JP2023040903A - 眼科装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 被検眼の異なる測定範囲のそれぞれについて取得される断層画像を簡易な手法により補正し、相関性の高い断層画像を取得することができる技術を提供する。【解決手段】 眼科装置は、第１の光を出力する第１の光源と、第２の光を出力する第２の光源と、第１の光の反射光から得られる第１の干渉光に基づいて、被検眼の第１の範囲の断層画像を取得する第１の干渉計と、第２の光の反射光から得られる第２の干渉光に基づいて、被検眼の第２の範囲の断層画像を取得する第２の干渉計と、制御装置と、を備える。第１の光の光路である第１光路と、第２の光の光路である第２光路と、は一部が重複している。制御装置は、被検眼に対して、第１の光と第２の光とを同一平面内で同時に走査し、得られた第１の断層画像の歪み量を算出し、得られた第２の断層画像を、算出した歪み量に基づいて補正する。【選択図】図１８

Description

本明細書に開示の技術は、眼科装置に関する。

被検眼の異なる測定範囲のそれぞれについて断層画像を取得する眼科装置が開発されている。例えば、特許文献１の眼科装置は、被検眼の前眼部の断層画像と、被検眼の眼底の断層画像を取得可能となっている。この眼科装置は、前眼部用光源と、前眼部用光源とは波長が異なる眼底用光源を備えている。特許文献１では、これらの光源を測定範囲に応じて切り換えることにより、各測定範囲の断層画像を取得することができる。

特開２０１２－７５６４０号公報

被検眼内の各部位は、それぞれが固有の曲率、厚み、及び屈折率を有するため、被検眼に入射する光の位置によっては、その進行方向が屈折する場合がある。このため、取得される被検眼の断層画像に歪みが生じ得る。また、特許文献１では、被検眼の異なる測定範囲のそれぞれの断層画像が別々に取得されるため、計測中に被検眼の状態が変化することによる測定精度の低下といった問題が生じ得る。このため、各断層画像間の歪みや位置ずれを補正して、相関性の高い断層画像を取得するためには、複雑な処理を要する。

また、特許文献１において、光を走査することにより前眼部の断層画像と眼底の断層像を同時に取得しようとする場合、前眼部スキャンと眼底スキャンにおいて、光が同一の光路を通る光学系を採用すると、それぞれの光が前眼部及び眼底の広範囲をスキャンすることが難しいため、互いに異なる光路を通る光学系を採用する必要がある。具体的には、例えば、前眼部に対してはテレセントリックスキャン、眼底に対しては瞳孔でピボットを結ぶコンセントリックスキャンを採用する必要がある。この場合、前眼部と眼底のスキャンの態様の違いにより、取得された断層画像の座標軸にずれが生じ得ることに加え、被検眼内の各部位への光の入射角度の違いによる断層画像の歪みが生じ得る。本明細書は、被検眼の異なる測定範囲のそれぞれについて取得される断層画像を簡易な手法により補正し、相関性の高い断層画像を取得することができる技術を提供する。

本明細書に開示する眼科装置は、被検眼に照射される第１の光を出力する第１の光源と、前記被検眼に照射される第２の光を出力する第２の光源と、前記第１の光の反射光から得られる第１の干渉光に基づいて、前記被検眼の第１の範囲の第１の断層画像を取得する第１の干渉計と、前記第２の光の反射光から得られる第２の干渉光に基づいて、前記被検眼の前記第１の範囲とは異なる第２の範囲の第２の断層画像を取得する第２の干渉計と、制御装置と、を備える。前記第１の光の光路である第１光路と、前記第２の光の光路である第２光路と、は一部が重複している。前記制御装置は、前記被検眼に対して、前記第１の光と前記第２の光とを同一平面内で同時に走査する特定走査を実行し、前記特定走査を実行することで得られる前記第１の断層画像の歪み量を算出して前記第１の断層画像を補正し、前記特定走査を実行することで得られる前記第２の断層画像を、算出した前記歪み量に基づいて補正する。

上述したように、被検眼内の各部位には固有の曲率及び厚み、及び屈折率が存在するため、得られる断層画像は、実際の被検眼の形状とは異なる場合がある。上記の眼科装置では、制御装置が、まず、第１の断層画像の歪み量を算出して、第１の断層画像を補正する。ここで、この眼科装置では、第１の光と第２の光とが同一平面内で同時に走査される。このため、取得される第１の断層画像及び第２の断層画像のそれぞれは、被検眼の同一平面内における断面を示す画像となる。すなわち、第１の断層画像の歪み量は、第２の断層画像の補正に関連する要素となる。このため、第１の断層画像の歪み量に基づいて、第２の断層画像を補正することができる。このように、この眼科装置では、第１の断層画像の歪み量を算出することで、第１の断層画像を補正するとともに、第２の断層画像を補正することができる。

実施例の眼科装置の前眼部ＯＣＴ干渉計及び眼底ＯＣＴ干渉計の概略構成図。 実施例の眼科装置の前眼部ＯＣＴ光学系を説明するための図。 前眼部ＯＣＴ光学系における光の光路を模式的に示す図。 実施例の眼科装置の眼底ＯＣＴ光学系を説明するための図。 眼底ＯＣＴ光学系における光の光路を模式的に示す図。 レフ測定光学系のうち被検眼から反射された光を受光するための受光系を説明するための図。 実施例の眼科装置のフロントモニター光学系を説明するための図。 実施例の眼科装置の位置検出投光系を説明するための図。 実施例の眼科装置の位置検出受光光学系を説明するための図。 実施例の眼科装置の固視標光学系を説明するための図。 実施例の眼科装置の制御系の構成を示す図。 実施例の眼科装置により被検眼の検査を実行する処理を示すフローチャート。 ＯＣＴ測定の処理を示すフローチャート。 前眼部ＯＣＴ干渉計で得られる干渉信号波形を処理する手順を説明するための図。 被検眼への光の入射位置を所定の範囲で走査し、各入射位置について得られる情報から前眼部の各部位の位置を特定する手順を説明するための図。 前眼部ＯＣＴ測定におけるラジアルスキャン方式を説明するための図。 被検眼への光の入射位置を所定の範囲で走査し、各入射位置について得られる情報から眼底の各部位の位置を特定する手順を説明するための図。 断層画像を補正する処理を示すフローチャート。 セグメンテーションを実行した後の断層画像を示す図。 前眼部の断層画像を補正する処理を説明するための図。 前眼部の断層画像を補正する処理を説明するための図。 眼底の断層画像を補正する処理を説明するための図。 眼軸長を算出する処理を説明するための図。 Ｂスキャンの中心軸の傾きと走査角との関係の一例を示す図。 固視ずれの影響を補正した眼軸長を算出する処理を説明するための図。 視線方向を特定する処理を説明するための図。 視線方向を特定する処理を説明するための図。

本明細書が開示する技術要素を、以下に列記する。なお、以下の各技術要素は、それぞれ独立して有用なものである。

本技術の一実施形態では、前記第１光路と前記第２光路との一部が重複する重複区間に、前記第１の光を走査するとともに前記第２の光を走査するスキャナが配置されていてもよく、前記制御装置は、前記スキャナを用いて前記特定走査を実行してもよい。

このような構成によると、第１の光を走査するためのスキャナと第２の光を走査するためのスキャナを共用することができる。このため、眼科装置内の構成が複雑化することを回避できると共に、部品点数を減らすことができる。また、第１の光と第２の光を走査するために別個のスキャナを設ける場合と比較して、被検眼の測定時にスキャナを同期する必要がなく、スキャナの制御が容易になる。

本技術の一実施形態では、前記制御装置は、前記被検眼に対して、前記第１の光と前記第２の光が前記被検眼上の特定の位置を通るように前記特定走査を複数回実行してもよい。前記特定走査のそれぞれが、前記被検眼の前記特定の位置を中心とする周方向の異なる位置で放射状に実行されてもよい。

このような構成によると、特定の位置を中心とした特定走査が複数の放射角度（すなわち、特定の位置を中心とする周方向の複数の角度位置）に亘って実行される。すなわち、複数の断面における断層画像を取得することができ、被検眼の断層画像を三次元的に取得することができる。

本技術の一実施形態では、前記第１の範囲は、前眼部を含んでもよい。前記スキャナと前記被検眼の間に配置されるレンズをさらに備えてもよい。前記スキャナは、前記第１の光源から出力される前記第１の光の前記被検眼への入射位置を変更可能であってもよい。前記第１の光が前記スキャナによって走査されるとき、前記被検眼に入射される光の進行方向が、互いに略平行になるように走査されてもよい。

このような構成によると、第１の光を被検眼の前眼部で好適に走査することができる。また、互いに略平行な光が被検眼の前眼部に入射するため、歪みの少ない第１の断層画像を取得することができる。

本技術の一実施形態では、前記第２の範囲は、眼底を含んでもよい。前記スキャナは、前記第２の光源から出力される前記第２の光の前記被検眼への入射位置及び入射角度を変更可能であってもよい。前記第２の光が前記スキャナによって走査されるとき、前記被検眼に入射される光の進行方向が、前記スキャナと前記被検眼との間で交差するとともに、前記被検眼内部において略平行となるように走査されてもよい。なお、本明細書では、「被検眼に入射される光の進行方向が、スキャナと被検眼との間で交差する」とは、第２の光が走査されるときに、スキャナによる走査位置（走査角）が異なる第２の光の進行方向のそれぞれが、スキャナと被検眼との間で互いに交差することを意味する。

このような構成によると、第２の光を被検眼の眼底で好適に走査することができる。また、被検眼内部において略平行となった光が被検眼の眼底に入射するため、歪みの少ない第２の断層画像を取得することができる。

本技術の一実施形態では、前記制御装置は、前記特定走査における、前記被検眼の前記第１の範囲に含まれる複数の部位への前記第１の光の入射位置及び入射角度を算出してもよく、前記入射位置と、前記入射角度と、前記複数の部位それぞれの屈折率とに基づいて、前記第１の断層画像の前記歪み量を算出してもよい。

前眼部に入射される光は、レンズの光軸と平行である。このため、上記の構成では、第１の範囲に含まれる複数の部位（角膜や水晶体等）に対する光の入射位置及び入射角度と、これらの屈折率とに基づいて、第１の断層画像の歪み量を精度良く算出することができる。

本技術の一実施形態では、前記制御装置は、前記被検眼に対して、前記第１の光と前記第２の光が前記被検眼上の特定の位置を通るように前記特定走査を実行してもよく、前記特定の位置に入射した前記第１の光に基づいて算出された前記第１の断層画像の前記歪み量に基づいて、前記第２の断層画像を補正してもよい。

