JP6735961B2

JP6735961B2 - Ophthalmic equipment

Info

Publication number: JP6735961B2
Application number: JP2018030070A
Authority: JP
Inventors: 加藤　千比呂; 千比呂加藤; 努大森; 有司野澤
Original assignee: Tomey Corp
Current assignee: Tomey Corp
Priority date: 2018-02-22
Filing date: 2018-02-22
Publication date: 2020-08-05
Anticipated expiration: 2031-02-04
Also published as: JP2018086408A

Description

本願は、被検眼を検査する眼科装置に関する。 The present application relates to an ophthalmologic apparatus that inspects an eye to be examined.

被検眼の内部（例えば、水晶体、網膜等）を検査するための眼科装置が開発されている。この種の眼科装置は、光源からの光を被検眼の内部に照射すると共にその反射光を導く測定光学系と、光源からの光を参照面に照射すると共にその反射光を導く参照光学系を備えている。そして、測定光学系により導かれた反射光と参照光学系により導かれた反射光とを合成した干渉光から、被検眼内部の測定対称部位（例えば、水晶体、網膜等）の位置を特定する。特許文献１，２には、この種の眼科装置の従来例が開示されている。 An ophthalmologic apparatus for inspecting the inside of the eye to be examined (for example, the crystalline lens, the retina, etc.) has been developed. This kind of ophthalmologic apparatus has a measurement optical system that irradiates the light from the light source into the inside of the eye to be examined and guides the reflected light, and a reference optical system that irradiates the light from the light source to the reference surface and guides the reflected light. I have it. Then, the position of the measurement symmetrical portion (for example, the crystalline lens, retina, etc.) inside the eye to be inspected is specified from the interference light obtained by combining the reflected light guided by the measurement optical system and the reflected light guided by the reference optical system. Patent Documents 1 and 2 disclose conventional examples of this type of ophthalmologic apparatus.

特開２００７−３７９８４号公報JP, 2007-37984, A 特開２００７−３１３２０８号公報JP, 2007-313208, A

従来の眼科装置では、被検眼を検査する際は、被検眼に照射される光の光軸が被検眼の視軸と一致するように調整している。しかしながら、水晶体の法線方向は被検眼の視軸からずれているのが一般的である。このため、被検眼に照射される光の光軸を被検眼の視軸と一致するように調整しても、水晶体には斜めに光が照射され、水晶体の表面で光の散乱が生じることとなる。このため、被検者によっては、水晶体から充分な強度の光が反射されず、水晶体の位置を精度よく特定できない場合があった。 In the conventional ophthalmologic apparatus, when the eye to be inspected is adjusted, the optical axis of the light applied to the eye to be inspected is adjusted to coincide with the visual axis of the eye to be inspected. However, the normal direction of the crystalline lens is generally deviated from the visual axis of the subject's eye. Therefore, even if the optical axis of the light irradiated to the eye to be inspected is adjusted to match the visual axis of the eye to be inspected, the lens is obliquely irradiated with light, and light scattering occurs on the surface of the lens. Become. Therefore, depending on the subject, there is a case where the light of sufficient intensity is not reflected from the crystalline lens and the position of the crystalline lens cannot be accurately specified.

本願は、上述した実情に鑑みてなされたものであり、その目的は、水晶体から充分な強度の反射光を観察することができ、水晶体の位置を精度良く特定することができる眼科装置を提供することである。 The present application has been made in view of the above-mentioned circumstances, and an object thereof is to provide an ophthalmologic apparatus capable of observing reflected light having sufficient intensity from the crystalline lens and capable of accurately specifying the position of the crystalline lens. That is.

本明細書に開示する眼科装置は、光源と、光源からの光を被検眼の内部に照射すると共にその反射光を導く測定光学系と、光源からの光を参照面に照射すると共にその反射光を導く参照光学系と、測定光学系により導かれた反射光と参照光学系により導かれた反射光とが合成された干渉光を受光する受光素子と、受光素子で受光される干渉光から被検眼内部の測定対象部位の位置を特定する演算装置と、を有している。そして、測定光学系は、被検眼に照射される光の被検眼への入射角を被検眼の視軸に対して所定の角度範囲で変更する入射角度変更手段を有している。 The ophthalmologic apparatus disclosed in the present specification, a light source, a measurement optical system that irradiates the light from the light source into the inside of the eye to be examined and guides its reflected light, and irradiates the reference surface with the light from the light source and its reflected light. The reference optical system for guiding the interference light, the light receiving element for receiving the interference light obtained by combining the reflected light guided by the measurement optical system and the reflected light guided by the reference optical system, and the interference light received by the light receiving element. And a calculation device that specifies the position of the measurement target region inside the optometry. The measurement optical system has an incident angle changing unit that changes the incident angle of the light emitted to the eye to be inspected to the eye to be inspected with respect to the visual axis of the eye to be inspected within a predetermined angle range.

この眼科装置では、入射角度変更手段によって、被検眼に照射される光の被検眼への入射角を被検眼の視軸に対して所定の角度範囲で変更することができる。このため、水晶体への光の入射角を水晶体の法線方向に略一致させることができ、水晶体から充分な強度の反射光が得ることができる。これによって、水晶体の位置を精度良く特定することができる。 In this ophthalmologic apparatus, the incident angle changing means can change the incident angle of the light emitted to the eye to be inspected into the eye to be inspected with respect to the visual axis of the eye to be inspected. Therefore, the incident angle of light on the crystalline lens can be made to substantially coincide with the normal line direction of the crystalline lens, and reflected light with sufficient intensity can be obtained from the crystalline lens. As a result, the position of the crystalline lens can be accurately specified.

上記の眼科装置では、入射角度変更手段は、被検眼を検査する際に、被検眼への入射角を所定の角度範囲で走査してもよく、また、受光素子は、各走査角における干渉光を受光してもよい。そして、演算装置は、各走査角における干渉光から、被検眼内部の測定対象部位の位置を特定することが好ましい。被検眼への入射角を所定の角度範囲で走査すると、いずれかの走査角では水晶体からの反射光が充分な強度を有することとなる。このため、演算装置は、水晶体の位置を精度良く特定することができる。 In the above ophthalmologic apparatus, the incident angle changing means may scan the incident angle to the eye to be inspected in a predetermined angle range when inspecting the eye to be inspected, and the light receiving element may be an interference light at each scanning angle. May be received. Then, the arithmetic device preferably specifies the position of the measurement target region inside the eye to be examined from the interference light at each scanning angle. When the incident angle on the eye to be inspected is scanned within a predetermined angle range, the reflected light from the crystalline lens has sufficient intensity at any scanning angle. Therefore, the arithmetic device can accurately specify the position of the crystalline lens.

また、上記の眼科装置では、測定光学系は、光源からの光の焦点位置をその光軸方向に変化させる焦点調整機構をさらに有することができる。このような構成によると、光の焦点位置を角膜の前後面、水晶体の前後面及び網膜に一致させることができる。これにより、これらの部位から反射される反射光の強度が強くなり、これらの部位の位置を精度良く特定することができる。 Further, in the above-mentioned ophthalmologic apparatus, the measurement optical system may further include a focus adjustment mechanism that changes the focus position of the light from the light source in the optical axis direction. With such a configuration, the focus position of light can be matched with the anterior-posterior surface of the cornea, the anterior-posterior surface of the crystalline lens, and the retina. As a result, the intensity of the reflected light reflected from these parts is increased, and the positions of these parts can be specified with high accuracy.

なお、焦点調整機構は、光軸上に配置される凹レンズと、光軸上に配置されると共に凹レンズよりも被検眼側に配置される凸レンズと、凹レンズに対して凸レンズを光軸方向に移動させる移動手段によって構成することができる。 It should be noted that the focus adjustment mechanism includes a concave lens arranged on the optical axis, a convex lens arranged on the optical axis and closer to the subject's eye than the concave lens, and moves the convex lens in the optical axis direction with respect to the concave lens. It can be configured by moving means.

