JP5188146B2 - Surgical microscope with OCT system - Google Patents
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Description
本発明は、観察光路と、観察光路が通る顕微鏡主対物レンズとを備える手術用顕微鏡に関するものである。 The present invention relates to a surgical microscope including an observation optical path and a microscope main objective lens through which the observation optical path passes.
冒頭に述べた種類の手術用顕微鏡は特許文献1から公知である。同文献には、主観察のための双眼鏡筒と、同時観察のための双眼鏡筒とを備える手術用顕微鏡が記載されている。主観察のための双眼鏡筒と同時観察のための双眼鏡筒は、共通の手術用顕微鏡本体に配置されている。主観察のための双眼鏡筒と同時観察のための双眼鏡筒は、立体視観察光路を有している。これらの立体視観察光路は共通の顕微鏡主対物レンズを通り抜ける。 A surgical microscope of the kind mentioned at the beginning is known from US Pat. This document describes a surgical microscope including a binocular tube for main observation and a binocular tube for simultaneous observation. A binocular tube for simultaneous observation and a binocular tube for simultaneous observation are arranged in a common surgical microscope main body. The binocular tube for simultaneous observation and the binocular tube for simultaneous observation have a stereoscopic observation optical path. These stereoscopic observation optical paths pass through a common microscope main objective lens.
特許文献2には、OCTシステムを含んでいる手術用顕微鏡が記載されている。 Patent Document 2 describes a surgical microscope including an OCT system.
OCTシステムは、光コヒーレンス断層撮影法を用いて、組織内部の構造を非侵襲的に表示および測定することを可能にする。光コヒーレンス断層撮影法は光学的な画像の生成法として、特に、生物組織の断面画像または体積画像をマイクロメートルの解像度で生成することを可能にする。これに対応するOCTシステムは、試料光路と参照光路に供給される、時間的にインコヒーレントで空間的にコヒーレントであるコヒーレンス長lcの光のための光源を含んでいる。試料光路は、検査されるべき組織に対して向けられる。OCTシステムは、組織内の散乱中心に基づいて試料光路へとはね返されたレーザ放射を、参照光路に由来するレーザ放射と重ね合わせる。重ね合わせによって干渉信号が生じる。この干渉信号を基にして、検査された組織におけるレーザ放射に対する散乱中心の位置を決めることができる。 The OCT system allows non-invasive display and measurement of tissue internal structures using optical coherence tomography. Optical coherence tomography is an optical image generation method that makes it possible in particular to generate cross-sectional images or volume images of biological tissue with micrometer resolution. A corresponding OCT system includes a light source for light of coherence length l c that is supplied to the sample and reference optical paths and is temporally incoherent and spatially coherent. The sample optical path is directed to the tissue to be examined. The OCT system superimposes the laser radiation bounced back to the sample optical path based on the scattering center in the tissue with the laser radiation originating from the reference optical path. An interference signal is generated by the superposition. Based on this interference signal, the position of the scattering center for laser radiation in the examined tissue can be determined.
OCTシステムについては、「タイムドメインOCT」と「フーリエドメインOCT」の構造原理が知られている。 Regarding the OCT system, the structural principles of “time domain OCT” and “Fourier domain OCT” are known.
「タイムドメインOCT」の構造は、たとえば特許文献3で図1aを参照しながら、5欄40行から11欄10行に説明されている。このようなシステムでは、参照光路の光学的な経路長が、高速運動可能な参照鏡によって継続的に変えられる。試料光路と参照光路に由来する光は、光検出器で重ね合わされる。試料光路と参照光路の光学的な経路長が一致したときに、光検出器に干渉信号が発生する。 The structure of “time domain OCT” is described in, for example, Patent Document 3 from column 5 line 40 to column 11 line 10 with reference to FIG. In such a system, the optical path length of the reference optical path is continuously changed by a reference mirror capable of high-speed movement. Light derived from the sample optical path and the reference optical path is superimposed on the photodetector. When the optical path lengths of the sample optical path and the reference optical path match, an interference signal is generated in the photodetector.
