JP2017046739A - Optical interference measurement device - Google Patents

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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a new technology to calibrate an optical interference measurement device in a space-saving manner.SOLUTION: An optical interference measurement device includes an interference optical system for dividing the light from a light source into a reference light and a measurement light, irradiating the measurement light onto an object, creating an interference light between the return light thereof and the reference light, and detecting the created interference light. The optical interference measurement device includes an optical path dividing member, a first reference light path length changing part, a calibration amount calculation part, and a data generation part. The optical path dividing member guides the reference light to a first reference light path and a second reference light path. The first reference light path length changing part changes the length of a variable reference light path which is at least one of the first reference light path and the second reference light path. The calibration amount calculation part acquires an amount of calibration on the light source based on first detection data generated after the length of the variable reference light path is changed, and second detection data generated before the length of the variable reference light path is changed. The data generation part generates data on the object based on the detection result of the interference light and the amount of calibration.SELECTED DRAWING: Figure 2

Description

この発明は、光干渉計測装置に関する。   The present invention relates to an optical interference measuring apparatus.

光干渉計測装置は、干渉光学系を備え、干渉光学系により得られた干渉光の検出結果に基づいて、被測定物体の断面像や3次元画像の取得や、被測定物体のサイズの測定や、被測定物体の機能情報の取得等が可能な装置である。干渉光学系は、光源からの光を参照光と測定光とに分割し、測定光を被検眼等の被測定物体に照射し、その戻り光と参照光との干渉光を生成し、生成された干渉光を検出する。   The optical interference measurement apparatus includes an interference optical system, and based on the detection result of the interference light obtained by the interference optical system, obtains a cross-sectional image or a three-dimensional image of the object to be measured, measures the size of the object to be measured, This is a device capable of acquiring function information of an object to be measured. The interference optical system is generated by splitting the light from the light source into reference light and measurement light, irradiating the measurement object such as the eye to be examined, and generating interference light between the return light and the reference light Detect interference light.

光干渉計測装置では、装置の設置環境(室温)や自己発熱により時間の経過に伴って装置内部の温度が変化し、光源の特性や参照光学系の移動特性が変化することにより、受光素子等で受光される干渉光の特性が変化する場合がある。また、経年変化によってもこれらの特性が変化する場合がある。光源の特性の変化には、発生された光の中心波長のドリフトや波長幅の変化がある。参照光学系の移動特性の変化には、参照光路の長さを変更するための参照ミラーユニットを移動させる駆動手段の駆動特性の変化がある。   In an optical interference measuring device, the temperature inside the device changes over time due to the installation environment (room temperature) and self-heating, and the light source characteristics and the movement characteristics of the reference optical system change. In some cases, the characteristics of the interference light received at 1 may change. In addition, these characteristics may change due to aging. Changes in the characteristics of the light source include drifts in the center wavelength of generated light and changes in wavelength width. The change in the movement characteristic of the reference optical system includes a change in the drive characteristic of the drive unit that moves the reference mirror unit for changing the length of the reference optical path.

このような光干渉計測装置を校正する手法について、例えば、特許文献1に開示されている。   A technique for calibrating such an optical interference measuring apparatus is disclosed in Patent Document 1, for example.

特開2013−180111号公報JP2013-180111A

しかしながら、装置の内部に校正用の光学系が測定用の光学系と別途に設けられている場合、校正用の光学系の配置スペースが必要になるという問題がある。また、光源からの光から分岐された校正用の光や測定光の光量の低下を招き、測定の精度を低下させる場合がある。   However, when the calibration optical system is provided separately from the measurement optical system in the apparatus, there is a problem that a space for arranging the calibration optical system is required. In addition, the calibration light branched from the light from the light source and the light quantity of the measurement light may be reduced, and the measurement accuracy may be reduced.

本発明は、このような問題を解決するためになされたものであり、その目的は、省スペースで光干渉計測装置を校正するための新たな技術を提供することにある。   The present invention has been made to solve such problems, and an object of the present invention is to provide a new technique for calibrating an optical interference measuring apparatus in a small space.

実施形態に係る光干渉計測装置は、光源からの光を参照光と測定光とに分割し、測定光を物体に照射し、その戻り光と参照光との干渉光を生成し、生成された干渉光を検出する干渉光学系を備えている。光干渉計測装置は、光路分割部材と、第1参照光路長変更部と、校正量算出部と、データ生成部とを含む。光路分割部材は、参照光を第1参照光路及び第2参照光路に導く。第1参照光路長変更部は、第1参照光路及び第2参照光路の少なくとも一方である可変参照光路の長さを変更する。校正量算出部は、第1参照光路長変更部により可変参照光路の長さが変更された後に生成された第1検出データと、可変参照光路の長さが変更される前に生成された第2検出データとに基づいて、光源に関する校正量を求める。第1検出データは、第1参照光路長変更部により可変参照光路の長さが変更された後に生成された第1参照光路からの戻り光と第2参照光路からの戻り光との第1干渉光を干渉光学系により検出して取得される。第2検出データは、可変参照光路の長さが変更される前に生成された第1参照光路からの戻り光と第2参照光路からの戻り光との第2干渉光を干渉光学系により検出して取得される。データ生成部は、干渉光の検出結果と校正量とに基づいて、物体に関するデータを生成する。   The optical interference measurement apparatus according to the embodiment divides light from a light source into reference light and measurement light, irradiates the measurement light on an object, generates interference light between the return light and the reference light, and is generated An interference optical system for detecting the interference light is provided. The optical interference measuring apparatus includes an optical path dividing member, a first reference optical path length changing unit, a calibration amount calculating unit, and a data generating unit. The optical path dividing member guides the reference light to the first reference optical path and the second reference optical path. The first reference optical path length changing unit changes the length of the variable reference optical path that is at least one of the first reference optical path and the second reference optical path. The calibration amount calculating unit generates the first detection data generated after the length of the variable reference optical path is changed by the first reference optical path length changing unit and the first detection data generated before the length of the variable reference optical path is changed. 2 Based on the detection data, a calibration amount related to the light source is obtained. The first detection data includes first interference between return light from the first reference optical path and return light from the second reference optical path generated after the length of the variable reference optical path is changed by the first reference optical path length changing unit. Light is detected and acquired by an interference optical system. As the second detection data, the interference optical system detects the second interference light of the return light from the first reference optical path and the return light from the second reference optical path generated before the length of the variable reference optical path is changed. And get it. The data generation unit generates data related to the object based on the detection result of the interference light and the calibration amount.

実施形態によれば、省スペースで光干渉計測装置を校正することができる。   According to the embodiment, the optical interference measuring apparatus can be calibrated in a space-saving manner.

実施形態に係る光干渉計測装置の構成例を示す概略図。Schematic which shows the structural example of the optical interference measuring device which concerns on embodiment. 実施形態に係る光干渉計測装置の構成例を示す概略図。Schematic which shows the structural example of the optical interference measuring device which concerns on embodiment. 実施形態に係る光干渉計測装置の動作例を示す概略図。Schematic which shows the operation example of the optical interference measuring device which concerns on embodiment. 実施形態に係る光干渉計測装置の動作例を示す概略図。Schematic which shows the operation example of the optical interference measuring device which concerns on embodiment. 実施形態に係る光干渉計測装置の動作例を示す概略図。Schematic which shows the operation example of the optical interference measuring device which concerns on embodiment. 実施形態に係る光干渉計測装置の動作例を示す概略図。Schematic which shows the operation example of the optical interference measuring device which concerns on embodiment. 実施形態に係る光干渉計測装置の構成例を示す概略図。Schematic which shows the structural example of the optical interference measuring device which concerns on embodiment. 実施形態に係る光干渉計測装置の構成例を示す概略図。Schematic which shows the structural example of the optical interference measuring device which concerns on embodiment. 実施形態に係る光干渉計測装置の動作例を示すフロー図。The flowchart which shows the operation example of the optical interference measuring device which concerns on embodiment. 実施形態に係る光干渉計測装置の構成例を示す概略図。Schematic which shows the structural example of the optical interference measuring device which concerns on embodiment. 実施形態に係る光干渉計測装置の構成例を示す概略図。Schematic which shows the structural example of the optical interference measuring device which concerns on embodiment. 実施形態に係る光干渉計測装置の動作説明図。Operation | movement explanatory drawing of the optical interference measuring device which concerns on embodiment. 実施形態に係る光干渉計測装置の動作例を示すフロー図。The flowchart which shows the operation example of the optical interference measuring device which concerns on embodiment. 実施形態に係る光干渉計測装置の動作例を示すフロー図。The flowchart which shows the operation example of the optical interference measuring device which concerns on embodiment. 実施形態の変形例に係る光干渉計測装置の構成例を示す概略図。Schematic which shows the structural example of the optical interference measuring device which concerns on the modification of embodiment. 実施形態の変形例に係る光干渉計測装置の動作説明図。Operation | movement explanatory drawing of the optical interference measuring device which concerns on the modification of embodiment.

この発明に係る光干渉側装置の実施形態の例について、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、この明細書において引用された文献の記載内容や任意の公知技術を、以下の実施形態に援用することが可能である。   An example of an embodiment of an optical interference side device according to the present invention will be described in detail with reference to the drawings. In addition, it is possible to use the description content of the literature referred in this specification, and arbitrary well-known techniques for the following embodiment.

以下、実施形態に係る光干渉計測装置が眼科装置に適用された場合について説明するが、実施形態に係る光干渉計測装置の適用対象は眼科装置に限定されるものではない。実施形態に係る光干渉計測装置は、光干渉計測により物体を測定する装置に適用することができる。実施形態に係る光干渉計測装置が適用された眼科装置は、他覚測定と自覚検査とを実行可能である。他覚測定は、被検者からの応答を参照することなく、主に物理的な手法を用いて被検眼に関する情報を取得する測定手法である。   Hereinafter, although the case where the optical interference measuring device according to the embodiment is applied to an ophthalmic apparatus will be described, the application target of the optical interference measuring apparatus according to the embodiment is not limited to the ophthalmic apparatus. The optical interference measurement apparatus according to the embodiment can be applied to an apparatus that measures an object by optical interference measurement. The ophthalmologic apparatus to which the optical interference measurement apparatus according to the embodiment is applied can perform objective measurement and subjective examination. The objective measurement is a measurement technique for acquiring information about the eye to be examined mainly using a physical technique without referring to a response from the subject.

他覚測定には、被検眼の特性を取得するための測定と、被検眼の画像を取得するための撮影とが含まれる。他覚測定には、他覚屈折測定、角膜形状測定、眼圧測定、眼底撮影、光干渉計測等がある。一方、自覚検査は、被検者からの応答を利用して情報を取得する測定手法である。自覚検査には、遠用検査、近用検査、コントラスト検査、グレア検査等の自覚屈折測定や、視野検査などがある。   The objective measurement includes measurement for obtaining the characteristics of the eye to be examined and photographing for obtaining an image of the eye to be examined. The objective measurement includes objective refraction measurement, corneal shape measurement, intraocular pressure measurement, fundus photography, optical interference measurement and the like. On the other hand, the subjective examination is a measurement technique for acquiring information using a response from a subject. The subjective examination includes a subjective examination measurement such as a distance examination, a near examination, a contrast examination, and a glare examination, and a visual field examination.

実施形態に係る眼科装置は、任意の自覚検査及び任意の他覚測定の少なくとも一方を実行可能である。光干渉計測は、眼軸長、角膜厚、前房深度、水晶体厚など、被検眼の構造を表す眼球情報を取得するために用いられる。また、被検眼の画像や解析データを取得するために光干渉計測を利用することもできる。   The ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment can perform at least one of arbitrary subjective tests and arbitrary objective measurements. Optical interference measurement is used to acquire eyeball information representing the structure of the eye to be examined, such as the axial length, corneal thickness, anterior chamber depth, and lens thickness. In addition, optical interference measurement can be used to acquire an image of the eye to be examined and analysis data.

<構成>
図1及び図2に、実施形態に係る眼科装置の構成例を示す。眼科装置1000は、被検眼Eの検査を行うための光学系として、Zアライメント系1、XYアライメント系2、ケラト測定系3、視標投影系4、観察系5、レフ測定投影系6、レフ測定受光系7、及び眼内距離測定系8を含む。また、眼科装置1000は処理部9を含む。
<Configuration>
1 and 2 show a configuration example of the ophthalmologic apparatus according to the embodiment. The ophthalmologic apparatus 1000 is a Z alignment system 1, an XY alignment system 2, a kerato measurement system 3, a target projection system 4, an observation system 5, a reflex measurement projection system 6, a reflex system as optical systems for inspecting the eye E to be examined. A measurement light receiving system 7 and an intraocular distance measurement system 8 are included. The ophthalmologic apparatus 1000 includes a processing unit 9.

(処理部9)
処理部9は、眼科装置1000の各部を制御する。また、処理部9は、各種演算処理を実行可能である。処理部9はプロセッサを含む。プロセッサの機能は、例えば、CPU(Central Processing Unit)、GPU(Graphics Processing Unit)、ASIC(Application Specific Integrated Circuit)、プログラマブル論理デバイス(例えば、SPLD(Simple Programmable Logic Device)、CPLD(Complex Programmable Logic Device)、FPGA(Field Programmable Gate Array))等の回路により実現される。処理部9は、例えば、記憶回路や記憶装置に格納されているプログラムを読み出し実行することで、実施形態に係る機能を実現する。
(Processing unit 9)
The processing unit 9 controls each unit of the ophthalmologic apparatus 1000. The processing unit 9 can execute various arithmetic processes. The processing unit 9 includes a processor. The functions of the processor are, for example, a CPU (Central Processing Unit), a GPU (Graphics Processing Unit), an ASIC (Application Specific Integrated Circuit), a programmable logic device (for example, SPLD (Simple Programmable L). And a circuit such as a field programmable gate array (FPGA). The processing unit 9 realizes the function according to the embodiment by reading and executing a program stored in a storage circuit or a storage device, for example.

(観察系5)
観察系5は、被検眼Eの前眼部を動画撮影する。被検眼Eの前眼部からの光(赤外光)は、対物レンズ51を通過し、ダイクロイックミラー52及び53を透過し、絞り54の開口を通過する。絞り54の開口を通過した光は、ハーフミラー55を透過し、リレーレンズ56及び57を通過し、結像レンズ58により撮像素子59(エリアセンサ)の撮像面に結像される。撮像素子59は、所定のレートで撮像及び信号出力を行う。撮像素子59の出力(映像信号)は処理部9に入力される。処理部9は、この映像信号に基づく前眼部像E’を表示部10の表示画面10aに表示させる。前眼部像E’は、例えば赤外動画像である。観察系5は、前眼部を照明するための照明光源を含んでいてもよい。
(Observation system 5)
The observation system 5 captures a moving image of the anterior segment of the eye E. The light (infrared light) from the anterior segment of the eye E passes through the objective lens 51, passes through the dichroic mirrors 52 and 53, and passes through the aperture of the diaphragm 54. The light that has passed through the aperture of the diaphragm 54 passes through the half mirror 55, passes through the relay lenses 56 and 57, and is imaged on the imaging surface of the imaging element 59 (area sensor) by the imaging lens 58. The imaging element 59 performs imaging and signal output at a predetermined rate. An output (video signal) of the image sensor 59 is input to the processing unit 9. The processing unit 9 displays the anterior segment image E ′ based on the video signal on the display screen 10 a of the display unit 10. The anterior segment image E ′ is, for example, an infrared moving image. The observation system 5 may include an illumination light source for illuminating the anterior segment.

(Zアライメント系1)
Zアライメント系1は、観察系5の光軸方向(前後方向、Z方向)におけるアライメントを行うための光(赤外光)を被検眼Eに照射する。Zアライメント光源11から出力された光は、被検眼Eの角膜Kに照射され、角膜Kにより反射され、結像レンズ12によりラインセンサ13に結像される。角膜頂点の位置が前後方向に変化すると、ラインセンサ13に対する光の投影位置が変化する。処理部9は、ラインセンサ13に対する光の投影位置に基づいて被検眼Eの角膜頂点の位置を求め、これに基づきZアライメントを実行する。
(Z alignment system 1)
The Z alignment system 1 irradiates the eye E with light (infrared light) for alignment in the optical axis direction (front-rear direction, Z direction) of the observation system 5. The light output from the Z alignment light source 11 is applied to the cornea K of the eye E, reflected by the cornea K, and imaged on the line sensor 13 by the imaging lens 12. When the position of the corneal apex changes in the front-rear direction, the light projection position on the line sensor 13 changes. The processing unit 9 obtains the position of the corneal apex of the eye E based on the projection position of the light on the line sensor 13, and executes Z alignment based on this.

(XYアライメント系2)
XYアライメント系2は、観察系5の光軸に直交する方向(左右方向(X方向)、上下方向(Y方向))のアライメントを行うための光(赤外光)を被検眼Eに照射する。XYアライメント系2は、ハーフミラー55により観察系5から分岐された光路に設けられたXYアライメント光源21を含む。XYアライメント光源21から出力された光は、ハーフミラー55により反射され、観察系5を通じて被検眼Eに照射される。その角膜Kによる反射光は、観察系5を通じて撮像素子59に導かれる。
(XY alignment system 2)
The XY alignment system 2 irradiates the eye E with light (infrared light) for alignment in a direction (left-right direction (X direction), vertical direction (Y direction)) orthogonal to the optical axis of the observation system 5. . The XY alignment system 2 includes an XY alignment light source 21 provided in an optical path branched from the observation system 5 by a half mirror 55. The light output from the XY alignment light source 21 is reflected by the half mirror 55 and is applied to the eye E through the observation system 5. The reflected light from the cornea K is guided to the image sensor 59 through the observation system 5.

