二光的时间为to、没有输出第二光的时间为ts，则可以使占空比表示为to/(to+ts)。

在本技术的一实施方式中，可以还具有被配置于重复光路上，并且被配置于扫描器与受检眼之间的物镜。扫描器还可以具有将第一光和第二光的行进方向变更为规定方向的反射镜。而且，当设定第一范围的检查中的A扫描速度为Fa、向与第一范围的检查中的受检眼的深度方向正交的第一方向扫描的扫描范围为Wa、向第一方向扫描的扫描范围内的A扫描次数为Na、第一范围的检查中的反射镜的倍率为Ma、第二范围的检查中的A扫描速度为Fp、向第二范围的检查中的第一方向扫描的扫描范围为Wp、向第一方向扫描的扫描范围内的A扫描次数为Np、第二范围的检查中的反射镜的倍率为Mp、第二光的中心波长为λp、第二光的光束直径为Dp、物镜的焦距为f_obj时，也可以使所述第二干涉仪构成为，以使占空比满足下述式：D＜Fp/{π/(4λp)·(Dp/f_obj)·(Ma/Mp)·(Wa/Na)·Fa}的方式，检测出第二光为周期1/Fp且呈脉冲状。

有时设定第二范围的检查速度小于第一范围的检查速度。即，有时设定第二范围的检查所需时间大于第一范围的检查的所需时间。在这样的情况下，在使用共用的扫描器同时扫描第一光和第二光的结构中，若将扫描器与第一范围的检查速度相对应来进行扫描，则有时由于第二范围的检查速度较慢，从第二干涉光得到的干涉信号会衰减，而无法高精度地进行第二范围的检查。在上述的结构中，能够通过将第二干涉光与第二范围的检查的A扫描速度Fp相对应来进行检测，从而抑制从第二干涉光得到的干涉信号的衰减。此外，例如若设定检测第二光的时间为td、没有检测第二光的时间为tu，则可以使占空比表示为td/(td+tu)。

在本技术的一实施方式中，可以还具有屈光力测定光学系统，该屈光力测定光学系统利用从第二光源输出的第二光来检测受检眼的屈光力。若设置为这种结构，则能够共用第二范围的检查所使用的光源和用于检测受检眼的屈光力的光源。因此，能够避免使眼科装置内的结构复杂化，并且能够减少零部件个数。

在本技术的一实施方式中，可以使第一范围包括受检眼的前眼部，第二范围包括受检眼的眼底。可以还具有运算装置，该运算装置根据第一干涉光来计算受检眼的前眼部的形状，并且根据第二干涉光来计算受检眼的眼底的形状。运算装置可以存储预先测定的从第一范围至第二范围的距离，并且根据所计算出的前眼部的形状和眼底的形状以及预先测定的从第一范围至第二范围的距离，来计算出受检眼的眼轴长。若设置为这种结构，则能够通过一台眼科装置来进行包括眼轴长的检测的对受检眼实施的多种检测。

在本技术的一实施方式中，可以使第一干涉仪具有第一校正用反射镜，第二干涉仪具有第二校正用反射镜。可以使运算装置存储第一校正用反射镜的预先确定的第一参照位置、第二校正用反射镜的预先确定的第二参照位置和从第一参照位置至第二参照位置的距离。可以使运算装置在计算前眼部的形状时，计算出所测定的第一校正用反射镜的位置与第一参照位置之间的第一位移量。可以使运算装置在计算眼底的形状时，计算出所测定的第二校正用反射镜的位置与第二参照位置之间的第二位移量。可以使运算装置在计算眼轴长时，根据第一位移量和第二位移量来修正从第一范围至第二范围的距离。若设置为这种结构，即使在第一干涉仪的第一光的光路长与第二干涉仪的第二光的光路长之差发生改变的情况下，也能够适当修正从第一范围至第二范围的距离。因此，能够计算出正确的眼轴长。

以下，参照附图，详细说明本技术的代表性且非限定性的具体例。该详细说明单纯地意味着向本领域技术人员示出用于实施本技术的几种例子的细节，而并不意味着限定本公开的范围。另外，为了提供进一步改善的眼科装置以及其使用方法和制造方法，可以将以下所公开的追加特征和技术与其他特征、技术单独或者一同使用。

另外，在以下的详细说明中所公开的特征、工序的组合并不是在最广义上实施本公开时所必要的，而仅仅是用于说明本公开的代表性具体例所记载的。而且，在提供本公开的追加且有用的实施方式时，并不是必须将上述和下述的代表性具体例的各种特征以及在各技术方案中所记载的各种特征按照在此所记载的具体例或者按照所列举的顺序进行组合。

本说明书所记载的所有特征与实施例和/或发明内容所记载的特征的结构不同，作为对于申请最初的公开和被请求权利的特定事项的限定，意味着单独地且彼此独立地公开。而且，与所有的数值范围和组或者集团相关的记载，作为对于申请最初的公开和被请求权利的特定事项的限定，包括公开其中间结构的意思。

【实施例1】

以下，说明实施例1所涉及的眼科装置1。如图1所示，眼科装置1具有断层摄影受检眼E的前眼部的前眼部OCT干涉仪10和断层摄影受检眼E的眼底的眼底OCT干涉仪11。

前眼部OCT干涉仪10用于利用光学相干层析成像法来摄影受检眼E的前眼部的断层图像。前眼部OCT干涉仪10采用在傅立叶空间中进行光波的干涉的傅立叶域方式，尤其，使用光频率扫描OCT(swept-source OCT：SS-OCT)，其使用使波长在时间上变化进行扫描的波长扫描光源来检测光谱干涉信号，对受检眼E的前眼部进行断层摄影。作为波长扫描光源，例如可以使用：使用了由衍射光栅、棱镜等实现的可调波长滤波器的外部共振器型的波长扫描光源；使用共振器长可调的法布里-珀罗可调滤波器的各种外部共振器型光源。另外，例如还可以使用可调波长的DBR(Distributed Bragg Reflector：分布式布拉格反射器)激光、使用了MEMS(Micro Electro Mechanical Systems：微电子机械系统)机构的可调波长的面发光激光(VCSEL(Vertical Cavity Surface Emitting Laser：垂直共振腔表面放射激光))等。能够根据由前眼部OCT干涉仪10所摄影的断层图像来检测受检眼E的前眼部的各部(例如，角膜、前房、晶状体等)的形状。此外，前眼部OCT干涉仪10不限于SS-OCT，例如也可以为利用了傅立叶域方式的其他OCT(例如，谱域OCT)、除了傅立叶域方式以外的方式(例如，时域方式)。

如图1所示，前眼部OCT干涉仪10具有：前眼部用光源12、测定光学系统20、校正光学系统30、参照光学系统40和干涉光学系统50。

前眼部用光源12为波长扫描型的光源，输出的光的波长(波数)按规定的周期变化。前眼部用光源12可以输出长波长的光，例如输出中心波长为0.95μm以上且1.80μm以下的光。在本实施例中，前眼部用光源12输出中心波长为1.31μm的光。若使用长波长的光，则例如易于透过晶状体的混浊、睫状体、结膜、巩膜等强散乱组织，而且，由于因水的吸收大而难以使光到达眼底，因此可照射强光。从而，通过从前眼部用光源12输出中心波长为0.95μm以上的光，能够提高到达由散乱物质形成的组织的到达度。另外，由于中心波长为0.95μm以上且1.80μm以下的光因水导致的分散少，因此若向受检眼E照射该范围的光，则能够获取画质良好的前眼部OCT图像。另外，通过从前眼部用光源12输出中心波长为1.80μm以下的光，能够利用铟镓砷(InGaAs)系的受光元件灵敏度良好地检测对象部位。因此，通过从前眼部用光源12输出0.95μm以上且1.80μm以下的光，能够适当地摄影受检眼E的前眼部的断层图像。

在前眼部用光源12上连接有偏振控制装置14和光耦合器16。因此，从前眼部用光源12输出的光通过偏振控制装置14输入光耦合器16，在光耦合器16中，例如以9:1的比率被分波为测定光和参照光，并分别输入测定光学系统20和参照光学系统40。

测定光学系统20具有：光环行器22、光耦合器24和探针光学系统26。从前眼部用光源12向测定光学系统20输入的测定光被输入光环行器22。被输入光环行器22的测定光向光耦合器24输入，在光耦合器24中，例如以99:1的比率被分波，分别输入探针光学系统26和校正光学系统30。

如图2所示，探针光学系统26具有：对受检眼E的前眼部进行断层摄影的前眼部OCT光学系统90；对受检眼E的眼底进行断层摄影的眼底OCT光学系统92；对受检眼E的屈光力进行测定的反射测定光学系统94；将眼科装置1与受检眼E对准于规定的位置关系的对准光学系统(省略图示)；观察受检眼E的观察光学系统(省略图示)。由于对准光学系统和观察光学系统能够利用公知的眼科装置所用的系统，因此省略其详细说明。在后面说明眼底OCT光学系统92和反射测定光学系统94。

前眼部OCT光学系统90具有：光纤准直器102、分色镜104、110、在中央部设置有孔的反射镜105(以下，称为开孔反射镜105)、扫描器(scanner)106和物镜112。从光耦合器24向探针光学系统26(即，前眼部OCT光学系统90)输入的光被从光纤准直器102射出而照射至分色镜104。分色镜104反射比0.90μm长的长波长的光，透过比0.90μm短的短波长的光。由于从前眼部用光源12输出的光的中心波长为1.31μm，而被分色镜104反射。被分色镜104反射的光从开孔反射镜105的中央部的圆孔穿过，而照射至扫描器106。扫描器106例如为检流计(galvanometer)，通过被安装于检流计的检流计镜(galvanometer mirror)108，将光的照射方向变更为规定方向。从扫描器106射出的光照射至分色镜110。分色镜110反射比0.90μm长的长波长的光，透过比0.90μm短的短波长的光。由于从扫描器106射出的光的中心波长为1.31μm，而被分色镜110反射。而且，被分色镜110反射的光通过物镜112照射至受检眼E的前眼部(例如，角膜、前房、晶状体等)。从受检眼E的前眼部反射的测定光通过物镜112、分色镜110、扫描器106、开孔反射镜105、分色镜104射入光纤准直器102。而且，如图1所示，再次通过光耦合器24输入光环行器22。被输入光环行器22的测定光向干涉光学系统50的光耦合器52输入。