「フーリエドメインOCT」は、たとえば特許文献4に説明されている。試料光路の光学的な経路長を測定するために、同じく、試料光路に由来する光が参照光路に由来する光に重ね合わされる。しかし「タイムフーリエOCT」とは異なり、試料光路の光学的な経路長を測定するために、試料光路と参照光路に由来する光が直接検出器へ供給されるのではなく、まず分光計によってスペクトル分解される。そして、こうして生成された、試料光路と参照光路に由来する重ね合わされた信号のスペクトル強度が、検出器によって検出される。検出器信号を評価することで、同じく、試料光路の光学的な経路長を判定することができる。 “Fourier domain OCT” is described in Patent Document 4, for example. In order to measure the optical path length of the sample optical path, the light derived from the sample optical path is also superimposed on the light derived from the reference optical path. However, unlike “Time Fourier OCT”, in order to measure the optical path length of the sample optical path, the light derived from the sample optical path and the reference optical path is not directly supplied to the detector, but is first measured by a spectrometer. Disassembled. Then, the spectral intensity of the superimposed signal derived from the sample optical path and the reference optical path thus generated is detected by the detector. Similarly, by evaluating the detector signal, the optical path length of the sample optical path can be determined.
特許文献2に記載されている手術用顕微鏡のOCTシステムは、干渉信号を評価するための分析ユニットを備える、ショートコヒーレントなレーザ光線からOCT走査光路を生成するためのモジュールを含んでいる。このモジュールには、OCT走査光路をスキャンする装置が付属している。OCT走査光路によって手術領域を走査するために、このスキャン装置は2つの運動軸を中心として位置調節することができる2つのスキャンミラーを含んでいる。特許文献2に記載された手術用顕微鏡では、OCT走査光路はビーム分割鏡を介して手術用顕微鏡の照明光路へ入力結合され、これによって顕微鏡主対物レンズを通過して物体領域へ向うように誘導される。 The OCT system for a surgical microscope described in US Pat. No. 6,057,059 includes a module for generating an OCT scanning path from a short coherent laser beam, which includes an analysis unit for evaluating interference signals. This module is accompanied by a device for scanning the OCT scanning optical path. In order to scan the surgical area with the OCT scanning beam path, the scanning device includes two scanning mirrors that can be adjusted about two axes of motion. In the surgical microscope described in Patent Document 2, the OCT scanning optical path is input-coupled to the illumination optical path of the surgical microscope via a beam splitting mirror, and thereby guided through the microscope main objective lens toward the object region. Is done.
本発明の課題は、手術用顕微鏡によって物体領域の深部像の検出を可能にすることである。 An object of the present invention is to enable detection of a deep image of an object region with a surgical microscope.
この課題は、物体領域を検査するためのOCTシステムを含む、冒頭に述べた種類の手術用顕微鏡によって解決され、OCTシステムは顕微鏡主対物レンズを通して案内されるOCT走査光路を有しており、OCT走査光路を観察光路に入力結合させ、顕微鏡主対物レンズを通して物体領域へと案内するために観察光路に入力結合部材が設けられている。 This problem is solved by a surgical microscope of the type mentioned at the beginning, including an OCT system for inspecting object areas, the OCT system having an OCT scanning optical path guided through the microscope main objective lens, An input coupling member is provided in the observation optical path for coupling the scanning optical path to the observation optical path and guiding it to the object region through the microscope main objective lens.
このようにして、手術用顕微鏡で光学的な光路に口径食が起こったり、そのために画像の切断を生じさせることなく、OCTシステムを手術用顕微鏡に組み込むことが可能となる。 In this way, it is possible to incorporate the OCT system into the surgical microscope without causing vignetting in the optical optical path in the surgical microscope or causing image cutting.
本発明の発展例では、入力結合部材はビーム分割鏡として構成され、特に平面鏡またはビーム分割キューブとして構成される。このようにして、同時観察者は物体領域への視界を常に開いておくことが可能となる。 In a development of the invention, the input coupling member is configured as a beam splitting mirror, in particular as a plane mirror or a beam splitting cube. In this way, the simultaneous observer can always keep the field of view to the object area open.
