JP7323148B2 - 眼科装置 - Google Patents

Description

本明細書に開示する技術は、眼科装置に関する。詳細には、被検眼に対する複数種類の計測を実施可能な眼科装置に関する。

被検眼の屈折力や各部位（例えば、前眼部、眼底等）の形態等を計測する眼科装置が開発されている。被検眼の屈折力や各部位の形態等を総合して判断することによって、被検眼の疾患の診断や視機能の検査を的確に行うことができる。このためには、被検眼の各部位や被検眼全体に対する複数種類の計測が必要であり、複数種類の計測を実施可能な眼科装置が開発されている。例えば、特許文献１には、被検眼の角膜形状、屈折力、眼軸長等を計測する眼科装置が開示されている。特許文献１の眼科装置は、ケラト測定用リングによって角膜前面形状を計測し、光干渉によって眼軸長を計測する。また、特許文献２には、光干渉断層法（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＯＣＴ）によって前眼部と眼底を計測する眼科装置が開示されている。特許文献２の眼科装置は、１つの光源から出力された光を、ビームスプリッタによって波長の異なる２つの光に分割する。分割された光のうち、一方の光は前眼部ＯＣＴ測定に用いられ、他方の光は眼底ＯＣＴ測定に用いられる。

特開２０１６－７７７７４号公報 特開２０１７－５０２８１７号公報

従来の眼科装置は、複数種類の計測を可能とするものであったが、それぞれの計測を別々に行うため、計測時間が長くなり、被検眼の測定効率が十分ではない。このため、被検者の負担の増大や、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等の問題が生じる。本明細書は、被検眼に対する複数種類の計測を効率良く行う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、被検眼に照射される第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の範囲の検査を行う第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１の範囲とは異なる第２の範囲の検査を行う第２の干渉計と、を備える。第１の光の中心波長と、第２の光の中心波長が異なっており、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光路の少なくとも一部が重複しており、第１の範囲の検査と第２の範囲の検査とを同時に実行可能である。

上記の眼科装置では、第１の光の中心波長と第２の光の中心波長が異なっているため、第１の光と第２の光によって、被検眼の異なる部位に強い光を照射することができる。このため、第１の光と第２の光のそれぞれを、第１の範囲の検査と第２の範囲の検査に好適な中心波長の光とすることによって、第１の範囲の検査と第２の範囲の検査を精度良く行うことができる。また、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光路の少なくとも一部が重複し、第１の光と第２の光を被検眼に対して同時に照射することができる。このように、上記の眼科装置によれば、被検眼の別々の範囲に対する検査を、第１の干渉計及び第２の干渉計を用いて、同時に実行することができる。すなわち、上記の眼科装置では、被検眼に対する複数種類の計測（すなわち、第１の範囲の検査と第２の範囲の検査）を効率良く行うことができる。このため、従来と比較して計測時間を短縮することができ、被検眼に対する検査を略同一な状態の被検眼に対して行うことができる。

実施例１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１の眼科装置のプローブ光学系の概略構成図。 前眼部ＯＣＴ光学系における光の光路を模式的に示す図。 眼底ＯＣＴ光学系における光の光路を模式的に示す図。 実施例１の眼科装置の制御系を示す図。 実施例１の眼科装置を用いて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（図８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。 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。 眼底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。 ＯＣＴ測定におけるスキャン分解能の導出を説明するための図。 ＯＣＴ測定における光学分解能の導出を説明するための図。 被検眼への光の入射位置及び入射角を所定の範囲で走査し、各入射位置及び入射角について得られる情報（図１２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。 前眼部と眼底の間の距離の補正を説明するための図。 前眼部ＯＣＴ測定における較正用ミラーの深さ位置を示すピークの取得を説明するための図。 眼底ＯＣＴ測定における較正用ミラーの深さ位置を示すピークの取得を説明するための図。 実施例２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２の眼科装置の制御系を示す図。 サンプリングトリガー／クロック発生器の構成を示す図。

以下に説明する実施例の主要な特徴を列記しておく。なお、以下に記載する技術要素は、それぞれ独立した技術要素であって、単独であるいは各種の組合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合せに限定されるものではない。

本技術の一実施形態では、第１の範囲は被検眼の前眼部を含み、第２の範囲は被検眼の眼底を含んでもよい。このような構成によると、眼科検査において重要な被検眼の部位を好適に検査することができる。

本技術の一実施形態では、第１の光源から出力される第１の光の中心波長は０．９５μｍ以上１．８０μｍ以下であり、第２の光源から出力される第２の光の中心波長は０．４０μｍ以上１．１５μｍ以下であってもよい。このような構成によると、第１の範囲と第２の範囲のそれぞれにより適した波長の光を照射することができる。このため、第１の範囲の検査と第２の範囲の検査をそれぞれ精度良く行うことができる。

本技術の一実施形態では、第１光路と第２光路が重複する重複光路上に配置されており、第１の光源から出力される第１の光を走査するとともに、第２の光源から出力される第２の光を走査するスキャナをさらに備えてもよい。このような構成によると、第１の範囲に照射される第１の光を走査するためのスキャナと第２の範囲に照射される第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。

本技術の一実施形態では、第２の光源は、第２の範囲の検査におけるスキャン分解能が第２の範囲の検査における光学分解能よりも大きい場合に、第２の光をパルス状に出力するように構成されてもよい。第２の範囲の検査の速度は、第１の範囲の検査の速度よりも遅く設定される場合がある。すなわち、第２の範囲の検査に要する時間が、第１の範囲の検査に要する時間よりも長く設定される場合がある。このような場合には、第１の光と第２の光を共用のスキャナで同時に走査する構成において、スキャナを第１の範囲の検査の速度に合わせて走査すると、第２の範囲の検査の速度が比較的に遅いために第２の干渉光から得られる干渉信号が減衰して、第２の範囲の検査を精度良く行えない場合がある。このように、スキャン方向のスキャン分解能が横方向の光学分解能より大きい場合には、第２の光を第２の範囲の検査の速度に合わせてパルス状に出力することにより、第２の干渉光から得られる干渉信号の減衰を抑制することができる。

本技術の一実施形態では、第２の光源は、第２の範囲の検査におけるスキャン分解能が第２の範囲の検査における光学分解能よりも小さい場合に、第２の光を連続的に出力するように構成されてもよい。第２の範囲の検査におけるスキャン分解能が第２の範囲の検査における光学分解能よりも小さい場合、第２の光を連続的に出力しても、干渉信号の減衰が生じ難い。このため、第２の範囲の検査において、スキャン方向のスキャン分解能が横方向の光学分解能より小さい場合は、第２の光を連続的に出力する態様を採用することにより、第２の光源の制御が容易となる。

本技術の一実施形態では、重複光路上に配置されており、スキャナと被検眼の間に配置される対物レンズをさらに備えてもよい。スキャナは、第１の光及び第２の光の進行方向を所定の方向へ変更するミラーを備えてもよい。そして、第１の範囲の検査におけるＡスキャン速度をＦａ、第１の範囲の検査における被検眼の深さ方向に直交する第１の方向へのスキャン範囲をＷａ、第１の方向へのスキャン範囲内におけるＡスキャン回数をＮａ、第１の範囲の検査におけるミラーの倍率をＭａ、第２の範囲の検査におけるＡスキャン速度をＦｐ、第２の範囲の検査における第１の方向へのスキャン範囲をＷｐ、第１の方向へのスキャン範囲内におけるＡスキャン回数をＮｐ、第２の範囲の検査におけるミラーの倍率をＭｐ、第２の光の中心波長をλｐ、第２の光のビーム径をＤｐ、対物レンズの焦点距離をｆ_ｏｂｊ、としたときに、第２の光源は、以下の式：
（Ｆｐ・λｐ・Ｍｐ）／Ｄｐ＜（π／４）・（Ｍａ／ｆ_ｏｂｊ）・（Ｗａ／Ｎａ）・Ｆａ
を満足する場合に、第２の光をパルス状に出力するように構成されてもよい。
このような条件を満たす場合には、第２の干渉光から得られる干渉信号が減衰し易い。このため、第２の光をパルス状に出力することによって、当該干渉信号の減衰を抑制することができる。

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。

本技術の一実施形態では、重複光路上に配置されており、スキャナと被検眼の間に配置される対物レンズをさらに備えてもよい。スキャナは、第１の光及び第２の光の進行方向を所定の方向へ変更するミラーを備えてもよい。そして、第１の範囲の検査におけるＡスキャン速度をＦａ、第１の範囲の検査における被検眼の深さ方向に直交する第１の方向へのスキャン範囲をＷａ、第１の方向へのスキャン範囲内におけるＡスキャン回数をＮａ、第１の範囲の検査におけるミラーの倍率をＭａ、第２の範囲の検査におけるＡスキャン速度をＦｐ、第２の範囲の検査における第１の方向へのスキャン範囲をＷｐ、第１の方向へのスキャン範囲内におけるＡスキャン回数をＮｐ、第２の範囲の検査におけるミラーの倍率をＭｐ、第２の光の中心波長をλｐ、第２の光のビーム径をＤｐ、対物レンズの焦点距離をｆ_ｏｂｊ、としたときに、第２の光源は、以下の式：
（Ｆｐ・λｐ・Ｍｐ）／Ｄｐ＞（π／４）・（Ｍａ／ｆ_ｏｂｊ）・（Ｗａ／Ｎａ）・Ｆａ
を満足する場合に、第２の光を連続的に出力するように構成されてもよい。
このような条件を満たす場合には、第２の干渉光から得られる干渉信号が減衰し難い。このため、第２の光を連続的に出力することによって、第２の光源の制御を容易にすることができる。

本技術の一実施形態では、第２の光源は、デューティ比Ｄが、以下の式：
Ｄ＜Ｆｐ／｛π／（４λｐ）・（Ｄｐ／ｆ_ｏｂｊ）・（Ｍａ／Ｍｐ）・（Ｗａ／Ｎａ）・Ｆａ｝
を満足するように、第２の光を周期１／Ｆｐでパルス状に出力するように構成されてもよい。このような構成では、第２の範囲の検査における被検眼のＡスキャン速度Ｆｐに合わせて光を出力することにより、第２の干渉光から得られる干渉信号の減衰を好適に抑制することができる。なお、デューティ比は、例えば、第２の光を出力している時間をｔｏ、第２の光を出力していない時間をｔｓとすると、ｔｏ／（ｔｏ＋ｔｓ）と表すことができる。