この反射光の像(輝点像)は前眼部像E’に含まれる。処理部9は、図1に示すように、輝点像Brを含む前眼部像E’とアライメントマークALとを表示画面10aに表示させる。手動でXYアライメントを行う場合、ユーザは、アライメントマークAL内に輝点像Brを誘導するように光学系の移動操作を行う。自動でアライメントを行う場合、処理部9は、アライメントマークALに対する輝点像Brの変位がキャンセルされるように、光学系を移動させるための機構を制御する。   This reflected light image (bright spot image) is included in the anterior segment image E ′. As illustrated in FIG. 1, the processing unit 9 displays the anterior segment image E ′ including the bright spot image Br and the alignment mark AL on the display screen 10 a. When performing XY alignment manually, the user performs an operation of moving the optical system so as to guide the bright spot image Br in the alignment mark AL. When the alignment is performed automatically, the processing unit 9 controls a mechanism for moving the optical system so that the displacement of the bright spot image Br with respect to the alignment mark AL is cancelled.

(ケラト測定系3)
ケラト測定系3は、角膜Kの形状を測定するためのリング状光束(赤外光)を角膜Kに投影する。ケラト板31は、対物レンズ51と被検眼Eとの間に配置されている。ケラト板31の背面側(対物レンズ51側)にはケラトリング光源32が設けられている。ケラトリング光源32からの光でケラト板31を照明することにより、角膜Kにリング状光束が投影される。その反射光(ケラトリング像)は撮像素子59により前眼部像とともに検出される。処理部9は、このケラトリング像を基に公知の演算を行うことで角膜形状パラメータを算出する。
(Kerato measurement system 3)
The kerato measurement system 3 projects a ring-shaped light beam (infrared light) for measuring the shape of the cornea K onto the cornea K. The kerato plate 31 is disposed between the objective lens 51 and the eye E. A kerato ring light source 32 is provided on the back side of the kerato plate 31 (objective lens 51 side). A ring-shaped light beam is projected onto the cornea K by illuminating the kerato plate 31 with light from the kerato ring light source 32. The reflected light (keratling image) is detected by the image sensor 59 together with the anterior segment image. The processing unit 9 calculates a corneal shape parameter by performing a known calculation based on the keratoling image.

(視標投影系4)
視標投影系4は、固視標や自覚検査用視標等の各種視標を被検眼Eに呈示する。光源41から出力された光(可視光)は視標チャート42に照射される。視標チャート42は、例えば透過型の液晶パネルを含み、視標を表すパターンを表示する。視標チャート42を透過した光は、結像レンズ43及びVCCレンズ44を通過し、反射ミラー45により反射され、ダイクロイックミラー53により反射され、ダイクロイックミラー52を透過し、対物レンズ51を通過して眼底Efに投影される。光源41及び視標チャート42は、一体となって光軸方向に移動可能である。
(Target projection system 4)
The target projection system 4 presents various targets such as a fixation target and a subjective test target to the eye E. Light (visible light) output from the light source 41 is applied to the target chart 42. The target chart 42 includes, for example, a transmissive liquid crystal panel, and displays a pattern representing the target. The light that has passed through the target chart 42 passes through the imaging lens 43 and the VCC lens 44, is reflected by the reflecting mirror 45, is reflected by the dichroic mirror 53, passes through the dichroic mirror 52, and passes through the objective lens 51. Projected onto the fundus oculi Ef. The light source 41 and the target chart 42 are integrally movable in the optical axis direction.

自覚検査を行う場合、処理部9は、他覚測定の結果に基づき視標チャート42、光源41及びVCCレンズ44を制御する。処理部9は、検者又は処理部9により選択された視標を視標チャート42に表示させる。それにより、当該視標が被検者に呈示される。被検者は視標に対する応答を行う。応答内容の入力を受けて、処理部9は、更なる制御や、自覚検査値の算出を行う。例えば、視力測定において、処理部9は、ランドルト環等に対する応答に基づいて、次の視標を選択して呈示し、これを繰り返し行うことで視力値を決定する。   When performing the subjective examination, the processing unit 9 controls the visual chart 42, the light source 41, and the VCC lens 44 based on the result of the objective measurement. The processing unit 9 displays the optotype selected by the examiner or the processing unit 9 on the optotype chart 42. Thereby, the target is presented to the subject. The subject responds to the target. Upon receiving the response content, the processing unit 9 performs further control and calculation of the subjective test value. For example, in the visual acuity measurement, the processing unit 9 selects and presents the next target based on the response to the Landolt ring or the like, and repeats this to determine the visual acuity value.

(レフ測定投影系6及びレフ測定受光系7)
レフ測定投影系6及びレフ測定受光系7は他覚屈折測定(レフ測定)に用いられる。レフ測定投影系6は、他覚測定用のリング状光束(赤外光)を眼底Efに投影する。レフ測定受光系7は、このリング状光束の被検眼Eからの戻り光を受光する。
(Ref measurement projection system 6 and Reflex measurement light receiving system 7)
The reflex measurement projection system 6 and the reflex measurement light receiving system 7 are used for objective refraction measurement (ref measurement). The reflex measurement projection system 6 projects a ring-shaped light beam (infrared light) for objective measurement onto the fundus oculi Ef. The ref measurement light receiving system 7 receives the return light from the eye E of the ring-shaped light flux.

レフ測定光源61は光軸方向に移動可能であり、眼底Efと光学的に共役な位置に配置される。レフ測定光源61から出力された光は、コンデンサレンズ62を通過し、反射ミラー63により反射され、円錐プリズム64A及びリレーレンズ64Bを透過し、リング絞り64Cのリング状透光部を通過してリング状光束となる。リング絞り64Cにより形成されたリング状光束は、孔開きプリズム65の反射面により反射され、ロータリープリズム66を通過し、クイックリターンミラー67に導かれる。   The reflex measurement light source 61 is movable in the optical axis direction and is disposed at a position optically conjugate with the fundus oculi Ef. The light output from the reflex measurement light source 61 passes through the condenser lens 62, is reflected by the reflecting mirror 63, passes through the conical prism 64A and the relay lens 64B, passes through the ring-shaped light transmitting portion of the ring stop 64C, and is ringed. It becomes a light beam. The ring-shaped light beam formed by the ring stop 64C is reflected by the reflecting surface of the aperture prism 65, passes through the rotary prism 66, and is guided to the quick return mirror 67.

ロータリープリズム66は、眼底Efの血管や疾患部位に対するリング状光束の光量分布を平均化させるために用いられる。また、クイックリターンミラー67は、他覚屈折測定と眼内距離測定との切り換えに用いられる。他覚屈折測定を行う場合、クイックリターンミラー67の反射面は、ダイクロイックミラー52により観察系5の光路から分岐された光路(分岐光路)に配置される。それにより、レフ測定投影系6の光路及びレフ測定受光系7の光路の双方が観察系5の光路に結合される。一方、眼内距離測定を行う場合、クイックリターンミラー67は、この分岐光路から退避される。それにより、眼内距離測定系8の光路が観察系5の光路に結合される。   The rotary prism 66 is used to average the light amount distribution of the ring-shaped light flux with respect to the blood vessel and diseased part of the fundus oculi Ef. The quick return mirror 67 is used for switching between objective refraction measurement and intraocular distance measurement. When the objective refraction measurement is performed, the reflection surface of the quick return mirror 67 is arranged in an optical path (branching optical path) branched from the optical path of the observation system 5 by the dichroic mirror 52. Thereby, both the optical path of the reflex measurement projection system 6 and the optical path of the reflex measurement light receiving system 7 are coupled to the optical path of the observation system 5. On the other hand, when the intraocular distance measurement is performed, the quick return mirror 67 is retracted from the branch optical path. Thereby, the optical path of the intraocular distance measuring system 8 is coupled to the optical path of the observation system 5.

他覚屈折測定では、ロータリープリズム66を通過したリング状光束は、クイックリターンミラー67により反射され、ダイクロイックミラー52に反射され、対物レンズ51を通過して眼底Efに投影される。   In objective refraction measurement, the ring-shaped light beam that has passed through the rotary prism 66 is reflected by the quick return mirror 67, is reflected by the dichroic mirror 52, passes through the objective lens 51, and is projected onto the fundus oculi Ef.

眼底Efに投影されたリング状光束の戻り光は、対物レンズ51を通過し、ダイクロイックミラー52及びクイックリターンミラー67により反射される。クイックリターンミラー67により反射された戻り光は、ロータリープリズム66を通過し、孔開きプリズム65の孔部を通過し、リレーレンズ71及び合焦レンズ72を透過し、結像レンズ73により撮像素子74の撮像面に結像される。撮像素子74の出力は処理部9に入力される。処理部9は、撮像素子74からの出力を基に公知の演算を行うことで被検眼Eの球面度数S、乱視度数C及び乱視軸角度Aを算出する。   The return light of the ring-shaped light beam projected on the fundus oculi Ef passes through the objective lens 51 and is reflected by the dichroic mirror 52 and the quick return mirror 67. The return light reflected by the quick return mirror 67 passes through the rotary prism 66, passes through the hole of the aperture prism 65, passes through the relay lens 71 and the focusing lens 72, and is imaged by the imaging lens 73. The image is formed on the imaging surface. The output of the image sensor 74 is input to the processing unit 9. The processing unit 9 calculates the spherical power S, the astigmatism power C, and the astigmatism axis angle A of the eye E by performing a known calculation based on the output from the image sensor 74.

処理部9は、算出された屈折値に基づいて、レフ測定光源61と眼底Efと撮像素子74とが共役となる位置に、レフ測定光源61と合焦レンズ72とをそれぞれ光軸方向に移動させる。更に、処理部9は、合焦レンズ72及びレフ測定光源61の移動に連動して眼内距離測定系8の合焦レンズ85をその光軸方向に移動させる。処理部9は、レフ測定光源61、合焦レンズ72及び合焦レンズ85、光源41及び視標チャート42を一体的に移動させることも可能である。   Based on the calculated refraction value, the processing unit 9 moves the reflex measurement light source 61 and the focusing lens 72 in the optical axis direction to positions where the reflex measurement light source 61, the fundus oculi Ef, and the image sensor 74 are conjugate. Let Further, the processing unit 9 moves the focusing lens 85 of the intraocular distance measurement system 8 in the optical axis direction in conjunction with the movement of the focusing lens 72 and the reflex measurement light source 61. The processing unit 9 can also move the reflex measurement light source 61, the focusing lens 72 and the focusing lens 85, the light source 41, and the target chart 42 integrally.

(眼内距離測定系8)
眼内距離測定系8は眼球情報としての眼内距離測定のための光干渉計測を行う。光干渉計測が行われるとき、クイックリターンミラー67が上記分岐光路から退避される。また、光干渉計測よりも前にレフ測定が実施され、光ファイバ80aの端面が眼底Efと共役となるように合焦レンズ85の位置が調整される。
(Intraocular distance measurement system 8)
The intraocular distance measurement system 8 performs optical interference measurement for measuring intraocular distance as eyeball information. When the optical interference measurement is performed, the quick return mirror 67 is retracted from the branch optical path. Further, the reflex measurement is performed before the optical interference measurement, and the position of the focusing lens 85 is adjusted so that the end surface of the optical fiber 80a is conjugate with the fundus oculi Ef.

図2に示すように、干渉計ユニット80において、干渉計光源81から出力された光(赤外光、広帯域光)L0は、光ファイバ80bを通じて導かれたファイバカプラ82により測定光LSと参照光LRとに分割される。測定光LSは、光ファイバ80aを通じてコリメータレンズ84に導かれる。一方、参照光LRは、光ファイバ80cを通じて参照光路長変更ユニット90に導かれる。   As shown in FIG. 2, in the interferometer unit 80, the light (infrared light, broadband light) L0 output from the interferometer light source 81 is measured by the fiber coupler 82 guided through the optical fiber 80b and the measurement light LS and the reference light. It is divided into LR. The measurement light LS is guided to the collimator lens 84 through the optical fiber 80a. On the other hand, the reference light LR is guided to the reference optical path length changing unit 90 through the optical fiber 80c.

参照光路長変更ユニット90は、参照光LRの光路長を変更する。参照光路長変更ユニット90に導かれた参照光LRは、コリメータレンズ91により平行光束とされてビームスプリッタ92に入射する。ビームスプリッタ92の透過方向には網膜・前房深度用シャッター93と網膜・前房深度用参照ミラーユニット94と網膜側校正用ユニット97とが設けられている。ビームスプリッタ92の反射方向には角膜用シャッター95と角膜用参照ミラーユニット96と角膜側校正用ユニット98とが設けられている。網膜・前房深度用参照ミラーユニット94は、結像レンズ94Aと網膜・前房深度用参照ミラー94Bとを含む。角膜用参照ミラーユニット96は、結像レンズ96Aと角膜用参照ミラー96Bとを含む。網膜側校正用ユニット97は、測定部位に対応した校正用光学部材を含む1以上の透光部材を光路に対して挿脱可能である。角膜側校正用ユニット98もまた、測定部位に対応した校正用光学部材を含む1以上の透光部材を光路に対して挿脱可能である。校正用光学部材は、例えば、屈折率及び透過方向(光軸方向)の厚さの双方が既知であるガラス(硝材)である。   The reference optical path length changing unit 90 changes the optical path length of the reference light LR. The reference light LR guided to the reference optical path length changing unit 90 is converted into a parallel light beam by the collimator lens 91 and enters the beam splitter 92. In the transmission direction of the beam splitter 92, a retina / anterior chamber depth shutter 93, a retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94, and a retina side calibration unit 97 are provided. In the reflection direction of the beam splitter 92, a corneal shutter 95, a corneal reference mirror unit 96, and a corneal side calibration unit 98 are provided. The retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 includes an imaging lens 94A and a retina / anterior chamber depth reference mirror 94B. The cornea reference mirror unit 96 includes an imaging lens 96A and a cornea reference mirror 96B. The retina side calibration unit 97 can insert / remove one or more translucent members including a calibration optical member corresponding to a measurement site with respect to the optical path. The cornea-side calibration unit 98 can also insert and remove one or more translucent members including a calibration optical member corresponding to the measurement site with respect to the optical path. The optical member for calibration is, for example, glass (glass material) whose refractive index and thickness in the transmission direction (optical axis direction) are both known.

網膜側校正用ユニット97は、少なくとも前述の1以上の透光部材が円周方向に沿った配列で嵌め込まれた円板状の部材であり、その中心軸の回りに回転可能なターレット板と、ターレット板を中心軸の回りに回転させる駆動力を発生する駆動部とを含む。角膜側校正用ユニット98も同様に、少なくとも前述の1以上の透光部材が円周方向に沿った配列で嵌め込まれた円板状の部材であり、その中心軸の回りに回転可能なターレット板と、ターレット板を中心軸の回りに回転させる駆動力を発生する駆動部とを含む。なお、上記の2つのターレット板の少なくとも一方は、透光部材が嵌め込まれない孔部と前述の1以上の透光部材とが円周方向に沿った配列で嵌め込まれた円板状の部材であってよい。また、ソレノイドを用いて透光部材を光路に対して挿脱する構造であってもよい。   The retinal calibration unit 97 is a disk-shaped member in which at least one or more of the above-described translucent members are fitted in an array along the circumferential direction, and a turret plate that can rotate around its central axis; And a driving unit that generates a driving force for rotating the turret plate around the central axis. Similarly, the cornea-side calibration unit 98 is a disk-shaped member in which at least one or more light-transmitting members described above are fitted in an array along the circumferential direction, and is a turret plate that can rotate around its central axis. And a drive unit that generates a drive force for rotating the turret plate about the central axis. Note that at least one of the two turret plates is a disk-shaped member in which a hole portion into which the translucent member is not fitted and the above-described one or more translucent members are fitted in an array along the circumferential direction. It may be. Moreover, the structure which inserts / removes a translucent member with respect to an optical path using a solenoid may be sufficient.

参照光LRは、50:50のビームスプリッタ92により2つの光束(網膜・前房深度用、角膜用)に分割される。網膜・前房深度用シャッター93は、ビームスプリッタ92と網膜・前房深度用参照ミラー94Bとの間の網膜・前房深度用光束の光路(網膜・前房深度用参照光路)に対して挿脱可能である。網膜側校正用ユニット97は、1以上の透光部材のいずれかを網膜・前房深度用シャッター93と網膜・前房深度用参照ミラー94Bとの間の光路(網膜・前房深度用参照光路)に対して挿脱可能である。角膜用シャッター95は、ビームスプリッタ92と角膜用参照ミラー96Bとの間の角膜用光束の光路(角膜用参照光路)に対して挿脱可能である。角膜側校正用ユニット98は、1以上の透光部材のいずれかを角膜用シャッター95と角膜用参照ミラー96Bとの間の光路(角膜用参照光路)に対して挿脱可能である。   The reference light LR is split into two light beams (for the retina / anterior chamber depth and for the cornea) by a 50:50 beam splitter 92. The retina / anterior chamber depth shutter 93 is inserted into the optical path of the retina / anterior chamber depth beam between the beam splitter 92 and the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B (retinal / anterior chamber depth reference optical path). Detachable. The retinal side calibration unit 97 uses one or more translucent members as an optical path between the retina / anterior chamber depth shutter 93 and the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B (retina / anterior chamber depth reference optical path). ) Can be inserted and removed. The corneal shutter 95 can be inserted into and removed from the optical path (corneal reference optical path) of the corneal light flux between the beam splitter 92 and the corneal reference mirror 96B. The cornea-side calibration unit 98 can insert / remove any one or more translucent members with respect to the optical path (corneal reference optical path) between the cornea shutter 95 and the cornea reference mirror 96B.

