JP5649324B2 - 眼科装置及び眼科装置の制御方法 - Google Patents

Description

本発明は、接眼光学系に関し、特に眼の網膜の画像を撮像するための機器の接眼光学系に関するものである。

眼の網膜の検査をする眼科機器としては、網膜を面としての２次元像として取得するＳＬＯ（Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｌａｓｅｒ Ｏｐｈｔｈａｌｍｏｓｃｏｐｅ）が知られている。また、網膜の断層像を非侵襲で取得するＯＣＴ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：光学的干渉断層計）も知られている。これらは、既に実用化されて久しい。これらは、光ビームを偏向器によって網膜上に２次元走査し、反射・後方散乱光を同期計測して、網膜の２次元画像や３次元画像を取得する。

取得した画像の、網膜の面方向（横方向）の空間分解能（以下、横分解能と記す）は、基本的に網膜上で走査されるビームスポット径で決まるが、網膜上に集光されたビームスポット径を小さくするためには、眼に入射するビームの径を太くすればよい。しかし、眼球で主に屈折の作用を受け持つ角膜や水晶体の曲面形状や屈折率の一様性は不完全であり、これらは透過光の波面に高次の収差を発生させるため、太いビームを入射しても、網膜上のスポットは所望の径には集光できずに、むしろ広がってしまう。この結果、得られる画像の横分解能は低下し、取得する画像信号のＳ／Ｎ比も低化することになる。従って、従来は眼光学系の持つ収差の影響を受けにくい１ｍｍ程度の細いビームを入射させ、網膜上には２０μｍ程度のスポットを形成するのが一般的であった。

このようなＳＬＯやＯＣＴの２次元スキャン光学系で一般によく用いられているのは、２台の１次元スキャナミラーを近接して配置する構成（以下、タンデム型と記す）である。特許文献１では、それぞれ１つの回動軸を中心に回動可能とされているガルバノミラーを、回動軸が互いに直交するように近接して配置し、入射ビームを２次元方向に偏向して、撮影光学系と対物レンズによって、眼球の瞳に入射するように設定している。また、非特許文献１では、同様の構成による２次元スキャナが用いられているが、眼球への入射ビームは３．６８ｍｍと太いビームが形成され、眼球光学系の収差の影響を補正するために、波面センサと形状可変ミラーを用いた補償光学系が併設されている。

特開２００７−１１７７１４

Ｂ．Ｈｅｒｍａｎｎ ｅｔ．ａｌ．"Ａｄａｐｔｉｖｅ-ｏｐｔｉｃｓ ｕｌｔｒａｈｉｇｈ-ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ" ＯＰＴＩＣＳ ＬＥＴＴＥＲＳ / Ｖｏｌ. ２９, Ｎｏ. １８ / Ｓｅｐｔｅｍｂｅｒ １５, ２００４

非特許文献１に記載されているように、近年アクティブな光学素子を用いて、高次の波面収差まで補正する補償光学の技術が実用化されており、眼底測定時にも適用されつつある。これは、測定対象自身が持つ特性や測定環境の変動などで発生する波面収差を波面検出器で逐次測定し、形状可変ミラーや空間光変調器などの波面収差補正器で補正するものである。これまでに、この技術を用いて７ｍｍ程度の太いビームを眼球に入射しても、波面補償により網膜上で回折限界に近い３μｍ程度にまで集光でき、高解像度のＳＬＯやＯＣＴの画像を取得した例が、報告されている。

このように太い入射ビームを形成する場合には、光学系の構成の点で留意しなければならない点が発生するが、これをタンデム型２次元スキャナを用いた接眼光学系を一直線上に展開した図３を用いて説明する。この構成では、水平方向走査（以下ｘと記す）スキャナ１１と垂直方向走査（以下ｙと記す）スキャナ１２の回転軸の距離△Ｚ_１が少なくとも数ｍｍ必要である。従って、少なくとも両スキャナの何れかが、眼球瞳４１と光学的に共役にならないことになる。図３ではｘスキャナ１１は眼球瞳４１と共役であるが、ｙスキャナ１２の像は△Ｚ_２だけ瞳４１から眼球内側にシフトしている。ここで、共役とは物点と像点の位置関係にあることを示す。

瞳入射ビーム径ｄ_２が１ｍｍ程度であれば、接眼光学系２の瞳倍率（横倍率）β、すなわちスキャナ入射ビーム径ｄ_１に対する瞳入射ビーム径ｄ_２の比率を１未満の縮小系とすることが容易である。このため、瞳位置シフト量△Ｚ_２は無視できる程度に小さくすることができる。例えば、スキャナ入射ビーム径ｄ_１が４ｍｍ、瞳入射ビーム径ｄ_２が１ｍｍであると、横倍率βはｄ_２／ｄ_１＝０．２５であるので、縦倍率α＝β^２は０．０６２５となる。このときスキャナ回転軸間距離△Ｚ_１が１０ｍｍでも、瞳位置シフト量△Ｚ_２は０．６２５ｍｍに抑えられる。４ｍｍ径のビームであれば、スキャナミラー径は６〜７ｍｍ程度あれば十分であるが、ここで必要なミラー径、振り角、駆動周波数を満たすようなスキャナは容易に入手できる。