本技術の一実施形態では、重複光路上に配置されており、スキャナと被検眼の間に配置される対物レンズをさらに備えてもよい。スキャナは、第１の光及び第２の光の進行方向を所定の方向へ変更するミラーを備えてもよい。そして、第１の範囲の検査におけるＡスキャン速度をＦａ、第１の範囲の検査における被検眼の深さ方向に直交する第１の方向へのスキャン範囲をＷａ、第１の方向へのスキャン範囲内におけるＡスキャン回数をＮａ、第１の範囲の検査におけるミラーの倍率をＭａ、第２の範囲の検査におけるＡスキャン速度をＦｐ、第２の範囲の検査における第１の方向へのスキャン範囲をＷｐ、第１の方向へのスキャン範囲内におけるＡスキャン回数をＮｐ、第２の範囲の検査におけるミラーの倍率をＭｐ、第２の光の中心波長をλｐ、第２の光のビーム径をＤｐ、対物レンズの焦点距離をｆ_ｏｂｊ、としたときに、前記第２の干渉計は、デューティ比が、以下の式：
Ｄ＜Ｆｐ／｛π／（４λｐ）・（Ｄｐ／ｆ_ｏｂｊ）・（Ｍａ／Ｍｐ）・（Ｗａ／Ｎａ）・Ｆａ｝
を満足するように、第２の光を周期１／Ｆｐでパルス状に検出するように構成されてもよい。
第２の範囲の検査の速度は、第１の範囲の検査の速度よりも遅く設定される場合がある。すなわち、第２の検査に要する時間が、第１の範囲の検査に要する時間よりも長く設定される場合がある。このような場合には、第１の光と第２の光を共用のスキャナで同時に走査する構成において、スキャナを第１の範囲の検査の速度に合わせて走査すると、第２の範囲の検査の速度が比較的に遅いために第２の干渉光から得られる干渉信号が減衰して、第２の範囲の検査を精度良く行えない場合がある。上記の構成では、第２の干渉光を第２の範囲の検査におけるＡスキャン速度Ｆｐに合わせて検出することにより、第２の干渉光から得られる干渉信号の減衰を抑制することができる。なお、デューティ比は、例えば、第２の光を検出している時間をｔｄ、第２の光を検出していない時間をｔｕとすると、ｔｄ／（ｔｄ＋ｔｕ）と表すことができる。

本技術の一実施形態では、第２の光源から出力される第２の光を利用して、被検眼の屈折力を計測する屈折力測定光学系をさらに備えてもよい。このような構成によると、第２の範囲の検査に用いられる光源と、被検眼の屈折力を計測するための光源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。

本技術の一実施形態では、第１の範囲は被検眼の前眼部を含み、第２の範囲は被検眼の眼底を含んでもよい。第１の干渉光に基づいて被検眼の前眼部の形状を算出するとともに、第２の干渉光に基づいて被検眼の眼底の形状を算出する演算装置をさらに備えてもよい。演算装置は、予め測定された第１の範囲から第２の範囲までの距離を記憶してもよく、算出した前眼部の形状及び眼底の形状と、予め測定された第１の範囲から第２の範囲までの距離に基づいて、被検眼の眼軸長を算出してもよい。このような構成によると、眼軸長の計測を含む被検眼に対する複数種類の計測を単一の眼科装置で行うことができる。

本技術の一実施形態では、第１の干渉計は第１較正用ミラーを備えており、第２の干渉計は第２較正用ミラーを備えてもよい。演算装置は、第１較正用ミラーの予め定められた第１の参照位置と、第２較正用ミラーの予め定められた第２の参照位置と、第１の参照位置から第２の参照位置までの距離と、を記憶してもよい。演算装置は、前眼部の形状を算出するときに、測定された第１較正用ミラーの位置と第１の参照位置との間の第１の変位量を算出してもよい。演算装置は、眼底の形状を算出するときに、測定された第２較正用ミラーの位置と第２の参照位置との間の第２の変位量を算出してもよい。演算装置は、眼軸長を算出するときに、第１の変位量及び第２の変位量に基づいて、第１の範囲から第２の範囲までの距離を補正してもよい。このような構成によると、第１の干渉計における第１の光の光路長と第２の干渉計における第２の光の光路長との差が変動した場合であっても、第１の範囲から第２の範囲までの距離を好適に補正することができる。したがって、正確な眼軸長を算出することができる。

以下、実施例１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。

図２に示すように、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９０と、被検眼Ｅの眼底を断層撮影する眼底ＯＣＴ光学系９２と、被検眼Ｅの屈折力を測定するレフ測定光学系９４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。眼底ＯＣＴ光学系９２及びレフ測定光学系９４については後述する。

前眼部ＯＣＴ光学系９０は、ファイバコリメータ１０２と、ダイクロイックミラー１０４、１１０と、中央部に孔が設けられているミラー１０５（以下、孔あきミラー１０５という。）と、スキャナ１０６と、対物レンズ１１２を備える。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９０）に入力された光は、ファイバコリメータ１０２から出射され、ダイクロイックミラー１０４に照射される。ダイクロイックミラー１０４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。前眼部用光源１２から出力された光は中心波長が１．３１μｍであるため、ダイクロイックミラー１０４で反射される。ダイクロイックミラー１０４で反射された光は、孔あきミラー１０５の中央部の円孔を通過し、スキャナ１０６に照射される。スキャナ１０６は、例えば、ガルバノメーターであり、ガルバノメーターに装着されたガルバノミラー１０８によって、光の照射方向が所定の方向に変更される。スキャナ１０６から出射された光は、ダイクロイックミラー１１０に照射される。ダイクロイックミラー１１０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。スキャナ１０６から出射された光は中心波長が１．３１μｍであるため、ダイクロイックミラー１１０で反射される。そして、ダイクロイックミラー１１０で反射された光は、対物レンズ１１２を介して被検眼Ｅの前眼部（例えば、角膜、前房、水晶体等）に照射される。被検眼Ｅの前眼部から反射された測定光は、対物レンズ１１２、ダイクロイックミラー１１０、スキャナ１０６、孔あきミラー１０５、ダイクロイックミラー１０４を介して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。

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に照射される。ダイクロイックミラー３４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。不図示のファイバコリメータから出射された光は、中心波長が０．９０μｍよりも長い（すなわち、１．３１μｍ）ため、ダイクロイックミラー３４を透過する。ダイクロイックミラー３４を透過した光は、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及びレンズ３２を介して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９０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１０４、スキャナ１０６、対物レンズ１１２）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９０では、スキャナ１０６が対物レンズ１１２の後焦点に配置される。このため、スキャナ１０６によって走査された光は、被検眼Ｅに対して光軸と平行に照射される。すなわち、前眼部ＯＣＴ光学系９０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、歪みのない画像を取得できる。また、ファイバコリメータ１０２の端面が、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９０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２に示すように、プローブ光学系２６の眼底ＯＣＴ光学系９２は、ファイバコリメータ１１４と、レンズ１１６、１１８、１２０と、ダイクロイックミラー１０４、１１０と、孔あきミラー１０５と、スキャナ１０６と、ミラー１２２、１２４、１２６と、対物レンズ１１２を備える。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９２）に入力された光は、ファイバコリメータ１１４から出射され、レンズ１１６、１１８を介してダイクロイックミラー１０４に照射される。上述したように、ダイクロイックミラー１０４は、０．９０μｍよりも短波長の光を透過するため、眼底用光源６２から出力された光（中心波長が０．８３μｍ）は、ダイクロイックミラー１０４を透過する。ここで、眼底ＯＣＴ光学系９２の光路は、前眼部ＯＣＴ光学系９０の光路と重複する。

ダイクロイックミラー１０４を透過した光は、孔あきミラー１０５の中央部の円孔を通過し、スキャナ１０６に照射される。スキャナ１０６に照射された光は、光の照射方向が所定の方向に変更され、ダイクロイックミラー１１０に照射される。上述したように、ダイクロイックミラー１１０は、０．９０μｍよりも短波長の光を透過するため、レンズ１１８を透過した光（中心波長が０．８３μｍ）は、ダイクロイックミラー１１０を透過する。ここで、眼底ＯＣＴ光学系９２の光路は、前眼部ＯＣＴ光学系９０の光路と再び異なる光路となる。

ダイクロイックミラー１１０を透過した光は、レンズ１２０を介してミラー１２２、１２４、１２６で反射される。ミラー１２６で反射された光は、再びダイクロイックミラー１１０に照射され、上述したように、ダイクロイックミラー１１０を透過する。ここで再び、眼底ＯＣＴ光学系９２の光路は、前眼部ＯＣＴ光学系９０と重複する。ダイクロイックミラー１１０を透過した光は、対物レンズ１１２を介して被検眼Ｅの眼底（例えば、網膜、脈絡膜等）に照射される。

上述したように、眼底ＯＣＴ光学系９２の光路は、ダイクロイックミラー１０４からスキャナ１０６を介してダイクロイックミラー１１０まで前眼部ＯＣＴ光学系９０の光路と重複し、ダイクロイックミラー１１０からレンズ１２０を介して再びダイクロイックミラー１１０に照射されるまで前眼部ＯＣＴ光学系９０の光路とは異なり、ダイクロイックミラー１１０から対物レンズ１１２を介して被検眼Ｅまで前眼部ＯＣＴ光学系９０の光路と重複する。

被検眼Ｅの眼底から反射された測定光は、対物レンズ１１２、ダイクロイックミラー１１０、ミラー１２６、１２４、１２２、レンズ１２０、ダイクロイックミラー１１０、スキャナ１０６、孔あきミラー１０５、ダイクロイックミラー１０４、レンズ１１８、１１６を介してファイバコリメータ１１４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。

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に照射される。上述したように、ダイクロイックミラー３４は、０．９０μｍよりも短波長の光を反射するため、ミラー３９を透過した光（中心波長が０．８３μｍ）は、ダイクロイックミラー３４に反射される。ダイクロイックミラー３４で反射された光は、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４を参照して、眼底ＯＣＴ光学系９２におけるスキャンについて説明する。図４は、ファイバコリメータ１１４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１１６、１１８、１２０、ダイクロイックミラー１０４、スキャナ１０６、対物レンズ１１２）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４に示すように、眼底ＯＣＴ光学系９２では、スキャナ１０６と被検眼Ｅとの間に２つのレンズ１１２、１２０が配置される。また、スキャナ１０６は被検眼Ｅの眼球内部と共役な位置に配置される。これによって、眼底ＯＣＴ光学系９２では、被検眼Ｅの眼球内にピボットを結ぶピボットスキャンとなる。通常、ピボットスキャンの場合には、被検眼Ｅの瞳孔にピボットを結ばせるため、例えば、被検眼Ｅの水晶体に混濁部位があると、眼底まで十分に光を照射することが難しくなる。本実施例では、被検眼Ｅの眼底と水晶体との間でピボットを結ばせるため、被検眼Ｅの水晶体の状態に関わらず、眼底まで光を照射することが容易となる。