このような構成では、特定の位置に入射するときの第１の光の光路（軸）と、特定の位置に入射するときの第２の光の光路（軸）が一致するため、特定の位置に入射した第１の光に基づいて算出された歪み量を利用して、第２の断層画像を好適に補正することができる。

本技術の一実施形態では、前記制御装置は、前記第２の断層画像から前記被検眼の特定部位の位置を算出してもよく、前記特定部位の位置に基づいて、前記被検眼の視線方向を特定してもよい。

このような構成では、第２の断層画像内の特定部位の位置を算出することにより、当該特定部位に照射された光に基づいて、被検者の視線方向を特定することができる。

本技術の一実施形態では、前記制御装置は、前記特定の位置を通る光の光軸と、特定した前記視線方向との間の角度を算出してもよい。

このような構成では、被検者の視線ずれの程度を特定することができる。

本技術の一実施形態では、前記制御装置は、補正後の第１の断層画像及び補正後の第２の断層画像に基づいて、前記被検眼の眼軸長を算出してもよい。

このような構成では、精度の高い眼軸長を算出することができる。

（実施例）
以下、実施例に係る眼科装置１について説明する。図１に示すように、眼科装置１は、被検眼Ｅの前眼部を断層撮影する前眼部ＯＣＴ干渉計１０と、被検眼Ｅの眼底を断層撮影する眼底ＯＣＴ干渉計１１を備えている。

前眼部ＯＣＴ干渉計１０は、光干渉断層法により被検眼Ｅの前眼部の断層画像を撮影するために用いられる。前眼部ＯＣＴ干渉計１０では、光波の干渉をフーリエ空間で行うフーリエドメイン方式を採用しており、特に、時間的に波長を変化させて走査する波長走査光源を用いてスペクトル干渉信号を検出し、被検眼Ｅの前眼部を断層撮影する光周波数掃引ＯＣＴ（swept-source OCT：ＳＳ－ＯＣＴ）が用いられる。波長走査光源としては、例えば、回折格子やプリズム等による波長可変フィルタを用いた外部共振器型の波長掃引光源、共振器長可変のファブリペローチューナブルフィルタを用いる各種外部共振器型光源を用いることができる。また例えば、波長可変のＤＢＲ（Distributed Bragg Reflector)レーザーや、ＭＥＭＳ（Micro Electro Mechanical Systems）機構を用いた波長可変の面発光レーザー（ＶＣＳＥＬ（Vertical Cavity Surface Emitting Laser））などを用いることもできる。前眼部ＯＣＴ干渉計１０により撮影される断層画像から、被検眼Ｅの前眼部の各部（例えば、角膜、前房、水晶体等）の形状を計測することができる。なお、前眼部ＯＣＴ干渉計１０は、ＳＳ－ＯＣＴに限られず、例えば、フーリエドメイン方式を利用した他のＯＣＴ（例えば、スペクトルドメインＯＣＴ）や、フーリエドメイン方式以外の方式（例えば、タイムドメイン方式）であってもよい。

図１に示すように、前眼部ＯＣＴ干渉計１０は、前眼部用光源１２と、測定光学系２０と、較正光学系３０と、参照光学系４０と、干渉光学系５０を備える。

前眼部用光源１２は、波長掃引型の光源であり、出力される光の波長（波数）が所定の周期で変化する。前眼部用光源１２は、長波長の光を出力し、例えば、中心波長が０．９５μｍ以上１．８０μｍ以下の光を出力することができる。本実施例では、前眼部用光源１２は、中心波長が１．３１μｍの光を出力する。長波長の光を用いると、例えば、水晶体の混濁、毛様体、結膜、強膜等の強散乱組織を透過し易くなり、さらに、水の吸収が大きく眼底まで光が到達し難いため、強い光を照射可能である。このため、中心波長が０．９５μｍ以上の光を前眼部用光源１２から出力することによって、散乱物質からなる組織への到達度を高くすることができる。また、中心波長が０．９５μｍ以上１．８０μｍ以下の光は、水による分散が少ないため、この範囲の光を被検眼Ｅに照射すると、画質の良い前眼部ＯＣＴ画像を取得することができる。また、中心波長が１．８０μｍ以下の光を前眼部用光源１２から出力することによって、インジウム・ガリウム・ヒ素（ＩｎＧａＡｓ）系の受光素子によって感度良く対象部位を計測することができる。したがって、０．９５μｍ以上１．８０μｍ以下の光を前眼部用光源１２から出力することによって、被検眼Ｅの前眼部の断層画像を好適に撮影することができる。

前眼部用光源１２には、偏光制御装置１４及び光カプラ１６が接続されている。したがって、前眼部用光源１２から出力される光は、偏光制御装置１４を介して光カプラ１６に入力され、光カプラ１６において、例えば９：１の比率で測定光と参照光とに分波されて、測定光学系２０及び参照光学系４０のそれぞれに入力される。

測定光学系２０は、光サーキュレータ２２と、光カプラ２４と、プローブ光学系２６を備える。前眼部用光源１２から測定光学系２０に入力された測定光は、光サーキュレータ２２に入力される。光サーキュレータ２２に入力された測定光は、光カプラ２４に入力され、光カプラ２４において、例えば９９：１の比率で分波されて、プローブ光学系２６及び較正光学系３０のそれぞれに入力される。

プローブ光学系２６は、被検眼Ｅの前眼部を断層撮影する前眼部ＯＣＴ光学系（図２）と、被検眼Ｅの眼底を断層撮影する眼底ＯＣＴ光学系（図４）と、被検眼Ｅの屈折力を測定するレフ測定光学系（図６）と、フロントモニター光学系と、位置検出光投光光学系と、位置検出光受光光学系と、固視標光学系と、被検眼Ｅに対して眼科装置１を所定の位置関係にアライメントするアライメント光学系（図示省略）と、被検眼Ｅを観察する観察光学系（図示省略）を備える。アライメント光学系及び観察光学系は、公知の眼科装置に用いられているものを利用できるため、その詳細な説明は省略する。

図２に示すように、前眼部ＯＣＴ光学系は、ファイバコリメータ１０２と、ダイクロイックミラー１０６と、２次元スキャナ１０８と、ダイクロイックミラー１１０と、全反射ミラー１１２と、対物レンズ１１４と、ダイクロイックミラー１１６によって構成されている。ダイクロイックミラー１０６、１１０、１１６は、０．９０μｍよりも長波長の光を反射し、０．９０μｍよりも短波長の光を透過するように構成されている。

光カプラ２４からプローブ光学系２６（すなわち、前眼部ＯＣＴ光学系）に入力された光は、ファイバコリメータ１０２から出射される。ファイバコリメータ１０２は、前眼部用光源１２から出力される光を平行光とする。ファイバコリメータ１０２で平行光となった光は、ダイクロイックミラー１０６で反射され、２次元スキャナ１０８に入射される。２次元スキャナ１０８は、入射する光を被検眼Ｅの前眼部に対してｘ方向及びｙ方向の２方向に走査する。本実施例では、２次元スキャナ１０８にガルバノスキャナが用いられている。なお、２次元スキャナ１０８には、ガルバノスキャナ以外のものを用いてもよく、例えば、２軸スキャンが可能なＭＥＭＳミラーを用いてもよい。２次元スキャナ１０８から出射された光は、ダイクロイックミラー１１０及び全反射ミラー１１２を介して対物レンズ１１４に入射する。対物レンズ１１４に入射した光は、対物レンズ１１４を透過し、ダイクロイックミラー１１６で反射され、被検眼Ｅの前眼部（例えば、角膜、前房、水晶体等）に照射される。なお、ダイクロイックミラー１１６と被検眼Ｅの間には、見口部１１８が配置されている。見口部１１８は、計測時に被検眼Ｅと対向する位置に配置される。見口部１１８は、図示しないハウジングに設けられ、このハウジング内にプローブ光学系２６が収容されている。

被検眼Ｅの前眼部で反射された光は、上述した経路と逆の経路を進み、ファイバコリメータ１０２に入射される。そして、図１に示すように、再び光カプラ２４を介して光サーキュレータ２２に入力される。光サーキュレータ２２に入力された測定光は、干渉光学系５０の光カプラ５２に入力される。

上記の説明から明らかなように、前眼部ＯＣＴ光学系では、光路Ｌ３と、光路Ｌ４の一部（詳細には、ダイクロイックミラー１０６と２次元スキャナ１０８の間の範囲）と、光路Ｌ５と、光路Ｌ６と、光路Ｌ８（すなわち、全反射ミラー１１２とダイクロイックミラー１１６の間の範囲）と、光路Ｌ１２とが、光が通過する経路となる。

測定光学系２０の光カプラ２４において分波された光は、上述したように、較正光学系３０に入力される。図１に示すように、較正光学系３０は、レンズ３２、３５、３８と、ダイクロイックミラー３４と、ミラー３９と、較正用ミラー３６を備える。光カプラ２４から較正光学系３０に入力された光は、不図示のファイバコリメータから出射され、レンズ３２を介してダイクロイックミラー３４を透過し、レンズ３５を介して較正用ミラー３６に入射される。較正用ミラー３６によって反射された較正光は、上述した経路と逆の経路を進み、ファイバコリメータに入射され、光カプラ２４を介して光サーキュレータ２２に入力される。光サーキュレータ２２に入力された較正光は、干渉光学系５０の光カプラ５２に入力される。なお、較正光学系３０のレンズ３８及びミラー３９は、後述する眼底ＯＣＴ干渉計１１で用いられる。

一方、光カプラ１６において分波された参照光は、上述したように、参照光学系４０に入力される。参照光学系４０は、光サーキュレータ４２と、レンズ４４、４７と、減衰器４６と、参照ミラー４８を備える。前眼部用光源１２から参照光学系４０に入力された参照光は、光サーキュレータ４２に入力される。光サーキュレータ４２に入力された参照光は、不図示のファイバコリメータから出射され、レンズ４４、４７を介して参照ミラー４８に入射される。前眼部用光源１２から出力される参照光の光路長は、０点調整機構（図示省略）によって調整される。なお、０点（ゼロディレイライン又はコヒーレンスゲートとも称される）調整機構は、公知の眼科装置に用いられているものを利用することができるため、その詳細な説明は省略する。参照ミラー４８によって反射された参照光は、再び、ファイバコリメータに入射され、光サーキュレータ４２に入力される。光サーキュレータ４２に入力された参照光は、干渉光学系５０の光カプラ５２に入力される。

