JP2016030026A - 眼科装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 より一層安定して被検眼内部の測定対象部位の位置を正確に特定することが可能となり、さらには、より信頼性の高いデータを得ることが可能となる眼科装置を提供する。【解決手段】 本願の眼科装置は、参照光学系の光路長と測定光学系の光路長とが同一となるゼロ点からの光路長が第１の光路長となる第１光路部と、ゼロ点からの光路長が第２の光路長となる第２光路部とを有する較正光学系において、第１光路部の光路長は、ゼロ点から測定対象部位のゼロ点に最も近い第１部位の位置までの光路長より短く、第２光路部の光路長は、ゼロ点から測定対象部位のゼロ点に最も遠い第２部位の位置までの光路長より長くなるように設定されている。【選択図】 図１

Description

本明細書に開示する技術は、被検眼を検査する眼科装置に関する。

光干渉を利用して被検眼の内部を検査する方式としては、タイムドメイン方式とフーリエドメイン方式がある。タイムドメイン方式と比較してフーリエドメイン方式では、フーリエ解析を利用するため、光学系の構成を簡易にすることができるという利点を有する。しかしながら、フーリエドメイン方式の眼科装置では、干渉光から特定される被検眼内部の測定対象部位の位置が、時間の経過に伴って変化することが判明した。すなわち、光源の温度変化や経年変化によって、光源から被検眼に照射される光の特性が変化すると、受光素子で受光される干渉光の特性も変化する。その結果、受光した干渉光をフーリエ解析して得られる被検眼内部の測定対象部位の位置も変化する。

そこで、このような問題に対処するために、本出願人は、先に、特開２０１３−１８０１１１号（特許文献１）において、改善された眼科装置を提案した。この先願に係る眼科装置は、較正光学系を有し、測定光用干渉光と較正用干渉光とを用いて被検眼内部の測定対象部位の位置を特定するものである。

従って、かかる本出願人の先願である特許文献１に記載の眼科装置においては、時間の経過に伴って干渉光の特性が変化しても、被検眼内部の測定対象部位の位置を正確に特定することが可能となった。

そして、その後、本発明者が更なる研究と実験等を重ねた結果、上記特許文献１で提案した眼科装置よりも一層安定して被検眼内部の測定対象部位の位置を正確に特定することができる眼科装置を発明するに至ったのである。

特開２０１３−１８０１１１号公報

ここにおいて、本発明は上述の如き事情を背景としてなされたものであって、かかる先願（特許文献１）に記載の眼科装置よりも尚一層、安定して被検眼内部の測定対象部位の位置を正確に特定することが可能となり、さらには、より信頼性の高いデータを得ることが可能となる、改良された眼科装置を提供することを本発明の目的とする。

以下、前述の如き課題を解決するために為された本発明の態様を記載する。なお、以下に記載の各態様において採用される構成要素は、可能な限り任意の組合せで採用可能である。

本発明の第１の態様は、光源と、該光源からの光を被検眼の内部に照射すると共にその反射光を導く測定光学系と、該光源からの光を案内して参照光とする参照光学系と、前記測定光学系により導かれた反射光と前記参照光学系により案内された参照光とが合成された測定用干渉光と、較正光学系により案内された較正光と前記参照光学系により案内された参照光とが合成された較正用干渉光とを受光する受光素子と、該受光素子で受光された前記測定用干渉光と前記較正用干渉光をフーリエ解析することで、前記被検眼の測定対象部位の位置を特定する演算装置とを有する眼科装置において、前記較正光学系は、前記参照光学系の光路長と測定光学系の光路長とが同一となるゼロ点からの光路長が第１の光路長となる第１光路部と、ゼロ点からの光路長が第２の光路長となる第２光路部を有しており、前記第１光路部の光路長は、ゼロ点から前記測定対象部位のゼロ点に最も近い第１部位の位置までの光路長より短く、前記第２光路部の光路長は、ゼロ点から前記測定対象部位のゼロ点に最も遠い第２部位の位置までの光路長より長くなるように設定されている。