また、ファイバコリメータ１１４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１１４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１４０を駆動することによって、レンズ１１６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１１４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９２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９４について説明する。レフ測定光学系９４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。本実施例では、被検眼Ｅの屈折力を計測するために、眼底ＯＣＴ光学系９２に用いられた眼底用光源６２を利用する。レフ測定光学系９４は、ファイバコリメータ１１４と、レンズ１１６、１１８、１２０、１３０、１３４と、ダイクロイックミラー１０４、１１０と、孔あきミラー１０５と、スキャナ１０６と、ミラー１２２、１２４、１２６、１２８と、対物レンズ１１２と、絞り１３２と、リングレンズ１３６と、センサ１３８と、焦点調整機構１４０と、雲霧機構（図示省略）を備える。

レフ測定光学系９４では、図１に示す眼底用光源６２から出力された光が、ファイバコリメータ１１４から出射され、被検眼Ｅに照射されるまで上述した眼底ＯＣＴ光学系９２と同じ光路を通過する。すなわち、レフ測定光学系９４では、ファイバコリメータ１１４から出射された光は、レンズ１１６、１１８、ダイクロイックミラー１０４、孔あきミラー１０５、スキャナ１０６、ダイクロイックミラー１１０、レンズ１２０、ミラー１２２、１２４、１２６、ダイクロイックミラー１１０、対物レンズ１１２を介して、被検眼Ｅに照射される。

被検眼Ｅからの反射光は、対物レンズ１１２、ダイクロイックミラー１１０、ミラー１２６、１２４、１２２、レンズ１２０、ダイクロイックミラー１１０、スキャナ１０６を介して、孔あきミラー１０５に照射される。孔あきミラー１０５に照射された光は、孔あきミラー１０５に設けられた円孔の周辺部に配置される反射面で反射され、ミラー１２８で反射される。ミラー１２８で反射された光は、レンズ１３０、絞り１３２、レンズ１３４、リングレンズ１３６を介して、センサ１３８で検出される。リングレンズ１３６は、レンズ１３４側に配置されるリング状のレンズ部と、センサ１３８側に配置される遮光部を備えている。遮光部は、レンズ部に接続する部分以外の部分が遮光されている。リングレンズ１３６に入射した光は、リングレンズ１３６からリング状の光となって出射される。センサ１３８は、リングレンズ１３６から出射されるリング状の光を検出する。センサ１３８は、例えば、ＣＣＤカメラであり、センサ１３８で検出（撮影）された画像は演算装置に入力される。

レフ測定光学系９４では、ファイバコリメータ１１４から被検眼Ｅまでの光路が、眼底ＯＣＴ光学系９２と重複している。このため、レフ測定光学系９４におけるスキャンは、眼底ＯＣＴ光学系９２と同様にピボットスキャンとなる。このため、眼底ＯＣＴ光学系９２と同様に、被検眼Ｅの水晶体の状態に関わらず、眼底まで光を照射することができる。また、眼底上をスキャンすることで、眼底疾患や血管など眼底からの反射を減衰させる要素がある場合においても、良好な画像を得ることができる。

また、レフ測定光学系９４は、焦点調整機構１４０を備えている。焦点調整機構１４０は、ファイバコリメータ１１４と、レンズ１１６、１３４と、絞り１３２と、リングレンズ１３６と、センサ１３８を光軸方向（Ｚ軸方向）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１４０は、駆動装置を駆動することによって、ファイバコリメータ１１４の位置とセンサ１３８の位置を光軸方向に一体的に移動できる。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１１４の位置とセンサ１３８の位置を被検眼Ｅ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、本実施例の眼科装置１は、前眼部ＯＣＴ光学系９０の光路と、眼底ＯＣＴ光学系９２の光路が重複する重複光路上に、スキャナ１０６が配置されている。すなわち、スキャナ１０６によって、前眼部ＯＣＴ光学系９０におけるスキャンと、眼底ＯＣＴ光学系９２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。

図５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５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、スキャナ１０６と、センサ１３８と、焦点調整機構１４０と、タッチパネル１４２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、スキャナ１０６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、スキャナ１０６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、センサ１３８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。また、演算装置２００は、算出した前眼部の形状及び眼底の形状に基づいて、被検眼Ｅの眼軸長を算出する。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１４２を制御する。タッチパネル１４２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１４２は、演算装置２００によって生成された被検眼Ｅの前眼部の断層画像や眼底の断層画像、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１４２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１４２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からの光の双方がスキャナ１０６に入射している状態でスキャナ１０６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、略同じ状態の被検眼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６～１５を参照して、被検眼Ｅの前眼部、眼底、屈折力及び眼軸長を測定する処理について説明する。

図６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６に示すように、まず、検査者がタッチパネル１４２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、スキャナ１０６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、模擬眼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、スキャナ１０６を調整してもよい。

スキャナ１０６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、センサ１３８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１４０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１４０を駆動して、眼底用光源６２及びセンサ１３８の位置を被検眼Ｅに対して移動させ、センサ１３８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７を参照して説明する。図７に示すように、演算装置２００は、ガルバノミラー１０８を走査角範囲内の１つの走査角に調整する（Ｓ３２）。これにより、前眼部用光源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Ｅに入射することになる。

ガルバノミラー１０８の調整が終わると、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８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。

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、全ての入射位置及び入射角度）につい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、ガルバノミラー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）に合わせてガルバノミラー１０８が走査される。なお、本明細書では、ガルバノミラー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及び入射角度を変化させることを、「Ｂスキャン」という。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となるようにガルバノミラー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９に示すように、走査角の数（ｎ個）だけ干渉信号情報（Ａスキャン情報）が並んだ二次元情報が得られる。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、約８００個の走査角についてのＡスキャン情報を取得する。したがって、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１０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スキャン方向を被検眼Ｅの角膜頂点から放射方向に設定し、Ｃスキャン方向を円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９０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９０では、ファイバコリメータ１０２の端面が被検眼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７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）。なお、演算装置２００は、眼底用光源６２から光をパルス状に出力し、さらにその光出力と同期して受光素子８９からの信号を受信する。すなわち、演算装置２００は、所定の周期で眼底用光源６２のオン／オフを繰り返しながら干渉信号を取得する。眼底ＯＣＴ測定における光のパルス照射については後述する。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。

眼底ＯＣＴ光学系９２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の眼底に集光するように各光学部材が配置されている。このため、図１１に示すように、演算装置２００は、例えば、網膜等の被検眼Ｅの眼底部の位置を特定することができる。この測定を、上述のＳ３６と同様に、予め設定された全ての走査角で実施するまで繰り返す。眼底ＯＣＴ測定では、Ｂスキャン範囲が、例えば、３．８ｍｍとなるようにガルバノミラー１０８が走査される。また、眼底ＯＣＴ測定では、例えば、約８０個の走査角についてのＡスキャン情報を取得する。なお、本実施例では、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、スキャナ１０６により同時に走査される。このため、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１１２の焦点距離等に基づいて、スキャナ１０６、対物レンズ１１２、レンズ１２０等の位置が調整される。

本実施例では、眼底ＯＣＴ測定におけるＡスキャン速度（約１０ｋＨｚ）は、前眼部ＯＣＴ測定におけるＡスキャン速度（約１００ｋＨｚ）よりも遅い。このため、各測定における各光をスキャナ１０６により同時に走査した場合、眼底ＯＣＴ測定により得られるＡスキャン情報の数（Ａスキャン本数）は、前眼部ＯＣＴ測定により得られるＡスキャン情報の数よりも少なくなる。ここで、一般的に、フーリエドメイン方式を採用するＯＣＴ測定では、Ａスキャンとともに行われるＢスキャン（ミラーの走査角の変化による測定光の入射位置及び入射角度の変化（すなわち、被検眼の深さ方向に直交する方向における測定光のスキャン））が比較的に高速で行われる場合、ある走査角におけるＡスキャンの測定中に当該走査角が変化することにより、本来の測定位置からずれることに起因して、干渉光から得られる干渉信号が減衰又は消失してしまうという現象が知られている。すなわち、本実施例においては、ＯＣＴ測定におけるスキャン分解能（Ａスキャン１本あたりのＢスキャン範囲（すなわち、隣接するＡスキャン同士の間隔））が、ＯＣＴ測定における光学分解能よりも大きい場合、干渉光から得られる干渉信号が減衰する現象（いわゆる、フリンジウォッシュアウト（fringe washout））が生じる場合がある。したがって、スキャン分解能は、光学分解能よりも小さく設定されることが望ましい。以下、スキャン分解能及び光学分解能の導出について説明する。

図１２は、前眼部ＯＣＴ測定及び眼底ＯＣＴ測定におけるスキャン分解能の導出を説明するための図を示している。図１２に示すように、前眼部ＯＣＴ測定のＢスキャン範囲をＷａ、対物レンズの焦点距離をｆ_ｏｂｊ、ガルバノミラーの振り角をθとすると、ガルバノミラー面でのビームの全振り角が２θとなるため、Ｗａ＝ｆ_ｏｂｊ・２ｔａｎθの関係が成立する。また、ガルバノミラーが実体でなく実像である場合には、ガルバノミラーの倍率をＭａとすると、Ｗａ＝ｆ_ｏｂｊ・２ｔａｎθ／Ｍａの関係が成立する。一方、眼底ＯＣＴ測定のＢスキャン範囲をＷｐ、対物レンズの焦点距離をｆ_ｏｂｊ、レンズの焦点距離をｆ_{ｒｅｌａｙ}、被検眼の眼球焦点距離をｆ_ｅｙｅ、ガルバノミラーの振り角をθとすると、Ｗｐ＝（ｆ_ｅｙｅ・ｆ_{ｒｅｌａｙ}／ｆ_ｏｂｊ）・２ｔａｎθの関係が成立する。また、ガルバノミラーに対する実像Ｒの倍率をＭｐとすると、Ｗｐ＝ｆ_ｅｙｅ・２ｔａｎθ／Ｍｐの関係が成立する。したがって、眼底ＯＣＴ測定のスキャン分解能δＷｐは、１つのＢスキャン内のＡスキャン本数をＮｐとすると、δＷｐ＝（ｆ_ｅｙｅ・２ｔａｎθ／Ｍｐ）／Ｎｐと表すことができる。

