JP2017189669A - Ophthalmologic apparatus - Google Patents

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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an ophthalmologic apparatus capable of obtaining a degree of IOL even for a subject's eye with advanced cataract.SOLUTION: An ophthalmologic apparatus relating to an embodiment includes a refraction measurement projection system, a refraction measurement light-receiving system and a processing part. The refraction measurement projection system projects light output from a refraction measurement light source onto a fundus of a subject's eye as a measurement pattern light flux. The refraction measurement light-receiving system receives return light of the measurement pattern light flux projected onto the fundus by the refraction measurement projection system. The processing part analyzes an image based on the return light received by the refraction measurement light-receiving system and then obtains refractive power of the subject's eye. The refraction measurement light source is arranged at a position substantially conjugate optically to the fundus of the subject's eye.SELECTED DRAWING: Figure 2

Description

この発明は、眼科装置に関する。   The present invention relates to an ophthalmologic apparatus.

白内障は、レンズの役目を担う水晶体が混濁することにより徐々に視力が低下していく眼疾患である。白内障が進行した被検眼に対しては、一般的に、白内障手術が行われる。たとえば、白内障手術では、混濁した水晶体を取り除き、代わりに眼内レンズ（Ｉｎｔｒａｏｃｕｌａｒ Ｌｅｎｓ：以下、ＩＯＬ）を挿入することが行われる。ＩＯＬには、球面度のみを有するものや、乱視の矯正が可能なトーリックＩＯＬや、遠方と近方の双方に焦点を合わせることが可能な多焦点ＩＯＬなどがある。白内障手術の前には、眼軸長などの被検眼の構造を表す眼球情報を眼科装置により測定し、測定された眼球情報からＩＯＬの度数を決定する必要がある。   Cataract is an eye disease in which visual acuity gradually decreases due to cloudiness of the lens that serves as a lens. In general, cataract surgery is performed on an eye to be examined in which cataract has progressed. For example, in cataract surgery, a turbid lens is removed, and an intraocular lens (hereinafter referred to as IOL) is inserted instead. There are IOLs that have only sphericity, toric IOLs that can correct astigmatism, and multifocal IOLs that can focus both far and near. Prior to cataract surgery, it is necessary to measure eyeball information representing the structure of the subject's eye, such as the axial length, with an ophthalmologic apparatus and determine the frequency of the IOL from the measured eyeball information.

このような眼科装置は、たとえば、特許文献１に開示されている。特許文献１には、眼軸長を測定するための光学系と、被検眼の屈折力を測定するための光学系とを備え、被検眼の眼軸長と屈折力との測定を実行可能な眼科装置が開示されている。   Such an ophthalmologic apparatus is disclosed in Patent Document 1, for example. Patent Document 1 includes an optical system for measuring the axial length of the eye and an optical system for measuring the refractive power of the eye to be examined, and can measure the axial length and refractive power of the eye to be examined. An ophthalmic device is disclosed.

特許第４５２３３３８号公報Japanese Patent No. 4523338

白内障を伴う被検眼においては混濁によって水晶体の透過率が低下するため、当該被検眼に照射された測定用の光が拡散され、十分な光量が眼底に到達しなかったり、眼底からの戻り光を十分に検出することができなかったりする。それにより、従来の眼科装置では、白内障が進行した被検眼に光を照射しても測定すらできず、ＩＯＬの度数を決定することができない場合があった。   In the eye to be examined with cataracts, the transmittance of the crystalline lens decreases due to turbidity, so that the measurement light irradiated to the eye to be examined is diffused, so that a sufficient amount of light does not reach the fundus or the return light from the fundus It cannot be detected sufficiently. As a result, in the conventional ophthalmic apparatus, even if light is applied to the eye to be examined where cataract has progressed, measurement cannot be performed, and the frequency of the IOL cannot be determined.

本発明は、上記の問題点を解決するためになされたものであり、白内障が進行した被検眼であってもＩＯＬの度数を求めることが可能な眼科装置を提供することを目的とする。   The present invention has been made to solve the above-described problems, and an object thereof is to provide an ophthalmologic apparatus that can determine the frequency of IOL even in an eye to be examined in which cataract has progressed.

実施形態に係る眼科装置は、レフ測定投影系と、レフ測定受光系と、処理部とを含む。レフ測定投影系は、レフ測定光源から出力された光を測定パターン光束として被検眼の眼底に投影する。レフ測定受光系は、レフ測定投影系により眼底に投影された測定パターン光束の戻り光を受光する。処理部は、レフ測定受光系により受光された戻り光に基づく像を解析して被検眼の屈折力を求める。レフ測定光源は、被検眼の眼底と光学的に略共役な位置に配置される。   The ophthalmologic apparatus according to the embodiment includes a reflex measurement projection system, a reflex measurement light receiving system, and a processing unit. The reflex measurement projection system projects the light output from the reflex measurement light source onto the fundus of the subject's eye as a measurement pattern light beam. The reflex measurement light receiving system receives the return light of the measurement pattern light beam projected onto the fundus by the reflex measurement projection system. The processing unit analyzes the image based on the return light received by the ref measurement light receiving system and obtains the refractive power of the eye to be examined. The ref measurement light source is disposed at a position optically conjugate with the fundus of the subject's eye.

この発明に係る眼科装置によれば、白内障が進行した被検眼であってもＩＯＬの度数を求めることが可能になる。   According to the ophthalmologic apparatus according to the present invention, the frequency of IOL can be obtained even for an eye to be examined in which cataract has progressed.

実施形態に係る眼科装置の構成例を示す概略図である。It is the schematic which shows the structural example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の光学系の構成例を示す概略図である。It is the schematic which shows the structural example of the optical system of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の光学系の構成例を示す概略図である。It is the schematic which shows the structural example of the optical system of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の光学系の動作例を示す動作説明図である。It is operation | movement explanatory drawing which shows the operation example of the optical system of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の光学系の動作例を示す動作説明図である。It is operation | movement explanatory drawing which shows the operation example of the optical system of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の光学系の動作例を示す動作説明図である。It is operation | movement explanatory drawing which shows the operation example of the optical system of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の光学系の動作例を示す動作説明図である。It is operation | movement explanatory drawing which shows the operation example of the optical system of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の制御系の構成例を示す概略図である。It is the schematic which shows the structural example of the control system of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の制御系の構成例を示す概略図である。It is the schematic which shows the structural example of the control system of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の動作例を示すフロー図である。It is a flowchart which shows the operation example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の動作例を示すフロー図である。It is a flowchart which shows the operation example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の動作例を示すフロー図である。It is a flowchart which shows the operation example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態に係る眼科装置の動作例を示すフロー図である。It is a flowchart which shows the operation example of the ophthalmologic apparatus which concerns on embodiment. 実施形態の変形例に係る眼科装置の動作例を示すフロー図である。It is a flowchart which shows the operation example of the ophthalmologic apparatus which concerns on the modification of embodiment. 実施形態の変形例に係る眼科装置の動作説明図である。It is operation | movement explanatory drawing of the ophthalmologic apparatus which concerns on the modification of embodiment. 実施形態の変形例に係る眼科装置の動作説明図である。It is operation | movement explanatory drawing of the ophthalmologic apparatus which concerns on the modification of embodiment.

実施形態に係る眼科装置は、他覚測定と自覚測定とを１台で実行可能な装置である。他覚測定は、被検者からの応答を参照することなく、主として物理的な手法を用いて被検眼に関する情報を取得するものである。他覚測定には、被検眼に関する値を測定するための測定と、被検眼の画像を取得するための撮影とが含まれる。このような他覚測定には、たとえば、他覚屈折測定、角膜形状測定、眼圧測定、眼底撮影、光コヒーレンストモグラフィ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下、ＯＣＴ）の手法を用いたＯＣＴ計測などがある。自覚測定は、被検者からの応答に基づいて結果を取得するものである。自覚測定には、たとえば、遠用検査、近用検査、コントラスト検査、グレアー検査などの自覚屈折測定や、視野検査などがある。自覚測定では、被検者に情報（視標など）が呈示され、その情報に対する被検者の応答に基づいて結果が取得される。   The ophthalmologic apparatus according to the embodiment is an apparatus that can perform objective measurement and subjective measurement with a single unit. The objective measurement is to acquire information about the eye to be examined mainly using a physical method without referring to a response from the subject. The objective measurement includes measurement for measuring a value relating to the eye to be examined and photographing for obtaining an image of the eye to be examined. Examples of such objective measurement include objective refraction measurement, corneal shape measurement, intraocular pressure measurement, fundus photography, OCT measurement using optical coherence tomography (hereinafter referred to as OCT), and the like. . In the subjective measurement, a result is acquired based on a response from the subject. Examples of the subjective measurement include a subjective refraction measurement such as a distance test, a near test, a contrast test, and a glare test, and a visual field test. In subjective measurement, information (such as a visual target) is presented to a subject, and a result is acquired based on the response of the subject to the information.

この実施形態では、ＯＣＴ計測においてフーリエドメインタイプのＯＣＴの手法を用いる場合について説明する。特に、実施形態に係る眼科装置は、スペクトラルドメインＯＣＴの手法を用いてＯＣＴ計測を行うことが可能である。なお、ＯＣＴ計測は、スペクトラルドメイン以外のタイプ、たとえばスウェプトソースＯＣＴの手法を用いてもよい。また、実施形態におけるＯＣＴ計測は、タイムドメインタイプのＯＣＴの手法を用いることも可能である。   In this embodiment, a case where a Fourier domain type OCT technique is used in OCT measurement will be described. In particular, the ophthalmologic apparatus according to the embodiment can perform OCT measurement using a spectral domain OCT technique. The OCT measurement may use a type other than the spectral domain, for example, a swept source OCT technique. The OCT measurement in the embodiment can also use a time domain type OCT technique.

また、実施形態に係る眼科装置は、任意の自覚測定および任意の他覚測定の少なくとも一方を実行することが可能である。以下、実施形態に係る眼科装置は、自覚測定として、遠用検査、近用検査などを実行可能であり、且つ、他覚測定として、他覚屈折測定、角膜形状測定、ＯＣＴ計測などを実行可能な装置であるものとする。ＯＣＴ計測では、眼軸長、角膜厚、前房深度、水晶体厚などの被検眼の構造を表す眼球情報の取得が行われる。以下、ＯＣＴ計測では眼球情報として眼軸長を取得する場合について説明する。なお、実施形態に係る眼科装置の構成は、以下に説明する構成に限定されるものではない。たとえば、他覚屈折測定を他の装置で行い、その測定結果の入力を受けて眼軸長測定を実行するよう構成してよい。   The ophthalmologic apparatus according to the embodiment can perform at least one of arbitrary subjective measurement and arbitrary objective measurement. Hereinafter, the ophthalmologic apparatus according to the embodiment can execute a distance test, a near-field test, and the like as the subjective measurement, and can execute an objective refraction measurement, a corneal shape measurement, an OCT measurement, and the like as the objective measurement. Device. In OCT measurement, eyeball information representing the structure of the subject's eye such as the axial length, corneal thickness, anterior chamber depth, and lens thickness is acquired. Hereinafter, the case where the axial length is acquired as the eyeball information in the OCT measurement will be described. Note that the configuration of the ophthalmic apparatus according to the embodiment is not limited to the configuration described below. For example, the objective refraction measurement may be performed by another device, and the measurement result may be received to execute the axial length measurement.

＜外観構成＞
図１に、実施形態に係る眼科装置の外観構成を示す。眼科装置１０００は、ベース２００と、架台３００と、ヘッド部４００と、顔受け部５００と、ジョイスティック８００と、表示部１０とを有する。 <Appearance configuration>
FIG. 1 shows an external configuration of an ophthalmologic apparatus according to the embodiment. The ophthalmologic apparatus 1000 includes a base 200, a gantry 300, a head unit 400, a face receiving unit 500, a joystick 800, and a display unit 10.

架台３００は、ベース２００に対して前後左右に移動可能とされる。ヘッド部４００は、架台３００と一体的に構成されている。顔受け部５００は、ベース２００と一体的に構成されている。   The gantry 300 is movable back and forth and left and right with respect to the base 200. The head unit 400 is configured integrally with the gantry 300. The face receiving unit 500 is configured integrally with the base 200.

顔受け部５００には、顎受け６００と額当て７００とが設けられている。顔受け部５００により被検者（図示を略す）の顔が固定される。検者は、たとえば、眼科装置１０００を挟んで被検者の反対側に位置して検査を行う。ジョイスティック８００および表示部１０は、検者側の位置に配置されている。ジョイスティック８００は、架台３００上に設けられている。表示部１０は、ヘッド部４００の検者側の面に設けられている。表示部１０は、たとえば、液晶ディスプレイなどのフラットパネルディスプレイである。表示部１０は、タッチパネル式の表示画面１０ａを有する。   The face holder 500 is provided with a chin holder 600 and a forehead 700. The face of the subject (not shown) is fixed by the face receiving unit 500. For example, the examiner performs an examination by being positioned on the opposite side of the subject with the ophthalmologic apparatus 1000 interposed therebetween. The joystick 800 and the display unit 10 are arranged at the position on the examiner side. The joystick 800 is provided on the gantry 300. The display unit 10 is provided on the surface of the head unit 400 on the examiner side. The display unit 10 is, for example, a flat panel display such as a liquid crystal display. The display unit 10 includes a touch panel display screen 10a.

ヘッド部４００は、ジョイスティック８００の傾倒操作によって前後左右に移動される。また、ヘッド部４００は、ジョイスティック８００をその軸に対して回転させることにより上下方向に移動される。これら操作によって、顔受け部５００に保持されている被検者の顔に対するヘッド部４００の位置が変わる。なお、左右方向の移動は、たとえば、眼科装置１０００による検査対象を左眼から右眼にまたは右眼から左眼に切り替えるために行われる。   The head unit 400 is moved back and forth and left and right by a tilting operation of the joystick 800. The head unit 400 is moved in the vertical direction by rotating the joystick 800 about its axis. By these operations, the position of the head unit 400 with respect to the face of the subject held by the face receiving unit 500 is changed. The movement in the left-right direction is performed, for example, in order to switch the examination target by the ophthalmic apparatus 1000 from the left eye to the right eye or from the right eye to the left eye.

眼科装置１０００には外部装置９００が接続されている。外部装置９００は、任意の装置であってよく、また、眼科装置１０００と外部装置９００との間の接続態様（通信形態など）も任意であってよい。外部装置９００は、たとえば、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を含む。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９００は、他の任意の眼科装置であってよい。また、外部装置９００は、記録媒体から情報を読み取る機能を有する装置（リーダ）や、記録媒体に情報を書き込む機能を有する装置（ライタ）であってよい。   An external device 900 is connected to the ophthalmologic apparatus 1000. The external device 900 may be an arbitrary device, and the connection mode (communication mode or the like) between the ophthalmologic apparatus 1000 and the external device 900 may be arbitrary. The external device 900 includes, for example, a spectacle lens measurement device for measuring the optical characteristics of the 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 900 may be any other ophthalmic device. The external device 900 may be a device (reader) having a function of reading information from a recording medium or a device (writer) having a function of writing information to the recording medium.

外部装置９００の他の例として、当該医療機関内にて使用されるコンピュータがある。このような院内コンピュータは、たとえば、病院情報システム（Ｈｏｓｐｉｔａｌ Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ：ＨＩＳ）サーバ、ＤＩＣＯＭ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄ Ｃｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ）サーバ、医師端末などを含む。外部装置９００は、当該医療機関の外部にて使用されるコンピュータを含んでよい。このような院外コンピュータは、たとえば、モバイル端末、個人端末、眼科装置１０００のメーカ側のサーバや端末、クラウドサーバなどがある。   Another example of the external device 900 is a computer used in the medical institution. Such in-hospital computers include, for example, a hospital information system (HIS) server, a DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine) server, and a doctor terminal. The external device 900 may include a computer that is used outside the medical institution. Examples of such out-of-hospital computers include mobile terminals, personal terminals, servers and terminals on the manufacturer side of the ophthalmologic apparatus 1000, and cloud servers.

＜光学系の構成＞
眼科装置１０００は被検眼の検査を行うための光学系を有する。この光学系の構成例について図２〜図７を参照して説明する。光学系はヘッド部４００内に設けられている。光学系は、Ｚアライメント投影系１と、ＸＹアライメントスポット投影系２と、ケラト測定用リング投影系３と、固視および自覚測定系４と、観察系５と、レフ測定投影系６と、レフ測定受光系７と、眼軸長測定系８とを含む。処理部９は、各種の処理を実行する。 <Configuration of optical system>
The ophthalmologic apparatus 1000 has an optical system for inspecting an eye to be examined. A configuration example of this optical system will be described with reference to FIGS. The optical system is provided in the head unit 400. The optical system includes a Z alignment projection system 1, an XY alignment spot projection system 2, a kerato measurement ring projection system 3, a fixation and awareness measurement system 4, an observation system 5, a reflex measurement projection system 6, a reflex measurement projection system 6, and a reflex measurement projection system 6. A measurement light receiving system 7 and an axial length measurement system 8 are included. The processing unit 9 executes various processes.