一方、上記の接眼光学系２において瞳入射ビーム径ｄ_２を太くするためには、横倍率βを大きくするか、或いはスキャナ入射ビーム径ｄ_１を大きくしなければならない。しかし、前者の方法のように横倍率を大きくしてβ＞１となると、瞳位置シフト量△Ｚ_２は拡大されることになる。ｄ_１＝４ｍｍ、ｄ_２＝６ｍｍであれば、α＝（６／４）^２＝２．２５となり瞳位置シフト量△Ｚ_２は２０ｍｍ以上と非常に大きくなる（ここで説明の簡略化のため前眼部の屈折パワーは考慮していない）。これだけ△Ｚ_２が大きくなると、第一に、軸外光束は虹彩で蹴られてしまい、網膜上で所望のスポット径を形成することができず、網膜への照射光も網膜からの反射・後方散乱光も光量が低下する。また、網膜上に走査されるエリアの歪曲も発生するなど、画質の劣化が発生する。

更に、補償光学を用いる場合には、眼球の瞳と波面センサ、波面補正器を光学的に共役にする必要があるが、図３の例ではｙｚ面においては、その共役関係が成立しなくなるため、正しい波面測定と補正が出来なくなる問題も発生する。

また後者の方法のようにスキャナ入射ビーム径ｄ_１を大きくしても、縮小光学系のままではｄ_１を非常に大きくしなければならない。その分スキャナミラーも大きくなってスキャナ間隔ｄ_１も大きくしなければならないので、最終的に瞳位置シフト量△Ｚ_２を１ｍｍ未満にすることは非常に困難である。

このような瞳位置シフト量△Ｚ_２が生じないためには、図４のように、両スキャナ間にリレー光学系２０１を配置した接眼光学系２の構成が考えられる。これによりｘスキャナ１１、ｙスキャナ１２とも瞳４１と共役な位置に配置することはできるが、その分光学系は肥大化し、部品コスト、調整工数ともに増え、光学系の効率も落ちて画像のＳ／Ｎ比も低下することになる。１枚のミラーが２軸方向に回転するタイプの２次元スキャナであれば、リレー光学系を用いずとも瞳位置シフト量は発生しないが、現在では必要性能を満たすものを入手するのは困難な状況にある。

本発明は、２台の１次元スキャナを近接配置することにより２次元スキャナを実現する場合に、スキャナの配置の違いによる瞳位置シフト量を抑えることができる接眼光学系を提供することを目的とする。

上記課題を解決するために、本発明に係る眼科装置は、互いに近接して設けられ、被検眼の眼底において互いに異なる方向に測定光を走査する２つの走査手段と、前記測定光の光路に設けられた光学部材に関して前記被検眼の眼底と光学的に共役な位置に設けられ、前記２つの走査手段の走査方向に対応する光学パワーが互いに異なる面を持つことにより、前記２つの走査手段それぞれが前記被検眼の前眼部と光学的に共役の位置になるようにする光学手段と、を有する。

本発明によれば、近接配置した２台の１次元スキャナの配置の違いによる瞳位置シフト量を抑えることができる。

本発明の実施例１に係る接眼光学系の断面図。 本発明の実施例１に係る接眼光学系の構成図。 従来の接眼光学系の構成図。 従来の接眼光学系の構成図。 本発明の実施例２に係る接眼光学系の構成図。 本発明の実施例２の効果を説明するための図。 本発明の実施例３に係る接眼光学系の構成図。 本発明の実施例１の光学系におけるＭＴＦ図。 本発明の実施例２の光学系におけるＭＴＦ図。 本発明の実施例３の光学系におけるＭＴＦ図。 本発明の実施例４に係るＯＣＴの構成図。 レンズの配置と焦点距離算出の原理を説明するための図。

以下、本発明の接眼光学系を、実施例に基づいて図面を参照しながら説明する。

（実施例1）
図１に、本実施例の接眼光学系の断面図を示す。図示されていない光源から射出され、平行化されたビーム６は、近接配置された２つの１次元スキャナミラー（実施例において１次元ビーム走査手段に相当する構成）１１、１２で２次元方向に偏向され、接眼光学系２によって眼球４の虹彩４１に導かれる。ここで、本実施例における近接配置とは、２つの１次元スキャナ１１、１２の動作が干渉しない程度に接近して配置されていることを指す。更に２つの１次元スキャナ１１、１２の間に光学的にパワーを持つ光学素子が無い状態であって、後述のシリンドカルレンズにより前述のシフト量を補正できる距離で配置されている場合も含まれる。尚ここでは見易さのために、スキャナミラーで折り返される光路も含め、一直線上に描画してある。また、眼球は説明の簡略化のために視度がゼロで収差を持たない理想レンズとしており、虹彩４１に入射した平行ビームは、図示されていない角膜などの前眼光学系によって、網膜４２上に集光される。ここでは、水平方向をｘ、鉛直方向をｙとし、ｘｚ面、ｙｚ面各々の断面図を示しており、ビームをスキャナ１１がｘ方向に、スキャナ１２がｙ方向に走査するものとする。