本実施例では、前眼部ＯＣＴ測定と眼底ＯＣＴ測定において、スキャナ１０６を共用している。このため、前眼部ＯＣＴ測定と眼底ＯＣＴ測定におけるガルバノミラー１０８の振り角θは共通となる。したがって、眼底ＯＣＴ測定におけるスキャン分解能δＷｐは、δＷｐ＝（ｆ_ｅｙｅ／ｆ_ｏｂｊ）・（Ｍａ／Ｍｐ）・（Ｗａ／Ｎｐ）と表すことができる。さらに、１つのＢスキャンに要する時間をＴ、前眼部ＯＣＴ測定におけるＡスキャン速度をＦａ及びＡスキャン本数をＮａ、眼底ＯＣＴ測定におけるＡスキャン速度をＦｐ及びＡスキャン本数をＮｐとすると、Ｔ＝Ｎａ／Ｆａ＝Ｎｐ／Ｆｐの関係が成立する。したがって、本実施例では、眼底ＯＣＴ測定のスキャン分解能δＷｐは、δＷｐ＝（ｆ_ｅｙｅ／ｆ_ｏｂｊ）・（Ｍａ／Ｍｐ）・（Ｗａ／Ｎａ）・（Ｆａ／Ｆｐ）と導出される。

図１３は、眼底ＯＣＴ測定における光学分解能の導出を説明するための図を示している。光源から出力される光がシングルモードである場合、図１３に示すように、光の中心波長をλ、レンズＬｅの焦点距離をＦ、レンズＬｅに入射する光のビーム径をＤとすると、光学分解能２ｄは、２ｄ＝（４λ／π）・（Ｆ／Ｄ）と表される。したがって、本実施例では、眼底ＯＣＴ測定の光学分解能２ｄｐは、眼底用光源６２から出力される光の中心波長をλｐ、被検眼Ｅの眼球焦点距離をｆ_ｅｙｅ、角膜に入射する光のビーム径をＤｐとすると、２ｄｐ＝（４λｐ／π）・（ｆ_ｅｙｅ／Ｄｐ）と導出される。

上述したように、フリンジウォッシュアウトを生じさせないためには、スキャン分解能が光学分解能よりも小さいことを要する。すなわち、δＷｐ＜２ｄｐの関係が成立することを要する。したがって、上記で導出した眼底ＯＣＴ測定のスキャン分解能及び光学分解能より、（Ｆｐ・λｐ・Ｍｐ）／Ｄｐ＞（π／４）・（Ｍａ／ｆ_ｏｂｊ）・（Ｗａ／Ｎａ）・Ｆａの関係が成立する場合に、フリンジウォッシュアウトの発生を防止することができる。本実施例では、上述したように、前眼部ＯＣＴ測定の各条件が、Ｆａ＝１００ｋＨｚ、Ｗａ＝１６ｍｍ、Ｎａ＝８００本であるため、例えば、他の条件をＭａ＝１、ｆ_ｏｂｊ＝７０ｍｍ、λｐ＝０．８３μｍ、Ｄｐ＝１ｍｍ、Ｍｐ＝１とすると、眼底ＯＣＴ測定におけるＡスキャン速度Ｆｐを、Ｆｐ＞２７０３６Ｈｚとすることによりフリンジウォッシュアウトの発生を防止することができる。

本実施例では、眼底ＯＣＴ測定のＡスキャン速度が約１０ｋＨｚに設定されている。このため、仮に眼底用光源６２から光を連続的に出力した場合、眼底ＯＣＴ測定で得られる干渉信号にフリンジウォッシュアウトが生じる。これに対して、本実施例では、上述したように、眼底ＯＣＴ測定においてＡスキャン速度を約１０ｋＨｚに設定しつつ、眼底用光源６２からの光を眼底ＯＣＴ測定におけるＡスキャン速度に合わせた周期でパルス状に出力する。本実施例の場合、Ｆｐ／｛π／（４λｐ）・（Ｄｐ／ｆ_ｏｂｊ）・（Ｍａ／Ｍｐ）・（Ｗａ／Ｎａ）・Ｆａ｝未満のデューティ比で眼底用光源６２から光を周期１／Ｆｐでパルス状に出力することによってフリンジウォッシュアウトの発生を好適に防止することができる。すなわち、本実施例では、眼底用光源６２が出力する光を、デューティ比が１００００／２７０３６未満で、周期が１００μｓとなるようにパルス照射することによって、フリンジウォッシュアウトの発生を防止することができる。

全ての走査角について測定が終了すると、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。眼底ＯＣＴ光学系９２では、前眼部ＯＣＴ光学系９０と異なり、ピボットスキャンとなっている。このため、図１４に示すように、各走査角において被検眼Ｅの眼球内でピボットを結んだ二次元情報が得られる。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の各部位の位置情報の平均値を算出することで、被検眼Ｅの各部位の位置を特定する。この測定結果から、被検眼Ｅの眼底の形状を算出することができる。

前眼部の形状の算出及び眼底の形状の算出が終了すると、演算装置２００は、較正用ミラー３６から得られる干渉信号に基づいて、被検眼Ｅの前眼部と眼底の間の距離を補正する（Ｓ２０）。図１５を用いて、前眼部と眼底の間の距離の補正について説明する。図１５の処理は、被検眼Ｅの検査を行う前に予め実行される。図１５に示すように、演算装置２００は、まず、光路長が既知の対象物（例えば、模擬眼）に対して、前眼部ＯＣＴ測定及び眼底ＯＣＴ測定をそれぞれ実行する（Ｓ５２）。模擬眼に対して前眼部ＯＣＴ測定を行うと、図１６に示すように、測定用干渉光から得られる模擬眼の前眼部の各部位の深さ位置を示すピークと、較正用干渉光から得られる較正用ミラー３６の深さ位置を示すピークを取得することができる。演算装置２００は、各走査角についての較正用ミラー３６の深さ位置を示すピークを取得することによって、前眼部の断層画像に較正用ミラー３６の深さ位置を示す信号を重畳し、前眼部用光源１２から前眼部の所定の部位（例えば、角膜の前面）までの光路長と、前眼部用光源１２から較正用ミラー３６までの光路長の差Ｄ１を算出する（Ｓ５４）。また、演算装置２００は、前眼部ＯＣＴ測定における較正用ミラー３６の干渉信号の深さ位置を参照位置Ｚ_Ａｉとしてメモリに記憶する（Ｓ５６）。

同様に、演算装置２００は、模擬眼に対して眼底ＯＣＴ測定をし、図１７に示すように、測定用干渉光から得られる模擬眼の眼底の各部位の深さ位置を示すピークと、較正用干渉光から得られる較正用ミラー３６の深さ位置を示すピークを取得する。演算装置２００は、各走査角についての較正用ミラー３６の深さ位置を示すピークを取得することによって、眼底の断層画像に較正用ミラー３６の深さ位置を示す信号を重畳し、眼底用光源６２から眼底の所定の部位（例えば、網膜）までの光路長と、眼底用光源６２から較正用ミラー３６までの光路長の差Ｄ２を算出する（Ｓ５８）。また、演算装置２００は、眼底ＯＣＴ測定における較正用ミラー３６の干渉信号の深さ位置を参照位置Ｚ_Ｐｉとしてメモリに記憶する（Ｓ６０）。

そして、演算装置２００は、参照位置Ｚ_Ａｉと参照位置Ｚ_Ｐｉの間の距離（光路長差）Ｌ_ｉを算出する（Ｓ６２）。模擬眼の各部位の深さ位置は既知である。したがって、例えば、模擬眼の角膜の前面から網膜までの距離と、算出した光路長差Ｄ１、Ｄ２とに基づいて、参照位置Ｚ_Ａｉと参照位置Ｚ_Ｐｉの光路長差Ｌ_ｉを算出することができる。演算装置２００は、算出した光路長差Ｌ_ｉをメモリに記憶する（Ｓ６４）。

眼科装置１によるＯＣＴ測定においては、各干渉計１０、１１の光路長が変動する場合がある。例えば、被検眼Ｅに対する測定を行うときの前眼部ＯＣＴ干渉計１０の光路長が、模擬眼を測定した際の前眼部ＯＣＴ干渉計１０の光路長から変動すると、被検眼Ｅに対する測定を行うときの較正用ミラー３６の干渉信号の深さ位置が、模擬眼を測定した際の較正用ミラー３６の干渉信号の参照位置Ｚ_Ａｉから変位する。本実施例では、このように干渉計の光路長が変動した場合であっても、較正用ミラー３６の参照位置Ｚ_Ａｉ、Ｚ_Ｐｉに基づいて、ＯＣＴ測定時の各干渉計１０、１１の光路長差を算出することができる。具体的には、図６のＳ１８における被検眼Ｅに対する前眼部ＯＣＴ測定及び眼底ＯＣＴ測定を行ったときの較正用ミラー３６の深さ位置をそれぞれＺ_Ａ、Ｚ_Ｐとすると、深さ位置Ｚ_Ａから深さ位置Ｚ_Ｐまでの距離（光路長差）Ｌは、Ｌ＝Ｌ_ｉ＋（Ｚ_Ａ－Ｚ_Ａｉ）＋（Ｚ_Ｐ－Ｚ_Ｐｉ）と算出することができる。このように、実際の測定時の光路長差Ｌを算出することによって、前眼部から眼底までの距離を補正する（Ｓ２０）。

前眼部と眼底の間の距離の補正が完了すると、演算装置２００は、被検眼Ｅの眼軸長を算出する（Ｓ２２）。すなわち、Ｓ２０で算出した深さ位置Ｚ_Ａ、Ｚ_Ｐ及び光路長差Ｌと、前眼部ＯＣＴ測定において算出した前眼部の各部位の深さ位置と、眼底ＯＣＴ測定において算出した眼底の各部位の深さ位置とに基づいて、被検眼Ｅの眼軸長を算出する。

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１４２に解析結果を出力する（Ｓ２４）。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。

上述したように、本実施例の眼科装置１は、前眼部に照射する光の中心波長と、眼底に照射する光の中心波長が異なっている。このため、前眼部及び眼底のそれぞれの検査に好適な波長の光を照射し、前眼部及び眼底のそれぞれの検査を行うことができる。したがって、本実施例の眼科装置１によれば、前眼部及び眼底の計測を精度良く行うことができる。さらに、本実施例の眼科装置１では、前眼部用光源１２から出力される光の光路と、眼底用光源６２から出力される光の光路の一部が重複している。このため、双方の光を被検眼Ｅに対して同時に照射することができる。したがって、本実施例の眼科装置１によれば、被検眼Ｅの別々の範囲（すなわち、前眼部及び眼底）に対する検査を、効率良く行うことができる。このため、被検眼Ｅに対する複数種類の計測を略同一な状態の被検眼Ｅに対して行うことができる。このように、眼科装置１では、被検者への負担を低減するとともに、被検眼Ｅに対する複数種類の計測を精度良く行うことができる。