Ｚアライメント投影系１およびＸＹアライメントスポット投影系２は、被検眼Ｅに対する光学系の位置合わせ（ＸＹＺアライメント）を行うために必要な光を投影するための光学系である。Ｚアライメント投影系１は、観察系５の光軸に沿う方向（前後方向）のアライメントを行うための機能を有する。ＸＹアライメントスポット投影系２は、観察系５の光軸に直交する方向（上下方向、左右方向）のアライメントを行うためのスポットを投影する機能を有する。ケラト測定用リング投影系３は、被検眼Ｅの角膜Ｋの形状を測定するための測定用リング状光束を被検眼Ｅに投影する機能を有する。固視および自覚測定系４は、被検眼Ｅに固視標および自覚測定用の視標を呈示するための光学系である。観察系５は、被検眼Ｅの前眼部を観察するための光学系である。レフ測定投影系６は、眼屈折力を他覚的に測定するための光束を被検眼に投影するための光学系である。レフ測定受光系７は、レフ測定投影系６により被検眼に投影された光の眼底反射光を受光するための光学系である。眼軸長測定系８は、ＯＣＴ計測により被検眼Ｅの眼軸長を測定するための光学系である。眼軸長測定系８は、ＯＣＴ光源から出力された測定光を眼底Ｅｆに投影する機能と、この測定光の戻り光を検出する機能とを有する。   The Z alignment projection system 1 and the XY alignment spot projection system 2 are optical systems for projecting light necessary to perform alignment (XYZ alignment) of the optical system with respect to the eye E. The Z alignment projection system 1 has a function for performing alignment in the direction (front-rear direction) along the optical axis of the observation system 5. The XY alignment spot projection system 2 has a function of projecting a spot for performing alignment in a direction (vertical direction, horizontal direction) orthogonal to the optical axis of the observation system 5. The kerato measurement ring projection system 3 has a function of projecting a measurement ring-shaped light beam for measuring the shape of the cornea K of the eye E to the eye E. The fixation and awareness measurement system 4 is an optical system for presenting a fixation target and an awareness measurement target to the eye E. The observation system 5 is an optical system for observing the anterior segment of the eye E. The reflex measurement projection system 6 is an optical system for projecting a light beam for objectively measuring the eye refractive power onto the eye to be examined. The reflex measurement light receiving system 7 is an optical system for receiving the fundus reflection light of the light projected onto the eye to be examined by the reflex measurement projection system 6. The axial length measurement system 8 is an optical system for measuring the axial length of the eye E by OCT measurement. The axial length measurement system 8 has a function of projecting measurement light output from the OCT light source onto the fundus oculi Ef and a function of detecting return light of the measurement light.

（観察系５）
観察系５は、対物レンズ５１と、ダイクロイックミラー５２、５３と、絞り５４と、ハーフミラー５５と、リレーレンズ５６、５７と、結像レンズ５８と、撮像素子（ＣＣＤ）５９とを含む。観察系５は、更に、被検眼Ｅの前眼部を照明するための照明光源を含んで構成されていてもよい。撮像素子５９の出力は、処理部９に入力される。処理部９は、撮像素子５９から入力された信号に基づいて、表示部１０に前眼部像Ｅ’を表示させる。 (Observation system 5)
The observation system 5 includes an objective lens 51, dichroic mirrors 52 and 53, a diaphragm 54, a half mirror 55, relay lenses 56 and 57, an imaging lens 58, and an image sensor (CCD) 59. The observation system 5 may further include an illumination light source for illuminating the anterior segment of the eye E. The output of the image sensor 59 is input to the processing unit 9. The processing unit 9 displays the anterior segment image E ′ on the display unit 10 based on the signal input from the image sensor 59.

対物レンズ５１と被検眼Ｅとの間には、ケラト板３１が設けられている。ケラト板３１は、角膜形状を測定するためのリング状光束を被検眼Ｅの角膜Ｋに投影するために用いられる。   A kerato plate 31 is provided between the objective lens 51 and the eye E to be examined. The kerato plate 31 is used to project a ring-shaped light beam for measuring the corneal shape onto the cornea K of the eye E.

（Ｚアライメント投影系１およびＸＹアライメントスポット投影系２）
ケラト板３１の周辺にはＺアライメント投影系１が設けられている。前述したように、Ｚアライメント投影系１は、観察系５の光軸前後方向のアライメントに用いられる。Ｚアライメント投影系１は、Ｚアライメント光源１１を有する。Ｚアライメント光源１１からの光は、角膜Ｋに投影される。角膜Ｋに投影された光は、角膜Ｋで反射し、結像レンズ１２を経由してラインセンサー１３上に投影される。角膜頂点の位置が観察系５の光軸上に対し前後方向に移動するとラインセンサー１３上に投影された光束の位置が変化する。この位置の変化を解析することにより、対物レンズ５１に対する被検眼Ｅの角膜頂点の位置を計測し、その計測値に基づいてアライメントすることができる。 (Z alignment projection system 1 and XY alignment spot projection system 2)
A Z alignment projection system 1 is provided around the kerato plate 31. As described above, the Z alignment projection system 1 is used for alignment of the observation system 5 in the longitudinal direction of the optical axis. The Z alignment projection system 1 has a Z alignment light source 11. Light from the Z alignment light source 11 is projected onto the cornea K. The light projected onto the cornea K is reflected by the cornea K and projected onto the line sensor 13 via the imaging lens 12. When the position of the corneal apex moves in the front-rear direction with respect to the optical axis of the observation system 5, the position of the light beam projected on the line sensor 13 changes. By analyzing the change in position, the position of the corneal apex of the eye E with respect to the objective lens 51 can be measured, and alignment can be performed based on the measured value.

ＸＹアライメントスポット投影系２は、ハーフミラー５５を介して観察系５から分岐した光路を形成している。前述したように、ＸＹアライメントスポット投影系２は、上下方向および左右方向のアライメントに用いられる。ＸＹアライメントスポット投影系２は、ＸＹアライメント光源２１を有する。ＸＹアライメント光源２１から出力された光は、その一部がハーフミラー５５にて反射されて絞り５４を通過し、ダイクロイックミラー５３、５２を透過し、対物レンズ５１を通過して被検眼Ｅに投影される。被検眼Ｅに投影された光は、角膜Ｋで反射され、対物レンズ５１を通過して、観察系５と同じ光路を経由して撮像素子５９に投影される。   The XY alignment spot projection system 2 forms an optical path branched from the observation system 5 via the half mirror 55. As described above, the XY alignment spot projection system 2 is used for vertical and horizontal alignment. The XY alignment spot projection system 2 has an XY alignment light source 21. A part of the light output from the XY alignment light source 21 is reflected by the half mirror 55, passes through the diaphragm 54, passes through the dichroic mirrors 53, 52, passes through the objective lens 51, and is projected onto the eye E. Is done. The light projected onto the eye E is reflected by the cornea K, passes through the objective lens 51, and is projected onto the image sensor 59 via the same optical path as the observation system 5.

図２などに示すように、表示画面１０ａには、前眼部像Ｅ’とともに、アライメントマークＡＬと角膜Ｋで反射した輝点像Ｂｒとが表示される。手動でアライメントを行う場合、ユーザは、たとえば、表示画面１０ａに表示されている情報を参照しつつジョイスティック８００を操作してヘッド部４００の位置調整を行う。このとき、処理部９は、たとえば、アライメントマークＡＬと角膜Ｋで反射した輝点像Ｂｒのずれ量で上下左右方向のずれ量を算出し、表示画面１０ａに表示させてよい。また、Ｚアライメント投影系１からの処理情報を基に光軸方向のずれ量を表示画面１０ａに表示させてよい。処理部９は、アライメントが完了したことに対応して測定を開始するように制御を行うことができる。   As shown in FIG. 2 and the like, on the display screen 10a, the alignment mark AL and the bright spot image Br reflected by the cornea K are displayed together with the anterior segment image E '. When performing alignment manually, the user adjusts the position of the head unit 400 by operating the joystick 800 while referring to the information displayed on the display screen 10a, for example. At this time, for example, the processing unit 9 may calculate the amount of deviation in the vertical and horizontal directions based on the amount of deviation between the alignment mark AL and the bright spot image Br reflected by the cornea K and display it on the display screen 10a. Further, the shift amount in the optical axis direction may be displayed on the display screen 10a based on the processing information from the Z alignment projection system 1. The processing unit 9 can perform control so as to start measurement in response to the completion of alignment.

自動でアライメントを行う場合、上述のずれ量がキャンセルされるように電動の機構を制御してヘッド部４００を移動させる。この機構は、駆動力を発生するアクチュエータと、この駆動力をヘッド部４００に伝達する部材とを含む。処理部９は、アライメントが完了したことに対応して測定を開始するように制御を行うことができる。   When the alignment is automatically performed, the head unit 400 is moved by controlling the electric mechanism so that the above-described deviation amount is canceled. This mechanism includes an actuator that generates a driving force and a member that transmits the driving force to the head unit 400. The processing unit 9 can perform control so as to start measurement in response to the completion of alignment.

（固視および自覚測定系４）
固視および自覚測定系４は、光源４１と、透過型の視標チャート４２と、合焦レンズ４３と、バリアブルクロスシリンダ（以下、ＶＣＣ）レンズ４４と、反射ミラー４５とを含む。合焦レンズ４３は、固視および自覚測定系４の光軸に沿って移動可能に構成されている。固視および自覚測定系４は、更に、ダイクロイックミラー５３、５２と、対物レンズ５１とを含んで構成されていてもよい。 (Fixation and awareness measurement system 4)
The fixation and awareness measurement system 4 includes a light source 41, a transmission target chart 42, a focusing lens 43, a variable cross cylinder (hereinafter referred to as VCC) lens 44, and a reflection mirror 45. The focusing lens 43 is configured to be movable along the optical axis of the fixation and awareness measurement system 4. The fixation and awareness measurement system 4 may further include dichroic mirrors 53 and 52 and an objective lens 51.

固視および自覚測定系４は、被検眼Ｅの眼底Ｅｆに視力測定用の視標を投影することが可能である。   The fixation and awareness measurement system 4 can project a visual target for visual acuity measurement on the fundus oculi Ef of the eye E to be examined.

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、視力測定用の視標や風景チャートなどの固視標を表示し、光源４１から出力された光を透過させる。視標チャート４２は、透過型の液晶パネルを含んで構成されていてもよい。この場合、液晶パネルに視力測定用の視標や固視標が表示される。視標チャート４２を透過した光は、合焦レンズ４３、ＶＣＣレンズ４４を透過し、反射ミラー４５にて反射され、ダイクロイックミラー５３にて反射される。ダイクロイックミラー５３にて反射された光源４１からの光は、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、被検眼Ｅの眼底Ｅｆに投影される。それにより、視標チャート４２に表示された視力測定用の視標や固視標が被検眼Ｅに呈示される。他覚屈折測定においては、眼底Ｅｆに投影された風景チャートを被検者に凝視させつつアライメントが行われ、雲霧視状態で眼屈折力が測定される。   Light (visible light) output from the light source 41 is applied to the target chart 42. The optotype chart 42 displays a fixation target such as a visual target for measuring eyesight or a landscape chart, and transmits light output from the light source 41. The optotype chart 42 may include a transmissive liquid crystal panel. In this case, an eyesight measurement target or a fixation target is displayed on the liquid crystal panel. The light that has passed through the target chart 42 passes through the focusing lens 43 and the VCC lens 44, is reflected by the reflection mirror 45, and is reflected by the dichroic mirror 53. The light from the light source 41 reflected by the dichroic mirror 53 passes through the dichroic mirror 52, passes through the objective lens 51, and is projected onto the fundus oculi Ef of the eye E to be examined. Thereby, the eyesight measurement target and the fixation target displayed on the eye chart 42 are presented to the eye E. In objective refraction measurement, alignment is performed while the subject is staring at the scenery chart projected onto the fundus oculi Ef, and the eye refractive power is measured in a clouded state.

（レフ測定投影系６およびレフ測定受光系７）
レフ測定投影系６とレフ測定受光系７とによりレフ測定系が構成される。レフ測定投影系６は、レフ測定光源６１から出力された光（赤外光）をリング状の測定パターン光束として被検眼Ｅの眼底Ｅｆに投影する機能を有する。レフ測定受光系７は、レフ測定投影系６により被検眼Ｅに投影された測定パターン光束の戻り光を受光する機能を有する。 (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 constitute a reflex measurement system. The reflex measurement projection system 6 has a function of projecting light (infrared light) output from the reflex measurement light source 61 onto the fundus oculi Ef of the eye E as a ring-shaped measurement pattern light beam. The reflex measurement light receiving system 7 has a function of receiving the return light of the measurement pattern light beam projected onto the eye E by the reflex measurement projection system 6.

レフ測定投影系６は、レフ測定光源６１と、コンデンサレンズ６２と、反射ミラー６３と、円錐プリズム６４Ａと、リレーレンズ６４Ｂと、リング絞り６４Ｃと、穴開きプリズム６５と、ロータリープリズム６６と、クイックリターンミラー６７とを含む。レフ測定投影系６は、更に、ダイクロイックミラー５２と、対物レンズ５１とを含んで構成されていてもよい。レフ測定光源６１は、レフ測定投影系６の光軸に沿って移動可能に構成される。レフ測定光源６１は、被検眼Ｅの眼底Ｅｆと光学的に略共役な位置に配置されている。それにより、レフ測定光源６１からの光が混濁した水晶体を通過し、眼底Ｅｆに到達しやすくなる。   The reflex measurement projection system 6 includes a reflex measurement light source 61, a condenser lens 62, a reflection mirror 63, a conical prism 64A, a relay lens 64B, a ring stop 64C, a perforated prism 65, a rotary prism 66, a quick prism, And a return mirror 67. The reflex measurement projection system 6 may further include a dichroic mirror 52 and an objective lens 51. The reflex measurement light source 61 is configured to be movable along the optical axis of the reflex measurement projection system 6. The reflex measurement light source 61 is disposed at a position optically conjugate with the fundus oculi Ef of the eye E to be examined. Thereby, the light from the reflex measurement light source 61 passes through the turbid crystalline lens and easily reaches the fundus oculi Ef.

レフ測定受光系７は、リレーレンズ７１と、合焦レンズ７２と、結像レンズ７３と、撮像素子（ＣＣＤ）７４とを含む。レフ測定受光系７は、更に、対物レンズ５１と、ダイクロイックミラー５２と、クイックリターンミラー６７と、ロータリープリズム６６と、穴開きプリズム６５とを含んで構成されていてもよい。合焦レンズ７２は、レフ測定受光系７の光軸に沿って移動可能に構成される。合焦レンズ７２とレフ測定光源６１と後述の眼軸長測定系８の合焦レンズ８５とは、連係してそれぞれの光軸方向に移動される。撮像素子７４の出力は、処理部９に入力される。対物レンズ５１と、ダイクロイックミラー５２と、クイックリターンミラー６７と、ロータリープリズム６６と、穴開きプリズム６５とは、レフ測定投影系６と共用される。   The ref measurement light receiving system 7 includes a relay lens 71, a focusing lens 72, an imaging lens 73, and an imaging device (CCD) 74. The ref measurement light receiving system 7 may further include an objective lens 51, a dichroic mirror 52, a quick return mirror 67, a rotary prism 66, and a perforated prism 65. The focusing lens 72 is configured to be movable along the optical axis of the reflex measurement light receiving system 7. The focusing lens 72, the reflex measurement light source 61, and the focusing lens 85 of the ocular axial length measurement system 8 described later are linked and moved in the respective optical axis directions. The output of the image sensor 74 is input to the processing unit 9. The objective lens 51, the dichroic mirror 52, the quick return mirror 67, the rotary prism 66, and the perforated prism 65 are shared with the reflex measurement projection system 6.

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にて反射され、円錐プリズム６４Ａ、リレーレンズ６４Ｂを透過してリング絞り６４Ｃに導かれる。リング絞り６４Ｃに導かれた光は、リング状のパターン部分を通過してリング状の測定パターン光束となる。円錐プリズム６４Ａは、コンデンサレンズ６２によって集光されたレフ測定光源６１からの光をリング絞り６４Ｃのリング状のパターン部分に集光させる。この測定パターン光束は、穴開きプリズム６５の反射面にて反射され、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。ロータリープリズム６６を用いることにより、眼底Ｅｆにおける血管や疾患部位への測定パターン光束の光量分布を平均化させることが可能になる。   The light output from the reflex measurement light source 61 passes through the condenser lens 62, is reflected by the reflection mirror 63, passes through the conical prism 64A and the relay lens 64B, and is guided to the ring diaphragm 64C. The light guided to the ring stop 64C passes through the ring-shaped pattern portion and becomes a ring-shaped measurement pattern light beam. The conical prism 64A condenses the light from the reflex measurement light source 61 collected by the condenser lens 62 on the ring-shaped pattern portion of the ring diaphragm 64C. The measurement pattern light beam is reflected by the reflecting surface of the perforated prism 65, passes through the rotary prism 66, and is guided to the quick return mirror 67. By using the rotary prism 66, it is possible to average the light amount distribution of the measurement pattern light beam to the blood vessel or diseased part in the fundus oculi Ef.

クイックリターンミラー６７は、他覚屈折測定と眼軸長測定とを切り換えるために用いられる。他覚屈折測定を実行するとき、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上に配置される。それにより、レフ測定投影系６の光路およびレフ測定受光系７の光路の双方は、観察系５の光路に結合される。眼軸長測定を実行するとき、クイックリターンミラー６７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退避される。それにより、眼軸長測定系８の光路は、観察系５の光路に結合される。   The quick return mirror 67 is used to switch between objective refraction measurement and ocular axial length measurement. When the objective refraction measurement is performed, the reflection surface of the quick return mirror 67 is arranged on the 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. When executing the axial length measurement, the quick return mirror 67 is retracted from the optical path branched from the optical path of the observation system 5 by the dichroic mirror 52. Thereby, the optical path of the axial length measurement system 8 is coupled to the optical path of the observation system 5.