この接眼光学系の瞳倍率βは２倍であり、ｘスキャナミラー１１へ入射される際のビーム６の直径を３ｍｍとすると、虹彩４１に入射する際のビーム直径は６ｍｍとなる。従って眼球光学系の焦点距離が２２ｍｍ、ビームの波長が８５０ｎｍであると、網膜４２上のビームスポット径は約４μｍとなる。

接眼光学系は、ｆ_１（＞０）の焦点距離を持つレンズ群２１（実施例において第１の光学素子に相当する構成）と、ｆ_２（＞０）の焦点距離を持つレンズ群２２で構成され、ｆ_２＝２・ｆ_１の関係を持っている。このとき接眼光学系２によって、ｘスキャナミラー１１と眼球瞳４１は、光学的に共役の配置となっており、ｘスキャナミラー１１で偏向されたビーム６が画角を持って眼球４に入射する際、その主光線５２は眼球瞳４１の中心を通過する。

同時に、接眼光学系は、レンズ群２１と２２の間に位置する、網膜と光学的に共役位置にあたる中間像位置近傍に、シリンドリカルレンズ３（実施例において第２の光学素子に相当する構成）が設置されている。ここでの中間像位置とは、接眼光学系の光軸（視軸）上の点とする。このシリンドリカルレンズ３は、ｙｚ断面方向のみに屈折パワーを持ち、ｘｚ断面方向に対しては屈折パワーを持たないように配置されている。このときｙｚ断面図でｙ方向へスキャンされたビームについて考える。ここでシリンドリカルレンズ３の円筒面３１は、中間像位置、すなわちビームが集光される位置とほぼ一致するように設置されている。これにより、円筒面３１によって、スキャンされて光軸外を通るビーム（図１の実線）は曲げられるが、ビームの波面には殆ど影響しない。即ちシリンドリカルレンズがｙｚ断面方向にのみ、いわゆるフィールドレンズの機能を持つことになる。従って、円筒面の曲率、すなわちシリンドリカルレンズの焦点距離を適当に選べば、最終的に主光線５４が眼球瞳４１の中心を通るように設定でき、かつデフォーカスが発生しないように瞳入射ビームの平行度はそのままに維持することができる。

△Ｚ_２の値をゼロにするためには、円筒面３１を、中間像位置にほぼ一致させればよい。この関係を満たすためのシリンドリカルレンズを配置する位置と、シリンドリカルレンズの焦点距離についての関係を、図１２及び数式を用いて説明する。いま図１の構成をもとにして、ｘｚ断面においては、ｘスキャナミラー基準点ＳＣ_１１と眼球瞳ＰＵが、焦点距離ｆ_２１のレンズ群２１と焦点距離ｆ_２２のレンズ群２２を図１２のように配置することで、光学的に共役な位置関係となっているとする。ここで、レンズ群２１は、スキャナ側主点位置がＬ_２１Ｏ、眼球瞳側主点位置がＬ_２１Ｉであり、レンズ群２２は、スキャナ側主点位置がＬ_２２Ｏ、眼球瞳側主点位置Ｌ_２２Ｉである。また、ｘスキャナミラー基準点ＳＣ_１１は、ｘスキャナミラーへのビーム入射位置（ミラー面の回転軸位置）とする。ｙｚ断面についても、図１の構成に従って、Ｌ_２１Ｉから距離ｓ_３の位置に、そのスキャナ側主点ＣＹＬがくるように、シリンドリカルレンズが配置されている。このとき、ＣＹＬが光学的パワーを持たなければ、ｘスキャナミラー基準点ＳＣ_１１から△ｚ_１離れた位置に配置されたｙスキャナミラー基準点ＳＣ_１２の共役位置は、ｙｚ断面図に示したように、眼球瞳ＰＵから△ｚ_２だけシフトする。ここで、ｙスキャナミラー基準点ＳＣ_１２は、ビームが接眼光学系の光軸を通るときの、ｙスキャナミラーへのビーム入射位置（ミラー面の回転軸位置）とする。このｚ_２を０にするための、シリンドリカルレンズのスキャナ側主点ＣＹＬの位置ｓ_３と焦点距離ｆ_ＣＹＬを以下のように近軸結像公式に基づいて求める。

今、ｙｚ断面において、レンズ群２１の物点はｙスキャナＳＣ_１２であり、そのスキャナ側主点Ｌ_２１Ｏからの距離はｓ_２１（＝−（ｆ_２１−△ｚ_１）＜０）である。ここでの符号は、スキャナから眼球瞳側に向かって正とする。従って、このときの眼球瞳側主点Ｌ_２１Ｉからレンズ群２１の像点位置までの距離は、次式を満たすＳ_２２となる。