また、上記の眼科装置では、測定光学系が、光源から被検眼までの光路長を変更する光路長変更手段をさらに有していてもよい。このような構成によると、測定光学系の物体光路長と参照光学系の参照光路長とを一致させることができ、干渉光の強度が強くでき、測定精度を向上することができる。 Further, in the above ophthalmologic apparatus, the measurement optical system may further include an optical path length changing unit that changes the optical path length from the light source to the subject's eye. With this configuration, the object optical path length of the measurement optical system and the reference optical path length of the reference optical system can be matched, the intensity of the interference light can be increased, and the measurement accuracy can be improved.

また、上記の眼科装置では、入射角度変更手段は、測定光学系の光軸上に配置されたミラーとし、被検眼への光の入射角度及び入射位置を変更することができる。この場合に、そのミラーと被検眼との距離を調整する距離調整機構をさらに有することが好ましい。このような構成によると、ミラーと被検眼との距離を調整することで、水晶体への光の入射位置を調整することができる。これによって、白内障等によって水晶体に混濁部位があっても、その混濁部位を避けて光を照射することができる。 Further, in the above-mentioned ophthalmologic apparatus, the incident angle changing means can be a mirror arranged on the optical axis of the measurement optical system, and can change the incident angle and the incident position of the light to the subject's eye. In this case, it is preferable to further include a distance adjusting mechanism that adjusts the distance between the mirror and the eye to be inspected. With such a configuration, the incident position of light on the crystalline lens can be adjusted by adjusting the distance between the mirror and the eye to be inspected. Accordingly, even if the lens has a cloudy portion due to a cataract or the like, light can be emitted while avoiding the cloudy portion.

本実施例に係る眼科装置の光学系の概略構成図である。It is a schematic block diagram of the optical system of the ophthalmologic apparatus which concerns on a present Example. 本実施例に係る眼科装置の制御系のブロック図である。It is a block diagram of the control system of the ophthalmologic apparatus which concerns on a present Example. ０点調整機構の機能を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the function of a 0-point adjustment mechanism. 焦点調整機構の機能を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the function of a focus adjustment mechanism. ガルバノミラーの機能を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the function of a galvanometer mirror. 測定光学系の光路長を所定の光路長範囲で走査したときに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である。It is a figure for demonstrating the procedure of processing the interference signal waveform obtained when the optical path length of the measurement optical system is scanned within a predetermined optical path length range. 被検眼への光の入射角を所定の角度範囲で走査し、各走査角度について得られる情報（図６に示される手順で得られる情報）から被検眼の各部位の位置を特定する手順を説明するための図である。A procedure of scanning the incident angle of light on the eye to be inspected in a predetermined angle range and specifying the position of each part of the eye to be inspected from the information obtained for each scanning angle (information obtained by the procedure shown in FIG. 6) will be described. FIG. 本実施例に係る眼科装置の処理手順の一例を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows an example of the processing procedure of the ophthalmologic apparatus which concerns on a present Example. 被検眼に照射される光の入射角と入射位置を変更する機構の他の例を示す正面図である。It is a front view which shows the other example of the mechanism which changes the incident angle and incident position of the light with which the to-be-tested eye is irradiated. 図９のＸ−Ｘ線断面図である。It is the XX sectional view taken on the line of FIG. 図９のＸＩ−ＸＩ線断面図であり、シャフトが反時計回りに最大限回転した状態を示している。FIG. 10 is a cross-sectional view taken along line XI-XI of FIG. 9, showing a state in which the shaft is rotated counterclockwise to the maximum extent. 図９のＸＩ−ＸＩ線断面図であり、シャフトが時計回りに最大限回転した状態を示している。It is the XI-XI sectional view taken on the line of FIG. 9, and has shown the state which the shaft fully rotated clockwise. 被検眼に照射される光の入射角と入射位置を変更する機構の他の例を示す正面図である。It is a front view which shows the other example of the mechanism which changes the incident angle and incident position of the light with which the to-be-tested eye is irradiated. 図１３のＸＩＶ−ＸＩＶ線断面図であり、シャフトが時計回りに最大限回転した状態を示している。FIG. 14 is a cross-sectional view taken along line XIV-XIV of FIG. 13, showing a state in which the shaft is rotated clockwise to the maximum extent. 図１３のＸＩＶ−ＸＩＶ線断面図であり、シャフトが反時計回りに最大限回転した状態を示している。FIG. 14 is a cross-sectional view taken along line XIV-XIV of FIG. 13, showing a state in which the shaft is rotated counterclockwise to the maximum extent.

図１に示すように、本実施例の眼科装置は、被検眼１００を検査するための測定部１０を有している。測定部１０は、被検眼１００から反射される反射光と参照光とを干渉させる干渉光学系１４と、被検眼１００の前眼部を観察する観察光学系５０と、被検眼１００に対して測定部１０を所定の位置関係にアライメントするためのアライメント光学系（図示省略）を有している。アライメント光学系は、公知の眼科装置に用いられているものを用いることができるため、その詳細な説明は省略する。 As shown in FIG. 1, the ophthalmologic apparatus of this embodiment has a measuring unit 10 for inspecting an eye 100 to be inspected. The measurement unit 10 measures the interference optical system 14 that causes the reflected light reflected from the eye 100 to interfere with the reference light, the observation optical system 50 that observes the anterior segment of the eye 100, and the eye 100. It has an alignment optical system (not shown) for aligning the section 10 in a predetermined positional relationship. As the alignment optical system, one used in a known ophthalmologic apparatus can be used, and therefore its detailed description is omitted.

干渉光学系１４は、光源１２と、光源１２からの光を被検眼の内部に照射すると共にその反射光を導く測定光学系と、光源１２からの光を参照面に照射すると共にその反射光を導く参照光学系と、測定光学系により導かれた反射光と参照光学系により導かれた参照光とを合成した干渉光を受光する受光素子２６によって構成されている。 The interference optical system 14 irradiates the light source 12, the measurement optical system that irradiates the light from the light source 12 into the inside of the eye to be inspected and guides the reflected light, and irradiates the light from the light source 12 to the reference surface and the reflected light. It is configured by a reference optical system for guiding and a light receiving element 26 for receiving interference light obtained by combining reflected light guided by the measurement optical system and reference light guided by the reference optical system.

光源１２は、波長掃引型の光源であり、出射される光の波長が所定の周期で変化するようになっている。光源１２から出射される光の波長が変化すると、出射される光の波長に対応して、被検眼１００の深さ方向の各部位から反射される光のうち参照光と干渉を生じる反射光の反射位置が被検眼の深さ方向に変化する。このため、出射される光の波長を変化させながら干渉光を測定することで、被検眼１００の内部の各部位（すなわち、水晶体１０４や網膜１０６）の位置を特定することが可能となる。 The light source 12 is a wavelength-swept light source, and the wavelength of the emitted light changes in a predetermined cycle. When the wavelength of the light emitted from the light source 12 changes, of the reflected light that causes interference with the reference light among the light reflected from the respective parts in the depth direction of the eye 100 to be inspected corresponding to the wavelength of the emitted light. The reflection position changes in the depth direction of the subject's eye. Therefore, by measuring the interference light while changing the wavelength of the emitted light, it is possible to specify the position of each site inside the subject's eye 100 (that is, the crystalline lens 104 and the retina 106).