(校正時)
校正時には、網膜・前房深度用シャッター93及び角膜用シャッター95の双方が光路から退避されている。網膜・前房深度用光束は、網膜側校正用ユニット97により光路に配置された透光部材(又は孔部)を通過し、結像レンズ94Aにより網膜・前房深度用参照ミラー94Bの反射面に結像され、網膜・前房深度用参照ミラー94Bにより反射され、結像レンズ94A及び当該透光部材(又は孔部)を通過してビームスプリッタ92に戻る。角膜用光束は、角膜側校正用ユニット98により光路に配置された透光部材(又は孔部)を通過し、結像レンズ96Aにより角膜用参照ミラー96Bの反射面に結像され、角膜用参照ミラー96Bにより反射され、結像レンズ96A及び当該透光部材(又は孔部)を通過してビームスプリッタ92に戻る。ビームスプリッタ92は、網膜・前房深度用参照ミラー94Bからの参照光の反射光と角膜用参照ミラー96Bからの参照光の反射光とを干渉させる。それにより生成された干渉光は、校正用の干渉光として、光ファイバ80cによりファイバカプラ82に導かれる。
(During calibration)
At the time of calibration, both the retina / anterior chamber depth shutter 93 and the corneal shutter 95 are retracted from the optical path. The light beam for the retina / anterior chamber depth passes through a translucent member (or hole) arranged in the optical path by the retina side calibration unit 97, and is reflected by the imaging lens 94A on the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B. Is reflected by the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B, passes through the imaging lens 94A and the translucent member (or hole), and returns to the beam splitter 92. The corneal light beam passes through a translucent member (or hole) disposed in the optical path by the corneal side calibration unit 98, and is imaged on the reflection surface of the corneal reference mirror 96B by the imaging lens 96A. The light is reflected by the mirror 96B, passes through the imaging lens 96A and the translucent member (or hole), and returns to the beam splitter 92. The beam splitter 92 causes the reflected light of the reference light from the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B to interfere with the reflected light of the reference light from the cornea reference mirror 96B. The interference light generated thereby is guided to the fiber coupler 82 by the optical fiber 80c as calibration interference light.

一方、被検眼Eからの測定光LSの戻り光による干渉光が発生しないよう、クイックリターンミラー67は前述の分岐光路に挿入される。また、被検眼Eからの測定光LSの戻り光の光路長が、干渉が発生しないよう十分長くなるように被検眼Eが対物レンズ51(眼内距離測定系8)から十分に離れた位置に配置されるようにしてもよい。ファイバカプラ82は、光ファイバ80cにより導かれてきた校正用の干渉光を光ファイバ80dに導く。光ファイバ80dは、校正用の干渉光を分光器83に導く。校正用の干渉光には、網膜側校正用ユニット97又は角膜側校正用ユニット98による透光部材の挿脱により変化した参照光路の長さに関する情報が含まれる。処理部9は、分光器83から出力された信号にFFT(Fast Fourier Transform)等の公知の信号処理を施すことにより、透光部材の挿脱により変化した参照光路の長さに対応して変位する信号を取得する。この信号の変位量に基づいて、校正が行われる。   On the other hand, the quick return mirror 67 is inserted into the aforementioned branched optical path so that interference light due to the return light of the measurement light LS from the eye E is not generated. In addition, the eye E to be examined is positioned sufficiently away from the objective lens 51 (intraocular distance measurement system 8) so that the optical path length of the return light of the measurement light LS from the eye E is sufficiently long so that no interference occurs. It may be arranged. The fiber coupler 82 guides the interference light for calibration guided by the optical fiber 80c to the optical fiber 80d. The optical fiber 80d guides calibration interference light to the spectroscope 83. The interference light for calibration includes information on the length of the reference optical path that has changed due to the insertion and removal of the translucent member by the retina side calibration unit 97 or the cornea side calibration unit 98. The processing unit 9 performs known signal processing such as FFT (Fast Fourier Transform) on the signal output from the spectroscope 83, so that the processing unit 9 is displaced in accordance with the length of the reference optical path changed by insertion / removal of the translucent member. Get the signal to do. Calibration is performed based on the amount of displacement of this signal.

(測定時)
網膜・前房深度用シャッター93が光路から退避されている場合、網膜・前房深度用光束は、結像レンズ94Aにより網膜・前房深度用参照ミラー94Bの反射面に結像され、網膜・前房深度用参照ミラー94Bにより反射され、結像レンズ94Aを通過してビームスプリッタ92に戻る。角膜用シャッター95が光路から退避されている場合、角膜用光束は、結像レンズ96Aにより角膜用参照ミラー96Bの反射面に結像され、角膜用参照ミラー96Bにより反射され、結像レンズ96Aを通過してビームスプリッタ92に戻る。
(When measuring)
When the retina / anterior chamber depth shutter 93 is retracted from the optical path, the retina / anterior chamber depth luminous flux is imaged on the reflection surface of the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B by the imaging lens 94A. The light is reflected by the anterior chamber depth reference mirror 94B, passes through the imaging lens 94A, and returns to the beam splitter 92. When the corneal shutter 95 is retracted from the optical path, the corneal light beam is imaged on the reflecting surface of the corneal reference mirror 96B by the imaging lens 96A, reflected by the corneal reference mirror 96B, and passed through the imaging lens 96A. Pass through and return to beam splitter 92.

一方、干渉計ユニット80から出力された測定光LSは、コリメータレンズ84により平行光束とされる。平行光束とされた測定光LSは、光スキャナ87bにより偏向され、合焦レンズ85及びリレーレンズ86を通過し、ミラー87aにより偏向される。ミラー87aにより偏向された測定光LSは、瞳レンズ88を通過し、ダイクロイックミラー52により反射され、対物レンズ51を通過して被検眼Eに照射される。被検眼Eからの測定光LSの戻り光は、対物レンズ51を通過し、往路と同じ経路を通じて干渉計ユニット80に導かれる。光スキャナ87bは、例えば1以上のガルバノミラーを含み、処理部9による制御を受けて測定光LSの偏向方向を変化させる。光スキャナ87bは、瞳孔と光学的に共役な位置に配置される。   On the other hand, the measurement light LS output from the interferometer unit 80 is converted into a parallel light beam by the collimator lens 84. The measurement light LS converted into a parallel light beam is deflected by the optical scanner 87b, passes through the focusing lens 85 and the relay lens 86, and is deflected by the mirror 87a. The measurement light LS deflected by the mirror 87a passes through the pupil lens 88, is reflected by the dichroic mirror 52, passes through the objective lens 51, and is irradiated to the eye E. The return light of the measurement light LS from the eye E passes through the objective lens 51 and is guided to the interferometer unit 80 through the same path as the forward path. The optical scanner 87b includes, for example, one or more galvanometer mirrors, and changes the deflection direction of the measurement light LS under the control of the processing unit 9. The optical scanner 87b is disposed at a position optically conjugate with the pupil.

ファイバカプラ82は、参照光路長変更ユニット90を経由した参照光と、測定光LSの戻り光とを干渉させる。それにより生成された干渉光LCは、光ファイバ80dにより分光器83に導かれる。分光器83は、干渉光LCを空間的に波長分離し、これら波長成分をラインセンサで検出する。処理部9は、分光器83から出力された信号にFFT等の公知の信号処理を施すことにより、深さ方向の情報を取り出す。   The fiber coupler 82 causes the reference light that has passed through the reference optical path length changing unit 90 to interfere with the return light of the measurement light LS. The interference light LC generated thereby is guided to the spectroscope 83 by the optical fiber 80d. The spectrometer 83 spatially separates the interference light LC and detects these wavelength components with a line sensor. The processing unit 9 extracts information in the depth direction by performing known signal processing such as FFT on the signal output from the spectroscope 83.

本例ではスペクトラルドメインOCTが適用されているが、他のタイプのOCTを適用することも可能である。例えばスウェプトソースOCTが適用される場合、低コヒーレンス光源(干渉計光源81)の代わりに波長掃引光源(波長可変光源)が設けられ、且つ、分光器83の代わりにバランスドフォトダイオード等の光検出器が設けられる。   In this example, the spectral domain OCT is applied, but other types of OCT may be applied. For example, when the swept source OCT is applied, a wavelength swept light source (wavelength variable light source) is provided instead of the low coherence light source (interferometer light source 81), and a light detection such as a balanced photodiode is used instead of the spectrometer 83. A vessel is provided.

処理部9は、深さ方向の所定位置に干渉信号が配置されるように、網膜・前房深度用参照ミラーユニット94と角膜用参照ミラーユニット96とを移動させることが可能である。FFTにより得られる干渉信号の強度の深さ方向における変化の例を図3に示す。点線で示す干渉信号SC0が得られた状態において、図4に示すように網膜・前房深度用参照ミラーユニット94をビームスプリッタ92に近接させることにより、図3に示す所定範囲内に干渉信号SC0(網膜に相当)を移動させることができる。つまり、結像レンズ94A及び網膜・前房深度用参照ミラー94Bを点線で示す位置から実線で示す位置に移動させることにより、所望の範囲内に干渉信号SC0を移動させることができる。   The processing unit 9 can move the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 and the cornea reference mirror unit 96 so that the interference signal is arranged at a predetermined position in the depth direction. An example of the change in the depth direction of the intensity of the interference signal obtained by FFT is shown in FIG. In a state where the interference signal SC0 indicated by the dotted line is obtained, the interference signal SC0 is brought within a predetermined range shown in FIG. 3 by bringing the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 close to the beam splitter 92 as shown in FIG. (Corresponding to the retina) can be moved. That is, by moving the imaging lens 94A and the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B from the position indicated by the dotted line to the position indicated by the solid line, the interference signal SC0 can be moved within a desired range.

Zアライメント系1を用いて検出される角膜頂点の位置を利用することで、被検眼Eに対する対物レンズ51の距離(作動距離)を一定に保つことができる。ここで、角膜用シャッター95が光路から退避されると、角膜Kに相当する干渉信号も分光器83により同時に検出される。角膜用参照ミラー96Bは、網膜に相当する干渉信号SC1に重ならないように、角膜Kから所定距離dだけ離れた位置に配置される(図5)。これにより、図6に示すように、網膜に相当する干渉信号SC1と角膜に相当する干渉信号SC2の双方を、深さ方向における計測範囲Rにおいて同時に取得できる。   By using the position of the corneal apex detected using the Z alignment system 1, the distance (working distance) of the objective lens 51 with respect to the eye E can be kept constant. Here, when the corneal shutter 95 is retracted from the optical path, an interference signal corresponding to the cornea K is also simultaneously detected by the spectroscope 83. The cornea reference mirror 96B is disposed at a position away from the cornea K by a predetermined distance d so as not to overlap the interference signal SC1 corresponding to the retina (FIG. 5). Thereby, as shown in FIG. 6, both the interference signal SC1 corresponding to the retina and the interference signal SC2 corresponding to the cornea can be simultaneously acquired in the measurement range R in the depth direction.

図6に示すように計測範囲Rにおいて信号感度SCが変化する場合、比較的信号が弱い干渉信号SC1を比較的高感度の計測範囲R1で検出し、比較的信号が強い干渉信号SC2を比較的低感度の計測範囲R2で検出することができる。それにより、双方の干渉信号の検出精度が向上される。   As shown in FIG. 6, when the signal sensitivity SC changes in the measurement range R, the interference signal SC1 having a relatively weak signal is detected in the measurement range R1 having a relatively high sensitivity, and the interference signal SC2 having a relatively strong signal is relatively detected. Detection is possible in the low-sensitivity measurement range R2. Thereby, the detection accuracy of both interference signals is improved.

この実施形態では、被検眼Eの眼内距離を測定するとき、処理部9は、角膜用参照ミラーユニット96を固定した状態で網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を移動させる。それにより、基準部位としての角膜頂点を基準に被検眼Eの各種の眼内距離を測定することが可能になる。図5に示すように、眼軸長を測定する場合、網膜に相当する干渉信号を検出できるように網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を移動させて角膜頂点と眼底(網膜)との距離D1を求める。前房深度を測定する場合、水晶体前面に相当する干渉信号を検出できるように網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を移動させて角膜頂点と水晶体前面との距離D2を求める。水晶体厚を測定する場合、水晶体後面に相当する干渉信号を検出できるように網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を移動させて角膜頂点と水晶体後面との距離(D2+D3)を求め、距離(D2+D3)から前述の距離D2を差し引いて距離D3を求める。角膜厚を測定する場合、角膜後面に相当する干渉信号を検出して角膜頂点と角膜後面との距離を求める。   In this embodiment, when measuring the intraocular distance of the eye E, the processing unit 9 moves the reference mirror unit 94 for retinal / anterior chamber depth while the corneal reference mirror unit 96 is fixed. This makes it possible to measure various intraocular distances of the eye E based on the corneal apex as the reference site. As shown in FIG. 5, when measuring the axial length, the distance between the apex of the cornea and the fundus (retina) is moved by moving the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 so that an interference signal corresponding to the retina can be detected. Find D1. When measuring the anterior chamber depth, the distance D2 between the corneal apex and the lens front surface is obtained by moving the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 so that an interference signal corresponding to the lens front surface can be detected. When measuring the lens thickness, the distance (D2 + D3) between the apex of the cornea and the back surface of the lens is obtained by moving the reference mirror unit 94 for retinal / anterior chamber depth so that an interference signal corresponding to the back surface of the lens can be detected. ) Is subtracted from the distance D2 to obtain the distance D3. When measuring the corneal thickness, an interference signal corresponding to the corneal posterior surface is detected to determine the distance between the corneal apex and the corneal posterior surface.

(情報処理系の構成)
眼科装置1000の情報処理系について説明する。眼科装置1000の情報処理系の機能的構成の例を図7及び図8に示す。図7は、眼科装置1000の情報処理系の機能ブロック図の一例を表したものである。図8は、図7の演算処理部120の機能ブロック図の一例を表したものである。処理部9は、制御部110と演算処理部120とを含む。また、眼科装置1000は、表示部170と、操作部180と、通信部190とを含む。
(Information processing system configuration)
The information processing system of the ophthalmologic apparatus 1000 will be described. An example of the functional configuration of the information processing system of the ophthalmologic apparatus 1000 is shown in FIGS. FIG. 7 shows an example of a functional block diagram of an information processing system of the ophthalmologic apparatus 1000. FIG. 8 illustrates an example of a functional block diagram of the arithmetic processing unit 120 in FIG. The processing unit 9 includes a control unit 110 and an arithmetic processing unit 120. The ophthalmologic apparatus 1000 includes a display unit 170, an operation unit 180, and a communication unit 190.

(制御部110)
制御部110は、プロセッサを含み、眼科装置1000の各部を制御する。制御部110は、主制御部111と、記憶部112とを含む。主制御部111は、校正制御部111Aを含む。
(Control unit 110)
The control unit 110 includes a processor and controls each unit of the ophthalmologic apparatus 1000. The control unit 110 includes a main control unit 111 and a storage unit 112. The main control unit 111 includes a calibration control unit 111A.

主制御部111は、測定制御部として眼科装置1000の各部を制御する。主制御部111は、合焦制御部として、光源41及び視標チャート42、合焦レンズ72、85及びレフ測定光源61のそれぞれを移動する移動機構を駆動する駆動部のそれぞれに対して制御信号を出力することによりそれぞれの移動を制御する。合焦レンズ72及びレフ測定光源61は、共通の移動機構により移動されてもよい。この場合、主制御部111は、当該共通の移動機構を駆動する駆動部に対して制御信号を出力することにより合焦レンズ72及びレフ測定光源61の一体的な移動を制御する。同様に、合焦レンズ85は、合焦レンズ72及びレフ測定光源61と一体となって移動されてもよい。   The main control unit 111 controls each unit of the ophthalmologic apparatus 1000 as a measurement control unit. The main control unit 111 serves as a focus control unit for each of the drive units that drive the moving mechanism that moves the light source 41, the target chart 42, the focusing lenses 72 and 85, and the reflex measurement light source 61. To control each movement. The focusing lens 72 and the reflex measurement light source 61 may be moved by a common moving mechanism. In this case, the main control unit 111 controls the integral movement of the focusing lens 72 and the reflex measurement light source 61 by outputting a control signal to the drive unit that drives the common movement mechanism. Similarly, the focusing lens 85 may be moved together with the focusing lens 72 and the reflex measurement light source 61.

校正制御部111Aは、装置の各部を制御することにより、干渉計光源81の校正と、少なくとも網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を移動する移動機構を駆動するパルスモータ(駆動部、駆動手段)の校正とを行う。具体的には、校正制御部111Aは、クイックリターンミラー67を前述の分岐光路に挿入させる。次に、校正制御部111Aは、網膜・前房深度用シャッター93及び角膜用シャッター95の双方を光路から退避させる。続いて、校正制御部111Aは、網膜側校正用ユニット97及び角膜側校正用ユニット98の少なくとも一方を制御することにより、ビームスプリッタ92により分割された参照光路に所望の透光部材を配置させる。それにより、ビームスプリッタ92は、網膜・前房深度用参照ミラー94Bからの参照光の反射光と角膜用参照ミラー96Bからの参照光の反射光との干渉光を生成する。   The calibration control unit 111A controls each part of the apparatus to calibrate the interferometer light source 81 and to drive a moving mechanism that moves at least the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 (driving unit, driving unit). ). Specifically, the calibration control unit 111A causes the quick return mirror 67 to be inserted into the aforementioned branched optical path. Next, the calibration control unit 111A retracts both the retina / anterior chamber depth shutter 93 and the corneal shutter 95 from the optical path. Subsequently, the calibration control unit 111A controls the at least one of the retinal side calibration unit 97 and the corneal side calibration unit 98 to place a desired light transmitting member on the reference optical path divided by the beam splitter 92. Accordingly, the beam splitter 92 generates interference light between the reflected light of the reference light from the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B and the reflected light of the reference light from the cornea reference mirror 96B.