１／ｓ_２２ ＝ １／ｓ_２１ ＋ １／ｆ_２１ ・・・・・（式１）

ここで、ＣＹＬをレンズ群２１の眼球瞳側主点Ｌ_２１Ｉから−ｓ_３（ｓ_３＜０）の距離に配置すると、同様にしてＣＹＬによる像点の位置は、ＣＹＬからの距離が次式を満たすＳ_３２となる。

１／ｓ_３２ ＝ １／（ ｓ_２２ ＋ｓ_３ ） ＋ １／ｆ_ＣＹＬ
＝ １／［ １／｛ １／ｓ_２１ ＋ １／ｆ_２１ ｝ ＋ ｓ_３ ］ ＋ １／ｆ_ＣＹＬ
・・・・・（式２）

最終的にレンズ群２２による像点が、ｘｚ断面における像点と同じ位置、即ちレンズ群２２の眼球瞳側主点位置Ｌ_２２Ｉからｆ_２２の距離の点に一致するためには、ｓ_３２＝∞となればよい。従って、上式の右辺が０となるようなｆ_ＣＹＬ を選べばよいことになる。よって、次式のようになる。

ｆ_ＣＹＬ ＝ −１／｛ １／ｓ_２１ ＋ １／ｆ_２１ ｝− ｓ_３ ・・・（式３）

この式３に従って、例えば、ｆ_２１＝５０（ｍｍ）、ｆ_２２＝１００（ｍｍ）、△ｚ_１＝１０（ｍｍ）、ｓ_３＝−５０（ｍｍ）とすれば、ｆ_ＣＹＬ は２５０ｍｍに設定すればよいことになる。尚、各光学素子がミラーの場合には、スキャナ側と眼球瞳側の主点は一致するものとして考える。

このように△Ｚ_２の値をゼロにするためには、円筒面３１を中間像位置にほぼ一致させればよいが、レンズ表面でのキズやゴミによって発生するビームの劣化や光量の低下を防ぐために、非点収差が顕著に発生しない範囲で、円筒面３１と中間像位置を離してもよい。この場合には、円筒面が他のどの光学パワーを持つ面よりも中間像位置に近い方が望ましい。

このように、図３のような構成の場合に発生していた瞳位置シフト量△Ｚ_２を、図４のようなリレー光学系２１を用いずに、無視できる量にまで低減することが可能となる。ここではｘｚ断面とｙｚ断面で異なる光学パワーを持つ素子としてシリンドリカルレンズを用いたが、アナモルフィックレンズなどを用いてもよい。

この基本的な接眼光学系の構成を適用した具体例を、図２に示す。ここでは、接眼系を網膜投影型の画像表示装置に適用した場合を想定する。上図は接眼光学系の鳥瞰図であり、下図がそれぞれｘｚ断面図、ｙｚ断面図である。本実施例では、図１のように接眼光学系を全てレンズ素子で構成しており、各部を表す符合は図１と同様である。観察者の眼球４は見易さのために角膜表面４１と網膜面４２のみを表示している。

図示されていない光源とコリメータレンズによって形成された平行ビーム６は、ｘスキャナ１１とｙスキャナ１２によって２次元走査され、接眼光学系によって観察者の眼球４に導かれる。ここで、両スキャナ間の距離は８ｍｍ、入射ビーム径は３ｍｍに設定されており、接眼光学系の横倍率βは２倍となっている。スキャナミラーの振り角はそれぞれの走査方向に３．４°であるため、スキャナ側走査角は６．８°となり、眼球瞳側の走査角はそれぞれの走査方向に３．４°となる。この結果、網膜４２上の１．０７ｍｍ×１．０７ｍｍのエリアがスキャンされる。また、眼球瞳４１に入射するビーム径は６ｍｍであり、網膜４２上のスポット径は約４μｍとなる。尚、ここでも眼球は理想レンズとしている。このような構成によって、スキャンミラーの走査に同期させて光源を変調させれば、観察者は２次元の画像を認識することができる。

ここで、シリンドリカルレンズ３の焦点距離ｆ（波長５８７．５６ｎｍ）は３０８．７６ｍｍに設定されており、この結果、最大走査角ビームにおける瞳位置シフト量△Ｚ_２は、約０．２ｍｍに抑えられ、図２の各断面図において良好に瞳が形成されている。また同時に、眼球を含めた光学系の像性能としては、図８に示す、視軸上ビームと最大走査角ビームにおけるＭＴＦ（Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ Ｔｒａｎｓｆｅｒ Ｆｕｎｃｔｉｏｎ）のグラフから分かるように、両者ともにほぼ回折限界に近い良好な値を維持している。