如上所述，在测定光学系统20的光耦合器24中被分波出的光输入校正光学系统30。如图1所示，校正光学系统30具有：透镜32、35、38、分色镜34、反射镜39和校正用反射镜36。从光耦合器24输入校正光学系统30的光被从未图示的光纤准直器射出，通过透镜32照射至分色镜34。分色镜34透过比0.90μm长的长波长的光，反射比0.90μm短的短波长的光。由于从未图示的光纤准直器射出的光的中心波长比0.90μm长(即，1.31μm)，而透过分色镜34。透过分色镜34的光通过透镜35射入校正用反射镜36。被校正用反射镜36反射的校正光再次通过透镜35、分色镜34和透镜32射入光纤准直器，通过光耦合器24输入光环行器22。被输入光环行器22的校正光向干涉光学系统50的光耦合器52输入。此外，校正光学系统30的透镜38和反射镜39被应用于后面说明的眼底OCT干涉仪11。

另一方面，如上所述，在光耦合器16中被分波出的参照光被输入参照光学系统40。参照光学系统40具有：光环行器42、透镜44、47、衰减器46和参照反射镜48。从前眼部用光源12输入参照光学系统40的参照光向光环行器42输入。被输入光环行器42的参照光从未图示的光纤准直器射出，通过透镜44、47射入参照反射镜48。从前眼部用光源12输出的参照光的光路长被0点调整机构(省略图示)调整。此外，由于0点调整机构能够利用公知的眼科装置所使用的机构，因此省略其详细说明。被参照反射镜48反射的参照光再次射入光纤准直器，向光环行器42输入。被输入光环行器42的参照光被输入干涉光学系统50的光耦合器52。

干涉光学系统50具有：光耦合器52、受光元件54和信号处理器56。在光耦合器52中，将从受检眼E反射出的测定光与由参照光学系统40生成的参照光合波，合波后的测定用干涉光被输入受光元件54。另外，在光耦合器52中，将由校正光学系统30生成的校正光与由参照光学系统40生成的参照光合波，合波后的校正用干涉光被输入受光元件54。作为受光元件54，例如可以使用InGaAs系的元件，在受光元件54中，检测测定用干涉光和校正用干涉光的各个波长的干涉。而且，与检测到的干涉光的强度对应的干涉信号被输入信号处理器56。信号处理器56对所获取的干涉信号进行采样。在信号处理器56中，可以使用公知的数据收集装置(所谓的DAQ)。被采样的干涉信号输入后述的运算装置200。运算装置200针对干涉信号进行傅立叶转换等处理，获取沿着扫描线的前眼部的断层图像。

参照图3，说明前眼部OCT光学系统90的扫描。图3示出从光纤准直器102射出的光照射至受检眼E的光路，仅图示出配置于光路上的一部分的光学部件(即，分色镜104、扫描器106、物镜112)，对于其他光学部件则省略了图示。如图3所示，在前眼部OCT光学系统90中，扫描器106配置于物镜112的后焦点。因此，通过扫描器106扫描的光与光轴平行地照射于受检眼E。即，在前眼部OCT光学系统90中，成为远心扫描(telecentric scan)，在对受检眼E进行断层摄影时，能够获取没有失真的图像。另外，光纤准直器102的端面被配置于与受检眼E的前眼部共轭的位置。据此，能够使从光纤准直器102射出的光在受检眼E的前眼部会聚。因此，能够通过前眼部OCT光学系统90，对受检眼E的前眼部适当地进行断层摄影。

接着，说明眼底OCT干涉仪11。眼底OCT干涉仪11用于利用光学相干层析成像法来摄影受检眼E的眼底。眼底OCT干涉仪11采用在傅立叶空间中进行光波的干涉的傅立叶域方式，尤其，使用谱域OCT(SD-OCT)，其使用输出宽频带波长的光的波长固定光源和分光器来检测光谱信息，对受检眼E的眼底进行断层摄影。能够根据由眼底OCT干涉仪11摄影的断层图像来检测受检眼E的眼底的各部(例如，视网膜、脉络膜等)的形状。此外，眼底OCT干涉仪11不限于SD-OCT，例如也可以为利用了傅立叶域方式的其他OCT(例如，SS-OCT)、除了傅立叶域方式以外的方式(例如，时域方式)。

如图1所示，眼底OCT干涉仪11具有：眼底用光源62、测定光学系统66、校正光学系统30、参照光学系统70和干涉光学系统80。

眼底用光源62为波长固定型的光源。眼底用光源62能够输出具有与从前眼部用光源12输出的光不同的中心波长的光，例如输出中心波长为0.40μm以上且1.15μm以下的光。另外例如，眼底用光源62可以输出在与前眼部用光源12输出的光的半值宽度的波长范围不同的波长范围中具有半值宽度的光。在本实施例中，眼底用光源62输出中心波长为0.83μm的光。中心波长为0.40μm以上且1.15μm以下的光在眼球内的透过率高。因此，通过从光源输出中心波长为0.40μm以上且1.15μm以下的光，能够使该光充分照射至受检眼E的眼底。另外，中心波长为0.40μm以上且0.95μm以下的光的硅酮类的受光元件的灵敏度高。另外，由于中心波长为0.95μm以上且1.15μm以下的光因水导致的分散少，因此若向受检眼E照射该范围的光，则能够获取画质良好的眼底OCT图像。因此，通过从光源输出中心波长为0.40μm以上且1.15μm以下的光，能够适当地摄影受检眼E的眼底的断层图像。

在眼底用光源62上连接有光耦合器64。因此，从眼底用光源62输出的光被输入光耦合器64，在光耦合器64中，例如以9:1的比率被分波为测定光和参照光，分别输入测定光学系统66和参照光学系统70。

测定光学系统66具有光耦合器68和探针光学系统26。从眼底用光源62向测定光学系统66输入的测定光被输入光耦合器68，在光耦合器68中，例如以99:1的比率被分波，分别输入探针光学系统26和校正光学系统30。

如图2所示，探针光学系统26的眼底OCT光学系统92具有：光纤准直器114、透镜116、118、120、分色镜104、110、开孔反射镜105、扫描器106、反射镜122、124、126和物镜112。从光耦合器68向探针光学系统26(即，眼底OCT光学系统92)输入的光被从光纤准直器114射出，通过透镜116、118照射至分色镜104。如上所述，由于分色镜104透过比0.90μm短的短波长的光，因此从眼底用光源62输出的光(中心波长为0.83μm)透过分色镜104。在此，眼底OCT光学系统92的光路与前眼部OCT光学系统90的光路重复。

透过分色镜104的光穿过开孔反射镜105的中央部的圆孔，照射至扫描器106。被照射至扫描器106的光向规定方向变更光的照射方向，照射至分色镜110。如上所述，由于分色镜110透过比0.90μm短的短波长的光，因此透过了透镜118的光(中心波长为0.83μm)透过分色镜110。在此，眼底OCT光学系统92的光路与前眼部OCT光学系统90的光路再次成为不同光路。

透过了分色镜110的光通过透镜120被反射镜122、124、126反射。被反射镜126反射的光再次照射至分色镜110，如上所述，透过分色镜110。在此，眼底OCT光学系统92的光路与前眼部OCT光学系统90再次重复。透过了分色镜110的光通过物镜112照射至受检眼E的眼底(例如，视网膜、脉络膜等)。

如上所述，眼底OCT光学系统92的光路从分色镜104经由扫描器106直至分色镜110为止，与前眼部OCT光学系统90的光路重复，从分色镜110经由透镜120再次照射至分色镜110为止，与前眼部OCT光学系统90的光路不同，从分色镜110经由物镜112直至受检眼E为止与前眼部OCT光学系统90的光路重复。

从受检眼E的眼底反射出的测定光经由物镜112、分色镜110、反射镜126、124、122、透镜120、分色镜110、扫描器106、开孔反射镜105、分色镜104、透镜118、116射入光纤准直器114。然后，如图1所示，再次通过光耦合器68输入光耦合器64。被输入光耦合器64的测定光被输入干涉光学系统80。

如上所述，在测定光学系统66的光耦合器68中被分波出的光被输入校正光学系统30。如图1所示，被输入校正光学系统30的光从未图示的光纤准直器射出，通过透镜38、反射镜39照射至分色镜34。如上所述，由于分色镜34反射比0.90μm短的短波长的光，因此透过反射镜39的光(中心波长为0.83μm)被分色镜34反射。被分色镜34反射的光通过透镜35射入校正用反射镜36。被校正用反射镜36反射的校正光再次通过透镜35、分色镜34、反射镜39和透镜38射入光纤准直器，通过光耦合器68、64被输入干涉光学系统80。

另一方面，如上所述，在光耦合器64中被分波出的参照光被输入参照光学系统70。参照光学系统70具有：透镜72、74和参照反射镜76。从眼底用光源62向参照光学系统70输入的参照光从未图示的光纤准直器射出，通过透镜72、74射入参照反射镜76。从眼底用光源62输出的参照光的光路长被0点调整机构(省略图示)调整。被参照反射镜76反射的参照光再次射入光纤准直器，通过光耦合器64被输入干涉光学系统80。

干涉光学系统80具有：透镜82、88、衍射光栅84、棱镜86和受光元件89。在干涉光学系统80中，将从受检眼E反射出的测定光与由参照光学系统70生成的参照光合波，被合波后的测定用干涉光被输入受光元件89。另外，将由校正光学系统30生成的校正光与由参照光学系统70生成的参照光合波，被合波后的校正用干涉光被输入受光元件89。具体而言，测定用干涉光和校正用干涉光从未图示的光纤准直器射出，通过透镜82穿过衍射光栅84。据此，各干涉光被分离为波长光谱。然后，通过被分离出的各光射入棱镜86，从针对波长的线性光谱数据向针对波数的线性光谱数据(波数谱)转换。然后，在棱镜86中被转换为波数谱的各光通过透镜88被输入受光元件89。作为受光元件，例如可以使用线传感器(CCD摄像机等)。在受光元件89中，检测测定用干涉光和校正用干涉光按波数的干涉。而且，与检测到的干涉光的强度对应的干涉信号被输入后述的运算装置200。运算装置200针对干涉信号进行傅立叶转换等处理，获取沿着扫描线的眼底的断层图像。