また、本実施例の眼科装置１は、スキャナ１０６を複数種類の全ての計測（前眼部ＯＣＴ測定、眼底ＯＣＴ測定及びレフ測定）において共用している。このため、眼科装置１内の光学系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、本実施例の眼科装置１では、レフ測定に使用する光源を眼底ＯＣＴ測定における光源（眼底用光源６２）と共用している。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。

また、本実施例の眼科装置１では、前眼部ＯＣＴ測定及び眼底ＯＣＴ測定において、スキャナ１０６を共用するとともに、眼底ＯＣＴ測定におけるＡスキャン速度（約１０ｋＨｚ）が前眼部ＯＣＴ測定におけるＡスキャン速度（約１００ｋＨｚ）よりも遅く設定されている。このため、仮に眼底用光源６２を連続的に照射した場合には、スキャナ１０６を前眼部ＯＣＴ測定におけるＡスキャン速度に合わせて走査すると、眼底ＯＣＴ測定においてフリンジウォッシュアウトが生じ易い。しかしながら、本実施例では、眼底用光源６２から所定の周期でパルス状に光を出力する。これにより、眼底ＯＣＴ測定におけるスキャン分解能が光学分解能よりも小さくなるため、眼底ＯＣＴ測定におけるフリンジウォッシュアウトを好適に防止することができる。

また、本実施例の眼科装置１では、較正用ミラー３６を用いて前眼部と眼底の間の距離を補正する。本実施例では、前眼部と眼底の検査をする際に、前眼部ＯＣＴ干渉計１０と眼底ＯＣＴ干渉計１１の２つの干渉計を用いる。このため、単一の干渉計のみを用いる場合と比較して、両干渉計１０、１１の光路長の差が比較的変動し易く、前眼部と眼底の間の距離の算出にずれが生じ易い。しかしながら、本実施例では、較正用ミラー３６を利用して、予め定められた参照位置Ｚ_Ａｉ、Ｚ_Ｐｉに基づいて、被検眼Ｅの測定時における前眼部と眼底の間の距離を好適に補正することができる。したがって、本実施例では、正確な眼軸長を算出することができる。

（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干渉計１０、眼底ＯＣＴ干渉計１１が、それぞれ「第１の干渉計」、「第２の干渉計」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。レフ測定光学系９４が、「屈折力測定光学系」の一例である。較正用ミラー３６が、「第１較正用ミラー」、「第２較正用ミラー」の一例である。

次に、実施例２に係る眼科装置２について説明する。なお、実施例２の眼科装置２のうち、実施例１の眼科装置１と共通する構成については、共通の参照番号を付し、その動作や処理等の説明を省略する。

図１８に示すように、眼科装置２は、被検眼Ｅの前眼部を断層撮影する前眼部ＯＣＴ干渉計２１０と、被検眼Ｅの眼底を断層撮影する眼底ＯＣＴ干渉計２１１を備えている。前眼部ＯＣＴ干渉計２１０では、波長掃引型の光源を用いた光周波数掃引ＯＣＴであって、被検眼Ｅの偏光特性を捉えることが可能な偏光感受型ＯＣＴ（polarization-sensitive OCT：ＰＳ－ＯＣＴ）が用いられる。なお、眼底ＯＣＴ干渉計２１１の構成や制御等は、実施例１の眼底ＯＣＴ干渉計１１と同様である。

図１８に示すように、前眼部ＯＣＴ干渉計２１０は、前眼部用光源１２と、測定光学系２２０と、較正光学系２３０と、参照光学系２４０と、干渉光学系２５０を備える。

前眼部用光源１２には、偏光制御装置１４及びファイバカプラ２１５が接続され、ファイバカプラ２１５にはＰＭＦＣ（偏波保持ファイバカプラ）２１６及びサンプリングトリガー／クロック発生器３００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及びファイバカプラ２１５を介して、ＰＭＦＣ２１６及びサンプリングトリガー／クロック発生器３００のそれぞれに入力される。サンプリングトリガー／クロック発生器３００は、前眼部用光源１２の光を用いて、後述する信号処理器２５６、２５７それぞれのサンプリングトリガー及びサンプリングクロックを生成する。

測定光学系２２０は、ＰＭＦＣ２１６に接続されたＰＭＦＣ２２１と、ＰＭＦＣ２２１から分岐する２つの測定光路Ｓ１、Ｓ２と、２つの測定光路Ｓ１、Ｓ２を接続する偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２２５と、偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２２５に接続されるＳＭＦＣ（シングルモードファイバカプラ）２２６と、ＳＭＦＣ２２６から分岐する２つの測定光路Ｓ３、Ｓ４と、測定光路Ｓ３に接続されるプローブ光学系２６を備えている。測定光路Ｓ４には偏光制御装置１５を介して較正光学系２３０が接続されている。測定光路Ｓ１には、光路長差生成部２２２とサーキュレータ２２３が配置されている。測定光路Ｓ２には、ＭＥＭＳアッテネータ２２４と、サーキュレータ２２７が配置されている。したがって、測定光路Ｓ１と測定光路Ｓ２との光路長差Δｌは、光路長差生成部２２２によって生成される。光路長差Δｌは、被検眼Ｅの深さ方向の測定範囲よりも長く設定してもよい。これにより、光路長差の異なる干渉光が重なることを防止できる。光路長差生成部２２２には、例えば、光ファイバが用いられてもよいし、ミラーやプリズム等の光学系が用いられてもよい。本実施例では、光路長差生成部２２２に、１ｍのＰＭファイバを用いている。また、測定光学系２２０は、ＰＭＦＣ２２８、２２９をさらに備えている。ＰＭＦＣ２２８は、サーキュレータ２２３に接続されている。ＰＭＦＣ２２９は、サーキュレータ２２７に接続されている。

上記の測定光学系２２０には、ＰＭＦＣ２１６で分岐された一方の光（すなわち、測定光）が入力される。ＰＭＦＣ２２１は、ＰＭＦＣ２１６から入力される測定光を、第１測定光と第２測定光に分割する。ＰＭＦＣ２２１で分割された第１測定光は測定光路Ｓ１に導かれ、第２測定光は測定光路Ｓ２に導かれる。測定光路Ｓ１に導かれた第１測定光は、光路長差生成部２２２及びサーキュレータ２２３を通って偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２２５に入力される。測定光路Ｓ２に導かれた第２測定光は、ＭＥＭＳアッテネータ２２４及びサーキュレータ２２７を通って偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２２５に入力される。ＰＭファイバ３０４は、偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２２５に、ＰＭファイバ３０２に対して円周方向に９０度回転した状態で接続される。これにより、偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２２５に入力される第２測定光は、第１測定光に対して直交する偏光成分を持った光となる。測定光路Ｓ１に光路長差生成部２２２が設けられているため、第１測定光は第２測定光に対して光路長差生成部２２２の距離だけ遅延している（すなわち、光路長差Δｌが生じている）。偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２２５は、入力される第１測定光と第２測定光を重畳する。

偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２２５から出力される光（第１測定光と第２測定光が重畳された光）はＳＭＦＣ２２６に入力され、ＳＭＦＣ２２６は、入力された光を第３測定光と第４測定光に分割する。ＳＭＦＣ２２６で分割された第３測定光は測定光路Ｓ３に導かれ、第４測定光は測定光路Ｓ４に導かれる。測定光路Ｓ３に導かれた第３測定光は、上述した実施例１と同様に、プローブ光学系２６の前眼部ＯＣＴ光学系９０に入力され、被検眼Ｅに照射される。ここで、測定光路Ｓ３に用いられるＳＭ（シングルモード）ファイバは応力や曲げによって複屈折を生じるため、被検眼Ｅに照射される光の偏光状態はＳＭファイバの状態によって変化し得る。被検眼Ｅからの反射光は、入射経路とは逆に、前眼部ＯＣＴ光学系９０を逆に通ってＳＭＦＣ２２６に入力され、偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２２５に入力される。

一方、測定光路Ｓ４に導かれた第４測定光は、較正光学系２３０に入力され、レンズ３２を介してガラスブロック３３に照射される。ガラスブロック３３は、レンズ３２を介して照射される第４測定光の一部が通過するように配置されている。例えば、図１８に示すように、ガラスブロック３３は、レンズ３２を介して照射される第４測定光のうち、下方の略半分の光が通過すると共に上方の略半分の光が通過しないように配置される。これにより、レンズ３２を介して照射される第４測定光の一部（図１８では下方を通る光）は、ガラスブロック３３を通過し、１／４波長板３７に照射される。一方、レンズ３２を介して照射される第４測定光の他の部分（図１８では上方を通る光）は、ガラスブロック３３を通過することなく、１／４波長板３７に照射される。１／４波長板３７に照射された光には、１／４波長板３７を通過する際に９０度の位相差が生じる。１／４波長板３７を通過した光は、ダイクロイックミラー３４及びレンズ３５を介して較正用ミラー３６に照射される。較正用ミラー３６からの反射光は、レンズ３５を通過し、１／４波長板３７においてさらに９０度の位相差が生じ、その一部がガラスブロック３３を通過してレンズ３２に照射され、他の部分がガラスブロック３３を通過することなくレンズ３２に照射される。そして、レンズ３２を通過して、ＳＭＦＣ２２６に入力される。したがって、ＳＭＦＣ２２６には、ガラスブロック３３を通過した光と、ガラスブロック３３を通過しない光が入力される。なお、ガラスブロック３３を通過した光は、ガラスブロック３３を１回通過した光（すなわち、レンズ３２、３５の間を往復する際に往路と復路のどちらか一方のみがガラスブロック３３を通過した光）であってもよいし、ガラスブロック３３を２回通過した光（すなわち、レンズ３２、３５の間を往復する際に往路と復路の両方でガラスブロック３３を通過した光）であってもよいし、それら両方であってもよい。較正用ミラー３６及びガラスブロック３３は、測定光路Ｓ４を通った測定光が、計測レンジのナイキスト周波数近傍に測定されるように配置される。ＳＭＦＣ２２６に入力された光は、偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２２５に入力される。測定光路Ｓ４に用いられるＳＭファイバは、湾曲したり温度が変化することによって、内部を通過する光の偏光状態が変化する場合がある。本実施例では、１／４波長板３７を適宜回転させることにより、１／４波長板３７を通過する光の偏光状態が制御される。これにより、偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２２５において、均一な強度を有する偏光成分に分割することができる。すなわち、後述するバランス型光検出器２８６、２８７、２９６、２９７に入力される干渉信号の強度を均一化することができる。

偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２２５に入力された被検眼Ｅからの反射光及び較正用ミラー３６からの反射光は、偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２２５で互いに直交する２つの偏光成分に分割される。ここでは便宜上それらを水平偏光反射光（水平偏光成分）と垂直偏光反射光（垂直偏光成分）と呼ぶ。そして、水平偏光反射光は測定光路Ｓ１に導かれ、垂直偏光反射光は測定光路Ｓ２に導かれる。水平偏光反射光は、サーキュレータ２２３により光路が変更され、ＰＭＦＣ２２８に入力される。ＰＭＦＣ２２８は、入力される水平偏光反射光を分岐して、後述する干渉光学系２５０のＰＭＦＣ２５１、２６１のそれぞれに入力する。したがって、ＰＭＦＣ２５１、２６１に入力される水平偏光反射光には、第１測定光による反射光成分と、第２測定光による反射光成分が含まれている。垂直偏光反射光は、サーキュレータ２２７により光路が変更され、ＰＭＦＣ２２９に入力される。ＰＭＦＣ２２９は、入力される垂直偏光反射光を分岐して、ＰＭＦＣ２５２、２６２に入力する。したがって、ＰＭＦＣ２５２、２６２に入力される垂直偏光反射光には、第１測定光による反射光成分と、第２測定光による反射光成分が含まれている。

参照光学系２４０は、ＰＭＦＣ２１６に接続された偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２４１と、偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２４１に接続された参照遅延ライン（２４２、２４３、２４４、２４５、２４６）と、偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２４１に接続されたＰＭＦＣ２４７と、ＰＭＦＣ２４７から分岐する２つの参照光路Ｒ１、Ｒ２と、参照光路Ｒ１に接続されるＰＭＦＣ２４８と、参照光路Ｒ２に接続されるＰＭＦＣ２４９を備えている。ＰＭファイバ３１０は、偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２４１に、ＰＭファイバ３０８に対して円周方向に９０度回転した状態で接続されている。参照光路Ｒ１には、光路長差生成部２３２が配置されている。参照光路Ｒ２には、光路長差生成部は設けられていない。したがって、参照光路Ｒ１と参照光路Ｒ２との光路長差Δｌ’は、光路長差生成部２３２によって生成される。光路長差生成部２３２には、例えば、光ファイバが用いられる。光路長差生成部２３２の光路長Δｌ’は、光路長差生成部２２２の光路長Δｌと同一としてもよい。光路長差ΔｌとΔｌ’を同一にすることで、後述する複数の干渉光の、被検物に対する深さ位置が同一となる。すなわち、取得される複数の断層像の位置合わせが不要となる。

上記の参照光学系２４０には、ＰＭＦＣ２１６で分岐された他方の光（すなわち、参照光）が入力される。ＰＭＦＣ２１６から入力される参照光は、偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２４１を通って参照遅延ライン（２４２、２４３、２４４、２４５、２４６）に入力される。参照遅延ライン（２４２、２４３、２４４、２４５、２４６）は、レンズ２４２と、減衰器２４３と、ファラデーローテータ２４４と、レンズ２４５と、参照ミラー２４６によって構成されている。偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２４１を介した参照光は、例えば、ＳＭファイバ３０６を通って不図示のファイバコリメータから出射され、レンズ２４２、減衰器２４３を介してファラデーローテータ２４４に入力される。参照光がファラデーローテータ２４４を介すると、その偏光方向が例えば４５度回転され、レンズ２４５を介して参照ミラー２４６に入射される。参照ミラー２４６で反射された参照光は、再び偏光方向が４５度回転され、ファイバコリメータに入射して、偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２４１に入力される。すなわち、参照遅延ライン（２４２、２４３、２４４、２４５、２４６）を通過した光は、その偏光方向が９０度回転された状態で偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２４１に入力される。ここで、参照ミラー２４６は、レンズ２４２に対して近接又は離間する方向に移動可能となっている。本実施例では、測定を開始する前に、被検眼Ｅからの信号がＯＣＴの深さ方向の測定範囲内に収まるように、参照ミラー２４６の位置を調整している。

参照ミラー２４６で反射されて偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２４１に入力された参照光は、その偏光方向が９０度回転されているため、ＰＭファイバ３１０を介してＰＭＦＣ２４７に入力される。ＰＭＦＣ２４７は、入力された参照光を、第１参照光と第２参照光に分岐する。第１参照光は参照光路Ｒ１に導かれ、第２参照光は参照光路Ｒ２に導かれる。第１参照光は、光路長差生成部２３２を通ってＰＭＦＣ２４８に入力される。ＰＭＦＣ２４８に入力された参照光は、第１分岐参照光と第２分岐参照光に分岐される。第１分岐参照光は、遅延ライン２６４を通ってＰＭＦＣ２５１に入力される。第２分岐参照光は、遅延ライン２６５を通って、ＰＭＦＣ２５２に入力される。第２参照光は、ＰＭＦＣ２４９に入力され、第３分岐参照光と第４分岐参照光に分割される。第３分岐参照光は、遅延ライン２６６を通って、ＰＭＦＣ２６１に入力される。第４分岐参照光は、遅延ライン２６７を通って、ＰＭＦＣ２６２に入力される。

干渉光学系２５０は、第１干渉光生成部２８０と、第２干渉光生成部２９０と、第１干渉光検出部２８５と、第２干渉光検出部２９５を備えている。

第１干渉光生成部２８０は、ＰＭＦＣ２５１、２５２を有している。上述したように、ＰＭＦＣ２５１には、測定光学系２２０より水平偏光反射光が入力され、参照光学系２４０より第１分岐参照光（光路長差Δｌを有する光）が入力される。ここで、水平偏光反射光には、第１測定光による反射光成分（光路長差Δｌを有する光）と、第２測定光による反射光成分（光路長差Δｌを有しない光）が含まれている。したがって、ＰＭＦＣ２５１では、水平偏光反射光のうち第１測定光による反射光成分（光路長差Δｌを有する光）と、第１分岐参照光とが合波されて第１干渉光（水平偏光成分）が生成される。

また、ＰＭＦＣ２５２には、測定光学系２２０より垂直偏光反射光が入力され、参照光学系２４０より第２分岐参照光（光路長差Δｌを有する光）が入力される。ここで、垂直偏光反射光には、第１測定光による反射光成分（光路長差Δｌを有する光）と、第２測定光による反射光成分（光路長差Δｌを有しない光）が含まれている。したがって、ＰＭＦＣ２５２では、垂直偏光反射光のうち第１測定光による反射光成分（光路長差Δｌを有する光）と、第２分岐参照光とが合波されて第２干渉光（垂直偏光成分）が生成される。

第２干渉光生成部２９０は、ＰＭＦＣ２６１、２６２を有している。上述したように、ＰＭＦＣ２６１には、測定光学系２２０より水平偏光反射光が入力され、参照光学系２４０より第３分岐参照光（光路長差Δｌを有しない光）が入力される。したがって、ＰＭＦＣ２６１では、水平偏光反射光のうち第２測定光による反射光成分（光路長差Δｌを有しない光）と、第３分岐参照光とが合波されて第３干渉光（水平偏光成分）が生成される。

また、ＰＭＦＣ２６２には、測定光学系２２０より垂直偏光反射光が入力され、参照光学系２４０より第４分岐参照光（光路長差Δｌを有しない光）が入力される。したがって、ＰＭＦＣ２６２では、垂直偏光反射光のうち第２測定光による反射光成分（光路長差Δｌを有しない光）と、第４分岐参照光とが合波されて第４干渉光（垂直偏光成分）が生成される。第１干渉光と第２干渉光は測定光路Ｓ１を経由した測定光に対応しており、第３干渉光と第４干渉光は測定光路Ｓ２を経由した測定光に対応している。

第１干渉光検出部２８５は、第１干渉光生成部２８０で生成された干渉光（第１干渉光及び第２干渉光）を検出する。第２干渉光検出部２９５は、第２干渉光生成部２９０で生成された干渉光（第３干渉光及び第４干渉光）を検出する。

第１干渉光検出部２８５は、バランス型光検出器（以下、単に検出器ともいう。）２８６、２８７と、検出器２８６、２８７に接続された信号処理器２８８を備えている。検出器２８６の入力端子にはＰＭＦＣ２５１が接続されており、検出器２８６の出力端子には信号処理器２８８が接続されている。ＰＭＦＣ２５１は、第１干渉光を、位相が１８０度異なる２つの干渉光に分岐して、検出器２８６の入力端子にそれぞれ入力する。検出器２８６は、ＰＭＦＣ２５１から入力される位相が１８０度異なる２つの干渉光に対して、差動増幅及びノイズ低減処理を実施し、電気信号（第１干渉信号）に変換し、第１干渉信号を信号処理器２８８に出力する。すなわち、第１干渉信号は、水平偏光測定光による被検眼Ｅ及び較正用ミラー３６からの水平偏光反射光と参照光の干渉信号ＨＨである。同様に、検出器２８７の入力端子にはＰＭＦＣ２５２が接続されており、検出器２８７の出力端子には信号処理器２８８が接続されている。ＰＭＦＣ２５２は、第２干渉光を、位相が１８０度異なる２つの干渉光に分岐して、検出器２８７の入力端子にそれぞれ入力する。検出器２８７は、位相が１８０度異なる２つの干渉光に対して、差動増幅およびノイズ低減処理を実施し、電気信号（第２干渉信号）に変換し、第２干渉信号を信号処理器２８８に出力する。すなわち、第２干渉信号は、水平偏光測定光による被検眼Ｅ及び較正用ミラー３６からの垂直偏光反射光と参照光の干渉信号ＨＶである。

信号処理器２８８は、サンプリングトリガー／クロック発生器３００から入力されるサンプリングトリガーおよびサンプリングクロックに基づいて、第１干渉信号及び第２干渉信号をサンプリングする。信号処理器２８８でサンプリングされた第１干渉信号と第２干渉信号は、後述する演算装置４００に入力される。信号処理器２８８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。