測定光学系は、ビームスプリッタ２４と、ミラー２８と、０点調整機構３０と、ミラー３４と、焦点調整機構４０と、入射角調整機構４６と、ホットミラー４８によって構成されている。光源１２から出射された光は、ビームスプリッタ２４、ミラー２８、０点調整機構３０、ミラー３４、焦点調整機構４０、ガルバノミラー４６、及びホットミラー４８を介して被検眼１００に照射される。被検眼１００からの反射光は、ホットミラー４８、ガルバノミラー４６、焦点調整機構４０、ミラー３４、０点調整機構３０、ミラー２８、及びビームスプリッタ２４を介して受光素子２６に導かれる。０点調整機構３０と焦点調整機構４０と入射角調整機構４６については、後で詳述する。 The measurement optical system includes a beam splitter 24, a mirror 28, a zero-point adjusting mechanism 30, a mirror 34, a focus adjusting mechanism 40, an incident angle adjusting mechanism 46, and a hot mirror 48. The light emitted from the light source 12 is applied to the subject's eye 100 through the beam splitter 24, the mirror 28, the 0-point adjusting mechanism 30, the mirror 34, the focus adjusting mechanism 40, the galvano mirror 46, and the hot mirror 48. The reflected light from the eye 100 to be examined is guided to the light receiving element 26 via the hot mirror 48, the galvano mirror 46, the focus adjusting mechanism 40, the mirror 34, the 0-point adjusting mechanism 30, the mirror 28, and the beam splitter 24. The zero-point adjusting mechanism 30, the focus adjusting mechanism 40, and the incident angle adjusting mechanism 46 will be described in detail later.

参照光学系は、ビームスプリッタ２４と参照ミラー２２によって構成されている。光源１２から出射された光の一部は、ビームスプリッタ２４で反射され、参照ミラー２２に照射され、参照ミラー２２によって反射される。参照ミラー２２で反射された光は、ビームスプリッタ２４を介して受光素子２６に導かれる。参照ミラー２２とビームスプリッタ２４と受光素子２６は、干渉計２０内に配置され、その位置が固定されている。このため、本実施例の眼科装置では、参照光学系の参照光路長は一定で変化しない。 The reference optical system includes a beam splitter 24 and a reference mirror 22. A part of the light emitted from the light source 12 is reflected by the beam splitter 24, applied to the reference mirror 22, and reflected by the reference mirror 22. The light reflected by the reference mirror 22 is guided to the light receiving element 26 via the beam splitter 24. The reference mirror 22, the beam splitter 24, and the light receiving element 26 are arranged in the interferometer 20 and their positions are fixed. Therefore, in the ophthalmologic apparatus of this embodiment, the reference optical path length of the reference optical system is constant and does not change.

受光素子２６は、参照光学系により導かれた光と測定光学系により導かれた光とを合成した干渉光を検出する。受光素子２６としては、例えば、フォトダイオードを用いることができる。 The light receiving element 26 detects the interference light obtained by combining the light guided by the reference optical system and the light guided by the measurement optical system. As the light receiving element 26, for example, a photodiode can be used.

観察光学系５０は、被検眼１００にホットミラー４８を介して観察光を照射すると共に、被検眼１００から反射される反射光（すなわち、照射された観察光の反射光）を撮影する。ここで、ホットミラー４８は、干渉光学系の光源１２からの光を反射する一方で、観察光学系の光源からの光を透過する。このため、本実施例の眼科装置では、干渉光学系による測定と、観察光学系５０による前眼部の観察を同時に行うことができる。なお、観察光学系５０には、公知の眼科装置に用いられているものを用いることができるため、その詳細な構成については説明を省略する。 The observation optical system 50 irradiates the eye to be inspected 100 with the observation light via the hot mirror 48, and photographs the reflected light reflected from the eye to be inspected 100 (that is, the reflected light of the irradiated observation light). Here, the hot mirror 48 reflects the light from the light source 12 of the interference optical system, while transmitting the light from the light source of the observation optical system. Therefore, in the ophthalmologic apparatus of the present embodiment, it is possible to perform the measurement by the interference optical system and the observation of the anterior segment by the observation optical system 50 at the same time. Since the observation optical system 50 may be the one used in a known ophthalmologic apparatus, description of the detailed configuration thereof will be omitted.

ここで、測定光学系に設けられる０点調整機構３０と焦点調整機構４０と入射角調整機構４６について説明する。０点調整機構３０は、コーナキューブ３２と、コーナキューブ３２をミラー２８，３４に対して進退動させる第２駆動装置５６（図２に図示）を備えている。第２駆動装置５６がコーナキューブ３２を図１の矢印Ａの方向に駆動することで、光源１２から被検眼１００までの光路長（すなわち、測定光学系の物体光路長）が変化する。図３に示すように、光源１２から被検眼１００の検出面（図３では角膜表面）までの物体光路長（詳細には、光源１２〜検出面＋検出面〜受光素子２６）と、光源１２から参照ミラー２２までの参照光路長（詳細には、光源１２〜参照ミラー２２＋参照ミラー２２〜受光素子２６）とに光路差Δｚが存在する場合、光路差Δｚが大きくなるほど、検出面から反射される反射光と参照光とを合成した干渉光の強度は弱くなる。逆に、光路差Δｚが小さいほど、干渉光の強度は強くなる。このため、本実施例では、０点調整機構３０により物体光路長を変化させることで、参照光路長と物体光路長とが一致する位置（いわゆる、０点）を角膜１０２の表面から網膜１０６の表面まで変化させることができる。 Here, the 0-point adjusting mechanism 30, the focus adjusting mechanism 40, and the incident angle adjusting mechanism 46 provided in the measurement optical system will be described. The zero-point adjusting mechanism 30 includes a corner cube 32 and a second drive device 56 (shown in FIG. 2) that moves the corner cube 32 forward and backward with respect to the mirrors 28 and 34. The second drive device 56 drives the corner cube 32 in the direction of arrow A in FIG. 1 to change the optical path length from the light source 12 to the subject's eye 100 (that is, the object optical path length of the measurement optical system). As shown in FIG. 3, the object light path length from the light source 12 to the detection surface of the subject's eye 100 (corneal surface in FIG. 3) (specifically, the light source 12 to the detection surface+the detection surface to the light receiving element 26), and the light source 12 When there is an optical path difference Δz between the reference optical path length from the reference mirror 22 to the reference mirror 22 (specifically, the light source 12 to the reference mirror 22+the reference mirror 22 to the light receiving element 26 ), the larger the optical path difference Δz is, the more reflected from the detection surface. The intensity of the interference light that is a combination of the reflected light and the reference light is weakened. On the contrary, the smaller the optical path difference Δz, the stronger the intensity of the interference light. Therefore, in the present embodiment, the object optical path length is changed by the 0-point adjusting mechanism 30 so that the position where the reference optical path length and the object optical path length coincide (so-called 0 point) from the surface of the cornea 102 to the retina 106. The surface can be changed.

焦点調整機構４０は、光源１２側に配置される凸レンズ４２と、被検眼１００側に配置される凸レンズ４４と、凸レンズ４２に対して凸レンズ４４を光軸方向に進退動させる第３駆動装置５８（図２に図示）を備えている。凸レンズ４２と凸レンズ４４は、光軸上に配置され、入射する平行光の焦点の位置を変化させる。すなわち、第３駆動装置５８が凸レンズ４４を図１の矢印Ｂの方向に駆動することで、被検眼１００に照射される光の焦点の位置が被検眼１００の深さ方向に変化する。具体的には、凸レンズ４４から照射される光が平行光となるように凸レンズ４２と凸レンズ４４との間隔を調整した状態から、凸レンズ４４を凸レンズ４２から離れる方向に移動させると、凸レンズ４４から照射される光は収束光となり、凸レンズ４４を凸レンズ４２に近づく方向に移動させると、凸レンズ４４から照射される光は発散光となる。このため、凸レンズ４２と凸レンズ４４との間隔を調整することで、図４（ａ），（ｂ）に示すように、正常視の被検眼１００に対して、照射される光の焦点の位置を角膜１０２の表面から網膜１０６の表面まで変化させることができる。また、図４（ｃ）、（ｄ）に示す近視眼に対しても、照射される光の焦点の位置が網膜１０６の位置となるように調整することができる。このように、被検眼１００に照射される光の焦点の位置を被検眼１００の角膜１０２の表面や網膜１０６の表面に一致させることで、これらの面から反射される光の強度を強くでき、これらの面の位置を精度よく検出することができる。 The focus adjustment mechanism 40 includes a convex lens 42 arranged on the light source 12 side, a convex lens 44 arranged on the eye 100 side, and a third driving device 58 (for moving the convex lens 44 forward and backward with respect to the convex lens 42 in the optical axis direction). (Illustrated in FIG. 2). The convex lens 42 and the convex lens 44 are arranged on the optical axis and change the focal position of incident parallel light. That is, when the third driving device 58 drives the convex lens 44 in the direction of arrow B in FIG. 1, the focus position of the light with which the eye 100 to be inspected is changed in the depth direction of the eye 100 to be inspected. Specifically, when the convex lens 44 is moved in a direction away from the convex lens 42 in a state where the distance between the convex lens 42 and the convex lens 44 is adjusted so that the light emitted from the convex lens 44 becomes parallel light, the convex lens 44 emits the light. The emitted light becomes convergent light, and when the convex lens 44 is moved toward the convex lens 42, the light emitted from the convex lens 44 becomes divergent light. Therefore, by adjusting the distance between the convex lens 42 and the convex lens 44, as shown in FIGS. 4A and 4B, the position of the focal point of the irradiated light is adjusted with respect to the eye 100 having normal vision. It can vary from the surface of the cornea 102 to the surface of the retina 106. Further, the myopic eyes shown in FIGS. 4C and 4D can also be adjusted so that the position of the focal point of the emitted light is the position of the retina 106. In this way, by making the position of the focal point of the light irradiated to the eye 100 to be inspected coincide with the surface of the cornea 102 or the surface of the retina 106 of the eye to be inspected 100, the intensity of light reflected from these surfaces can be increased, The positions of these surfaces can be accurately detected.