参照图4，说明眼底OCT光学系统92中的扫描。图4示出从光纤准直器114射出的光照射至受检眼E的光路，仅图示出配置于光路上的一部分的光学部件(即，透镜116、118、120、分色镜104、扫描器106、物镜112)，对于其他光学部件则省略了图示。如图4所示，在眼底OCT光学系统92中，在扫描器106与受检眼E之间配置有两个透镜112、120。另外，扫描器106配置于与受检眼E的眼球内部共轭的位置。据此，在眼底OCT光学系统92中，成为在受检眼E的眼球内连结枢轴的枢轴扫描(pivot scan)。通常，在枢轴扫描的情况下，由于使受检眼E的瞳孔与枢轴连结，例如若受检眼E的晶状体存在混浊部位，则难以使光充分照射至眼底。在本实施例中，由于使枢轴连结于受检眼E的眼底与晶状体之间，因此与受检眼E的晶状体的状态无关，易于使光照射至眼底。

另外，光纤准直器114的端面配置于与受检眼E的眼底共轭的位置。据此，能够使从光纤准直器114射出的光在受检眼E的眼底会聚。此外，能够通过驱动后述的焦点调整机构140来变更透镜116的位置。据此，能够对应受检眼E的屈光力，使从光纤准直器114射出的光在受检眼E的眼底会聚。因此，能够通过眼底OCT光学系统92适当地对受检眼E的眼底进行断层摄影。

接着，说明反射测定光学系统94。反射测定光学系统94是用于检测受检眼E的屈光力的光学系统。在本实施例中，为了检测受检眼E的屈光力，利用眼底OCT光学系统92所使用的眼底用光源62。反射测定光学系统94具有：光纤准直器114、透镜116、118、120、130、134、分色镜104、110、开孔反射镜105、扫描器106、反射镜122、124、126、128、物镜112、光阑(aperture)132、环透镜136、传感器138、焦点调整机构140和云雾机构(省略图示)。

在反射测定光学系统94中，从图1所示的眼底用光源62输出的光被从光纤准直器114射出直至照射至受检眼E为止，通过与上述的眼底OCT光学系统92相同的光路。即，在反射测定光学系统94中，从光纤准直器114射出的光经由透镜116、118、分色镜104、开孔反射镜105、扫描器106、分色镜110、透镜120、反射镜122、124、126、分色镜110、物镜112照射至受检眼E。

从受检眼E反射出的反射光经由物镜112、分色镜110、反射镜126、124、122、透镜120、分色镜110、扫描器106照射至开孔反射镜105。被照射至开孔反射镜105的光被设置于开孔反射镜105的配置于圆孔的周边部的反射面反射，而被反射镜128反射。被反射镜128反射的光经由透镜130、光阑132、透镜134、环透镜136被传感器138检测到。环透镜136具有配置于透镜134侧的环状的透镜部和配置于传感器138侧的遮光部。遮光部对除了与透镜部连接的部分以外的部分遮光。被射入环透镜136的光通过环透镜136成为环状的光被射出。传感器138对从环透镜136射出的环状的光进行检测。传感器138例如为CCD摄像机，由传感器138检测(摄影)到的图像被输入运算装置。

在反射测定光学系统94中，从光纤准直器114直至受检眼E为止的光路与眼底OCT光学系统92重复。因此，反射测定光学系统94的扫描与眼底OCT光学系统92同样为枢轴扫描。从而，与眼底OCT光学系统92同样，能够与受检眼E的晶状体的状态无关，使光照射至眼底。另外，通过在眼底上进行扫描，即使在具有眼底疾病、血管等使来自眼底的反射衰减的要素的情况下，也能够得到良好的图像。

另外，反射测定光学系统94具有焦点调整机构140。焦点调整机构140具有使光纤准直器114、透镜116、134、光阑132、环透镜136和传感器138沿着光轴方向(Z轴方向)一体移动的驱动装置(省略图示)。焦点调整机构140通过对驱动装置进行驱动，能够使光纤准直器114的位置与传感器138的位置沿着光轴方向一体移动。据此，能够对应受检眼E的屈光力，使光纤准直器114的位置和传感器138的位置在与受检眼E共轭的位置上移动，由此能够高精度地进行反射测定。

另外，本实施例的眼科装置1在前眼部OCT光学系统90的光路与眼底OCT光学系统92的光路重复的重复光路上配置有扫描器106。即，通过扫描器106进行前眼部OCT光学系统90的扫描和眼底OCT光学系统92的扫描这两种扫描。因此，能够避免眼科装置1内的结构复杂化，并且能够减少零部件个数。

参照图5，说明本实施例的眼科装置1的控制系统的结构。如图5所示，眼科装置1通过运算装置200进行控制。运算装置200由微型计算机(微型处理器)构成，所述微型计算机(微型处理器)由CPU、ROM、RAM等组成。在运算装置200上，连接有前眼部OCT干涉仪10内的前眼部用光源12、受光元件54和信号处理器56、以及眼底OCT干涉仪11内的眼底用光源62和受光元件89、扫描器106、传感器138、焦点调整机构140和触控面板142。

运算装置200通过控制前眼部用光源12的接通/断开，并且驱动扫描器106，由此来扫描向受检眼E的前眼部照射的光。另外，在运算装置200中，输入由信号处理器56所采样的干涉信号。运算装置200通过对该干涉信号进行傅立叶转换而生成断层图像，并且确定受检眼E的前眼部的各部位(例如，角膜、前房、晶状体等)的位置，计算出前眼部的各组织的形状。

同样，运算装置200通过控制眼底用光源62的接通/断开，并且驱动扫描器106，由此来扫描向受检眼E的眼底照射的光。另外，在运算装置200中，输入由受光元件89检测到的与干涉光的强度对应的干涉信号。运算装置200通过对来自受光元件89的干涉信号进行傅立叶转换而生成断层图像，并且确定受检眼E的眼底的各部位(例如，视网膜、脉络膜等)的位置，计算出眼底的各组织的形状。

另外，在运算装置200中，输入由传感器138检测到的电信号(摄影到的图像)，运算装置200根据被输入的图像而计算出受检眼E的屈光力。被输入至运算装置200的数据、计算结果被存储于存储器(省略图示)。另外，运算装置200根据计算出的前眼部的形状和眼底的形状，计算出受检眼E的眼轴长。在后面说明眼轴长的计算。

而且，运算装置200对触控面板142进行控制。触控面板142发挥向检查者提供与受检眼E的检测结果相关的各种的信息的显示部的功能，并且还发挥接受来自检查者的指示的输入部的功能。例如，触控面板142可以显示由运算装置200生成的受检眼E的前眼部的断层图像、眼底的断层图像、计算出的屈光力、通过其他的扫描获取的数据等。另外，例如触控面板142可以输入眼科装置1的各种设定。此外，本实施例的眼科装置1虽然具有触控面板142，但只要是能够显示和输入上述的信息的结构即可，也可以是具有监视器和输入装置(例如，鼠标、键盘等)的结构。

此外，在本实施例中，运算装置200同时执行上述的由前眼部用光源12实现的对受检眼E的前眼部的光的照射和由眼底用光源62实现的对受检眼E的眼底的光的照射。即，运算装置200通过在来自前眼部用光源12的光和来自眼底用光源62的光的双方射入扫描器106的状态下驱动扫描器106，而获取从前眼部得到的干涉信号和从眼底得到的干涉信号。因此，在本实施例中，能够测定大致相同状态的受检眼E的受检眼E的前眼部和眼底。以下，参照图6～15，说明对受检眼E的前眼部、眼底、屈光力和眼轴长进行测定的处理。

图6是表示使用眼科装置1，对受检眼E执行各种测定的处理的一例的流程图。如图6所示，首先，当检查者在触控面板142上输入检查开始的指示时，运算装置200执行受检眼E与眼科装置1的对准(S12)。对准使用眼科装置1所具有的对准光学系统(省略图示)来执行。此外，由于所使用的对准光学系统的对准可以采用公知的眼科装置所使用的方法，因此省略其详细说明。

当受检眼E与眼科装置1的对准完成时，运算装置200执行反射测定(S14)。反射测定在以下的步骤中执行。首先，运算装置200调整扫描器106。此时，运算装置200根据预先设定的值(初始设定值)，调整进行扫描的圆直径和对受检眼E照射的照射位置。初始设定值例如能够根据模拟眼的瞳孔直径，设定为比该瞳孔直径小的值。另外，在受检人于之前接受过检查的情况下，也可以根据该检查时的测定结果来调整扫描器106。

当扫描器106的调整结束时，运算装置200通过接通眼底用光源62，获取由传感器138检测到的图像，并且对该图像进行解析，由此来测定屈光力。此时，可以使用未图示的云雾机构，在排除了受检眼E的晶状体的折射调节力的状态下，测定屈光力。此外，由于云雾机构可以采用公知的眼科装置所使用的机构，因此省略其详细说明。

当反射测定结束时，运算装置200根据S14的反射测定的结果来调整焦点调整机构140(S16)。例如，在受检眼E为远视眼、近视眼的情况下，运算装置200驱动焦点调整机构140，使眼底用光源62和传感器138的位置相对于受检眼E移动，使传感器138移动至与受检眼E的眼底共轭的位置。

接着，运算装置200同时执行前眼部OCT测定和眼底OCT测定(S18)。首先，参照图7说明前眼部OCT测定。如图7所示，运算装置200将电流镜108调整为扫描角范围内的一个扫描角(S32)。据此，使来自前眼部用光源12的光以与调整后的扫描角对应的入射位置和入射角度射入受检眼E。

当电流镜108的调整结束时，运算装置200接通前眼部用光源12，一边使从前眼部用光源12照射的光的频率变化，一边获取由信号处理器56所采样的干涉信号(S34)。如图8所示，由信号处理器56所采样的干涉信号是使信号强度按照时间来变化的信号，该信号是将从受检眼E的各部位(例如，角膜的前表面和后表面、晶状体的前表面和后表面等)反射出的各反射光与参照光合成后的干涉波的信号。因此，运算装置200能够通过对从信号处理器56输入的信号进行傅立叶转换，根据该信号来确定受检眼E的各部位的深度方向的位置。在上述的前眼部OCT测定中，A扫描速度例如被设定为约100kHz。