本発明の発展例では、手術用顕微鏡は顕微鏡主対物レンズを通る主観察のための観察光路と同時観察のための観察光路とを含んでおり、入力結合部材は同時観察のための観察光路に配置されている。 In a development of the invention, the surgical microscope includes an observation optical path for main observation through the microscope main objective and an observation optical path for simultaneous observation, and the input coupling member is in the observation optical path for simultaneous observation. Has been placed.
本発明の発展例では、平行な観察光路を中間像へと移行させるために、同時観察のための観察光路に光学系モジュールが配置されている。この場合、同時観察のための観察光路にある入力結合部材は、光学系モジュールと顕微鏡主対物レンズとの間に配置される。あるいは入力結合部材は、光学系モジュールと中間像との間に設けられていてもよい。 In the development example of the present invention, in order to shift the parallel observation optical path to the intermediate image, an optical system module is arranged in the observation optical path for simultaneous observation. In this case, the input coupling member in the observation optical path for simultaneous observation is disposed between the optical system module and the microscope main objective lens. Alternatively, the input coupling member may be provided between the optical system module and the intermediate image.
本発明の発展例では、OCTシステムはOCT走査光路をスキャンするために第1のスキャンミラーを含んでいる。これに加えて、第2のスキャンミラーが設けられているのが好ましく、この場合、第1のスキャンミラーは第1の回転軸を中心として動かすことができ、第2のスキャンミラーは第2の回転軸を中心として動かすことができる。第1および第2の回転軸は側方にオフセットされて、互いに直角をなしている。このようにして、垂直に延びる網目パターンに応じた物体領域の走査が可能である。 In a development of the invention, the OCT system includes a first scan mirror for scanning the OCT scanning optical path. In addition to this, a second scan mirror is preferably provided, in which case the first scan mirror can be moved about the first axis of rotation and the second scan mirror is the second scan mirror. It can be moved around the rotation axis. The first and second rotational axes are offset laterally and are perpendicular to each other. In this way, it is possible to scan the object region according to the mesh pattern extending vertically.
本発明の発展例では、OCTシステムは、OCT走査光路のための光射出区域を有する光導波路を含んでおり、光導波路の光射出区域を動かすための手段が設けられている。このようにして、物体領域でOCT走査平面を変えることができ、同時観察のための観察光路にある、可視光のために設計されている光学コンポーネントを考慮したうえで、さまざまなOCT波長に合わせてシステムを調整することが可能である。 In a development of the invention, the OCT system includes an optical waveguide having a light exit area for the OCT scanning optical path, and means are provided for moving the light exit area of the optical waveguide. In this way, the OCT scanning plane can be changed in the object region and adjusted to different OCT wavelengths, taking into account the optical components designed for visible light in the observation beam path for simultaneous observation. It is possible to adjust the system.
本発明の発展例では、OCT走査光路には、OCT走査平面への光導波路の射出端部の幾何学的結像を調整するために、位置調節可能な光学部材が設けられている。このようにして、手術用顕微鏡のOCT走査平面を、システムの光学的な観察光路の観察平面に対して相対的に変位させることができる。 In a development of the invention, the OCT scanning optical path is provided with an optical member whose position can be adjusted in order to adjust the geometric imaging of the exit end of the optical waveguide on the OCT scanning plane. In this way, the OCT scanning plane of the surgical microscope can be displaced relative to the observation plane of the optical observation optical path of the system.
本発明の発展例では、位置調節可能な光学部材には駆動ユニットが付属している。このようにして、たとえばOCT走査平面を手術用顕微鏡の観察平面に対して相対的に所定の値だけ変えることができる。 In a development of the invention, the position-adjustable optical member is accompanied by a drive unit. In this way, for example, the OCT scanning plane can be changed by a predetermined value relative to the observation plane of the surgical microscope.
本発明の発展例では、OCTシステムは、第1の波長をもつ第1のOCT走査光路を提供するために、および、第1の波長とは異なる第2の波長をもつ第2のOCT走査光路を提供するために設計されている。このようにして、患者のさまざまな組織構造や身体器官を検査するために、手術用顕微鏡を最適化することができる。 In a development of the invention, the OCT system provides a first OCT scanning optical path having a first wavelength and a second OCT scanning optical path having a second wavelength different from the first wavelength. Designed to provide you with. In this way, the surgical microscope can be optimized to examine the various tissue structures and body organs of the patient.
