JP5188146B2

JP5188146B2 - Surgical microscope with OCT system

Info

Publication number: JP5188146B2
Application number: JP2007290525A
Authority: JP
Inventors: ペーテル・ライマー; クリストフ・ハウガー; アルフォンス・アベレ; マルクス・シーゼルベルグ
Original assignee: カール・ツアイス・メディテック・アーゲー
Priority date: 2007-04-24
Filing date: 2007-11-08
Publication date: 2013-04-24
Anticipated expiration: 2027-11-08
Also published as: JP2008264488A; JP2013052257A; JP5658730B2

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ｌ_c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.

ドイツ特許出願公開第１０２００４０４９３６８Ａ１号明細書German Patent Application No. 102004049368A1 欧州特許第０８１５８０１Ｂ１号明細書European Patent No. 0815801B1 米国特許第５，３２１，５０１号明細書US Pat. No. 5,321,501 国際公開第２００６／１０５４４Ａ１号パンフレットInternational Publication No. 2006 / 10544A1 Pamphlet

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 surgical microscope 100 in FIG. 1 has a microscope main objective lens 101 having an optical axis 102. The microscope main objective lens 101 has a focal plane 170, and the stereoscopic observation optical path of the binocular tube 103 for main observation and the stereoscopic observation optical path of the binocular tube 104 for simultaneous observation pass. A zooming magnification system 105 is attached to the binocular tube 103 for main observation. FIG. 1 shows an observation optical path 106 on the right side of the stereoscopic observation optical path of the binocular tube for simultaneous observation. This observation optical path is guided to the object region 108 by the reflecting mirror 107 disposed on the opposite side of the object region 108 of the microscope main objective lens 101. The observation optical path 106 has a lens system 109. The lens system 109 converges the light of the observation optical path 106 that passes through the microscope main objective lens from the object region 108 and becomes parallel after passing through the microscope main objective lens 101, and the binocular tube 104 for simultaneous observation. An intermediate image 110 is obtained.

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 surgical microscope 100 includes an OCT system 120 for capturing an OCT image. The OCT system includes a unit 121 for generating and analyzing an OCT scanning optical path. The unit 121 is integrated with the surgical microscope 100. Alternatively, this unit can be arranged outside the surgical microscope, for example on a corresponding tripod. The unit 121 is connected to the optical waveguide 122. Through this optical waveguide 122, the unit 121 provides an OCT scanning optical path. The scanning optical path 123 emitted from the optical waveguide 122 is guided to the first scan mirror 124 and the second scan mirror 125 of the OCT scan unit 126, and passes through the condenser lens 130 after the OCT scan unit 126. The condenser lens 130 converges the light in the scanning optical path 123 into a parallel light beam 140.

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 first scanning mirror 124 and the second scanning mirror 125 of the OCT scanning unit 126. For this purpose, an appropriate condenser lens disposed between the optical waveguide 122 and the OCT scan unit 126 is required. In that case, the condensing lens 130 on the side opposite to the optical waveguide of the OCT scan unit 126 is unnecessary. The light beam 140 derived from the OCT scan unit 126 is guided to the beam splitting mirror 150. The beam splitting mirror 150 is disposed in the observation optical path 106. The beam splitting mirror 150 is substantially transparent to the spectral region visible to the human eye of the observation light in this observation optical path. Conversely, the beam splitting mirror reflects the light in the OCT scanning optical path and superimposes it on the observation optical path 106. The beam splitting mirror 150 may be manufactured as a mirror member having a plane parallel plate or as a beam splitting cube.

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 scanning plane 160 by the microscope main objective lens 101. The OCT scanning plane 160 is formed by an optical member of an OCT scanning optical path including an OCT scanning unit 126, a condensing lens 130, a beam splitting mirror 150, a reflecting mirror 107, and a microscope main objective lens 101, and the optical waveguide 123 is emitted to an object region. An end is a plane on which a geometric image is formed. That is, a corresponding geometric image of the exit end of the optical waveguide is located in the OCT scan plane 160.

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 unit 121 via the reflecting mirror 107 and the beam splitting mirror 150. Thus, the OCT scanning light backscattered from the object region is interfered by OCT radiation originating from the reference optical path. The interference signal is detected by the detector and evaluated by the computer unit. Based on this signal, the computer unit calculates an optical path length difference between the OCT light scattering center in the object region and the light path length in the reference shunt.