本発明の第２の態様は、前記第１の態様に係る眼科装置において、前記受光素子は、前記較正光学系の前記第１光路部により案内された光と前記参照光学系により導かれた反射光とが合成された第１較正用干渉光と、前記較正光学系の前記第２光路部により案内された光と前記参照光学系により導かれた反射光とが合成された第２較正用干渉光とを受光し、前記演算装置は、前記第１較正用干渉光の測定結果と前記第２較正用干渉光の測定結果を用いて、前記測定用干渉光から特定される前記被検眼の前記測定対象部位の位置を補正する。

本発明の第３の態様は、前記第１又は２の態様に係る眼科装置において、演算装置は、さらに、前記測定用干渉光と前記較正用干渉光から特定される前記被検眼の前記測定対象部位の位置から、該被検眼の所定部位の寸法を算出する。

本発明によれば、本出願人の先願と比較して、第１較正用干渉光をフーリエ解析することで得られる第１較正用ピークと第２較正用干渉光をフーリエ解析することで得られる第２較正用ピークをゼロ点により近い位置に設けるため、較正用ピークをより確実に検出できるとともに、較正用ピーク位置をより正確に特定することが可能となる。さらに、第１較正用ピークと第２較正用ピークとの較正用ピーク間距離がより長く確保できるため、より誤差の少ない較正値を得ることができ、より信頼性の高いデータを得ることが可能となる。

本実施例にかかる眼科装置の光学系の概略構成図である。 本実施例に係る眼科装置の制御系のブロック図である。 ゼロ点と参照ミラーと被検眼との位置関係を説明するための図である。 （Ａ）先願，（Ｂ）本発明の構成による干渉信号波形を示す図である。 干渉信号を処理する手順を説明するための図である。 本実施例に係る眼科装置の処理手順の一例を示すフローチャートである。 本実施例の変形例に係る眼科装置の光学系の構成を示す図である。 本実施例の他の変形例に係る眼科装置の光学系の構成を示す図である。

本実施例では、被検眼の眼軸長（角膜前面から網膜までの長さ）の寸法を測定する眼科装置に適用して説明する。

図１に示すように、本実施例の眼科装置は、被検眼１００を検査するための測定部１０を有している。測定部１０は、被検眼１００から反射される反射光と参照光とを干渉させる干渉光学系１４と、被検眼１００の前眼部を観察する観察光学系５０と、被検眼１００に対して測定部１０を所定の位置関係にアライメントするためのアライメント光学系（図示省略）を有している。アライメント光学系は、公知の眼科装置に用いられているものを用いることができるため、その詳細な説明は省略する。

干渉光学系１４は、光源１２と、光源１２からの光を被検眼１００の内部に照射すると共にその反射光を導く測定光学系（２４，７２，４８）と、光源１２からの光を参照面２２ａに照射すると共にその反射光を導く参照光学系（２４，２２）と、光源１２からの光を反射面（７４ａ，７４ｂ）に照射すると共にその反射光を導く較正光学系（２４，７２，７４）と、測定光学系により導かれた反射光と参照光学系により導かれた反射光とが合成された測定用干渉光と、較正光学系により導かれた反射光と参照光学系により導かれた反射光とが合成された較正用干渉光とを受光する受光素子２６によって構成されている。

光源１２は、波長掃引型の光源であり、出射される光の波長が所定の周期で変化するようになっている。すなわち、本実施例の眼科装置では、光源１２から出射される光を、その波長を変化（走査）させながら被検眼１００に照射する。そして、被検眼１００からの反射光と参照光との干渉光から得られる信号をフーリエ解析することで、被検眼１００の深さ方向の各部位から反射される光の強度分布を得る。被検眼１００の深さ方向の光強度分布が得られると、後述するように、被検眼１００の内部の各部位（すなわち、角膜１０２や網膜１０６）の位置を特定することが可能となる。なお、光源１２から照射される光は、光源１２の温度や光源１２の経年変化によって変化する。このため、測定時間に応じて光源１２の温度が上昇すると、光源１２から照射される光の特性が変化する。また、眼科装置の経年変化によって、光源１２から照射される光の特性が変化する。その結果、干渉光から得られる信号をフーリエ解析した結果も変化することとなる。