本発明の発展例では、異なる波長のOCT走査光線が提供される第1および第2のOCTシステムが設けられる。このようにして、異なるOCT波長に基づいた物体領域の検査が最大の解像度で可能となる。 In a development of the invention, first and second OCT systems are provided in which OCT scanning beams of different wavelengths are provided. In this way, inspection of object areas based on different OCT wavelengths is possible with maximum resolution.
本発明の発展例では、第1のOCTシステムのOCT走査光線は右側の立体視観察光路に少なくとも部分的に重ね合わされ、第2のOCTシステムのOCT走査光線は左側の立体視観察光路に少なくとも部分的に重ね合わされ、これらの光路が顕微鏡主対物レンズを異なる領域で通る。この場合、第1のOCTシステムは波長λ1=1300nmのOCT走査光線を提供し、第2のOCTシステムは波長λ2=800nmのOCT走査光線を提供するのが好ましい。このようにして、患者の目における角膜の層構造と網膜の構造を、手術用顕微鏡によって同時に検査することができる。 In a development of the invention, the OCT scanning beam of the first OCT system is at least partially superimposed on the right stereoscopic viewing optical path, and the OCT scanning beam of the second OCT system is at least partially on the left stereoscopic viewing optical path. These optical paths pass through the microscope main objective in different areas. In this case, the first OCT system preferably provides an OCT scanning beam with a wavelength λ 1 = 1300 nm, and the second OCT system preferably provides an OCT scanning beam with a wavelength λ 2 = 800 nm. In this way, the layer structure of the cornea and the structure of the retina in the patient's eye can be examined simultaneously with a surgical microscope.
本発明の有利な実施形態が図面に示されており、以下において説明する。 Advantageous embodiments of the invention are illustrated in the drawings and are described below.
図1の手術用顕微鏡100は、光学軸102をもつ顕微鏡主対物レンズ101を有している。顕微鏡主対物レンズ101は焦点面170を有しており、主観察のための双眼鏡筒103の立体視観察光路と、同時観察のための双眼鏡筒104の立体視観察光路とが通っている。主観察のための双眼鏡筒103には、ズーム可能な拡大システム105が付属している。図1は、同時観察のための双眼鏡筒の立体視観察光路の右側の観察光路106を示している。この観察光路は、顕微鏡主対物レンズ101の、物体領域108と反対側に配置された反射鏡107によって、物体領域108へと誘導される。観察光路106にはレンズ系109がある。レンズ系109は、顕微鏡主対物レンズ101を通過した後に平行になる、物体領域108から顕微鏡主対物レンズを通過してくる観察光路106の光を集束させて、同時観察のための双眼鏡筒104の中間像110にする。
A
手術用顕微鏡100は、OCT画像を撮像するためのOCTシステム120を含んでいる。このOCTシステムは、OCT走査光路の生成と分析をするためのユニット121を含んでいる。ユニット121は手術用顕微鏡100に統合されている。あるいは、このユニットを手術用顕微鏡の外部に、たとえば相応の三脚柱などに配置することもできる。ユニット121は光導波路122と接続されている。この光導波路122を介して、ユニット121はOCT走査光路を提供する。光導波路122から射出される走査光路123は、OCTスキャンユニット126の第1のスキャンミラー124と第2のスキャンミラー125へと案内され、OCTスキャンユニット126の後、集光レンズ130を通過する。集光レンズ130は走査光路123の光を集束して平行な光束140にする。