接着，运算装置200判断是否针对在测定前预先设定的所有的扫描角(即，所有的入射位置和入射角度)实施了S34的测定(S36)。在没有针对所有的扫描角实施S34的测定的情况下(在S36中为否)，运算装置200返回S32，重复S32～S36的处理。据此，针对扫描电流镜108的各扫描角，获取由A扫描得到的干涉信号。在本实施例中，对应前眼部OCT测定的A扫描速度(约100kHz)来扫描电流镜108。此外，在本说明书中，将通过使电流镜108的扫描角变化，而使来自光源的光的入射位置和入射角度变化的扫描称为“B扫描”。在前眼部OCT测定中，以使B扫描范围(B扫描的宽度)例如为约16mm的方式来扫描电流镜108。

在针对所有的扫描角实施了S34的测定的情况下(在S36中为是)，运算装置200根据针对各扫描角得到的干涉信号来确定受检眼E的各部位(例如，角膜的前表面和后表面、晶状体的前表面和后表面等)的位置(S38)。具体而言，当针对各扫描角执行S34的处理时，针对各扫描角获取干涉信号的信息(A扫描信息)。因此，如图9所示，得到扫描角的数量(n个)的干涉信号信息(A扫描信息)排列而成的二维信息。因此，运算装置200通过计算出各干涉信号信息所含的受检眼E的各部位(例如，角膜、前房、虹膜、晶状体等)的边界线，来确定受检眼E的各部位的位置。此外，在前眼部OCT测定中，例如获取针对约800个扫描角的A扫描信息。因此，得到约800个干涉信号信息(A扫描信息)排列而成的二维信息。

在本实施例中，通过图10所示的径向扫描的方式来执行S14中的前眼部OCT测定。据此，以整个区域的方式获取前眼部的断层图像。即，将B扫描方向设定为从受检眼E的角膜顶点起的放射方向，将C扫描方向作为圆周方向来进行断层图像的获取。运算装置200将所获取(摄影)的断层图像的数据存入存储器。

如上所述，在前眼部OCT光学系统90中，成为远心扫描。因此，在前眼部OCT测定中，能够获取没有失真的断层图像。另外，在前眼部OCT光学系统90中，光纤准直器102的端面配置于与受检眼E的前眼部共轭的位置，并且前眼部用光源12输出适合于对受检眼E的前眼部的断层图像进行摄影的波长的光。因此，在前眼部OCT测定中，能够适当地计算出受检眼E的前眼部的形状。

接着，说明眼底OCT测定。如上所述，眼底OCT测定与前眼部OCT测定被同时执行(S18)。因此，眼底OCT测定也与前眼部OCT测定同样按照图7所示的流程图来执行。具体而言，运算装置200将眼底用光源62与前眼部用光源12一同接通，使来自眼底用光源62的光以与在上述的S32中调整后的扫描角对应的入射位置和入射角度射入受检眼E，获取被分离为波数谱的光的干涉信号(S34)。此外，运算装置200使光呈脉冲状从眼底用光源62输出，而且与该光输出同步接收来自受光元件89的信号。即，运算装置200一边按规定的周期重复眼底用光源62的接通/断开，一边获取干涉信号。在后面说明眼底OCT测定的光的脉冲状照射。在眼底OCT测定中，A扫描速度例如被设定为约10kHz。

在眼底OCT光学系统92中，眼底用光源62照射能照射至受检眼E的眼底的波长的光，并且配置各光学部件，使从眼底用光源62照射出的光会聚于受检眼E的眼底。因此，如图11所示，运算装置200例如能够确定视网膜等受检眼E的眼底部的位置。与上述的S36同样，重复该测定，直至以预先设定的所有的扫描角进行实施为止。在眼底OCT测定中，以使B扫描范围例如为3.8mm的方式来扫描电流镜108。另外，在眼底OCT测定中，例如获取针对约80个扫描角的A扫描信息。此外，在本实施例中，通过扫描器106同时扫描从眼底用光源62输出的光和从前眼部用光源12输出的光。因此，在上述的S12的对准中，以使前眼部OCT测定的B扫描范围和眼底OCT测定的B扫描范围分别位于上述的范围(即，分别为约16mm、约3.8mm)的方式，根据物镜112的焦距等，来调整扫描器106、物镜112、透镜120等的位置。

在本实施例中，眼底OCT测定的A扫描速度(约10kHz)小于前眼部OCT测定的A扫描速度(约100kHz)。因此，在通过扫描器106同时扫描各测定的各种光的情况下，使通过眼底OCT测定得到的A扫描信息的数量(A扫描条数)小于由前眼部OCT测定得到的A扫描信息的数量。在此，一般在采用傅立叶域方式的OCT测定中，已知有以下的现象：在以比较高速进行与A扫描一同进行的B扫描(由反射镜的扫描角的变化导致的测定光的入射位置和入射角度的变化(即，与受检眼的深度方向正交的方向上的测定光的扫描))的情况下，在某一扫描角的A扫描的测定中该扫描角发生变化，偏移了原本的测定位置，由此导致从干涉光得到的干涉信号衰减或者消失。即，在本实施例中，在OCT测定的扫描分辨率(每一条A扫描的B扫描范围(即，相邻的A扫描彼此的间隔))大于OCT测定的光学分辨率的情况下，有时会产生从干涉光得到的干涉信号衰减的现象(所谓，条纹冲蚀(fringe washout))。因此，理想的是将扫描分辨率设定得比光学分辨率小。以下，说明扫描分辨率和光学分辨率的导出。

图12表示用于说明前眼部OCT测定和眼底OCT测定的扫描分辨率的导出的图。如图12所示，当设定前眼部OCT测定的B扫描范围为Wa、物镜的焦距为f_obj、电流镜的摆动角为θ时，使光束在电流镜面上的总摆动角为2θ，因此成立有Wa＝f_obj·2tanθ的关系。另外，在电流镜不是实体而是实像的情况下，当设定电流镜的倍率为Ma时，Wa＝f_obj·2tanθ/Ma的关系成立。另一方面，当设定眼底OCT测定的B扫描范围为Wp、物镜的焦距为f_obj、透镜的焦距为f_relay、受检眼的眼球焦距为f_eye、电流镜的摆动角为θ时，Wp＝(f_eye·f_relay/f_obj)·2tanθ的关系成立。另外，当设定实像R相对于电流镜的倍率为Mp时，Wp＝f_eye·2tanθ/Mp的关系成立。因此，当设定一个B扫描内的A扫描条数为Np时，眼底OCT测定的扫描分辨率δWp可以表示为δWp＝(f_eye·2tanθ/Mp)/Np。

在本实施例中，在前眼部OCT测定和眼底OCT测定中共用扫描器106。因此，前眼部OCT测定和眼底OCT测定的电流镜108的摆动角θ相同。因此，眼底OCT测定中的扫描分辨率δWp可以表示为δWp＝(f_eye/f_obj)·(Ma/Mp)·(Wa/Np)。而且，当设定一个B扫描所需的时间为T，前眼部OCT测定中的A扫描速度为Fa以及A扫描条数为Na、眼底OCT测定的A扫描速度为Fp以及A扫描条数为Np时，T＝Na/Fa＝Np/Fp的关系成立。因此，在本实施例中，导出眼底OCT测定的扫描分辨率δWp为δWp＝(f_eye/f_obj)·(Ma/Mp)·(Wa/Na)·(Fa/Fp)。

图13表示用于说明眼底OCT测定中的光学分辨率的导出的图。在从光源输出的光为单模(single mode)的情况下，如图13所示，当设定光的中心波长为λ，透镜Le的焦距为F，射入透镜Le的光的光束直径为D时，光学分辨率2d表示为2d＝(4λ/π)·(F/D)。因此，在本实施例中，当设定从眼底用光源62输出的光的中心波长为λp，受检眼E的眼球焦距为f_eye，射入角膜的光的光束直径为Dp时，导出眼底OCT测定的光学分辨率2dp为2dp＝(4λp/π)·(f_eye/Dp)。

如上所述，为了不产生条纹冲蚀，需要使扫描分辨率小于光学分辨率。即，需要δWp＜2dp的关系成立。因此，在通过上述导出的眼底OCT测定的扫描分辨率和光学分辨率，而(Fp·λp·Mp)/Dp＞(π/4)·(Ma/f_obj)·(Wa/Na)·Fa的关系成立的情况下，能够防止条纹冲蚀的产生。在本实施例中，如上所述，由于前眼部OCT测定的各条件为Fa＝100kHz、Wa＝16mm、Na＝800条，例如当设定其他条件为Ma＝1、f_obj＝70mm、λp＝0.83μm、Dp＝1mm、Mp＝1时，通过使眼底OCT测定的A扫描速度Fp设定为Fp＞27036Hz，能够防止条纹冲蚀的产生。

在本实施例中，眼底OCT测定的A扫描速度被设定为约10kHz。因此，假设在从眼底用光源62连续输出光的情况下，在由眼底OCT测定得到的干涉信号中产生条纹冲蚀。相对于此，在本实施例中，如上所述，在眼底OCT测定中将A扫描速度设定为约10kHz，并且将来自眼底用光源62的光以与眼底OCT测定的A扫描速度相对应的周期呈脉冲状输出。在本实施例的情况下，通过以小于Fp/{π/(4λp)·(Dp/f_obj)·(Ma/Mp)·(Wa/Na)·Fa}的占空比，将来自眼底用光源62光以周期1/Fp呈脉冲状输出，能够适当地防止条纹冲蚀的产生。即，在本实施例中，通过以使占空比小于10000/27036且周期为100μs的方式，脉冲状照射眼底用光源62输出的光，能够防止条纹冲蚀的产生。

若针对所有的扫描角的测定结束，则与上述的S38同样，运算装置200根据针对各扫描角得到的干涉信号来确定受检眼E的各部位(例如，视网膜、脉络膜等)的位置。在眼底OCT光学系统92中，与前眼部OCT光学系统90不同，为枢轴扫描。因此，如图14所示，在各扫描角中得到在受检眼E的眼球内连接枢轴而成的二维信息。因此，运算装置200通过计算出各干涉信号信息所含的受检眼E的各部位的位置信息的平均值，来确定受检眼E的各部位的位置。能够根据该测定结果，计算出受检眼E的眼底的形状。