測定光学系は、ビームスプリッタ２４と、ビームスプリッタ７２と、ホットミラー４８によって構成されている。光源１２から出射された光は、ビームスプリッタ２４、ビームスプリッタ７２及びホットミラー４８を介して被検眼１００に照射される。被検眼１００からの反射光は、ホットミラー４８、ビームスプリッタ７２及びビームスプリッタ２４を介して受光素子２６に導かれる。

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

較正光学系は、ビームスプリッタ２４と、ビームスプリッタ７２と、光学部材７４によって構成されている。光源１２から出射された光は、ビームスプリッタ２４及びビームスプリッタ７２を介して光学部材７４に照射される。光学部材７４は、その一端に設けられた第１反射面７４ａと、その他端に設けられた第２反射面７４ｂを有している。したがって、光学部材７４に照射される光の一部は、第１反射面７４ａで反射され、その残りが光学部材７４内に入射する。光学部材７４内に入射した光の一部は、第２反射面７４ｂで反射され、残りは光学部材７４から外部に照射される。第１反射面７４ａで反射された光と第２反射面７４ｂで反射された光は、ビームスプリッタ７２及びビームスプリッタ２４を介して受光素子２６に導かれる。

本実施例の較正光学系は、ゼロ点からの光路長が第１の光路長となる第１光路部（光源１２→第１反射面７４ａ→受光素子２６）と、ゼロ点からの光路長が第２の光路長となる第２光路部（光源１２→第２反射面７４ｂ→受光素子２６）を有している。具体的には、ゼロ点を基準にして光学部材７４の位置が設定されており、ゼロ点から第１反射面７４aまでの光路長が測定対象部位のゼロ点に最も近い第１部位（本実施例では、被検眼１００における角膜１０２の前面）の光路長より短く、ゼロ点から第２反射面７４ｂまでの光路長が測定対象部位のゼロ点に最も遠い第２部位（本実施例では、被検眼１００における網膜１０６）の光路長より長くなるように設定されている。ここで、ゼロ点とは、参照光学系の光路長（参照光路長）と測定光学系の光路長（測定光路長）とが同一となる点を意味する（図３参照）。さらに、第１光路部と第２光路部の光路長の差は、光学部材７４の一端の第１反射面７４aから他端の第２反射面７４ｂまでの長さによって決まる。すなわち、第１光路部と第２光路部の光路長の差は、光学部材７４と他の部材との位置関係に影響を受けず、光学部材７４によってのみ決定される。

より詳細には、眼軸長は、一般的に２０〜３０ミリと言われている。そのため、本実施例では、眼軸長の測定領域（被検眼１００の各部（角膜１０２の前面及び後面、水晶体１０４の前面及び後面、網膜１０６）の位置を表すピークが発生する領域）は４０ミリ（空気換算値５４．４ミリ、平均屈折率１．３６）以下であるとし、光学部材７４の第１反射面７４aから第２反射面７４ｂまでの長さを６０ミリ（空気換算値）としている。そして、眼軸長の測定領域と光学部材７４による第１、第２反射面７４ａ，７４ｂの位置を表すピークとが重ならないように、さらに、第１反射面７４ａの位置を表すピーク（第１較正用ピーク）は、眼軸長の測定領域の下限位置より小さい位置で、第２反射面７４ｂの位置を表すピーク（第２較正用ピーク）は、測定領域の上限の位置より大きい位置になるように、ゼロ点に対する光学部材７４を配置する位置を決定する（図４参照）。なお、眼科装置では、被検眼１００に対して装置が所定の位置関係となるようにアライメントするため、眼軸長の測定領域は、ゼロ点から所定の位置に決められる。そして、眼軸長の測定領域のゼロ点からの位置に応じて、光学部材７４の位置を設定している。

なお、光学部材７４としては、例えば、光学ガラスを用いることができる。光源１２からの光を光学ガラスに照射することで、光学ガラスの一端（入射面）を第１反射面として機能させ、光学ガラスの他端（出射面）を第２反射面として機能させることができる。光学部材７４の他の例としては、例えば、光学プラスチック等を用いることができる。