第２干渉光検出部２９５は、第１干渉光検出部２８５と同様に、バランス型光検出器（以下、単に検出器ともいう。）２９６、２９７と、検出器２９６、２９７に接続された信号処理器２９８を備えている。検出器２９６の入力端子にはＰＭＦＣ２６１が接続されており、検出器２９６の出力端子には信号処理器２９８が接続されている。ＰＭＦＣ２６２は、第３干渉光を、位相が１８０度異なる２つの干渉光に分岐して、検出器２９６の入力端子にそれぞれ入力する。検出器２９６は、位相が１８０度異なる２つの干渉光に対して、差動増幅及びノイズ低減処理を実施し、電気信号（第３干渉信号）に変換し、第３干渉信号を信号処理器２９８に出力する。すなわち、第３干渉信号は、垂直偏光測定光による被検眼Ｅ及び較正用ミラー３６からの水平偏光反射光と参照光の干渉信号ＶＨである。同様に、検出器２９７の入力端子にはＰＭＦＣ２６２が接続されており、検出器２９７の出力端子には信号処理器２９８が接続されている。ＰＭＦＣ２６２は、第４干渉光を、位相が１８０度異なる２つの干渉光に分岐して、検出器２９７の入力端子にそれぞれ入力する。検出器２９７は、位相が１８０度異なる２つの干渉光に対して、差動増幅及びノイズ低減処理を実施し、電気信号（第４干渉信号）に変換し、第４干渉信号を信号処理器２９８に出力する。すなわち、第４干渉信号は、垂直偏光測定光よる被検眼Ｅ及び較正用ミラー３６からの垂直偏光反射光と参照光の干渉信号ＶＶである。

信号処理器２９８は、サンプリングトリガー／クロック発生器３００から入力されるサンプリングトリガーおよびサンプリングクロックに基づいて、第３干渉信号及び第４干渉信号をサンプリングする。信号処理器２９８でサンプリングされた第３干渉信号と第４干渉信号は、後述する演算装置４００に入力される。信号処理器２９８にも、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。このような構成によると、被検眼Ｅの４つの偏光特性を表す干渉信号を取得することができる。

次に、図１９を参照して、本実施例の眼科装置２の制御系の構成について説明する。図１９に示すように、眼科装置２は演算装置４００によって制御される。演算装置４００は、演算部４０２と、第１干渉光検出部２８５と、第２干渉光検出部２９５によって構成されている。第１干渉光検出部２８５と、第２干渉光検出部２９５と、演算部４０２は、測定部５に接続されている。演算部４０２は、測定部５に制御信号を出力し、スキャナ１０６を駆動することで被検眼Ｅの前眼部に照射される光の入射位置を走査する。第１干渉光検出部２８５は、測定部５から入力される干渉信号（干渉信号ＨＨと干渉信号ＨＶ）に対して、サンプリングトリガー１をトリガーにして、測定部５から入力されるサンプリングクロック１に基づいて、第１サンプリングデータを取得し、演算部４０２に第１サンプリングデータを出力する。演算部４０２は、第１サンプリングデータにフーリエ変換処理等の演算処理を行い、ＨＨ断層画像とＨＶ断層画像を生成する。第２干渉光検出部２９５は、サンプリングトリガー２をトリガーにして、測定部５から入力される干渉信号（干渉信号ＶＨと干渉信号ＶＶ）に対して、測定部５から入力されるサンプリングクロック２に基づいて、第２サンプリングデータを取得し、演算部４０２に第２サンプリングデータを出力する。演算部４０２は、第２サンプリングデータにフーリエ変換処理等の演算処理を行い、ＶＨ断層画像とＶＶ断層画像を生成する。ここで、ＨＨ断層画像、ＶＨ断層画像、ＨＶ断層画像及びＶＶ断層画像は、同一位置における断層画像である。このため、演算部４０２は、被検眼Ｅのジョーンズ行列を表す４つの偏光特性（ＨＨ、ＨＶ、ＶＨ、ＶＶ）の断層画像を生成することができる。

図２０に示すように、サンプリングトリガー／クロック発生器３００は、ファイバカプラ５０２と、サンプリングトリガー発生器（５４０～５５２）と、サンプリングクロック発生器（５６０～５７２）を備えている。前眼部用光源１２からの光は、ファイバカプラ２１５とファイバカプラ５０２を介して、サンプリングトリガー発生器５４０及びサンプリングクロック発生器５６０にそれぞれ入力される。

サンプリングトリガー発生器５４０は、例えば、ＦＢＧ（Fiber Bragg Grating）５４４を用いて、サンプリングトリガーを生成してもよい。図３に示すように、ＦＢＧ５４４は、前眼部用光源１２から入射される光の特定の波長のみを反射して、サンプリングトリガーを生成する。生成されたサンプリングトリガーは、分配器５５０に入力される。分配器５５０は、サンプリングトリガーを、サンプリングトリガー１とサンプリングトリガー２に分配する。サンプリングトリガー１は、信号遅延回路５５２を介して、演算部４０２に入力される。サンプリングトリガー２は、そのまま演算部４０２に入力される。サンプリングトリガー１は、第１干渉光検出部２８５から演算部４０２に入力される干渉信号（第１干渉信号と第２干渉信号）のトリガー信号となる。サンプリングトリガー２は、第２干渉光検出部２９５から演算部４０２に入力される干渉信号（第３干渉信号と第４干渉信号）のトリガー信号となる。信号遅延回路５５２は、サンプリングトリガー１がサンプリングトリガー２に対して、光路長差生成部２２２の光路長差Δｌの分だけ時間が遅延するように設計されている。これにより、第１干渉光検出部２８５から入力される干渉信号のサンプリングを開始する周波数と、第２干渉光検出部２９５から入力される干渉信号のサンプリングを開始する周波数を同じにすることができる。ここで、サンプリングトリガー１だけを生成してもよい。光路長差Δｌが既知であるので、第２干渉光検出部２９５から入力される干渉をサンプリングする際、サンプリングトリガー１から光路長差Δｌの分だけ時間を遅延するようにサンプリングを開始すればよい。

サンプリングクロック発生器５６０は、例えば、マッハツェンダー干渉計で構成されていてもよい。図２０に示すように、サンプリングクロック発生器５６０は、マッハツェンダー干渉計を用いて、等周波数のサンプリングクロックを生成する。マッハツェンダー干渉計で生成されたサンプリングクロックは、分配器５７２に入力される。分配器５７２は、サンプリングクロックを、サンプリングクロック１とサンプリングクロック２に分配する。サンプリングクロック１は、信号遅延回路５７４を通って、第１干渉光検出部２８５に入力される。サンプリングクロック２は、そのまま第２干渉光検出部２９５に入力される。信号遅延回路５７４は、光路長差生成部２２２の光路長差Δｌの分だけ時間が遅延するように設計されている。これにより、光路長差生成部２２２の分だけ遅延している干渉光に対しても、同じタイミングでサンプリングすることができる。これにより、取得する複数の断層画像の位置ずれが防止できる。本実施例では、サンプリングクロックを生成するのに、マッハツェンダー干渉計を用いている。しかしながら、サンプリングクロックを生成するのに、マイケルソン干渉計を用いてもよいし、電気回路を用いてもよい。また、前眼部用光源１２に、サンプリングクロック発生器を備えた光源を用いて、サンプリングロックを生成してもよい。

本実施例の眼科装置２では、被検眼Ｅに対する各種測定を実行する場合、実施例１と同様の処理（図６等参照）を実行することによって、前眼部及び眼底の各部位の深さ位置や、眼軸長を測定することができる。このように、前眼部ＯＣＴ干渉計２１０として、ＰＳ－ＯＣＴを用いた場合であっても、被検眼Ｅに対する複数種類の計測を高精度かつ効率良く行うことができる。なお、眼科装置２において前眼部と眼底を同時測定するとき、ＭＥＭＳアッテネータ２２４を調整してＭＥＭＳアッテネータ２２４を通過する光量をゼロとすることで、偏光ビームコンバイナ／スプリッタ２２５から出力される光を第１測定光のみに設定してもよい。この場合、前眼部ＯＣＴ干渉計２１０から被検眼Ｅに照射される光量が約半分となり、被検眼Ｅに安全基準上照射可能な光量の範囲内で眼底ＯＣＴ干渉計２１１が被検眼Ｅへ照射できる光量を増加させることができる。また、この場合、前眼部ＯＣＴ測定では検出器２８６、２９６でのみ光信号が検出され、それらから得られた断層画像の平均を取ることで、被検眼Ｅから後方散乱された光の偏光状態に依存せず、必ず干渉信号を得ることができる。

（変形例）
上述した各実施例では、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、上述した各実施例では、眼底ＯＣＴ干渉計１１においてフリンジウォッシュアウトが生じる条件を満足する場合（すなわち、スキャン分解能＞光学分解能となる場合）に、眼底用光源６２からパルス状に光を出力した。しかしながら、フリンジウォッシュアウトが生じる条件を満足しない場合であっても、眼底用光源６２からパルス状に光を出力してもよいし、フリンジウォッシュアウトが生じる条件を満足する場合であっても、取得される断層画像の精度に影響がない場合には、眼底用光源６２から連続的に光を出力してもよい。なお、前眼部ＯＣＴ測定において、前眼部用光源１２の光をパルス状に出力してもよい。

また、上述した各実施例では、フリンジウォッシュアウトを抑制するために、眼底用光源６２から所定のデューティ比及び所定の周期でパルス状に光を出力した。しかしながら、上記の構成に代えて、眼底用光源６２から連続的に光を出力しながら、被検眼Ｅの眼底から得られる干渉光を所定のデューティ比及び所定の周期で検出してもよい。すなわち、当該干渉光を検出する検出期間と、当該干渉光を検出しない不検出期間が設定されてもよく、眼底ＯＣＴ測定のＡスキャン速度に応じた周期で検出期間が設定されてもよい。具体的には、例えば、当該干渉光を、上述した実施例の値（すなわち、デューティ比１００００／２７０３６未満、周期１００μｓ）となるようにパルス状に検出してもよい。眼底用光源６２からパルス状に光を出力する場合、光の特性が不安定になる場合がある。しかしながら、このような構成によれば、眼底用光源６２から出力される光の特性が安定するとともに、フリンジウォッシュアウトを好適に抑制することができる。