以下に本実施例のレンズデータを示す。ここで、Ｘ、Ｙ、Ｚは、絞りの位置の座標を原点とした座標である、網膜上の座標ｘ、ｙ、ｚとは異なる。単位はそれぞれＸＹＺ方向の位置はｍｍ、各軸回転角度は半時計回りに度で示してある。ここで、中間像位置に最も近い面はシリンドリカルレンズの平面であるが、光学パワーを持たず、シリンドリカル面３１は、光学パワーを持つ他のどの面よりも中間像位置に近い配置になっている。

面番号 曲率半径 Ｘ位置 Ｙ位置 Ｚ位置 Ｘ軸回転 Ｙ軸回転 ガラス
絞り ∞ 0.000 0.000 0.000 0.000 0.000 Air
2 ∞ 0.000 0.000 30.000 45.000 0.000 （反射）
3 ∞ 0.000 0.000 30.000 90.000 0.000 Air
4 ∞ 0.000 -8.000 30.000 90.000 45.000 （反射）
5 ∞ 0.000 -8.000 30.000 0.000 90.000 Air
6 ∞ 0.000 -8.000 30.000 0.000 90.000 Air
7 138.973 -46.656 -8.000 30.000 0.000 90.000 STIH4_OHARA
8 15.000 -51.656 -8.000 30.000 0.000 90.000 SBAM4_OHARA
9 -24.554 -59.656 -8.000 30.000 0.000 90.000 Air
10 233.175 -104.379 -8.000 30.000 0.000 90.000 STIH4_OHARA
（CYL）
11 ∞ -109.379 -8.000 30.000 0.000 90.000 Air
12 -267.271 -173.836 -8.000 30.000 0.000 90.000 STIH10_OHARA
13 29.805 -179.836 -8.000 30.000 0.000 90.000 Air
14 79.482 -188.012 -8.000 30.000 0.000 90.000 SBAL50_OHARA
15 -25.252 -194.012 -8.000 30.000 0.000 90.000 Air
16 ∞ -269.4289 -8.000 30.000 0.000 90.000 （眼球入射面）

（実施例２）
次に、網膜の反射光を測定する走査型の網膜検査装置を想定した場合の実施例を以下に示す。図２のような構成の場合、シリンドリカル面３１は、網膜４２と光学的に共役に近い関係となり、ビーム６が光軸上を通るときには、このシリンドリカル面２０からの反射光も検出されることになる。網膜の反射率は１０^−３％程度であるので、反射・後方散乱光は非常に微弱なものとなるのに対し、レンズ表面の反射率は、反射防止コーティングを施したとしても、実際には０．１％を下回る程度であり、レンズからの不要反射光の強度の方が著しく大きい。従って、ビームを２次元走査して画像を形成したとき、この不要反射光が強いゴースト像となって、深刻な画像故障となる。

そこで本実施例では、図５に示すように、シリンドリカルレンズ３を接眼光学系の光軸に対して傾けることで、シリンドリカル面３１からの反射光が検出されないような構成としている。本実施例の各レンズ２１、２２、３と、レンズ間距離は実施例１と同じであるが、シリンドリカルレンズ３を、円筒面の母線に垂直な軸（ここではｙ軸）に関してｄφ°だけ傾けてある。これにより、シリンドリカルレンズ３の表面反射が検出されることを防ぐことが可能になる。ここでは本実施例の接眼光学系が、例えばＳＬＯに適用される場合を考え、ＳＬＯの共焦点光学系におけるシリンドリカルレンズ３までの構成を示した図６をもとに説明する。

光源７から発せられた発散ビーム６は、コリメータレンズ８１で平行化され、ｘスキャナ１１、ｙスキャナ１２、正パワーレンズ２１を介してシリンドリカルレンズ３に到達する。この後ビームは、図示されていないレンズを通過して眼球に導かれ、網膜に集光されて反射した光は、逆の光路を通った後に光分岐部材９１で一部が反射され、レンズ８２、ピンホール９２を介して受光センサ９３に導かれる。ここで、網膜とピンホール９２は光学的に共役な位置関係となっており、ピンホール９２の径に対応した網膜上の微細な点からの反射・後方散乱光のみを検出できるようになっている。尚ここでは見易さのために、スキャナミラーで折り返される光路も含め、一直線上に描画してある。

図２の構成では前記のようにシリンドリカルレンズ３の表面からの反射光もピンホール９２を通って検出されてしまう。しかし、例えばシリンドリカルレンズ３の傾きｄφを３度とすると、円筒面３１からの反射光６１は、入射光６の光路とは異なる光路を通り、ｙスキャナ１２に入射しないため、ピンホール９２までは到達しない。従って面３１からの反射光を除去した良好な画像を取得することが可能となる。また、シリンドリカルレンズ３を傾けることによる収差の劣化は無視できるレベルであり、図９に示したように像性能は傾けない場合と殆ど同じで、回折限界に近い品質を維持している。但し、ここでレンズ群２２と眼球４の光軸は、シリンドリカルレンズ３を傾けることによって発生する光軸シフト分を相殺するように、同量だけ逆にシフトさせてある。