これにより、本出願人の先願と比較して、第１較正用ピークと第２較正用ピークをゼロ点により近い位置に設けるため、較正用ピークをより確実に検出できるとともに、較正用ピーク位置をより正確に特定することが可能となる。すなわち、波長掃引光源によるフーリエドメイン方式では、ゼロ点から遠ざかるほど感度が低下し、ピーク形状が鈍くなってしまうのに対し、ゼロ点により近いほど高い感度を得ることができ、ピークの形状が鋭くなる。本発明によれば、第１及び第２較正用ピークをゼロ点により近い位置に設けることから、感度の高い鋭い形状のピークを得ることができるため、較正用ピークをより確実に検出できるとともに、較正ピーク位置をより正確に特定することが可能となる。

また、本出願人の先願と比較して、第１較正用ピークと第２較正用ピークとの較正用ピーク間距離がより長く確保できるため、より誤差の少ない較正値を得ることができ、より信頼性の高いデータを得ることが可能となる。すなわち、波長掃引光源によるフーリエドメイン方式では、測定可能な深さ方向の測定可能領域Ｚｍａｘは有限の限られた範囲であることから、測定可能領域Ｚｍａｘ内に眼軸長の測定領域と較正用ピークを設ける必要がある。本発明によれば、眼軸長の測定領域を挟むように較正用ピークの位置を設定することから、第１較正用ピークと第２較正用ピークとの較正用ピーク間距離をより長く確保できるため、より誤差の少ない較正値を得ることができ、より信頼性の高いデータを得ることが可能となる。

さらに、本出願人の先願と比較して、眼軸長の測定領域を挟むように較正用ピーク位置を設定するため、より低い周波数成分の信号をローパスフィルタで遮断することができ、測定可能領域Ｚｍａｘ内における光学素子による反射ノイズの発生を防ぐことが可能となる。すなわち、波長掃引光源によるフーリエドメイン方式では、干渉光において、ナイキスト周波数（Ｚｍａｘ）を超える周波数成分の信号が含まれる場合、ナイキスト周波数を超える周波数成分の信号のエイリアシングが発生して、測定可能領域Ｚｍａｘ内に光学素子による反射ノイズが現れてしまうため、ナイキスト周波数を超える周波数成分の信号を遮断するためにローパスフィルタを用いる。しかしながら、ナイキスト周波数を超える周波数成分の信号の遮断では、ナイキスト周波数を超える近傍に、信号強度が強い光学素子による反射ノイズが存在する場合、反射ノイズ信号を十分に遮断することができずに、エイリアシングにより測定可能領域Ｚｍａｘ内に光学素子による反射ノイズが依然として現れてしまうという問題があった。本発明によれば、眼軸長の測定領域を挟むように較正用ピーク位置を設定するため、ナイキスト周波数より、より低い周波数成分からローパスフィルタで遮断することができることから、ナイキスト周波数を超える近傍に発生した反射ノイズ信号を確実に遮断することが可能となるため、測定可能領域Ｚｍａｘ内における光学素子による反射ノイズの発生を防ぐことが可能となる。

受光素子２６は、参照光学系により導かれた光と測定光学系により導かれた光とを合成した測定用干渉光と、参照光学系により導かれた光と較正光学系により導かれた光とを合成した較正用干渉光を検出する。上述の説明から明らかなように、較正用干渉光には、第１反射面７４ａで反射された光（第１光路部により導かれた光）と参照光学系により導かれた光を合成した第１較正用干渉光と、第２反射面７４ｂで反射された光（第２光路部により導かれた光）と参照光学系により導かれた光を合成した第２較正用干渉光が含まれる。したがって、受光素子２６は、測定用干渉光と第１較正用干渉光と第２較正用干渉光を検出する。受光素子２６としては、例えば、フォトダイオードを用いることができる。