また、検査される被検眼の眼軸長は、被検者によって異なることが一般的である。このため、眼底ＯＣＴ測定において、光路長の初期設定によっては、網膜から反射された干渉信号が眼底ＯＣＴの撮影範囲から外れる場合がある。その結果、眼底の断層画像が撮影できず、前眼部から眼底までの距離を較正用ミラー３６によって補正することが困難となる場合がある。このような場合には、まず、網膜から反射された干渉信号の信号が撮影範囲に収まるように、眼底用光源６２から較正用ミラー３６まで光路長を調整してもよい。例えば、撮影範囲の初期設定からの深さ方向のシフト量をＺ_ＰＲＥＦとすると、深さ方向のシフトを考慮した参照位置Ｚ_Ａｉと参照位置Ｚ_Ｐｉの光路長差Ｌ’は、Ｌ’＝Ｌ_ｉ－Ｚ_ＰＲＥＦと算出することができる。このように、眼底ＯＣＴ測定における撮影範囲を変更するとともに、当該変更に伴う較正用ミラー３６の各参照位置の光路長差の変位を算出することによって、好適に被検眼Ｅの眼軸長を算出することができる。

上述した各実施例では、レフ測定光学系９４が、ダイクロイックミラー１０４とスキャナ１０６との間に配置された孔あきミラー１０５と、レンズ１３４とセンサ１３８との間に配置されたリングレンズ１３６を備えていた。しかしながら、例えば、レフ測定光学系９４が、孔あきミラー１０５に代えてハーフミラーを備えてもよいし、リングレンズ１３６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を備えてもよい。このような構成では、被検眼Ｅからの反射光がハーフミラーで分割され、反射光の略半分がハーフミラーで反射される。ハーフミラーで反射された光は、レンズアレイに照射される。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センサ１３８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センサ１３８に照射される。すなわち、レンズ１３４とセンサ１３８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９４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９４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、上述した各実施例では、前眼部ＯＣＴ測定及び眼底ＯＣＴ測定（図６のＳ１８）を実行する前に、レフ測定（Ｓ１４）を実行した。しかしながら、眼底用光源６２から出力される光を利用して、レフ測定は眼底ＯＣＴ測定と同時に行ってもよい。例えば、被検者が以前にレフ測定やＯＣＴ測定を受けている場合には、当該測定時の結果に基づいて、プローブ光学系２６を調整することによって、被検眼Ｅに対する前眼部ＯＣＴ測定、眼底ＯＣＴ測定及びレフ測定を同時に実施することができる。このような構成では、被検眼Ｅに対する検査の効率がより向上する。また、レフ測定は行わなくてもよい。この場合、Ｓ１４を省略可能である。

また、上述した各実施例では、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。

また、上述した各実施例では、前眼部から眼底までの距離を補正するために、同一の較正用ミラー３６を用いた。しかしながら、前眼部ＯＣＴ干渉計１０及び眼底ＯＣＴ干渉計１１のそれぞれに較正用ミラーを備える構成としてもよい。

以上、本明細書に開示の技術の具体例を詳細に説明したが、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様々に変形、変更したものが含まれる。また、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合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合せに限定されるものではない。

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
９０：前眼部ＯＣＴ光学系
９２：眼底ＯＣＴ光学系
９４：レフ測定光学系
１０６：スキャナ
２００：演算装置

Claims (9)

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、前記被検眼の前眼部を含む第１の範囲の検査を行う第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、前記被検眼の眼底を含むとともに前記第１の範囲とは異なる第２の範囲の検査を行う第２の干渉計と、
   を備え、
   前記第１の光の中心波長と、前記第２の光の中心波長が異なっており、
   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光路の少なくとも一部が重複しており、
   前記第１の範囲の検査と前記第２の範囲の検査とを同時に実行可能である、
   前記第１光路と前記第２光路が重複する重複光路上に配置されており、前記第１の光源から出力される前記第１の光を走査するとともに、前記第２の光源から出力される前記第２の光を走査するスキャナをさらに備えており、
   前記第２の光源は、
   前記第２の範囲の検査におけるスキャン分解能が、前記第２の範囲の検査における光学分解能よりも大きい場合に、前記第２の光をパルス状に出力し、
   前記第２の範囲の検査におけるスキャン分解能が、前記第２の範囲の検査における光学分解能よりも小さい場合に、前記第２の光を連続的に出力するように構成されている、
   眼科装置。
2. 前記第１の光源から出力される前記第１の光の中心波長は、０．９５μｍ以上１．８０μｍ以下であり、
   前記第２の光源から出力される前記第２の光の中心波長は、０．４０μｍ以上１．１５μｍ以下である、請求項１に記載の眼科装置。
3. 前記重複光路上に配置されており、前記スキャナと前記被検眼の間に配置される対物レンズをさらに備えており、
   前記スキャナは、前記第１の光及び前記第２の光の進行方向を所定の方向へ変更するミラーを備えており、
   前記第１の範囲の検査におけるＡスキャン速度をＦａ、前記第１の範囲の検査における前記被検眼の深さ方向に直交する第１の方向へのスキャン範囲をＷａ、前記第１の方向へのスキャン範囲内におけるＡスキャン回数をＮａ、前記第１の範囲の検査における前記ミラーの倍率をＭａ、前記第２の範囲の検査におけるＡスキャン速度をＦｐ、前記第２の範囲の検査における前記第１の方向へのスキャン範囲をＷｐ、前記第１の方向へのスキャン範囲内におけるＡスキャン回数をＮｐ、前記第２の範囲の検査における前記ミラーの倍率をＭｐ、前記第２の光の中心波長をλｐ、前記第２の光のビーム径をＤｐ、前記対物レンズの焦点距離をｆ_ｏｂｊ、としたときに、前記第２の光源は、以下の式：
   （Ｆｐ・λｐ・Ｍｐ）／Ｄｐ＜（π／４）・（Ｍａ／ｆ_ｏｂｊ）・（Ｗａ／Ｎａ）・Ｆａ
   を満足する場合に、前記第２の光をパルス状に出力するように構成されている、請求項１又は２に記載の眼科装置。
4. 前記重複光路上に配置されており、前記スキャナと前記被検眼の間に配置される対物レンズをさらに備えており、
   前記スキャナは、前記第１の光及び前記第２の光の進行方向を所定の方向へ変更するミラーを備えており、
   前記第１の範囲の検査におけるＡスキャン速度をＦａ、前記第１の範囲の検査における前記被検眼の深さ方向に直交する第１の方向へのスキャン範囲をＷａ、前記第１の方向へのスキャン範囲内におけるＡスキャン回数をＮａ、前記第１の範囲の検査における前記ミラーの倍率をＭａ、前記第２の範囲の検査におけるＡスキャン速度をＦｐ、前記第２の範囲の検査における前記第１の方向へのスキャン範囲をＷｐ、前記第１の方向へのスキャン範囲内におけるＡスキャン回数をＮｐ、前記第２の範囲の検査における前記ミラーの倍率をＭｐ、前記第２の光の中心波長をλｐ、前記第２の光のビーム径をＤｐ、前記対物レンズの焦点距離をｆ_ｏｂｊ、としたときに、前記第２の光源は、以下の式：
   （Ｆｐ・λｐ・Ｍｐ）／Ｄｐ＞（π／４）・（Ｍａ／ｆ_ｏｂｊ）・（Ｗａ／Ｎａ）・Ｆａ
   を満足する場合に、前記第２の光を連続的に出力するように構成されている、請求項１～３のいずれか一項に記載の眼科装置。
5. 前記第２の光源は、デューティ比Ｄが、以下の式：
   Ｄ＜Ｆｐ／｛π／（４λｐ）・（Ｄｐ／ｆ_ｏｂｊ）・（Ｍａ／Ｍｐ）・（Ｗａ／Ｎａ）・Ｆａ｝
   を満足するように、前記第２の光を周期１／Ｆｐでパルス状に出力するように構成されている、請求項３に記載の眼科装置。
6. 前記重複光路上に配置されており、前記スキャナと前記被検眼の間に配置される対物レンズをさらに備えており、
   前記スキャナは、前記第１の光及び前記第２の光の進行方向を所定の方向へ変更するミラーを備えており、
   前記第１の範囲の検査におけるＡスキャン速度をＦａ、前記第１の範囲の検査における前記被検眼の深さ方向に直交する第１の方向へのスキャン範囲をＷａ、前記第１の方向へのスキャン範囲内におけるＡスキャン回数をＮａ、前記第１の範囲の検査における前記ミラーの倍率をＭａ、前記第２の範囲の検査におけるＡスキャン速度をＦｐ、前記第２の範囲の検査における前記第１の方向へのスキャン範囲をＷｐ、前記第１の方向へのスキャン範囲内におけるＡスキャン回数をＮｐ、前記第２の範囲の検査における前記ミラーの倍率をＭｐ、前記第２の光の中心波長をλｐ、前記第２の光のビーム径をＤｐ、前記対物レンズの焦点距離をｆ_ｏｂｊ、としたときに、前記第２の干渉計は、デューティ比が、以下の式：
   Ｄ＜Ｆｐ／｛π／（４λｐ）・（Ｄｐ／ｆ_ｏｂｊ）・（Ｍａ／Ｍｐ）・（Ｗａ／Ｎａ）・Ｆａ｝＜１
   を満足するように、前記第２の光を周期１／Ｆｐでパルス状に検出するように構成されている、請求項１に記載の眼科装置。
7. 前記第２の光源から出力される前記第２の光を利用して、前記被検眼の屈折力を計測する屈折力測定光学系をさらに備える、請求項１～６のいずれか一項に記載の眼科装置。
8. 前記眼科装置は、
   前記第１の干渉光に基づいて、前記被検眼の前記前眼部の形状を算出するとともに、前記第２の干渉光に基づいて、前記被検眼の前記眼底の形状を算出する、演算装置をさらに備えており、
   前記演算装置は、
   予め測定された前記第１の範囲から前記第２の範囲までの距離を記憶しており、
   算出した前記前眼部の形状及び前記眼底の形状と、予め測定された前記第１の範囲から前記第２の範囲までの距離に基づいて、前記被検眼の眼軸長を算出する、請求項１～７のいずれか一項に記載の眼科装置。
9. 前記第１の干渉計は、第１較正用ミラーを備えており、
   前記第２の干渉計は、第２較正用ミラーを備えており、
   前記演算装置は、
   前記第１較正用ミラーの予め定められた第１の参照位置と、前記第２較正用ミラーの予め定められた第２の参照位置と、前記第１の参照位置から前記第２の参照位置までの距離と、を記憶しており、
   前記前眼部の形状を算出するときに、測定された前記第１較正用ミラーの位置と前記第１の参照位置との間の第１の変位量を算出し、
   前記眼底の形状を算出するときに、測定された前記第２較正用ミラーの位置と前記第２の参照位置との間の第２の変位量を算出し、
   前記眼軸長を算出するときに、前記第１の変位量及び前記第２の変位量に基づいて、前記第１の範囲から前記第２の範囲までの距離を補正する、
   請求項８に記載の眼科装置。

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