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 binocular tube 103 and the binocular tube 104 of the surgical microscope 100 of FIG. The optical axis 102 of the microscope main objective 101 is located at the center thereof. The stereoscopic light path for the main observations 201 and 202 and the stereoscopic light path for the simultaneous observations 203 and 206 pass through the microscope main objective lens 101 in cross-sectional areas separated from each other.

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 scan mirror unit 126 of the surgical microscope 100 of FIG. The first scan mirror 124 and the second scan mirror 125 are arranged so as to be able to rotate about the two axes 303 and 304 extending perpendicularly to each other by the actuators 301 and 302. This makes it possible to scan the OCT scanning optical path 305 with the plane 306.

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、

を満たしており、このときＮＡは光導波路の前面の開口数である。光導波路１２２のファイバコアの直径ｄは、５μｍ＜ｄ＜１０μｍの範囲内にあるのが好ましい。このパラメータ範囲内では、光導波路１２２はガウス形の波長モードで光を案内する。ＯＣＴ走査光線４０１は、胴部パラメータＷ₀と開口パラメータθ₀とによって特徴づけられる、近似的にガウス形の放射断面形状で光導波路１２２から射出され、このとき次式が成り立つ。

FIG. 4 shows the front area 402 of the optical waveguide 122 of FIG. The optical waveguide 122 acts as a monomode fiber for light with a wavelength λ = 1310 nm. The diameter d of the fiber core of the optical waveguide 122 is:

Where NA is the numerical aperture of the front surface of the optical waveguide. The diameter d of the fiber core of the optical waveguide 122 is preferably in the range of 5 μm <d <10 μm. Within this parameter range, the optical waveguide 122 guides light in a Gaussian wavelength mode. The OCT scanning light beam 401 is emitted from the optical waveguide 122 in an approximately Gaussian radiation cross-sectional shape characterized by the body parameter W ₀ and the aperture parameter θ _0, and at this time, the following equation is established.

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 front surface 402 of the optical waveguide 122 is an OCT scanning plane via the scan mirrors 124 and 125, the condensing lens 130, the beam splitting mirror 150, the reflecting mirror 107, and the microscope main objective lens 101 in the surgical microscope 100 shown in FIG. The image is formed on the object region 108 to 160.

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：

ここでλはＯＣＴ走査光線の波長である。ガウス光束５００の胴部パラメータＷと、図４に示す、光導波路１２２から射出される走査光線４０１の胴部パラメータＷ₀との間には、次の関係が成り立つ：
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 light beam 401 perpendicular to the OCT scanning plane 501. In the OCT scanning plane 501, the intensity distribution of the OCT scanning radiation has the smallest narrow part. Outside the range of the OCT scanning plane, the diameter of the OCT scanning optical path increases. Since the OCT scanning light beam 401 is emitted from the optical waveguide 122 of FIG. 4 in an approximately Gaussian radiation cross-sectional shape, the condenser lens 130 and the microscope main objective lens 101 are in the region of the OCT scanning plane 160 for the OCT scanning light beam. , Causing a so-called Gaussian beam 500 of the OCT scanning beam 401. The Gaussian light beam 500 is used as a standard representing the diameter of the smallest narrow portion 502 of the OCT scanning light beam 401 by the confocal parameter z as a standard representing the longitudinal length of the body part of the Gaussian light beam. Characterized by the body parameter W as a measure of the diameter of the part, where:

Where λ is the wavelength of the OCT scanning beam. The following relationship holds between the trunk parameter W of the Gaussian beam 500 and the trunk parameter W ₀ of the scanning light beam 401 emitted from the optical waveguide 122 shown in FIG.
W = βW ₀
Here, β is an enlargement parameter or reduction parameter of the geometric imaging described above the exit end of the optical waveguide 122 in FIG. 1 in the OCT scanning plane. β is between the focal length f ₂ of the focal length f ₁ and a microscope main objective of the condenser lens 130 of FIG. 1, are linked by the following relationship:
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 OCT scanning beam 401 is determined by its diameter in the OCT scanning plane 160, that is, by the body parameter W. For example, if an application requires a lateral resolution of about 40 μm for an OCT system in a surgical microscope, the Nyquist theorem requires that the cross-sectional area of the OCT scanning beam 401 at the surface be about 20 μm. Therefore, when the wavelength of the OCT scanning beam 123 shown in FIG. 1 is λ, the optical imaging magnification and the diameter of the fiber core of the optical waveguide 122 are appropriately set for the desired resolution of the OCT system 120. Must be selected.