干渉光学系５０は、光カプラ５２と、受光素子５４と、信号処理器５６を備える。光カプラ５２において、被検眼Ｅから反射された測定光と、参照光学系４０により生成された参照光とが合波され、合波された測定用干渉光が受光素子５４に入力される。また、光カプラ５２において、較正光学系３０により生成された較正光と、参照光学系４０により生成された参照光とが合波され、合波された較正用干渉光が受光素子５４に入力される。受光素子５４としては、例えば、ＩｎＧａＡｓ系の素子を用いることができ、受光素子５４において、測定用干渉光及び較正用干渉光の波長毎の干渉が計測される。そして、計測された干渉光の強度に応じた干渉信号が信号処理器５６に入力される。信号処理器５６は、取得した干渉信号をサンプリングする。信号処理器５６には、公知のデータ収集装置（いわゆるＤＡＱ）を用いることができる。サンプリングされた干渉信号は、後述する演算装置２００に入力される。演算装置２００は、干渉信号に対するフーリエ変換等の処理を行い、走査線に沿う前眼部の断層画像が取得される。

図３を参照して、前眼部ＯＣＴ光学系におけるスキャンについて説明する。図３は、ファイバコリメータ１０２から出射される光が被検眼Ｅまで照射される光路を示しており、光路上に配置された一部の光学部材（すなわち、ダイクロイックミラー１０６、２次元スキャナ１０８、対物レンズ１１４）のみを図示し、その他の光学部材は図示を省略している。図３に示すように、前眼部ＯＣＴ光学系では、２次元スキャナ１０８が対物レンズ１１４の後側焦点に配置される。このため、２次元スキャナ１０８によって走査された光は、被検眼Ｅに対して光軸（光路Ｌ１２）に対して平行に照射される。すなわち、前眼部ＯＣＴ光学系では、テレセントリックスキャンとなり、被検眼Ｅを断層撮影した際に、歪みの少ない画像を取得できる。また、ファイバコリメータ１０２内部のファイバ端面が、被検眼Ｅの前眼部と共役な位置に配置される。これによって、ファイバコリメータ１０２から出射される光を被検眼Ｅの前眼部に集光させることができる。したがって、前眼部ＯＣＴ光学系によって、被検眼Ｅの前眼部を好適に断層撮影することができる。

次に、眼底ＯＣＴ干渉計１１について説明する。眼底ＯＣＴ干渉計１１は、光干渉断層法により被検眼Ｅの眼底を撮影するために用いられる。眼底ＯＣＴ干渉計１１では、光波の干渉をフーリエ空間で行うフーリエドメイン方式を採用しており、特に、広帯域波長の光を出力する波長固定光源と分光器を用いてスペクトル情報を検出し、被検眼Ｅの眼底を断層撮影するスペクトルドメインＯＣＴ（ＳＤ－ＯＣＴ）が用いられる。眼底ＯＣＴ干渉計１１により撮影される断層画像から、被検眼Ｅの眼底の各部（例えば、網膜、脈絡膜等）の形状を計測することができる。なお、眼底ＯＣＴ干渉計１１は、ＳＤ－ＯＣＴに限られず、例えば、フーリエドメイン方式を利用した他のＯＣＴ（例えば、ＳＳ－ＯＣＴ）や、フーリエドメイン方式以外の方式（例えば、タイムドメイン方式）であってもよい。

図１に示すように、眼底ＯＣＴ干渉計１１は、眼底用光源６２と、測定光学系６６と、較正光学系３０と、参照光学系７０と、干渉光学系８０を備える。

眼底用光源６２は、波長固定型の光源である。眼底用光源６２は、前眼部用光源１２から出力される光とは異なる中心波長を有する光を出力し、例えば、中心波長が０．４０μｍ以上１．１５μｍ以下の光を出力することができる。また例えば、眼底用光源６２は、前眼部用光源１２が出力する光の半値幅の波長範囲とは異なる波長範囲に半値幅を有する光を出力してもよい。本実施例では、眼底用光源６２は、中心波長が０．８３μｍの光を出力する。中心波長が０．４０μｍ以上１．１５μｍ以下の光は、眼球内での透過率が高い。このため、中心波長が０．４０μｍ以上１．１５μｍ以下の光を光源から出力することによって、当該光を被検眼Ｅの眼底まで十分に照射することができる。また、中心波長が０．４０μｍ以上０．９５μｍ以下の光は、シリコン系の受光素子の感度が高い。また、中心波長が０．９５μｍ以上１．１５μｍ以下の光は、水による分散が少ないため、この範囲の光を被検眼Ｅに照射すると、画質の良い眼底ＯＣＴ画像を取得することができる。したがって、中心波長が０．４０μｍ以上１．１５μｍ以下の光を光源から出力することによって、被検眼Ｅの眼底の断層画像を好適に撮影することができる。

眼底用光源６２には、光カプラ６４が接続されている。したがって、眼底用光源６２から出力される光は、光カプラ６４に入力され、光カプラ６４において、例えば９：１の比率で測定光と参照光とに分波されて、測定光学系６６及び参照光学系７０のそれぞれに入力される。

測定光学系６６は、光カプラ６８と、プローブ光学系２６を備える。眼底用光源６２から測定光学系６６に入力された測定光は光カプラ６８に入力され、光カプラ６８において、例えば９９：１の比率で分波されて、プローブ光学系２６及び較正光学系３０のそれぞれに入力される。

図４に示すように、眼底ＯＣＴ光学系は、ファイバコリメータ１２０と、レンズ１２１と、レンズ１２２と、偏光ビームスプリッタ１２４と、ダイクロイックミラー１０６と、２次元スキャナ１０８と、ダイクロイックミラー１１０と、ダイクロイックミラー１２６と、対物レンズ１２８と、ダイクロイックミラー１１６によって構成されている。ダイクロイックミラー１２６は、０．９０μｍよりも長波長の光を透過し、０．９０μｍよりも短波長の光を反射するように構成されている。

光カプラ６８からプローブ光学系２６（すなわち、眼底ＯＣＴ光学系）に入力された光は、ファイバコリメータ１２０から出射され、レンズ１２１、レンズ１２２、偏光ビームスプリッタ１２４、ダイクロイックミラー１０６を透過し、２次元スキャナ１０８に入射される。２次元スキャナ１０８は、入射する光を被検眼Ｅの眼底に対してｘ方向及びｙ方向の２方向に走査する。２次元スキャナ１０８から出射された光は、ダイクロイックミラー１１０を透過し、ダイクロイックミラー１２６で反射され、対物レンズ１２８に入射する。対物レンズ１２８に入射した光は、対物レンズ１２８を透過し、ダイクロイックミラー１１６を透過して、被検眼Ｅの眼底（例えば、網膜、脈絡膜等）に照射される。

被検眼Ｅの眼底で反射された測定光は、上述した経路とは逆の経路を進み、ファイバコリメータ１２０に入射される。そして、図１に示すように、再び光カプラ６８を介して光カプラ６４に入力される。光カプラ６４に入力された測定光は、干渉光学系８０に入力される。

上記の説明から明らかなように、眼底ＯＣＴ光学系では、光路Ｌ４と、光路Ｌ５と、光路Ｌ９と、光路Ｌ１０と、光路Ｌ１２とが、光が通過する経路となる。したがって、前眼部ＯＣＴ光学系と眼底ＯＣＴ光学系とでは、光路Ｌ４の一部（詳細には、ダイクロイックミラー１０６と２次元スキャナ１０８の間の範囲）と、光路Ｌ５と、光路Ｌ１２の部分が重複する経路となっており、光路Ｌ８と光路Ｌ６と光路Ｌ３が前眼部ＯＣＴ光学系の光のみの経路となっており、光路Ｌ４の他の部分と、光路Ｌ９と、光路Ｌ１０が眼底ＯＣＴ光学系の光のみの経路となっている。

測定光学系６６の光カプラ６８において分波された光は、上述したように、較正光学系３０に入力される。図１に示すように、較正光学系３０に入力された光は、不図示のファイバコリメータから出射され、レンズ３８、ミラー３９を介してダイクロイックミラー３４で反射され、レンズ３５を介して較正用ミラー３６に入射される。較正用ミラー３６によって反射された較正光は、再び、レンズ３５、ダイクロイックミラー３４、ミラー３９及びレンズ３８を介してファイバコリメータに入射され、光カプラ６８、６４を介して干渉光学系８０に入力される。

一方、光カプラ６４において分波された参照光は、上述したように、参照光学系７０に入力される。参照光学系７０は、レンズ７２、７４と、参照ミラー７６を備える。眼底用光源６２から参照光学系７０に入力された参照光は、不図示のファイバコリメータから出射され、レンズ７２、７４を介して参照ミラー７６に入射される。眼底用光源６２から出力される参照光の光路長は、０点調整機構（図示省略）によって調整される。参照ミラー７６によって反射された参照光は、再び、ファイバコリメータに入射され、光カプラ６４を介して干渉光学系８０に入力される。

干渉光学系８０は、レンズ８２、８８と、回折格子８４と、プリズム８６と、受光素子８９を備える。干渉光学系８０において、被検眼Ｅから反射された測定光と、参照光学系７０により生成された参照光とが合波され、合波された測定用干渉光が受光素子８９に入力される。また、較正光学系３０により生成された較正光と、参照光学系７０により生成された参照光とが合波され、合波された較正用干渉光が受光素子８９に入力される。具体的には、測定用干渉光と較正用干渉光が、不図示のファイバコリメータから出射され、レンズ８２を介して回折格子８４を通過する。これにより、各干渉光が波長スペクトルに分離される。そして、分離された各光は、プリズム８６に入射することによって、波長に対してリニアなスペクトルデータから波数に対してリニアなスペクトルデータ（波数スペクトル）へ変換される。そして、プリズム８６において波数スペクトルに変換された各光は、レンズ８８を介して受光素子８９に入力される。受光素子としては、例えば、ラインセンサ（ＣＣＤカメラ等）を用いることができる。受光素子８９において、測定用干渉光及び較正用干渉光の波数毎の干渉が計測される。そして、計測された干渉光の強度に応じた干渉信号は、後述する演算装置２００に入力される。演算装置２００は、干渉信号に対するフーリエ変換等の処理を行い、走査線に沿う眼底の断層画像が取得される。