若前眼部的形状的计算和眼底的形状的计算结束，则运算装置200根据从校正用反射镜36得到的干涉信号来修正受检眼E的前眼部与眼底之间的距离(S20)。使用图15，说明前眼部与眼底之间的距离的修正。图15的处理在进行受检眼E的检查之前预先执行。如图15所示，运算装置200首先针对光路长已知的对象物(例如，模拟眼)分别执行前眼部OCT测定和眼底OCT测定(S52)。若针对模拟眼进行前眼部OCT测定，则如图16所示，能够获取由测定用干涉光得到的表示模拟眼的前眼部的各部位的深度位置的峰值和由校正用干涉光得到的表示校正用反射镜36的深度位置的峰值。运算装置200通过获取针对各扫描角的表示校正用反射镜36的深度位置的峰值，在前眼部的断层图像上将表示校正用反射镜36的深度位置的信号重叠，计算出从前眼部用光源12直至前眼部的规定的部位(例如，角膜的前表面)为止的光路长与从前眼部用光源12直至校正用反射镜36为止的光路长之差D1(S54)。另外，运算装置200将前眼部OCT测定的校正用反射镜36的干涉信号的深度位置作为参照位置Z_Ai存储于存储器(S56)。

同样，运算装置200针对模拟眼进行眼底OCT测定，如图17所示，获取由测定用干涉光得到的表示模拟眼的眼底的各部位的深度位置的峰值和由校正用干涉光得到的表示校正用反射镜36的深度位置的峰值。运算装置200通过获取针对各扫描角的表示校正用反射镜36的深度位置的峰值，在眼底的断层图像上将表示校正用反射镜36的深度位置的信号重叠，计算出从眼底用光源62直至眼底的规定的部位(例如，视网膜)为止的光路长与从眼底用光源62直至校正用反射镜36为止的光路长之差D2(S58)。另外，运算装置200将眼底OCT测定的校正用反射镜36的干涉信号的深度位置作为参照位置Z_Pi存储于存储器(S60)。

然后，运算装置200计算出参照位置Z_Ai与参照位置Z_Pi之间的距离(光路长之差)Li(S62)。已知模拟眼的各部位的深度位置。因此，例如，根据从模拟眼的角膜的前表面直至视网膜为止的距离和计算出的光路长之差D1、D2，能够计算出参照位置Z_Ai与参照位置Z_Pi的光路长之差L_i。运算装置200将计算出的光路长之差L_i存储于存储器(S64)。

在眼科装置1的OCT测定中，有时各干涉仪10、11的光路长会改变。例如，若从对受检眼E进行测定时的前眼部OCT干涉仪10的光路长与对模拟眼进行测定时的前眼部OCT干涉仪10的光路长发生改变，则对受检眼E进行测定时的校正用反射镜36的干涉信号的深度位置从对模拟眼进行测定时的校正用反射镜36的干涉信号的参照位置Z_Ai产生了位移。在本实施例中，即使在像这样使干涉仪的光路长发生了改变的情况下，也能够根据校正用反射镜36的参照位置Z_Ai、Z_Pi，计算出OCT测定时的各干涉仪10、11的光路长之差。具体而言，当设定图6的S18中对受检眼E进行前眼部OCT测定和眼底OCT测定时的校正用反射镜36的深度位置分别为Z_A、Z_P时，能够计算出从深度位置Z_A直至深度位置Z_P为止的距离(光路长之差)L为L＝L_i+(Z_A-Z_Ai)+(Z_P-Z_Pi)。这样，通过计算出实际测定时的光路长之差L，对从前眼部直至眼底为止的距离进行修正(S20)。

若前眼部与眼底之间的距离的修正完成，则运算装置200计算出受检眼E的眼轴长(S22)。即，根据在S20中计算出的深度位置Z_A、Z_P和光路长之差L、在前眼部OCT测定中计算出的前眼部的各部位的深度位置、在眼底OCT测定中计算出的眼底的各部位的深度位置，计算出受检眼E的眼轴长。

若所有的测定(反射测定、前眼部OCT测定、眼底OCT测定)结束，则运算装置200向触控面板142输出解析结果(S24)。由于本实施例的眼科装置1能够实施前眼部OCT测定、眼底OCT测定、反射测定的各种测定，因此能够综合解析受检眼E的状态。作为解析结果，例如通过在白内障手术的术前实施受检眼的测定，能够计算出眼内透镜(Intraocular lens：人工晶状体、IOL)度数、角膜像差、晶状体的混浊状态。另外，通过在白内障手术的术前实施受检眼的测定，能够对在术前所预测的术后的受检眼E的屈光力的偏差进行评价，并且能够有助于提高IOL度数计算的精度。另外，通过对作为青光眼的受检眼实施测定，能够根据眼底的视网膜厚分布预测青光眼的发展，并且能够筛选闭角症。另外，通过对作为强度近视(高度近视)的受检眼实施测定，能够详细且综合检查受检眼的状态。

如上所述，在本实施例的眼科装置1中，照射前眼部的光的中心波长与照射眼底的光的中心波长不同。因此，能够照射分别适合于前眼部和眼底的检查的波长的光，对前眼部和眼底分别进行检查。因此，根据本实施例的眼科装置1，能够高精度地进行前眼部和眼底的检测。而且，在本实施例的眼科装置1中，从前眼部用光源12输出的光的光路与从眼底用光源62输出的光的光路的一部分重复。因此，能够对受检眼E同时照射两种光。因此，根据本实施例的眼科装置1，能够对受检眼E的不同范围(即，前眼部和眼底)高效地进行检查。因此，能够针对大致同一状态的受检眼E进行对受检眼E实施的多种检测。这样，在眼科装置1中，能够降低施加给受检者的负担，并且高精度地对受检眼E进行多种检测。

另外，在本实施例的眼科装置1中，在多种的所有检测(前眼部OCT测定、眼底OCT测定和反射测定)中共用扫描器106。因此，能够避免眼科装置1内的光学系统的结构复杂化，并且能够减少零部件个数。

另外，在本实施例的眼科装置1中，共用反射测定所使用的光源与眼底OCT测定中的光源(眼底用光源62)。因此，能够避免眼科装置1内的结构复杂化，并且能够减少零部件个数。

另外，在本实施例的眼科装置1中，在前眼部OCT测定和眼底OCT测定中共用扫描器106，并且设定眼底OCT测定的A扫描速度(约10kHz)小于前眼部OCT测定的A扫描速度(约100kHz)。因此，假设在连续照射眼底用光源62的情况下，若使扫描器106对应前眼部OCT测定的A扫描速度进行扫描，则在眼底OCT测定中易于产生条纹冲蚀。然而，在本实施例中，从眼底用光源62以规定的周期呈脉冲状输出光。据此，使眼底OCT测定的扫描分辨率小于光学分辨率，因此能够适当防止眼底OCT测定的条纹冲蚀。

另外，在本实施例的眼科装置1中，使用校正用反射镜36来修正前眼部与眼底之间的距离。在本实施例中，在进行前眼部和眼底的检查时，使用前眼部OCT干涉仪10和眼底OCT干涉仪11的两台干涉仪。因此，与仅使用一台干涉仪的情况相比，两台干涉仪10、11的光路长之差比较容易改变，易于使前眼部与眼底之间距离的计算产生偏差。然而，在本实施例中，能够利用校正用反射镜36，根据预先确定的参照位置Z_Ai、Z_Pi，适当地修正受检眼E的测定时的前眼部与眼底之间的距离。因此，在本实施例中，能够计算出正确的眼轴长。

(对应关系)

前眼部用光源12、眼底用光源62分别为“第一光源”、“第二光源”的一例。前眼部OCT干涉仪10、眼底OCT干涉仪11分别为“第一干涉仪”、“第二干涉仪”的一例。前眼部OCT测定的测定用干涉光、眼底OCT测定的测定用干涉光分别为“第一干涉光”、“第二干涉光”的一例。包括前眼部的范围、包括眼底的范围分别为“第一范围”、“第二范围”的一例。反射测定光学系统94为“屈光力测定光学系统”的一例。校正用反射镜36为“第一校正用反射镜”、“第二校正用反射镜”的一例。

【实施例2】

接着，说明实施例2所涉及的眼科装置2。此外，针对实施例2的眼科装置2中与实施例1的眼科装置1共同的结构，标注共同的参照符号，并且省略其动作、处理等的说明。

如图18所示，眼科装置2具有对受检眼E的前眼部进行断层摄影的前眼部OCT干涉仪210和对受检眼E的眼底进行断层摄影的眼底OCT干涉仪211。在前眼部OCT干涉仪210中，应用作为使用了波长扫描型的光源的光频率扫描OCT的、能够捕捉受检眼E的偏振特性的偏振敏感型OCT(polarization-sensitive OCT：PS-OCT)。此外，眼底OCT干涉仪211的结构、控制等与实施例1的眼底OCT干涉仪11相同。

如图18所示，前眼部OCT干涉仪210具有：前眼部用光源12、测定光学系统220、校正光学系统230、参照光学系统240和干涉光学系统250。

在前眼部用光源12上，连接有偏振控制装置14和光纤耦合器215，在光纤耦合器215上连接有PMFC(偏振波保持光纤耦合器)216和采样触发/时钟发生器300。因此，从前眼部用光源12输出的光通过偏振控制装置14和光纤耦合器215分别输入PMFC216和采样触发/时钟发生器300。采样触发/时钟发生器300使用前眼部用光源12的光，生成在后面说明的信号处理器288、298各自的采样触发和采样时钟。

测定光学系统220具有：与PMFC216连接的PMFC221、从PMFC221分支出的两条测定光路S1、S2、连接两条测定光路S1、S2的偏振分束器/分光器225、与偏振分束器/分光器225连接的SMFC(单模光纤耦合器)226、从SMFC226分支出的两条测定光路S3、S4、与测定光路S3连接的探针光学系统26。在测定光路S4中通过偏振控制装置15连接有校正光学系统230。在测定光路S1中，配置有光路长差生成部222和环行器223。在测定光路S2中，配置有MEMS衰减器224和环行器227。因此，由光路长差生成部222生成测定光路S1与测定光路S2的光路长差Δl。也可以使光路长差Δl设定得大于受检眼E的深度方向的测定范围。据此，能够防止光路长之差不同的干涉光重叠。在光路长差生成部222中，例如可以使用光纤，也可以使用反射镜、棱镜等光学系统。在本实施例中，在光路长差生成部222中使用1m的PM光纤。另外，测定光学系统220还具有PMFC228、229。PMFC228与环行器223连接。PMFC229与环行器227连接。