The
当然ながら、OCTスキャンユニット126の第1のスキャンミラー124と第2のスキャンミラー125によって、平行なOCT走査光路を偏向させることも可能である。そのためには、光導波路122とOCTスキャンユニット126との間に配置される適切な集光レンズが必要となる。その場合、OCTスキャンユニット126の光導波路と反対側にある集光レンズ130は不要である。OCTスキャンユニット126に由来する光束140は、ビーム分割鏡150へと案内される。ビーム分割鏡150は観察光路106中に配置されている。ビーム分割鏡150は、この観察光路における観察光の人間の目に見えるスペクトル領域に対して実質的に透過性である。逆にビーム分割鏡はOCT走査光路の光を反射させ、これを観察光路106に重ね合わせる。ビーム分割鏡150は平行平面板を備える鏡部材として、あるいはビーム分割キューブとして製作されていてよい。
Of course, it is also possible to deflect the parallel OCT scanning optical path by the
OCT走査光路123の光は顕微鏡主対物レンズ101によってOCT走査平面160で集束される。OCT走査平面160は、OCTスキャンユニット126を備えるOCT走査光路の光学部材、集光レンズ130、ビーム分割鏡150、反射鏡107、顕微鏡主対物レンズ101によって形成され、物体領域に光導波路123の射出端部が幾何学的に結像される平面である。すなわち、光導波路の射出端部の相応の幾何学的結像が、OCT走査平面160に位置している。
The light in the OCT scanning optical path 123 is focused on the
OCT走査光路へとはね返された光は、反射鏡107とビーム分割鏡150を介してユニット121へと戻っていく。そこで、物体領域から後方散乱されたOCT走査光は、参照光路に由来するOCT放射によって干渉される。干渉信号が検出器によって検出され、計算機ユニットによって評価される。計算機ユニットはこの信号を基にして、物体領域におけるOCT光の散乱中心と、参照分路における光の経路長との間の光学的な経路長差を算定する。
The light bounced back to the OCT scanning optical path returns to the
図2は、図1のII−II線に沿った断面図を示している。この図面は、図1の手術用顕微鏡100の双眼鏡筒103と双眼鏡筒104に由来する立体視観察光路の推移を説明するものである。顕微鏡主対物レンズ101の光学軸102はその中心に位置している。主観察201,202のための立体視光路、および同時観察203,206のための立体視光路は、顕微鏡主対物レンズ101を互いに分離された断面領域で通っている。
FIG. 2 is a cross-sectional view taken along the line II-II in FIG. This drawing explains the transition of the stereoscopic observation optical path derived from the
図3は、図1の手術用顕微鏡100のスキャンミラーユニット126を示している。第1のスキャンミラー124と第2のスキャンミラー125は、アクチュエータ301,302によって、互いに垂直に延びる2つの軸303,304を中心として回転運動可能なように配置されている。このことは、OCT走査光路305を平面306でスキャンすることを可能にする。
FIG. 3 shows the
図4は、図1の光導波路122の前面区域402を示している。光導波路122は波長λ=1310nmの光に対してモノモードファイバとして作用する。光導波路122のファイバコアの直径dは次式、
したがって、d0=10μmのファイバコア直径と波長λ0=1310nmについては、ビーム発散を表す目安としてθ0≒0.0827radの開口角が得られる。 Therefore, for a fiber core diameter of d 0 = 10 μm and a wavelength λ 0 = 1310 nm, an opening angle of θ 0 ≈0.0827 rad is obtained as a guideline representing beam divergence.