ここでは、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上に配置される。穴開きプリズム６５からロータリープリズム６６を通過してクイックリターンミラー６７に導かれた測定パターン光束は、クイックリターンミラー６７にて反射され、ダイクロイックミラー５２にて反射され、対物レンズ５１を通過して被検眼Ｅに投影される。   Here, the reflection surface of the quick return mirror 67 is arranged on the optical path branched from the optical path of the observation system 5 by the dichroic mirror 52. The measurement pattern light beam that has passed from the perforated prism 65 through the rotary prism 66 and is guided to the quick return mirror 67 is reflected by the quick return mirror 67, reflected by the dichroic mirror 52, passed through the objective lens 51, and is covered. It is projected onto the optometry E.

被検眼Ｅに投影された測定パターン光束の戻り光は、対物レンズ５１を通過し、ダイクロイックミラー５２およびクイックリターンミラー６７にて反射され、ロータリープリズム６６を通過し、穴開きプリズム６５の中心部を通過する。穴開きプリズム６５の中心部を通過した光は、リレーレンズ７１、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。   The return light of the measurement pattern light beam projected onto the eye E passes through the objective lens 51, is reflected by the dichroic mirror 52 and the quick return mirror 67, passes through the rotary prism 66, and passes through the central portion of the perforated prism 65. pass. The light that has passed through the center of the perforated prism 65 passes through the relay lens 71 and the focusing lens 72 and is imaged on the imaging surface of the imaging element 74 by the imaging lens 73.

（眼軸長測定系８）
眼軸長測定系８は、ＯＣＴユニット８０と、コリメータレンズ８４と、合焦レンズ８５と、リレーレンズ８６と、ＸＹスキャナ８７と、瞳レンズ８８とを含む。眼軸長測定系８は、更に、ダイクロイックミラー５２と、対物レンズ５１とを含んで構成されていてもよい。ダイクロイックミラー５２と、対物レンズ５１とは、観察系５と共用される。 (Axial length measurement system 8)
The axial length measurement system 8 includes an OCT unit 80, a collimator lens 84, a focusing lens 85, a relay lens 86, an XY scanner 87, and a pupil lens 88. The axial length measurement system 8 may further include a dichroic mirror 52 and an objective lens 51. The dichroic mirror 52 and the objective lens 51 are shared with the observation system 5.

ＸＹスキャナ８７は、１次元的にまたは２次元的に光を偏向する。ＸＹスキャナ８７に対する偏向制御を行うことにより、被検眼Ｅに対する後述の測定光ＬＳの入射位置を変更することができる。２次元的に光を偏向する場合、ＸＹスキャナ８７として第１方向に偏向する第１偏向部材と第２方向に偏向する第２偏向部材とを用いることが可能である。第１方向は、第２方向に略直交（交差）する方向である。ＸＹスキャナ８７に用いられる偏向部材の例として、ガルバノミラー、ポリゴンミラー、回転ミラーなどがある。また、ダボプリズム（Ｄｏｖｅ Ｐｒｉｓｍ）、ダブルダボプリズム（Ｄｏｕｂｌｅ Ｄｏｖｅ Ｐｒｉｓｍ）、ローテーションプリズム（Ｒｏｔａｔｉｏｎ Ｐｒｉｓｍ）、ＭＥＭＳミラースキャナーなどが用いられてもよい。ＸＹスキャナ８７は、被検眼Ｅの眼底Ｅｆと光学的に略共役な位置に配置されている。   The XY scanner 87 deflects light one-dimensionally or two-dimensionally. By performing deflection control on the XY scanner 87, the incident position of the later-described measurement light LS with respect to the eye E can be changed. When deflecting light two-dimensionally, it is possible to use as the XY scanner 87 a first deflection member that deflects in the first direction and a second deflection member that deflects in the second direction. The first direction is a direction substantially orthogonal (crossing) to the second direction. Examples of the deflection member used in the XY scanner 87 include a galvanometer mirror, a polygon mirror, and a rotary mirror. Further, a dowel prism, a double dove prism, a rotation prism, a MEMS mirror scanner, or the like may be used. The XY scanner 87 is disposed at a position optically conjugate with the fundus oculi Ef of the eye E to be examined.

ＯＣＴユニット８０は、ＯＣＴ光源８１と、ファイバーカプラー８２と、光路長変更ユニット９０とを含む。ＯＣＴユニット８０は、更に、分光器８３を含んで構成されていてもよい。合焦レンズ８５は、眼軸長測定系８の光軸に沿って移動可能に構成される。   The OCT unit 80 includes an OCT light source 81, a fiber coupler 82, and an optical path length changing unit 90. The OCT unit 80 may further include a spectroscope 83. The focusing lens 85 is configured to be movable along the optical axis of the axial length measurement system 8.

ＯＣＴ光源８１から出力された光（赤外光）は、ファイバーカプラー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、ＯＣＴユニット８０から出力され、光ファイバーによりコリメータレンズ８４に導光される。参照光ＬＲは、光ファイバーにより光路長変更ユニット９０に導光される。光路長変更ユニット９０は、参照光ＬＲの光路長を変更する。   Light (infrared light) output from the OCT light source 81 is split into measurement light LS and reference light LR by a fiber coupler 82. The measurement light LS is output from the OCT unit 80 and guided to the collimator lens 84 by an optical fiber. The reference light LR is guided to the optical path length changing unit 90 by an optical fiber. The optical path length changing unit 90 changes the optical path length of the reference light LR.

ここでは、クイックリターンミラー６７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退避される。測定光ＬＳは、コリメータレンズ８４により平行光束とされ、合焦レンズ８５、リレーレンズ８６を通過し、ＸＹスキャナ８７により偏向され、瞳レンズ８８を通過し、ダイクロイックミラー５２に導かれる。ダイクロイックミラー５２に導かれたＯＣＴユニット８０からの測定光ＬＳは、ダイクロイックミラー５２にて反射され、対物レンズ５１を通過して被検眼Ｅの眼底Ｅｆに投影される。   Here, the quick return mirror 67 is retracted from the optical path branched from the optical path of the observation system 5 by the dichroic mirror 52. The measurement light LS is converted into a parallel light beam by the collimator lens 84, passes through the focusing lens 85 and the relay lens 86, is deflected by the XY scanner 87, passes through the pupil lens 88, and is guided to the dichroic mirror 52. The measurement light LS from the OCT unit 80 guided to the dichroic mirror 52 is reflected by the dichroic mirror 52, passes through the objective lens 51, and is projected onto the fundus oculi Ef of the eye E to be examined.

眼底Ｅｆに投影された測定光の戻り光は、対物レンズ５１を通過し、測定光と同じ経路でＯＣＴユニット８０に導かれる。ＯＣＴユニット８０は、ファイバーカプラー８２によって光路長変更ユニット９０により光路長が変更された参照光と測定光の戻り光とを干渉させて干渉光ＬＣを生成する。光路長変更ユニット９０は、コリメータレンズ９１と、ビームスプリッター９２と、網膜用シャッター９３と、網膜用参照ミラーユニット９４と、角膜用シャッター９５と、角膜用参照ミラーユニット９６とを含む。網膜用参照ミラーユニット９４は、結像レンズ９４Ａと、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、参照ミラー９６Ｂとを含む。ビームスプリッター９２は、ファイバーカプラー８２によって分割された参照光ＬＲが導かれた参照光路を網膜測定用の参照光路と角膜測定用の参照光路とに分割する。干渉光ＬＣは、光ファイバーにより分光器８３に導光される。分光器８３では、空間的に波長分離された光がラインセンサーに投影される。処理部９は、このラインセンサーから出力された信号に対し公知のＦＦＴ（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ：以下、ＦＦＴ）等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ことができる。   The return light of the measurement light projected on the fundus oculi Ef passes through the objective lens 51 and is guided to the OCT unit 80 through the same path as the measurement light. The OCT unit 80 generates the interference light LC by causing the reference light whose optical path length has been changed by the optical path length changing unit 90 by the fiber coupler 82 to interfere with the return light of the measurement light. The optical path length changing unit 90 includes a collimator lens 91, a beam splitter 92, a retina shutter 93, a retina reference mirror unit 94, a corneal shutter 95, and a corneal reference mirror unit 96. The retina reference mirror unit 94 includes an imaging lens 94A and a reference mirror 94B. The cornea reference mirror unit 96 includes an imaging lens 96A and a reference mirror 96B. The beam splitter 92 divides the reference optical path from which the reference light LR divided by the fiber coupler 82 is guided into a reference optical path for retinal measurement and a reference optical path for corneal measurement. The interference light LC is guided to the spectroscope 83 by an optical fiber. In the spectroscope 83, the light spatially wavelength-separated is projected onto the line sensor. The processing unit 9 can extract information in the depth direction by performing signal processing such as a known FFT (Fast Fourier Transform: hereinafter referred to as FFT) on the signal output from the line sensor.

眼科装置１０００の各部は処理部９によって制御される。処理部９は、Ｚアライメント光源１１、ＸＹアライメント光源２１、ケラト板３１のケラトリング光源３２、光源４１、レフ測定光源６１、ＯＣＴ光源８１、視標チャート４２、合焦レンズ４３、７２、８５を制御する。処理部９は、更に、ＶＣＣレンズ４４、クイックリターンミラー６７、光路長変更ユニット９０、表示部１０などを制御する。   Each unit of the ophthalmologic apparatus 1000 is controlled by the processing unit 9. The processing unit 9 includes a Z alignment light source 11, an XY alignment light source 21, a kerating light source 32 of the kerato plate 31, a light source 41, a reflex measurement light source 61, an OCT light source 81, a target chart 42, and focusing lenses 43, 72, 85. Control. The processing unit 9 further controls the VCC lens 44, the quick return mirror 67, the optical path length changing unit 90, the display unit 10, and the like.

（角膜形状測定機能）
ケラト測定を行う場合、処理部９は、ケラトリング光源３２を点灯させる。角膜Ｋに投影された角膜形状測定用リング状光束の角膜による反射光束は、観察系５により撮像素子５９に前眼部像とともに投影される。処理部９は、撮像素子５９によって取得された像に対して所定の演算処理を施すことにより、角膜の形状を表すパラメータを算出する。 (Cornea shape measurement function)
When performing kerato measurement, the processing unit 9 turns on the kerato ring light source 32. The reflected light beam from the cornea of the corneal shape measurement ring-shaped light beam projected onto the cornea K is projected onto the image sensor 59 by the observation system 5 together with the anterior segment image. The processing unit 9 calculates a parameter representing the shape of the cornea by performing a predetermined calculation process on the image acquired by the imaging element 59.

（レフ測定機能）
レフ測定（他覚屈折測定）を行う場合、処理部９は、レフ測定光源６１を点灯させる。レフ測定光源６１からの光は、前述のようにリング状の測定パターン光束となって被検眼Ｅに投影される。被検眼Ｅが正視（＝０Ｄ（ディオプター））の場合には、レフ測定光源６１と被検眼Ｅの眼底Ｅｆが共役となる位置がレフ測定光源６１と合焦レンズ７２の基準位置となっている。この状態で眼底Ｅｆに投影された光束は眼底Ｅｆで反射され、眼底Ｅｆからの戻り光に基づくリング像が撮像素子７４に結像される。また、結像されたリング像から算出される測定値（屈折値）に基づき、レフ測定光源６１と眼底Ｅｆが略共役となる位置にレフ測定光源６１と合焦レンズ７２とが移動される。処理部９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像を解析し、レフ測定光源６１の移動量を加味することにより、被検眼Ｅの屈折力として球面度数Ｓ、乱視度数Ｃ、および乱視軸角度Ａを求める。 (Ref measurement function)
When performing the reflex measurement (objective refraction measurement), the processing unit 9 turns on the reflex measurement light source 61. The light from the reflex measurement light source 61 is projected onto the eye E as a ring-shaped measurement pattern light beam as described above. When the eye E is normal (= 0D (diopter)), the position where the reflex measurement light source 61 and the fundus oculi Ef of the eye E are conjugate is the reference position of the reflex measurement light source 61 and the focusing lens 72. . In this state, the light beam projected on the fundus oculi Ef is reflected by the fundus oculi Ef, and a ring image based on the return light from the fundus oculi Ef is formed on the image sensor 74. Further, the reflex measurement light source 61 and the focusing lens 72 are moved to a position where the reflex measurement light source 61 and the fundus oculi Ef are substantially conjugate based on the measurement value (refractive value) calculated from the formed ring image. The processing unit 9 analyzes the image based on the return light from the fundus oculi Ef detected by the image sensor 74, and takes into account the amount of movement of the reflex measurement light source 61, so that the refractive power of the eye E to be examined is a spherical power S, astigmatism. The power C and the astigmatic axis angle A are obtained.

レフ測定光源６１は、たとえばＳＬＤ（Ｓｕｐｅｒ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ Ｄｉｏｄｅ）のような広帯域の低コヒーレンス光を出力する。レフ測定光源６１は、たとえば、中心波長が８２０ｎｍ〜８８０ｎｍの範囲に含まれる低コヒーレンス光源である。これにより、測定光が視認されることによる被検者の負担を軽減しつつ、他覚屈折測定が可能になる。   The reflex measurement light source 61 outputs broadband low-coherence light such as SLD (Super Luminescent Diode). The ref measurement light source 61 is, for example, a low coherence light source whose center wavelength is included in the range of 820 nm to 880 nm. As a result, objective refraction measurement can be performed while reducing the burden on the subject due to visual recognition of the measurement light.

（眼軸長測定機能）
眼軸長測定は、ＯＣＴ計測機能を用いて実行される。眼軸長測定を実行する場合、処理部９は、光路長変更ユニット９０を制御しつつ被検眼Ｅの角膜頂点から網膜までの距離を眼軸長として測定する。まず、処理部９は、ＯＣＴ光源８１を点灯させる。ＯＣＴ光源８１の点灯に同期して、光路長変更ユニット９０が制御される。具体的には、角膜用シャッター９５がビームスプリッター９２と角膜用参照ミラーユニット９６との間の光路に挿入され、網膜用シャッター９３がビームスプリッター９２と網膜用参照ミラーユニット９４との間の光路から退避される。ＯＣＴ光源８１からの光Ｌ０は、ファイバーカプラー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、上記のように被検眼Ｅの眼底Ｅｆに投影される。このとき、クイックリターンミラー６７は、光路外に退避されている。また、前述の被検眼Ｅの屈折力測定結果より、ファイバー８０ａの端面は被検眼Ｅの眼底Ｅｆと共役となるように合焦レンズ８５が移動されている。眼底Ｅｆで反射された光は同光路を戻りファイバー端面に投影され、ファイバーカプラー８２に到達する。 (Axial length measurement function)
The axial length measurement is performed using the OCT measurement function. When performing the axial length measurement, the processing unit 9 measures the distance from the corneal apex of the eye E to the retina as the axial length while controlling the optical path length changing unit 90. First, the processing unit 9 turns on the OCT light source 81. The optical path length changing unit 90 is controlled in synchronization with the lighting of the OCT light source 81. Specifically, the corneal shutter 95 is inserted into the optical path between the beam splitter 92 and the corneal reference mirror unit 96, and the retinal shutter 93 is inserted from the optical path between the beam splitter 92 and the retinal reference mirror unit 94. Evacuated. The light L0 from the OCT light source 81 is split into the measurement light LS and the reference light LR by the fiber coupler 82. The measurement light LS is projected onto the fundus oculi Ef of the eye E as described above. At this time, the quick return mirror 67 is retracted out of the optical path. Further, based on the above-described refractive power measurement result of the eye E, the focusing lens 85 is moved so that the end surface of the fiber 80a is conjugate with the fundus oculi Ef of the eye E. The light reflected by the fundus oculi Ef returns along the same optical path, is projected onto the fiber end surface, and reaches the fiber coupler 82.

一方、参照光ＬＲは、コリメータレンズ９１により平行光となり、５０：５０のビームスプリッター９２により２つの光束（角膜用、網膜用）に分割される。ビームスプリッター９２により分割された網膜用の光束は、結像レンズ９４Ａにより参照ミラー（反射ミラー）９４Ｂに集光される。ビームスプリッター９２により分割された角膜用の光束は、結像レンズ９６Ａにより参照ミラー（反射ミラー）９６Ｂに集光される。ここで、前述のように、角膜用シャッター９５が光路に挿入され、且つ、網膜用シャッター９３が光路から退避されているので、参照ミラー９４Ｂから反射した光のみが、同光路を戻りファイバーカプラー８２に到達する。眼底Ｅｆおよび参照ミラー９４Ｂで反射した光は、ファイバーカプラー８２で合波され干渉信号（干渉光ＬＣ）として、分光器８３に導かれる。分光器８３では、空間的に波長分離された光がラインセンサーに投影される。処理部９は、このラインセンサーから出力された信号に対し公知のＦＦＴ等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ことができる。   On the other hand, the reference light LR becomes parallel light by the collimator lens 91 and is split into two light beams (for the cornea and for the retina) by the 50:50 beam splitter 92. The light beam for the retina divided by the beam splitter 92 is condensed on the reference mirror (reflection mirror) 94B by the imaging lens 94A. The corneal light beam split by the beam splitter 92 is focused on a reference mirror (reflection mirror) 96B by the imaging lens 96A. Here, as described above, since the corneal shutter 95 is inserted into the optical path and the retinal shutter 93 is retracted from the optical path, only the light reflected from the reference mirror 94B returns to the optical path and the fiber coupler 82. To reach. The light reflected by the fundus oculi Ef and the reference mirror 94B is combined by the fiber coupler 82 and guided to the spectroscope 83 as an interference signal (interference light LC). In the spectroscope 83, the light spatially wavelength-separated is projected onto the line sensor. The processing unit 9 can extract information in the depth direction by performing signal processing such as known FFT on the signal output from the line sensor.