本実施例では、傾ける向きは円筒面の母線に垂直な軸を回転軸としたが、母線を回転軸として傾けても良い。ただし、反射面の面法線の傾きは小さくなるため、反射ゴースト光除去の分離量が小さくなって効果も小さくなる。

（実施例３）
図７を用いて実施例３を説明する。前記のように、網膜上に数μｍの小さいスポット径を形成するために太いビームを入射すると、眼球光学系の収差によってスポットが乱れて所望の集光状態を得られないため、補償光学系を用いることが必要になる。このとき画像取得のための網膜への照射光を、波面測定のための照射光と共用するタイプにおいては、レンズを用いた透過型の共軸光学系では不都合が生じることが良く知られている。これは、例えば波面検出器としてＳｈａｃｋ−Ｈａｒｔｍａｎｎ型の波面センサを用いた場合には、網膜からの反射・後方散乱光だけでなく、各レンズ面からの反射光も不要な光として波面センサに入射してしまうためである。前記のように網膜からの反射・後方散乱光よりも、レンズ表面からの反射光の方がはるかに強度が大きいため、波面を正しく測定することが困難になる。このため、補償光学系を用いたＯＣＴやＳＬＯの光学系は偏心反射系で構築されることが多い。本実施例では、本発明の構成を反射光学系に適用した場合について説明する。

図示されていない光源とコリメータレンズによって形成されたビーム６は、まずｘスキャナ１１、ｙスキャナ１２によって２次元偏向される。その後、正のパワーを持つ球面ミラー２１、正のパワーを持つシリンドリカルミラー３２、正のパワーを持つ球面ミラー２２から構成される接眼光学系によって眼球４に導かれる。ここで、ｘスキャナ１１への入射ビーム径は３ｍｍ、接眼光学系の横倍率は２倍、眼球への入射ビーム径は６ｍｍであり、網膜上のスポット径は約４μｍである。尚、見易さのためにｘｚ断面は球面ミラー２２から眼球まで、ｙｚ断面はｙスキャナ１２から眼球までが描画されている。

このとき、球面ミラー２１と２２は、ｘｚ断面内においてｘスキャナ１１と眼球瞳４１が光学的に共役になるように配置されている。またシリンドリカルミラー３２は、ｙｚ断面方向にのみ光学パワーを有しており、接眼光学系の中間像位置に配置されている。これによりｙｚ断面においても、フォーカス状態に影響することなくｙスキャナ１２と眼球瞳４１が光学的に共役となっている。図１０に、網膜上でのＭＴＦ図を示し、以下に光学データを示す。単位と座標設定は、第一の実施例の場合と同様である。

面番号 曲率半径 Ｘ位置 Ｙ位置 Ｚ位置 Ｘ軸回転 Ｙ軸回転 ガラス
絞り ∞ 0.000 0.000 0.000 0.000 0.000 Air
2 ∞ 0.000 0.000 30.000 45.000 0.000 （反射）
3 ∞ 0.000 0.000 30.000 90.000 0.000 Air
4 ∞ 0.000 -8.000 30.000 90.000 45.000 （反射）
5 ∞ 0.000 -8.000 30.000 0.000 90.000 Air
6 -200.000 -92.000 -8.000 30.000 -90.000 86.000 （反射）
7 ∞ -92.000 -8.000 30.000 -90.000 82.000 Air
8 2500.000 7.027 5.917 30.000 -90.000 88.000 （反射）
（CYL）
9 ∞ 7.027 5.917 30.000 90.000 86.000 Air
10 -400.000 -192.486 19.869 30.000 90.000 89.000 （反射）
11 ∞ -192.486 19.869 30.000 -90.000 88.000 Air
12 ∞ 7.392 26.849 30.000 -90.000 88.000 （眼球入射面）

シリンドリカルレンズを用いた実施例１で発生する、レンズ表面からの戻り光については、本実施例のような偏心させたシリンドリカルミラーを用いたときは発生しない。従って、網膜反射光を検査する機器などにおいては、瞳位置シフト量△Ｚ_２を低減するための手段としての、各断面方向に異なるパワーを持つ面には、ミラーを用いた方が有利と言える。

（実施例４）
図１１に、本実施例の接眼光学系を用いた補償光学ＯＣＴの構成を示す。このＯＣＴ１００は、光源７、観察アーム１０１、参照アーム１０２、分光器９０で構成されたスペクトラルドメイン（ＳＤ）−ＯＣＴであり、この観察アーム１０１に、実施例３の接眼光学系２０が適用されている。当然のことながら、第一又は第二の接眼光学系を適用しても良い。