入射角調整機構４６は、ガルバノミラー４６ａと、ガルバノミラー４６ａを駆動する第４駆動装置６０を備えている。ガルバノミラー４６ａは、光軸上に配置されており、光軸に対して所定の角度範囲（例えば、±１°）で傾動可能となっている。第４駆動装置６０がガルバノミラー４６ａを所定の角度範囲に振ることで、被検眼１００に照射される光の入射位置と入射角が変化する。すなわち、図５に示すように、ガルバノミラー４６ａの振り角θに応じて、角膜１０２への光の入射位置と入射角が変化し、それによって、水晶体１０４への光の入射位置と入射角が変化し、さらに、網膜への光の入射位置も変化する。このため、水晶体１０４の法線方向が視軸からずれていても、水晶体１０４に略垂直に光を照射することができる。これにより、水晶体１０４からの反射光の強度が強くなり、水晶体１０４の位置を精度よく検出することができる。また、白内障等によって水晶体１０４に白濁部位があっても、その白濁部位を避けて光を照射することができる。これにより、水晶体１０４を透過する光の強度が強くなり、網膜１０６の位置を精度よく検出することができる。 The incident angle adjusting mechanism 46 includes a galvanometer mirror 46a and a fourth driving device 60 that drives the galvanometer mirror 46a. The Galvano mirror 46a is arranged on the optical axis and is tiltable within a predetermined angle range (for example, ±1°) with respect to the optical axis. When the fourth drive device 60 swings the galvano mirror 46a within a predetermined angle range, the incident position and the incident angle of the light with which the subject's eye 100 is irradiated are changed. That is, as shown in FIG. 5, the incident position and the incident angle of the light on the cornea 102 change according to the swing angle θ of the galvanometer mirror 46a, whereby the incident position and the incident angle of the light on the crystalline lens 104 are changed. The light incident position on the retina also changes. Therefore, even if the normal direction of the crystalline lens 104 deviates from the visual axis, the crystalline lens 104 can be irradiated with light substantially perpendicularly. As a result, the intensity of the reflected light from the crystalline lens 104 becomes strong, and the position of the crystalline lens 104 can be accurately detected. Further, even if the crystalline lens 104 has a cloudy portion due to a cataract or the like, the light can be emitted while avoiding the cloudy portion. As a result, the intensity of the light transmitted through the crystalline lens 104 is increased, and the position of the retina 106 can be detected with high accuracy.

なお、本実施例の眼科装置では、被検眼１００に照射される光の入射位置が横方向（左右の目を繋ぐ方向）に変化するように、ガルバノミラー４６ａの傾動方向が設定されている。このため、光源１２からの光が瞼やまつ毛等によって被検眼１００に照射されないといった事態が発生することが防止される。 In the ophthalmologic apparatus of the present embodiment, the tilting direction of the galvanometer mirror 46a is set so that the incident position of the light irradiated on the eye 100 to be examined changes in the lateral direction (the direction connecting the left and right eyes). Therefore, it is possible to prevent a situation in which the light from the light source 12 is not applied to the eye 100 to be inspected due to the eyelids, eyelashes, or the like.

また、本実施例の眼科装置では、被検眼１００に対して測定部１０（詳細には、測定部１０のうち干渉計２０を除いた部分の光学系）の位置を調整するための位置調整機構１６（図２に図示）と、その位置調整機構１６を駆動する第１駆動装置５４（図２に図示）を備えている。図５より明らかなように、被検眼１００に対する測定部１０の位置を調整し、被検眼１００からガルバノミラー４６ａまでの距離Ｌが変化すると、それに応じて被検眼１００に照射される光の入射位置も変化する。したがって、被検眼１００からガルバノミラー４６ａまでの距離Ｌを調整することで、水晶体１０４の所望の範囲に光を入射させることができる。これによって、水晶体１０４の混濁部位等を適切に避けることができる。なお、被検眼１００に照射される光が瞳孔の範囲内で変化するように、被検眼１００からガルバノミラー４６ａまでの距離Ｌを調整することが好ましい。 Further, in the ophthalmologic apparatus of the present embodiment, a position adjusting mechanism for adjusting the position of the measuring unit 10 (specifically, the optical system of the measuring unit 10 excluding the interferometer 20) with respect to the eye 100 to be inspected. 16 (shown in FIG. 2) and a first drive device 54 (shown in FIG. 2) for driving the position adjusting mechanism 16. As is clear from FIG. 5, when the position of the measuring unit 10 with respect to the eye 100 to be inspected is adjusted and the distance L from the eye 100 to the galvano-mirror 46a changes, the incident position of the light irradiated on the eye 100 in response to the change. Also changes. Therefore, by adjusting the distance L from the subject's eye 100 to the galvanometer mirror 46a, it is possible to make the light incident on a desired range of the crystalline lens 104. As a result, it is possible to appropriately avoid the cloudy portion of the crystalline lens 104. It is preferable to adjust the distance L from the eye 100 to be examined to the galvanometer mirror 46a so that the light irradiated to the eye 100 to be examined changes within the range of the pupil.

次に、本実施例の眼科装置の制御系の構成を説明する。図２に示すように、眼科装置は演算装置６４によって制御される。演算装置６４は、ＣＰＵ，ＲＯＭ，ＲＡＭ等からなるマイクロコンピュータ（マイクロプロセッサ）によって構成されている。演算装置６４には、光源１２と、第１〜第４駆動装置５４〜６０と、モニタ６２と、観察光学系５０が接続されている。演算装置６４は、光源１２のオン／オフを制御し、第１〜第４駆動装置５４〜６０を制御することで各機構１６，３０，４０，４６を駆動し、また、観察光学系５０を制御して観察光学系５０で撮像される前眼部像をモニタ６２に表示する。また、演算装置６４には、受光素子２６が接続され、受光素子２６で検出される干渉光の強度に応じた干渉信号が入力する。演算装置６４は、受光素子２６からの干渉信号をフーリエ変換することによって、被検眼１００の各部位（角膜１０２の前後面、水晶体１０４の前後面、網膜１０６の表面）の位置を特定し、被検眼１００の眼軸長を算出する。なお、演算装置６４による被検眼１００の各部位の位置を特定する処理の詳細については後述する。 Next, the configuration of the control system of the ophthalmologic apparatus of this embodiment will be described. As shown in FIG. 2, the ophthalmologic apparatus is controlled by the arithmetic unit 64. The arithmetic unit 64 is configured by a microcomputer (microprocessor) including a CPU, ROM, RAM and the like. The light source 12, the first to fourth driving devices 54 to 60, the monitor 62, and the observation optical system 50 are connected to the arithmetic device 64. The arithmetic device 64 controls the ON/OFF of the light source 12 and drives the mechanisms 16, 30, 40, 46 by controlling the first to fourth drive devices 54 to 60, and the observation optical system 50. The anterior ocular segment image captured by the observation optical system 50 is controlled and displayed on the monitor 62. Further, the light receiving element 26 is connected to the arithmetic unit 64, and an interference signal corresponding to the intensity of the interference light detected by the light receiving element 26 is input. The arithmetic device 64 specifies the position of each part of the eye 100 to be examined (the front and rear surfaces of the cornea 102, the front and rear surfaces of the crystalline lens 104, the surface of the retina 106) by performing a Fourier transform on the interference signal from the light receiving element 26, and The axial length of the eye 100 is calculated. The details of the processing of identifying the position of each part of the eye 100 to be inspected by the arithmetic device 64 will be described later.