(演算処理部120)
演算処理部120は、例えば、眼屈折力の算出、眼内距離(眼軸長、前房深度、水晶体厚、角膜厚等)の算出、IOL度数の算出、光干渉計測画像(OCT画像)の生成、光干渉計測画像の解析など、各種の演算を実行する。演算処理部120は、眼屈折力算出部121と、眼内距離算出部122と、IOL度数算出部123と、校正量算出部124と、データ生成部125とを含む。眼内距離算出部122は、眼軸長算出部122Aと、前房深度算出部122Bと、水晶体厚算出部122Cと、角膜厚算出部122Dとを含む。
(Operation processing unit 120)
The arithmetic processing unit 120 calculates, for example, eye refractive power, intraocular distance (eye axis length, anterior chamber depth, lens thickness, corneal thickness, etc.), IOL power calculation, and optical interference measurement image (OCT image). Various calculations such as generation and analysis of optical interference measurement images are performed. The arithmetic processing unit 120 includes an eye refractive power calculation unit 121, an intraocular distance calculation unit 122, an IOL frequency calculation unit 123, a calibration amount calculation unit 124, and a data generation unit 125. The intraocular distance calculation unit 122 includes an axial length calculation unit 122A, an anterior chamber depth calculation unit 122B, a lens thickness calculation unit 122C, and a corneal thickness calculation unit 122D.

眼屈折力の算出において、眼屈折力算出部121は、レフ測定受光系7からの出力(リング像)の形状を解析する。例えば、眼屈折力算出部121は、得られた画像における輝度分布からリング像の重心位置を求め、この重心位置から放射状に延びる複数の走査方向に沿った輝度分布を求め、この輝度分布からリング像を特定する。続いて、眼屈折力算出部121は、特定されたリング像の近似楕円を求め、この近似楕円の長径及び短径を公知の式に代入することによって球面度数S、乱視度数C及び乱視軸角度Aを求める。或いは、眼屈折力算出部121は、基準パターンに対するリング像の変形及び変位に基づいて眼屈折力のパラメータを求めることができる。   In the calculation of the eye refractive power, the eye refractive power calculation unit 121 analyzes the shape of the output (ring image) from the reflex measurement light receiving system 7. For example, the eye refractive power calculation unit 121 obtains the center of gravity position of the ring image from the brightness distribution in the obtained image, obtains the brightness distribution along a plurality of scanning directions extending radially from the center of gravity position, and uses the ring distribution from the brightness distribution. Identify the image. Subsequently, the eye refractive power calculation unit 121 obtains an approximate ellipse of the specified ring image, and substitutes the major axis and minor axis of the approximate ellipse into known formulas to thereby obtain the spherical power S, the astigmatic power C, and the astigmatic axis angle. Find A. Alternatively, the eye refractive power calculation unit 121 can obtain the eye refractive power parameter based on the deformation and displacement of the ring image with respect to the reference pattern.

眼屈折力算出部121は、眼内距離測定系8を用いた光干渉計測の結果から、少なくとも球面度数を求めることができる。例えば、眼屈折力算出部121は、合焦レンズ85の移動により干渉光LCの検出信号がピークになる合焦レンズ85の位置を特定し、0Dに相当する合焦レンズの位置と、特定されたピークになる合焦レンズ85の位置とに基づいて等価球面度数を求める。   The eye refractive power calculation unit 121 can obtain at least the spherical power from the result of optical interference measurement using the intraocular distance measurement system 8. For example, the eye refractive power calculation unit 121 specifies the position of the focusing lens 85 at which the detection signal of the interference light LC reaches its peak due to the movement of the focusing lens 85, and is specified as the position of the focusing lens corresponding to 0D. The equivalent spherical power is obtained on the basis of the position of the focusing lens 85 at the peak.

眼屈折力算出部121は、観察系5により取得されたケラトリング像に基づいて、角膜屈折力、角膜乱視度及び角膜乱視軸角度を算出する。例えば、眼屈折力算出部121は、ケラトリング像を解析することにより角膜前面の強主経線や弱主経線の角膜曲率半径を算出し、角膜曲率半径に基づいて上記パラメータを算出する。   The eye refractive power calculation unit 121 calculates the corneal refractive power, the corneal astigmatism, and the corneal astigmatism axis angle based on the keratoling image acquired by the observation system 5. For example, the eye refractive power calculation unit 121 calculates the corneal curvature radius of the strong main meridian and the weak main meridian on the front surface of the cornea by analyzing the keratling image, and calculates the parameter based on the corneal curvature radius.

眼内距離算出部122は、眼内距離測定系8により取得された2つの干渉光の検出データに基づいて被検眼Eの1以上の眼内距離を算出する。眼内距離算出部122は、検出データに含まれる当該2つの干渉光に基づく2つの干渉信号(例えば図6参照)の位置の間隔に基づいて被検眼Eの眼内距離を算出する。   The intraocular distance calculation unit 122 calculates one or more intraocular distances of the eye E based on the two interference light detection data acquired by the intraocular distance measurement system 8. The intraocular distance calculation unit 122 calculates the intraocular distance of the eye E based on the interval between the positions of two interference signals (for example, see FIG. 6) based on the two interference lights included in the detection data.

眼内距離算出部122は、被検眼Eの基準部位を基準に複数の眼内距離を算出することが可能である。基準部位として、被検眼Eからの測定光LSの戻り光の強度が強い部位が挙げられる。基準部位には、被検眼Eの角膜頂点(角膜前面)や網膜や内境界膜等がある。それにより、被検眼Eが動いてしまい、干渉信号の位置が変わってしまった場合でも、常に基準部位の干渉信号を基準にすることによって、常に高い精度で複数の眼内距離を算出することができる。   The intraocular distance calculation unit 122 can calculate a plurality of intraocular distances based on the reference portion of the eye E to be examined. Examples of the reference part include a part where the intensity of the return light of the measurement light LS from the eye E is strong. The reference site includes the corneal apex (front of the cornea) of the eye E, the retina, the inner limiting membrane, and the like. Thereby, even when the eye E moves and the position of the interference signal changes, it is possible to always calculate a plurality of intraocular distances with high accuracy by always using the interference signal of the reference part as a reference. it can.

眼軸長算出部122Aは、角膜頂点に相当する干渉信号の位置と網膜に相当する干渉信号の位置との間隔に基づいて眼軸長(眼内距離D1)を求める。前房深度算出部122Bは、角膜頂点に相当する干渉信号の位置と水晶体前面に相当する干渉信号の位置との間隔に基づいて前房深度(眼内距離D2)を求める。前房深度を求めるときの角膜頂点に相当する干渉信号の位置は、眼軸長を求めるときに用いた角膜頂点に相当する干渉信号の位置を流用できる。水晶体厚算出部122Cは、角膜頂点に相当する干渉信号の位置と水晶体後面に相当する干渉信号の位置との間隔に基づいて距離(D2+D3)を求め、求められた距離(D2+D3)から距離D2を差し引くことにより水晶体厚(距離D3)を求める。角膜厚算出部122Dは、角膜頂点(角膜前面)に相当する干渉信号の位置と角膜後面に相当する干渉信号の位置との間隔に基づいて角膜厚を求める。   The axial length calculation unit 122A calculates the axial length (intraocular distance D1) based on the interval between the position of the interference signal corresponding to the corneal apex and the position of the interference signal corresponding to the retina. The anterior chamber depth calculation unit 122B obtains the anterior chamber depth (intraocular distance D2) based on the interval between the position of the interference signal corresponding to the corneal apex and the position of the interference signal corresponding to the front surface of the crystalline lens. As the position of the interference signal corresponding to the corneal apex when obtaining the anterior chamber depth, the position of the interference signal corresponding to the corneal apex used when obtaining the axial length can be used. The lens thickness calculator 122C obtains a distance (D2 + D3) based on the distance between the position of the interference signal corresponding to the apex of the cornea and the position of the interference signal corresponding to the rear surface of the lens, and calculates the distance D2 from the obtained distance (D2 + D3). The lens thickness (distance D3) is obtained by subtracting. The corneal thickness calculator 122D obtains the corneal thickness based on the interval between the position of the interference signal corresponding to the corneal apex (front surface of the cornea) and the position of the interference signal corresponding to the rear surface of the cornea.

IOL度数の算出において、IOL度数算出部123は、ケラトの測定結果と眼内距離算出部122において求められた眼軸長、前房深度、水晶体厚及び角膜厚の少なくとも1つを公知の計算式に代入することによりIOL度数を求める。なお、IOL度数算出部123は、眼屈折力の算出結果と眼軸長の算出結果とを公知の計算式に代入することによりIOL度数を求めてもよい。   In the calculation of the IOL frequency, the IOL frequency calculation unit 123 calculates at least one of the measurement result of kerato and the axial length, the anterior chamber depth, the lens thickness, and the corneal thickness obtained by the intraocular distance calculation unit 122 by a known calculation formula. IOL frequency is obtained by substituting into. The IOL power calculation unit 123 may calculate the IOL power by substituting the calculation result of the eye refractive power and the calculation result of the axial length into a known calculation formula.

校正量算出部124は、干渉計光源81に関する校正量及び網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を移動するためのパルスモータに関する校正量(調整量)を算出する。干渉計光源81に関する校正量は、網膜・前房深度用参照ミラーユニット94及び角膜用参照ミラーユニット96の双方の移動が伴わない状態で算出される。校正量算出部124は、網膜・前房深度用参照光路の長さと角膜用参照光路の長さとが略等しくされた後にいずれか一方の光路に透光部材が挿入されているときに取得された第1検出データと、当該光路から透光部材が退避されているときに取得された第2検出データとに基づいて干渉計光源81に関する校正量を算出する。第1検出データは、例えば、網膜側校正用ユニット97により参照光路の長さが変更された後に生成された、網膜・前房深度用参照光路からの反射光(戻り光)と角膜用参照光路からの反射光(戻り光)との第1干渉光を分光器83により検出することにより取得される。第2検出データは、網膜側校正用ユニット97により参照光路の長さが変更される前に生成された、網膜・前房深度用参照光路からの反射光と角膜用参照光路からの反射光との第2干渉光を分光器83により検出することにより取得される。   The calibration amount calculation unit 124 calculates a calibration amount relating to the interferometer light source 81 and a calibration amount (adjustment amount) relating to the pulse motor for moving the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94. The calibration amount related to the interferometer light source 81 is calculated in a state where both the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 and the cornea reference mirror unit 96 are not moved. The calibration amount calculation unit 124 was acquired when the translucent member was inserted into one of the optical paths after the length of the reference optical path for the retina / anterior chamber depth and the length of the reference optical path for the cornea were substantially equal. A calibration amount for the interferometer light source 81 is calculated based on the first detection data and the second detection data acquired when the translucent member is retracted from the optical path. The first detection data is, for example, reflected light (return light) from the reference optical path for retinal / anterior chamber depth and the reference optical path for cornea generated after the length of the reference optical path is changed by the retinal side calibration unit 97. It is acquired by detecting the first interference light with the reflected light (returned light) from the spectrometer 83. The second detection data includes the reflected light from the retinal / anterior chamber depth reference optical path and the reflected light from the corneal reference optical path generated before the length of the reference optical path is changed by the retinal calibration unit 97. Of the second interference light is detected by the spectroscope 83.

2つの検出データにそれぞれ含まれる第1干渉光に基づく干渉信号と第2干渉光に基づく干渉信号との変位量は、分光器83に含まれるラインセンサのピクセル数に対応する。変位量からピクセル数を求めることで、透光部材の挿脱による光路長の変化分に相当するラインセンサのピクセル数がわかり、干渉計光源81に関する校正量を求めることが可能になる。   The amount of displacement between the interference signal based on the first interference light and the interference signal based on the second interference light respectively included in the two detection data corresponds to the number of pixels of the line sensor included in the spectroscope 83. By obtaining the number of pixels from the amount of displacement, the number of pixels of the line sensor corresponding to the change in the optical path length due to the insertion / removal of the translucent member can be known, and the calibration amount for the interferometer light source 81 can be obtained.

また、網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を移動するためのパルスモータに関する校正量は、網膜・前房深度用参照光路の長さと角膜用参照光路の長さとを相対的に変更することにより算出される。校正量算出部124は、上記の光路長が相対的に変更された後に取得された第1検出データと、上記の光路長が相対的に変更される前に取得された第2検出データとに基づいて、当該パルスモータに関する校正量を算出する。第1検出データは、上記の光路長が相対的に変更された後に網膜・前房深度用参照光路からの戻り光と角膜側参照光路からの戻り光との第1干渉光を分光器83により検出することにより取得される。第2検出データは、上記の光路長が相対的に変更される前に生成された網膜・前房深度用参照光路からの戻り光と角膜用参照光路からの戻り光との第2干渉光を分光器83により検出することにより取得される。   Further, the calibration amount related to the pulse motor for moving the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 is obtained by relatively changing the length of the retina / anterior chamber depth reference optical path and the length of the cornea reference optical path. Calculated. The calibration amount calculation unit 124 includes first detection data acquired after the optical path length is relatively changed, and second detection data acquired before the optical path length is relatively changed. Based on this, a calibration amount relating to the pulse motor is calculated. The first detection data is obtained by using the spectroscope 83 to obtain the first interference light of the return light from the retinal / anterior chamber depth reference optical path and the return light from the corneal side reference optical path after the optical path length is relatively changed. Acquired by detecting. The second detection data is the second interference light of the return light from the retina / anterior chamber depth reference optical path and the return light from the corneal reference optical path generated before the optical path length is relatively changed. It is acquired by detecting with the spectroscope 83.

2つの検出データにそれぞれ含まれる第1干渉光に基づく干渉信号と第2干渉光に基づく干渉信号との変位量は、網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を移動するためのパルスモータに対する制御パルス数(制御量)に対応する。例えば、取得された変位量から前述の干渉計光源81に関する校正量に基づいて正確な変位量を求めることで、透光部材の挿脱による光路長の変化分に相当する制御パルス数がわかり、パルスモータに関する校正量を求めることが可能になる。なお、干渉計光源81に関する校正量を用いて干渉信号の変位量を換算することなく、取得された干渉信号の変位量をそのまま用いてパルスモータに関する校正量を求めてもよい。   The amount of displacement between the interference signal based on the first interference light and the interference signal based on the second interference light included in each of the two detection data is controlled with respect to the pulse motor for moving the reference mirror unit 94 for retinal / anterior chamber depth. Corresponds to the number of pulses (control amount). For example, by obtaining an accurate displacement amount from the obtained displacement amount based on the calibration amount related to the interferometer light source 81 described above, the number of control pulses corresponding to the change in the optical path length due to the insertion / removal of the translucent member can be obtained, It becomes possible to obtain the calibration amount for the pulse motor. Note that the calibration amount related to the pulse motor may be obtained using the obtained displacement amount of the interference signal as it is without converting the displacement amount of the interference signal using the calibration amount related to the interferometer light source 81.

また、測定部位に応じて厚さが互いに異なる複数の透光部材を選択的に光路に挿脱させることにより、各測定部位の測定範囲での校正が可能になり、高精度な眼内距離の測定を維持することができる。   In addition, by selectively inserting / removing a plurality of translucent members having different thicknesses depending on the measurement site to / from the optical path, calibration within the measurement range of each measurement site is possible, and a highly accurate intraocular distance can be obtained. Measurement can be maintained.

この実施形態では、角膜用参照ミラーユニット96が固定された状態で前述の測定が行われるため、網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を移動するためのパルスモータに関する校正量だけが算出される。角膜用参照ミラーユニット96を移動するためのパルスモータに関する校正量も同様に算出することも可能である。   In this embodiment, since the above-described measurement is performed with the corneal reference mirror unit 96 fixed, only the calibration amount relating to the pulse motor for moving the reference mirror unit 94 for retinal / anterior chamber depth is calculated. . It is also possible to calculate the calibration amount related to the pulse motor for moving the cornea reference mirror unit 96 in the same manner.

データ生成部125は、光干渉計測による測定時に得られた干渉光の検出結果と校正時に取得された校正量とに基づいて、被検眼Eに関するデータを生成する。被検眼Eに関するデータには、光干渉計測画像、光干渉計測画像の解析結果などがある。データ生成部125は、眼内距離算出部122を含んでもよい。   The data generation unit 125 generates data related to the eye E based on the detection result of the interference light obtained at the time of measurement by optical interference measurement and the calibration amount obtained at the time of calibration. The data relating to the eye E includes an optical interference measurement image, an analysis result of the optical interference measurement image, and the like. The data generation unit 125 may include an intraocular distance calculation unit 122.

(表示部170、操作部180)
表示部170は、制御部110による制御を受けて情報を表示する。表示部170は表示部10を含む。操作部180は、眼科装置1000の操作や情報入力に使用される。操作部180は、各種のハードウェアキー(ジョイスティック、ボタン、スイッチなど)、及び/又は、表示部170に提示される各種のソフトウェアキー(ボタン、アイコン、メニューなど)を含む。
(Display unit 170, operation unit 180)
The display unit 170 displays information under the control of the control unit 110. The display unit 170 includes the display unit 10. The operation unit 180 is used to operate the ophthalmologic apparatus 1000 and input information. The operation unit 180 includes various hardware keys (joysticks, buttons, switches, etc.) and / or various software keys (buttons, icons, menus, etc.) presented on the display unit 170.

(通信部190)
通信部190は、外部装置と通信する機能を持つ。通信部190は、外部装置との接続形態に応じた通信インターフェイスを備える。外部装置の例として、レンズの光学特性を測定するための眼鏡レンズ測定装置がある。眼鏡レンズ測定装置は、被検者が装用する眼鏡レンズの度数などを測定し、この測定データを眼科装置1000に入力する。また、外部装置は、任意の眼科装置、記録媒体から情報を読み取る装置(リーダ)や、記録媒体に情報を書き込む装置(ライタ)などでもよい。更に、外部装置は、病院情報システム(HIS)サーバ、DICOM(Digital Imaging and COmmunication in Medicine)サーバ、医師端末、モバイル端末、個人端末、クラウドサーバなどでもよい。
(Communication unit 190)
The communication unit 190 has a function of communicating with an external device. The communication unit 190 includes a communication interface corresponding to a connection form with an external device. As an example of the external device, there is a spectacle lens measurement device for measuring optical characteristics of a lens. The spectacle lens measurement device measures the power of the spectacle lens worn by the subject and inputs this measurement data to the ophthalmologic apparatus 1000. The external device may be an arbitrary ophthalmic device, a device that reads information from a recording medium (reader), a device that writes information to a recording medium (writer), or the like. Further, the external device may be a hospital information system (HIS) server, a DICOM (Digital Imaging and Communication in Medicine) server, a doctor terminal, a mobile terminal, a personal terminal, a cloud server, or the like.