在上述的测定光学系统220中，输入由PMFC216分支出的一方的光(即，测定光)。PMFC221将由PMFC216输入的测定光分割为第一测定光和第二测定光。被PMFC221分割出的第一测定光被导入测定光路S1，第二测定光被导入测定光路S2。被导入测定光路S1的第一测定光通过光路长差生成部222和环行器223输入偏振分束器/分光器225。被导入测定光路S2的第二测定光通过MEMS衰减器224和环行器227输入偏振分束器/分光器225。PM光纤304在偏振分束器/分光器225中以相对于PM光纤302沿圆周方向旋转90度的状态被连接。据此，被输入偏振分束器/分光器225的第二测定光成为具有与第一测定光正交的偏振成分的光。由于在测定光路S1上设置有光路长差生成部222，因此第一测定光相对于第二测定光延迟光路长差生成部222的距离所对应的量(即，产生光路长差Δl)。偏振分束器/分光器225将输入的第一测定光与第二测定光重叠。

从偏振分束器/分光器225输出的光(第一测定光与第二测定光重叠的光)被输入SMFC226，SMFC226将被输入的光分割为第三测定光和第四测定光。被SMFC226分割出的第三测定光被导入测定光路S3，第四测定光被导入测定光路S4。被导入测定光路S3的第三测定光与上述的实施例1同样输入探针光学系统26的前眼部OCT光学系统90，照射至受检眼E。在此，测定光路S3所使用的SM(单模)光纤通过应力、弯曲而产生双折射，因此照射至受检眼E的光的偏振状态能够根据SM光纤的状态而变化。来自受检眼E的反射光与射入路径相反，从前眼部OCT光学系统90反向通过而输入SMFC226，并且被输入偏振分束器/分光器225。

另一方面，被导入测定光路S4的第四测定光输入校正光学系统230，通过透镜32照射至玻璃块33。玻璃块33以使通过透镜32照射的第四测定光的一部分穿过的方式配置。例如，如图18所示，玻璃块33被配置为，通过透镜32照射的第四测定光中使下方的大致一半的光穿过并且使上方的大致一半的光不穿过。据此，通过透镜32照射的第四测定光的一部分(在图18中从下方通过的光)穿过玻璃块33，照射至1/4波长板37。另一方面，通过透镜32照射的第四测定光的其他部分(在图18中从上方通过的光)不穿过玻璃块33而照射至1/4波长板37。在照射至1/4波长板37的光中，穿过1/4波长板37时产生90度的相位差。穿过1/4波长板37的光通过分色镜34和透镜35照射至校正用反射镜36。来自校正用反射镜36的反射光穿过透镜35，在1/4波长板37上进一步产生90度的相位差，其一部分穿过玻璃块33照射至透镜32，其他部分不穿过玻璃块33而照射至透镜32。而且，穿过透镜32输入SMFC226。因此，在SMFC226中，被输入穿过玻璃块33的光和不穿过玻璃块33的光。此外，穿过玻璃块33的光可以为穿过一次玻璃块33的光(即，在往返于透镜32、35之间时仅去路和回路的某一方穿过玻璃块33的光)，也可以为穿过两次玻璃块33的光(即，在往返于透镜32、35之间时去路和回路的双方穿过玻璃块33的光)，也可以为所述二者。校正用反射镜36和玻璃块33被配置为，使从测定光路S4通过的测定光能在检测范围的奈奎斯特频率(nyquist frequency)附近测定。被输入SMFC226的光被输入偏振分束器/分光器225。由于测定光路S4所使用的SM光纤弯曲或者温度变化，而有时使穿过内部的光的偏振状态变化。在本实施例中，通过适当旋转1/4波长板37，而控制穿过1/4波长板37的光的偏振状态。据此，在偏振分束器/分光器225中，能够分割出具有均匀强度的偏振成分。即，能够使被输入后面说明的平衡型光检测器286、287、296、297的干涉信号的强度均匀化。

被输入偏振分束器/分光器225的来自受检眼E的反射光和来自校正用反射镜36的反射光，被偏振分束器/分光器225分割为彼此正交的两个偏振成分。在此为了方便说明，将其称为水平偏振反射光(水平偏振成分)和垂直偏振反射光(垂直偏振成分)。而且，水平偏振反射光被导入测定光路S1，垂直偏振反射光被导入测定光路S2。水平偏振反射光被环行器223变更光路，而输入PMFC228。PMFC228将所输入的水平偏振反射光进行分支，并分别输入后述的干涉光学系统250的PMFC251、261。因此，在被输入PMFC251、261的水平偏振反射光中，包括第一测定光的反射光成分和第二测定光的反射光成分。垂直偏振反射光被环行器227变更光路，而输入PMFC229。PMFC229将所输入的垂直偏振反射光进行分支，并输入PMFC252、262。因此，在被输入PMFC252、262的垂直偏振反射光中，包括第一测定光的反射光成分和第二测定光的反射光成分。

参照光学系统240具有：与PMFC216连接的偏振分束器/分光器241、与偏振分束器/分光器241连接的参照延迟线(242、243、244、245、246)、从与偏振分束器/分光器241连接的PMFC247、从PMFC247分支出的两条参照光路R1、R2、与参照光路R1连接的PMFC248和与参照光路R2连接的PMFC249。PM光纤310在偏振分束器/分光器241中以相对于PM光纤308沿圆周方向旋转90度的状态被连接。在参照光路R1上，配置有光路长差生成部232。在参照光路R2上，没有设置光路长差生成部。因此，由光路长差生成部232生成参照光路R1与参照光路R2的光路长差Δl’。在光路长差生成部232中，例如可以使用光纤。可以设定光路长差生成部232的光路长Δl’与光路长差生成部222的光路长Δl相同。通过使光路长差Δl与Δl’相同，使后面说明的多条干涉光相对于受检物的深度位置相同。即，不需要对所获取的多个断层图像进行位置调整。

在上述的参照光学系统240中，输入由PMFC216分支出的另一方的光(即，参照光)。被从PMFC216输入的参照光穿过偏振分束器/分光器241输入参照延迟线(242、243、244、245、246)。参照延迟线(242、243、244、245、246)由透镜242、衰减器243、法拉第旋转器244、透镜245和参照反射镜246构成。经过偏振分束器/分光器241的参照光例如从SM光纤306通过并从未图示的光纤准直器射出，通过透镜242、衰减器243输入法拉第旋转器(faradayrotator)244。若参照光通过法拉第旋转器244，则其偏振方向被旋转例如45度，通过透镜245射入参照反射镜246。被参照反射镜246反射的参照光再次将偏振方向旋转45度而射入光纤准直器，被输入偏振分束器/分光器241。即，穿过参照延迟线(242、243、244、245、246)的光以其偏振方向被旋转90度的状态输入偏振分束器/分光器241。在此，参照反射镜246能够在接近或者远离透镜242的方向上移动。在本实施例中，在开始测定之前调整参照反射镜246的位置，使来自受检眼E的信号位于OCT的深度方向的测定范围内。

被参照反射镜246反射而输入偏振分束器/分光器241的参照光因其偏振方向被旋转90度，而通过PM光纤310被输入PMFC247。PMFC247将所输入的参照光分支出第一参照光和第二参照光。第一参照光被导入参照光路R1，第二参照光被导入参照光路R2。第一参照光通过光路长差生成部232被输入PMFC248。被输入PMFC248的参照光分支出第一分支参照光和第二分支参照光。第一分支参照光通过延迟线264被输入PMFC251。第二分支参照光通过延迟线265被输入PMFC252。第二参照光被输入PMFC249，被分割为第三分支参照光和第四分支参照光。第三分支参照光通过延迟线266被输入PMFC261。第四分支参照光通过延迟线267被输入PMFC262。

干涉光学系统250具有：第一干涉光生成部280、第二干涉光生成部290、第一干涉光检测部285和第二干涉光检测部295。

第一干涉光生成部280具有PMFC251、252。如上所述，在PMFC251中，由测定光学系统220输入水平偏振反射光，由参照光学系统240输入第一分支参照光(具有光路长差Δl的光)。在此，在水平偏振反射光中，包括第一测定光的反射光成分(具有光路长差Δl的光)和第二测定光的反射光成分(不具有光路长差Δl的光)。因此，在PMFC251中，将水平偏振反射光中第一测定光的反射光成分(具有光路长差Δl的光)与第一分支参照光合波而生成第一干涉光(水平偏振成分)。

另外，在PMFC252中，由测定光学系统220输入垂直偏振反射光，由参照光学系统240输入第二分支参照光(具有光路长差Δl的光)。在此，在垂直偏振反射光中，包括第一测定光的反射光成分(具有光路长差Δl的光)和第二测定光的反射光成分(不具有光路长差Δl的光)。因此，在PMFC252中，将垂直偏振反射光中第一测定光的反射光成分(具有光路长差Δl的光)与第二分支参照光合波而生成第二干涉光(垂直偏振成分)。

第二干涉光生成部290具有PMFC261、262。如上所述，在PMFC261中，由测定光学系统220输入水平偏振反射光，由参照光学系统240输入第三分支参照光(不具有光路长差Δl的光)。因此，在PMFC261中，将水平偏振反射光中第二测定光的反射光成分(不具有光路长差Δl的光)与第三分支参照光合波而生成第三干涉光(水平偏振成分)。

另外，在PMFC262中，由测定光学系统220输入垂直偏振反射光，由参照光学系统240输入第四分支参照光(不具有光路长差Δl的光)。因此，在PMFC262中，将垂直偏振反射光中第二测定光的反射光成分(不具有光路长差Δl的光)与第四分支参照光合波而生成第四干涉光(垂直偏振成分)。第一干涉光和第二干涉光对应于经由测定光路S1的测定光，第三干涉光和第四干涉光对应于经由测定光路S2的测定光。

第一干涉光检测部285检测由第一干涉光生成部280生成的干涉光(第一干涉光和第二干涉光)。第二干涉光检测部295检测由第二干涉光生成部290生成的干涉光(第三干涉光和第四干涉光)。