図５を参照して、眼底ＯＣＴ光学系におけるスキャンについて説明する。図５は、ファイバコリメータ１２０から出射される光が被検眼Ｅまで照射される光路を示しており、光路上に配置された一部の光学部材（すなわち、レンズ１２１、レンズ１２２、ダイクロイックミラー１０６、２次元スキャナ１０８、対物レンズ１２８）のみを図示し、その他の光学部材は図示を省略している。また、２次元スキャナ１０８は、被検眼Ｅと対物レンズ１２８の間の位置Ｐと共役な位置に配置される。このため、眼底ＯＣＴ光学系では、２次元スキャナ１０８によって走査された光が、対物レンズ１２８と被検眼Ｅの間の範囲で眼科装置１の光軸（光路Ｌ１２）と交差する。すなわち、眼底ＯＣＴ光学系では、被検眼Ｅの手前でピボットを結ぶスキャンとなる。また、眼底ＯＣＴ光学系では、対物レンズ１２８と被検眼Ｅの間で交差した光が、被検眼Ｅの内部に入射したときに眼科装置１の光軸に対して平行になるように、ピボットの位置Ｐが設定されている。すなわち、眼底ＯＣＴ光学系では、当該ピボットの位置Ｐが、被検眼Ｅを１つのレンズと見做したときの当該レンズの後側焦点と一致するように設定されている。このため、眼底ＯＣＴ光学系では、２次元スキャナ１０８によって走査された光が、眼科装置１の光軸に対して平行に眼底に到達する。すなわち、眼底ＯＣＴ光学系では、テレセントリックスキャンとなり、被検眼Ｅを断層撮影した際に、歪みの少ない画像を取得できる。ピボットを結ぶ位置は特に限定されないが、例えば、被検眼Ｅの角膜前方５～２５ｍｍとすることができる。また例えば、被検眼Ｅの一般的な屈折力（約６０Ｄ）及び焦点距離（約１７ｍｍ）に対してピボットを結ぶ位置を設定する場合、角膜側の主点位置が角膜頂点から前方約２ｍｍであることに基づいて、当該ピボットを結ぶ位置を被検眼Ｅの角膜前方約１５ｍｍとすることができる。

また、ファイバコリメータ１２０内部のファイバの端面が、被検眼Ｅの眼底と共役な位置に配置される。これによって、ファイバコリメータ１２０から出射される光を被検眼Ｅの眼底に集光させることができる。なお、後述の焦点調整機構１４２を駆動することによって、レンズ１２１の位置を変更することができる。これによって、被検眼Ｅの屈折力に応じて、ファイバコリメータ１２０から出射される光を被検眼Ｅの眼底に集光させることができる。したがって、眼底ＯＣＴ光学系によって、被検眼Ｅの眼底を好適に断層撮影することができる。

次に、レフ測定光学系について説明する。レフ測定光学系は、被検眼Ｅの屈折力を計測するために用いられる光学系である。レフ測定光学系の被検眼Ｅに光を投光する投光系は、眼底ＯＣＴ光学系の投光系と同一構成を有している。このため、レフ測定光学系の受光系について説明する。図６に示すように、レフ測定光学系の受光系は、ダイクロイックミラー１１６と、対物レンズ１２８と、ダイクロイックミラー１２６と、ダイクロイックミラー１１０と、２次元スキャナ１０８と、ダイクロイックミラー１０６と、偏光ビームスプリッタ１２４と、レンズ１３０と、ミラー１３２と、アパーチャ１３４と、レンズ１３６と、ドーナツレンズ１３８と、２次元センサ１４０と、焦点調整機構１４２と、雲霧機構（図示省略）によって構成されている。

レフ測定光学系の受光系では、被検眼Ｅからの反射光が、ダイクロイックミラー１１６、対物レンズ１２８、ダイクロイックミラー１２６、ダイクロイックミラー１１０、２次元スキャナ１０８、ダイクロイックミラー１０６を介して偏光ビームスプリッタ１２４に照射される。偏光ビームスプリッタ１２４では、被検眼Ｅの眼底で散乱した光のうちＳ偏光成分のみが反射され、レンズ１３０を介してミラー１３２に照射される。ミラー１３２に照射された光は、アパーチャ１３４、レンズ１３６、ドーナツレンズ１３８を透過し、２次元センサ１４０の検出面でリング状に結像する。２次元センサ１４０で結像されたリング像に基づいて、被検眼Ｅの屈折力が算出される。なお、本実施例では、ドーナツレンズ１３８を用いることで、被検眼Ｅの眼底で散乱した光を２次元センサ１４０の受光面にリング状に結像させたが、このような例に限られず、例えば、ドーナツレンズ１３８の代わりにレンズアレイを用い、２次元センサ１４０の受光面にドットパターンを結像させてもよい。２次元センサ１４０で検出（撮影）された画像は演算装置に入力される。

また、レフ測定光学系は、焦点調整機構１４２を備えている。焦点調整機構１４２は、レンズ１２１と、アパーチャ１３４と、レンズ１３６と、ドーナツレンズ１３８と、２次元センサ１４０を光軸（光路Ｌ１、Ｌ４）の方向に一体的に移動させる駆動装置（図示省略）を備えている。焦点調整機構１４２は、駆動装置を駆動することによって、被検眼Ｅの屈折力に応じて、ファイバコリメータ１２０内部のファイバ端面の位置と２次元センサ１４０の位置を被検眼Ｅの眼底と共役な位置に移動することができ、精度よくレフ測定を行うことができる。

また、レフ測定光学系は、２次元スキャナ１０８を備えている。２次元スキャナ１０８は、測定光束を被検眼Ｅの瞳孔上で光軸を中心として円状に走査させる。これにより、白内障等による混濁部位を避けて測定することが可能となると共に、可干渉性の高い光源を使用することにより発生するスペックルノイズを抑制することが可能になる。さらに、レフ測定光学系の一部は、眼底ＯＣＴ光学系と同一構成を有しているため、測定光束は、被検眼Ｅの内部で、測定光軸から所定距離離れた位置を保ったまま円状に走査され、眼底に到達する。これにより、被検眼Ｅの眼軸長によらず、略一定の位置における眼底からの反射光に基づいて被検眼Ｅの屈折力を計測することができるため、精度良くレフ測定を行うことができる。

次に、フロントモニター光学系について説明する。図７に示すように、フロントモニター光学系は、ＬＥＤ１４４、１４６と、ダイクロイックミラー１１６と、対物レンズ１１４と、全反射ミラー１１２と、ダイクロイックミラー１１０と、アパーチャ１４８と、レンズ１５０と２次元センサ１５２によって構成されている。

ＬＥＤ１４４、１４６は、被検眼Ｅの斜め前方に配置されており、被検眼Ｅの前眼部を照明する。ＬＥＤ１４４、１４６は、中心波長が０．７６μｍの光を被検眼Ｅに照射する。被検眼Ｅで反射された光は、ダイクロイックミラー１１６で反射し、対物レンズ１１４を透過し、全反射ミラー１１２で反射し、ダイクロイックミラー１１０、アパーチャ１４８、レンズ１５０を透過し、２次元センサ１５２上で前眼部の正面画像が結像する。２次元センサ１５２で撮像された被検眼Ｅの前眼部像は、図示しない表示装置に表示される。なお、アパーチャ１４８は、対物レンズ１１４の後側焦点に配置され、前眼部画像がデフォーカスしていても画像倍率が変わらないようになっている。

次に、位置検出光投光光学系について説明する。図８に示すように、位置検出光投光光学系は、ＬＥＤ１５４と、レンズ１５６と、ダイクロイックミラー１５８と、ダイクロイックミラー１２６と、対物レンズ１２８と、ダイクロイックミラー１１６によって構成されている。ＬＥＤ１５４は、中心波長が０．９４μｍの光を出射する。ＬＥＤ１５４から出射された光は、レンズ１５６、ダイクロイックミラー１５８、１２６、対物レンズ１２８、ダイクロイックミラー１１６を透過し、被検眼Ｅの角膜を照射する。被検眼Ｅに照射された光は、被検眼Ｅの角膜表面で鏡面反射し、角膜頂点の延長線上にＬＥＤ１５４の発光面の虚像が形成される。

次に、位置検出光受光光学系について説明する。位置検出光受光光学系は、光軸（光路Ｌ１２）に直交する方向（横方向）の角膜頂点位置を検出すると共に、光軸方向（奥行き方向）の角膜頂点位置を検出する。図９に示すように、位置検出光受光光学系は、レンズ１６０及び２次元センサ１６２と、レンズ１６４及び２次元センサ１６６によって構成されている。レンズ１６０と２次元センサ１６２は、被検眼Ｅの斜め前方に配置されている。レンズ１６４と２次元センサ１６６も、被検眼Ｅの斜め前方に配置されている。レンズ１６４及び２次元センサ１６６と、レンズ１６０及び２次元センサ１６２とは、光軸（光路Ｌ１２）に対して対称な位置に配置されている。被検眼Ｅの角膜頂点からわずかにずれた位置で反射した光は、斜め方向に反射し、レンズ１６０を透過し、２次元センサ１６２にＬＥＤ１５４の発光面の虚像が投影される。同様に、被検眼Ｅの角膜頂点からわずかにずれた位置で反射した光は、レンズ１６４を透過し、２次元センサ１６６にＬＥＤ１５４の発光面の虚像が投影される。本実施例の眼科装置では、２次元センサ１６２、１６６で検出されるＬＥＤ１５４の発光面の虚像に基づいて、光軸（光路Ｌ１２）に直交する方向（横方向）の角膜頂点位置が検出されると共に、光軸方向（奥行き方向）の角膜頂点位置が検出される。

２次元センサ１６２及び２次元センサ１６６の検出結果に基づいて、被検眼Ｅの角膜頂点の位置が検出されると、プローブ光学系２６を収容するハウジングが図示しない駆動装置によって駆動され、被検眼Ｅの角膜頂点に対してハウジングを測定位置に位置決めする。これによって、被検眼Ｅに対して見口部１１８が位置決めされ、プローブ光学系２６の対物レンズ１１４、１２８が位置決めされる。被検眼Ｅに対して見口部１１８（プローブ光学系２６の対物レンズ１１４、１２８等）が位置決めされると、被検眼Ｅの前眼部の断層画像と眼底の断層画像と屈折力を取得する間、被検眼Ｅに対して見口部１１８や対物レンズ１１４、１２８等の位置が変わることはない。