光源７からの射出ビームは、ファイバ７１を伝播しファイバカプラー７５で所定の比率でファイバ７３と７４に分岐される。ファイバ７３を伝播した光は観察アーム側の射出端から射出し、コリメータレンズ８１で平行化され、凹面ミラー５３、５４を介して、反射型波面補正器５０に送られる。このとき波面補正器５０は駆動していない平面の状態であり、反射されたビームは、凹面ミラー５５、５６で反射された後に、スキャナ１１、１２、接眼光学系２０を経て眼球４に入射する。ここで接眼光学系２０は球面ミラー２１、２２、シリンドリカルミラー３２で構成されている。その後、眼球の前眼部光学系で網膜に集光され、反射・散乱した光は、眼球前眼部、接眼光学系２０や波面補正器５０など、入射光路を逆に伝搬し、ビームスプリッタ等で構成された分岐部５２で所定の比率で分岐される。ここで反射したビームはＳｈａｃｋ−Ｈａｒｔｍａｎｎ型の波面センサ５１で検出され、眼球４の光学系によって発生した波面収差が測定される。測定された波面収差の値は計算機１３に送られ、波面補正器５０の制御値が算出された後に、この制御値を元に波面補正器５０は収差を相殺するように駆動される。ここで波面補正器５０は形状可変ミラーでも空間光変調器でもよい。

駆動された波面補正器５０により、眼球に入射する照明ビームの波面は、眼球の光学系が持つ収差を反転させたような特性を持つので、眼球内部で相殺されて収差は低減され、網膜には回折限界に近い良好な集光状態で結像される。一方、この集光点で反射・散乱した光は、眼球４の光学系を通過する際に、再度収差を持つ波面となるが、入射光路を逆に伝搬した後に、波面補正器５０で同様に収差が補正され、コリメータレンズ８１を経てファイバ７３に良好に結合される。

一方、参照アーム１０２では、ファイバ７４の端部から射出したビームは同様にコリメータレンズ８１で平行化され、分散補償ガラス８２を透過し、折り返しミラー８０で反射され、元の光路を経て再度ファイバ７４に結合する。

ファイバ７３、７４を伝搬した各々の光は、カプラー７５により合波されてファイバ７２を伝搬し、分光器９０へ送られる。ファイバ端から射出した光はレンズ９６で平行化され、グレーティング９８で各波長の光に分光された後、結像レンズ９７で１次元センサー９９上に結像される。センサー９９で検出された各波長ごとの光強度は、電気信号に変換され、計算機１３に送られる。この信号は波長を波数に変換した後にフーリエ変換することで、縦方向の位置に対する散乱強度として求められる。これを走査されたビーム位置各々に対して行うことで、断層像、３Ｄ画像が得られる。このように、実施例１−３の接眼光学系をＯＣＴに用いることにより、瞳に入射されるビームとして太いビームを形成し、補償光学系を併設したＯＣＴでも、全体のサイズを肥大化させずに、良好な性能を得ることが可能になる。即ち、実施例１−３の接眼光学系をＯＣＴに用いることにより、眼底画像生成装置を実現することができる。

本実施例では、接眼光学系をＯＣＴに適用した場合を用いたが、ＳＬＯに適用しても、同様の効果が得られることは言うまでもない。

（その他の実施例）
また、本発明は、以下の処理を実行することによっても実現される。即ち、上述した実施形態の機能を実現するソフトウェア（プログラム）を、ネットワーク又は各種記憶媒体を介してシステム或いは装置に供給し、そのシステム或いは装置のコンピュータ（またはＣＰＵやＭＰＵ等）がプログラムを読み出して実行する処理である。

３・・・シリンドリカルレンズ（第２の光学素子）
６・・・入射ビーム
７・・・光源
１１、１２・・・１次元スキャナ（１次元走査手段）
２１・・・レンズ群（第１の光学素子）
３１・・・円筒面

Claims (19)