網膜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とは、被検眼Ｅの眼軸長に合わせて、干渉信号の位置が深さ方向で所定位置となるように移動される。たとえば、深さ方向に対するＦＦＴ後の干渉信号の強度変化を図５のように表す。この場合、図４に示すように網膜用参照ミラーユニット９４を光軸方向に移動させることにより、図５に示すように所定範囲内の所定位置となるように網膜による干渉信号ＳＣ０の位置を移動することができる。ここで、参照ミラー９６Ｂの位置については、固定されていてもよい。   The retina reference mirror unit 94 and the cornea reference mirror unit 96 are moved in accordance with the axial length of the eye E so that the position of the interference signal is a predetermined position in the depth direction. For example, the intensity change of the interference signal after FFT with respect to the depth direction is represented as shown in FIG. In this case, by moving the retina reference mirror unit 94 in the optical axis direction as shown in FIG. 4, the position of the interference signal SC0 by the retina is moved so as to be a predetermined position within a predetermined range as shown in FIG. can do. Here, the position of the reference mirror 96B may be fixed.

更に、前述のＺアライメント投影系１を用いて角膜頂点座標が検出されるため、角膜頂点と対物レンズ５１の距離（作動距離）を常に一定距離内に合わせることが可能となる。ここで、角膜用シャッター９５が光路から退避されると、被検眼Ｅに投影された光のうち、被検眼Ｅの角膜Ｋで反射した光との干渉信号が分光器８３に同時に投影される。作動距離が所定範囲内である場合、参照ミラー９６Ｂは、網膜による干渉信号ＳＣ１と重ならないように角膜位置とは距離ｄだけ離れた位置になるように配置されている（図６）。したがって、図７（図５と同様に深さ方向に対するＦＦＴ後の干渉信号の強度変化を表す）に示すように、干渉信号計測範囲Ｒ内で、同時に２つの干渉信号（網膜による干渉信号ＳＣ１および角膜による干渉信号ＳＣ２）を取得することが可能となる。特に、図７に示すように信号感度ＳＣが変化する場合、信号成分の弱い網膜による干渉信号ＳＣ１を信号感度の高い計測範囲Ｒ１で検出し、信号成分の強い角膜による干渉信号ＳＣ２を信号感度の弱い計測範囲Ｒ２で検出する。それにより、２つの干渉信号を高精度に同時に取得することができる。   Furthermore, since the corneal vertex coordinates are detected using the above-described Z alignment projection system 1, the distance (working distance) between the corneal vertex and the objective lens 51 can always be adjusted within a certain distance. Here, when the corneal shutter 95 is retracted from the optical path, an interference signal with light reflected by the cornea K of the eye E out of the light projected onto the eye E is simultaneously projected onto the spectroscope 83. When the working distance is within the predetermined range, the reference mirror 96B is arranged so as to be separated from the cornea position by the distance d so as not to overlap with the interference signal SC1 from the retina (FIG. 6). Therefore, as shown in FIG. 7 (representing the change in the intensity of the interference signal after FFT in the depth direction as in FIG. 5), two interference signals (interference signal SC1 by the retina and It becomes possible to acquire the interference signal SC2) by the cornea. In particular, when the signal sensitivity SC changes as shown in FIG. 7, the interference signal SC1 due to the retina having a weak signal component is detected in the measurement range R1 having a high signal sensitivity, and the interference signal SC2 due to the cornea having a strong signal component is detected. Detection is performed in the weak measurement range R2. Thereby, two interference signals can be simultaneously acquired with high accuracy.

なお、ＯＣＴユニット８０がスウェプトソースタイプのＯＣＴ装置と同様の構成を有する場合、低コヒーレンス光を出力するＯＣＴ光源８１の代わりに波長掃引光源が設けられるとともに、干渉光をスペクトル分解する光学部材が設けられない。ＯＣＴユニット８０の構成については、ＯＣＴのタイプに応じた公知の技術を任意に適用することができる。   When the OCT unit 80 has the same configuration as that of the swept source type OCT apparatus, a wavelength swept light source is provided instead of the OCT light source 81 that outputs low coherence light, and an optical member that spectrally decomposes interference light is provided. I can't. Regarding the configuration of the OCT unit 80, a known technique according to the type of OCT can be arbitrarily applied.

ＯＣＴ光源８１は、たとえばＳＬＤのような広帯域の低コヒーレンス光Ｌ０を出力する。ＯＣＴ光源８１は、たとえば、中心波長が８２０ｎｍ〜８８０ｎｍまたは１０４０〜１０６０ｎｍの範囲に含まれる低コヒーレンス光源である。これにより、測定光が視認されることによる被検者の負担を軽減しつつ、ＯＣＴ計測が可能になる。   The OCT light source 81 outputs a broadband low-coherence light L0 such as an SLD. The OCT light source 81 is a low-coherence light source whose center wavelength is included in a range of 820 nm to 880 nm or 1040 to 1060 nm, for example. Thereby, OCT measurement becomes possible, reducing the burden of the subject by the measurement light being visually recognized.

なお、コリメータレンズ９１と参照ミラー９４Ｂ、９６Ｂとの間の参照光ＬＲの光路に、ガラスブロックや濃度フィルターが配置されていてもよい。ガラスブロックや濃度フィルターは、参照光ＬＲと測定光ＬＳの光路長（光学距離）を合わせるための遅延手段として作用する。また、ガラスブロックや濃度フィルターは、参照光ＬＲと測定光ＬＳの分散特性や網膜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との分散特性を合わせるための手段として作用する。   A glass block or a density filter may be disposed in the optical path of the reference light LR between the collimator lens 91 and the reference mirrors 94B and 96B. The glass block and the density filter act as a delay means for matching the optical path length (optical distance) of the reference light LR and the measurement light LS. The glass block and the density filter act as means for matching the dispersion characteristics of the reference light LR and the measurement light LS and the dispersion characteristics of the retina reference mirror unit 94 and the cornea reference mirror unit 96.

分光器８３は、たとえば、コリメータレンズ、回折格子、結像レンズ、ＣＣＤを含んで構成される。分光器８３に入射した干渉光ＬＣは、コリメータレンズにより平行光束とされた後、回折格子によって分光（スペクトル分解）される。分光された干渉光ＬＣは、結像レンズによってＣＣＤの撮像面上に結像される。ＣＣＤは、この干渉光ＬＣを受光して電気的な検出信号に変換し、この検出信号を処理部９に出力する。処理部９は、ＣＣＤからの検出信号に基づいて、被検眼Ｅの断層のＯＣＴ情報（たとえば、画像データなど）を生成する。この処理には、従来のスペクトラルドメインタイプのＯＣＴと同様に、ノイズ除去（ノイズ低減）、フィルター処理、ＦＦＴなどの処理が含まれている。   The spectroscope 83 includes, for example, a collimator lens, a diffraction grating, an imaging lens, and a CCD. The interference light LC incident on the spectroscope 83 is collimated by a collimator lens, and then split (spectral decomposition) by a diffraction grating. The split interference light LC is imaged on the imaging surface of the CCD by the imaging lens. The CCD receives this interference light LC, converts it into an electrical detection signal, and outputs this detection signal to the processing unit 9. The processing unit 9 generates OCT information (for example, image data) of the tomogram of the eye E based on the detection signal from the CCD. This process includes processes such as noise removal (noise reduction), filter processing, FFT, and the like, as in the conventional spectral domain type OCT.

また、ＯＣＴユニット８０がスウェプトソースタイプのＯＣＴ装置と同様の構成を有する場合、分光器８３は、たとえば、光分岐器と、バランスドフォトダイオード（Ｂａｌａｎｃｅｄ Ｐｈｏｔｏ Ｄｉｏｄｅ：ＢＰＤ）とを含んで構成される。分光器８３に入射した干渉光ＬＣは、光分岐器により分割され、一対の干渉光に変換される。ＢＰＤは、一対の干渉光をそれぞれ検出する一対のフォトディテクタを有し、これらによる検出信号（検出結果）の差分を処理部９に出力する。   When the OCT unit 80 has the same configuration as that of the swept source type OCT apparatus, the spectroscope 83 is configured to include, for example, an optical branching device and a balanced photodiode (BPD). . The interference light LC incident on the spectroscope 83 is divided by the optical branching device and converted into a pair of interference light. The BPD has a pair of photodetectors that respectively detect a pair of interference lights, and outputs a difference between detection signals (detection results) obtained by these to the processing unit 9.

なお、この実施形態ではマイケルソン型の干渉計を採用したが、たとえばマッハツェンダー型など任意のタイプの干渉計を適宜採用することが可能である。   In this embodiment, a Michelson interferometer is used. However, for example, any type of interferometer such as a Mach-Zehnder type can be appropriately used.

（自覚測定機能）
自覚測定を行う場合、処理部９は視標チャート４２を制御し、所望の視標を表示させる。また、処理部９は、他覚測定の結果に応じた位置に合焦レンズ４３を移動させる。同様に、処理部９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を制御することが可能である。乱視度数は、ＶＣＣレンズ４４を構成する２つのシリンダレンズを独立に互いに逆方向に回転させることにより変更可能である。乱視軸角度は、ＶＣＣレンズ４４を構成する２つのシリンダレンズを同方向に同じ角度だけ回転させることにより変更可能である。 (Awareness measurement function)
When performing subjective measurement, the processing unit 9 controls the target chart 42 to display a desired target. Further, the processing unit 9 moves the focusing lens 43 to a position corresponding to the result of objective measurement. Similarly, the processing unit 9 can control the VCC lens 44 so that this astigmatism state is corrected based on the astigmatism state (astigmatism power, astigmatism axis angle) of the eye E obtained by objective measurement. Is possible. The astigmatism power can be changed by rotating the two cylinder lenses constituting the VCC lens 44 independently in opposite directions. The astigmatic axis angle can be changed by rotating the two cylinder lenses constituting the VCC lens 44 in the same direction by the same angle.

検者または処理部９により視標が選択されると、処理部９は、視標チャート４２を制御し、所望の視標を表示させる。この視標からの光は、合焦レンズ４３、ＶＣＣレンズ４４、反射ミラー４５、ダイクロイックミラー５３および５２、対物レンズ５１を経由して眼底Ｅｆに投影される。   When the examiner or the processing unit 9 selects the target, the processing unit 9 controls the target chart 42 to display a desired target. Light from the target is projected onto the fundus oculi Ef via the focusing lens 43, the VCC lens 44, the reflection mirror 45, the dichroic mirrors 53 and 52, and the objective lens 51.

被検者は、眼底Ｅｆに投影された視標に対する応答を行う。たとえば、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。たとえば、乱視検査の場合には、ドットチャートが駆動、表示され、被検者の応答により被検眼の乱視度数が決定される。視標の選択とそれに対する被検者の応答が、検者または処理部９の判断により繰り返し行われる。検者または処理部９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）を決定する。   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. For example, in the case of astigmatism examination, a dot chart is driven and displayed, and the astigmatism power 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 processing unit 9. The examiner or the processing unit 9 determines a visual acuity value or a prescription value (S, C, A) based on a response from the subject.

固視および自覚測定系４の構成、Ｚアライメント投影系１およびＸＹアライメントスポット投影系２の構成、ケラト系の構成、眼屈折力（レフ）の測定原理、自覚測定の測定原理、角膜形状の測定原理などは公知である。したがって、この実施形態では、これらについての詳細な説明は省略する。   Structure of fixation and subjective measurement system 4, configuration of Z alignment projection system 1 and XY alignment spot projection system 2, configuration of kerato system, measurement principle of eye refractive power (ref), measurement principle of subjective measurement, measurement of corneal shape The principle is well known. Therefore, in this embodiment, detailed description thereof will be omitted.

（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８および図９に示す。情報処理系は、制御部１１０と、演算処理部１２０と、表示部１７０と、操作部１８０と、通信部１９０とを含む。制御部１１０は、演算処理部１２０、Ｚアライメント投影系１、ＸＹアライメントスポット投影系２、ケラト測定用リング投影系３、固視および自覚測定系４、観察系５、レフ測定投影系６、レフ測定受光系７、眼軸長測定系８を制御する。また、制御部１１０は、表示部１７０および通信部１９０を制御する。Ｚアライメント投影系１に対する制御として、Ｚアライメント光源１１に対する制御や、ラインセンサー１３に対する制御などがある。ＸＹアライメントスポット投影系２に対する制御として、ＸＹアライメント光源２１に対する制御などがある。ケラト測定用リング投影系３に対する制御として、ケラトリング光源３２に対する制御などがある。処理部９は、たとえば、制御部１１０と、演算処理部１２０とを含んで構成される。 (Information processing system configuration)
The information processing system of the ophthalmologic apparatus 1000 will be described. Examples of the functional configuration of the information processing system of the ophthalmologic apparatus 1000 are shown in FIGS. The information processing system includes a control unit 110, an arithmetic processing unit 120, a display unit 170, an operation unit 180, and a communication unit 190. The control unit 110 includes an arithmetic processing unit 120, a Z alignment projection system 1, an XY alignment spot projection system 2, a kerato measurement ring projection system 3, a fixation and subjective measurement system 4, an observation system 5, a reflex measurement projection system 6, a reflex measurement projection system 6, The measurement light receiving system 7 and the axial length measurement system 8 are controlled. In addition, the control unit 110 controls the display unit 170 and the communication unit 190. Control for the Z alignment projection system 1 includes control for the Z alignment light source 11 and control for the line sensor 13. Control for the XY alignment spot projection system 2 includes control for the XY alignment light source 21. Control for the kerato measurement ring projection system 3 includes control for the kerato ring light source 32 and the like. The processing unit 9 includes, for example, a control unit 110 and an arithmetic processing unit 120.

（制御部１１０）
制御部１１０は、主制御部１１１と、記憶部１１２とを有する。制御部１１０は、たとえば、マイクロプロセッサ、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）、ハードディスクドライブ等を含んで構成される。 (Control unit 110)
The control unit 110 includes a main control unit 111 and a storage unit 112. The control unit 110 includes, for example, a microprocessor, a RAM (Random Access Memory), a ROM (Read Only Memory), a hard disk drive, and the like.

（主制御部１１１）
主制御部１１１は、眼科装置１０００の各種制御を行う。主制御部１１１は、Ｚアライメント投影系１のＺアライメント光源１１やラインセンサー１３、ＸＹアライメントスポット投影系２のＸＹアライメント光源２１、ケラト測定用リング投影系３のケラトリング光源３２を制御する。それにより、Ｚアライメント光源１１やＸＹアライメント光源２１やケラトリング光源３２から出力される光の光量が変更されたり、点灯や非点灯が切り換えられたりする。また、ラインセンサー１３により検出された信号が取り込まれ、取り込まれた信号に基づくアライメント制御等が行われる。 (Main control unit 111)
The main control unit 111 performs various controls of the ophthalmologic apparatus 1000. The main control unit 111 controls the Z alignment light source 11 and line sensor 13 of the Z alignment projection system 1, the XY alignment light source 21 of the XY alignment spot projection system 2, and the kerat ring light source 32 of the kerato measurement ring projection system 3. As a result, the amount of light output from the Z alignment light source 11, the XY alignment light source 21, and the kerating light source 32 is changed, and lighting or non-lighting is switched. In addition, a signal detected by the line sensor 13 is captured, and alignment control based on the captured signal is performed.

主制御部１１１は、固視および自覚測定系４の光源４１、視標チャート４２、合焦レンズ４３、ＶＣＣレンズ４４を制御する。それにより、光源４１から出力される光の光量が変更されたり、点灯や非点灯が切り換えられたり、視標チャート４２に視標や固視標が表示されたり、合焦レンズ４３の光軸方向の位置が変更されたりする。また、ＶＣＣレンズ４４により被検眼Ｅの乱視状態が矯正されたりする。   The main control unit 111 controls the light source 41, the target chart 42, the focusing lens 43, and the VCC lens 44 of the fixation and awareness measurement system 4. Thereby, the amount of light output from the light source 41 is changed, lighting or non-lighting is switched, a visual target or a fixation target is displayed on the visual target chart 42, or the optical axis direction of the focusing lens 43 The position of is changed. Further, the astigmatism state of the eye E is corrected by the VCC lens 44.

主制御部１１１は、観察系５の撮像素子５９を制御する。それにより、撮像素子５９により取得された信号が取り込まれ、演算処理部１２０により画像の形成等が行われたりする。なお、観察系５が照明光源を含んで構成されている場合、主制御部１１１は照明光源を制御することが可能である。   The main control unit 111 controls the image sensor 59 of the observation system 5. Thereby, the signal acquired by the image sensor 59 is taken in, and the arithmetic processing unit 120 performs image formation or the like. In addition, when the observation system 5 is configured to include an illumination light source, the main control unit 111 can control the illumination light source.

主制御部１１１は、レフ測定投影系６のレフ測定光源６１、ロータリープリズム６６、クイックリターンミラー６７を制御する。それにより、レフ測定光源６１がレフ測定投影系６の光軸に沿って移動されたり、レフ測定光源６１から出力される光の光量が変更されたり、点灯や非点灯が切り換えられたりする。また、ロータリープリズム６６が回転されたり、クイックリターンミラー６７により光路が切り換えられたりする。   The main control unit 111 controls the reflex measurement light source 61, the rotary prism 66, and the quick return mirror 67 of the reflex measurement projection system 6. As a result, the reflex measurement light source 61 is moved along the optical axis of the reflex measurement projection system 6, the amount of light output from the reflex measurement light source 61 is changed, and lighting or non-lighting is switched. Further, the rotary prism 66 is rotated or the optical path is switched by the quick return mirror 67.