次に、固視標光学系について説明する。図１０に示すように、固視標光学系は、ＬＥＤ１６８と、レンズ１７０と、ミラー１７２と、ダイクロイックミラー１５８、１２６と、対物レンズ１２８と、ダイクロイックミラー１１６とによって構成されている。ＬＥＤ１６８は、白色光を出射する。ＬＥＤ１６８からの光は、被検者が固視するためのシンボルが印刷された画像フィルムを透過し、ミラー１７２で反射される。ミラー１７２で反射された光は、ダイクロイックミラー１５８で反射し、ダイクロイックミラー１２６、対物レンズ１２８、ダイクロイックミラー１１６を透過して被検眼Ｅに向かって照射される。なお、ＬＥＤ１６８及び画像フィルムは、光軸方向（光路Ｌ２０に沿った方向）に移動可能となっており、被検眼Ｅの屈折力に応じて位置が調整される。

上述したように、本実施例の眼科装置１は、前眼部ＯＣＴ光学系の光路と、眼底ＯＣＴ光学系の光路が重複する重複光路上に、２次元スキャナ１０８が配置されている。すなわち、２次元スキャナ１０８によって、前眼部ＯＣＴ光学系におけるスキャンと、眼底ＯＣＴ光学系におけるスキャンの両方を行っている。このため、眼科装置１内の構成が複雑化することを回避できると共に、部品点数を減らすことができる。さらに、前眼部用光源１２から出力される光と、眼底用光源６２から出力される光とを走査するために別個のスキャナを設ける場合と比較して、被検眼Ｅの測定時にスキャナを同期する必要がなく、スキャナの制御が容易になる。

次に、図１１を参照して、本実施例の眼科装置１の制御系の構成について説明する。図７に示すように、眼科装置１は演算装置２００によって制御される。演算装置２００は、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等からなるコンピュータによって構成されている。演算装置２００には、前眼部ＯＣＴ干渉計１０内の前眼部用光源１２、受光素子５４及び信号処理器５６と、眼底ＯＣＴ干渉計１１内の眼底用光源６２及び受光素子８９と、２次元スキャナ１０８と、２次元センサ１４０と、焦点調整機構１４２と、タッチパネルモニタ１７４が接続されている。

演算装置２００は、前眼部用光源１２のオン／オフを制御するとともに、２次元スキャナ１０８を駆動することで、被検眼Ｅの前眼部に照射される光を走査する。また、演算装置２００には、信号処理器５６でサンプリングされた干渉信号が入力される。演算装置２００は、当該干渉信号をフーリエ変換することによって断層画像を生成し、被検眼Ｅの前眼部の各部位（例えば、角膜、前房、水晶体等）の位置を特定し、前眼部の各組織の形状を算出する。

同様に、演算装置２００は、眼底用光源６２のオン／オフを制御するとともに、２次元スキャナ１０８を駆動することで、被検眼Ｅの眼底に照射される光を走査する。また、演算装置２００には、受光素子８９で検出される干渉光の強度に応じた干渉信号が入力される。演算装置２００は、受光素子８９からの干渉信号をフーリエ変換することによって断層画像を生成し、被検眼Ｅの眼底の各部位（例えば、網膜、脈絡膜等）の位置を特定し、眼底の各組織の形状を算出する。

また、演算装置２００には、２次元センサ１４０で検出された電気信号（撮影された画像）が入力され、演算装置２００は、入力された画像に基づいて被検眼Ｅの屈折力を算出する。演算装置２００に入力されたデータや算出結果は、メモリ（図示省略）に記憶される。なお、演算装置２００は、生成した前眼部及び眼底の断層画像を補正することにより、前眼部及び眼底の形状を算出する。そして、演算装置２００は、算出した各形状に基づいて、被検眼Ｅの眼軸長を算出する。断層画像の補正、及び、眼軸長の算出については、後述する。

さらに、演算装置２００は、タッチパネルモニタ１７４を制御する。タッチパネルモニタ１７４は、被検眼Ｅの計測結果に関する各種の情報を検査者に提供する表示部として機能するとともに、検査者からの指示を受け付ける入力部としても機能する。例えば、タッチパネルモニタ１７４は、演算装置２００によって生成された被検眼Ｅの前眼部及び眼底の断層画像、補正後の前眼部及び眼底の断層画像、算出された屈折力、その他スキャンによって取得したデータ等を表示することができる。また、例えば、タッチパネルモニタ１７４は、眼科装置１の各種設定を入力することができる。なお、本実施例の眼科装置１は、タッチパネルモニタ１７４を備えるが、上記の情報の表示及び入力が可能な構成であればよく、モニタと入力装置（例えば、マウス、キーボード等）を備える構成であってもよい。

なお、本実施例では、演算装置２００は、上述した前眼部用光源１２による被検眼Ｅの前眼部への光の照射と、眼底用光源６２による被検眼Ｅの眼底への光の照射を同時に実行する。すなわち、演算装置２００は、前眼部用光源１２からの光と眼底用光源６２からの光の双方が２次元スキャナ１０８に入射している状態で２次元スキャナ１０８を駆動することによって、前眼部から得られる干渉信号と眼底から得られる干渉信号を取得する。このため、本実施例では、略等しい状態の被検眼Ｅにおける被検眼Ｅの前眼部及び眼底を測定することができる。以下、図１２～２３を参照して、被検眼Ｅの前眼部、眼底、屈折力を測定する処理、前眼部及び眼底の断層画像を補正する処理、及び、眼軸長を測定する処理について説明する。

図１２は、眼科装置１を用いて、被検眼Ｅに対する各種測定を実行する処理の一例を示すフローチャートである。図１２に示すように、まず、検査者がタッチパネルモニタ１７４に検査開始の指示を入力すると、演算装置２００は、被検眼Ｅと眼科装置１のアライメントを実行する（Ｓ１２）。アライメントは、眼科装置１が備えるアライメント光学系（図示省略）を用いて実行される。なお、アライメント光学系を用いたアライメントは、公知の眼科装置に用いられている方法を採用することができるため、その詳細な説明は省略する。

被検眼Ｅと眼科装置１のアライメントが完了すると、演算装置２００は、レフ測定を実行する（Ｓ１４）。レフ測定は、以下の手順で実行される。まず、演算装置２００は、２次元スキャナ１０８を調整する。このとき、演算装置２００は、予め設定された値（初期設定値）に基づいて、スキャンするサークル径と被検眼Ｅへの照射位置を調整する。初期設定値は、例えば、被検眼Ｅの瞳孔径に基づいて、当該瞳孔径より小さい値に設定することができる。また、検査対象者が以前に検査を受けている場合には、当該検査時の測定結果に基づいて、２次元スキャナ１０８を調整してもよい。

２次元スキャナ１０８の調整が終わると、演算装置２００は、眼底用光源６２をオンにして、２次元センサ１４０で検出される画像を取り込み、当該画像を解析することによって屈折力を測定する。このとき、不図示の雲霧機構を用いて、被検眼Ｅの水晶体による屈折調節力を排除した状態で、屈折力を測定してもよい。なお、雲霧機構は、公知の眼科装置に用いられているものを採用することができるため、その詳細な説明は省略する。

レフ測定が終了すると、演算装置２００は、Ｓ１４のレフ測定の結果に基づいて、焦点調整機構１４２を調整する（Ｓ１６）。例えば、被検眼Ｅが遠視眼や近視眼である場合には、演算装置２００は、焦点調整機構１４２を駆動して、眼底用光源６２の集光点（ビームウェスト）及び２次元センサ１４０の位置を被検眼Ｅに対して移動させ、２次元センサ１４０を被検眼Ｅの眼底と共役な位置まで移動させる。

次に、演算装置２００は、前眼部ＯＣＴ測定と眼底ＯＣＴ測定を同時に実行する（Ｓ１８）。まず、前眼部ＯＣＴ測定について、図１３を参照して説明する。図１３に示すように、演算装置２００は、２次元スキャナ１０８を、被検眼Ｅの角膜頂点を中心として放射状に予め設定された走査角の１つに設定する（Ｓ３２）。すなわち、演算装置２００は、被検眼Ｅの角膜頂点を中心とする周方向において予め設定された複数の角度位置の１つに沿って前眼部用光源１２から出力された光が放射状に走査されるように２次元スキャナ１０８を設定する。これにより、前眼部用光源１２からの光は、設定された走査角に対応した入射位置で被検眼Ｅに入射することになる。ここでは、放射状に走査されたすべてのＢスキャンにおいて、前眼部用光源１２から出力される光が、角膜頂点を通るように、２次元スキャナ１０８が設定される。なお、本明細書では、２次元スキャナ１０８の走査角を変化させることで、光源からの光の入射位置を変化させることを、「Ｂスキャン」という。

２次元スキャナ１０８の設定が終わると、演算装置２００は、前眼部用光源１２をオンにして、前眼部用光源１２から照射される光の周波数を変化させながら、信号処理器５６でサンプリングされた干渉信号を取り込む（Ｓ３４）。信号処理器５６でサンプリングされた干渉信号は、図１４に示すように、信号強度が時間によって変化する信号となり、この信号は被検眼Ｅの各部（例えば、角膜の前面及び後面、水晶体の前面及び後面等）から反射された各反射光と参照光とを合成した干渉波による信号となる。そこで、演算装置２００は、信号処理器５６から入力される信号をフーリエ変換することで、その信号から被検眼Ｅの各部の深さ方向の位置を特定することができる。上記の前眼部ＯＣＴ測定では、Ａスキャン速度は、例えば、約１００ｋＨｚに設定される。

なお、本明細書では、深さ方向の位置情報を含む干渉信号を取得することを、「Ａスキャン」という。本明細書における「Ａスキャン」は、本明細書に開示の眼科装置において特定の構成を動的に変化させることを必ずしも要さない。具体的には、本明細書における「Ａスキャン」は、以下の態様を含む。例えば、「Ａスキャン」は、ＳＳ－ＯＣＴ（swept-source OCT）において、光源から出力される光の波長又は波数を掃引することにより、深さ方向における各深さの位置情報を含む干渉信号を取得する態様や、ＳＤ－ＯＣＴ（Spectral-domain OCT）において、スペクトルを分光して波長毎又は波数毎に分解することにより、深さ方向における各深さの位置情報を含む干渉信号を取得する態様、ＴＤ－ＯＣＴ（time-domain OCT）において、参照光の光路長を変化させることにより、被検眼の深さ方向における各深さの位置情報を含む干渉信号を取得する態様を含む。また、本明細書では、単位時間あたりに行われるＡスキャンの繰り返し回数を「Ａスキャン速度」という。例えば、１秒あたり１０万回のＡスキャンが行われる場合、Ａスキャン速度は１００ｋＨｚとなる。