第一干涉光检测部285具有：平衡型光检测器(以下，简称为检测器)286、287、与检测器286、287连接的信号处理器288。在检测器286的输入端子上连接有PMFC251，在检测器286的输出端子上连接有信号处理器288。PMFC251将第一干涉光分支为相位相差180度的两条干涉光，并分别被输入检测器286的输入端子。检测器286针对从PMFC251输入的相位相差180度的两条干涉光实施差分放大和降噪处理，转换为电信号(第一干涉信号)，并且将第一干涉信号向信号处理器288输出。即，第一干涉信号为基于水平偏振测定光的反射自受检眼E和校正用反射镜36的水平偏振反射光和参照光的干涉信号HH。同样在检测器287的输入端子上连接有PMFC252，在检测器287的输出端子上连接有信号处理器288。PMFC252将第二干涉光分支为相位相差180度的两条干涉光，分别输入检测器287的输入端子。检测器287针对相位相差180度的两条干涉光实施差分放大和降噪处理，转换为电信号(第二干涉信号)，并且将第二干涉信号向信号处理器288输出。即，第二干涉信号为基于水平偏振测定光的反射自受检眼E和校正用反射镜36的垂直偏振反射光和参照光的干涉信号HV。

信号处理器288根据从采样触发/时钟发生器300输入的采样触发和采样时钟，对第一干涉信号和第二干涉信号进行采样。被信号处理器288所采样的第一干涉信号和第二干涉信号输入后面说明的运算装置400。在信号处理器288中，可以使用公知的数据收集装置(所谓，DAQ)。

与第一干涉光检测部285同样，第二干涉光检测部295具有：平衡型光检测器(以下，简称为检测器)296、297、与检测器296、297连接的信号处理器298。在检测器296的输入端子上连接有PMFC261，在检测器296的输出端子上连接有信号处理器298。PMFC262将第三干涉光分支为相位相差180度的两条干涉光，分别输入检测器296的输入端子。检测器296针对相位相差180度的两条干涉光实施差分放大和降噪处理，转换为电信号(第三干涉信号)，并且将第三干涉信号向信号处理器298输出。即，第三干涉信号为基于垂直偏振测定光的反射自受检眼E和校正用反射镜36的水平偏振反射光和参照光的干涉信号VH。同样，在检测器297的输入端子上连接有PMFC262，在检测器297的输出端子上连接有信号处理器298。PMFC262将第四干涉光分支为相位相差180度的两条干涉光，分别输入检测器297的输入端子。检测器297针对相位相差180度的两条干涉光实施差分放大和降噪处理，转换为电信号(第四干涉信号)，并且将第四干涉信号向信号处理器298输出。即，第四干涉信号为基于垂直偏振测定光的反射自受检眼E和校正用反射镜36的垂直偏振反射光和参照光的干涉信号VV。

信号处理器298根据从采样触发/时钟发生器300输入的采样触发和采样时钟，对第三干涉信号和第四干涉信号进行采样。被信号处理器298所采样的第三干涉信号和第四干涉信号输入后面说明的运算装置400。在信号处理器298中，也可以使用公知的数据收集装置(所谓，DAQ)。若设置为这种结构，则能够获取表示受检眼E的四种偏振特性的干涉信号。

接着，参照图19，说明本实施例的眼科装置2的控制系统的结构。如图19所示，眼科装置2通过运算装置400进行控制。运算装置400由运算部402、第一干涉光检测部285和第二干涉光检测部295构成。第一干涉光检测部285和第二干涉光检测部295用于使运算部402与测定部5连接。运算部402向测定部5输出控制信号，对扫描器106进行驱动，由此来扫描向受检眼E的前眼部照射的光的入射位置。第一干涉光检测部285针对从测定部5输入的干涉信号(干涉信号HH和干涉信号HV)，触发采样触发1，并且根据从测定部5输入的采样时钟1获取第一采样数据，并且向运算部402输出第一采样数据。运算部402对第一采样数据进行傅立叶转换处理等运算处理，生成HH断层图像和HV断层图像。第二干涉光检测部295触发采样触发2，针对从测定部5输入的干涉信号(干涉信号VH和干涉信号VV)，根据从测定部5输入的采样时钟2，获取第二采样数据，并且向运算部402输出第二采样数据。运算部402对第二采样数据进行傅立叶转换处理等运算处理，生成VH断层图像和VV断层图像。在此，HH断层图像、VH断层图像、HV断层图像和VV断层图像为位于相同位置的断层图像。因此，运算部402能够生成表示受检眼E的琼斯矩阵的四种偏振特性(HH、HV、VH、VV)的断层图像。

如图20所示，采样触发/时钟发生器300具有：光纤耦合器502、采样触发发生器(540～552)和采样时钟发生器(560～572)。来自前眼部用光源12的光通过光纤耦合器215和光纤耦合器502，分别输入采样触发发生器540和采样时钟发生器560。

采样触发发生器540例如也可以使用FBG(Fiber Bragg Grating：光纤布拉格光栅)544生成采样触发。如图20所示，FBG544仅反射从前眼部用光源12射入的光的特定波长而生成采样触发。生成的采样触发向分配器550输入。分配器550将采样触发分配为采样触发1和采样触发2。采样触发1通过信号延迟电路552被输入运算部402。采样触发2被直接输入运算部402。采样触发1成为从第一干涉光检测部285向运算部402输入的干涉信号(第一干涉信号和第二干涉信号)的触发信号。采样触发2成为从第二干涉光检测部295向运算部402输入的干涉信号(第三干涉信号和第四干涉信号)的触发信号。信号延迟电路552设计为使采样触发1相对于采样触发2延迟光路长差生成部222的光路长差Δl所对应的量的时间。据此，可以使开始对从第一干涉光检测部285输入的干涉信号进行采样的频率与开始对从第二干涉光检测部295输入的干涉信号进行采样的频率相同。在此，也可以仅生成采样触发1。由于已知光路长差Δl，因此在对从第二干涉光检测部295输入的干涉进行采样时，只要以使从采样触发1延迟光路长差Δl所对应的量的时间的方式开始采样即可。

采样时钟发生器560例如可以由马赫-曾德尔干涉仪构成。如图20所示，采样时钟发生器560使用马赫-曾德尔干涉仪而生成等频率的采样时钟。由马赫-曾德尔干涉仪生成的采样时钟向分配器572输入。分配器572将采样时钟分配为采样时钟1和采样时钟2。采样时钟1通过信号延迟电路574被输入第一干涉光检测部285。采样时钟2被直接输入第二干涉光检测部295。信号延迟电路574设计为延迟光路长差生成部222的光路长差Δl所对应的量的时间。据此，对于延迟光路长差生成部222所对应的量的干涉光，也可以按相同定时进行采样。据此，能够防止所获取的多个断层图像的位置偏移。在本实施例中，为了生成采样时钟，使用马赫-曾德尔干涉仪。然而，为了生成采样时钟，也可以使用迈克尔逊干涉仪，还可以使用电气电路。另外，可以使前眼部用光源12使用具有采样时钟发生器的光源而生成采样时钟。

在本实施例的眼科装置2中，在对受检眼E执行各种测定的情况下，通过执行与实施例1同样的处理(参照图6等)，能够对前眼部和眼底的各部位的深度位置、眼轴长进行测定。这样，在使用了PS-OCT作为前眼部OCT干涉仪210的情况下，也能够高精度且高效地对受检眼E进行多种检测。此外，在眼科装置2中，当同时测定前眼部和眼底时，也可以通过调整MEMS衰减器224而使从MEMS衰减器224穿过的光量为零，设定从偏振分束器/分光器225输出的光仅为第一测定光。在该情况下，使从前眼部OCT干涉仪210照射受检眼E的光量为大约一半，在对受检眼E能够照射安全基准上的光量的范围内，能够使眼底OCT干涉仪211可向受检眼E照射的光量增加。另外，在该情况下，在前眼部OCT测定中，仅通过检测器286、296检测光信号，并且对由此得到的断层图像取平均，从而能够不依赖于从受检眼E向后方散射的光的偏振状态而一定会得到干涉信号。

(变形例)

在上述的各实施例中，示出对受检眼E的包括前眼部和眼底的范围进行检查的例子，但并不限于此。例如，也可以适当调整从光源12、62输出的光的中心波长，或者适当变更探针光学系统26的结构，对受检眼E的包括其他部位的范围进行检查。

另外，在上述的各实施例中，若在眼底OCT干涉仪11中满足产生条纹冲蚀的条件(即，在使扫描分辨率＞光学分辨率的情况下)，则从眼底用光源62呈脉冲状输出光。然而，即使在不满足产生条纹冲蚀的条件的情况下，也可以从眼底用光源62呈脉冲状输出光，即使在满足产生条纹冲蚀的条件的情况下，在不影响所获取的断层图像的精度的情况下，也可以从眼底用光源62连续输出光。此外，在前眼部OCT测定中，也可以将前眼部用光源12的光呈脉冲状输出。

另外，在上述的各实施例中，为了抑制条纹冲蚀，从眼底用光源62按规定的占空比和规定的周期且呈脉冲状输出光。然而，也可以代替上述的结构，一边从眼底用光源62连续输出光，一边按规定的占空比和规定的周期检测从受检眼E的眼底得到的干涉光。即，可以设定检测该干涉光的检测期间和不检测该干涉光的不检测期间，也可以按与眼底OCT测定的A扫描速度对应的周期来设定检测期间。具体而言，例如，也可以成为上述的实施例的值(即，占空比小于10000/27036、周期100μS)的方式检测出该干涉光为脉冲状。在从眼底用光源62呈脉冲状输出光的情况下，有时会使光的特性不稳定。然而，根据这样的结构，能够使从眼底用光源62输出的光的特性稳定，并且适当地抑制条纹冲蚀。

另外，一般所检查的受检眼的眼轴长因受检者而异。因此，在眼底OCT测定中，有时由于光路长的初始设定，而使从视网膜反射出的干涉光偏移眼底OCT的摄影范围。其结果为，无法摄影眼底的断层图像，有时难以通过校正用反射镜36修正从前眼部直至眼底为止的距离。在这种情况下，首先，可以调整从眼底用光源62直至校正用反射镜36为止的光路长，而使从视网膜反射出的干涉光的信号在摄影范围内。例如若设定距离摄影范围的初始设定的深度方向的位移量为Z_PREF，则可以计算出考虑了深度方向的位移的参照位置Z_Ai与参照位置Z_Pi的光路长差L’为L’＝L_i-Z_PREF。这样，通过变更眼底OCT测定的摄影范围，并且计算出随着该变更的校正用反射镜36的各参照位置的光路长之差的位移，由此能够适当计算出受检眼E的眼轴长。