主制御部１１１は、レフ測定受光系７の合焦レンズ７２や撮像素子７４を制御する。それにより、合焦レンズ７２の光軸方向の位置が変更されたり、撮像素子７４により取得された信号が取り込まれ、演算処理部１２０により画像の形成等が行われたりする。   The main control unit 111 controls the focusing lens 72 and the image sensor 74 of the reflex measurement light receiving system 7. As a result, the position of the focusing lens 72 in the optical axis direction is changed, the signal acquired by the image sensor 74 is taken in, and the arithmetic processing unit 120 forms an image or the like.

主制御部１１１は、レフ測定光源６１から出力される光の光量、撮像素子７４の検出感度、露光時間、および撮像素子７４により検出された光に基づく像の重ね合わせ枚数のうち少なくとも１つを変更することが可能である。それにより、レフ測定投影系６およびレフ測定受光系７を用いる測定の条件が変更される。   The main control unit 111 selects at least one of the amount of light output from the reflex measurement light source 61, the detection sensitivity of the image sensor 74, the exposure time, and the number of superimposed images based on the light detected by the image sensor 74. It is possible to change. Thereby, the measurement conditions using the reflex measurement projection system 6 and the reflex measurement light receiving system 7 are changed.

主制御部１１１は、眼軸長測定系８のＯＣＴ光源８１、分光器８３、合焦レンズ８５、ＸＹスキャナ８７、網膜用シャッター９３、角膜用シャッター９５、網膜用参照ミラーユニット９４、および角膜用参照ミラーユニット９６を制御する。それにより、ＯＣＴ光源８１から出力される光の光量が変更されたり、点灯や非点灯が切り換えられたり、分光器８３により取得された信号が取り込まれ、演算処理部１２０により画像の形成等が行われたり、合焦レンズ８５の光軸方向の位置が変更されたりする。また、被検眼Ｅに対する測定光ＬＳの入射位置が変更されたり、参照ミラーの位置が変更されたりする。主制御部１１１は、合焦レンズ８５をレフ測定光源６１および合焦レンズ７２に連動して眼軸長測定系８の光軸に沿って移動させてもよい。また、主制御部１１１は、更に合焦レンズ８５に連動して合焦レンズ４３を光軸に沿って移動させてもよい。   The main control unit 111 includes an OCT light source 81, a spectroscope 83, a focusing lens 85, an XY scanner 87, a retina shutter 93, a corneal shutter 95, a retina reference mirror unit 94, and a corneal use. The reference mirror unit 96 is controlled. Thereby, the amount of light output from the OCT light source 81 is changed, lighting or non-lighting is switched, a signal acquired by the spectroscope 83 is taken in, and an image is formed by the arithmetic processing unit 120. Or the position of the focusing lens 85 in the optical axis direction is changed. Further, the incident position of the measurement light LS with respect to the eye E is changed, or the position of the reference mirror is changed. The main control unit 111 may move the focusing lens 85 along the optical axis of the axial length measurement system 8 in conjunction with the reflex measurement light source 61 and the focusing lens 72. Further, the main control unit 111 may further move the focusing lens 43 along the optical axis in conjunction with the focusing lens 85.

主制御部１１１は、ＯＣＴ光源８１から出力される光の光量、分光器８３の検出感度、露光時間、および分光器８３により検出された光に基づく像の重ね合わせ枚数のうち少なくとも１つを変更することが可能である。それにより、眼軸長測定系８を用いる測定の条件が変更される。   The main control unit 111 changes at least one of the amount of light output from the OCT light source 81, the detection sensitivity of the spectrometer 83, the exposure time, and the number of superimposed images based on the light detected by the spectrometer 83. Is possible. Thereby, the measurement conditions using the axial length measurement system 8 are changed.

また、主制御部１１１は、記憶部１１２にデータを書き込む処理や、記憶部１１２からデータを読み出す処理を行う。   Further, the main control unit 111 performs processing for writing data into the storage unit 112 and processing for reading data from the storage unit 112.

（記憶部１１２）
記憶部１１２は、各種のデータを記憶する。記憶部１１２に記憶されるデータとしては、たとえば、ＯＣＴ情報の画像データ、眼底像の画像データ、被検眼情報などがある。被検眼情報は、患者ＩＤや氏名などの被検者に関する情報や、左眼／右眼の識別情報などの被検眼に関する情報を含む。測定情報は、眼科装置１０００の内部または外部にて被検眼Ｅの眼屈折力測定が行われたときに記憶部１１２に記憶される。また、記憶部１１２には、眼科装置１０００を動作させるための各種プログラムやデータが記憶されている。 (Storage unit 112)
The storage unit 112 stores various data. Examples of data stored in the storage unit 112 include image data of OCT information, image data of fundus images, and eye information to be examined. The eye information includes information about the subject such as patient ID and name, and information about the eye such as left / right eye identification information. The measurement information is stored in the storage unit 112 when the eye refractive power of the eye E is measured inside or outside the ophthalmologic apparatus 1000. The storage unit 112 stores various programs and data for operating the ophthalmologic apparatus 1000.

（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、図１などに示す表示部１０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 shown in FIG.

操作部１８０は、眼科装置１０００を操作するために使用される。操作部１８０は、眼科装置１０００に設けられた各種のハードウェアキー（ジョイスティック８００、ボタン、スイッチなど）を含む。また、操作部１８０は、タッチパネル式の表示画面１０ａに表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。   The operation unit 180 is used for operating the ophthalmologic apparatus 1000. The operation unit 180 includes various hardware keys (joystick 800, buttons, switches, etc.) provided in the ophthalmologic apparatus 1000. The operation unit 180 includes various software keys (buttons, icons, menus, etc.) displayed on the touch-panel display screen 10a.

表示部１７０および操作部１８０の少なくとも一部が一体的に構成されていてもよい。その典型例として、タッチパネル式の表示画面１０ａがある。   At least a part of the display unit 170 and the operation unit 180 may be integrally configured. A typical example is a touch panel display screen 10a.

（通信部１９０）
通信部１９０は、図１に示す外部装置９００と通信するための機能を有する。通信部１９０は、たとえば処理部９に設けられていてもよい。通信部１９０は、外部装置９００との通信の形態に応じた構成を有する。 (Communication unit 190)
The communication unit 190 has a function for communicating with the external device 900 shown in FIG. The communication unit 190 may be provided in the processing unit 9, for example. The communication unit 190 has a configuration corresponding to the form of communication with the external device 900.

（演算処理部１２０）
演算処理部１２０は、図９に示すように、眼屈折力算出部１２１と、眼軸長算出部１２２と、ＩＯＬ度数算出部１２３とを含む。眼屈折力算出部１２１は、第１屈折力算出部１２１Ａと、第２屈折力算出部１２１Ｂとを含む。また、演算処理部１２０は、ラインセンサー１３や撮像素子５９、７４や分光器８３により取得された信号を取り込み、各種の制御や画像の形成や解析等を行う。 (Operation processing unit 120)
As shown in FIG. 9, the arithmetic processing unit 120 includes an eye refractive power calculation unit 121, an axial length calculation unit 122, and an IOL frequency calculation unit 123. The eye refractive power calculation unit 121 includes a first refractive power calculation unit 121A and a second refractive power calculation unit 121B. In addition, the arithmetic processing unit 120 takes in signals acquired by the line sensor 13, the imaging elements 59 and 74, and the spectroscope 83, and performs various controls, image formation and analysis, and the like.

眼屈折力算出部１２１は、被検眼Ｅの屈折力を算出する。眼屈折力算出部１２１は、レフ測定投影系６およびレフ測定受光系７を用いた屈折力測定において被検眼Ｅの屈折力を求めたり、眼軸長測定系８を用いた屈折力測定において被検眼Ｅの屈折力を求めたりする。主制御部１１１は、レフ測定投影系６およびレフ測定受光系７を用いた屈折力測定の測定結果に基づいて、眼軸長測定系８を用いて被検眼Ｅの屈折力測定を実行させることが可能である。レフ測定投影系６およびレフ測定受光系７を用いて屈折力測定が行われたとき、第１屈折力算出部１２１Ａにより被検眼Ｅの屈折力が求められる。眼軸長測定系８を用いて屈折力測定が行われたとき、第２屈折力算出部１２１Ｂにより被検眼Ｅの屈折力が求められる。   The eye refractive power calculation unit 121 calculates the refractive power of the eye E to be examined. The eye refractive power calculation unit 121 obtains the refractive power of the eye E in the refractive power measurement using the reflex measurement projection system 6 and the reflex measurement light receiving system 7 or in the refractive power measurement using the axial length measurement system 8. The refractive power of the optometry E is obtained. Based on the measurement result of the refractive power measurement using the reflex measurement projection system 6 and the reflex measurement light receiving system 7, the main control unit 111 causes the eye length measurement system 8 to perform the refractive power measurement of the eye E. Is possible. When the refractive power measurement is performed using the reflex measurement projection system 6 and the reflex measurement light receiving system 7, the refraction power of the eye E is obtained by the first refractive power calculation unit 121A. When the refractive power is measured using the axial length measurement system 8, the refractive power of the eye E is obtained by the second refractive power calculator 121B.

第１屈折力算出部１２１Ａは、被検眼Ｅに投影されたリング状の測定パターン光束の眼底Ｅｆからの戻り光に基づくリング像の形状を解析することにより被検眼Ｅの眼球光学系の屈折力を算出する。第１屈折力算出部１２１Ａは、たとえば、戻り光に基づくリング像が描出された画像を解析し、リング像の重心位置を求める。第１屈折力算出部１２１Ａは、画像内の画素値（輝度値）の分布を求めることによりリング像の重心に位置を求めることが可能である。次に、第１屈折力算出部１２１Ａは、求められた重心位置を中心にリング像の外周方向に延びる複数の走査方向について画素値（輝度値）を走査し、各走査方向の輝度分布を求める。第１屈折力算出部１２１Ａは、各走査方向の輝度分布から所定の輝度値の範囲内の中心位置を求めることによりリング像を特定し、特定されたリング像に対して楕円近似処理を行うことにより近似楕円を特定する。第１屈折力算出部１２１Ａは、特定された近似楕円の長径の長さと短径の長さとを用いた公知の式にしたがって、球面度数Ｓ、乱視度数Ｃ、および乱視軸角度Ａを求める。また、第１屈折力算出部１２１Ａは、撮像素子７４によって取得されたリング像の基準パターンからの変形や変位を求め、求められた変形や変位から被検眼Ｅの屈折力を求めることが可能である。   The first refractive power calculation unit 121A analyzes the shape of the ring image based on the return light from the fundus oculi Ef of the ring-shaped measurement pattern light beam projected onto the eye E, thereby refracting power of the eyeball optical system of the eye E to be examined. Is calculated. For example, the first refractive power calculation unit 121A analyzes an image in which a ring image based on the return light is drawn, and obtains the center of gravity position of the ring image. The first refractive power calculator 121A can determine the position at the center of gravity of the ring image by determining the distribution of pixel values (luminance values) in the image. Next, the first refractive power calculation unit 121A scans pixel values (luminance values) in a plurality of scanning directions extending in the outer circumferential direction of the ring image around the obtained barycentric position, and obtains a luminance distribution in each scanning direction. . The first refractive power calculation unit 121A specifies a ring image by obtaining a center position within a predetermined luminance value range from the luminance distribution in each scanning direction, and performs an ellipse approximation process on the specified ring image. The approximate ellipse is specified by The first refractive power calculation unit 121A obtains the spherical power S, the astigmatism power C, and the astigmatism axis angle A according to a known formula using the major axis length and minor axis length of the specified approximate ellipse. In addition, the first refractive power calculation unit 121A can obtain the deformation and displacement of the ring image acquired by the image sensor 74 from the reference pattern, and can obtain the refractive power of the eye E from the obtained deformation and displacement. is there.

第２屈折力算出部１２１Ｂは、眼軸長測定系８を用いたＯＣＴ計測により被検眼Ｅの少なくとも球面度数を求める。この実施形態では、第２屈折力算出部１２１Ｂは、球面度数として等価球面度数を求めることが可能である。第２屈折力算出部１２１Ｂは、ＯＣＴ計測において参照ミラー（たとえば、参照ミラー９４Ｂ）を移動させることにより干渉光ＬＣの検出信号のピーク値を探索してピーク位置を特定する。第２屈折力算出部１２１Ｂは、０Ｄの基準位置からの参照ミラーの移動量と、特定されたピーク位置の基準位置からのずれ量とに基づいて等価球面度数を求める。   The second refractive power calculation unit 121B obtains at least the spherical power of the eye E by OCT measurement using the axial length measurement system 8. In this embodiment, the second refractive power calculator 121B can obtain an equivalent spherical power as the spherical power. The second refractive power calculator 121B searches the peak value of the detection signal of the interference light LC by moving the reference mirror (for example, the reference mirror 94B) in the OCT measurement, and specifies the peak position. The second refractive power calculator 121B obtains an equivalent spherical power based on the amount of movement of the reference mirror from the 0D reference position and the amount of deviation of the specified peak position from the reference position.

また、眼屈折力算出部１２１は、観察系５の撮像素子５９によって取得されたケラトリング像を解析することにより、角膜屈折力や角膜乱視度や角膜乱視軸角度を算出することが可能である。たとえば、眼屈折力算出部１２１は、取得されたケラトリング像に対して演算処理を施す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、算出された角膜曲率半径から角膜屈折力や角膜乱視度や角膜乱視軸角度を算出する。   The eye refractive power calculation unit 121 can calculate the corneal refractive power, the corneal astigmatism, and the corneal astigmatism axis angle by analyzing the keratoling image acquired by the imaging device 59 of the observation system 5. . For example, the eye refractive power calculation unit 121 calculates the corneal curvature radius of the strong principal meridian and the weak principal meridian on the front surface of the cornea by performing arithmetic processing on the acquired keratoling image, and calculates the corneal curvature radius from the calculated corneal curvature radius. The corneal refractive power, corneal astigmatism, and corneal astigmatism axis angle are calculated.

眼軸長算出部１２２は、眼軸長測定系８を用いて取得された図７に示す２つの干渉信号を用いて被検眼Ｅの眼軸長を算出する。   The axial length calculation unit 122 calculates the axial length of the eye E using two interference signals shown in FIG. 7 acquired using the axial length measurement system 8.

ＩＯＬ度数算出部１２３は、被検眼Ｅの眼屈折力と眼軸長とを用いて、公知の計算式によりＩＯＬの度数を求める。なお、ＩＯＬ度数算出部１２３は、眼屈折力や眼軸長以外の眼球情報を用いて、ＩＯＬの度数を求めてもよい。このような眼球情報として、角膜厚、前房深度、水晶体厚などがある。   The IOL frequency calculation unit 123 uses the eye refractive power and the axial length of the eye E to determine the IOL frequency by a known calculation formula. Note that the IOL frequency calculation unit 123 may calculate the frequency of the IOL using eyeball information other than the eye refractive power and the axial length. Such eyeball information includes corneal thickness, anterior chamber depth, and lens thickness.

レフ測定投影系６、レフ測定受光系７、および演算処理部１２０（第１屈折力算出部１２１Ａ）は、この実施形態に係る「第１測定部」の一例である。レフ測定投影系６およびレフ測定受光系７は、この実施形態に係る「測定光学系」の一例である。撮像素子７４は、この実施形態に係る「第１検出部」の一例である。眼軸長測定系８および演算処理部１２０（第２屈折力算出部１２１Ｂ）は、この実施形態に係る「第２測定部」の一例である。ＯＣＴユニット８０は、この実施形態に係る「干渉光学系」の一例である。分光器８３は、この実施形態に係る「第２検出部」の一例である。   The reflex measurement projection system 6, the reflex measurement light receiving system 7, and the arithmetic processing unit 120 (first refractive power calculation unit 121A) are examples of the “first measurement unit” according to this embodiment. The reflex measurement projection system 6 and the reflex measurement light receiving system 7 are examples of the “measurement optical system” according to this embodiment. The image sensor 74 is an example of a “first detector” according to this embodiment. The axial length measurement system 8 and the arithmetic processing unit 120 (second refractive power calculation unit 121B) are examples of the “second measurement unit” according to this embodiment. The OCT unit 80 is an example of an “interference optical system” according to this embodiment. The spectroscope 83 is an example of a “second detection unit” according to this embodiment.

＜動作例＞
実施形態に係る眼科装置１０００の動作例について説明する。この実施形態では、被検眼Ｅに対する他覚屈折測定により得られた測定結果を用いてＩＯＬ度数を決定することができない場合に、眼軸長測定系８を用いたＯＣＴ計測により被検眼Ｅの少なくとも球面度数を求める。以下では、ＩＯＬ度数を決定することができない場合として、被検眼Ｅに対して投影されたリング状の測定パターン光束の戻り光に基づくリング像を取得することができないと判断された場合を例に説明するが、実施形態はこれに限定されるものではない。 <Operation example>
An operation example of the ophthalmologic apparatus 1000 according to the embodiment will be described. In this embodiment, when the IOL frequency cannot be determined using the measurement result obtained by the objective refraction measurement for the eye E, at least the eye E is measured by OCT measurement using the axial length measurement system 8. Find the spherical power. Hereinafter, as an example in which it is determined that the IOL frequency cannot be determined, it is determined that a ring image based on the return light of the ring-shaped measurement pattern light beam projected onto the eye E cannot be obtained. Although described, the embodiment is not limited to this.

図１０〜図１２に、この実施形態に係る眼科装置１０００の動作例のフロー図を示す。   10 to 12 are flowcharts showing an operation example of the ophthalmologic apparatus 1000 according to this embodiment.

（Ｓ１）
まず、被検者の顔を顔受け部５００で固定した後、操作部１８０に対する検者の操作を受け、制御部１１０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、ヘッド部４００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アライメント投影系１およびＸＹアライメントスポット投影系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。ヘッド部４００の移動は、ユーザによる操作若しくは指示または制御部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。すなわち、被検眼Ｅの検査位置へのヘッド部４００の移動と、他覚測定を行うための準備とが行われる。 (S1)
First, after the subject's face is fixed by the face receiving unit 500, the control unit 110 turns on the Z alignment light source 11, the XY alignment light source 21, and the light source 41 in response to an operation of the examiner with respect to the operation unit 180. 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 head part 400 is moved to the examination 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 arranged at the examination position through the above-described alignment (alignment by the Z alignment projection system 1, the XY alignment spot projection system 2, and the observation system 5). The movement of the head unit 400 is executed by the control unit 110 according to an operation or instruction by the user or an instruction from the control unit 110. That is, the movement of the head unit 400 to the examination position of the eye E and preparation for performing objective measurement are performed.

また、制御部１１０は、レフ測定光源６１と合焦レンズ７２、合焦レンズ８５、合焦レンズ４３が連動して、光軸に沿って原点、たとえば、０Ｄの位置に移動される。原点への移動は、ユーザによる操作若しくは指示または制御部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。ユーザによってフォーカス調整のための操作または指示が終了したとき、または制御部１１０によって公知の手法によりフォーカス調整が適正であると判定されたとき、眼科装置１０００の動作はＳ２に移行する。   In addition, the control unit 110 moves the reflex measurement light source 61, the focusing lens 72, the focusing lens 85, and the focusing lens 43 in conjunction with each other and moves to the origin, for example, 0D position along the optical axis. The movement to the origin is executed by the control unit 110 according to an operation or instruction by the user or an instruction from the control unit 110. When the operation or instruction for focus adjustment is completed by the user or when the control unit 110 determines that the focus adjustment is appropriate by a known method, the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S2.

（Ｓ２）
制御部１１０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上にクイックリターンミラー６７の反射面を配置させる。Ｓ２では、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が被検眼Ｅに投影される。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。 (S2)
The control unit 110 arranges the reflection surface of the quick return mirror 67 on the optical path branched from the optical path of the observation system 5 by the dichroic mirror 52. In S2, the ring-shaped measurement pattern light beam for the reflex measurement is projected 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.

（Ｓ３）
制御部１１０は、Ｓ２において撮像素子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。たとえば、制御部１１０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、もしく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。リング像を取得できたと判定されたとき（Ｓ３：Ｙ）、眼科装置１０００の動作はＳ４に移行する。原点、たとえば０Ｄの位置でリング像を取得できない場合、レフ測定光源６１と合焦レンズ７２、合焦レンズ８５、合焦レンズ４３を連動させて、たとえば＋１０Ｄ、−１０Ｄの位置へ移動し、同様の判定を行う。どの位置でもリング像を取得できないと判定されたとき（Ｓ３：Ｎ）、眼科装置１０００の動作はＳ１０に移行する。 (S3)
The control unit 110 determines whether or not a ring image based on the return light from the fundus oculi Ef detected by the image sensor 74 in S2 has been acquired. For example, the control unit 110 detects the position (pixel) of the edge of the image based on the return light detected by the image sensor 74, and whether or not 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) whose intensity is equal to or higher than a predetermined height. When it is determined that a ring image has been acquired (S3: Y), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S4. If a ring image cannot be obtained at the origin, for example, 0D, the ref measurement light source 61 and the focusing lens 72, the focusing lens 85, and the focusing lens 43 are linked to move to, for example, + 10D, -10D, and the like. Judgment is made. When it is determined that a ring image cannot be acquired at any position (S3: N), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S10.

（Ｓ４）
リング像を取得できたと判定されたとき（Ｓ３：Ｙ）、制御部１１０は、レフ測定を実行する。レフ測定では、第１屈折力算出部１２１Ａが、Ｓ２において投影された測定パターン光束、またはＳ４において新た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が前述のように解析される。それにより、球面度数Ｓ、乱視度数Ｃ、および乱視軸角度Ａが求められる。制御部１１０では、算出された球面度数などが記憶部１１２に記憶される。制御部１１０からの指示、または操作部１８０に対するユーザの操作若しくは指示により、眼科装置１０００の動作はＳ５に移行する。 (S4)
When it is determined that the ring image has been acquired (S3: Y), the control unit 110 performs the reflex measurement. In the reflex measurement, the first refractive power calculation unit 121A analyzes the ring image based on the measurement pattern light beam projected in S2 or the return light of the measurement pattern light beam newly projected in S4 as described above. Thereby, the spherical power S, the astigmatic power C, and the astigmatic axis angle A are obtained. In the control unit 110, the calculated spherical power and the like are stored in the storage unit 112. The operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S5 in response to an instruction from the control unit 110 or a user operation or instruction on the operation unit 180.

（Ｓ５）
制御部１１０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、角膜乱視度およ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。制御部１１０からの指示、または操作部１８０に対するユーザの操作若しくは指示により、眼科装置１０００の動作はＳ６に移行する。 (S5)
The control unit 110 turns on the kerattling light source 32. When light is output from the kerato ring light source 32, the corneal shape measuring ring light beam 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 image sensor 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. The operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S6 in response to an instruction from the control unit 110 or a user operation or instruction to the operation unit 180.

（Ｓ６）
制御部１１０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を退避させる。続いて、制御部１１０は、ＯＣＴ光源８１を点灯させ、前述のように眼軸長測定を実行させる。眼軸長算出部１２２は、眼軸長を算出する。制御部１１０では、算出された眼球情報が記憶部１１２に記憶される。眼軸長測定が終了したとき、眼科装置１０００の動作はＳ７に移行する。Ｓ７への移行は、制御部１１０からの指示、または操作部１８０に対するユーザの操作若しくは指示により行われる。 (S6)
The control unit 110 retracts the quick return mirror 67 from the optical path branched from the optical path of the observation system 5 by the dichroic mirror 52. Subsequently, the control unit 110 turns on the OCT light source 81 and causes the axial length measurement to be performed as described above. The axial length calculation unit 122 calculates the axial length. In the control unit 110, the calculated eyeball information is stored in the storage unit 112. When the axial length measurement is completed, the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S7. The transition to S7 is performed by an instruction from the control unit 110 or a user operation or instruction to the operation unit 180.

（Ｓ７）
制御部１１０は、たとえば、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合焦レンズ４３を移動させる。被検者は、眼底Ｅｆに投影された視標に対する応答を行う。たとえば、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、検者または制御部１１０の判断により繰り返し行われる。自覚測定が終了したとき、眼科装置１０００の動作はＳ８に移行する。Ｓ８への移行は、制御部１１０からの指示、または操作部１８０に対するユーザの操作若しくは指示により行われる。 (S7)
For example, the control unit 110 displays a desired target by controlling the target chart 42 based on a user instruction to the operation unit 180. Moreover, the control part 110 moves the focusing lens 43 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. When the subjective measurement is completed, the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S8. The transition to S8 is performed by an instruction from the control unit 110 or a user operation or instruction to the operation unit 180.

（Ｓ８）
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。たとえば、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、検者または制御部１１０の判断により繰り返し行われる。検者または制御部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）を決定する。矯正が終了したとき、眼科装置１０００の動作はＳ９に移行する。Ｓ９への移行は、制御部１１０からの指示、または操作部１８０に対するユーザの操作若しくは指示により行われる。 (S8)
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. 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 a visual acuity value or a prescription value (S, C, A) based on a response from the subject. When the correction is completed, the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S9. The transition to S9 is performed by an instruction from the control unit 110 or a user operation or instruction to the operation unit 180.

（Ｓ９）
制御部１１０は、ＩＯＬ度数算出部１２３において、前述の測定で求められた被検眼Ｅの屈折力とＳ６において求められた眼軸長とを用いて、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。以上で、眼科装置１０００の動作は終了となる（エンド）。 (S9)
The control unit 110 obtains the frequency of the IOL by using the refractive power of the eye E obtained by the above-described measurement and the axial length obtained in S6 in the IOL power calculation unit 123. In the control unit 110, the obtained IOL frequency is stored in the storage unit 112. Thus, the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 ends (END).

（Ｓ１０）
Ｓ３においてリング像を取得できないと判定されたとき（Ｓ３：Ｎ）、制御部１００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を退避させ、ＯＣＴ光源８１を点灯させる。このとき、合焦レンズ８５は、たとえば０Ｄの位置に配置される。 (S10)
When it is determined that a ring image cannot be acquired in S3 (S3: N), the control unit 100 retracts the quick return mirror 67 from the optical path branched from the optical path of the observation system 5 by the dichroic mirror 52, and the OCT light source 81 is moved. Light up. At this time, the focusing lens 85 is disposed at a position of 0D, for example.

（Ｓ１１）
制御部１１０は、網膜用参照ミラーユニット９４の参照ミラー９４Ｂを光軸に沿って移動させつつ、被検眼Ｅの眼底Ｅｆからの測定光ＬＳの戻り光により生成された干渉光ＬＣの検出信号の所定の波高値以上のピーク値を探索する。 (S11)
The control unit 110 moves the reference mirror 94B of the retina reference mirror unit 94 along the optical axis, while detecting the detection signal of the interference light LC generated by the return light of the measurement light LS from the fundus oculi Ef of the eye E to be examined. A peak value equal to or higher than a predetermined peak value is searched.

（Ｓ１２）
ピーク値の探索によりピーク値が検出されたと判定されたとき（Ｓ１２：Ｙ）、眼科装置１０００の動作はＳ１３に移行する。原点、たとえば０Ｄの位置でピーク値が検出されない場合、レフ測定光源６１と合焦レンズ７２、合焦レンズ８５、合焦レンズ４３を連動させて、たとえば＋１０Ｄ、−１０Ｄの位置へ移動し、同様の判定を行う。どの位置でもピーク値の探索によりピーク値が検出されないと判定されたとき（Ｓ１２：Ｎ）、眼科装置１０００の動作はＳ１９に移行する。 (S12)
When it is determined that the peak value is detected by searching for the peak value (S12: Y), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S13. When the peak value is not detected at the origin, for example, 0D position, the ref measurement light source 61 and the focusing lens 72, the focusing lens 85, and the focusing lens 43 are interlocked to move to, for example, + 10D and -10D positions. Judgment is made. When it is determined that no peak value is detected by searching for the peak value at any position (S12: N), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S19.

（Ｓ１３）
Ｓ１２においてピーク値が検出されたと判定されたとき（Ｓ１２：Ｙ）、制御部１１０は、波高値がより高いピーク値が検出されるように合焦レンズ８５を移動させる。合焦レンズ８５に連動して、レフ測定受光系７の光軸に沿って合焦レンズ７２、レフ測定光源６１も移動される。 (S13)
When it is determined in S12 that a peak value has been detected (S12: Y), the control unit 110 moves the focusing lens 85 so that a peak value having a higher peak value is detected. In conjunction with the focusing lens 85, the focusing lens 72 and the reflex measurement light source 61 are also moved along the optical axis of the reflex measurement light receiving system 7.

（Ｓ１４）
制御部１１０は、Ｓ１３における合焦レンズ８５等の移動により得られた新たなピーク値から白内障の進行度を示す評価値を算出する。 (S14)
The control unit 110 calculates an evaluation value indicating the degree of progression of cataract from the new peak value obtained by moving the focusing lens 85 or the like in S13.

たとえば、白内障の進行度を水晶体の混濁状態に応じて複数の段階にあらかじめ分割することが可能である。各段階には、あらかじめ評価値が割り当てられている。水晶体の混濁状態はＳ１３において得られたピーク値に反映されるものと推定される。そこで、制御部１１０は、Ｓ１３において得られたピーク値が前述の複数の段階のいずれの段階であるかを特定することにより白内障の進行度を示す評価値を求めることができる。   For example, it is possible to divide the degree of progression of cataracts into a plurality of stages in advance according to the opacity of the lens. An evaluation value is assigned in advance to each stage. It is estimated that the turbid state of the lens is reflected in the peak value obtained in S13. Therefore, the control unit 110 can obtain an evaluation value indicating the degree of progression of cataract by specifying which of the plurality of stages the peak value obtained in S13 is.

（Ｓ１５）
次に、制御部１１０は、レフ測定条件を変更する。たとえば、制御部１１０は、Ｓ１５における第１変更制御として、第１変更量だけ検出感度を上げるように撮像素子７４を制御する。第１変更量は、あらかじめ決められた量であってもよいし、Ｓ１４において求められた評価値に基づいて決定されてもよい。検出感度を上げることにより、被検眼Ｅの眼底Ｅｆからの戻り光を検出しやすくなり、リング像を取得しやすくなる。 (S15)
Next, the control unit 110 changes the reflex measurement condition. For example, the control unit 110 controls the imaging element 74 so as to increase the detection sensitivity by the first change amount as the first change control in S15. The first change amount may be a predetermined amount or may be determined based on the evaluation value obtained in S14. By increasing the detection sensitivity, it becomes easier to detect return light from the fundus oculi Ef of the eye E, and it is easier to acquire a ring image.

また、制御部１１０は、Ｓ１５における第２変更制御として、撮像素子７４に対して第１変更時間だけ露光時間が長くなるように制御したり、撮像素子７４により検出された光に基づく像の重ね合わせ枚数を第１変更枚数だけ増やすように制御してもよい。たとえば、第１変更時間や第１変更枚数は、あらかじめ決められた時間や枚数であってもよいし、Ｓ１４において求められた評価値に基づいて決定されてもよい。露光時間を長くしたり像の重ね合わせ枚数を増やすことにより、被検眼Ｅの眼底Ｅｆからの戻り光を検出しやすくなり、リング像を取得しやすくなる。   Further, as the second change control in S15, the control unit 110 controls the image sensor 74 so that the exposure time is increased by the first change time, or superimposes images based on the light detected by the image sensor 74. Control may be performed so that the number of combined sheets is increased by the first change number. For example, the first change time or the first change number may be a predetermined time or number, or may be determined based on the evaluation value obtained in S14. By increasing the exposure time or increasing the number of superimposed images, it becomes easier to detect return light from the fundus oculi Ef of the eye E and to obtain a ring image.

更に、制御部１１０は、Ｓ１５における第３変更制御として、第２変更量だけ光の光量を上げるようにレフ測定光源６１を制御してもよい。たとえば、第２変更量は、あらかじめ決められた量であってもよいし、Ｓ１４において求められた評価値に基づいて決定されてもよい。光源の光量を上げることにより、被検眼Ｅの眼底Ｅｆに到達する光量を上げ、戻り光の光量を上げることができる。   Furthermore, the control unit 110 may control the reflex measurement light source 61 so as to increase the amount of light by the second change amount as the third change control in S15. For example, the second change amount may be a predetermined amount or may be determined based on the evaluation value obtained in S14. By increasing the amount of light from the light source, the amount of light reaching the fundus oculi Ef of the eye E can be increased, and the amount of return light can be increased.

Ｓ１５では、第１変更制御、第２変更制御、および第３変更制御の少なくとも１つが実行される。また、第１変更制御、第２変更制御、および第３変更制御のうち実行される制御内容が、Ｓ１４において求められた評価値に基づいて決定されてもよい。たとえば、第１変更制御、第２変更制御、および第３変更制御が、評価値に基づいて択一的に選択される。また、たとえば、第１変更制御、第２変更制御、および第３変更制御の優先順序でＳ１５の制御内容が決定されてもよい。   In S15, at least one of the first change control, the second change control, and the third change control is executed. Moreover, the control content performed among 1st change control, 2nd change control, and 3rd change control may be determined based on the evaluation value calculated | required in S14. For example, the first change control, the second change control, and the third change control are alternatively selected based on the evaluation value. For example, the control content of S15 may be determined in the priority order of the first change control, the second change control, and the third change control.

（Ｓ１６）
次に、制御部１１０は、Ｓ１５において測定条件が変更されたレフ測定により眼底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Ｓ３と同様に判定する。リング像を取得できたと判定されたとき（Ｓ１６：Ｙ）、眼科装置１０００の動作はＳ４に移行し、再びレフ測定を実行する。一方、リング像を取得できないと判定されたとき（Ｓ１６：Ｎ）、眼科装置１０００の動作はＳ１７に移行する。 (S16)
Next, the control unit 110 determines whether or not a ring image based on the return light from the fundus oculi Ef has been acquired by the reflex measurement in which the measurement conditions are changed in S15, as in S3. When it is determined that the ring image has been acquired (S16: Y), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S4, and the reflex measurement is performed again. On the other hand, when it is determined that a ring image cannot be acquired (S16: N), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S17.

（Ｓ１７）
リング像を取得できないと判定されたとき（Ｓ１６：Ｎ）、制御部１１０は、リトライを実行するか否かを判定する。たとえば、制御部１１０は、Ｓ１７において過去にリトライが実行された回数が所定回数以下であるか否かを判定することにより、リトライを実行するか否かを判定する。リトライを実行すると判定されたとき（Ｓ１７：Ｙ）、眼科装置１０００の動作はＳ１５に移行する。リトライを実行しないと判定されたとき（Ｓ１７：Ｎ）、眼科装置１０００の動作はＳ１８に移行する。 (S17)
When it is determined that a ring image cannot be acquired (S16: N), the control unit 110 determines whether to execute a retry. For example, the control unit 110 determines whether or not to execute the retry by determining whether or not the number of times the retry has been executed in the past in S17 is equal to or less than a predetermined number. When it is determined that the retry is to be executed (S17: Y), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S15. When it is determined not to execute the retry (S17: N), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S18.