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

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

次に、本実施例の眼科装置の制御系の構成を説明する。図２に示すように、眼科装置は演算装置６４によって制御される。演算装置６４は、ＣＰＵ，ＲＯＭ，ＲＡＭ等からなるマイクロコンピュータ（マイクロプロセッサ）と高速演算用ゲートアレイによって構成されている。演算装置６４には、光源１２と、第１駆動装置５４と、モニタ６２と、観察光学系５０が接続されている。演算装置６４は、光源１２のオン／オフを制御し、第１駆動装置５４を制御することで位置調整機構１６を駆動し、また、観察光学系５０を制御して観察光学系５０で撮像される前眼部像をモニタ６２に表示する。また、演算装置６４には、受光素子２６が接続され、受光素子２６で検出される干渉光（すなわち、測定用干渉光，第１較正用干渉光，第２較正用干渉光）の強度に応じた干渉信号が入力する。演算装置６４は、受光素子２６からの干渉信号をフーリエ変換する（測定用干渉信号及び較正用干渉信号を得る）ことによって、被検眼１００の各部位（角膜１０２の前後面、水晶体１０４の前後面、網膜１０６）及び光学部材７４の反射面７４ａ，７４ｂの位置を特定し、これらを用いて被検眼１００の眼軸長を算出する。なお、演算装置６４による被検眼１００の各測定部位の位置を特定する処理の詳細については後述する。

次に、本実施例の眼科装置を用いて眼軸長を測定する際の手順を説明する。図６に示すように、まず、検査者は図示しないジョイスティック等の操作部材を操作して、被検眼１００に対して測定部１０の位置合わせを行う（Ｓ１０）。すなわち、演算装置６４は、検査者の操作部材の操作に応じて、第１駆動装置５４により位置調整機構１６を駆動する。これによって、被検眼１００に対する測定部１０のｘｙ方向（縦横方向）の位置とｚ方向（進退動する方向）の位置が調整される。また、演算装置６４は、図示しない焦点調整機構及びゼロ点調整機構を調整することで、光源１２から被検眼１００に照射される光の焦点の位置が被検眼１００の所定の位置（例えば、角膜１０２の前面）となる。また、測定光路長と参照光路長が一致するゼロ点の位置が被検眼１００に対して所定の位置（例えば、角膜１０２の前面からわずかに光源１２側にずれた位置）となるように設定されている。

次に、演算装置６４は、光源１２から照射される光の周波数を変化させながら、受光素子２６で検出される信号を取り込む（Ｓ１２）。既に説明したように、受光素子２６で受光する干渉光には、被検眼１００の深さ方向の各部位から反射された光が含まれている。すなわち、受光素子２６から出力される干渉信号は、図４に示すように、信号強度が時間によって変化する信号となり、この信号には被検眼１００の各部（角膜１０２の前面及び後面、水晶体１０４の前面及び後面、網膜１０６）及び第１、第２反射面７４ａ，７４ｂから反射された各反射光と参照光とを合成した干渉波による信号が含まれている。そこで、演算装置６４は、受光素子２６から入力する信号をフーリエ変換することで、その信号から被検眼１００の各部（角膜１０２の前面及び後面、水晶体１０４の前面及び後面、網膜１０６）及び第１、第２反射面７４ａ，７４ｂから反射された反射光による干渉信号成分を分離する（図５の下段のグラフ参照）。これにより、演算装置６４は、被検眼１００の各部の位置及び第１、第２反射面７４ａ，７４ｂの位置を特定することができる。

次に、演算装置６４は、ステップＳ１２で得られた干渉信号をフーリエ変換することで、被検眼１００の各部（角膜１０２の前面及び後面、水晶体１０４の前面及び後面、網膜１０６）及び第１、第２反射面７４ａ，７４ｂの位置を特定する（Ｓ１４）。

次に、演算装置６４は、ステップＳ１４で得られた被検眼１００の各部の位置と、第１、第２反射面７４ａ，７４ｂの位置から、被検眼１００の眼軸長（角膜の前面から網膜までの長さ）を算出する（Ｓ１６）。具体的には、演算装置６４は、まず、ステップＳ１４で得られた被検眼１００の網膜の位置から角膜表面の位置を減算することで、干渉光に基づく眼軸長を算出する。次いで、演算装置６４は、ステップＳ１４で得られた第２反射面７４ｂの位置から第１反射面７４ａの位置を減算することで、干渉光に基づく第１反射面７４ａから第２反射面７４ｂまでの長さを算出する。ここで、第１反射面７４ａから第２反射面７４ｂまでの長さは、光学部材７４の長さに相当し、光学部材７４の長さは既知である。したがって、干渉光から算出された眼軸長を、光学部材７４の長さ（実値）と、干渉光から得られた光学部材７４の長さ（測定値）により補正する。具体的には、次の式、すなわち、眼軸長（補正後）＝干渉光から得られた眼軸長×（光学部材７４の長さ（実値）／干渉光から得られた光学部材７４の長さ（測定値））、により算出する。