次に、演算装置２００は、Ｓ３４の測定を、測定前に予め設定された全ての走査角（すなわち、全ての入射位置）に対して実施したか否かを判断する（Ｓ３６）。全ての走査角についてＳ３４の測定を実施していない場合（Ｓ３６でＮＯ）、演算装置２００は、Ｓ３２に戻って、Ｓ３２～Ｓ３６の処理を繰り返す。これにより、２次元スキャナ１０８を走査する各走査角について、Ａスキャンにより得られる干渉信号が取得される。本実施例では、前眼部ＯＣＴ測定のＡスキャン速度（約１００ｋＨｚ）に合わせて２次元スキャナ１０８が走査される。前眼部ＯＣＴ測定では、Ｂスキャン範囲（Ｂスキャンの幅）が、例えば、約１６ｍｍとなるように２次元スキャナ１０８が走査される。

全ての走査角についてＳ３４の測定を実施した場合（Ｓ３６でＹＥＳ）、演算装置２００は、各走査角について得られた干渉信号から、被検眼Ｅの各部位（例えば、角膜の前面及び後面、水晶体の前面及び後面等）の位置を特定する（Ｓ３８）。具体的には、各走査角についてＳ３４の処理を実行すると、各走査角について干渉信号の情報（Ａスキャン情報）が取得される。したがって、図１５に示すように、干渉信号情報（Ａスキャン情報）が並んだ二次元情報が走査角の数（ｎ個）だけ得られる。このため、演算装置２００は、各干渉信号情報に含まれる被検眼Ｅの各部位（例えば、角膜、前房、虹彩、水晶体等）の境界線を算出することで、被検眼Ｅの各部位の位置を特定する。なお、前眼部ＯＣＴ測定では、例えば、各Ｂスキャンにおいて、約８００個のＡスキャン情報を取得する。したがって、各Ｂスキャンにおいて、約８００個の干渉信号情報（Ａスキャン情報）が並んだ二次元情報が得られる。

本実施例において、Ｓ１４における前眼部ＯＣＴ測定は、図１６に示すラジアルスキャンの方式により実行される。これにより、前眼部の断層画像が全領域に亘って取得される。つまり、Ｂスキャン方向が被検眼Ｅの角膜頂点から放射方向に設定され、Ｃスキャン方向を角膜頂点を中心とする周方向として断層画像の取り込みが行われる。演算装置２００は、取得（撮影）された断層画像のデータを、メモリに取り込む。

上述したように、前眼部ＯＣＴ光学系では、テレセントリックスキャンとなっている。このため、前眼部ＯＣＴ測定において、歪みの少ない断層画像を取得することができる。また、前眼部ＯＣＴ光学系では、ファイバコリメータ１０２内部のファイバ端面が被検眼Ｅの前眼部と共役な位置に配置されると共に、前眼部用光源１２は、被検眼Ｅの前眼部の断層画像を撮影するために好適な波長の光を出力する。このため、前眼部ＯＣＴ測定において、被検眼Ｅの前眼部の形状を好適に算出することができる。

次に、眼底ＯＣＴ測定について説明する。上述したように、眼底ＯＣＴ測定は、前眼部ＯＣＴ測定と同時に実行される（Ｓ１８）。したがって、眼底ＯＣＴ測定も前眼部ＯＣＴ測定と同様に、図１３に示すフローチャートに従って実行される。具体的には、演算装置２００が眼底用光源６２を前眼部用光源１２とともにオンすることにより、眼底用光源６２からの光を、上述したＳ３２において設定された走査角に対応した入射位置及び入射角度で被検眼Ｅに入射させ、波数スペクトルに分離された光の干渉信号を取り込む（Ｓ３４）。眼底ＯＣＴ測定では、Ａスキャン速度は、例えば、約１０ｋＨｚに設定される。また、眼底ＯＣＴ測定では、Ｂスキャン範囲が、例えば、３．８ｍｍとなるように２次元スキャナ１０８が走査される。なお、後述するように、本実施例では、被検眼Ｅの眼軸長を算出する処理や、被検者の視線方向を特定する処理において、被検眼Ｅの眼底の断層画像から中心窩の位置を特定する。このため、被検眼Ｅの眼底の黄斑部の一般的な径が約２ｍｍであることを考慮すると、Ｂスキャン範囲は、２ｍｍ以上に設定してもよい。

そして、全ての走査角について測定が終了すると（Ｓ３６でＹＥＳ）、上述のＳ３８と同様に、演算装置２００は、各走査角について得られた干渉信号から、被検眼Ｅの各部位（例えば、網膜、脈絡膜等）の位置を特定する。具体的には、前眼部ＯＣＴ測定と同様に、干渉信号情報（Ａスキャン情報）が並んだ二次元情報が走査角の数（ｎ個）だけ得られる。このため、図１７に示すように、演算装置２００は、各干渉信号情報に含まれる被検眼Ｅの各部位（例えば、網膜、脈絡膜等）の境界線を算出することで、被検眼Ｅの各部位の位置を特定する。

また、本実施例において、Ｓ１４における眼底ＯＣＴ測定は、前眼部ＯＣＴ測定と同様、ラジアルスキャンの方式により実行される（図１６参照）。これにより、眼底の断層画像が全領域に亘って取得される。本実施例では、Ｂスキャン方向が被検眼Ｅの角膜頂点を通る放射方向に設定され、Ｃスキャン方向を角膜頂点を中心とする周方向として断層画像の取り込みが行われる。演算装置２００は、取得（撮影）された断層画像のデータを、メモリに取り込む。上述したように、眼底ＯＣＴ光学系では、眼底用光源６２が、被検眼Ｅの眼底まで照射される波長の光を照射し、眼底用光源６２から照射される光が、被検眼Ｅの内部で眼科装置１の光軸（光路Ｌ１２）に対して平行になるように各光学部材が配置されている。すなわち、眼底ＯＣＴ光学系においても、テレセントリックスキャンとなり、被検眼Ｅを断層撮影した際に、歪みの少ない画像を取得できる。

なお、本実施例では、前眼部ＯＣＴ測定と眼底ＯＣＴ測定とにおけるＡスキャンが同一平面内で同時に実行される。すなわち、眼底用光源６２から出力される光と、前眼部用光源１２から出力される光は、２次元スキャナ１０８により同一平面内で同時に走査される。このため、眼底ＯＣＴ測定においては、各Ｂスキャンにおいて、約８０個のＡスキャン情報を取得する。また、上述したＳ１２のアライメントでは、前眼部ＯＣＴ測定におけるＢスキャン範囲と、眼底ＯＣＴ測定におけるＢスキャン範囲のそれぞれが、上述した範囲（すなわち、それぞれ約１６ｍｍ、約３．８ｍｍ）となるように、対物レンズ１１４及び対物レンズ１２８の焦点距離等に基づいて、２次元スキャナ１０８、対物レンズ１１４、１２８等の位置が調整される。

本実施例では、上述したように、前眼部ＯＣＴ測定及び眼底ＯＣＴ測定が共にテレセントリックスキャンとなっている。このため、比較的歪みの少ない断層画像を取得することができる。しかしながら、被検眼Ｅ内の各部位は、それぞれ固有の曲率、厚み及び屈折率を有している。このため、取得した断層画像は、被検眼Ｅの各部位の実際の形状と異なる場合がある。本実施例では、上記の事情を鑑みて、演算装置２００は、前眼部及び眼底の断層画像を取得すると、前眼部の断層画像の歪み量を算出して、前眼部及び眼底の断層画像の補正を実行する（Ｓ２０）。各断層画像の補正について、図１８を参照して説明する。

演算装置２００は、まず、各走査角において取得した前眼部及び眼底の断層画像のそれぞれに対して、それらの輝度分布に基づいてセグメンテーションを実行する（Ｓ４０）。具体的には、前眼部の断層画像に対しては、角膜及び水晶体の境界面のセグメンテーションを実行し、眼底の断層画像に対しては、内境界膜及び網膜色素上皮層のセグメンテーションを実行する。これにより、図１９に示すように、各部位の境界面が画定された断層画像を取得することができる。セグメンテーションの具体的な手法については、公知の手法を採用することができるため、その詳細な説明は省略する。なお、水晶体の混濁等により、前眼部の断層画像内に影が生じている場合には、混濁部位の周辺に位置する各部位の形状のセグメンテーションを実行した後、混濁部位の形状を適宜補間してもよい。

次に、演算装置２００は、セグメンテーションを実行した前眼部の断層画像の歪み量を算出する（Ｓ４２）。具体的には、演算装置２００は、まず、図２０（ａ）に示すように、前眼部の各部位（角膜の前面及び後面、水晶体の前面及び後面）を、幅方向（ｘ軸）及び深さ方向（ｚ軸）にマッピングする。前眼部ＯＣＴ測定は、テレセントリックスキャンであるため、２次元スキャナ１０８による走査によって、ｍ個のＡスキャン光が前眼部に対して平行に入射している。また、補正前の断層画像では、各Ａスキャン光が、被検眼Ｅの内部を直進しているように描写される。そこで、演算装置２００は、補正前の前眼部の断層画像に基づいて、各Ａスキャン光の前眼部の各部位への入射位置（すなわち、各Ａスキャン光と前眼部の各部位の境界面との交点）の座標を算出する。そして、演算装置２００は、各部位の境界面のｍ個の座標に基づいて、各境界面（第ｉ面）の関数ｚ＝ｆ_ｉ（ｘ）を算出する。

次いで、演算装置２００は、図２１に示すように、角膜前面（光の屈折の影響を受けない面）を第０面（ｚ＝ｆ_０（ｘ））として、第１面である角膜後面（ｚ＝ｆ_１（ｘ））と、ｍ個のＡスキャン光のうちの第ｊ番目のＡスキャン光と、の実際の交点を、既知の角膜屈折率ｎ_１を用いて以下の式（１）、（２）により求める。

ここで、図２１に示すように、角膜前面（ｚ＝ｆ_０（ｘ））への第ｊ番目のＡスキャン光の入射位置において、当該Ａスキャン光と、関数ｚ＝ｆ_０（ｘ）の接線に対する垂線と、のなす角をα_０ ^ｊとすると、α_０ ^ｊは関数ｚ＝ｆ_０（ｘ）のｘ_０ ^ｊにおける傾きであることから、関数ｚ＝ｆ_０（ｘ）の微分関数ｆ’_０（ｘ）を用いて以下の式（３）が成立する。