（Ｓ１８）
リトライを実行しないと判定されたとき（Ｓ１７：Ｎ）、制御部１１０は、第２屈折力算出部１２１Ｂにおいて、前述の通り、少なくとも球面度数を求める。Ｓ１８の詳細については後述する。眼科装置１０００の動作はＳ５に移行する。 (S18)
When it is determined not to execute the retry (S17: N), the control unit 110 obtains at least the spherical power in the second refractive power calculation unit 121B as described above. Details of S18 will be described later. The operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S5.

（Ｓ１９）
Ｓ１２においてピーク値が検出されないと判定されたとき（Ｓ１２：Ｎ）、制御部１１０は、ＯＣＴ計測条件を変更する。たとえば、制御部１１０は、Ｓ１９における第４変更制御として、第２変更量だけ検出感度を上げるよう分光器８３を制御する。第２変更量は、あらかじめ決められた量であってもよいし、Ｓ１１において探索されたピーク値の最大値に基づいて決定されてもよい。検出感度を上げることにより、被検眼Ｅの眼底Ｅｆからの戻り光に基づく干渉光を検出しやすくなる。 (S19)
When it is determined in S12 that no peak value is detected (S12: N), the control unit 110 changes the OCT measurement condition. For example, the control unit 110 controls the spectrometer 83 so as to increase the detection sensitivity by the second change amount as the fourth change control in S19. The second change amount may be a predetermined amount, or may be determined based on the maximum peak value searched in S11. By increasing the detection sensitivity, it becomes easier to detect the interference light based on the return light from the fundus oculi Ef of the eye E.

また、制御部１１０は、Ｓ１９における第５変更制御として、分光器８３に対して第２変更時間だけ露光時間が長くなるように制御したり、分光器８３により検出された光に基づく像の重ね合わせ枚数を第２変更枚数だけ増やすように制御してもよい。たとえば、第２変更時間や第２変更枚数は、あらかじめ決められた時間や枚数であってもよいし、Ｓ１１において探索されたピーク値の最大値に基づいて決定されてもよい。露光時間を長くしたり像の重ね合わせ枚数を増やすことにより、被検眼Ｅの眼底Ｅｆからの戻り光に基づく干渉光を検出しやすくなる。   Further, as the fifth change control in S19, the control unit 110 controls the spectroscope 83 so that the exposure time is increased by the second change time, or superimposes images based on the light detected by the spectroscope 83. Control may be performed so that the number of sheets to be combined is increased by the second change number. For example, the second change time or the second change number may be a predetermined time or number, or may be determined based on the maximum peak value searched in S11. Increasing the exposure time or increasing the number of superimposed images makes it easier to detect interference light based on the return light from the fundus oculi Ef of the eye E.

更に、制御部１１０は、Ｓ１９における第６変更制御として、第３変更量だけ光の光量を上げるようにＯＣＴ光源８１を制御するようにしてもよい。たとえば、第３変更量は、あらかじめ決められた量であってもよいし、Ｓ１１において探索されたピーク値の最大値に基づいて決定されてもよい。光源の光量を上げることにより、被検眼Ｅの眼底Ｅｆに到達する光量を上げ、戻り光に基づく干渉光の光量を上げることができる。   Furthermore, the control unit 110 may control the OCT light source 81 so as to increase the amount of light by the third change amount as the sixth change control in S19. For example, the third change amount may be a predetermined amount or may be determined based on the maximum peak value searched in S11. By increasing the amount of light from the light source, the amount of light reaching the fundus oculi Ef of the eye E can be increased, and the amount of interference light based on the return light can be increased.

Ｓ１９では、第４変更制御、第５変更制御、および第６変更制御の少なくとも１つが実行される。また、第４変更制御、第５変更制御、および第６変更制御のうち実行される制御内容が、Ｓ１１において探索されたピーク値の最大値に基づいて決定されてもよい。たとえば、第４変更制御、第５変更制御、および第６変更制御が、探索されたピーク値の最大値に基づいて択一的に選択される。また、たとえば、第４変更制御、第５変更制御、および第６変更制御の優先順序でＳ１９の制御内容が決定されてもよい。   In S19, at least one of the fourth change control, the fifth change control, and the sixth change control is executed. Moreover, the control content performed among 4th change control, 5th change control, and 6th change control may be determined based on the maximum value of the peak value searched in S11. For example, the fourth change control, the fifth change control, and the sixth change control are alternatively selected based on the maximum value of the searched peak values. For example, the control content of S19 may be determined in the priority order of the fourth change control, the fifth change control, and the sixth change control.

（Ｓ２０）
制御部１１０は、Ｓ１２と同様に、網膜用参照ミラーユニット９４の参照ミラー９４Ｂを光軸に沿って移動させつつ、被検眼Ｅの眼底Ｅｆからの測定光ＬＳの戻り光により生成された干渉光ＬＣの検出信号の所定の波高値以上のピーク値を探索する。 (S20)
As in S12, the control unit 110 moves the reference mirror 94B of the retina reference mirror unit 94 along the optical axis, and generates interference light generated by the return light of the measurement light LS from the fundus oculi Ef of the eye E to be examined. A peak value equal to or higher than a predetermined peak value of the LC detection signal is searched.

（Ｓ２１）
ピーク値の探索によりピーク値が検出されたと判定されたとき（Ｓ２１：Ｙ）、眼科装置１０００の動作はＳ１３に移行する。ピーク値の探索によりピーク値が検出されないと判定されたとき（Ｓ２１：Ｎ）、眼科装置１０００の動作はＳ２２に移行する。 (S21)
When it is determined that the peak value is detected by searching for the peak value (S21: Y), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S13. When it is determined that the peak value is not detected by the search for the peak value (S21: N), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S22.

（Ｓ２２）
ピーク値が検出されないと判定されたとき（Ｓ２１：Ｎ）、制御部１１０は、Ｓ２２において過去にリトライが実行された回数が所定回数以下であるか否かを判定することにより、リトライを実行するか否かを判定する。リトライを実行すると判定されたとき（Ｓ２２：Ｙ）、眼科装置１０００の動作はＳ１９に移行する。リトライを実行しないと判定されたとき（Ｓ２２：Ｎ）、眼科装置１０００の動作はＳ２３に移行する。 (S22)
When it is determined that the peak value is not detected (S21: N), the control unit 110 executes the retry by determining whether or not the number of times the retry has been executed in the past in S22 is equal to or less than a predetermined number. It is determined whether or not. When it is determined that the retry is to be executed (S22: Y), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S19. When it is determined not to execute the retry (S22: N), the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S23.

（Ｓ２３）
リトライを実行しないと判定されたとき（Ｓ２２：Ｎ）、制御部１１０は、測定エラー処理を実行する。測定エラー処理は、測定エラーである旨を表示部１７０に表示する処理を含む。測定エラー処理は、当該測定により信頼性の高い値の取得が不可能であった旨を表示部１７０に表示する処理を含んでもよい。以上で、眼科装置１０００の動作は終了する（エンド）。 (S23)
When it is determined not to execute the retry (S22: N), the control unit 110 executes measurement error processing. The measurement error process includes a process for displaying on the display unit 170 that a measurement error has occurred. The measurement error process may include a process of displaying on the display unit 170 that a highly reliable value cannot be obtained by the measurement. Thus, the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 ends (END).

図１３に、図１２のＳ１８の球面度数の算出処理の処理例のフロー図を示す。   FIG. 13 shows a flowchart of a processing example of the spherical power calculation processing in S18 of FIG.

（Ｓ３１）
眼科装置１０００の動作がＳ１８に移行すると、制御部１１０は、Ｓ１１において探索された干渉光ＬＣの検出信号のピーク値のうち所定の波高値以上のピーク値を取得する。なお、所定の波高値以上のピーク値を取得できない場合には、探索されたピーク値の最大値を取得するようにしてもよい。 (S31)
When the operation of the ophthalmologic apparatus 1000 proceeds to S18, the control unit 110 acquires a peak value equal to or higher than a predetermined peak value among the peak values of the detection signal of the interference light LC searched in S11. In addition, when the peak value more than a predetermined peak value cannot be acquired, you may make it acquire the maximum value of the searched peak value.

（Ｓ３２）
制御部１１０は、第２屈折力算出部１２１Ｂにおいて、球面度数として等価球面度数を求める。第２屈折力算出部１２１Ｂは、Ｓ３１においてピーク値が最大となる合焦ミラー８５の位置を特定し、０Ｄの基準位置からの合焦ミラー８５の移動量に基づいて等価球面度数を求める。以上で、制御部１１０は球面度数の算出処理の処理を終了する（エンド）。 (S32)
The controller 110 obtains an equivalent spherical power as the spherical power in the second refractive power calculator 121B. The second refractive power calculation unit 121B specifies the position of the focusing mirror 85 that has the maximum peak value in S31, and calculates the equivalent spherical power based on the amount of movement of the focusing mirror 85 from the 0D reference position. Thus, the control unit 110 ends the spherical power calculation process (end).

Ｓ１０〜Ｓ２２、Ｓ３１〜Ｓ３２は、実施形態に係る「新たな測定」の一例である。Ｓ１３〜Ｓ１７は、実施形態に係る「第１測定制御」の一例である。   S10 to S22 and S31 to S32 are examples of “new measurement” according to the embodiment. S13 to S17 are examples of “first measurement control” according to the embodiment.

［効果］
実施形態に係る眼科装置１０００の効果について説明する。 [effect]
The effect of the ophthalmologic apparatus 1000 according to the embodiment will be described.

実施形態に係る眼科装置（たとえば、眼科装置１０００）は、第１測定部（たとえば、レフ測定投影系６、レフ測定受光系７、第１屈折力算出部１２１Ａ）と、第２測定部（たとえば、眼軸長測定系８、第２屈折力算出部１２１Ｂ）と、制御部（たとえば、制御部１１０）とを含む。第１測定部は、第１光源（たとえば、レフ測定光源６１）からの光を被検眼（たとえば、被検眼Ｅ）に照射し、その戻り光を検出することにより被検眼の屈折力を測定する。第２測定部は、第２光源（たとえば、ＯＣＴ光源８１）からの光を参照光（たとえば、参照光ＬＲ）と測定光（たとえば、測定光ＬＳ）とに分割し、測定光を被検眼に照射し、測定光の戻り光と参照光との干渉光（たとえば、干渉光ＬＣ）を検出することにより被検眼の少なくとも球面度数を求める。制御部は、第１測定部による測定結果に基づいて、第２測定部に新たな測定を実行させる。   The ophthalmologic apparatus (for example, ophthalmologic apparatus 1000) according to the embodiment includes a first measurement unit (for example, a reflex measurement projection system 6, a reflex measurement light receiving system 7, a first refractive power calculation unit 121A), and a second measurement unit (for example, , The axial length measurement system 8, the second refractive power calculation unit 121B), and a control unit (for example, the control unit 110). The first measuring unit irradiates the eye to be examined (for example, eye E to be examined) with light from the first light source (for example, the reflex measurement light source 61), and measures the refractive power of the eye to be examined by detecting the return light. . The second measurement unit divides the light from the second light source (for example, OCT light source 81) into reference light (for example, reference light LR) and measurement light (for example, measurement light LS), and the measurement light is applied to the eye to be examined. Irradiate and detect at least spherical power of the eye to be examined by detecting interference light (for example, interference light LC) between the return light of the measurement light and the reference light. A control part makes a 2nd measurement part perform a new measurement based on the measurement result by a 1st measurement part.

このような構成によれば、第１測定部で被検眼Ｅの屈折力を測定することができない場合であっても、第２測定部を用いて少なくとも球面度数を求めることができる。それにより、白内障が進行した場合であってもＩＯＬの度数を決定することが可能である。   According to such a configuration, even when the refractive power of the eye E cannot be measured by the first measurement unit, at least the spherical power can be obtained using the second measurement unit. Thereby, even if a cataract progresses, it is possible to determine the frequency of IOL.

また、第１測定部は、被検眼に測定パターンを投影し、被検眼からの戻り光に基づくパターン像の形状を解析することにより屈折力を測定し、制御部は、パターン像の形状の解析結果に基づいて新たな測定を第２測定部に実行させてもよい。   The first measurement unit projects a measurement pattern onto the eye to be examined and measures the refractive power by analyzing the shape of the pattern image based on the return light from the eye to be examined. The control unit analyzes the shape of the pattern image. You may make a 2nd measurement part perform a new measurement based on a result.

このような構成によれば、測定パターンの戻り光に基づくパターン像を解析することにより第１測定部による測定ができたか否かを判定することができる。それにより、測定パターンの戻り光に基づくパターン像を用いて被検眼Ｅの屈折力を測定することができない場合であっても、少なくとも球面度数を求めることができる。それにより、白内障が進行した場合であってもＩＯＬの度数を決定することが可能である。   According to such a configuration, it is possible to determine whether or not the measurement by the first measurement unit has been performed by analyzing the pattern image based on the return light of the measurement pattern. Thereby, even when the refractive power of the eye E cannot be measured using the pattern image based on the return light of the measurement pattern, at least the spherical power can be obtained. Thereby, even if a cataract progresses, it is possible to determine the frequency of IOL.

また、制御部は、新たな測定を第２測定部に実行させる前に、第１測定部の測定条件を変更して屈折力の測定を再実行させることにより得られたパターン像の形状を解析する第１測定制御を実行し、第１測定制御におけるパターン像の形状の解析結果に応じて、第１測定部による再測定または第２測定部による新たな測定を実行させてもよい。   In addition, the control unit analyzes the shape of the pattern image obtained by changing the measurement conditions of the first measurement unit and re-executing the refractive power measurement before causing the second measurement unit to perform a new measurement. The first measurement control may be executed, and remeasurement by the first measurement unit or new measurement by the second measurement unit may be executed according to the analysis result of the shape of the pattern image in the first measurement control.

このような構成によれば、第１測定部の測定条件を変更しつつ第１測定部による測定が可能か否かを判定し、可能であると判定されたとき第１測定部による再測定を実行させるようにしたので、第１測定部を用いてできるだけ正確な測定値を取得することできる。   According to such a configuration, it is determined whether the measurement by the first measurement unit is possible while changing the measurement conditions of the first measurement unit, and when the measurement is determined to be possible, the re-measurement by the first measurement unit is performed. Since it was made to perform, the measured value as accurate as possible can be acquired using the 1st measurement part.

また、制御部は、新たな測定を第２測定部に実行させる前に、測定光の戻り光のピーク位置の検出を行い、ピーク位置が検出された場合に第１測定制御を実行し、ピーク位置が検出されない場合に、第２測定部の測定条件を変更して少なくとも球面度数の測定を再実行させることにより得られた新たな戻り光のピーク位置が検出されたとき第１測定制御を実行するようにしてもよい。   Further, the control unit detects the peak position of the return light of the measurement light before causing the second measurement unit to perform a new measurement, and executes the first measurement control when the peak position is detected, When the position is not detected, the first measurement control is executed when a new peak position of the return light obtained by changing the measurement condition of the second measurement unit and re-executing at least the spherical power measurement is detected. You may make it do.

このような構成によれば、第２測定部の測定条件を変更しつつ第２測定部による測定が可能か否かを判定し、可能であると判定されたとき第２測定部による再測定を実行させるようにしたので、第２測定部を用いてできるだけ正確な測定値を取得することができる。   According to such a configuration, it is determined whether the measurement by the second measurement unit is possible while changing the measurement conditions of the second measurement unit, and when it is determined that the measurement is possible, the second measurement unit performs the remeasurement. Since it was made to perform, the measured value as accurate as possible can be acquired using the 2nd measurement part.

また、第１測定部は、測定光学系（たとえば、レフ測定投影系６、レフ測定受光系７）と、第１検出部（たとえば、撮像素子７４）と、第１屈折力算出部（たとえば、第１屈折力算出部１２１Ａ）とを含んでもよい。測定光学系は、第１光源からの光を被検眼に照射し、被検眼からの戻り光を導く。第１検出部は、測定光学系により導かれた戻り光を検出する。第１屈折力算出部は、第１検出部により得られた戻り光の検出結果に基づいて被検眼の屈折力を求める。制御部は、第１光源からの光の光量、第１検出部による戻り光の検出感度、第１検出部における戻り光の露光時間、および第１検出部により検出された戻り光に基づく像の重ね合わせ枚数のうち少なくとも１つを変更することにより、第１測定部の測定条件を変更する。   The first measurement unit includes a measurement optical system (for example, a reflex measurement projection system 6 and a reflex measurement light receiving system 7), a first detection unit (for example, an image sensor 74), and a first refractive power calculation unit (for example, 1st refractive power calculation part 121A) may be included. The measurement optical system irradiates the eye to be examined with light from the first light source and guides return light from the eye to be examined. The first detector detects the return light guided by the measurement optical system. The first refractive power calculation unit obtains the refractive power of the eye to be examined based on the return light detection result obtained by the first detection unit. The control unit controls the amount of light from the first light source, the detection sensitivity of the return light by the first detection unit, the exposure time of the return light in the first detection unit, and the image based on the return light detected by the first detection unit. The measurement condition of the first measurement unit is changed by changing at least one of the superimposed number of sheets.

このような構成によれば、第１光源や第１検出部などを制御することにより第１測定部の測定条件を変更するようにしたので、白内障が進行した場合に簡素な制御でＩＯＬの度数を決定することができる。   According to such a configuration, since the measurement conditions of the first measurement unit are changed by controlling the first light source, the first detection unit, and the like, the frequency of the IOL is simply controlled when the cataract progresses. Can be determined.