演算装置６４は、ステップＳ１６で眼軸長を算出すると、その算出した眼軸長をモニタ６２に表示する（Ｓ１８）。これによって、演算装置６４の処理が終了する。

上述の説明から明らかように、本実施例に係る眼科装置では、測定光学系により得られる測定用干渉光と、較正光学系により得られる較正用干渉光とを用いて、被検眼１００の眼軸長を算出する。このため、光源１２の発熱や経年変化等によって光源１２から出力される光が経時的に変化しても、それらの影響を抑制でき、被検眼１００の眼軸長を正確に算出することができる。

また、較正光学系には第１反射面７４ａと第２反射面７４ｂが設けられ、第１反射面７４ａと第２反射面７４ｂの光路長の差を利用して眼軸長を補正する。したがって、光学部材７４と他の部材（例えば、光源１２、干渉計２０）との位置関係が経時的に変化し、光源１２から光学部材７４の各反射面７４ａ，７４ｂまでの光路長が変化しても、それらが眼軸長の測定には影響しない。すなわち、光源１２から第１反射面７４ａまでの光路長の変化量と、光源１２から第２反射面７４ｂまでの光路長の変化量が同一となるため、これらが算出される眼軸長の長さに影響しない。このため、被検眼１００の眼軸長を適切に測定することができる。

以上、本発明の実施例について詳細に説明したが、これは例示に過ぎず、特許請求の範囲を限定するものではない。特許請求の範囲に記載の技術には、以上に例示した具体例を様々に変形、変更したものが含まれる。

例えば、上述した実施例では、較正光学系を光学部材７４によって構成したが、このような形態に限られない。例えば、図７に示すような光学系の構成を採ることができる。図７に示す光学系では、光源１２からの光をカプラ７０によって参照光（参照面に照射する光）と物体光（被検眼に照射する光）に分岐し、分岐した物体光をさらにカプラ７２によって被検眼に照射する光と、較正用の光に分岐する。較正用に分岐された光は、カプラ７４によって光ファイバ７６と、光ファイバ７８に分岐される。光ファイバ７６，７８に入射した光は、光ファイバ７６，７８の端面で反射し、カプラ７４，７２，８０を介して検出器（受光素子）２６で検出される。光ファイバ７６の光路長は、光ファイバ７８の光路長と相違するため、検出器２６では、光ファイバ７６の端面で反射された光による較正用干渉光と、光ファイバ７８の端面で反射された光による較正用干渉光が検出される。したがって、上述した実施例と同様の作用効果を得ることができる。

あるいは、図８に示すような光学系の構成を採ることもできる。図８に示す光学系では、光源１２からの光をカプラ８２によって参照光（参照面に照射する光）と物体光（被検眼に照射する光）に分岐し、分岐した物体光をさらにカプラ８４によって被検眼に照射する光と、較正用の光に分岐する。較正用に分岐された光は、カプラ８６によって光ファイバ８８と、光ファイバ９０に分岐される。光ファイバ８８，９０に入射した光は、カプラ９２，９４，９６を介して検出器（受光素子）２６で検出される。光ファイバ８８，９０の光路長を相違させ、光ファイバ８８，９０によってカプラ９４まで光を案内することで、検出器２６では、光ファイバ８８に案内された光による較正用干渉光と、光ファイバ９０に案内された光による較正用干渉光が検出される。したがって、図８に示す光学系を用いても、上述した実施例と同様の作用効果を得ることができる。

また、上述した実施例では、被検眼に照射される光の光軸上に較正用光学系を設けたが、参照面に照射される光の光軸上に較正用光学系を設けてもよい。さらには、較正光学系に２つの光路部を形成し、両者の光路長を利用する場合は、測定光学系の任意の位置に設置することができる。例えば、図１のホットミラー４８と被検眼１００の間に較正光学系を設置してもよい。