<動作例>
実施形態に係る眼科装置1000の動作について説明する。眼科装置1000の動作の一例を図9〜図12に示す。図9に、眼科装置1000を用いた測定フローを示す。
<Operation example>
An operation of the ophthalmologic apparatus 1000 according to the embodiment will be described. An example of the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 is shown in FIGS. FIG. 9 shows a measurement flow using the ophthalmologic apparatus 1000.

(S1)
眼科装置1000は、検者等のユーザによる電源オン操作により通常動作モードで起動される。
(S1)
The ophthalmologic apparatus 1000 is activated in a normal operation mode by a power-on operation by a user such as an examiner.

(S2)
眼科装置1000は、眼内距離を測定するための校正量を算出する。
(S2)
The ophthalmologic apparatus 1000 calculates a calibration amount for measuring the intraocular distance.

(S3)
眼科装置1000は、眼内距離測定を含む他覚測定と自覚検査とを実行する。S3では、眼内距離測定において、S2において算出された校正量を用いて測定値が求められる。
(S3)
The ophthalmologic apparatus 1000 performs objective measurement including intraocular distance measurement and subjective examination. In S3, in the intraocular distance measurement, a measurement value is obtained using the calibration amount calculated in S2.

(S4)
ユーザにより電源オフ操作が行われたとき(S4:Y)、眼科装置1000の動作は終了する(エンド)。ユーザにより電源オフ操作が行われないとき(S4:N)、眼科装置1000の動作はS5に移行する。
(S4)
When the user performs a power-off operation (S4: Y), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 ends (end). When the power-off operation is not performed by the user (S4: N), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S5.

(S5)
ユーザにより一定時間内に操作部180に対して操作が行われなかったとき(S5:Y)、眼科装置1000の動作はS6に移行する。ユーザにより一定時間内に操作部180に対して操作が行われたとき(S5:N)、眼科装置1000の動作はS3に移行する。
(S5)
When the user does not perform an operation on the operation unit 180 within a predetermined time (S5: Y), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S6. When the user performs an operation on the operation unit 180 within a predetermined time (S5: N), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S3.

(S6)
ユーザにより一定時間内に操作部180に対して操作が行われなかったとき(S5:Y)、眼科装置1000は通常動作モードからスリープモードに移行する。スリープモードでは、光源の点灯がオフにされたり、表示部130の表示がオフにされたりする。
(S6)
When the user does not operate the operation unit 180 within a certain time (S5: Y), the ophthalmologic apparatus 1000 shifts from the normal operation mode to the sleep mode. In the sleep mode, the lighting of the light source is turned off or the display of the display unit 130 is turned off.

(S7)
スリープモードにおいてユーザにより操作部180に対して操作を行われなかったとき(S7:N)、眼科装置1000の動作はS6に移行する。スリープモードにおいてユーザにより操作部180に対して操作が行われたとき(S7:Y)、眼科装置1000の動作はS2に移行する。
(S7)
When the user does not operate the operation unit 180 in the sleep mode (S7: N), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S6. When the user operates the operation unit 180 in the sleep mode (S7: Y), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S2.

図9のS2では、網膜側校正用ユニット97及び角膜側校正用ユニット98の少なくとも一方を用いて、干渉計光源81に関する校正量と、パルスモータに関する校正量とが算出される。図9のS3では、網膜側校正用ユニット97を用いて、参照光路に被検眼Eの分散を補償するための分散補償部材が挿入される。   In S2 of FIG. 9, the calibration amount relating to the interferometer light source 81 and the calibration amount relating to the pulse motor are calculated using at least one of the retina side calibration unit 97 and the cornea side calibration unit 98. In S3 of FIG. 9, using the retinal side calibration unit 97, a dispersion compensation member for compensating for the dispersion of the eye E is inserted into the reference optical path.

図10Aは、角膜側校正用ユニット98の構成の概要を模式的に表したものである。図10Bは、網膜側校正用ユニット97の構成の概要を模式的に表したものである。図10Cは、実施形態の動作説明図を表したものである。   FIG. 10A schematically shows the outline of the configuration of the cornea side calibration unit 98. FIG. 10B schematically shows an outline of the configuration of the retinal side calibration unit 97. FIG. 10C shows an operation explanatory diagram of the embodiment.

角膜側校正用ユニット98は、孔部981と、厚さt1を有するガラス(厚)(透光部材)982と、厚さt2を有するガラス(中)983とが円周方向に沿って設けられたターレット板98aを含む(図10A参照)。厚さt1は、眼軸長に相当する厚さである。厚さt2(t1>t2)は、前房深度に相当する厚さである。網膜側校正用ユニット97は、分散補償部材971と、孔部972と、厚さt3を有するガラス(薄)973とが、円周方向に沿って設けられたターレット板97aを含む(図10B参照)。厚さt3(t1>t2>t3)は、角膜厚に相当する厚さである。   The cornea side calibration unit 98 includes a hole 981, a glass (thickness) (translucent member) 982 having a thickness t1, and a glass (medium) 983 having a thickness t2 along the circumferential direction. A turret plate 98a (see FIG. 10A). The thickness t1 is a thickness corresponding to the axial length. The thickness t2 (t1> t2) is a thickness corresponding to the anterior chamber depth. The retinal calibration unit 97 includes a turret plate 97a in which a dispersion compensation member 971, a hole 972, and a glass (thin) 973 having a thickness t3 are provided along the circumferential direction (see FIG. 10B). ). The thickness t3 (t1> t2> t3) is a thickness corresponding to the corneal thickness.

図10Cに示すように、干渉計光源81に関する校正量の算出時には、角膜側校正用ユニット98により角膜用参照光路に孔部981が配置され、網膜側校正用ユニット97により網膜・前房深度用参照光路にガラス(薄)973が配置される。それにより、干渉計光源81の経時変化の影響を受けた信号の変位量に基づく校正量が算出される。なお、干渉計光源81に関する校正量の算出時には、角膜用参照光路にガラス(薄)が配置され、網膜・前房深度用参照光路に孔部が配置されてもよい。   As shown in FIG. 10C, when calculating the calibration amount related to the interferometer light source 81, the cornea-side calibration unit 98 arranges a hole 981 in the corneal reference optical path, and the retinal-side calibration unit 97 uses the retinal / anterior chamber depth. Glass (thin) 973 is disposed in the reference optical path. Thereby, the calibration amount based on the displacement amount of the signal affected by the change with time of the interferometer light source 81 is calculated. When calculating the calibration amount related to the interferometer light source 81, glass (thin) may be disposed in the corneal reference optical path, and a hole may be disposed in the retina / anterior chamber depth reference optical path.

前房深度及び水晶体厚の測定時に使用されるパルスモータに関する校正量の算出時には、角膜側校正用ユニット98により角膜用参照光路にガラス(中)983が配置され、網膜側校正用ユニット97により網膜・前房深度用参照光路に孔部972が配置される。それにより、前房深度及び水晶体厚の測定範囲でパルスモータの経時変化の影響を受けた信号の変位量に基づく校正量が算出される。眼軸長の測定時に使用されるパルスモータに関する校正量の算出時には、角膜側校正用ユニット98により角膜用参照光路にガラス(厚)982が配置され、網膜側校正用ユニット97により網膜・前房深度用参照光路に孔部972が配置される。それにより、眼軸長の測定範囲でパルスモータの経時変化の影響を受けた信号の変位量に基づく校正量が算出される。   When calculating the calibration amount related to the pulse motor used when measuring the anterior chamber depth and the lens thickness, a glass (medium) 983 is arranged in the corneal reference optical path by the cornea side calibration unit 98, and the retina side calibration unit 97 uses the retina. A hole 972 is disposed in the reference optical path for anterior chamber depth. Thereby, the calibration amount based on the displacement amount of the signal affected by the temporal change of the pulse motor in the measurement range of the anterior chamber depth and the lens thickness is calculated. When calculating the calibration amount related to the pulse motor used when measuring the axial length, glass (thickness) 982 is placed in the cornea reference optical path by the cornea side calibration unit 98, and the retina / anterior chamber by the retina side calibration unit 97. A hole 972 is arranged in the depth reference optical path. Thereby, the calibration amount based on the displacement amount of the signal affected by the change of the pulse motor with time in the measurement range of the axial length is calculated.

光干渉計測測定時には、角膜側校正用ユニット98により角膜用参照光路に孔部981が配置され、網膜側校正用ユニット97により網膜・前房深度用参照光路に分散補償部材971が配置される。それにより、分散補償部材を個別に設ける必要がなくなる。   At the time of optical interference measurement, a hole 981 is arranged in the corneal reference optical path by the corneal side calibration unit 98, and a dispersion compensation member 971 is arranged in the reference optical path for retinal / anterior chamber depth by the retinal side calibration unit 97. Thereby, it is not necessary to provide a dispersion compensation member separately.

図11に、図9のS2の校正の動作例のフロー図を示す。S11〜S17では、干渉計光源81に関する校正量が求められる。S18〜S21では、前房深度及び水晶体厚の測定時に使用されるパルスモータに関する校正量が求められる。S22〜S25では、眼軸長測定時に使用されるパルスモータに関する校正量が求められる。   FIG. 11 shows a flowchart of an operation example of the calibration in S2 of FIG. In S11 to S17, a calibration amount related to the interferometer light source 81 is obtained. In S18 to S21, a calibration amount related to the pulse motor used when measuring the anterior chamber depth and the lens thickness is obtained. In S22 to S25, a calibration amount related to the pulse motor used when measuring the axial length is obtained.

(S11)
校正制御部111Aは、干渉計光源81から出力される光L0の光量を所定の校正用の光量まで低下させる。校正制御部111Aは、例えば、パルス幅変調制御により点灯時間を短くすることにより干渉計光源81からの光L0の光量を低下させる。校正制御部111Aは、光L0の光路にND(Neutral Density)フィルタを挿入したり、図示しない光減衰器の減衰率を制御したりすることによりファイバカプラ82に導かれる光L0の光量を低下させてもよい。また、校正制御部111Aは、クイックリターンミラー67を前述の分岐光路に挿入させると共に、網膜・前房深度用シャッター93及び角膜用シャッター95の双方を光路から退避させる。
(S11)
The calibration controller 111A reduces the light amount of the light L0 output from the interferometer light source 81 to a predetermined light amount for calibration. For example, the calibration control unit 111A reduces the light amount of the light L0 from the interferometer light source 81 by shortening the lighting time by pulse width modulation control. The calibration controller 111A reduces the amount of light L0 guided to the fiber coupler 82 by inserting an ND (Neutral Density) filter in the optical path of the light L0 or controlling the attenuation factor of an optical attenuator (not shown). May be. Further, the calibration control unit 111A inserts the quick return mirror 67 into the above-described branch optical path, and retracts both the retina / anterior chamber depth shutter 93 and the corneal shutter 95 from the optical path.

(S12)
校正制御部111Aは、網膜・前房深度用参照ミラー94Bからの参照光の反射光と角膜用参照ミラー96Bからの参照光の反射光とが干渉する位置に、網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を移動する。校正制御部111Aは、分光器83により得られる干渉光の検出結果に基づいて網膜・前房深度用参照ミラーユニット94の移動を制御することができる。
(S12)
The calibration control unit 111A has a reference mirror for the retina / anterior chamber depth at a position where the reflected light of the reference light from the reference mirror 94B for the retina / anterior chamber depth interferes with the reflected light of the reference light from the reference mirror 96B for the cornea. The unit 94 is moved. The calibration control unit 111A can control the movement of the reference mirror unit 94 for the retina / anterior chamber depth based on the detection result of the interference light obtained by the spectroscope 83.

(S13)
校正制御部111Aは、S12で移動された網膜・前房深度用参照ミラーユニット94の位置における2つの参照光路の反射光の干渉光に基づく干渉信号を取得する。校正量算出部124は、取得された干渉信号の重心位置をガラス未挿入時の信号位置として求める。
(S13)
The calibration control unit 111A acquires an interference signal based on the interference light of the reflected light of the two reference optical paths at the position of the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 moved in S12. The calibration amount calculator 124 obtains the position of the center of gravity of the acquired interference signal as the signal position when the glass is not inserted.

(S14)
校正制御部111Aは、図10Cに示すように、角膜側校正用ユニット98により角膜用参照光路に孔部981を配置させ、網膜側校正用ユニット97により網膜・前房深度用参照光路にガラス(薄)973を配置させる。
(S14)
As shown in FIG. 10C, the calibration control unit 111A arranges a hole 981 in the corneal reference optical path by the corneal side calibration unit 98, and the retinal side calibration unit 97 sets the glass ( Thin) 973 is placed.

(S15)
校正制御部111Aは、S14で網膜・前房深度用参照光路にガラス(薄)973が挿入されたときの2つの参照光路の反射光の干渉光に基づく干渉信号を取得する。校正量算出部124は、取得された干渉信号の重心位置をガラス(薄)挿入時の信号位置として求める。
(S15)
The calibration control unit 111A acquires an interference signal based on the interference light of the reflected light of the two reference light paths when the glass (thin) 973 is inserted into the retina / anterior chamber depth reference light path in S14. The calibration amount calculator 124 obtains the position of the center of gravity of the acquired interference signal as the signal position when the glass (thin) is inserted.

(S16)
校正量算出部124は、S13で取得された干渉信号の重心位置とS15で取得された干渉信号の重心位置との位置ずれ(重心間距離)を求める。
(S16)
The calibration amount calculation unit 124 obtains a displacement (distance between centroids) between the centroid position of the interference signal acquired in S13 and the centroid position of the interference signal acquired in S15.

(S17)
校正量算出部124は、S16において求められた位置ずれ分に相当する分光器83のラインセンサのピクセル数pを求め、ガラス(薄)973による光路長の変化分T3を用いて、干渉計光源81に関する校正量(T3/p(μm/ピクセル))を算出する。T3は、ガラス(薄)973の厚さt3と既知の屈折率を用いて特定することが可能である。
(S17)
The calibration amount calculation unit 124 obtains the number of pixels p of the line sensor of the spectroscope 83 corresponding to the misalignment obtained in S16, and uses the change T3 of the optical path length due to the glass (thin) 973 to obtain the interferometer light source. A calibration amount (T3 / p (μm / pixel)) for 81 is calculated. T3 can be specified using the thickness t3 of the glass (thin) 973 and the known refractive index.

(S18)
次に、校正制御部111Aは、図10Cに示すように、角膜側校正用ユニット98により角膜用参照光路にガラス(中)983を配置させ、網膜側校正用ユニット97により網膜・前房深度用参照光路に孔部972を配置させる。
(S18)
Next, as shown in FIG. 10C, the calibration control unit 111A places glass (medium) 983 in the cornea reference optical path by the cornea side calibration unit 98, and uses the retina side calibration unit 97 for retina / anterior chamber depth. A hole 972 is disposed in the reference optical path.

(S19)
S18において角膜用参照光路の長さが長くなるため、網膜・前房深度用参照光路の長さを長くすることで、2つの参照光路の反射光の干渉光を生成することができる。そのため、校正制御部111Aは、網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を移動して、網膜・前房深度用参照ミラー94Bからの参照光の反射光と角膜用参照ミラー96Bからの参照光の反射光とを干渉させる。このとき、校正制御部111Aは、網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を所望の位置まで移動するパルスモータを制御するための制御パルス数である移動パルス数をカウントし、カウントした移動パルス数PL1を取得する。
(S19)
Since the length of the corneal reference optical path is increased in S18, the interference light of the reflected light of the two reference optical paths can be generated by increasing the length of the retina / anterior chamber depth reference optical path. Therefore, the calibration controller 111A moves the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 to reflect the reference light reflected from the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B and the reference light from the cornea reference mirror 96B. Interference with reflected light. At this time, the calibration control unit 111A counts the number of movement pulses, which is the number of control pulses for controlling the pulse motor that moves the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 to a desired position. Get PL1.

(S20)
校正制御部111Aは、S19で移動された網膜・前房深度用参照ミラーユニット94の位置における2つの参照光路の反射光の干渉光に基づく干渉信号を取得する。校正量算出部124は、取得された干渉信号の重心位置をガラス(中)挿入時の信号位置として求める。
(S20)
The calibration control unit 111A acquires an interference signal based on the interference light of the reflected light of the two reference optical paths at the position of the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 moved in S19. The calibration amount calculator 124 obtains the position of the center of gravity of the acquired interference signal as the signal position when the glass (medium) is inserted.

(S21)
校正量算出部124は、S19の移動前の干渉信号の重心位置からS20において求められた干渉信号の重心位置までの分光器83のラインセンサのピクセル数p´を求める。校正量算出部124は、S17において算出された校正量を用いて、ピクセル数p´に相当する移動距離D´(μm)を求める。校正量算出部124は、求められた移動距離D´と、ガラス(中)983による光路長の変化分T2と、S19で取得された移動パルス数PL1とを用いて、網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を移動するパルスモータに関する校正量((D´+T2)/PL1(μm/パルス))を算出する。S21において求められた校正量は、前房深度及び水晶体厚の測定時に使用される。
(S21)
The calibration amount calculation unit 124 obtains the pixel number p ′ of the line sensor of the spectroscope 83 from the gravity center position of the interference signal before the movement in S19 to the gravity center position of the interference signal obtained in S20. The calibration amount calculation unit 124 obtains a movement distance D ′ (μm) corresponding to the number of pixels p ′ using the calibration amount calculated in S17. The calibration amount calculation unit 124 uses the calculated moving distance D ′, the change T2 of the optical path length due to the glass (medium) 983, and the moving pulse number PL1 acquired in S19 for the retina / anterior chamber depth. A calibration amount ((D ′ + T2) / PL1 (μm / pulse)) regarding the pulse motor that moves the reference mirror unit 94 is calculated. The calibration amount obtained in S21 is used when measuring the anterior chamber depth and the lens thickness.