光導波路122の前面402は、図1に示す手術用顕微鏡100にあるスキャンミラー124、125、集光レンズ130、ビーム分割鏡150、反射鏡107、顕微鏡主対物レンズ101を介して、OCT走査平面160へ物体領域108に結像される。
The
図5は、OCT走査光線401の強度の推移をOCT走査平面501に対して垂直に示している。OCT走査平面501では、OCT走査放射の強度分布は最小の狭隘部を有している。OCT走査平面の範囲外では、OCT走査光路の直径が増加していく。OCT走査光線401は図4の光導波路122から近似的にガウス形の放射断面形状で射出されるので、集光レンズ130と顕微鏡主対物レンズ101は、OCT走査光線にとってOCT走査平面160の領域で、OCT走査光線401のいわゆるガウス光束500を惹起する。このガウス光束500は、ガウス光束の胴部の縦方向長さを表す目安としての共焦点パラメータzによって、および、OCT走査光線401の最小の狭隘部502の直径を表す目安としての、すなわちその胴部の直径を表す目安としての胴部パラメータWによって特徴づけられ、このとき次式が成り立つ:
W=βW0
ここでβは、OCT走査平面における図1の光導波路122の射出端部の上に述べた幾何学的結像の拡大パラメータないし縮小パラメータである。βは、図1の集光レンズ130の焦点距離f1および顕微鏡主対物レンズの焦点距離f2との間で、次の関係によって結びついている:
f2/f1=β
FIG. 5 shows the intensity transition of the OCT scanning
W = βW 0
Here, β is an enlargement parameter or reduction parameter of the geometric imaging described above the exit end of the
f 2 / f 1 = β
OCT走査光線401によって解像することができる構造のサイズは、OCT走査平面160におけるその直径によって決まり、すなわち胴部パラメータWによって決まる。たとえば、ある用途が手術用顕微鏡におけるOCTシステムの約40μmの横解像度を必要とする場合、ナイキストの定理により、表面におけるOCT走査光線401の断面積は約20μmでなければならない。したがって、図1に示すOCT走査光線123の波長がλのとき、OCTシステム120の希望する解像度のためには、光学的な結像の倍率と、光導波路122のファイバコアの直径とを適切に選択しなくてはならない。
The size of the structure that can be resolved by the
ガウス光束の胴部の縦方向長さを表す目安としての共焦点パラメータzは、図1のOCT走査光路123で後方散乱された光を検出することができる軸方向の深部領域を決める。すなわち、共焦点パラメータzが小さくなるほど、OCT走査放射で走査される物体からOCT走査平面160までの距離で、横解像度に関わるOCTシステムの損失は大きくなる。散乱中心の場所は、胴部パラメータWと共焦点パラメータzによって決まる「漏斗」の内部でしか、特定することができないからである。
The confocal parameter z as a guide indicating the longitudinal length of the body portion of the Gaussian light beam determines an axial depth region in which the light backscattered in the OCT scanning light path 123 of FIG. 1 can be detected. That is, the smaller the confocal parameter z, the greater the loss of the OCT system associated with the lateral resolution at the distance from the object scanned with OCT scanning radiation to the
一方では、OCTシステムの軸方向解像度は、OCTシステムで使用される光源の光のコヒーレンス長lcによって制限されており、他方では、OCTシステムの横解像度は、その深度ストロークが共焦点パラメータzで与えられる長さを超えると減少するので、OCTシステムの深度ストロークに合わせて共焦点パラメータzを調整するのが好都合である。 On the one hand, the axial resolution of the OCT system is limited by the light coherence length l c of the light source used in the OCT system, and on the other hand, the lateral resolution of the OCT system is such that its depth stroke is confocal parameter z. It is advantageous to adjust the confocal parameter z for the depth stroke of the OCT system since it decreases beyond a given length.
そしてOCT走査光線401の特定の波長λについて、図1のOCTシステムの可能な横解像度が得られる。波長λと共焦点パラメータzが胴部パラメータWを決めるからである。そして、図1に示すOCT走査光路123の光学系ユニットと、光導波路122のファイバコアの寸法設定を、該当する胴部パラメータWが生じるように選択することができる。
Then, for a specific wavelength λ of the
手術用顕微鏡100は、可視スペクトル領域についての顕微鏡主対物レンズ101の焦点面170と、OCT走査平面160とが一致するように設計されている。そうすれば、図5に示すOCT走査光線の胴部502は手術用顕微鏡の焦点面に位置する。
The operating
手術用顕微鏡のこのような設計に代えて、OCT走査平面と手術用顕微鏡の焦点面とのオフセットが意図されていてもよい。このようなオフセットは、OCT走査平面の領域におけるOCT走査光線の共焦点パラメータzよりも大きくないのが好ましい。このことは、たとえば手術用顕微鏡の焦点面のすぐ下に位置する物体領域を、OCTによって視覚化することを可能にする。あるいは特定の用途については、たとえば手術用顕微鏡によって患者の目の角膜の表面を検査できるようにし、それと同時にOCTシステムによって患者の目の角膜の裏面またはそのレンズを視覚化するために、共焦点パラメータを上回る決められたオフセットを設けるのが有意義である。 Instead of such a design of a surgical microscope, an offset between the OCT scanning plane and the focal plane of the surgical microscope may be intended. Such an offset is preferably not larger than the confocal parameter z of the OCT scanning beam in the region of the OCT scanning plane. This makes it possible, for example, to visualize an object region located just below the focal plane of a surgical microscope by means of OCT. Alternatively, for certain applications, the confocal parameter may be used, for example, to allow the surface of the cornea of a patient's eye to be examined by a surgical microscope while simultaneously visualizing the back of the patient's eye cornea or its lens by an OCT system. It is meaningful to provide a fixed offset that exceeds.