次に、本実施例の眼科装置を用いて眼軸長を測定する際の手順を説明する。図８に示すように、まず、検査者は図示しないジョイスティック等の操作部材を操作して、被検眼１００に対して測定部１０の位置合わせを行う（Ｓ１０）。すなわち、演算装置６４は、検査者の操作部材の操作に応じて、第１駆動装置５４により位置調整機構１６を駆動する。これによって、被検眼１００に対する測定部１０のｘｙ方向（縦横方向）の位置とｚ方向（進退動する方向）の位置が調整される。また、演算装置６４は、第２，第３駆動装置５６，５８を駆動して、０点調整機構３０及び焦点調整機構４０を調整する。これによって、光源１２から被検眼１００に照射される光の焦点の位置が被検眼１００の所定の位置（例えば、角膜１０２の前面）となり、また、物体光路長と参照光路長が一致する０点の位置が被検眼１００の所定の位置（例えば、角膜１０２の前面）となる。 Next, the procedure for measuring the axial length using the ophthalmologic apparatus of this embodiment will be described. As shown in FIG. 8, first, the examiner operates an operation member such as a joystick (not shown) to align the measurement unit 10 with the eye 100 to be inspected (S10). That is, the arithmetic device 64 drives the position adjusting mechanism 16 by the first drive device 54 according to the operation of the operation member by the inspector. As a result, the position of the measurement unit 10 with respect to the eye 100 to be inspected is adjusted in the xy directions (longitudinal and lateral directions) and the z direction (moving back and forth). Further, the arithmetic device 64 drives the second and third drive devices 56 and 58 to adjust the zero point adjustment mechanism 30 and the focus adjustment mechanism 40. As a result, the position of the focal point of the light emitted from the light source 12 to the subject's eye 100 becomes a predetermined position of the subject's eye 100 (for example, the front surface of the cornea 102), and the object optical path length and the reference optical path length match at 0 point. Is the predetermined position of the eye 100 to be inspected (for example, the front surface of the cornea 102).

次に、演算装置６４は、第４駆動装置６０を駆動して、ガルバノミラー４６ａを走査角範囲内の１の走査角に調整する（Ｓ１２）。これによって、光源１２からの光は、調整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１００に入射することとなる。 Next, the arithmetic device 64 drives the fourth drive device 60 to adjust the galvano mirror 46a to a scanning angle of 1 within the scanning angle range (S12). As a result, the light from the light source 12 enters the eye 100 at the incident position and the incident angle corresponding to the adjusted scanning angle.

ガルバノミラー４６ａの調整が終わると、演算装置６４は、光源１２から照射される光の周波数を変化させながら、受光素子２６で検出される信号を取り込む（Ｓ１４）。既に説明したように、光源１２から照射される光の周波数を変化させると、測定光と参照光とが干渉して干渉波を生じる位置が被検眼１００の深さ方向に変化する。このため、受光素子２６から出力される干渉信号は、図６に示すように、信号強度が時間によって変化する信号となり、この信号には被検眼１００の各部（角膜１０２の前面及び後面、水晶体１０４の前面及び後面、網膜１０６の表面）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６４は、受光素子２６から入力する信号をフーリエ変換することで、その信号から被検眼１００の各部（角膜１０２の前面及び後面、水晶体１０４の前面及び後面、網膜１０６の表面）から反射された反射光による干渉信号成分を分離する。これにより、演算装置６４は、被検眼１００の各部の位置を特定することができる。なお、光源１２から照射される光の周波数を変化させることで、干渉波が生じる位置を被検眼１００の深さ方向に変化させることを、本明細書ではＡスキャンという。 When the adjustment of the galvanometer mirror 46a is completed, the arithmetic device 64 captures the signal detected by the light receiving element 26 while changing the frequency of the light emitted from the light source 12 (S14). As described above, when the frequency of the light emitted from the light source 12 is changed, the position where the measurement light and the reference light interfere with each other to generate an interference wave changes in the depth direction of the eye 100 to be inspected. Therefore, as shown in FIG. 6, the interference signal output from the light receiving element 26 becomes a signal whose signal intensity changes with time, and this signal includes various parts of the eye 100 (the front and rear surfaces of the cornea 102, the crystalline lens 104). Is a signal by an interference wave that is a combination of the reference light and the respective reflected light reflected from the front and rear surfaces of the retina 106 and the surface of the retina 106. Therefore, the computing device 64 performs Fourier transform on the signal input from the light receiving element 26, and from the signal, the respective parts of the eye 100 to be examined (the front and rear surfaces of the cornea 102, the front and rear surfaces of the crystalline lens 104, and the surface of the retina 106). The interference signal component due to the reflected light reflected is separated. Thereby, the arithmetic device 64 can specify the position of each part of the eye 100 to be inspected. Note that changing the position of the interference wave in the depth direction of the eye 100 to be inspected by changing the frequency of the light emitted from the light source 12 is referred to as an A scan in this specification.

次に、演算装置６４は、上述したステップＳ１４の測定を、全ての走査角（すなわち、全ての入射位置及び入射角）について実施したか否かを判断する（Ｓ１６）。全ての走査角についてステップＳ１４の測定を実施していない場合（ステップＳ１６でＮＯ）は、ステップＳ１２に戻って、ステップＳ１２からの処理が繰り返される。これによって、ガルバノミラー４６ａ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。なお、ガルバノミラー４６ａの走査角（振り角θ）を変化させることで、光源１２からの光が入射する位置および入射角度を変化させることを、本明細書ではＢスキャンという。 Next, the arithmetic device 64 determines whether or not the measurement in step S14 described above has been performed for all scanning angles (that is, all incident positions and incident angles) (S16). When the measurement in step S14 has not been performed for all the scan angles (NO in step S16), the process returns to step S12 and the processes from step S12 are repeated. As a result, the interference signal obtained by the A scan is acquired for each scanning angle for scanning the galvano mirror 46a. Note that changing the position and the incident angle of the light from the light source 12 by changing the scanning angle (swing angle θ) of the galvano mirror 46a is referred to as B-scan in this specification.