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 OCT scanning plane 160. This is because the location of the scattering center can be specified only within the “funnel” determined by the body parameter W and the confocal parameter z.

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ｌ_c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 OCT scanning beam 401, the possible lateral resolution of the OCT system of FIG. 1 is obtained. This is because the wavelength λ and the confocal parameter z determine the body parameter W. Then, the dimension setting of the optical system unit of the OCT scanning optical path 123 shown in FIG. 1 and the fiber core of the optical waveguide 122 can be selected so that the corresponding body parameter W is generated.

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 microscope 100 is designed so that the focal plane 170 of the microscope main objective 101 in the visible spectral region coincides with the OCT scanning plane 160. Then, the body portion 502 of the OCT scanning beam shown in FIG. 5 is located on the focal plane of the surgical microscope.

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 surgical microscope 600 that incorporates an OCT system 620. In the case where the module of the surgical microscope 600 matches the module of the surgical microscope 100 shown in FIG. 1, the number obtained by adding the numeral 500 to FIG.

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 surgical microscope 100 shown in FIG. 1, the surgical microscope 600 has a beam-splitting mirror in the convergent observation optical path between the lens barrel lens system 609 and the intermediate image 610 of the object region generated thereby. 650 is provided. The OCT system 620 includes a unit 621 for generating an OCT scanning beam path 623 in two different wavelength regions, ie, generating an OCT scanning beam having a wavelength λ = 800 nm and an OCT scanning beam having a wavelength λ = 1310 nm. can do.

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 optical path 623 emitted from the optical waveguide 622 is guided to the scan mirror unit 626 including the scan mirrors 624 and 625 through the first OCT lens system 630, and the second OCT lens from the scan mirror unit 626. The system 631 is reached. The OCT lens systems 630 and 631 cause an intermediate image 632 at the exit end of the optical waveguide at a plane 633 conjugate with the OCT scanning plane 660 in the object region 608.

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 OCT scanning plane 660 relative to the object plane 608 of the optical observation optical path of the surgical microscope 600, the position of the exit end of the lens systems 630, 631 and the optical waveguide 622 can be adjusted. Is intended. For this purpose, the surgical microscope 600 includes drive units 671, 672, 673 assigned to the lens systems 630, 631 and the optical waveguide 622. By the drive units 671, 672, and 673, the lens systems 630 and 631 and the optical waveguide 622 can be displaced as indicated by double arrows 674, 675, and 676. In particular, not only can the position of the OCT scanning plane 660 be changed, but also the exit end of the optical waveguide 622 can be enlarged or reduced to a desired value.

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 surgical microscope 600 described with reference to FIG. 6 includes a focusable microscope main objective that is adjustable in focal length. This measure also allows displacement of the OCT scan plane and changes of the geometric imaging of the exit end of the optical waveguide in the OCT scan plane.

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 OCT system 620 of the surgical microscope 600, the reference beam path of the system (not shown) is readjusted so that the reference beam path is always adapted to the set OCT scan plane. It is preferable to do so.

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 area 700 of a third surgical microscope in which two OCT systems 720, 780 are provided. This surgical microscope also has a microscope main objective lens 701 having an optical axis 702. The objective lens 701 transmits left and right stereoscopic observation optical paths 703 and 704 for main observation, and left and right stereoscopic observation optical paths 705 and 706 for simultaneous observation. Stereoscopic observation optical paths 705 and 706 for simultaneous observation are guided to the object region 708 by a reflecting mirror 707 disposed on the opposite side of the object region 708 of the microscope main objective lens 701.

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。 OCT systems 720 and 780 include units 721 and 781, respectively, for generating and analyzing OCT scanning light paths. These units 721 and 781 provide the first OCT scanning beam 723 and the second OCT scanning beam 783 at different wavelengths λ ₁ and λ ₂ via the optical waveguides 722 and 782. The OCT scanning light beams 723 and 783 are guided toward the beam splitting mirror 750 through OCT scanning units 726 and 776 including condensing lenses 730 and 731 and a scanning mirror.