(S22)
次に、校正制御部111Aは、図10Cに示すように、角膜側校正用ユニット98により角膜用参照光路にガラス(厚)982を配置させ、網膜側校正用ユニット97により網膜・前房深度用参照光路に孔部972を配置させる。
(S22)
Next, as shown in FIG. 10C, the calibration control unit 111A places glass (thickness) 982 in the corneal reference optical path by the corneal side calibration unit 98, and uses the retinal side calibration unit 97 for retinal / anterior chamber depth. A hole 972 is disposed in the reference optical path.

(S23)
S23では、S19と同様に、校正制御部111Aは、網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を移動して、網膜・前房深度用参照ミラー94Bからの参照光の反射光と角膜用参照ミラー96Bからの参照光の反射光とを干渉させる。このとき、校正制御部111Aは、網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を所望の位置まで移動するパルスモータを制御するための制御パルス数である移動パルス数をカウントし、カウントした移動パルス数PL2を取得する。
(S23)
In S23, similarly to S19, the calibration controller 111A moves the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 to reflect the reference light from the retina / anterior chamber depth reference mirror 94B and the cornea reference mirror. The reflected light of the reference light from 96B is caused to interfere. At this time, the calibration control unit 111A counts the number of movement pulses, which is the number of control pulses for controlling the pulse motor that moves the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 to a desired position. Get PL2.

(S24)
校正制御部111Aは、S23で移動された網膜・前房深度用参照ミラーユニット94の位置における2つの参照光路の戻り光の干渉光に基づく干渉信号を取得する。校正量算出部124は、取得された干渉信号の重心位置をガラス(厚)挿入時の信号位置として求める。
(S24)
The calibration controller 111A acquires an interference signal based on the interference light of the return light of the two reference optical paths at the position of the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 moved in S23. The calibration amount calculator 124 obtains the position of the center of gravity of the acquired interference signal as the signal position when the glass (thickness) is inserted.

(S25)
校正量算出部124は、S23の移動前の干渉信号の重心位置からS24において求められた干渉信号の重心位置までの分光器83のラインセンサのピクセル数p´´を求める。校正量算出部124は、S17において算出された校正量を用いて、ピクセル数p´´に相当する移動距離D´´(μm)を求める。校正量算出部124は、求められた移動距離D´´と、ガラス(厚)982による光路長の変化分T1と、S23で取得された移動パルス数PL2とを用いて、網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を移動するパルスモータに関する校正量((D´´+T1)/PL2(μm/パルス))を算出する。S25において求められた校正量は、眼軸長の測定時に使用される。以上で、図9のS2の校正の動作は終了する(エンド)。
(S25)
The calibration amount calculation unit 124 obtains the pixel number p ″ of the line sensor of the spectroscope 83 from the gravity center position of the interference signal before the movement in S23 to the gravity center position of the interference signal obtained in S24. The calibration amount calculation unit 124 obtains a movement distance D ″ (μm) corresponding to the number of pixels p ″ using the calibration amount calculated in S17. The calibration amount calculation unit 124 uses the calculated moving distance D ″, the change in optical path length T1 due to the glass (thickness) 982, and the moving pulse number PL2 acquired in S23 to use the retina / anterior chamber depth. The calibration amount ((D ″ + T1) / PL2 (μm / pulse)) relating to the pulse motor that moves the reference mirror unit 94 is calculated. The calibration amount obtained in S25 is used when measuring the axial length. This completes the calibration operation of S2 in FIG. 9 (END).

図12に、図9のS3の測定の動作例のフロー図を示す。   FIG. 12 shows a flowchart of an operation example of the measurement in S3 of FIG.

(S31)
検者等のユーザが操作部180に対して所定の操作を行うことで、眼科装置1000は、アライメントを実行する。具体的には、主制御部111は、Zアライメント光源11やXYアライメント光源21や光源41を点灯させる。処理部9は、撮像素子59の撮像面上に結像された前眼部像の撮像信号を取得し、表示部170(表示部10の表示画面10a)に前眼部像E’を表示させる。その後、図1に示す光学系が被検眼Eの検査位置に移動される。検査位置とは、被検眼Eの検査を行うことが可能な位置である。前述のアライメント(Zアライメント系1及びXYアライメント系2と観察系5とによるアライメント)を介して被検眼Eが検査位置に配置される。光学系の移動は、ユーザによる操作若しくは指示又は制御部110による指示にしたがって、制御部110によって実行される。
(S31)
When a user such as an examiner performs a predetermined operation on the operation unit 180, the ophthalmologic apparatus 1000 executes alignment. Specifically, the main control unit 111 turns on the Z alignment light source 11, the XY alignment light source 21, and the light source 41. The processing unit 9 acquires an image signal of the anterior segment image formed on the imaging surface of the image sensor 59 and displays the anterior segment image E ′ on the display unit 170 (the display screen 10a of the display unit 10). . Thereafter, the optical system shown in FIG. 1 is moved to the inspection position of the eye E. The inspection position is a position where the eye E can be inspected. The eye E to be examined is placed at the examination position via the above-described alignment (alignment by the Z alignment system 1, the XY alignment system 2, and the observation system 5). The movement of the optical system is executed by the control unit 110 in accordance with an operation or instruction by the user or an instruction from the control unit 110.

また、主制御部111は、レフ測定光源61、合焦レンズ72、合焦レンズ85、光源41及び視標チャート42を連動させて、光軸に沿って原点、例えば、0Dの位置に移動させる。原点への移動は、ユーザによる操作若しくは指示又は主制御部111による指示にしたがって、主制御部111によって実行される。   Further, the main control unit 111 moves the reflex measurement light source 61, the focusing lens 72, the focusing lens 85, the light source 41, and the target chart 42 to move along the optical axis to the origin, for example, a position of 0D. . The movement to the origin is executed by the main control unit 111 according to an operation or instruction by the user or an instruction from the main control unit 111.

(S32)
主制御部111は、ケラト測定を実行させる。すなわち、主制御部111は、ケラトリング光源32を点灯させる。ケラトリング光源32から光が出力されると、角膜Kに角膜形状測定用のリング状光束光が投影される。眼屈折力算出部121は、撮像素子59によって取得された像に対して演算処理を施すことにより、角膜曲率半径を算出し、算出された角膜曲率半径から角膜屈折力、角膜乱視度及び角膜乱視軸角度を算出する。制御部110では、算出された角膜屈折力などが記憶部112に記憶される。
(S32)
The main control unit 111 executes kerato measurement. That is, the main control unit 111 turns on the kerattling light source 32. When light is output from the kerato ring light source 32, a ring-shaped light beam for corneal shape measurement is projected onto the cornea K. The eye refractive power calculation unit 121 calculates a corneal curvature radius by performing an arithmetic process on the image acquired by the imaging element 59, and calculates the corneal refractive power, the corneal astigmatism, and the corneal astigmatism from the calculated corneal curvature radius. Calculate the shaft angle. In the control unit 110, the calculated corneal refractive power and the like are stored in the storage unit 112.

(S33)
主制御部111は、ダイクロイックミラー52により観察系5の光路から分岐された光路にクイックリターンミラー67の反射面を配置させ、レフ測定を実行させる。すなわち、主制御部111は、前述のようにレフ測定のためのリング状の測定パターン光束を被検眼Eに投影する。被検眼Eからの測定パターン光束の戻り光に基づくリング像が、撮像素子74の結像面に結像される。主制御部111は、撮像素子74により検出された眼底Efからの戻り光に基づくリング像を取得できたか否かを判定する。例えば、主制御部111は、撮像素子74により検出された戻り光に基づく像のエッジの位置(画素)を検出し、像の幅(外径と内径との差)が所定値以上であるか否かを判定する、或いは強度が所定の高さ以上の点(像)に基づいてリングを形成できるか否かを判定することにより、リング像を取得できたか否かを判定する。
(S33)
The main control unit 111 arranges the reflection surface of the quick return mirror 67 in the optical path branched from the optical path of the observation system 5 by the dichroic mirror 52, and executes the reflex measurement. That is, the main control unit 111 projects the ring-shaped measurement pattern light beam for the reflex measurement onto the eye E as described above. A ring image based on the return light of the measurement pattern light beam from the eye E is formed on the imaging surface of the image sensor 74. The main control unit 111 determines whether or not a ring image based on the return light from the fundus oculi Ef detected by the image sensor 74 has been acquired. For example, the main control unit 111 detects the position (pixel) of the edge of the image based on the return light detected by the image sensor 74, and whether the width of the image (difference between the outer diameter and the inner diameter) is a predetermined value or more. It is determined whether or not a ring image has been acquired by determining whether or not a ring can be formed based on a point (image) having an intensity equal to or higher than a predetermined height.

リング像を取得できたと判定されたとき、眼屈折力算出部121は、被検眼Eに投影された測定パターン光束の戻り光に基づくリング像を公知の手法で解析し、仮の球面度数S及び乱視度数Cを取得する。仮の球面度数及び乱視度数C基づき、レフ測定光源61、合焦レンズ72(合焦レンズ85)、光源41及び視標チャート42を等価球面度数(S+C/2)の位置へ移動させる。その位置から、雲霧を行った後、再度本測定としてリング像を取得し、前述と同様に得られたリング像の解析結果と合焦レンズの移動量から球面度数S、乱視度数C及び乱視軸角度Aが求める。制御部110では、合焦レンズ72(合焦レンズ85)の位置や算出された球面度数などが記憶部112に記憶される。   When it is determined that the ring image has been acquired, the eye refractive power calculation unit 121 analyzes the ring image based on the return light of the measurement pattern light beam projected onto the eye E by a known method, and calculates the provisional spherical power S and Astigmatism power C is acquired. Based on the provisional spherical power and astigmatic power C, the reflex measurement light source 61, the focusing lens 72 (focusing lens 85), the light source 41, and the target chart 42 are moved to the positions of equivalent spherical power (S + C / 2). After performing cloud fog from that position, a ring image is obtained again as the main measurement, and the spherical power S, the astigmatic power C, and the astigmatic axis are obtained from the analysis result of the ring image obtained in the same manner as described above and the moving amount of the focusing lens. The angle A is obtained. In the control unit 110, the position of the focusing lens 72 (focusing lens 85), the calculated spherical power, and the like are stored in the storage unit 112.

リング像を取得できないと判定されたとき、まずは強度屈折異常眼である可能性を考慮してレフ測定光源61、合焦レンズ72をあらかじめ設定したステップでマイナス度数側(例えば−10D)、プラス度数側(例えば+10D)へ移動し各位置でリング像の検出を実施する。それでもリング像を取得できないと判定されたとき、眼科装置1000の動作はS34に移行する。制御部110では、レフ測定結果が得られなかったことを示す情報が記憶部112に記憶される。   When it is determined that the ring image cannot be acquired, first, taking into consideration the possibility of being an intensity refraction anomalous eye, the ref measurement light source 61 and the focusing lens 72 are set in advance at the minus power side (for example, −10D), plus power. The ring image is detected at each position. If it is still determined that a ring image cannot be acquired, the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S34. In the control unit 110, information indicating that the ref measurement result has not been obtained is stored in the storage unit 112.

(S34)
主制御部111は、眼軸長測定を実行させる。具体的には、主制御部111は、干渉計光源81を点灯させた後、角膜用参照光路に対し角膜用シャッター95を挿入させ、網膜・前房深度用参照光路から網膜・前房深度用シャッター93を退避させる。次に、主制御部111は、ダイクロイックミラー52により観察系5の光路から分岐された光路からクイックリターンミラー67の反射面を退避させる。それにより、干渉計ユニット80と被検眼Eとの間に測定光LSの光路が形成され、光干渉計測経路が開放される。主制御部111は、S33において記憶部112に記憶された情報に基づいて、レフ測定結果があるか否かを判定する。
(S34)
The main control unit 111 causes the axial length measurement to be executed. Specifically, after turning on the interferometer light source 81, the main control unit 111 inserts a corneal shutter 95 into the corneal reference optical path, and uses the retinal / anterior chamber depth reference optical path for the retinal / anterior chamber depth. The shutter 93 is retracted. Next, the main control unit 111 retracts the reflection surface of the quick return mirror 67 from the optical path branched from the optical path of the observation system 5 by the dichroic mirror 52. Thereby, an optical path of the measurement light LS is formed between the interferometer unit 80 and the eye E, and the optical interference measurement path is opened. The main control unit 111 determines whether there is a reflex measurement result based on the information stored in the storage unit 112 in S33.

レフ測定結果があると判定されたとき、主制御部111は、S33において記憶部112に記憶された合焦レンズ72(合焦レンズ85)の位置から眼軸長測定時の合焦レンズ85の位置を決定し、決定された位置に合焦レンズ85を移動する。すなわち、S34では、S33のレフ測定を行うために被検眼Eに対する合焦において求められた合焦レンズ72の位置から合焦レンズ85の位置が決定される。具体的には、レフ測定は被検眼Eに雲霧させた状態で実行されるため、レフ測定時は、被検眼Eに対する合焦において求められた合焦レンズ72の位置から所定の距離ΔDだけ移動される。したがって、S34において移動された合焦レンズ85の位置は、レフ測定時の合焦レンズ85(合焦レンズ72)の位置から距離(−ΔD)だけ移動された位置となる。レフ測定系の移動部(レフ測定光源61、合焦レンズ72)と眼内距離測定系8の合焦レンズ85は一体で移動可能であってもよいし、個別に移動可能であってもよい。一体で移動する場合、S33のレフ測定時には合焦レンズ85は既に雲霧位置にあるので雲霧分のみ戻せばよい。個別に移動される場合や、一体となっていても基準位置や倍率が異なる場合は上記のように移動する。主制御部111は、網膜に相当する干渉信号の位置が所定の位置となるように網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を移動する。   When it is determined that there is a reflex measurement result, the main control unit 111 determines the focus lens 85 at the time of measuring the axial length from the position of the focus lens 72 (focus lens 85) stored in the storage unit 112 in S33. The position is determined, and the focusing lens 85 is moved to the determined position. That is, in S34, the position of the focusing lens 85 is determined from the position of the focusing lens 72 obtained in focusing on the eye E to perform the reflex measurement in S33. Specifically, since the reflex measurement is performed in a state in which the eye E is clouded, the reflex measurement is moved by a predetermined distance ΔD from the position of the focusing lens 72 obtained in focusing on the eye E. Is done. Accordingly, the position of the focusing lens 85 moved in S34 is a position moved by a distance (−ΔD) from the position of the focusing lens 85 (focusing lens 72) at the time of reflex measurement. The moving part of the reflex measurement system (reflective measurement light source 61, focusing lens 72) and the focusing lens 85 of the intraocular distance measurement system 8 may be moved together or individually. . When moving together, the focusing lens 85 is already in the cloud position at the time of the reflex measurement in S33, so it is sufficient to return only the amount of cloud fog. When moved individually or when the reference position and magnification are different even if they are integrated, they are moved as described above. The main control unit 111 moves the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 so that the position of the interference signal corresponding to the retina becomes a predetermined position.

一方、レフ測定結果がないと判定されたとき、主制御部111は、網膜に相当する干渉信号の位置が所定の位置となるように網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を移動する。次に、主制御部111は、網膜に相当する干渉信号の強度が最も高くなるように合焦レンズ85を移動する。   On the other hand, when it is determined that there is no reflex measurement result, the main control unit 111 moves the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 so that the position of the interference signal corresponding to the retina becomes a predetermined position. Next, the main control unit 111 moves the focusing lens 85 so that the intensity of the interference signal corresponding to the retina is the highest.

以上のように、レフ測定結果に応じて合焦レンズ85の移動と網膜・前房深度用参照ミラーユニット94の移動とが行われると、主制御部111は、角膜用参照光路から角膜用シャッター95を退避させる。それにより、角膜頂点に相当する干渉信号と網膜に相当する干渉信号とを同時に検出することが可能になる。眼軸長算出部122Aは、同時に検出可能になった角膜頂点に相当する干渉信号の位置と網膜に相当する干渉信号の位置との間隔に基づいて眼軸長を算出する。このとき、S17で求められた干渉計光源81に関する校正量を用いた干渉信号の重心位置の移動距離と、S25で求められたパルスモータに関する校正量を用いた網膜・前房深度用参照ミラーユニット94の移動距離とを加味して、眼軸長が求められる。制御部110では、算出された眼軸長が記憶部112に記憶される。   As described above, when the movement of the focusing lens 85 and the movement of the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 are performed according to the reflex measurement result, the main control unit 111 moves the corneal shutter from the corneal reference optical path. 95 is evacuated. Thereby, an interference signal corresponding to the corneal apex and an interference signal corresponding to the retina can be detected simultaneously. The axial length calculation unit 122A calculates the axial length based on the interval between the position of the interference signal corresponding to the corneal apex that can be detected simultaneously and the position of the interference signal corresponding to the retina. At this time, the reference mirror unit for retinal / anterior chamber depth using the movement distance of the center of gravity position of the interference signal using the calibration amount related to the interferometer light source 81 obtained in S17 and the calibration amount related to the pulse motor obtained in S25. The axial length is obtained in consideration of the moving distance of 94. In the control unit 110, the calculated axial length is stored in the storage unit 112.