また、スネルの法則より、ｚ軸（深さ方向）に対する屈折角θ_１ ^ｊは、以下の式（４）及び（５）によって求めることができる。式中、ｎ_０は、空気の屈折率を表す。

以上より、演算装置２００は、第１面である角膜後面と第ｊ番目のＡスキャン光との交点（ｘ_１ ^ｊ，ｚ_１ ^ｊ）を求めることができる。同様に、演算装置２００は、すべてのＡスキャン光（すなわち、第１番目～第ｍ番目）に対して、角膜後面との交点を求めることにより、歪み量を算出する。その後、演算装置２００は、多項式近似やスプライン曲線等の公知の近似を実行することにより、図２０（ｂ）に示すように、角膜後面（第１面）の補正後の形状を表す関数ｚ＝ｇ_１（ｘ）を求めることができる。

演算装置２００は、上述した処理を、第ｉ面と第ｉ＋１面との間で順に実行することにより、すべての面において補正後の形状を表す関数を求める。すなわち、第ｉ面における補正後の関数を利用して第ｉ＋１面の補正後の形状を表す関数を求める処理を繰り返し実行し、すべての面において、補正後の形状を表す関数ｚ＝ｇ_ｉ（ｘ）を求める。これにより、演算装置２００は、ＯＣＴ測定において取得された前眼部の断層画像を補正する（Ｓ４４）。その結果、実際の形状により近い前眼部の断層画像を取得することができる。

なお、本実施例では、深さ方向に対する屈折角をスネルの法則に関連する位相屈折率に基づいて算出したが、光の進行速度に関する群屈折率を用いてもよい。例えば、深さ方向に対する屈折角に対してはスネルの法則を適用し、Ａスキャン光と被検眼Ｅの各部位の境界面との交点の座標の算出に対しては群屈折率を適用してもよい。このような構成では、より精度を向上させることができる。

次に、演算装置２００は、補正後の前眼部の断層画像に基づいて、眼底の断層画像を補正する（Ｓ４６）。ここで、上述の通り、前眼部ＯＣＴ光学系及び眼底ＯＣＴ光学系には、０点調整機構が設けられている。また、前眼部ＯＣＴ光学系における０点の位置（測定光の光路長と参照光の光路長とが一致する位置）と、眼底ＯＣＴ光学系における０点の位置と、の間の距離は、図２２に示すように、固定値ΔＬとなっている。したがって、図２２（ａ）に示すように各０点が設定されている場合、眼底の断層画像における深さ方向の座標ｚ_Ｒは、前眼部の断層画像の０点を原点とすると、ｚ_Ｒ＋ΔＬで表すことができる。すなわち、眼底の断層画像の座標に対して、前眼部の断層画像の座標系を適用することができる。

また、上述したように、本実施例では、放射状に走査された全てのＢスキャンにおいて、前眼部用光源１２及び眼底用光源６２から出力される光が、角膜頂点を通過するように走査される。換言すると、前眼部ＯＣＴ測定と眼底ＯＣＴ測定において、Ｂスキャンの中心軸が一致している。すなわち、前眼部用光源１２から出力される光のうちの当該中心軸を通過する光と、眼底用光源６２から出力される光のうちの当該中心軸を通過する光は、同一の光路を通る。このため、Ｂスキャンの中心軸を通過する光の光路を追跡することにより、眼底の断層画像を補正することができる。なお、本実施例では、前眼部ＯＣＴ測定と眼底ＯＣＴ測定とでＡスキャン速度が異なるため、各ＢスキャンにおけるＡスキャン情報の数が異なるが、以下では便宜上、前眼部ＯＣＴ測定の場合と同様に、Ｂスキャンの中心軸を通過する光を、ｍ個のＡスキャン光の第ｃ番目の光として説明する。

具体的には、眼底の断層画像内の内境界膜と第ｃ番目のＡスキャン光との交点の座標は、前眼部の断層画像の歪み量を算出する処理と同様に、以下の式（６）～（１０）により求めることができる。式中、ｎ_３は、水晶体の屈折率を表し、ｎ_４は、硝子体の屈折率を表す。

本実施例では、眼底ＯＣＴ測定はテレセントリックスキャンとなっている。すなわち、第ｃ番目以外のＡスキャン光も、第ｃ番目のＡスキャン光に対して平行である。このため、前眼部ＯＣＴ測定と眼底ＯＣＴ測定眼底ＯＣＴ測定により取得されたそれぞれの断層画像を合成した眼球の断層画像のうち、水晶体後面よりも眼底側の寸法を１／ｎ_４倍にした後、ｃ番目のＡスキャンの光線と水晶体後面の交点を中心として、上記で算出した角度だけ回転させることにより、図２２（ｂ）に示すように、実際の形状により近い断層画像を取得することができる。

本実施例では、前眼部用光源１２と眼底用光源６２の波長が異なっている。このため、厳密には被検眼Ｅの各部位の屈折率が波長分散により異なる。したがって、前眼部の断層画像の補正を行った後、眼底用光源６２の波長に対応する屈折率に基づいて、再度第ｃ番目のＡスキャン光の光路を追跡してもよい。このような構成では、さらに精度の高い眼底の断層画像を取得することができる。

また、本実施例では、既知の値に基づいて水晶体の屈折率を設定したが、加齢や水晶体の混濁の程度により、被検眼の水晶体の屈折率は異なり得る。例えば、水晶体核は加齢により混濁が強くなり、屈折率が大きくなり得る。このため、被検者の年齢や水晶体の混濁の程度に応じて設定する屈折率を適宜変更してもよい。このような構成では、さらに高い精度で眼球の断層画像を取得することができる。さらに、本実施例では、水晶体の屈折率が水晶体内において一様であると仮定して断層画像の補正を行ったが、水晶体核を画像輝度によりセグメンテーションし、水晶体皮質と水晶体核のそれぞれに対して異なる屈折率を設定してもよい。このような構成では、より高い精度で眼球の断層画像を取得することができる。

また、本実施例では、眼底ＯＣＴ光学系がテレセントリックスキャンであることから、Ｂスキャンの中心軸を通過する光（第ｃ番目の光）の光路のみを追跡して眼底の断層画像を補正した。しかしながら、例えば、全てのＡスキャン光に対して、光路を追跡することにより、眼底の断層画像を補正してもよい。このような構成では、さらに高い精度の眼球の断層画像を取得することができる。

以上の通り、演算装置２００は、各断層画像を補正すると、眼軸長を算出する（図１２のＳ２２）。具体的には、図２３に示すように、Ｂスキャンの中心軸に沿って、角膜から網膜色素上皮層（より詳細には、中心窩）までの距離を計測する。図２３（ａ）は、前眼部での光の屈折が比較的小さい断面における補正後の断層画像を示しており、図２３（ｂ）は、前眼部での光の屈折が比較的大きい断面における補正後の断層画像を示している。演算装置２００は、放射状に走査された全てのＢスキャンにおける断層画像に対して当該距離を計測し、これらの距離の平均値を眼軸長として算出する。本実施例では、全ての走査角において、Ｂスキャンの中心軸を通過する光は同一の光路を通るため、全ての走査角における距離を平均化することで、セグメンテーションの誤差の影響が極めて小さい眼軸長を算出することができる。なお、水晶体の混濁等の影響により、セグメンテーションの誤差が大きい断層画像が存在する場合には、演算装置２００は、他の走査角における断層画像のセグメンテーション結果に基づいて、誤差が大きい断層画像を除外してもよい。

次いで、演算装置２００は、各断層画像において、水晶体後面から中心窩までの中心軸の三次元的な傾きを算出し、算出した傾きが所定の閾値よりも大きいか否かを判断する（Ｓ２４）。例えば、図２３（ａ）に示す例の断層画像においては、傾きが０°であると算出し、図２３（ｂ）に示す例の断層画像においては、傾きが３°であると算出する。演算装置２００は、算出した傾きが所定の閾値（例えば、５°）よりも大きい場合（Ｓ２４でＹＥＳ）には、算出された眼軸長の信頼性が低く、白内障手術において意図した効果が得られないおそれがあることを警告する（Ｓ２６）。当該警告は、例えば、タッチパネルモニタ１７４への出力によって行われる。

全ての測定（レフ測定、前眼部ＯＣＴ測定、眼底ＯＣＴ測定）が終了すると、演算装置２００は、タッチパネルモニタ１７４に解析結果を出力する（Ｓ２８）。本実施例の眼科装置１は、前眼部ＯＣＴ測定、眼底ＯＣＴ測定、レフ測定の各種測定を実施することができるため、被検眼Ｅの状態を総合的に解析することができる。解析結果としては、例えば、白内障手術の術前において被検眼の測定を実施することによって、眼内レンズ（Intraocular lens、ＩＯＬ）度数計算、角膜収差、水晶体の混濁状態を算出することができる。また、白内障手術の術前において被検眼の測定を実施することによって、術前に予測した術後の被検眼Ｅの屈折力に対するエラーを評価することができ、ＩＯＬ度数計算の精度向上に役立てることができる。また、緑内障である被検眼の測定を実施することによって、眼底の網膜厚分布から緑内障の進行を予測することができたり、閉塞隅角症をスクリーニングしたりできる。また、強度近視である被検眼の測定を実施することによって、被検眼の状態を詳細かつ総合的に検査することができる。

なお、図２４に示すように、ラジアルスキャン角度（角膜頂点を中心とする周方向の角度位置）によって、水晶体後面と中心窩とを結ぶ直線の傾き（Ｓ２４で算出した傾き）が変化する場合がある。図２４に示す例では、被検眼Ｅに対する走査角が水平な状態を０°として表している。そこで、演算装置２００は、最も傾きが大きな走査角（例えば、図２４のラジアルスキャン角度０°）で取得された断層画像を抽出し、図２５に示すように、当該断層画像の角膜と中心窩とを結ぶ直線の距離を眼軸長として算出してもよい。このように眼軸長を算出すると、固視ずれにより検査中に被検者の視線がずれた場合であっても、その影響を補正した（すなわち、視軸に近似する軸上での）眼軸長を算出することができる。また、ＩＯＬ度数計算は、白内障手術の術後の被検眼Ｅの状態（例えば、ＩＯＬ固定位置、眼軸長、角膜形状等）を予測して計算するため、このように算出された眼軸長は、術後の水晶体がないと仮定した状態での眼軸長に略等しく、当該眼軸長を算出することは非常に有用である。