全ての走査角についてステップＳ１４の測定を実施している場合（ステップＳ１６でＹＥＳ）は、演算装置６４は、各走査角について得られた干渉信号から、被検眼１００の各部位（すなわち、角膜１０２の前面及び後面、水晶体１０４の前面及び後面、網膜１０６の表面）の位置を特定する（Ｓ１８）。具体的には、各走査角についてステップＳ１４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７に示すように、各走査角の数（ｎ個）だけ干渉信号情報（Ａスキャン情報）が並んだ２次元情報が得られる。このため、演算装置６４は、各干渉信号情報に含まれる被検眼１００の各部位（すなわち、角膜１０２の前面及び後面、水晶体１０４の前面及び後面、網膜１０６の表面）の位置情報の平均値を算出することで、被検眼１００の各部位の位置を特定する。被検眼１００の各部位の位置が特定できると、演算装置６４は、被検眼１００の眼軸長を算出する。このように算出された被検眼１００の各部位の位置及び眼軸長は、モニタ６２に表示される。 When the measurement in step S14 is performed for all the scan angles (YES in step S16), the arithmetic device 64 uses the interference signal obtained for each scan angle to determine each site of the eye 100 (that is, the cornea 102). The positions of the front and rear surfaces of the lens, the front and rear surfaces of the crystalline lens 104, and the surface of the retina 106) are specified (S18). Specifically, when the process of step S14 is executed for each scanning angle, information on the interference signal (A scan information) is acquired for each scanning angle. Therefore, as shown in FIG. 7, two-dimensional information in which interference signal information (A scan information) is arranged by the number (n) of each scanning angle is obtained. Therefore, the arithmetic device 64 calculates the average value of the position information of each part of the eye 100 (that is, the front and rear surfaces of the cornea 102, the front and rear surfaces of the crystalline lens 104, and the surface of the retina 106) included in each interference signal information. By calculating, the position of each part of the eye 100 to be examined is specified. When the position of each part of the eye 100 to be inspected can be specified, the arithmetic device 64 calculates the axial length of the eye 100 to be inspected. The position and axial length of each part of the subject's eye 100 calculated in this way are displayed on the monitor 62.

上述の説明から明らかように、本実施例に係る眼科装置では、ガルバノミラー４６ａの振り角θを走査することで、被検眼１００への光の入射位置及び入射角度を所定の範囲で走査する。そして、ガルバノミラー４６ａの各走査角（振り角θ）について眼軸方向の干渉信号波形を取得し、これらの干渉信号波形から被検眼１００の各部位（すなわち、角膜１０２の前面及び後面、水晶体１０４の前面及び後面、網膜１０６の表面）の位置を特定する。したがって、水晶体１０４に様々な入射角度で光が入射されてＡスキャン情報が取得されるため、得られた測定結果の中には水晶体１０４からの反射光の強度が充分となるＡスキャン情報が含まれることとなる。したがって、水晶体１０４の位置を精度良く特定することができる。また、水晶体１０４に光が入射する位置が変化するため、白内障等で水晶体１０４に白濁部位があったとしても、得られた測定結果の中には白濁部位を避けて測定されたＡスキャン情報が含まれることとなる。したがって、白内障等で水晶体１０４に白濁部位があったとしても、被検眼１００の各部位の位置を精度良く特定することができる。 As is clear from the above description, the ophthalmologic apparatus according to the present embodiment scans the swing angle θ of the galvanometer mirror 46a to scan the incident position and the incident angle of light on the eye 100 to be inspected within a predetermined range. Then, the interference signal waveforms in the eye axis direction are acquired for each scanning angle (swing angle θ) of the galvano mirror 46a, and based on these interference signal waveforms, each part of the eye 100 (that is, the front and rear surfaces of the cornea 102, the crystalline lens 104). The positions of the front and back surfaces of the retina 106 and the surface of the retina 106) are specified. Therefore, since light is incident on the crystalline lens 104 at various incident angles and A-scan information is acquired, the obtained measurement result includes the A-scan information with which the intensity of the reflected light from the crystalline lens 104 is sufficient. Will be done. Therefore, the position of the crystalline lens 104 can be accurately specified. Further, since the position where light is incident on the crystalline lens 104 changes, even if there is a cloudy portion on the crystalline lens 104 due to a cataract or the like, the A scan information measured while avoiding the cloudy portion is included in the obtained measurement results. Will be included. Therefore, even if the crystalline lens 104 has a cloudy portion due to a cataract or the like, the position of each portion of the subject's eye 100 can be accurately specified.

以上、本発明の実施例について詳細に説明したが、これは例示に過ぎず、特許請求の範囲を限定するものではない。特許請求の範囲に記載の技術には、以上に例示した具体例を様々に変形、変更したものが含まれる。 Although the embodiments of the present invention have been described in detail above, these are merely examples and do not limit the scope of the claims. The technology described in the claims includes various modifications and changes of the specific examples illustrated above.

例えば、上述した実施例では、ガルバノミラー４６ａによって被検眼１００に照射される光の入射角度と入射位置を調整（変更）したが、被検眼１００に照射される光の入射角度のみを変更するものとしてもよい。このような構成によっても、水晶体１０４に種々の角度で光を入射できるため、水晶体１０４の位置を精度良く特定することができる。 For example, in the above-described embodiment, the incident angle and the incident position of the light irradiated onto the eye 100 to be inspected by the galvano mirror 46a are adjusted (changed), but only the incident angle of the light irradiated onto the eye 100 to be inspected is changed. May be Even with such a configuration, light can be incident on the lens 104 at various angles, so that the position of the lens 104 can be accurately specified.

また、上述した実施例では、被検眼１００に照射される光の入射角及び入射位置を変更するためにガルバノミラー４６ａを用いたが、それ以外の構成によって被検眼に照射される光の入射角と入射位置を変更するようにしてもよい。例えば、ミラーと、そのミラーを駆動する電磁石によって、被検眼に照射される光の入射角と入射位置を変更するようにしてもよい。図９〜１２に示す例では、ハウジング７０は、軸受８０ａ，８０ｂを介してシャフト７２の両端を回転可能に支持する。シャフト７２には、ミラー７４と複数の磁石７６ａ，７６ｂが取付けられている。磁石７６ａはシャフト７０の左側に配置され、磁石７６ｂはシャフト７０の右側に配置されている。各磁石７６ａ，７６ｂに対向する位置には、電磁石７８ａ，７８ｂが配置される。かかる構成において、シャフト７２の左側に配置された電磁石７８ａに流す電流と、シャフト７２の右側に配置された電磁石７８ｂに流す電流と、の比を変更すると、それによって左右の電磁石７８ａ，７８ｂから磁石７６ａ，７６ｂに作用する磁力が変化する。その結果、シャフト７２はハウジング７０に対して回転し、図１１に示す状態（シャフト７２の左側に配置された磁石７６ａが、シャフト７２の左側に配置された電磁石７８ａに吸引された状態）から図１２に示す状態（シャフト７２の右側に配置された磁石７６ｂが、シャフト７２の右側に配置された電磁石７８ｂに吸引された状態）まで変位する。したがって、左右の電磁石７８ａ，７８ｂに流れる電流比を制御することで、シャフト７２の回転角を制御することができる。シャフト７２の回転角が変化すると、シャフト７２に取付けられたミラー７４への光の入射角も変化する。このため、上記の構成によると、左右の電磁石７８ａ，７８ｂに流れる電流比を制御することで、被検眼に照射される光の入射角と入射位置を変更することができる。 Further, in the above-described embodiment, the galvano mirror 46a is used to change the incident angle and the incident position of the light irradiated on the eye 100, but the incident angle of the light irradiated on the eye by other configurations. The incident position may be changed. For example, the incident angle and the incident position of the light irradiated on the eye to be inspected may be changed by the mirror and the electromagnet that drives the mirror. In the examples shown in FIGS. 9 to 12, the housing 70 rotatably supports both ends of the shaft 72 via bearings 80a and 80b. A mirror 74 and a plurality of magnets 76a and 76b are attached to the shaft 72. The magnet 76 a is arranged on the left side of the shaft 70, and the magnet 76 b is arranged on the right side of the shaft 70. Electromagnets 78a and 78b are arranged at positions facing the magnets 76a and 76b. In such a configuration, when the ratio of the current flowing through the electromagnet 78a arranged on the left side of the shaft 72 and the current flowing through the electromagnet 78b arranged on the right side of the shaft 72 is changed, the left and right electromagnets 78a, 78b are thereby changed from the magnets. The magnetic force acting on 76a and 76b changes. As a result, the shaft 72 rotates with respect to the housing 70, and the state shown in FIG. 11 (the state where the magnet 76 a arranged on the left side of the shaft 72 is attracted to the electromagnet 78 a arranged on the left side of the shaft 72) is shown. 12 (the magnet 76b arranged on the right side of the shaft 72 is attracted to the electromagnet 78b arranged on the right side of the shaft 72). Therefore, the rotation angle of the shaft 72 can be controlled by controlling the current ratio flowing through the left and right electromagnets 78a and 78b. When the rotation angle of the shaft 72 changes, the incident angle of light on the mirror 74 attached to the shaft 72 also changes. Therefore, according to the above configuration, the incident angle and the incident position of the light with which the eye to be inspected is irradiated can be changed by controlling the current ratio flowing through the left and right electromagnets 78a and 78b.