また、上述した実施例では、２つの反射面７４ａ，７４ｂからの反射光を利用する較正光学系であったが、１つの反射面からの反射光を利用する較正光学系としてもよい。すなわち、１つの反射面を予め設定された距離だけ移動させて２つの反射光を生成し、これら２つの反射光を利用して、測定用干渉光から得られる被検眼の各部の位置を補正してもよい。

また、上述した実施例では、ゼロ点の位置を被検眼１００に対して角膜１０２の前面からわずかに光源１２側にずれた位置であったが、網膜１０３に対して光源１２から離れる方向にわずかにずれた位置に調整してもよい。この場合、測定対象部位のゼロ点に最も近い第１部位は被検眼１００における網膜１０３となり、測定対象部位のゼロ点に最も遠い第２部位は被検眼１００における角膜１０２の前面となる。さらに、上述した実施例では、光学部材７４による較正用ピークが、ゼロ点に近い側が第１反射面ピークとなり、ゼロ点に遠い側が第２反射面ピークとなっているが、光学部材７４の配置位置を変えて、ゼロ点に近い側が第２反射面ピークとして、ゼロ点に遠い側が第１反射面となるようにしてもよい。すなわち、被検眼１００の測定対象部位の測定領域を挟むように較正用ピークの位置が設定されればよい。

また、上述した実施例では、被検眼１００の眼軸長（角膜前面から網膜までの長さ）を算出する例であったが、それ以外の部位の被検眼の軸方向の寸法を算出してもよい。具体的には、眼軸長の算出以外に、被検眼１００における角膜厚（角膜前面から角膜後面までの長さ）、前房深度（角膜前面又は角膜後面から水晶体前面までの長さ）、水晶体厚（水晶体前面から水晶体後面までの長さ）であってもよい。

本明細書または図面に説明した技術要素は、単独であるいは各種の組み合わせによって技術的有用性を発揮するものであり、出願時請求項記載の組み合わせに限定されるものではない。また、本明細書または図面に例示した技術は複数目的を同時に達成するものであり、そのうちの一つの目的を達成すること自体で技術的有用性を持つものである。

１０：測定部、１２：光源、１４：干渉光学系、２０：干渉計、２２：参照ミラー、２４：ビームスプリッタ、２６：受光素子、４８：ホットミラー、５０：観察光学系、５４：第１駆動装置、６２：モニタ、６４：演算装置

Claims (3)

1. 光源と、
   該光源からの光を被検眼の内部に照射すると共にその反射光を導く測定光学系と、
   該光源からの光を案内して参照光とする参照光学系と、
   前記測定光学系により導かれた反射光と前記参照光学系により案内された参照光とが合成された測定用干渉光と、較正光学系により案内された較正光と前記参照光学系により案内された参照光とが合成された較正用干渉光とを受光する受光素子と、
   該受光素子で受光された前記測定用干渉光と前記較正用干渉光をフーリエ解析することで、前記被検眼の測定対象部位の位置を特定する演算装置とを有する眼科装置において、
   前記較正光学系は、前記参照光学系の光路長と前記測定光学系の光路長とが同一となるゼロ点からの光路長が第１の光路長となる第１光路部と、ゼロ点からの光路長が第２の光路長となる第２光路部とを有しており、
   前記第１光路部の光路長は、ゼロ点から前記測定対象部位のゼロ点に最も近い第１部位の位置までの光路長より短く、前記第２光路部の光路長は、ゼロ点から前記測定対象部位のゼロ点に最も遠い第２部位の位置までの光路長より長くなるように設定されている眼科装置。
2. 前記受光素子は、前記較正光学系の前記第１光路部により案内された光と前記参照光学系により導かれた反射光とが合成された第１較正用干渉光と、前記較正光学系の前記第２光路部により案内された光と前記参照光学系により導かれた反射光とが合成された第２較正用干渉光とを受光し、
   前記演算装置は、前記第１較正用干渉光の測定結果と前記第２較正用干渉光の測定結果を用いて、前記測定用干渉光から特定される前記被検眼の前記測定対象部位の位置を補正する請求項１に記載の眼科装置。
3. 演算装置は、さらに、前記測定用干渉光と前記較正用干渉光から特定される前記被検眼の前記測定対象部位の位置から、該被検眼の所定部位の寸法を算出する請求項１又は２に記載の眼科装置。