在上述的各实施例中，反射测定光学系统94具有配置于分色镜104与扫描器106之间的开孔反射镜105和配置于透镜134与传感器138之间的环透镜136。然而，例如反射测定光学系统94也可以代替开孔反射镜105而具有半透半反镜，也可以代替环透镜136而具有配置为矩阵状的具有多个微小透镜的透镜阵列。在这样的结构中，来自受检眼E的反射光被半透半反镜分割，反射光的大致一半被半透半反镜反射。被半透半反镜反射的光照射透镜阵列。若向透镜阵列照射光，则通过多个微小透镜，从透镜阵列向传感器138照射与这些透镜数量相同的光。若向透镜阵列照射具有变形波面的光，则从多个微小透镜中与变形位置对应的位置的透镜向传感器138照射光轴偏移的状态的光。即，通过在透镜134与传感器138之间配置透镜阵列，能够赋予反射测定光学系统94与波面传感器的光学系统相同的功能。因此，在反射测定光学系统94中，不仅能够检测受检眼E的总屈光力，而且也能够检测受检眼E的总像差，能够更详细地检测与受检眼E的折射相关的信息。

另外，在上述的各实施例中，在执行前眼部OCT测定和眼底OCT测定(图6的S18)之前，执行了反射测定(S14)。然而，也可以利用从眼底用光源62输出的光，与眼底OCT测定同时进行反射测定。例如，在受检者于之前接受过反射测定、OCT测定的情况下，根据该测定时的结果，对探针光学系统26进行调整，由此能够对受检眼E同时实施前眼部OCT测定、眼底OCT测定和反射测定。在这样的结构中，能够进一步提高对受检眼E检查的效率。另外，也可以不进行反射测定。在该情况下，能够省略S14。

另外，在上述的各实施例中，在受检眼E的屈光力的测定中，使用了从眼底用光源62输出的光。然而，在受检眼E的屈光力的测定中，也可以使用与眼底用光源62不同的光源。在该情况下，也可以输出与从前眼部用光源12和眼底用光源62输出的光不同的波长的光，例如也可以输出中心波长为0.70μm以上且0.95μm以下的波长的光。0.70μm以上且0.95μm以下的波长的光在眼球内的透射率高。另外，0.70μm以上且0.95μm以下的波长的光由于受检眼E的相对可见度低，使受检者不易感到眩目，另一方面，由于接近于可见光，因此适于视觉功能评价。从而，在屈光力的测定中，通过使用0.70μm以上且0.95μm以下的波长的光，能够使来自光源的光充分照射至受检眼E的眼底，并且能够输出适合于检测受检眼E的屈光力的波长的光。

另外，在上述的各实施例中，为了修正从前眼部直至眼底为止的距离，而使用了同一个校正用反射镜36。然而，也可以使前眼部OCT干涉仪10和眼底OCT干涉仪11为分别具有校正用反射镜的结构。

以上，详细说明了本说明书所公开的技术的具体例，但这些仅仅为例示，并不用于限定本发明。在发明内容所记载的技术中，包括以上所例示出的具体例的各种变形、变更。另外，本说明书或者附图中所说明的技术要素单独或者通过各种的组合而发挥技术有用性，并不限定于申请时发明内容部分所记载的组合。

【附图标记说明】

1：眼科装置；10：前眼部OCT干涉仪；11：眼底OCT干涉仪；12：前眼部用光源；20：测定光学系统；26：探针光学系统；30：校正光学系统；40：参照光学系统；50：干涉光学系统；62：眼底用光源；66：测定光学系统；70：参照光学系统；80：干涉光学系统；90：前眼部OCT光学系统；92：眼底OCT光学系统；94：反射测定光学系统；106：扫描器；200：运算装置。

Claims

1.一种眼科装置，其特征在于，具有：

第一光源、第二光源、第一干涉仪和第二干涉仪，其中，

所述第一光源输出向受检眼照射的第一光；

所述第二光源输出向所述受检眼照射的第二光；

所述第一干涉仪根据从所述第一光的反射光得到的第一干涉光来进行所述受检眼的第一范围的检查；

所述第二干涉仪根据从所述第二光的反射光得到的第二干涉光来进行与所述受检眼的所述第一范围不同的第二范围的检查，

所述第一光的中心波长与所述第二光的中心波长不同，

作为所述第一光的光路的第一光路与作为所述第二光的光路的第二光路的至少一部分重复，

能够同时执行所述第一范围的检查和所述第二范围的检查。

2.根据权利要求1所述的眼科装置，其特征在于，

所述第一范围包括所述受检眼的前眼部，

所述第二范围包括所述受检眼的眼底。

3.根据权利要求1或2所述的眼科装置，其特征在于，

从所述第一光源输出的所述第一光的中心波长为0.95μm以上且1.80μm以下，

从所述第二光源输出的所述第二光的中心波长为0.40μm以上且1.15μm以下。

4.根据权利要求1至3中任一项所述的眼科装置，其特征在于，

所述眼科装置还具有扫描器，该扫描器被配置于所述第一光路与所述第二光路重复的重复光路上，扫描从所述第一光源输出的所述第一光，并且扫描从所述第二光源输出的所述第二光。

5.根据权利要求4所述的眼科装置，其特征在于，

所述第二光源构成为，在所述第二范围的检查中的扫描分辨率大于所述第二范围的检查中的光学分辨率的情况下，呈脉冲状输出所述第二光。

6.根据权利要求4或5所述的眼科装置，其特征在于，

所述第二光源构成为，在所述第二范围的检查中的扫描分辨率小于所述第二范围的检查中的光学分辨率的情况下，连续输出所述第二光。

7.根据权利要求5或6所述的眼科装置，其特征在于，

所述眼科装置还具有物镜，该物镜被配置于所述重复光路上，并且被配置于所述扫描器与所述受检眼之间，

所述扫描器具有将所述第一光和所述第二光的行进方向变更为规定方向的反射镜，

当设定所述第一范围的检查中的A扫描速度为Fa、向与所述第一范围的检查中的所述受检眼的深度方向正交的第一方向扫描的扫描范围为Wa、向所述第一方向扫描的扫描范围内的A扫描次数为Na、所述第一范围的检查中的所述反射镜的倍率为Ma、所述第二范围的检查中的A扫描速度为Fp、向所述第二范围的检查中的所述第一方向扫描的扫描范围为Wp、向所述第一方向扫描的扫描范围内的A扫描次数为Np、所述第二范围的检查中的所述反射镜的倍率为Mp、所述第二光的中心波长为λp、所述第二光的光束直径为Dp、所述物镜的焦距为f_obj时，所述第二光源构成为，在满足下述式：

(Fp·λp·Mp)/Dp＜(π/4)·(Ma/f_obj)·(Wa/Na)·Fa的情况下，将所述第二光呈脉冲状输出。

8.根据权利要求5至7中任一项所述的眼科装置，其特征在于，

(Fp·λp·Mp)/Dp＞(π/4)·(Ma/f_obj)·(Wa/Na)·Fa的情况下，将所述第二光连续输出。

9.根据权利要求7所述的眼科装置，其特征在于，

所述第二光源构成为，以使占空比D满足下述式：

D＜Fp/{π/(4λp)·(Dp/f_obj)·(Ma/Mp)·(Wa/Na)·Fa}的方式，而以周期1/Fp呈脉冲状输出所述第二光。

10.根据权利要求4所述的眼科装置，其特征在于，

当设定所述第一范围的检查中的A扫描速度为Fa、向与所述第一范围的检查中的所述受检眼的深度方向正交的第一方向扫描的扫描范围为Wa、向所述第一方向扫描的扫描范围内的A扫描次数为Na、所述第一范围的检查中的所述反射镜的倍率为Ma、所述第二范围的检查中的A扫描速度为Fp、向所述第二范围的检查中的所述第一方向扫描的扫描范围为Wp、向所述第一方向扫描的扫描范围内的A扫描次数为Np、所述第二范围的检查中的所述反射镜的倍率为Mp、所述第二光的中心波长为λp、所述第二光的光束直径为Dp、所述物镜的焦距为f_obj时，所述第二干涉仪构成为，以使占空比满足下述式：

D＜Fp/{π/(4λp)·(Dp/f_obj)·(Ma/Mp)·(Wa/Na)·Fa}的方式，检测出所述第二光为周期1/Fp且呈脉冲状。

11.根据权利要求1至10中任一项所述的眼科装置，其特征在于，

所述眼科装置还具有屈光力测定光学系统，该屈光力测定光学系统利用从所述第二光源输出的所述第二光来检测所述受检眼的屈光力。

12.根据权利要求1至11中任一项所述的眼科装置，其特征在于，

所述第一范围包括所述受检眼的前眼部，

所述第二范围包括所述受检眼的眼底，

所述眼科装置还具有运算装置，该运算装置根据所述第一干涉光来计算所述受检眼的所述前眼部的形状，并且根据所述第二干涉光来计算所述受检眼的所述眼底的形状，

所述运算装置存储预先测定的从所述第一范围至所述第二范围的距离，

并且根据所计算出的所述前眼部的形状和所述眼底的形状以及预先测定的从所述第一范围至所述第二范围的距离，来计算出所述受检眼的眼轴长。

13.根据权利要求12所述的眼科装置，其特征在于，

所述第一干涉仪具有第一校正用反射镜，

所述第二干涉仪具有第二校正用反射镜，

所述运算装置存储所述第一校正用反射镜的预先确定的第一参照位置、所述第二校正用反射镜的预先确定的第二参照位置和从所述第一参照位置至所述第二参照位置的距离，

并且在计算所述前眼部的形状时，计算出所测定的所述第一校正用反射镜的位置与所述第一参照位置之间的第一位移量，

在计算所述眼底的形状时，计算出所测定的所述第二校正用反射镜的位置与所述第二参照位置之间的第二位移量，

在计算所述眼轴长时，根据所述第一位移量和所述第二位移量来修正从所述第一范围至所述第二范围的距离。