(S35)
主制御部111は、前房深度測定を実行させる。具体的には、主制御部111は、干渉計光源81を点灯させ、角膜用参照光路に対し角膜用シャッター95を挿入させ、網膜・前房深度用参照光路から網膜・前房深度用シャッター93を退避させる。次に、主制御部111は、水晶体前面に相当する干渉信号の位置が所定の位置となるように網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を移動する。主制御部111は、水晶体前面に相当する干渉信号の強度が最も高くなるように合焦レンズ85を移動し、角膜用参照光路から角膜用シャッター95を退避させる。それにより、角膜頂点に相当する干渉信号と水晶体前面に相当する干渉信号とを同時に検出することが可能になる。前房深度算出部122Bは、同時に検出可能になった角膜頂点に相当する干渉信号の位置と水晶体前面に相当する干渉信号の位置との間隔に基づいて前房深度を算出する。このとき、S17で求められた干渉計光源81に関する校正量を用いた干渉信号の重心位置の移動距離と、S21で求められたパルスモータに関する校正量を用いた網膜・前房深度用参照ミラーユニット94の移動距離とを加味して、前房深度が求められる。制御部110では、算出された前房深度が記憶部112に記憶される。
(S35)
The main control unit 111 executes anterior chamber depth measurement. Specifically, the main control unit 111 turns on the interferometer light source 81, inserts a corneal shutter 95 into the corneal reference optical path, and retina / anterior chamber depth shutter 93 from the retinal / anterior chamber depth reference optical path. Evacuate. Next, the main control unit 111 moves the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 so that the position of the interference signal corresponding to the front surface of the crystalline lens becomes a predetermined position. The main control unit 111 moves the focusing lens 85 so that the intensity of the interference signal corresponding to the front surface of the crystalline lens becomes the highest, and retracts the corneal shutter 95 from the corneal reference optical path. Thereby, it becomes possible to simultaneously detect an interference signal corresponding to the apex of the cornea and an interference signal corresponding to the front surface of the crystalline lens. The anterior chamber depth calculation unit 122B calculates the anterior chamber depth based on the interval between the position of the interference signal corresponding to the corneal apex that can be detected simultaneously and the position of the interference signal corresponding to the front surface of the crystalline lens. At this time, the reference mirror unit for retinal / anterior chamber depth using the movement distance of the center of gravity position of the interference signal using the calibration amount related to the interferometer light source 81 obtained in S17 and the calibration amount related to the pulse motor obtained in S21. Taking into account the moving distance of 94, the anterior chamber depth is determined. In the control unit 110, the calculated anterior chamber depth is stored in the storage unit 112.

(S36)
主制御部は、水晶体厚測定を実行させる。具体的には、主制御部111は、干渉計光源81を点灯させ、角膜用参照光路に対し角膜用シャッター95を挿入させ、網膜・前房深度用参照光路から網膜・前房深度用シャッター93を退避させる。次に、主制御部111は、水晶体後面に相当する干渉信号の位置が所定の位置となるように網膜・前房深度用参照ミラーユニット94を移動する。主制御部は、水晶体後面に相当する干渉信号の強度が最も高くなるように合焦レンズ85を移動し、角膜用参照光路から角膜用シャッター95を退避させる。それにより、角膜頂点に相当する干渉信号と水晶体後面に相当する干渉信号とを同時に検出することが可能になる。水晶体厚算出部122Cは、同時に検出可能になった角膜頂点に相当する干渉信号の位置と水晶体後面に相当する干渉信号の位置との間隔に基づいて、角膜頂点と水晶体後面との距離を求める。水晶体厚算出部122Cは、求められた角膜頂点と水晶体後面との距離からS35において求められた前房深度を差し引くことにより、水晶体厚を算出する。このとき、S17で求められた干渉計光源81に関する校正量を用いた干渉信号の重心位置の移動距離と、S21で求められたパルスモータに関する校正量を用いた網膜・前房深度用参照ミラーユニット94の移動距離とを加味して、水晶体厚が求められる。制御部110では、算出された水晶体厚が記憶部112に記憶される。
(S36)
The main control unit causes the lens thickness measurement to be executed. Specifically, the main control unit 111 turns on the interferometer light source 81, inserts a corneal shutter 95 into the corneal reference optical path, and retina / anterior chamber depth shutter 93 from the retinal / anterior chamber depth reference optical path. Evacuate. Next, the main control unit 111 moves the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 so that the position of the interference signal corresponding to the rear surface of the crystalline lens becomes a predetermined position. The main control unit moves the focusing lens 85 so that the intensity of the interference signal corresponding to the rear surface of the crystalline lens becomes the highest, and retracts the corneal shutter 95 from the corneal reference optical path. Thereby, it becomes possible to simultaneously detect an interference signal corresponding to the apex of the cornea and an interference signal corresponding to the rear surface of the crystalline lens. The lens thickness calculator 122C obtains the distance between the apex of the cornea and the rear surface of the crystalline lens based on the interval between the position of the interference signal corresponding to the apex of the cornea that can be detected simultaneously and the position of the interference signal corresponding to the rear surface of the lens. The lens thickness calculator 122C calculates the lens thickness by subtracting the anterior chamber depth determined in S35 from the distance between the determined corneal apex and the posterior surface of the lens. At this time, the reference mirror unit for retinal / anterior chamber depth using the movement distance of the center of gravity position of the interference signal using the calibration amount related to the interferometer light source 81 obtained in S17 and the calibration amount related to the pulse motor obtained in S21. In consideration of the moving distance of 94, the lens thickness is obtained. In the control unit 110, the calculated lens thickness is stored in the storage unit 112.

(S37)
主制御部111は、角膜厚測定を実行させる。具体的には、主制御部111は、干渉計光源81を点灯させ、角膜用参照光路から角膜用シャッター95を退避させ、網膜・前房深度用参照光路に対し網膜・前房深度用シャッター93を挿入させる。次に、主制御部111は、角膜後面に相当する干渉信号の強度が最も高くなるように合焦レンズ85を移動する。角膜頂点に相当する干渉信号と角膜後面に相当する干渉信号とが同時に検出することが可能であるため、角膜厚算出部122Dは、角膜頂点に相当する干渉信号の位置と角膜後面に相当する干渉信号の位置との間隔に基づいて角膜厚を算出する。このとき、S17で求められた干渉計光源81に関する校正量を用いた干渉信号の重心位置の移動距離を加味して、角膜厚が求められる。制御部110では、算出された角膜厚が記憶部112に記憶される。
(S37)
The main controller 111 executes corneal thickness measurement. Specifically, the main control unit 111 turns on the interferometer light source 81, retracts the corneal shutter 95 from the corneal reference optical path, and retina / anterior chamber depth shutter 93 with respect to the retina / anterior chamber depth reference optical path. To insert. Next, the main control unit 111 moves the focusing lens 85 so that the intensity of the interference signal corresponding to the rear surface of the cornea is the highest. Since an interference signal corresponding to the corneal apex and an interference signal corresponding to the corneal posterior surface can be detected at the same time, the cornea thickness calculating unit 122D detects the position of the interference signal corresponding to the corneal apex and the interference corresponding to the corneal posterior surface. The corneal thickness is calculated based on the distance from the signal position. At this time, the corneal thickness is obtained in consideration of the movement distance of the center of gravity position of the interference signal using the calibration amount related to the interferometer light source 81 obtained in S17. In the control unit 110, the calculated corneal thickness is stored in the storage unit 112.

(S38)
IOL度数算出部123は、S31〜S37で求められた角膜屈折力(ケラト値)、眼軸長測定、前房深度、水晶体厚及び角膜厚の少なくとも1つを用いてIOLの度数を求める。制御部110では、求められたIOL度数が記憶部112に記憶される。
(S38)
The IOL frequency calculation unit 123 calculates the IOL frequency by using at least one of the corneal refractive power (kerat value), the axial length measurement, the anterior chamber depth, the lens thickness, and the corneal thickness obtained in S31 to S37. In the control unit 110, the obtained IOL frequency is stored in the storage unit 112.

(S39)
制御部110は、例えば、操作部180に対するユーザの指示に基づき、視標チャート42を制御することにより所望の視標を表示させる。また、制御部110は、他覚測定の結果に応じた位置に光源41及び視標チャート42を移動する。被検者は、眼底Efに投影された視標に対する応答を行う。例えば、視力測定用の視標の場合には、被検者の応答により被検眼の視力値が決定される。視標の選択とそれに対する被検者の応答が、検者又は制御部110の判断により繰り返し行われる。
(S39)
For example, the control unit 110 controls the target chart 42 to display a desired target based on a user instruction to the operation unit 180. Moreover, the control part 110 moves the light source 41 and the target chart 42 to the position according to the result of objective measurement. The subject responds to the visual target projected onto the fundus oculi Ef. For example, in the case of a visual target for visual acuity measurement, the visual acuity value of the eye to be examined is determined by the response of the subject. The selection of the target and the response of the subject to the selection are repeatedly performed based on the judgment of the examiner or the control unit 110.

或いは、制御部110は、他覚測定で得られた被検眼Eの乱視状態(乱視度数、乱視軸角度)に基づいて、この乱視状態が矯正されるようにVCCレンズ44を制御する。被検者は、眼底Efに投影された視標に対する応答を行う。被検者の応答に基づきVCCレンズを制御することも可能である。例えば、視力測定用の視標の場合には、被検者の応答により被検眼の視力値が決定される。視標の選択とそれに対する被検者の応答が、検者又は制御部110の判断により繰り返し行われる。検者又は制御部110は、被検者からの応答に基づいて視力値或いは処方値(S、C、A)を決定し、眼科装置1000の動作は終了する(エンド)。   Alternatively, the control unit 110 controls the VCC lens 44 so that the astigmatism state is corrected based on the astigmatism state (astigmatism power, astigmatism axis angle) of the eye E obtained by objective measurement. The subject responds to the visual target projected onto the fundus oculi Ef. It is also possible to control the VCC lens based on the response of the subject. For example, in the case of a visual target for visual acuity measurement, the visual acuity value of the eye to be examined is determined by the response of the subject. The selection of the target and the response of the subject to the selection are repeatedly performed based on the judgment of the examiner or the control unit 110. The examiner or control unit 110 determines the visual acuity value or the prescription value (S, C, A) based on the response from the subject, and the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 ends (END).

この実施形態では、干渉計光源81の特性及びパルスモータの駆動特性の双方の経時変化を考慮して眼軸長、前房深度及び水晶体厚を求める場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、干渉計光源81の特性の経時変化だけを考慮して眼軸長、前房深度及び水晶体厚を求めてもよいし、パルスモータの駆動特性の経時変化だけを考慮して眼軸長、前房深度及び水晶体厚を求めてもよい。   In this embodiment, the case where the axial length, the anterior chamber depth, and the lens thickness are obtained in consideration of changes over time in both the characteristics of the interferometer light source 81 and the driving characteristics of the pulse motor has been described, but the embodiment is limited to this. Is not to be done. For example, the axial length, the anterior chamber depth, and the lens thickness may be obtained considering only the temporal change in the characteristics of the interferometer light source 81, or the axial length, considering only the temporal change in the driving characteristics of the pulse motor, Anterior chamber depth and lens thickness may be determined.

[作用・効果]
実施形態に係る光干渉計測装置の作用及び効果について説明する。
[Action / Effect]
The operation and effect of the optical interference measuring apparatus according to the embodiment will be described.

実施形態に係る光干渉計測装置(眼科装置1000)は、光源(干渉計光源81)からの光(光L0)を参照光(参照光LR)と測定光(測定光LS)とに分割し、測定光を物体(被検眼E)に照射し、その戻り光と参照光との干渉光(干渉光LC)を生成し、生成された干渉光を検出する干渉光学系(干渉計ユニット80)を備えている。光干渉計測装置は、光路分割部材(ビームスプリッタ92)と、第1参照光路長変更部(網膜側校正用ユニット97)と、校正量算出部(校正量算出部124)と、データ生成部(データ生成部125)とを含む。光路分割部材は、参照光を第1参照光路(網膜・前房深度用参照光路)及び第2参照光路(角膜用参照光路)に導く。第1参照光路長変更部は、第1参照光路及び第2参照光路の少なくとも一方である可変参照光路(網膜・前房深度用参照光路)の長さを変更する。校正量算出部は、第1参照光路長変更部により可変参照光路の長さが変更された後に生成された第1参照光路からの戻り光と第2参照光路からの戻り光との第1干渉光を干渉光学系により検出して取得された第1検出データと、可変参照光路の長さが変更される前に生成された第1参照光路からの戻り光と第2参照光路からの戻り光との第2干渉光を干渉光学系により検出して取得された第2検出データとに基づいて、光源に関する校正量を求める。データ生成部は、干渉光の検出結果と校正量とに基づいて、物体に関するデータを生成する。   The optical interference measurement apparatus (ophthalmic apparatus 1000) according to the embodiment divides light (light L0) from a light source (interferometer light source 81) into reference light (reference light LR) and measurement light (measurement light LS), An interference optical system (interferometer unit 80) that irradiates measurement light onto an object (eye E), generates interference light (interference light LC) between the return light and reference light, and detects the generated interference light. I have. The optical interference measuring apparatus includes an optical path dividing member (beam splitter 92), a first reference optical path length changing unit (retinal side calibration unit 97), a calibration amount calculating unit (calibration amount calculating unit 124), and a data generating unit ( Data generator 125). The optical path dividing member guides the reference light to the first reference optical path (retinal / anterior chamber depth reference optical path) and the second reference optical path (corneal reference optical path). The first reference optical path length changing unit changes the length of a variable reference optical path (retina / anterior chamber depth reference optical path) which is at least one of the first reference optical path and the second reference optical path. The calibration amount calculation unit first interference between the return light from the first reference optical path and the return light from the second reference optical path generated after the length of the variable reference optical path is changed by the first reference optical path length changing unit. First detection data acquired by detecting light with an interference optical system, return light from the first reference optical path and return light from the second reference optical path generated before the length of the variable reference optical path is changed Based on the second detection data acquired by detecting the second interference light with the interference optical system, a calibration amount relating to the light source is obtained. The data generation unit generates data related to the object based on the detection result of the interference light and the calibration amount.

このような構成によれば、物体に関するデータを生成するために用いられる干渉光学系において参照光路を分割して得られた2つの参照光路からの戻り光を干渉させた干渉光を用いるようにしたので、省スペースで光源に関する校正量を求めることができる。   According to such a configuration, interference light obtained by interfering with return light from two reference optical paths obtained by dividing the reference optical path in the interference optical system used to generate data related to the object is used. Therefore, the calibration amount related to the light source can be obtained in a space-saving manner.

また、実施形態に係る光干渉計測装置では、校正量算出部は、第1参照光路の長さと第2参照光路の長さとが略等しい状態でそれぞれ取得された第1検出データと第2検出データとに基づいて校正量を求めてもよい。   In the optical interference measurement apparatus according to the embodiment, the calibration amount calculation unit includes the first detection data and the second detection data acquired in a state where the length of the first reference optical path and the length of the second reference optical path are substantially equal. The calibration amount may be obtained based on the above.

このような構成によれば、干渉光学系における参照光路を分割して得られた第1参照光路の長さと第2参照光路の長さとが略等しい状態で校正量を求めるようにしたので、光源の経時変化に基づく校正量を容易に求めることができる。   According to such a configuration, the calibration amount is obtained in a state where the length of the first reference optical path obtained by dividing the reference optical path in the interference optical system is approximately equal to the length of the second reference optical path. The amount of calibration based on the change with time can be easily obtained.

また、実施形態に係る光干渉計測装置では、第1参照光路長変更部は、1以上の透光部材を含み、可変参照光路に1以上の透光部材を挿脱させることにより当該参照光路の長さを変更してもよい。   In the optical interference measurement apparatus according to the embodiment, the first reference optical path length changing unit includes one or more light transmissive members, and the one or more light transmissive members are inserted into and removed from the variable reference light path. The length may be changed.

このような構成によれば、透光部材を挿脱させることにより可変参照光路の長さを変更するようにしたので、校正用の光学系を別途に設けたり、光源からの光を校正用に分岐させたりすることなく、校正量を求めることができる。   According to such a configuration, since the length of the variable reference optical path is changed by inserting and removing the translucent member, a calibration optical system is provided separately, or light from the light source is used for calibration. The calibration amount can be obtained without branching.

また、実施形態に係る光干渉計測装置では、1以上の透光部材は、分散補償部材を含んでもよい。   In the optical interference measurement apparatus according to the embodiment, the one or more translucent members may include a dispersion compensation member.

このような構成によれば、干渉光学系による測定時に分散補償部材を別途に設ける必要がなくなり、装置の省スペース化を図ることができる。   According to such a configuration, it is not necessary to separately provide a dispersion compensation member at the time of measurement by the interference optical system, and space saving of the apparatus can be achieved.

また、実施形態に係る光干渉計測装置は、第2参照光路長変更部と、制御部とを含んでもよい。第2参照光路長変更部は、第1参照光路の長さと第2参照光路の長さとを相対的に変更する。制御部は、少なくとも第2参照光路長変更部を制御する。校正量算出部は、第1検出データと第2検出データとの間の信号変位量と、信号変位量に対応する第2参照光路長変更部に対する制御量とに基づいて第2参照光路長変更部に関する校正量を求める。   In addition, the optical interference measurement apparatus according to the embodiment may include a second reference optical path length changing unit and a control unit. The second reference optical path length changing unit relatively changes the length of the first reference optical path and the length of the second reference optical path. The control unit controls at least the second reference optical path length changing unit. The calibration amount calculation unit changes the second reference optical path length based on the signal displacement amount between the first detection data and the second detection data and the control amount for the second reference optical path length change unit corresponding to the signal displacement amount. Find the calibration amount for the part.

このような構成によれば、校正用の光学系を別途に設けることなく、第1参照光路の長さと第2参照光路の長さとを相対的に変更する手段の特性の経時変化に基づく校正量を高精度に求めることができる。   According to such a configuration, the calibration amount based on the change over time of the characteristics of the means for relatively changing the length of the first reference optical path and the length of the second reference optical path without separately providing an optical system for calibration. Can be obtained with high accuracy.