また、電磁石によってミラーを駆動する構成を採る場合も、図９〜１２に示す構成には限られず、種々の構成を採ることができる。例えば、図１３〜１５に示す例では、シャフト８４が、ハウジング８２に対して回転可能に支持されている。シャフト８４にはミラー８６が取付けられる。シャフト８４の上端部には、コイルホルダ８８が取付けられている。コイルホルダ８８には、図示しないコイルが巻回されている。コイルホルダ８８の対向する２辺には、磁石部９０が配置されている（図１４，１５参照）。磁石部９０は、ハウジング８２の上面に設置されている。磁石部９０は、コイルホルダ８８を上下方向から挟む一対の磁石を備えている。この一対の磁石によって、コイルホルダ８８の上方から下方に向かう磁界が形成されている。また、コイルホルダ８８の外周面には磁石９２が取付けられ、ハウジング８２にも磁石９４が取付けられている。磁石９２と磁石９４は互いに対向するように配置され、磁石９２と磁石９４の間には斥力が作用するようになっている。かかる構成において、コイルホルダ８８に巻回されたコイルに電流を流していない状態では、磁石９２と磁石９４の斥力によってコイルホルダ８８に時計回りのモーメントが作用し、コイルホルダ８８は図１４に示す状態に付勢されている。一方、コイルホルダ８８に巻回されたコイルに電流を流すと、コイルホルダ８８に反時計回りのローレンツ力が作用する。その結果、ローレンツ力が磁石９２と磁石９４の斥力とが釣合う位置まで、コイルホルダ８８が反時計回りに回転する(例えば、図１５に示す状態)。したがって、コイルホルダ８８に巻回されたコイルに流れる電流量を制御することで、コイルホルダ８８に作用するローレンツ力を制御でき、コイルホルダ８８の回転角を制御することができる。コイルホルダ８８が回転すると、コイルホルダ８８と一体にシャフト８４も回転し、シャフト８４に取付けられたミラー８６への光の入射角が変化する。これによって、被検眼に照射される光の入射角と入射位置を変更することができる。このため、上記の構成によっても、被検眼に照射される光の入射角と入射位置を変更することができる。 Further, even when the configuration in which the mirror is driven by the electromagnet is adopted, it is not limited to the configurations shown in FIGS. 9 to 12, and various configurations can be adopted. For example, in the example shown in FIGS. 13 to 15, the shaft 84 is rotatably supported with respect to the housing 82. A mirror 86 is attached to the shaft 84. A coil holder 88 is attached to the upper end of the shaft 84. A coil (not shown) is wound around the coil holder 88. Magnet parts 90 are arranged on two opposite sides of the coil holder 88 (see FIGS. 14 and 15). The magnet portion 90 is installed on the upper surface of the housing 82. The magnet unit 90 includes a pair of magnets that sandwich the coil holder 88 in the vertical direction. The pair of magnets forms a magnetic field from the upper side to the lower side of the coil holder 88. A magnet 92 is attached to the outer peripheral surface of the coil holder 88, and a magnet 94 is also attached to the housing 82. The magnets 92 and 94 are arranged so as to face each other, and a repulsive force acts between the magnets 92 and 94. In such a configuration, in a state where no current is applied to the coil wound around the coil holder 88, a repulsive force of the magnets 92 and 94 causes a clockwise moment to act on the coil holder 88, and the coil holder 88 is shown in FIG. Biased to state. On the other hand, when an electric current is applied to the coil wound around the coil holder 88, a counterclockwise Lorentz force acts on the coil holder 88. As a result, the coil holder 88 rotates counterclockwise until the Lorentz force balances the repulsive force of the magnets 92 and 94 (for example, the state shown in FIG. 15). Therefore, by controlling the amount of current flowing through the coil wound around the coil holder 88, the Lorentz force acting on the coil holder 88 can be controlled, and the rotation angle of the coil holder 88 can be controlled. When the coil holder 88 rotates, the shaft 84 also rotates integrally with the coil holder 88, and the incident angle of light on the mirror 86 attached to the shaft 84 changes. Thereby, the incident angle and the incident position of the light with which the eye to be examined is irradiated can be changed. Therefore, the incident angle and the incident position of the light with which the eye to be inspected is irradiated can be changed also by the above configuration.

また、上述した実施例では、被検眼１００に照射される光の焦点の位置及び０点の位置を被検眼１００の所定の位置となるように調整し、その位置で光源１２から照射される光の周波数を変化させたが、被検眼１００の各部位の位置を特定する手順としては種々の方法を採ることができる。例えば、被検眼１００に照射される光の焦点の位置及び０点の位置を被検眼１００の角膜１０２の前面の位置に合わせ、その位置で光源１２から照射される光の周波数を変化させ、角膜１０２の前面と後面の位置のみに関する干渉光信号を取得する。次いで、被検眼１００に照射される光の焦点の位置及び０点の位置を被検眼１００の水晶体１０４の前面の位置に合わせ、その位置で光源１２から照射される光の周波数を変化させ、水晶体１０４の前面と後面の位置のみに関する干渉光信号を取得する。最後に、被検眼１００に照射される光の焦点の位置及び０点の位置を被検眼１００の網膜１０６の表面の位置に合わせ、その位置で光源１２から照射される光の周波数を変化させ、網膜１０６の表面の位置のみに関する干渉光信号を取得する。このように、被検眼１００の各部位に焦点の位置及び０点の位置を合せて複数回の測定を行うことで、各部位からの反射光による干渉光の強度が強くなり、各部位の位置を精度良く特定することができる。 Further, in the above-described embodiment, the position of the focal point and the position of the zero point of the light emitted to the eye 100 to be inspected are adjusted to be the predetermined positions of the eye 100 to be inspected, and the light emitted from the light source 12 at that position is adjusted. Although the frequency is changed, various methods can be adopted as a procedure for specifying the position of each part of the eye 100 to be inspected. For example, the position of the focal point and the position of the zero point of the light emitted to the eye 100 to be inspected are aligned with the position of the front surface of the cornea 102 of the eye 100 to be inspected, and the frequency of the light emitted from the light source 12 is changed at that position to change the cornea. Interfering light signals relating only to the positions of the front surface and the rear surface of 102 are acquired. Next, the position of the focal point and the position of the zero point of the light irradiated on the eye 100 to be inspected are aligned with the position of the front surface of the lens 104 of the eye 100 to be inspected, and the frequency of the light emitted from the light source 12 is changed at that position. An interference light signal regarding only the positions of the front surface and the rear surface of 104 is acquired. Finally, the position of the focal point and the position of the zero point of the light emitted to the eye 100 to be inspected are aligned with the position of the surface of the retina 106 of the eye 100 to be inspected, and the frequency of the light emitted from the light source 12 is changed at that position, An interference light signal relating to only the position of the surface of the retina 106 is acquired. As described above, by performing the measurement a plurality of times by aligning the position of the focal point and the position of the 0 point with each part of the eye 100 to be inspected, the intensity of the interference light due to the reflected light from each part is increased, and the position of each part is increased. Can be accurately specified.