図6は、OCTシステム620が組み込まれたさらに別の手術用顕微鏡600を示している。手術用顕微鏡600のモジュールが図1に示す手術用顕微鏡100のモジュールと一致している場合には、図1に500の数字を加えた数字を符号として当該モジュールに付している。
FIG. 6 shows yet another
図1に示す手術用顕微鏡100の場合とは異なり、手術用顕微鏡600では、鏡筒レンズ系609と、これによって生成される物体領域の中間像610との間の収束観察光路に、ビーム分割鏡650が設けられている。OCTシステム620は、2つの異なる波長領域でOCT走査光路623を生成するためのユニット621を含んでおり、すなわち、波長λ=800nmのOCT走査光線と、波長λ=1310nmのOCT走査光線とを生成することができる。
Unlike the case of the
光導波路622から射出されるOCT走査光路623は、第1のOCTレンズ系630を介して、スキャンミラー624,625を備えるスキャンミラーユニット626へと誘導され、スキャンミラーユニット626から第2のOCTレンズ系631へと到達する。OCTレンズ系630,631は、物体領域608におけるOCT走査平面660と共役な平面633で、光導波路の射出端部の中間結像632を惹起する。
The OCT scanning
手術用顕微鏡600の光学的な観察光路の物体平面608に対する、OCT走査平面660の調整を操作者に可能にするために、レンズ系630,631と光導波路622の射出端部の位置調節可能性が意図されている。そのために手術用顕微鏡600は、レンズ系630,631と光導波路622に割り当てられた駆動ユニット671,672,673を含んでいる。駆動ユニット671,672,673によって、レンズ系630,631と光導波路622を二重矢印674,675,676に示すように変位させることができる。それによって特に、OCT走査平面660の位置を変えられるばかりでなく、光導波路622の射出端部の拡大ないし縮小も、希望する値に合わせて行うことができる。
In order to allow the operator to adjust the
図6を参照して説明した手術用顕微鏡600の改変された実施形態は、焦点距離を調整可能である焦点合わせ可能な顕微鏡主対物レンズを含んでいる。この方策も、OCT走査平面の変位を可能にするとともに、OCT走査平面における光導波路の射出端部の幾何学的結像の変更を可能にする。
A modified embodiment of the
手術用顕微鏡600のOCTシステム620のOCT走査平面を変位させるにあたっては、ここには図示しないシステムの参照光路が再調節され、それによって参照光路が、設定されたOCT走査平面に合わせて常に適合化されるようにするのが好ましい。
In displacing the OCT scan plane of the
図7は、2つのOCTシステム720,780が設けられた第3の手術用顕微鏡の区域700を示している。この手術用顕微鏡も同じく光学軸702をもつ顕微鏡主対物レンズ701を有している。対物レンズ701には、主観察のための左側と右側の立体視観察光路703,704と、同時観察のための左側と右側の立体視観察光路705、706とが透過している。同時観察のための立体視観察光路705、706は、顕微鏡主対物レンズ701の、物体領域708と反対側に配置された反射鏡707によって、物体領域708へと誘導される。
FIG. 7 shows an
OCTシステム720,780は、OCT走査光路を生成し分析するためのユニット721,781をそれぞれ含んでいる。これらのユニット721,781は、光導波路722,782を介して、第1のOCT走査光線723と第2のOCT走査光線783を異なる波長λ1,λ2で提供する。OCT走査光線723,783は、集光レンズ730,731とスキャンミラーを備えるOCTスキャンユニット726,776を介して、ビーム分割鏡750に向って誘導される。
ビーム分割鏡750は、同時観察のための立体視観察光路705,706に配置されている。このビーム分割鏡は、人間の目に見える観察光のスペクトル領域に対しては実質的に透過性であるが、OCT走査光線723,783を反射させて、これらのOCT走査光線が観察光路705,706に重ね合わされて、これとともに顕微鏡主対物レンズ701を通るようになっている。
The
物体領域708からOCT走査光路723,783へとはね返された光は、該当するOCT走査光路の生成と分析のためのユニット721,781で評価される。
The light bounced from the
2つのOCTシステムの使用は、異なる波長のOCT光で物体領域を走査することを可能にし、各々のOCT走査光路について、波長λ1,λ2および共焦点パラメータz1,z2および胴部パラメータW1,W2を、最大の解像度のために最善に選択することができる。 The use of two OCT systems makes it possible to scan the object area with different wavelengths of OCT light, and for each OCT scanning path, wavelengths λ 1 , λ 2 and confocal parameters z 1 , z 2 and torso parameters W 1 and W 2 can be best selected for maximum resolution.