また、実施形態に係る光干渉計測装置は、可変参照光路の長さの変更量が異なる2以上の透光部材を含み、校正量算出部は、2以上の透光部材のそれぞれに対応する校正量を求めてもよい。   In addition, the optical interference measurement apparatus according to the embodiment includes two or more translucent members having different amounts of change in the length of the variable reference optical path, and the calibration amount calculation unit performs calibration corresponding to each of the two or more translucent members. The amount may be determined.

このような構成によれば、可変参照光路の長さの変更量に対応した測定範囲で校正量を求めることができ、より高精度な光干渉計測測定が可能になる。   According to such a configuration, the calibration amount can be obtained in the measurement range corresponding to the change amount of the length of the variable reference optical path, and more accurate optical interference measurement can be performed.

また、実施形態に係る光干渉計測装置は、光源からの光を参照光と測定光とに分割し、測定光を物体に照射し、その戻り光と参照光との干渉光を生成し、生成された干渉光を検出する干渉光学系を備える。光干渉計測装置は、光路分割部材と、第2参照光路長変更部と、制御部と、校正量算出部と、データ生成部とを含む。光路分割部材は、参照光を第1参照光路及び第2参照光路に導く。第2参照光路長変更部は、第1参照光路の長さと第2参照光路の長さとを相対的に変更する。制御部は、少なくとも第2参照光路長変更部を制御する。校正量算出部は、第2参照光路長変更部により光路長が相対的に変更された後に生成された第1参照光路からの戻り光と第2参照光路からの戻り光との第1干渉光を干渉光学系により検出して取得された第1検出データと、第2参照光路長変更部により光路長が相対的に変更される前に生成された第1参照光路からの戻り光と第2参照光路からの戻り光との第2干渉光を干渉光学系により検出して取得された第2検出データとに基づいて、第2参照光路長変更部に関する校正量を求める。データ生成部は、干渉光の検出結果と校正量とに基づいて、物体に関するデータを生成する。   Further, the optical interference measurement apparatus according to the embodiment divides the light from the light source into reference light and measurement light, irradiates the measurement light on the object, generates interference light between the return light and the reference light, and generates An interference optical system for detecting the interference light. The optical interference measuring apparatus includes an optical path dividing member, a second reference optical path length changing unit, a control unit, a calibration amount calculating unit, and a data generating unit. The optical path dividing member guides the reference light to the first reference optical path and the second reference optical path. The second reference optical path length changing unit relatively changes the length of the first reference optical path and the length of the second reference optical path. The control unit controls at least the second reference optical path length changing unit. The calibration amount calculation unit is a first interference light of the return light from the first reference optical path and the return light from the second reference optical path generated after the optical path length is relatively changed by the second reference optical path length changing unit. The first detection data acquired by detecting the interference optical system, the return light from the first reference optical path generated before the optical path length is relatively changed by the second reference optical path length changing unit, and the second Based on the second detection data acquired by detecting the second interference light with the return light from the reference optical path by the interference optical system, a calibration amount relating to the second reference optical path length changing unit is obtained. The data generation unit generates data related to the object based on the detection result of the interference light and the calibration amount.

このような構成によれば、校正用の光学系を別途に設けることなく、第1参照光路の長さと第2参照光路の長さとを相対的に変更する手段の特性の経時変化に基づく校正量を求めることができる。   According to such a configuration, the calibration amount based on the change over time of the characteristics of the means for relatively changing the length of the first reference optical path and the length of the second reference optical path without separately providing an optical system for calibration. Can be requested.

<変形例>
実施形態に係る網膜側校正用ユニット97及び角膜側校正用ユニット98の構成は、図10A及び図10Bに示す構成に限定されるものではない。例えば、前述の実施形態では、測定時に網膜側校正用ユニット97により網膜・前房深度用参照光路に分散補償部材971が配置される場合について説明したが、処理部9がソフトウェア処理で分散補償を行ってもよい。
<Modification>
The configurations of the retinal side calibration unit 97 and the corneal side calibration unit 98 according to the embodiment are not limited to the configurations illustrated in FIGS. 10A and 10B. For example, in the above-described embodiment, the case where the dispersion compensation member 971 is arranged in the reference optical path for retinal / anterior chamber depth by the retinal side calibration unit 97 at the time of measurement has been described. However, the processing unit 9 performs dispersion compensation by software processing. You may go.

図13Aは、実施形態の変形例に係る角膜側校正用ユニット98´の構成の概要を模式的に表したものである。図13Aにおいて、図10A及び図10Bと同様の部分には同一符号を付し、適宜説明を省略する。図13Bは、実施形態の変形例の動作説明図を表したものである。   FIG. 13A schematically shows the outline of the configuration of a cornea side calibration unit 98 ′ according to a modification of the embodiment. In FIG. 13A, parts similar to those in FIGS. 10A and 10B are denoted by the same reference numerals, and description thereof will be omitted as appropriate. FIG. 13B illustrates an operation explanatory diagram of a modified example of the embodiment.

角膜側校正用ユニット98´は、孔部981と、厚さt1を有するガラス(厚)982と、厚さt2を有するガラス(中)983と、厚さt3を有するガラス(薄)973とが円周方向に沿って設けられたターレット板98aを含む。   The cornea-side calibration unit 98 ′ includes a hole 981, a glass (thickness) 982 having a thickness t1, a glass (medium) 983 having a thickness t2, and a glass (thin) 973 having a thickness t3. A turret plate 98a provided along the circumferential direction is included.

図13Bに示すように、網膜・前房深度用参照光路に透光部材等は配置されない。干渉計光源81に関する校正量の算出時には、角膜側校正用ユニット98´により角膜用参照光路にガラス(薄)973が配置される。前房深度及び水晶体厚の測定時に使用されるパルスモータに関する校正量の算出時には、角膜側校正用ユニット98´により角膜用参照光路にガラス(中)983が配置される。眼軸長の測定時に使用されるパルスモータに関する校正量の算出時には、角膜側校正用ユニット98´により角膜用参照光路にガラス(厚)982が配置される。光干渉計測測定時には、角膜側校正用ユニット98´により角膜用参照光路に孔部981が配置される。   As shown in FIG. 13B, a translucent member or the like is not disposed in the retina / anterior chamber depth reference optical path. When calculating the calibration amount related to the interferometer light source 81, glass (thin) 973 is placed in the cornea reference optical path by the cornea side calibration unit 98 ′. When calculating the calibration amount related to the pulse motor used when measuring the anterior chamber depth and the lens thickness, glass (medium) 983 is placed in the cornea reference optical path by the cornea-side calibration unit 98 ′. At the time of calculating the calibration amount related to the pulse motor used when measuring the axial length, glass (thickness) 982 is arranged in the cornea reference optical path by the cornea-side calibration unit 98 ′. At the time of optical interference measurement, a hole 981 is arranged in the cornea reference optical path by the cornea side calibration unit 98 ′.

以上のように、本変形例によれば、網膜側校正用ユニット97を設けることなく、前述の実施形態と同様に校正量を算出することができる。   As described above, according to the present modification, the calibration amount can be calculated in the same manner as in the above-described embodiment without providing the retina side calibration unit 97.

<その他の変形例>
以上に示された実施形態又はその変形例は、この発明を実施するための一例に過ぎない。この発明を実施しようとする者は、この発明の要旨の範囲内において任意の変形、省略、追加等を施すことが可能である。
<Other variations>
The embodiment shown above or its modification is merely an example for carrying out the present invention. A person who intends to implement the present invention can make arbitrary modifications, omissions, additions and the like within the scope of the present invention.

前述の実施形態では、パルスモータについて測定部位に対応した測定範囲で校正量を算出する場合について説明したが、1つの透光部材を用いて求められた校正量を測定範囲にかかわらずに全範囲で用いてもよい。   In the above-described embodiment, the case where the calibration amount is calculated in the measurement range corresponding to the measurement site for the pulse motor has been described. However, the calibration amount obtained using one translucent member is the entire range regardless of the measurement range. May be used.

前述の実施形態では、算出された校正量をそのまま用いる場合について説明したが、公知の手法で補正係数を求め、取得された測定値に当該補正係数を適用するようにしてもよい。   In the above-described embodiment, the case where the calculated calibration amount is used as it is has been described. However, the correction coefficient may be obtained by a known method, and the correction coefficient may be applied to the acquired measurement value.

前述の実施形態では、角膜用参照光路に対してガラス等の透光部材を挿入することにより参照光路の長さを変更してパルスモータの駆動特性の経時変化に基づく校正量を算出する場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、角膜用参照ミラーユニット96及び網膜・前房深度用参照ミラーユニット94の少なくとも一方を光軸に沿って移動することにより参照光路の長さを変更することも可能である。この場合、参照ミラーユニットの移動量は、ロータリーエンコーダ等の位置センサにより検出することができる。   In the above-described embodiment, a case where the length of the reference optical path is changed by inserting a light-transmissive member such as glass with respect to the reference optical path for the cornea and the calibration amount based on the change over time of the drive characteristics of the pulse motor is calculated. Although described, the embodiment is not limited to this. For example, the length of the reference optical path can be changed by moving at least one of the cornea reference mirror unit 96 and the retina / anterior chamber depth reference mirror unit 94 along the optical axis. In this case, the amount of movement of the reference mirror unit can be detected by a position sensor such as a rotary encoder.

前述の実施形態では、測定前に校正を行う場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、電源投入直後、スリープモード解除直後、ユーザにより指定された任意のタイミング、自覚検査中、アライメント中、レフ測定中又はケラト測定中に、前述の校正量の算出を行うことが可能である。   In the above-described embodiment, the case where calibration is performed before measurement has been described, but the embodiment is not limited to this. For example, the calibration amount can be calculated immediately after power-on, immediately after the sleep mode is released, at any timing designated by the user, during subjective examination, during alignment, during reflex measurement, or during kerato measurement.

9 処理部
80 干渉計ユニット
92 ビームスプリッタ
97 網膜側校正用ユニット
124 校正量算出部
125 データ生成部
1000 眼科装置
9 Processing unit 80 Interferometer unit 92 Beam splitter 97 Retina side calibration unit 124 Calibration amount calculation unit 125 Data generation unit 1000 Ophthalmic apparatus

Claims (7)

光源からの光を参照光と測定光とに分割し、前記測定光を物体に照射し、その戻り光と前記参照光との干渉光を生成し、生成された前記干渉光を検出する干渉光学系を備えた光干渉計測装置であって、
前記参照光を第1参照光路及び第2参照光路に導く光路分割部材と、
前記第1参照光路及び前記第2参照光路の少なくとも一方である可変参照光路の長さを変更する第1参照光路長変更部と、
前記第1参照光路長変更部により前記可変参照光路の長さが変更された後に生成された前記第1参照光路からの戻り光と前記第2参照光路からの戻り光との第1干渉光を前記干渉光学系により検出して取得された第1検出データと、前記可変参照光路の長さが変更される前に生成された前記第1参照光路からの戻り光と前記第2参照光路からの戻り光との第2干渉光を前記干渉光学系により検出して取得された第2検出データとに基づいて、前記光源に関する校正量を求める校正量算出部と、
前記干渉光の検出結果と前記校正量とに基づいて、前記物体に関するデータを生成するデータ生成部と、
を含むことを特徴とする光干渉計測装置。
Interference optics that splits light from a light source into reference light and measurement light, irradiates the object with the measurement light, generates interference light between the return light and the reference light, and detects the generated interference light An optical interference measuring apparatus equipped with a system,
An optical path dividing member for guiding the reference light to the first reference optical path and the second reference optical path;
A first reference optical path length changing unit that changes a length of a variable reference optical path that is at least one of the first reference optical path and the second reference optical path;
The first interference light of the return light from the first reference optical path and the return light from the second reference optical path generated after the length of the variable reference optical path is changed by the first reference optical path length changing unit. First detection data detected and acquired by the interference optical system, return light from the first reference optical path generated before the length of the variable reference optical path is changed, and from the second reference optical path A calibration amount calculation unit for obtaining a calibration amount related to the light source based on second detection data acquired by detecting the second interference light with the return light by the interference optical system;
A data generation unit that generates data on the object based on the detection result of the interference light and the calibration amount;
An optical interference measuring apparatus comprising:
前記校正量算出部は、前記第1参照光路の長さと前記第2参照光路の長さとが略等しい状態でそれぞれ取得された前記第1検出データと前記第2検出データとに基づいて前記校正量を求める
ことを特徴とする請求項1に記載の光干渉計測装置。
The calibration amount calculation unit is configured to calculate the calibration amount based on the first detection data and the second detection data acquired in a state where the length of the first reference optical path and the length of the second reference optical path are substantially equal. The optical interference measuring apparatus according to claim 1, wherein:
前記第1参照光路長変更部は、1以上の透光部材を含み、前記可変参照光路に前記1以上の透光部材を挿脱させることにより当該参照光路の長さを変更する
ことを特徴とする請求項1又は請求項2に記載の光干渉計測装置。
The first reference optical path length changing unit includes one or more translucent members, and changes the length of the reference optical path by inserting and removing the one or more translucent members in the variable reference optical path. The optical interference measuring device according to claim 1 or 2.
前記1以上の透光部材は、分散補償部材を含む
ことを特徴とする請求項1〜請求項3のいずれか一項に記載の光干渉計測装置。
The optical interference measuring apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein the one or more translucent members include a dispersion compensation member.
前記第1参照光路の長さと前記第2参照光路の長さとを相対的に変更する第2参照光路長変更部と、
少なくとも前記第2参照光路長変更部を制御する制御部と、
を含み、
前記校正量算出部は、前記第1検出データと前記第2検出データとの間の信号変位量と、前記信号変位量に対応する前記第2参照光路長変更部に対する制御量とに基づいて前記第2参照光路長変更部に関する校正量を求める
ことを特徴とする請求項1〜請求項4のいずれか一項に記載の光干渉計測装置。
A second reference optical path length changing unit that relatively changes the length of the first reference optical path and the length of the second reference optical path;
A control unit that controls at least the second reference optical path length changing unit;
Including
The calibration amount calculation unit is based on a signal displacement amount between the first detection data and the second detection data, and a control amount for the second reference optical path length changing unit corresponding to the signal displacement amount. The optical interference measurement apparatus according to claim 1, wherein a calibration amount related to the second reference optical path length changing unit is obtained.
前記可変参照光路の長さの変更量が異なる2以上の透光部材を含み、
前記校正量算出部は、前記2以上の透光部材のそれぞれに対応する前記校正量を求める
ことを特徴とする請求項5に記載の光干渉計測装置。
Including two or more translucent members having different amounts of change in the length of the variable reference optical path;
The optical interference measurement apparatus according to claim 5, wherein the calibration amount calculation unit obtains the calibration amount corresponding to each of the two or more translucent members.
光源からの光を参照光と測定光とに分割し、前記測定光を物体に照射し、その戻り光と前記参照光との干渉光を生成し、生成された前記干渉光を検出する干渉光学系を備えた光干渉計測装置であって、
前記参照光を第1参照光路及び第2参照光路に導く光路分割部材と、
前記第1参照光路の長さと前記第2参照光路の長さとを相対的に変更する第2参照光路長変更部と、
少なくとも前記第2参照光路長変更部を制御する制御部と、
前記第2参照光路長変更部により光路長が相対的に変更された後に生成された前記第1参照光路からの戻り光と前記第2参照光路からの戻り光との第1干渉光を前記干渉光学系により検出して取得された第1検出データと、前記第2参照光路長変更部により光路長が相対的に変更される前に生成された前記第1参照光路からの戻り光と前記第2参照光路からの戻り光との第2干渉光を前記干渉光学系により検出して取得された第2検出データとに基づいて、前記第2参照光路長変更部に関する校正量を求める校正量算出部と、
前記干渉光の検出結果と前記校正量とに基づいて、前記物体に関するデータを生成するデータ生成部と、
を含むことを特徴とする光干渉計測装置。
Interference optics that splits light from a light source into reference light and measurement light, irradiates the object with the measurement light, generates interference light between the return light and the reference light, and detects the generated interference light An optical interference measuring apparatus equipped with a system,
An optical path dividing member for guiding the reference light to the first reference optical path and the second reference optical path;
A second reference optical path length changing unit that relatively changes the length of the first reference optical path and the length of the second reference optical path;
A control unit that controls at least the second reference optical path length changing unit;
The first interference light of the return light from the first reference optical path and the return light from the second reference optical path generated after the optical path length is relatively changed by the second reference optical path length changing unit is the interference. First detection data obtained by detection by an optical system, return light from the first reference optical path generated before the optical path length is relatively changed by the second reference optical path length changing unit, and the first Calibration amount calculation for obtaining a calibration amount related to the second reference optical path length changing unit based on second detection data acquired by detecting the second interference light with the return light from the two reference optical paths by the interference optical system. And
A data generation unit that generates data on the object based on the detection result of the interference light and the calibration amount;
An optical interference measuring apparatus comprising:
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Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010158265A (en) * 2009-01-06 2010-07-22 Topcon Corp Optical image measuring apparatus and method for controlling the same
US20130229627A1 (en) * 2012-03-02 2013-09-05 Tomey Corporation Ophthalmic apparatus
JP2014128306A (en) * 2012-12-27 2014-07-10 Topcon Corp Ophthalmic image capturing apparatus

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010158265A (en) * 2009-01-06 2010-07-22 Topcon Corp Optical image measuring apparatus and method for controlling the same
US20130229627A1 (en) * 2012-03-02 2013-09-05 Tomey Corporation Ophthalmic apparatus
JP2013180111A (en) * 2012-03-02 2013-09-12 Tomey Corporation Ophthalmic apparatus
JP2014128306A (en) * 2012-12-27 2014-07-10 Topcon Corp Ophthalmic image capturing apparatus

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