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 beam splitting mirror 750 is disposed in the stereoscopic observation optical paths 705 and 706 for simultaneous observation. This beam splitting mirror is substantially transparent to the spectral region of the observation light visible to the human eye, but reflects the OCT scanning rays 723 and 783 so that these OCT scanning rays are observed in the observation optical path 705. The microscope main objective lens 701 is passed therewith.

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 object region 708 to the OCT scanning optical paths 723 and 783 is evaluated by units 721 and 781 for generating and analyzing the corresponding OCT scanning optical paths.

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.

ＯＣＴシステムが組み込まれた第１の手術用顕微鏡である。1 is a first surgical microscope incorporating an OCT system. 顕微鏡主対物レンズを示す図１のII−II線に沿った断面図である。It is sectional drawing which followed the II-II line | wire of FIG. 1 which shows a microscope main objective lens. 手術用顕微鏡におけるＯＣＴシステムの区域である。This is the area of the OCT system in a surgical microscope. 手術用顕微鏡でＯＣＴシステムの光導波路から射出されるＯＣＴ走査光線の強度分布である。It is an intensity distribution of the OCT scanning light beam emitted from the optical waveguide of the OCT system in the surgical microscope. 手術用顕微鏡の物体領域のＯＣＴ走査平面におけるＯＣＴ走査光線の強度分布である。It is an intensity distribution of the OCT scanning light beam in the OCT scanning plane of the object region of the surgical microscope. ＯＣＴシステムが組み込まれた第２の手術用顕微鏡である。Fig. 2 is a second surgical microscope incorporating an OCT system. ＯＣＴシステムが２つ組み込まれた第３の手術用顕微鏡を示す部分図である。FIG. 6 is a partial view showing a third surgical microscope in which two OCT systems are incorporated.

符号の説明Explanation of symbols

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、１２０ＯＣＴシステム、１２３ＯＣＴ走査光路、１５０入力結合部材 DESCRIPTION OF SYMBOLS 100 Surgical microscope, 101 Microscope main objective lens, 106 Observation optical path for simultaneous observation, 108 Object region, 120 OCT system, 123 OCT scanning optical path, 150 Input coupling member

Claims

観察光路（１０６，２０３，６０６，７０５，７０６）と、
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) .

前記入力結合部材は、平面鏡またはビーム分割キューブとして構成される、ビーム分割鏡（１５０，６５０，７５０）として構成されていることを特徴とする請求項１に記載の手術用顕微鏡。 The surgical microscope according to claim 1, wherein the input coupling member is configured as a beam splitting mirror (150, 650, 750) configured as a plane mirror or a beam splitting cube.

主観察のための観察光路（２０１，２０２，７０３，７０４）と同時観察のための観察光路（１０６，２０３，６０６，７０５，７０６）とが設けられており、これら両者は前記顕微鏡主対物レンズ（１０１，６０１，７０１）を通っており、前記入力結合部材（１５０，６５０，７５０）は同時観察のための前記観察光路（１０６，２０３，６０６，７０５，７０６）に配置されていることを特徴とする請求項１または２に記載の手術用顕微鏡。 An observation optical path (201, 202, 703, 704) for main observation and an observation optical path (106, 203, 606, 705, 706) for simultaneous observation are provided, both of which are the microscope main objective lens. (101, 601, 701), and the input coupling member (150, 650, 750) is disposed in the observation optical path (106, 203, 606, 705, 706) for simultaneous observation. The surgical microscope according to claim 1, wherein the surgical microscope is characterized.

平行な観察光路を中間像（１１０，６１０）へと移行させるために、同時観察のための前記観察光路（１０６，６０６）に光学系モジュール（１０９，６０９）が配置されていることを特徴とする請求項３に記載の手術用顕微鏡。 An optical system module (109, 609) is arranged in the observation optical path (106, 606) for simultaneous observation in order to shift the parallel observation optical path to the intermediate image (110, 610). The surgical microscope according to claim 3.

前記入力結合部材（１５０）は、同時観察のための前記観察光路（１０６）中に、前記光学系モジュール（１０９）と前記顕微鏡主対物レンズ（１０１）との間に配置されていることを特徴とする、請求項４に記載の手術用顕微鏡。 The input coupling member (150) is disposed between the optical system module (109) and the microscope main objective lens (101) in the observation optical path (106) for simultaneous observation. The surgical microscope according to claim 4.