また、第２測定部は、干渉光学系（たとえば、ＯＣＴユニット８０）と、第２検出部（たとえば、分光器８３）と、第２屈折力算出部（たとえば、第２屈折力算出部１２１Ｂ）とを含んでもよい。干渉光学系は、第２光源からの光を参照光と測定光とに分割し、測定光を被検眼に照射し、その戻り光と参照光との干渉光を生成する。第２検出部は、干渉光を検出する。第２屈折力算出部は、第２検出部により得られた干渉光の検出結果に基づいて少なくとも球面度数を求める。制御部は、第２光源からの光の光量、第２検出部による干渉光の検出感度、第２検出部における干渉光の露光時間、および第２検出部により検出された干渉光に基づく像の重ね合わせ枚数のうち少なくとも１つを変更することにより、第２測定部の測定条件を変更する。   The second measurement unit includes an interference optical system (for example, OCT unit 80), a second detection unit (for example, spectrometer 83), and a second refractive power calculation unit (for example, second refractive power calculation unit 121B). And may be included. The interference optical system divides the light from the second light source into reference light and measurement light, irradiates the eye with the measurement light, and generates interference light between the return light and the reference light. The second detection unit detects interference light. The second refractive power calculation unit obtains at least the spherical power based on the detection result of the interference light obtained by the second detection unit. The control unit controls the amount of light from the second light source, the detection sensitivity of the interference light by the second detection unit, the exposure time of the interference light by the second detection unit, and the image based on the interference light detected by the second detection unit. The measurement condition of the second measurement unit is changed by changing at least one of the superimposed numbers.

このような構成によれば、第２光源や第２検出部などを制御することにより第２測定部の測定条件を変更するようにしたので、白内障が進行した場合に簡素な制御でＩＯＬの度数を決定することができる。   According to such a configuration, since the measurement condition of the second measurement unit is changed by controlling the second light source, the second detection unit, and the like, the frequency of the IOL with simple control when the cataract progresses Can be determined.

また、測定パターンは、リング状のパターンであってもよい。   The measurement pattern may be a ring pattern.

このような構成によれば、第１測定部によりリング上の測定パターンを用いて被検眼の屈折力を測定するようにしたので、一般的なレフ測定を利用しつつ、白内障が進行した場合であってもＩＯＬの度数を決定することができる。   According to such a configuration, since the refractive power of the eye to be examined is measured by the first measurement unit using the measurement pattern on the ring, the cataract progresses while using the general reflex measurement. Even so, the frequency of the IOL can be determined.

また、第２測定部は、眼軸長算出部（たとえば、眼軸長算出部１２２）を含んでもよい。眼軸長算出部は、干渉光を検出することにより被検眼の眼軸長を求める。   The second measurement unit may include an axial length calculation unit (for example, an axial length calculation unit 122). The axial length calculation unit calculates the axial length of the eye to be examined by detecting the interference light.

このような構成によれば、第１測定部で被検眼Ｅの屈折力を測定することができない場合に、ＩＯＬの度数の算出に用いられる眼軸長の測定系を流用しつつ少なくとも球面度数を求めるようにしたので、ＩＯＬの度数を決定するための装置の小型化が可能になる。   According to such a configuration, when the refractive power of the eye E cannot be measured by the first measurement unit, at least the spherical power is obtained while diverting the axial length measurement system used for calculating the power of the IOL. Since it was calculated | required, size reduction of the apparatus for determining the frequency of IOL is attained.

＜変形例＞
前述の実施形態では、第２屈折力算出部１２１Ｂが眼軸長測定系８を用いて球面度数（等価球面度数）だけを求める場合について説明したが、実施形態に係る眼科装置の構成はこれに限定されるものではない。実施形態の変形例に係る第２屈折力算出部は、眼軸長測定系を用いて球面度数、乱視度数、および乱視軸角度を求める。 <Modification>
In the above-described embodiment, the case where the second refractive power calculation unit 121B obtains only the spherical power (equivalent spherical power) using the axial length measurement system 8 has been described. However, the configuration of the ophthalmologic apparatus according to the embodiment is described here. It is not limited. The 2nd refractive power calculation part which concerns on the modification of embodiment calculates | requires a spherical power, an astigmatism power, and an astigmatism axis angle using an axial length measurement system.

実施形態の変形例に係る眼科装置の構成および動作は、実施形態に係る眼科装置の構成および動作とほぼ同様である。以下では、前述の実施形態と同様の部分について符号をそのまま用い、本変形例について実施形態との相違点を中心に説明する。   The configuration and operation of the ophthalmic apparatus according to the modification of the embodiment are substantially the same as the configuration and operation of the ophthalmic apparatus according to the embodiment. In the following, the same reference numerals are used for the same parts as in the above-described embodiment, and this modification will be described focusing on the differences from the embodiment.

本変形例に係る眼科装置は、図１２のＳ１８において、以下のように眼軸長測定系を用いて球面度数、乱視度数、および乱視軸角度を求めることができる。   In S18 of FIG. 12, the ophthalmologic apparatus according to this modification can obtain the spherical power, the astigmatic power, and the astigmatic axis angle using the axial length measurement system as follows.

図１４に、本変形例に係る図１２のＳ１８の処理例のフロー図を示す。図１５および図１６に、図１４のＳ４３、Ｓ４４の動作説明図を示す。   FIG. 14 shows a flowchart of the processing example of S18 of FIG. 12 according to this modification. 15 and 16 are diagrams for explaining the operations in S43 and S44 in FIG.

（Ｓ４１）
本変形例では、眼科装置の動作がＳ１８に移行すると、制御部１１０は、Ｓ１１において探索された干渉光ＬＣの検出信号のピーク値のうち所定の波高値以上のピーク値を取得する。なお、所定の波高値以上のピーク値を取得できない場合には、ピーク値の最大値を取得するようにしてもよい。 (S41)
In the present modification, when the operation of the ophthalmologic apparatus proceeds to S18, the control unit 110 acquires a peak value equal to or higher than a predetermined peak value among the peak values of the detection signal of the interference light LC searched in S11. In addition, when the peak value more than a predetermined peak value cannot be acquired, you may make it acquire the maximum value of a peak value.

（Ｓ４２）
制御部１１０は、ＸＹスキャナ８７により測定光ＬＳを偏向することにより、当該測定光ＬＳで被検眼Ｅの瞳上を円形スキャンする（たとえば、直径３ｍｍの円周上）。たとえば、図１５に示すように、スキャン位置Ｐ１〜Ｐ８でスキャンされる。 (S42)
The control unit 110 deflects the measurement light LS with the XY scanner 87, thereby circularly scanning the pupil of the eye E with the measurement light LS (for example, on a circumference having a diameter of 3 mm). For example, as shown in FIG. 15, scanning is performed at scan positions P1 to P8.

（Ｓ４３）
第２屈折力算出部１２１Ｂは、スキャン位置Ｐ１〜Ｐ８の各スキャン位置で合焦レンズ８５をピーク値が最大となる位置に移動し、その位置から球面度数を求める。Ｓ４３では、たとえばＳ３１〜Ｓ３２と同様に、各スキャン位置において球面度数（等価球面度数）が求められる。 (S43)
The second refractive power calculator 121B moves the focusing lens 85 to the position where the peak value is maximum at each of the scan positions P1 to P8, and obtains the spherical power from the position. In S43, for example, as in S31 to S32, the spherical power (equivalent spherical power) is obtained at each scan position.

（Ｓ４４）
第２屈折力算出部１２１Ｂは、Ｓ４３において求められた各スキャン位置での球面度数の分布から球面度数、乱視度数、および乱視軸角度（レフ値）を求める。 (S44)
The second refractive power calculation unit 121B obtains the spherical power, the astigmatic power, and the astigmatic axis angle (ref value) from the distribution of the spherical power at each scan position obtained in S43.

各スキャン位置では、前述の合焦レンズ８５の位置、すなわち球面度数が乱視度数分だけずれる。第２屈折力算出部１２１Ｂは、スキャン位置Ｐ１〜Ｐ８の各スキャン位置で取得された球面度数を解析することにより被検眼Ｅの球面度数Ｓ、乱視度数Ｃ、および乱視軸角度Ａを求めることが可能である。たとえば、第２屈折力算出部１２１Ｂは、Ｓ４３で求められた各スキャン位置での球面度数の平均値を求め、求められた平均値を光軸中心位置（重心位置）Ｃ１からの各位置までの距離（円形スキャンの半径）と対応付ける。第２屈折力算出部１２１Ｂは、各スキャン位置における球面度数と当該平均値との差分を求める。第２屈折力算出部１２１Ｂは、中心位置Ｃ１を基準に、各スキャン位置での差分を加味した新たな位置Ｐ１´〜Ｐ８´を特定し、特定された新たな位置に対して楕円近似処理を行うことにより近似楕円ＡＥを特定する（図１６）。第２屈折力算出部１２１Ｂは、特定された近似楕円ＡＥの長径ＤＬの長さと短径ＤＳの長さとを用いた公知の式にしたがって、球面度数Ｓ、乱視度数Ｃ、および乱視軸角度Ａを求める。   At each scanning position, the position of the focusing lens 85 described above, that is, the spherical power is shifted by the astigmatic power. The second refractive power calculator 121B obtains the spherical power S, the astigmatic power C, and the astigmatic axis angle A of the eye E by analyzing the spherical power acquired at each of the scan positions P1 to P8. Is possible. For example, the second refractive power calculation unit 121B obtains the average value of the spherical power at each scan position obtained in S43, and obtains the obtained average value from the optical axis center position (center of gravity position) C1 to each position. Correlate with distance (radius of circular scan). The second refractive power calculator 121B obtains a difference between the spherical power at each scan position and the average value. The second refractive power calculation unit 121B specifies new positions P1 ′ to P8 ′ that take into account the difference at each scan position on the basis of the center position C1, and performs an ellipse approximation process on the specified new position. By doing so, the approximate ellipse AE is specified (FIG. 16). The second refractive power calculator 121B calculates the spherical power S, the astigmatism power C, and the astigmatism axis angle A according to a known formula using the length of the major axis DL and the length of the minor axis DS of the specified approximate ellipse AE. Ask.

以上で、制御部１１０は本変形例に係る図１２のＳ１８の処理を終了する（エンド）。   Thus, the control unit 110 ends the process of S18 of FIG. 12 according to this modification (end).

このような構成によれば、レフ測定で被検眼Ｅの屈折力を測定することができない場合であっても、眼軸長測定系を用いて球面度数Ｓ、乱視度数Ｃ、および乱視軸角度Ａを求めることができる。それにより、白内障が進行した場合であってもＩＯＬの度数を従来より高精度に求めることが可能になる。   According to such a configuration, even when the refractive power of the eye E cannot be measured by the reflex measurement, the spherical power S, the astigmatic power C, and the astigmatic shaft angle A using the axial length measurement system. Can be requested. Thereby, even when the cataract progresses, the frequency of the IOL can be obtained with higher accuracy than before.

（その他の変形例）
以上に示された実施形態またはその変形例は、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.

上記の実施形態またはその変形例では、眼軸長測定系を用いて眼軸長を求める例について説明したが、眼軸長測定系を用いて角膜厚や前房深度や水晶体厚についても同様に求めることが可能である。   In the above embodiment or its modification, an example in which the axial length is obtained using the axial length measurement system has been described, but the corneal thickness, anterior chamber depth, and lens thickness are similarly determined using the axial length measurement system. It is possible to ask.

上記の実施形態またはその変形例において説明した光学素子やその配置に限定されるものではない。たとえば、上記の実施形態またはその変形例におけるハーフミラーに代えてビームスプリッターが設けられてもよい。   The present invention is not limited to the optical elements described in the above embodiments or the modifications thereof and the arrangement thereof. For example, a beam splitter may be provided instead of the half mirror in the above-described embodiment or its modification.

眼圧測定機能、眼底撮影機能、前眼部撮影機能、光干渉断層撮影（ＯＣＴ）機能、超音波検査機能など、眼科分野において使用可能な任意の機能を有する装置に対して、上記の実施形態またはその変形例に係る発明を適用することが可能である。なお、眼圧測定機能は眼圧計等により実現され、眼底撮影機能は眼底カメラや走査型検眼鏡（ＳＬＯ）等により実現され、前眼部撮影機能はスリットランプ等により実現される。ＯＣＴ機能は光干渉断層計等により実現され、超音波検査機能は超音波診断装置等により実現される。また、このような機能のうち２つ以上を具備した装置（複合機）に対してこの発明を適用することも可能である。   For the apparatus having any function that can be used in the ophthalmic field, such as an intraocular pressure measurement function, a fundus imaging function, an anterior ocular segment imaging function, an optical coherence tomography (OCT) function, and an ultrasonic examination function Alternatively, the invention according to the modified example can be applied. The intraocular pressure measurement function is realized by a tonometer or the like, the fundus imaging function is realized by a fundus camera, a scanning ophthalmoscope (SLO), or the like, and the anterior ocular segment imaging function is realized by a slit lamp or the like. The OCT function is realized by an optical coherence tomograph or the like, and the ultrasonic inspection function is realized by an ultrasonic diagnostic apparatus or the like. In addition, the present invention can be applied to an apparatus (multifunction machine) having two or more of such functions.

また、上記の実施形態とその変形例の適用が可能なシステムにおいて、動作モードの切り替えにより上記の実施形態とその変形例を択一的に適用にすることが可能である。   Further, in a system to which the above embodiment and its modification can be applied, the above embodiment and its modification can be applied alternatively by switching the operation mode.

１ Ｚアライメント投影系
２ ＸＹアライメントスポット投影系
３ ケラト測定用リング投影系
４ 固視および自覚測定系
５ 観察系
６ レフ測定投影系
７ レフ測定受光系
８ 眼軸長測定系
９ 処理部
１０、１７０ 表示部
８０ ＯＣＴユニット
１１０ 制御部
１１１ 主制御部
１１２ 記憶部
１２０ 演算処理部
１２１ 眼屈折力算出部
１２１Ａ 第１屈折力算出部
１２１Ｂ 第２屈折力算出部
１２２ 眼軸長算出部
１２３ ＩＯＬ度数算出部
１０００ 眼科装置

DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Z alignment projection system 2 XY alignment spot projection system 3 Ring projection system 4 for kerato measurement 4 Fixation and subjective measurement system 5 Observation system 6 Ref measurement projection system 7 Ref measurement light receiving system 8 Axial length measurement system 9 Processing unit 10, 170 Display unit 80 OCT unit 110 Control unit 111 Main control unit 112 Storage unit 120 Calculation processing unit 121 Eye refractive power calculation unit 121A First refractive power calculation unit 121B Second refractive power calculation unit 122 Ocular axial length calculation unit 123 IOL power calculation unit 1000 Ophthalmology equipment

Claims (5)

レフ測定光源から出力された光を測定パターン光束として被検眼の眼底に投影するレフ測定投影系と、
前記レフ測定投影系により前記眼底に投影された前記測定パターン光束の戻り光を受光するレフ測定受光系と、
前記レフ測定受光系により受光された前記戻り光に基づく像を解析して前記被検眼の屈折力を求める処理部と
を含み、
前記レフ測定光源は、前記被検眼の前記眼底と光学的に略共役な位置に配置される
ことを特徴とする眼科装置。 A reflex measurement projection system that projects the light output from the reflex measurement light source onto the fundus of the subject's eye as a measurement pattern light beam;
A reflex measurement light receiving system that receives return light of the measurement pattern light beam projected onto the fundus by the reflex measurement projection system;
A processing unit that analyzes an image based on the return light received by the reflex measurement light receiving system and obtains the refractive power of the eye to be examined.
The ophthalmic apparatus, wherein the reflex measurement light source is disposed at a position optically conjugate with the fundus of the eye to be examined. 前記レフ測定投影系は、円錐プリズムと、リレーレンズと、パターン部分が形成された絞りとを含み、
前記円錐プリズムは、前記レフ測定光源から出力された前記光を、前記リレーレンズを介して前記絞りの前記パターン部分に集光させ、
前記絞りの前記パターン部分を通過した前記光が前記測定パターン光束となる
ことを特徴とする請求項１に記載の眼科装置。 The reflex measurement projection system includes a conical prism, a relay lens, and a diaphragm formed with a pattern portion,
The conical prism condenses the light output from the reflex measurement light source on the pattern portion of the diaphragm via the relay lens,
The ophthalmologic apparatus according to claim 1, wherein the light that has passed through the pattern portion of the diaphragm becomes the measurement pattern light beam. 前記レフ測定光源は、前記レフ測定投影系の光軸に沿って移動可能であり、
前記レフ測定光源が前記眼底と光学的に略共役な位置に配置されるように前記レフ測定光源が移動される
ことを特徴とする請求項１または２に記載の眼科装置。 The reflex measurement light source is movable along the optical axis of the reflex measurement projection system;
The ophthalmologic apparatus according to claim 1 or 2, wherein the reflex measurement light source is moved so that the reflex measurement light source is disposed at a position optically conjugate with the fundus. 前記戻り光に基づく像から前記処理部により算出された測定値に基づき前記レフ測定光源が移動される
ことを特徴とする請求項３に記載の眼科装置。 The ophthalmologic apparatus according to claim 3, wherein the reflex measurement light source is moved based on a measurement value calculated by the processing unit from an image based on the return light. 前記レフ測定光源は、中心波長が８２０ｎｍ〜８８０ｎｍの範囲に含まれる低コヒーレンス光源である
ことを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の眼科装置。

The ophthalmologic apparatus according to claim 1, wherein the reflex measurement light source is a low coherence light source having a center wavelength in a range of 820 nm to 880 nm.

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