また、上述した実施例では、Ａスキャン及びＢスキャンをすることにより得られた二次元情報を単純に平均することで、被検眼１００の各部位の位置を特定したが、このような方法に限られない。例えば、網膜１０６とその他の部位（角膜１０２、水晶体１０４）を特定する場合とで、その方法を変更してもよい。すなわち、網膜１０６からの反射光による干渉信号は、Ｂスキャンによる依存性が小さい。網膜１０６では入射した光が拡散反射するため、入射角による依存性は小さいためである。そこで、網膜１０６の位置を特定する際は、全ての走査角について得られた位置情報を加算して平均を取ることで、網膜１０６の位置を特定する。全ての走査角について得られた位置情報を加算することで、ノイズが除去され、Ｓ／Ｎ比を向上することができる。一方、角膜１０２や水晶体１０４からの反射光による干渉信号は、Ｂスキャンによる依存性が大きい。角膜１０２や水晶体１０４では、入射した光が鏡面反射するためである。そこで、角膜１０２や水晶体１０４の位置を特定する際は、干渉信号の強度が強くなる角度範囲について得られた位置情報のみを加算して平均値を取ることで、角膜１０２や水晶体１０４の位置を特定する。これによって、Ｂスキャンの影響を低減し、角膜１０２と水晶体１０４の位置を精度良く特定することができる。 Further, in the above-described embodiment, the position of each part of the eye 100 to be inspected is specified by simply averaging the two-dimensional information obtained by performing the A scan and the B scan, but the method is limited to such a method. I can't. For example, the method may be changed depending on whether the retina 106 and other parts (cornea 102, crystalline lens 104) are specified. That is, the interference signal due to the reflected light from the retina 106 has little dependence on the B scan. This is because the incident light is diffusely reflected on the retina 106, so that the dependency on the incident angle is small. Therefore, when specifying the position of the retina 106, the position of the retina 106 is specified by adding the position information obtained for all scanning angles and taking the average. By adding the position information obtained for all scanning angles, noise can be removed and the S/N ratio can be improved. On the other hand, the interference signal due to the reflected light from the cornea 102 or the crystalline lens 104 has a large dependency on the B scan. This is because the incident light is specularly reflected by the cornea 102 and the crystalline lens 104. Therefore, when the positions of the cornea 102 and the crystalline lens 104 are specified, the positions of the cornea 102 and the crystalline lens 104 are determined by adding only the positional information obtained for the angular range in which the intensity of the interference signal is strong and taking an average value. Identify. As a result, the influence of the B scan can be reduced and the positions of the cornea 102 and the crystalline lens 104 can be accurately specified.

また、上述した実施例では、検査者が操作部材を操作することで測定部１０の位置を調整したが、眼科装置が被検眼１００に対して測定部１０の位置を自動調整する機構を有していてもよい。さらに、上述した実施例は、フーリエドメイン方式の干渉計を利用した例であったが、タイムドーメイン方式の干渉計を利用してもよい。 Further, in the above-described embodiment, the examiner adjusts the position of the measurement unit 10 by operating the operation member, but the ophthalmologic apparatus has a mechanism for automatically adjusting the position of the measurement unit 10 with respect to the eye 100 to be inspected. May be. Furthermore, although the above-described embodiment is an example in which a Fourier domain type interferometer is used, a time domain type interferometer may be used.

また、上述した実施例で示した光学系の構成は一例であり、種々の態様を採り得る。例えば、上述した実施例では、焦点調整機構４０を２枚の凸レンズ４２，４４によって構成したが、焦点調整機構は、光源側に配置した凸レンズと、被検眼側に配置した凹レンズによって構成することもできる。この場合も、上述した実施例と同様に、凹レンズから被検眼に照射される光が平行光となるように凸レンズと凹レンズとの間隔を調整した状態から、凹レンズを凸レンズから離れる方向に移動させると、凹レンズから被検眼に照射される光は収束光となり、凹レンズを凸レンズに近づく方向に移動させると、凹レンズから被検眼に照射される光は発散光となる。 Further, the configuration of the optical system shown in the above-mentioned embodiments is an example, and various modes can be adopted. For example, in the above-described embodiment, the focus adjusting mechanism 40 is composed of the two convex lenses 42 and 44. However, the focus adjusting mechanism may be composed of a convex lens arranged on the light source side and a concave lens arranged on the eye side. it can. Also in this case, similarly to the above-described embodiment, when the distance between the convex lens and the concave lens is adjusted so that the light emitted from the concave lens to the subject's eye becomes parallel light, the concave lens is moved in the direction away from the convex lens. The light emitted from the concave lens to the subject's eye becomes convergent light, and when the concave lens is moved in the direction approaching the convex lens, the light emitted from the concave lens to the subject's eye becomes divergent light.

本明細書または図面に説明した技術要素は、単独であるいは各種の組み合わせによって技術的有用性を発揮するものであり、出願時請求項記載の組み合わせに限定されるものではない。また、本明細書または図面に例示した技術は複数目的を同時に達成するものであり、そのうちの一つの目的を達成すること自体で技術的有用性を持つものである。 The technical elements described in the present specification or the drawings exert technical utility alone or in various combinations, and are not limited to the combinations described in the claims at the time of filing. In addition, the technique illustrated in the present specification or the drawings achieves a plurality of purposes at the same time, and achieving the one purpose among them has technical utility.

１０・・測定部
１２・・光源
１４・・干渉光学系
２０・・干渉計
２２・・参照ミラー
２４・・ビームスプリッタ
２６・・受光素子
２８，３４・・ミラー
３０・・０点調整機構
３２・・コーナキューブ
４０・・焦点調整機構
４２・・凹レンズ
４４・・凸レンズ
４６・・入射角調整機構
４６ａ・・ガルバノミラー
４８・・ホットミラー
５０・・観察光学系
５４・・第１駆動装置
５６・・第２駆動装置
５８・・第３駆動装置
６０・・第４駆動装置
６２・・モニタ
６４・・演算装置 10... Measuring unit 12... Light source 14... Interference optical system 20... Interferometer 22... Reference mirror 24... Beam splitter 26... Light receiving element 28, 34... Mirror 30... Zero adjustment mechanism 32...・Corner cube 40 ・・Focus adjustment mechanism 42 ・・Concave lens 44 ・・Convex lens 46 ・・Incident angle adjustment mechanism 46 a ・・Galvano mirror 48 ・・Hot mirror 50 ・・Observation optical system 54 ・・First drive device 56 ・・2nd drive device 58... 3rd drive device 60... 4th drive device 62... Monitor 64... Arithmetic device

Claims

A light source,
A measurement optical system that guides the reflected light while irradiating the light from the light source inside the eye to be inspected,
A reference optical system that irradiates the reference surface with light from a light source and guides the reflected light,
A light receiving element that receives interference light that is a combination of reflected light guided by the measurement optical system and reflected light guided by the reference optical system,
From the interference light received by the light receiving element, and a computing device for specifying the position of the measurement target site inside the eye to be examined,
The measurement optical system has an incident angle changing means for changing the incident angle of the light irradiated to the eye to be inspected to the eye to be inspected in a predetermined angle range with respect to the visual axis of the eye to be inspected,
The incident angle changing means scans the incident angle to the eye to be inspected in a predetermined angle range when inspecting the eye to be inspected,
The light receiving element receives the interference light at each scanning angle,
The arithmetic device acquires two-dimensional tomographic data inside the eye to be inspected from the interference light received at each scanning angle,
The measurement optical system is configured such that the optical axis of the light irradiated to the eye to be inspected from the incident angle changing means changes its angle with respect to the visual axis of the eye to be inspected,
The two-dimensional tomographic data includes the anterior surface of the cornea, the posterior surface of the cornea, the anterior surface of the lens, the posterior surface of the lens, and the anterior surface of the retina ,
The measurement optical system is provided with a focus adjusting mechanism for changing the focal position of the light from the light source in the direction of the optical axis between the light source and the incident angle changing means. An ophthalmic device that does not have a lens .

Two-dimensional fault data is
One of the x-axis and the y-axis represents the scanning angle, and the other of the x-axis and the y-axis represents the position in the depth direction.
The ophthalmologic apparatus according to claim 1, wherein the interference signal information in the depth direction obtained for each scanning angle is data arranged in the direction of one of the x-axis and the y-axis.