また、眼軸長の算出においては、演算装置２００は、以下に説明する通り、中心窩から角膜までの視軸に沿った距離を眼軸長として算出してもよい。演算装置２００は、まず、被検眼Ｅの視線方向を特定する。具体的には、演算装置２００は、図２６に示すように、補正前の眼底の断層画像から中心窩の位置を特定する。そして、演算装置２００は、特定した中心窩に対して照射されたＡスキャン光が、ｍ個のＡスキャン光のうちの第何番目の光であるのかを特定する。演算装置２００は、第ｋ番目のＡスキャン光が中心窩に対して照射された光であることを特定することにより、角膜前面へのＡスキャン光の入射角度θ_ｋ、すなわち、被検眼Ｅの視線方向を特定することができる。演算装置２００は、被検眼Ｅの視線方向を特定すると、図２７に示すように、補正後の眼底の断層画像から中心窩の位置を特定する。そして、演算装置２００は、補正後の前眼部及び眼底の断層画像を利用して、中心窩の位置から角膜前面に向かって特定した視線方向と平行な方向に光路を逆追跡する。これにより被検眼Ｅの視軸を特定することができる。演算装置２００は、特定した視軸に沿う中心窩から角膜前面までの距離を眼軸長として算出してもよい。

上述したように、本実施例の眼科装置１では、まず、前眼部ＯＣＴ測定により取得した前眼部の断層画像の歪み量を算出して、前眼部の断層画像を補正する。ここで、本実施例では、前眼部用光源１２から出力される光と、眼底用光源６２から出力される光とが、同一平面内で同時に走査される。すなわち、この眼科装置１では、被検眼Ｅの同一平面内における断面を示す前眼部及び眼底の断層画像を取得する。したがって、前眼部の断層画像の歪み量を、眼底の断層画像の補正に利用することができる。このため、前眼部の断層画像の歪み量（すなわち、補正後の前眼部の断層画像）に基づいて、眼底の断層画像を補正することができる。このように、この眼科装置１では、前眼部の断層画像の歪み量を算出することで、複雑な処理を要することなく、前眼部の断層画像と眼底の断層画像の補正を行うことができる。

なお、被検者の固視方向が眼科装置１の光軸に対して傾斜している場合、Ｂスキャン方向と固視方向とが異なると、当該Ｂスキャン方向における断層画像に中心窩が描写されない場合があり得る。しかしながら、本実施例では、Ｂスキャンが角膜頂点を中心とする周方向の複数の位置で放射状に実行される。このため、全てのＢスキャン方向のうち、少なくとも１つは固視方向に一致する方向となる。したがって、固視方向に一致するＢスキャン方向における断層画像を取得することにより、中心窩の位置を特定することができる。この場合、中心窩が検出された断層画像のＢスキャン方向と中心窩の位置とに基づいて、被検者の視線方向を特定すればよい。

（対応関係）
前眼部用光源１２、眼底用光源６２が、それぞれ「第１の光源」、「第２の光源」の一例である。前眼部ＯＣＴ測定における測定用干渉光、眼底ＯＣＴ測定における測定用干渉光が、それぞれ「第１の干渉光」、「第２の干渉光」の一例である。前眼部を含む範囲、眼底を含む範囲が、それぞれ「第１の範囲」、「第２の範囲」の一例である。Ｂスキャンが「特定走査」の一例である。角膜頂点、中心窩が、それぞれ「特定の位置」、「特定部位」の一例である。２次元スキャナ１０８が、「スキャナ」の一例である。

上述した実施例では、被検眼Ｅの前眼部及び眼底を含む範囲を検査する例を示したが、これに限られない。例えば、光源１２、６２から出力される光の中心波長を適宜調整したり、プローブ光学系２６の構成を適宜変更して、被検眼Ｅの他の部位を含む範囲を検査してもよい。

また、上述した実施例では、前眼部ＯＣＴ光学系と眼底ＯＣＴ光学系とで２次元スキャナ１０８を共用したが、このような例に限られない。例えば、前眼部ＯＣＴ光学系に専用の２次元スキャナを配置し、眼底ＯＣＴ光学系に専用の他の２次元スキャナを配置してもよい。

また、上述したように、レフ測定光学系では、ドーナツレンズ１３８に代えてマトリクス状に配置された多数の微細なレンズを有するレンズアレイが設けられてもよい。このような構成では、レンズアレイに光が照射されると、多数の微細なレンズによって、これらのレンズと同数の光がレンズアレイから２次元センサ１４０に照射される。レンズアレイに歪んだ波面を有する光が照射されると、多数の微細なレンズのうち、歪んだ位置と対応する位置のレンズからは、光軸がずれた状態の光が２次元センサ１４０に照射される。すなわち、レンズ１３６と２次元センサ１４０との間にレンズアレイを配置することによって、レフ測定光学系に波面センサの光学系と同一の機能を付与することができる。このため、レフ測定光学系において、被検眼Ｅの全屈折力だけでなく、被検眼Ｅの全収差についても計測することができ、被検眼Ｅの屈折に関する情報をより詳細に計測することができる。

また、上述した実施例では、被検眼Ｅの屈折力の測定に、眼底用光源６２から出力される光を用いた。しかしながら、被検眼Ｅの屈折力の測定に、眼底用光源６２とは別の光源を用いてもよい。この場合、前眼部用光源１２及び眼底用光源６２から出力される光とは異なる波長の光を出力してもよく、例えば、中心波長が０．７０μｍ以上０．９５μｍ以下の波長の光を出力してもよい。０．７０μｍ以上０．９５μｍ以下の波長の光は、眼球内での透過率が高い。また、０．７０μｍ以上０．９５μｍ以下の波長の光は、被検眼Ｅの比視感度が低く、被検者が眩しさを感じ難い一方で、可視光に近いため視機能評価に適している。このため、屈折力の測定に、０．７０μｍ以上０．９５μｍ以下の波長の光を用いることによって、光源からの光を被検眼Ｅの眼底まで十分に照射することができると共に、被検眼Ｅの屈折力を計測するために好適な波長の光を出力することができる。

以上、実施形態について詳細に説明したが、これらは例示にすぎず、特許請求の範囲を限定するものではない。特許請求の範囲に記載の技術には、以上に例示した具体例をさまざまに変形、変更したものが含まれる。本明細書または図面に説明した技術要素は、単独あるいは各種の組み合わせによって技術有用性を発揮するものであり、出願時請求項記載の組み合わせに限定されるものではない。また、本明細書または図面に例示した技術は複数目的を同時に達成するものであり、そのうちの１つの目的を達成すること自体で技術有用性を持つものである。

１：眼科装置
１０：前眼部ＯＣＴ干渉計
１１：眼底ＯＣＴ干渉計
１２：前眼部用光源
２０：測定光学系
２６：プローブ光学系
３０：較正光学系
４０：参照光学系
５０：干渉光学系
６２：眼底用光源
６６：測定光学系
７０：参照光学系
８０：干渉光学系
１０８：２次元スキャナ
２００：演算装置

Claims (10)

1. 被検眼に照射される第１の光を出力する第１の光源と、
   前記被検眼に照射される第２の光を出力する第２の光源と、
   前記第１の光の反射光から得られる第１の干渉光に基づいて、前記被検眼の第１の範囲の第１の断層画像を取得する第１の干渉計と、
   前記第２の光の反射光から得られる第２の干渉光に基づいて、前記被検眼の前記第１の範囲とは異なる第２の範囲の第２の断層画像を取得する第２の干渉計と、
   制御装置と、
   を備え、
   前記第１の光の光路である第１光路と、前記第２の光の光路である第２光路と、は一部が重複しており、
   前記制御装置は、
   前記被検眼に対して、前記第１の光と前記第２の光とを同一平面内で同時に走査する特定走査を実行し、
   前記特定走査を実行することで得られる前記第１の断層画像の歪み量を算出して前記第１の断層画像を補正し、
   前記特定走査を実行することで得られる前記第２の断層画像を、算出した前記歪み量に基づいて補正する、
   眼科装置。
2. スキャナ共用
   前記第１光路と前記第２光路との一部が重複する重複区間に、前記第１の光を走査するとともに前記第２の光を走査するスキャナが配置されており、
   前記制御装置は、前記スキャナを用いて前記特定走査を実行する、請求項１に記載の眼科装置。
3. ラジアルスキャン
   前記制御装置は、前記被検眼に対して、前記第１の光と前記第２の光が前記被検眼上の特定の位置を通るように前記特定走査を複数回実行し、
   前記特定走査のそれぞれが、前記被検眼の前記特定の位置を中心とする周方向の異なる位置で放射状に実行される、請求項１又は２に記載の眼科装置。
4. 前眼部テレセントリックスキャン
   前記第１の範囲は、前眼部を含み、
   前記スキャナと前記被検眼の間に配置されるレンズをさらに備えており、
   前記スキャナは、前記第１の光源から出力される前記第１の光の前記被検眼への入射位置を変更可能であり、
   前記第１の光が前記スキャナによって走査されるとき、前記被検眼に入射される光の進行方向が、互いに略平行になるように走査される、請求項１～３のいずれか一項に記載の眼科装置。
5. 眼底テレセントリックスキャン
   前記第２の範囲は、眼底を含み、
   前記スキャナは、前記第２の光源から出力される前記第２の光の前記被検眼への入射位置及び入射角度を変更可能であり、
   前記第２の光が前記スキャナによって走査されるとき、前記被検眼に入射される光の進行方向が、前記スキャナと前記被検眼との間で交差するとともに、前記被検眼内部において略平行となるように走査される、請求項１～４のいずれか一項に記載の眼科装置。
6. 光路追跡
   前記制御装置は、
   前記特定走査における、前記被検眼の前記第１の範囲に含まれる複数の部位への前記第１の光の入射位置及び入射角度を算出し、
   前記入射位置と、前記入射角度と、前記複数の部位それぞれの屈折率とに基づいて、前記第１の断層画像の前記歪み量を算出する、請求項３～５のいずれか一項に記載の眼科装置。
7. 眼底画像補正の具体的構成
   前記制御装置は、
   前記被検眼に対して、前記第１の光と前記第２の光が前記被検眼上の特定の位置を通るように前記特定走査を実行し、
   前記特定の位置に入射した前記第１の光に基づいて算出される前記第１の断層画像の前記歪み量に基づいて、前記第２の断層画像を補正する、請求項６に記載の眼科装置。
8. 視線ずれ検出
   前記制御装置は、前記第２の断層画像から前記被検眼の特定部位の位置を算出し、前記特定部位の位置に基づいて、前記被検眼の視線方向を特定する、請求項１～７のいずれか一項に記載の眼科装置。
9. 前記制御装置は、前記特定の位置を通る光の光軸と、特定した前記視線方向との間の角度を算出する、請求項８に記載の眼科装置。
10. 前記制御装置は、補正後の第１の断層画像及び補正後の第２の断層画像に基づいて、前記被検眼の眼軸長を算出する、請求項１～９のいずれか一項に記載の眼科装置。
    

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