1. 互いに近接して設けられ、被検眼の眼底において互いに異なる方向に測定光を走査する２つの走査手段と、
   前記測定光の光路に設けられた光学部材に関して前記被検眼の眼底と光学的に共役な位置に設けられ、前記２つの走査手段の走査方向に対応する光学パワーが互いに異なる面を持つことにより、前記２つの走査手段それぞれが前記被検眼の前眼部と光学的に共役の位置になるようにする光学手段と、
   を有することを特徴とする眼科装置。
2. 前記２つの走査手段のうち一方の走査手段が前記前眼部と光学的に共役な位置に設けられ、
   前記他方の走査手段が、前記光学手段が設けられない場合においては前記前眼部と光学的に共役でない位置であって、前記一方の走査手段に近接した位置で且つ前記測定光の光路において前記一方の走査手段よりも前記被検眼に近い位置に設けられ、
   前記光学手段が、前記一方の走査手段の走査方向に対応する光学パワーよりも他方の走査手段の走査方向に対応する光学パワーの方が大きい面を持つことを特徴とする請求項１に記載の眼科装置。
3. 測定光の光路において近接して設けられた２つの走査手段であって、前記２つの走査手段のうち一方の走査手段が被検眼の前眼部と光学的に共役な位置に設けられた２つの走査手段と、
   該２つの走査手段により走査された前記測定光を該前眼部を介して該被検眼の眼底に照射する照射手段と、
   前記測定光の光路の光路に設けられた光学部材に関して前記眼底と光学的に共役な位置に設けられ、該一方の走査手段の走査方向に対応する光学パワーよりも該他方の走査手段の走査方向に対応する光学パワーの方が大きい面を持つ光学手段と、
   を有することを特徴とする眼科装置。
4. 前記２つの走査手段のうち一方の走査手段が前記前眼部と光学的に共役な位置に設けられ、
   前記他方の走査手段が、前記光学手段が設けられない場合においては前記前眼部と光学的に共役でない位置であって、前記一方の走査手段に近接した位置で且つ前記測定光の光路において前記一方の走査手段よりも前記被検眼に近い位置に設けられることを特徴とする請求項３に記載の眼科装置。
5. 前記他方の走査手段の走査方向に対応する面が、前記２つの走査手段が前記被検眼の前眼部と光学的に共役の位置になるように、湾曲することを特徴とする請求項１〜４のいずれか１項に記載の眼科装置。
6. 前記他方の走査手段の走査方向に対応する面が円筒面であり、
   前記円筒面が前記眼底と光学的に共役な位置に設けられることを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の眼科装置。
7. 前記２つの走査手段と前記光学手段との間に、前記円筒面を含まない第１の光学素子群と前記円筒面を含む第２の光学素子が配置され、前記第１の光学素子の焦点距離をｆ_２１、前記第１の光学素子の、前記走査手段の側の主点と、前記２つの走査手段のうち、前記円筒面が光学的パワーを持つ断面方向にビームを走査する走査手段の基準点との距離をｓ_２１、前記第１の光学素子の被検眼側の主点と、前記第２の光学素子の、前記走査手段の側の主点との距離をｓ_３、前記第２の光学素子の焦点距離をｆ_ＣＹＬとしたとき、
   ｆ_ＣＹＬ ＝ −１／｛ １／ｓ_２１ ＋ １／ｆ_２１ ｝−ｓ_３
   の関係を満たすことを特徴とする請求項６に記載の眼科装置。
8. 前記２つの走査手段を含む光学系の倍率を
   β＝（前記被検眼への入射ビーム径）／（前記走査手段への入射ビーム径）
   としたとき、β＞１であることを特徴とする請求項１〜７の何れか１項に記載の眼科装置。
9. 前記２つの走査方向の光学パワーが異なる面の、前記２つの走査手段を含む光学系の光軸における面法線が、前記２つの走査手段を含む光学系の光軸に対して傾けられていることを特徴とする請求項１〜８の何れか１項に記載の眼科装置。
10. 前記光学部材は第１のレンズ群からなり、
    前記光学手段は、前記第１のレンズ群と第２のレンズ群との間の位置に設けられることを特徴とする請求項１〜９の何れか１項に記載の眼科装置。
11. 前記光学手段は、前記光学部材と異なる光学部材であって、シリンドリカル型の光学部材であることを特徴とする請求項１〜１０の何れか１項に記載の眼科装置。
12. 前記光学手段は、前記光学部材と異なる光学部材であって、アナフォルフィック型の光学部材であることを特徴とする請求項１〜１０の何れか１項に記載の眼科装置。
13. 前記光学手段は、前記２つの走査手段を含む光学系における中間像の位置に設けられることを特徴とする請求項１〜１２の何れか１項に記載の眼科装置。
14. 前記光学手段は、前記前眼部と前記２つの走査手段との間の位置に設けられることを特徴とする請求項１〜１１の何れか１項に記載の眼科装置。
15. 前記２つの走査手段と光源との間に、ビームの波面を検出する波面センサと、該波面センサで測定された波面収差に応じて駆動される波面補正器を含む補償光学系が構成されることを特徴とする請求項１〜１４の何れか１項に記載の眼科装置。
16. 光源からの測定光を前記被検眼の眼底で走査することにより得られる反射光に基づき、前記眼底の画像を取得する取得手段をさらに有することを特徴とする請求項１〜１５のいずれか１項に記載の眼科装置。
17. 前記反射光と前記測定光に対応する参照光との合波光を受光する受光手段を有し、
    前記取得手段は、前記受光手段で受光した合波光に基づき、前記眼底の断層像を前記画像として取得することを特徴とする請求項１６に記載の眼科装置。
18. 請求項１〜１７の何れか１項に記載の眼科装置の制御方法であって、
    光源からの測定光を前記被検眼の眼底で走査することにより得られる反射光に基づき、前記眼底の画像を取得する取得工程を有することを特徴とする眼科装置の制御方法。
19. 前記反射光と前記測定光に対応する参照光との合波光を受光する受光工程を有し、
    前記取得工程において、前記受光工程で受光した合波光に基づき、前記眼底の断層像を前記画像として取得することを特徴とする請求項１８に記載の眼科装置の制御方法。

Images