100 手術用顕微鏡、101 顕微鏡主対物レンズ、106 同時観察のための観察光路、108 物体領域、120 OCTシステム、123 OCT走査光路、150 入力結合部材
DESCRIPTION OF
Claims (13)
前記観察光路(106,203,606,705,706)が通る顕微鏡主対物レンズ(101,601,701)と
を備えている手術用顕微鏡(100,600,700)であって、
前記手術用顕微鏡は物体領域(108,608,708)を検査するためのOCTシステム(120,620,720,780)を含んでおり、
前記OCTシステム(120,620,720,780)は前記顕微鏡主対物レンズ(101,601)を通して案内されるOCT走査光路(123,623,723,783)を有しており、
前記OCT走査光路(123,623,723,783)を前記観察光路(106,606,705,706)へ入力結合させ、前記顕微鏡主対物レンズ(101,601,701)を通して物体領域(108,608,708)へと案内するために、前記観察光路(106)に入力結合部材(150,650,750)が設けられ、
波長の異なるOCT走査光線(723,783)を提供するために第1のOCTシステム(720)と第2のOCTシステム(780)が設けられ、
前記第1のOCTシステム(720)のOCT走査光線(723)は、右側の立体視観察光路(705)に少なくとも部分的に重ね合わされ、一緒に前記手術用顕微鏡(700)の前記顕微鏡主対物レンズ(701)を通り抜け、前記第2のOCTシステム(780)のOCT走査光線(783)は左側の立体視観察光路(706)に少なくとも部分的に重ね合わされ、一緒に前記手術用顕微鏡(700)の前記顕微鏡主対物レンズ(701)を通ることを特徴とする手術用顕微鏡。 An observation optical path (106, 203, 606, 705, 706);
A surgical microscope (100, 600, 700) comprising a microscope main objective lens (101, 601, 701) through which the observation optical path (106, 203, 606, 705, 706) passes,
The surgical microscope includes an OCT system (120, 620, 720, 780) for inspecting an object region (108, 608, 708);
The OCT system (120, 620, 720, 780) has an OCT scanning optical path (123, 623, 723, 783) guided through the microscope main objective lens (101, 601),
The OCT scanning optical path (123, 623, 723, 783) is coupled to the observation optical path (106, 606, 705, 706), and the object region (108, 608) is passed through the microscope main objective lens (101, 601, 701). , 708) are provided with input coupling members (150, 650, 750) in the observation optical path (106) ,
A first OCT system (720) and a second OCT system (780) are provided to provide OCT scanning beams (723, 783) of different wavelengths,
The OCT scanning beam (723) of the first OCT system (720) is at least partially superimposed on the right stereoscopic viewing optical path (705) and together, the microscope main objective of the surgical microscope (700) (701), the OCT scanning beam (783) of the second OCT system (780) is at least partially superimposed on the left stereoscopic viewing optical path (706), and together the surgical microscope (700) A surgical microscope characterized by passing through the microscope main objective lens (701) .
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