前記入力結合部材（６５０）は、同時観察のための前記観察光路（６０６）中に、前記光学系モジュール（６０９）と中間像（６１０）との間に配置されていることを特徴とする、請求項４に記載の手術用顕微鏡。 The input coupling member (650) is disposed between the optical system module (609) and the intermediate image (610) in the observation optical path (606) for simultaneous observation. The surgical microscope according to claim 4.

ＯＣＴ走査光路をスキャンするための前記ＯＣＴシステム（１２０，６２０）は、少なくとも１つの第１の回転軸（３０３）を中心として動かすことができる第１のスキャンミラー（１２４，６２４）を含んでいることを特徴とする請求項１から６までのいずれか１項に記載の手術用顕微鏡。 The OCT system (120, 620) for scanning the OCT scanning optical path includes a first scan mirror (124, 624) that can be moved about at least one first rotation axis (303). The surgical microscope according to any one of claims 1 to 6, wherein the surgical microscope is provided.

第２の回転軸（３０４）を中心として動かすことができる第２のスキャンミラー（１２４，１２５，６２４，６２５）がさらに設けられており、前記第１の回転軸（３０３）と前記第２の回転軸（３０４）は側方にオフセットされて互いに直角をなしていることを特徴とする請求項７に記載の手術用顕微鏡。 A second scan mirror (124, 125, 624, 625) that can be moved about the second rotation axis (304) is further provided, and the first rotation axis (303) and the second rotation mirror (304) are provided. The surgical microscope according to claim 7, characterized in that the rotation axes (304) are offset laterally and are perpendicular to each other.

前記ＯＣＴシステム（１２０，６２０）はＯＣＴ走査光路のための光射出区域を有する光導波路（１２２，６２２）を含んでおり、前記光導波路の前記光射出区域を動かすための手段が設けられていることを特徴とする請求項１から８までのいずれか１項に記載の手術用顕微鏡。 The OCT system (120, 620) includes a light guide (122, 622) having a light exit area for an OCT scanning path, and means for moving the light exit area of the light guide is provided. The surgical microscope according to any one of claims 1 to 8, wherein

前記ＯＣＴ走査光路（６２３）に、ＯＣＴ走査平面（６６０）への前記光導波路（６２２）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（６３０，６３１）が設けられていることを特徴とする請求項１から９までのいずれか１項に記載の手術用顕微鏡。 Positionable optical members (630, 631) in the OCT scanning optical path (623) to adjust the geometric imaging of the exit end of the optical waveguide (622) onto the OCT scanning plane (660). The surgical microscope according to claim 1, wherein the surgical microscope is provided.

位置調節可能な前記光学部材（６３０，６３１）に駆動ユニット（６７２，６７３）が付属していることを特徴とする請求項１０に記載の手術用顕微鏡。 The surgical microscope according to claim 10, wherein a drive unit (672, 673) is attached to the optical member (630, 631) capable of adjusting the position.

前記ＯＣＴシステム（１２０，６２０）は第１の波長をもつ第１のＯＣＴ走査光線（６２３）を提供するように、および、前記第１の波長とは異なる第２の波長をもつ第２のＯＣＴ走査光線（６２３）を提供するように設計されていることを特徴とする請求項１から１１までのいずれか１項に記載の手術用顕微鏡。 The OCT system (120, 620) provides a first OCT scanning beam (623) having a first wavelength and a second OCT having a second wavelength different from the first wavelength. The surgical microscope according to any one of the preceding claims, characterized in that it is designed to provide a scanning beam (623).

前記第１のＯＣＴシステム（７２０）は波長λ₁＝１３００ｎｍのＯＣＴ走査光線（７２３）を提供し、前記第２のＯＣＴシステム（７８０）は波長λ₂＝８００ｎｍのＯＣＴ走査光線（７８３）を提供することを特徴とする請求項１に記載の手術用顕微鏡。 The first OCT system (720) provides an OCT scanning beam (723) with a wavelength λ ₁ = 1300 nm, and the second OCT system (780) provides an OCT scanning beam (783) with a wavelength λ ₂ = 800 nm. The surgical microscope according to claim 1 , wherein: