CN105612453B - 用于光学相干断层成像集成外科显微镜的抬头显示器 - Google Patents

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Abstract

提供外科显微镜系统，包括：光学相干断层成像(OCT)系统；物镜；目镜，其用于直接查看在物镜远端的对象；抬头显示模块，其被配置成引导光学图像通过目镜以便其对于至少一个目镜的使用者是可见的；以及，耦合元件，其连接到外科显微镜，耦合OCT系统、抬头显示模块和物镜。耦合元件具有第一面和第二面，第一面朝向外科显微镜的目镜定位并且第二面朝向对象定位。耦合元件被配置成：在耦合元件的第一面接收抬头光学显示信号并且在抬头显示模块的波段中反射信号；以及在耦合元件的第二面接收信号并且在OCT系统的波段中反射信号。

Description

用于光学相干断层成像集成外科显微镜的抬头显示器
优先权要求
本申请要求2012年8月28日提交的美国临时申请No.61/871,037(代理人案号No.9526-49PR)的优先权，其公开以引用的方式并入到本文中如同其在本文中全面陈述。
政府支持的声明
本发明部分地由国家健康机构国家眼科机构在批准申请ID R44EY018021-03下受政府支持而被资助。美国政府享有本发明构思的特定权利。
技术领域
本发明构思涉及外科显微镜，并且更特别地，涉及使用光学相干断层成像(OCT)的眼科外科显微镜。
背景技术
外科显微镜向外科医生提供放大的操作视场。常见地，眼科外科显微镜是具有用于外科医生的双目查看端口的立体变焦显微镜，并且经常使一个或两个观测者查看端口对于外科医生成九十度(左边和右边)。显微镜的物镜与患者眼睛的表面之间的工作距离可以在从大约100mm到大约200mm的范围。在为外科医生的手动工作提供适合的访问视场的该工作距离处，患者眼睛内的查看视场可能十分有限。十分常见的是使用中间透镜(诸如OculusOptikgerat的双目间接眼科显微镜(BIOM))以修正对于外科医生的放大倍率和查看视场。这种中间透镜被安装到显微镜头的下方台架，并且包括机械部件以调整焦点并且将透镜翻转进入以及退出显微镜的查看视场。
其它照射或成像设备也可以用在外科领域中。理想地，所有照射和成像源将被直接同轴集成到操作显微镜的光路及其之内，而不影响用于外科医生、观测者和麻醉师等的操作视场。仍然想要利用已经集成到良好运转的操作显微镜的机械控制和属性来为紧密耦合到手术视场的成像和其它附件提供容易操控的安装，而不使操作显微镜的视觉属性劣化。
特别关注的情况是将光学相干断层成像(OCT)成像合并到手术可视化实践中。OCT提供眼组织微结构的高分辨率成像，并且示出将信息提供给外科医生以改进治疗结果，并且通过减少风险并减少重做而减少手术的总经济负担的巨大前景。
现在将讨论常规傅里叶域OCT(FDOCT)系统以提供与这些系统有关的一些背景。首先参照图1A，将讨论FDOCT视网膜成像系统的框图。如图1A所示，该系统包括宽带源100、通过分束器120彼此耦合的参考臂110和样本臂140。分束器120可以是例如光纤耦合器或体状或微型光耦合器。分束器120可以提供从大约50/50到大约90/10的分光比。如图1A进一步所示，分束器120还通过可以由光纤提供的检测路径106耦合到波长或频率采样的检测模块130。
如图1A进一步所示，源100通过源路径105耦合到分束器120。源100可以是例如连续波宽带超发光二极管、脉冲宽带源或可调谐源。参考臂110通过参考臂路径107耦合到分束器120。类似地，样本臂140通过样本臂路径108耦合到分束器120。源路径105、参考臂路径107和样本臂路径108可以全都由光纤或光纤、自由空间和体状或微光学元件的组合来提供。
如图1A所示，FDOCT视网膜成像系统的参考臂可以包括准直器组件180、可以包括中性密度滤光器或可变孔径的可变衰减器181、镜组件182、参考臂可变路径长度调整183以及路径长度匹配位置150，即到感兴趣对象区域的参考臂路径长度与样本臂路径长度之间的光路径长度匹配。如进一步所示，样本臂140可以包括双轴扫描仪组件190和具有可变焦点191的物镜。
图1A所图示的样本是眼睛，其包括角膜195、虹膜/瞳孔194、眼晶状体193和视网膜196。在视网膜196附近示出FDOCT成像窗口的表示170。视网膜成像系统依赖于物镜加上被检者眼睛的光学体(显然，角膜195和眼晶状体193)，以对眼睛的后部结构进行成像。如进一步图示，通过聚焦位置196和参考臂路径长度调整183的协调来选择对象内的感兴趣区域170，以使得对象内的路径长度匹配位置197处于想要的位置处。
现参照图1B，将讨论示出FDOCT角膜(前部)成像系统的框图。如图中所示，图1B的系统与图1A的系统非常相似。然而，物镜可变焦点不需要被包括，并且在图1B中未被包括。图1B的前部成像系统直接对前部结构进行成像，而不依赖对象的光学体聚焦在前部结构上。
如上面讨论那样，眼科外科显微镜可以为外科医生提供他们正对其动手术的眼睛的各个区域的放大视图。然而，存在可以受益于光学相干断层成像(OCT)所提供的高分辨率深度解析成像的很多眼科外科手术。因此，将OCT系统集成到外科显微镜可以提供更大的能力，并且使得能够进行当前不能利用常规的立体成像执行的程序。
如图1C所示，在眼睛中存在各种感兴趣的区域，其可能要求不同的OCT成像特征。例如，参照图1C，区域1(角膜区域)典型地要求相对高分辨率OCT成像。想要相当大的焦点深度(DOF)以允许整个角膜结构被成像。这样的成像在角膜移植程序的支持中是想要的。类似地，晶状体(区域2)的成像受益于囊状结构的高分辨率成像。要求大的DOF以同时地对整个晶状体进行可视化。相比之下，视网膜(区域3)上的结构位于受约束的深度区域中，并且趋于非常细微。因此，视网膜成像典型地要求非常高的分辨率，但不一定大DOF。
将关于图1D和图1E讨论合并有OCT的现有外科显微镜。首先参照图1D，同样的附图标记返回参考图1A和图1B。然而，如图1D所示，立体变焦显微镜160已经合并到样本臂路径108中。如图所示，外科显微镜160包括用于外科医生查看样本199的两个目镜(双目查看端口)162。图1D的外科显微镜160包括分束器161(其中，分束器可以是二向色滤光器)以及置于二向色滤光器161之下的物镜163。如进一步所图示，样本臂路径108耦合到形成离开光纤的光束的准直器165以及将光束引导到集成在目镜路径162与主物镜163之间的显微镜的无限空间中的二向色滤光器161的一对振镜190。光束反射离开二向色滤光器161并且通过物镜163以对样本199进行成像，样本199可以是被检者的眼睛或任何其它可访问的区域。图1D所图示的显微镜160是静态外科显微镜，即对于焦距的动态调整是不可能的；仅通过调换光学元件(安装新的主物镜163)或改变显微镜160与对象199之间的工作距离而能够进行聚焦改变。
现在参照图1E，将讨论合并有OCT的外科显微镜的另一设计。在Izatt等人的美国专利8,366,271中讨论了图1E所图示的外科显微镜，其公开以引用的方式并入到本文中如同其在本文中全面地陈述。如图1E所图示，除了在一对振镜190与外科显微镜163的二向色滤光器161之间提供望远透镜组件集合167以外，图1E的外科显微镜系统与图1D的系统相似。因此，在图1E的系统中，光束行进通过振镜190进入望远透镜集合167，然后通过二向色滤光器161经过物镜163对样本199进行成像。望远透镜集合167的存在提供光束成形，以使得系统的数值孔径最大化，潜在地改进系统产生的图像的横向分辨率，然而，图1E所图示的系统在修正或控制扫描光束的特征上提供有限的灵活性。外科显微镜被定制为提供对象的清楚光学查看，具有均匀的照射和准确的色温。立体显微镜提供一定视差以向外科医生提供空间和形貌感。有时使用染色来突出形貌。在外科显微镜内提供高清晰度视频以改进视觉清晰性。现在添加了来自娱乐业的形貌三维视频技术，诸如偏振-分集立体镜检查，来增加层次感。
这种外科立体显微镜局限为表面可视化。光学相干断层成像(OCT)是目前在光学半透明表面下成像的完善的技术。高分辨率OCT提供观察表面下结构的能力，作为立体、高清晰度和三维外科显微镜的表面查看的补充。光学相干断层成像是视网膜诊断中的标准护理，并且在角膜成像和度量中找到一些使用。OCT只是刚开始应用于手术中成像。一种手持眼科OCT系统(由Bioptigen股份有限公司提供)，通过欧盟关于医疗设备的标准并且被FDA批准用于对麻醉的患者成像。这种装置适用于手持和安装配置以在眼外科手术(包括视网膜外科手术和角膜移植外科手术)中进行结构成像，并且是外科医生显微镜可视化的辅助工具。
在视网膜和角膜外科手术中利用OCT成像的早期结果表明这种外科手术程序对于利用传统显微镜成像光学器件看不到的组织具有直接并且立刻的影响。因此希望同时利用传统表面显微镜程序和光学相干断层成像的深度分辨能力，使用抬头显示器来使外科手术程序可视化。
发明内容
本发明构思的一些实施例提供外科显微镜系统，其包括：光学相干断层成像(OCT)系统；物镜；目镜，其用于直接查看在物镜远端的对象；抬头显示模块，其被配置成引导光学图像通过目镜以便其对至少一个目镜的使用者是可见的；以及，耦合元件，其连接到外科显微镜，耦合OCT系统、抬头显示模块和物镜。耦合元件具有第一面和第二面，第一面朝向外科显微镜的目镜定位并且第二面朝向对象定位。耦合元件被配置成：在耦合元件的第一面接收抬头光学显示信号并且在抬头显示模块的波段中反射信号；以及，在耦合元件的第二面接收信号并且在OCT系统的波段中反射信号。
在另外的实施例中，耦合元件可进一步被配置成：在耦合元件的第一面将抬头显示信号耦合到显微镜内并且将抬头显示器向外科显微镜的目镜中的至少一个投射以便使用者通过目镜中的至少一个查看；以及，在耦合元件的第二面将OCT成像光束耦合到显微镜内并且将OCT光束导向至对象。
在另外的实施例中，耦合元件可以是二向色分束器。
在一些实施例中，耦合元件的第一面可以在抬头显示器的波段中是反射性的并且在显微镜的观察波段中是透射性的；并且耦合元件的第二面可以在OCT系统的波段中是反射性的并且在显微镜的观察波段中是透射性的。
在另外的实施例中，耦合元件的第一面可以在小于500nm波长范围的紫色或蓝色光谱中是反射性的并且在从至少大约500nm至大约650nm的波长范围中是透射性的；并且耦合元件的第二面可以在大于650nm波长范围的红外线光谱中是反射性的并且在从至少大约500nm至大约650nm的波长范围中是透射性的。
在另外的实施例中，第一面可以在从大约450nm至大约750nm的范围中是透射性的；并且第二面可以在从大约450nm至大约750nm的范围中是透射性的。
在一些实施例中，耦合元件的第一面可以包括在显微镜的观察波段内带宽小于或等于约50nm的反射缺口。
在本发明构思的另外的实施例中，缺口的中心可以在大约510nm与520nm之间。在某些实施例中，缺口的中心可以在大约514nm处。
在另外的实施例中，抬头显示器可以包括与显微镜的使用者通过显微镜目镜观察的对象的观察图像在横向对准的OCT图像。
在某些实施例中，在显微镜的放大倍率变化下，抬头显示器中呈现的OCT图像可以具有与使用者通过目镜观察的对象的观察图像匹配的查看视场(FOV)。
在另外的实施例中，在显微镜的放大倍率变化下，抬头显示器中呈现的OCT图像呈现恒定的查看视场(FOV)。
本发明构思的另外的实施例提供相关的耦合元件。
附图说明
图1A是示出示例OCT视网膜(后部)成像系统的框图。
图1B是示出示例光学相干断层成像(OCT)角膜(前部)成像系统的框图。
图1C是示出眼睛中的各个感兴趣区域的示图。
图1D是示出示例外科显微镜的框图。
图1E是示出包括望远透镜集合的示例外科显微镜的框图。
图2A是根据本发明构思的一些实施例的外科显微镜的框图。
图2B是根据本发明构思的一些实施例的外科显微镜的框图。
图3是根据本发明构思的一些实施例所使用的图2B所图示的修改的视网膜透镜的更详细框图。
图4A是根据本发明构思的一些实施例的OCT中心通道外科显微镜的框图。
图4B是根据本发明构思的一些实施例的OCT中心通道外科显微镜的框图。
图4C是图4A到图4B所图示的OCT中心通道外科显微镜的OCT部分的详细框图。
图5A至图5C分别是根据本发明构思的一些实施例的OCT系统接口的侧视图、前视图和斜视图。
图6A至图6C是根据本发明构思的一些实施例的与外科显微镜集成的OCT系统的各个视图。
图7A是示出根据本发明构思的一些实施例的OCT集成外科显微镜的框图的框图。
图7B是示出包括根据本发明构思的一些实施例的包括集成的外科显微镜的OCT系统的框图的框图。
图7C是示出根据本发明构思的一些实施例的适合于与外科显微镜集成的OCT系统的框图。
图8是示出根据本发明构思的实施例的用于外科成像的OCT光路的示图。
图9A是示出根据本发明构思的一些实施例的集成到外科显微镜的路径中的OCT系统的布局的示意图。
图9B是示出根据本发明构思的一些实施例的准直器和输入光束变焦(IBZ)系统的示图。
图9C是示出根据本发明构思的一些实施例的利用IBZ改变数值孔径(NA)并且切换焦点区域的示图。
图10是示出根据本发明构思的一些实施例的远心中继系统的框图。
图11是示出根据本发明构思的一些实施例的中继光束扩展器(RBE)系统的示图。
图12是示出根据本发明构思的一些实施例的用于OCT外科显微镜的高性能物镜的示图。
图13是示出根据本发明构思的一些实施例的远心光学性能的一系列图形和图表。
图14是示出根据本发明构思的一些实施例的远心光学性能的一系列图形和图表。
图15是示出根据本发明构思的一些实施例的当以150mm物镜来偏移焦点时的光学性能的一系列图形。
图16是示出根据本发明构思的一些实施例的当以160mm物镜来偏移焦点时的光学性能的一系列图形。
图17是示出根据本发明构思的一些实施例的当以175mm物镜来偏移焦点时的光学性能的一系列图形。
图18A和图18B分别是示出用于外科视网膜成像的常规配置和根据本发明构思的实施例的配置的框图。
图19A是根据本发明构思的一些实施例的用于具有宽FOV的OCT集成外科显微镜术的外科视网膜透镜组件的示图。
图19B是示出根据本发明构思的一些实施例的图19A的外科视网膜透镜的光学性能的一系列图形和示图。
图20A是示出用于根据本发明构思的一些实施例的用于具有宽FOV的OCT集成外科显微镜术的外科透镜组件的透镜系统的示图。
图20B是示出根据本发明构思的一些实施例的图20B的外科透镜组件的光学性能的概述的示图。
图21A是示出用于根据本发明构思的一些实施例的用于具有窄FOV的OCT集成外科显微镜术的外科透镜组件的透镜系统的示图。
图21B是示出根据本发明构思的一些实施例的图21A的外科透镜组件的光学性能的概述的示图。
图22A是示出根据本发明构思的一些实施例的用于具有窄FOV的外科透镜组件的透镜系统的示图。
图22B是示出根据本发明构思的一些实施例的图22A的外科透镜组件的光学性能的概述的示图。
图23A是示出根据本发明构思的一些实施例的用于具有中等FOV的外科透镜组件的透镜系统的示图。
图23B是示出根据本发明构思的一些实施例的图23A的外科透镜组件的光学性能的概述的示图。
图24是示出根据本发明构思的一些实施例的OCT远心度情况的示图。
图25是示出根据本发明构思的一些实施例的外科立体显微镜的无焦中继变焦透镜情况的示图。
图26是示出根据本发明构思的一些实施例的OCT中心通道OCT集成外科立体显微镜的情况的示图。
图27是示出根据本发明构思的一些实施例的折叠路径OCT中心通道OCT集成外科立体显微镜的情况的示图。
图28是示出根据本发明构思的一些实施例的使用OCT集成外科显微镜成像的方法的流程图。
图29是示出根据本发明构思的一些实施例的使用OCT集成外科显微镜在外科手术期间成像的方法的流程图。
图30是示出根据本发明构思的一些实施例的通过谱采样间隔的选择来调整图像景深的一系列图表。
图31是示出根据本发明构思的一些实施例的用于OCT集成显微镜的光学布局的示图。
图32是根据本发明的构思的一些实施例包括抬头显示器(HUD)的外科显微镜系统的框图。
图33是根据本发明构思的一些实施例包括抬头显示器(HUD)的外科显微镜系统的框图。
图34和图35是示出根据本发明构思的一些实施例的波长(nm)与反射率(a.u.)关系的曲线图。
具体实施方式
下文中将参照其中示出本发明构思的实施例的附图来更完整地描述本发明构思。然而，本发明构思可以以很多替换形式来体现，并且不应被解释为限制于在此所阐述的实施例。
相应地，虽然本发明构思容易经受各种修改和替代形式，但是在附图中以举例子的方式示出其特定实施例并且将在此详细描述。然而，应当理解，并非意图将本发明构思限制为所公开的特定形式，而是相反地，本发明构思在于涵盖属于由权利要求所限定的本发明构思的精神和范围内的所有修改、等同以及替代。同样的附图标记贯穿各图的描述指代相同的元件。
在此所使用的术语仅用于描述特定实施例的目的，并且无意图限制本发明构思。如在此使用的那样，单数形式“一个”、“某个”以及“这个”还意图包括复数形式，除非上下文另外清楚地指示。将进一步理解，术语“包含”、“包含有”、“包括”和/或“包括有”当在本说明书中使用时，指定所声明的特征、整体、步骤、操作、元件和/或组件的存在，但不排除一个或更多个其它特征、整体、步骤、操作、元件、组件或其群组的存在或添加。此外，当元件被提及为“响应于”或“连接到”另一元件时，其可以直接响应于或连接到该另一元件，或可以存在中间元件。相反地，当元件被提及为“直接响应于”或“直接连接到”另一元件时，不存在中间元件。如在此使用的那样，术语“和/或”包括关联的列出项中的一个或更多个的任何和所有组合，并且可以缩写为“/”。
除非另外限定，在此使用的所有术语(包括技术和科学术语)具有与本发明构思所属领域的普通技术人员常见地理解的相同的意义。将进一步理解，在此所使用的术语应被解释为具有与它们在本说明书的上下文和现有技术中的意义一致的意义，并且不应以理想化或过度正式的意义来进行解释，除非在此明确地如此定义。
将理解，虽然术语第一、第二等在此可以用于描述各个元件，但这些元件不应被这些术语限制。这些术语仅用于将元件彼此区分。例如，在不脱离本公开的教导的情况下，第一元件可以被称为第二元件，并且相似地，第二元件可以被称为第一元件。虽然一些示图在通信路径上包括箭头以示出通信的主方向，但应理解，通信可以在与所描绘的箭头相反的方向上出现。
虽然在此所讨论的很多示例提及样本是眼睛(具体地，眼睛的视网膜、角膜、前部区段和晶状体)，但本发明构思的实施例不限于这种类型的样本。在不脱离本发明构思的范围的情况下，可以使用与在此所讨论的实施例结合而使用的任何类型的样本。
如上面所讨论的，眼科外科显微镜可以为外科医生提供他们正对其做手术的眼睛的各个区域的放大查看。然而，存在可以受益于光学相干断层成像(OCT)所提供的高分辨率深度成像的很多眼科外科手术。因此，将OCT系统集成到外科显微镜可以提供更大的能力，并且使得能够进行当前仅利用常规立体成像不能执行的程序。合并有OCT的常规外科显微镜一般提供不能适配用于样本中的感兴趣区域的静态成像。以眼睛为例，常规系统典型地不能适配于针对对角膜区域、前房和晶状体以及视网膜上的结构进行成像的差异成像要求。
理想的OCT外科显微镜系统将可适配于针对各个感兴趣区域而修改成像特征。理想的OCT外科显微镜将具有以下属性集合：用于对象形貌的准确表示的真实远心扫描；用以在视场深度上控制照射的分布并且用以允许控制在焦点的位置处的横向分辨率的可变数值孔径；用以允许相对于可视显微镜的目镜焦点的OCT聚焦位置的独立控制的可变焦点；宽查看视场，其中，扫描光路径长度被最大程度地保持恒定，以既把病理生理学保持在OCT视场深度内，又避免所扫描的部位的视觉失真；以及可调整性，用以适应宽范围的显微镜主物镜，并针对各个外科手术为外科医生提供多功能性。进一步可取的是，使对于外科医生可能习惯于的显微镜的物理工作距离的任何变动最小化。这些距离包括主物镜与对象之间的距离以及显微镜目镜与对象之间的距离。
现有系统并未满足所有想要的属性集合。用于OCT扫描的标准配置将两个正交扫描镜以极为靠近的方式放置。在这样的情况下，可以仅沿着一个轴线优化远心度。一些系统将第一镜投影到第二镜上；这对于实现远心度是必要但是不充分的条件。本发明的一个目的在于使得在宽查看视场上的远心扫描系统成为可能。在本发明的实施例中，所述系统在400平方毫米的面积(20mm查看视场)上成像为小于5微米的视场平坦度。
在Izatt和其它相关现有技术中提出的望远光束扩展在改变聚焦位置和数值孔径上是有效的，但这些参数是耦合的。在这样的配置中，不可能独立地控制聚焦位置和数值孔径。本发明的一个目的在于提供扫描OCT光束的聚焦位置和光束的数值孔径的独立控制。在本发明的实施例中，可以控制数值孔径，以使得光束腰在近似9微米至25微米之间可变。进一步地，在该实施例中，聚焦位置可以在高数值孔径情况(窄光束腰)下被调整多于1.5mm而在低数值孔径情况(宽光束腰)下被调整多于15mm，并且焦点和数值孔径可以被独立地控制。
在通过BIOM或相关外科视网膜透镜的OCT成像中，扫描OCT光束的光路径长度跨查看视场而较宽地变化，以使得视网膜显现为强烈地弯曲，并且使得超越近似50度查看视场，视网膜的中心与边缘之间的光路径长度差可以大于4mm。在这样的情况下，视网膜的外围可能在OCT图像中不可见。本发明的目的在于提出一种修改的外科视网膜透镜，以平衡跨更宽的查看视场的OCT图像的光路径长度。在本发明的实施例中，跨视网膜的100度查看视场的OCT扫描中的光路径长度差小于大约2mm。
在OCT外科显微镜的现有表示中，设计预期用于外科显微镜的一个固定主物镜。对于将OCT系统调整到外科医生可以适合做不同手术的主物镜的范围而言，尚未预见到有适应性(accommodation)。本发明的目的是用于使OCT系统的样本臂适应主物镜的范围。在本发明的实施例中，OCT系统与焦距范围在150mm至200mm之间的主物镜适配，附加实施例适应更宽或更窄的范围，或以更短或更长的工作距离为中心的范围。
在OCT外科显微镜的现有表示中，二向色镜被以45度入射，以将OCT光束耦合到外科成像路径中。在这样的配置中，目镜与对象之间的路径长度相对于主物镜的通光孔径按已知比例增加。本发明的目的在于在不影响主物镜的可使用孔径的情况下使这种工作长度的增加最小化。在本发明的一个实施例中，二向色镜设置为除了45度之外的角度，减少对工作距离的影响。在本发明的进一步的实施例中，引入修改的主物镜，其附加地减少对工作距离的影响。在本发明的又一个实施例中，引入OCT中心通道配置，其对工作距离仍具有更小的影响。
最后，由于眼科外科显微镜典型地安装在铰接臂的端部处以为外科医生提供可调整性和访问，因此OCT外科显微镜系统典型地非常紧凑并且轻重量，从而不影响显微镜的性能。
相应地，本发明构思的实施例提供能够适配于样本的各个区域的OCT外科显微镜，如将关于图2A至图31在此进一步讨论的。
首先参照图2A，将讨论根据本发明构思的一些实施例的OCT外科显微镜的框图。如图2A所示，该系统包括宽带源200、通过分束器220彼此耦合的参考臂210和样本臂240。分束器220可以是例如光纤耦合器或体状或微型光耦合器。分束器220可以提供从大约50/50到大约90/10的分光比。如图2A进一步图示，分束器220还经可以由光纤提供的检测路径206耦合到波长或频率采样的检测模块230。
如图2A进一步图示，源200通过源路径205耦合到分束器220。源200可以是例如超辐射发光二级管(SLED)或可调谐源。参考臂210经参考臂路径207耦合到分束器220。类似地，样本臂240经样本臂路径208耦合到分束器220。源路径205、参考臂路径207和样本臂路径208可以都由光纤提供。
如图2A进一步图示，外科显微镜255包括两个目镜(双目查看端口)262以用于外科医生查看样本299。根据在此所讨论的实施例，图2A的外科显微镜255包括修改的二向色滤光器256以及优化的物镜259。物镜259位于二向色滤光器259之下，如图2A所示。立体外科显微镜的常规物镜被配置为在可见谱中操作。OCT使用红外谱。因此，根据在此所讨论的实施例的物镜259被修改为扩展物镜的波长范围以允许使用OCT进行成像并且使用OCT来改进外科显微镜所提供的图像。更进一步地，根据在此所讨论的实施例的物镜259可以被配置为比常规透镜更薄，因此减少工作距离。以下将进一步讨论根据本发明构思的实施例的物镜259的细节。
再次参照图2A，如进一步图示，样本臂路径208耦合到输入光束变焦部(IBZ)250、远心扫描组件251、光束扩展器252和可选的后焦距调整器254，其将光束提供给集成到外科显微镜中的修改的二向色滤光器256。光束行进通过二向色滤光器256并且进入物镜259以对样本299进行成像，在一些实施例中，样本299可以是眼睛。
提供输入光束变焦部(IBZ)250以用于输入光束形状控制。以下将进一步讨论根据在此所讨论的各个实施例的IBZ的细节。然而，在2012年12月5日提交的共同受让美国专利申请序列号No.13/705,867中详细讨论了IBZ，该专利申请的内容以全文引用的方式并入到本文中如同其在本文中全面地陈述。
远心扫描组件262控制系统的远心度。例如，根据一些实施例的远心扫描组件262可以包括远心振镜中继透镜(GRL)对，即第一GRL半部(GRLH)和第二GRLH。每个GRLH可以被设计为修改的Wild接目镜。然而，在2012年12月5日提交的共同受让美国专利申请序列号No.13/705,867中详细讨论了远心扫描组件262，该专利申请的全部内容以全文引用的方式并入到本文中。
光束扩展器254(中继光束扩展器(RBE))是无焦RBE系统，以下将进一步讨论其细节。物镜后焦距调整器254对主物镜的范围提供调整。因此，本发明构思的实施例提供具有可以适配于焦距的改变的物镜的OCT系统。换句话说，典型地当在前面调整焦距时，还需要在后面补偿焦距，即后焦距调整。
虽然RBE 252和物镜后焦距调整器254在图2A中图示为单独模块，但本发明构思的实施例不限于这种配置。例如，在不脱离本发明构思的范围的情况下，可以组合这两个模块252和254。类似地，虽然图2A的各个模块被图示为单独的块，但在不脱离本发明构思的范围的情况下，这些块可以组合或分离为更多块。图2A图示的OCT系统是针对被检者的眼睛的前部区段或对于外科显微镜直接可访问并且可见的其它结构的远心成像所优化的系统。
根据本发明构思的一些实施例的外科显微镜包括“无限空间”。这是在立体光束聚光之前在最终物镜之上的空间。例如，在图2A中，二向色滤光器256插入到该“无限空间”中。具有一个或多个谱不同或偏振不同的滤光器的该空间可以被用于将附加附件耦合到外科显微镜系统。附件可以包括但不限于例如摄影机、波前分析系统、自动验光仪、扫描激光检眼镜和/或激光器。在一些情况下，耦合元件将处于无限空间内，但在一些情况下，耦合元件可以存在于OCT信号路径上的其它地方。以下将进一步讨论这些实施例。
现参照图2B，将讨论根据本发明构思的一些实施例的OCT外科显微镜的框图。图2B中的同样的附图标记指代图2A中的同样的元件，因此，为了简明将不重复这些元件的细节。如上面所讨论的，十分常见的是使用中间透镜，诸如Oculus Optikgerat的双目间接眼科显微镜(BIOM)以针对外科医生修改放大倍率和查看视场。这种中间透镜安装到显微镜头的下方台架，并且包括机械部件以调整焦点并且将透镜翻转进入以及退出显微镜的查看视场。BIOM是允许显微镜在眼睛的查看前部与后部结构之间切换的视网膜成像透镜。然而，BIOM视网膜透镜针对与OCT一起使用并未被优化，并且因此需要改进的视网膜透镜，以用于与OCT外科显微镜一起使用。
如图2B所图示，根据本发明构思的一些实施例的视网膜透镜258(外科视网膜透镜组件)位于物镜259下面。视网膜透镜258根据在此所讨论的实施例，针对与OCT一起的优化使用而被修改，并且被配置为相应地调整。如图3所示，视网膜透镜(外科视网膜透镜组件)包括聚光器340以及修改的视网膜透镜342。视网膜透镜342允许焦点向下移动到视网膜。以下将进一步讨论关于具有各种查看视场(FOV)的修改的外科视网膜透镜组件的细节。
将理解，外科显微镜应当尽可能紧凑，以对于外科医生而言允许足够的空间以在显微镜的物镜与样本/患者之间进行手术。换句话说，在患者与显微镜之间需要合理的工作距离，以便外科医生的双手可以舒适地进行手术。相应地，本发明构思的一些实施例在外科显微镜自身的中心通道中提供OCT外科显微镜的二向色滤光器和OCT部分，如以下将关于图4A至图4C所讨论的。
首先参照图4A，将讨论根据本发明构思的一些实施例的中心通道外科显微镜的框图。如图4A所示，该系统包括宽带源400、参考臂410以及集成在OCT外科显微镜453的中心通道中的样本臂。宽带源400、参考臂410和OCT外科显微镜453通过分束器420彼此耦合。分束器420可以是例如光纤耦合器或体状或微型光耦合器。分束器420一般可以提供从大约50/50到大约90/10的分光比，以使得从样本后向散射的光优先耦合到检测路径。如图4A进一步所示，分束器420还经可以由光纤提供的检测路径406耦合到波长或频率采样的检测模块430。
如图4A进一步所示，源400通过源路径405耦合到分束器420。源400可以是例如SLED或可调谐源。参考臂410经参考臂路径407耦合到分束器420。类似地，外科显微镜453经样本臂路径408耦合到分束器420。源路径405、参考臂路径407和样本臂路径408可以都由光纤提供。
如图4A进一步所示，外科显微镜453包括两个目镜(双目查看端口)462以用于外科医生查看样本499。图4A的外科显微镜453可以但不需要包括根据在此所讨论的实施例的二向色滤光器(未示出)和优化的物镜459。二向色部当被使用时允许OCT在一定程度上折叠到路径中，以部分地共享目镜路径所占据的通光孔径。在本发明的一些实施例中，OCT中心通道占据主物镜的中心视场。二向色部也可以用于耦合附加的附件元件。
在其中不使用二向色部的本发明的一些实施例中，OCT中心通道占据主物镜的中心视场，并且目镜通道占据主物镜孔径的周边部分。
在图4A所示的本发明构思的实施例中，OCT光器件或其子集4445集成到外科显微镜453的中心通道中。OCT样本臂445位于外科显微镜453的中心通道中。物镜259位于OCT部分445下面。
现参照图4B，将讨论根据本发明构思的一些实施例的中心通道外科显微镜的框图。图4B中的同样的附图标记指代图4A中的同样的元件，因此，为了简明将不重复这些元件的细节。如图4B所示，根据本发明构思的一些实施例的视网膜透镜458(外科视网膜透镜组件)位于物镜459下面。根据在此所讨论的实施例的视网膜透镜458是针对与OCT一起使用被优化的，并且被配置为相应地调整。如以上讨论的图3所示，视网膜透镜(外科视网膜透镜组件)包括聚光器340以及视网膜透镜342，其可以被修改以针对跨视网膜的查看视场的OCT扫描光束而减少光路径长度差。以下将进一步讨论关于具有各种FOV的外科视网膜透镜组件的细节。
现参照图4C，将讨论图4A到图4B所示的中心通道外科显微镜的OCT部分的详细框图。如图4C所示，OCT部分445包括IBZ 450'、远心扫描组件451'、光束扩展器452'以及可选的后焦距调整器454'，如以上关于图2A所讨论的。光束行进通过物镜459以及任何随后的附件透镜458，以对样本499进行成像，在一些实施例中，样本499可以是眼睛。
现参照图5A至图5C，其中分别图示根据本发明构思的一些实施例的OCT系统接口的侧视图、前视图和斜视图。在该代表性实施例中，OCT系统耦合到在显微镜主物镜之上添加有二向色滤光器的显微镜的“无限空间”中。在本发明的实施例中，二向色滤光器关于显微镜查看路径以大于45度的角度定位。在此情况下，OCT输入相对于物镜与样本之间的路径的角度小于90度，如图5B所示。二向色滤光器所占据的竖直空间对外科医生的工作距离设置最小的增加。最小竖直空间要求等于主物镜的通光孔径除以二向色部的角度的正切。在45度，最小竖直空间要求等于物镜通光孔径，并且OCT光束以90度进入耦合空间。在角度增加到50度的情况下，竖直空间要求减少到物镜通光孔径的84％，并且OCT光束以相对于竖直轴线成80度或相对于水平成10度的角度进入耦合空间。
在45度二向色部配置中，在OCT以90度进入成像路径的情况下，OCT光束直径可以被配置为完全照射主物镜的通光孔径，如Izatt所建议的那样。该情况对于最佳的成像性能而言并非总是想要的，如以下的讨论将图示的那样。然而，重要的是保持无渐晕的OCT光束路径。由于二向色部偏离45度而倾斜并且OCT光束从小于90度的角度进入光束路径，因此OCT光束的最大孔径被约束。通过几何分析，作为主物镜孔径的一部分的OCT光束的最大孔径可以由以下方程(1)描述：
F＝[1-2*T/(1+T)]
其中，F等于最大无渐晕OCT光束直径与主物镜的通光孔径的比率，T是以下方程(2)中所描述的几何函数：
T＝Tan(2*θ-π/2)*Tan(θ)
其中，θ等于二向色滤光器相对于主物镜的光轴的角度(以使得90度为垂直于光轴)。
在本发明的实施例中，滤光器角度θ大于45度并且小于60度。在本发明的另一实施例中，滤光器角度大于48度，以使得对于OCT进入光束而言在竖直空间要求上存在至少10％的减少，并且小于55度，以使得最大无渐晕OCT光束直径至少是主物镜通光孔径的30％。在本发明的又一实施例中，滤光器角度大于50度，以使得对于OCT进入光束而言在竖直空间要求上存在至少15％的减少，并且小于54度，以使得最大无渐晕OCT光束直径至少是主物镜通光孔径的40％。在本发明的再一实施例中，滤光器角度设置为近似53度，以使得对于OCT进入光束而言在竖直空间要求上存在近似25％的减少，并且以使得最大无渐晕OCT光束直径是主物镜通光孔径的近似45％。
现参照图6A至图6C，其中图示根据本发明构思的一些实施例的与外科显微镜集成的OCT系统的各个视图。在一些实施例中，外科显微镜可以是Leica M844外科显微镜。然而，本发明构思的实施例不限于此配置。在不脱离本发明构思的范围的情况下，本发明构思的实施例可以与任何外科显微镜一起使用。图6A是根据在此所讨论的一些实施例的与外科显微镜集成的OCT系统的平面图。图6B和图6C分别是侧视图和俯视图。
现参照图7A，将讨论根据本发明构思的一些实施例的OCT集成外科显微镜的框图。如图7A所示，OCT集成外科显微镜系统包括外科显微镜255、453、光束形成单元、物镜补偿单元、光束组合器、主物镜、视网膜透镜258、458或其它附件透镜、对象299、499以及附件通道735，如以上关于图2A所讨论的那样。
如图7A进一步所示，光束形成单元包括IBZ 250、450、远心扫描器251、451以及光束扩展器252、452。物镜补偿单元包括后焦距调整部(BFLA)254、454光束组合器包括具有不同谱带(例如D1、D2)的一个或多个二向色滤光器256、456。主物镜包括根据在此所讨论的实施例可以被修改的物镜259、459。如进一步所示，可以在“无限空间”中或在OCT成像路径中的其它地方提供附件通道。这些附件可以包括但不限于例如摄影机、波前分析系统、自动验光仪、扫描激光检眼镜(SLO)和/或激光器(例如CW/脉冲激光器)。
现参照图7B，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的OCT集成外科显微镜的框图。如图7A所示，OCT集成外科显微镜系统包括光束形成单元、物镜补偿单元、光束组合器、主物镜、补充物镜734、被检验的样本299、499以及附件通道735。在该示图中，OCT系统被看作主成像系统，并且外科显微镜是可能的多个组合形态中的一个。
如图7B进一步所示，光束形成单元包括IBZ 250、450、远心扫描器251、451以及光束扩展器252、452。物镜补偿单元包括后焦距调整部(BFLA)254、454。光束组合器包括具有不同谱带(D1、D2、……DN)的二向色滤光器259、459。主物镜包括根据在此所讨论的实施例可以被修改的物镜259、459。附件可以包括但不限于例如手术显微镜(surgical scope)、摄影机、波前分析系统、自动验光仪、扫描激光检眼镜(SLO)、激光器(例如CW/脉冲激光器、飞秒激光器)和/或其它附件。
现参照图7C，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的OCT集成外科显微镜的一般构造的框图。如图7C所示，OCT集成外科显微镜系统包括光束形成单元、物镜补偿单元、光束组合器、主物镜、补充物镜734以及对象299、499。
如图7C进一步所示，光束形成单元包括IBZ 250、450、远心扫描器251、451以及光束扩展器252、452。物镜补偿单元包括后焦距调整部(BFLA)254、454。光束组合器包括具有不同谱带(D1、D2)的二向色滤光器259、459。主物镜包括根据在此所讨论的实施例的修改的物镜259、459。可选附件可以通过光束组合器而被耦合，光束组合器可以是波长依赖(二向色部)或偏振依赖的。
现参照图8，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的用于外科成像的OCT光路的示图。如图中所示，根据本发明构思的实施例，(1)所标记的光路的部分表示IBZ；(2)所标记的光路的部分表示远心中继；(3)所标记的光路的部分表示RBE；并且(4)所标记的光路的部分表示物镜。
图9A是示出根据本发明构思的一些实施例的IO-OCT系统的另一布局的示意图。图9A图示包括所使用的组件的系统布局和一阶(薄透镜)参数的表示。输入准直器组件(COL)包括输入光束变焦部，并且后面是从振镜1(GMl)到振镜2(GM2)的远心中继部，并且然后由无焦中继部从中继透镜1(RLl)扩展通过中继透镜2(RL2)。针对包括性能空间的数值孔径的两种极端限制情况推导与所有系统光学参数有关的一阶方程：具有高横向分辨率以及低DOF的高NA(HNA)情况；以及具有低横向分辨率和高DOF的低NA(LNA)情况。这些方程被用于计算从输入光纤源到眼睛的所估计的总系统长度。针对各种驱动参数(诸如输入光束直径和工作距离)映射出设计空间，并且针对该实施例选取提供减少的总系统长度的解。
利用这种选取的一阶系统设计，NA和焦平面控制的各种方法被评估。确定的是准直的输入光束与第一扫描振镜之间的IBZ系统可以提供对NA并且因此对横向分辨率和DOF以及焦平面位置的所要求的控制。针对IBZ系统生成二阶(厚透镜)设计。在一些实施例中，如图所示，该变焦系统由3个单透镜(singlet)构成，例如，在图9B中，一个负透镜元件(c)和两个相同的正元件(b)和(d)。
在操作中，第一正元件(b)保持固定，而负(C)和最后的正(d)元件位置被修改以设置连续的聚焦范围和数值孔径条件。伴随最后正元件(d)的更短逆向(retrograde)运动的负元件(C)的向前运动允许IBZ系统从HNA进入LNA配置，并且可以被调节以在恒定聚焦位置处进行该操作。最后正元件(d)的运动调整系统焦平面位置：向后运动使焦平面相对于对象向前移动(即进入眼睛更深)。在这些实施例中，可以利用两个透镜元件运动来完成所有变化。更进一步地，该变焦系统可以位于扫描光学系统之前，允许模块化系统设计和降低的系统复杂度。
再次参照图8，在IBZ被指定的情况下，针对图8所示的系统的其余部分生成二阶(厚透镜)设计。跟随IBZ的主级子系统按透射光入射顺序是：第一扫描振镜(X)；振镜中继透镜(GRL)系统；第二正交扫描振镜(Y)；以及无焦中继光束扩展器(RBE)系统。GRL限定光学系统光瞳，使其位于第一(X)振镜处，并且将其成像到第二(Y)振镜。然后，RBE系统以所要求的放大倍率将该系统光瞳成像到外科显微镜物镜的后焦平面。与X振镜到Y振镜的中继组合的这个最后条件是允许系统在显微镜物镜的焦平面中为远心的必要条件。对于OCT扫描系统而言，该条件可能导致长的光路径长度。本发明设计的进一步的可选特征是设计光器件以使得系统光瞳是虚拟的，允许系统光瞳的位置与前面的透镜元件重叠，由此在保持系统远心度的同时减少系统的总体系统长度和光路径长度。
如上面所讨论的，图9B是示出根据本发明构思的一些实施例的准直器(a)和输入光束变焦(IBZ)(b、c和d)系统的示图。
现参照图9C，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的利用IBZ改变数值孔径(NA)并且切换感兴趣区域的示图。如图所示，准直器透镜(a)后随IBZ，其包括(b)第一正透镜、(c)第一负透镜和(d)第二正透镜。
如在此所使用的，“输入光束变焦”指的是作为图9C图示的第一透镜间距D1和第二透镜间距D2的函数的变焦因子。变焦因子控制数值孔径(NA)。例如，在变焦因子＝1时，系统处于低NA模式下。随着变焦因子增加，系统的NA增加。如上面所讨论的，第一透镜间距(D1)是从第一正透镜(b)到负透镜(c)的距离，并且第二透镜间距(D2)是从负透镜(c)到最后正透镜(d)的距离。
在任何变焦设置下，可以通过IBZ的最后透镜(c)的运动来调整焦点。增加第二透镜间距(D2)增加IBZ的光焦度，并且缩短系统的焦距。减少第二透镜间距(D2)减少IBZ的光焦度，并且增加系统的焦距。将注意到，两个自由度(透镜间距D1和透镜间距D2)提供系统数值孔径和聚焦的连续控制范围。如本领域技术人员将理解那样，控制范围取决于用于透镜的运动的可用物理空间、透镜的各自的光焦度以及下游成像光器件。还将注意到，成像条件是确定的，并且可以采用多个控制模式来实现想要的状态，包括但不限于透镜的依次或同时运动、根据查找表中所设置的值的运动或利用基于位置编码器的反馈或响应于图像质量反馈进行的调整。
因此，在图9C图示的情况(1)下，间距Dl、D2造成高数值孔径(NA)(例如用于特定配置的最大NA)。在情况(2)下，负透镜(c)移动+9.8mm，并且正透镜(d)移动-2.6mm，以造成低NA。在情况(3)下，从情况(2)的低NA位置，正透镜(d)移动-5.6mm，以造成低NA和加深的焦点。
现参照图10，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的远心中继系统的框图。如图中所示，远心中继系统(例如以上所讨论的元件251和451)可以包括(a)最接近振镜#1的双透镜(X)；(b)单透镜；(c)单透镜；(d)双透镜；(e)共轭平面；(f)双透镜；(g)单透镜；(h)单透镜；以及(i)双透镜最接近的振镜#2(Y)。如从以上所讨论的框图清楚的那样，远心中继系统251、451跟随IBZ 250、450。
现参照图11，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的中继光束扩展器(RBE)系统的示图。如图中所示，RBE系统(例如以上所讨论的元件252、452)可以包括(j)最接近振镜#2的光束扩展器输入双透镜(Y)；(k)单透镜；(1)单透镜；(m)双透镜；(n)双透镜；(o)像差校正补偿单透镜；(p)单透镜；以及(q)最靠近显微镜主物镜的光束扩展器输出双透镜。补偿单透镜(o)被设计为校正已知从利用包括显微镜物镜的基本消色差双透镜进行成像产生的必不可少的像差。如从以上所讨论的框图清楚的那样，关于图10所讨论的远心中继系统(251，451)耦合到关于图11所讨论的RBE系统252、452，并且二者都进入物镜，如以上所讨论的。
现参照图12，图12是示出根据本发明构思的一些实施例的用于OCT外科显微镜的高性能物镜的示图。如图12所示，物镜可以包括冕(crown)玻璃和火石玻璃。冕玻璃可以具有大约3.4mm的边沿厚度。图12示出的物镜是具有大约27mm(160mm)、25mm(175mm)的轴向厚度的70mm高透射透镜。该物镜比标准商用显微镜物镜更薄，通过小部分的部分色散而具有更好的成像光学性能，改进物镜的带宽以包含用于显微镜的可见谱和用于OCT的近红外成像。
在一些实施例中，冕玻璃S-FPL51(nd＝1.497，vd＝81.5)(超低色散玻璃)和火石玻璃S-NBH5(nd＝1.654，vd＝39.7)。在这些实施例中，想要低ΔΡ/Δν以改进次级光谱，其中，P＝部分色散＝(nF-nd)/(nF-nc)，并且v＝阿贝v数＝(nd-1)/(nF-nC)。在一些实施例中，F＝486nm，d＝588nm，并且C＝656nm。
在本发明的实施例中，显微镜物镜分别针对与显微镜和OCT系统有关的可视谱和红外谱中的操作而被抗反射涂敷。
图13是示出根据本发明构思的一些实施例的在标称焦点处的150mm物镜的远心光学性能的一系列图形和图表。150mm物镜表示可以在眼部外科手术中使用的相对短的焦距的物镜。在图13中，在如由IBZ设置的高数值孔径(HNA)和低数值孔径(LNA)的极限中，在远心焦平面处的OCT斑点大小被示出为跨10mm的半查看视场。斑点直径范围从10μm(HNA)到25μm(LNA)，跨查看视场是恒定的。远心度被量化为用于所扫描的OCT光束的视场平坦度或光路径长度差(OPLD)以及入射在焦平面上的光线与垂直的入射偏差的最大角度。最大OPLD是1.7μm或查看视场的0.017％，并且与垂直的偏差是0.067度。
图14是示出根据本发明构思的一些实施例的在标称焦点处的175mm物镜的远心光学性能的一系列图形和图表。175mm物镜表示可以在眼部外科手术中使用的典型物镜。在图14中，在如由IBZ所设置的高数值孔径(HNA)和低数值孔径(LNA)的极限中，在远心焦平面处的OCT斑点大小被示出为跨10mm的半查看视场。斑点直径范围从11μm(HNA)到27μm(LNA)，跨查看视场是恒定的。最大OPLD是1.7μm或查看视场的0.017％，并且与垂直的偏差是0.061度。
图14是示出根据本发明构思的一些实施例的在标称焦点处的175mm物镜的远心光学性能的一系列图形和图表。175mm物镜表示可以在眼部外科手术中使用的典型物镜。在图14中，在如IBZ所设置的高数值孔径(HNA)和低数值孔径(LNA)的极限中，在远心焦平面处的OCT斑点大小被示出为跨10mm半查看视场。斑点直径范围从11μm(HNA)到27μm(LNA)，跨查看视场是恒定的。最大OPLD是1.7μm或查看视场的0.017％，并且与垂直的偏差是0.061度。
图14是示出根据本发明构思的一些实施例的在标称焦点处的175mm物镜的远心光学性能的一系列图形和图表。175mm物镜表示可以在眼部外科手术中使用的典型物镜。在图14中，在如IBZ所设置的高数值孔径(HNA)和低数值孔径(LNA)的极限中，在远心焦平面处的OCT斑点大小被示出为跨10mm半查看视场。斑点直径范围从11μm(HNA)到27μm(LNA)，跨查看视场是恒定的。最大OPLD是1.7μm或查看视场的0.017％，并且与垂直的偏差是0.061度。
图15是示出根据本发明构思的一些实施例的在偏移OCT焦点时的150mm物镜的光学性能的一系列图形和图表，表明针对HNA情况按恒定斑点大小将焦点偏移1.7mm更深并且在LNA时偏移20mm更深的能力。虽然图中并未示出，但在更浅的聚焦中实现类似的性能。
图16是示出根据本发明构思的一些实施例的在偏移OCT焦点时的160mm物镜的示例性光学性能的一系列图形和图表，表明针对HNA情况按恒定斑点大小将焦点偏移至少2mm更深并且在LNA时偏移至少10mm更深的能力。虽然图中并未示出，但在更浅的聚焦中实现类似的性能。
图17是示出根据本发明构思的一些实施例的在偏移OCT焦点时的1675mm物镜的示例性光学性能的一系列图形和图表，表明针对HNA情况按恒定斑点大小将焦点偏移至少2.4mm更深并且在LNA时偏移至少12mm更深的能力。虽然图中并未示出，但在更浅的聚焦中实现类似的性能。
图18A和图18B分别是示出用于附件外科视网膜成像透镜组件的常规配置和根据本发明构思的实施例的配置的框图。如图18A所示，使用常规物镜、常规缩影透镜和常规视网膜透镜(例如BIOM)，眼睛中的OCT扫描的枢轴点被成像到眼睛的瞳孔平面中。这是用于OCT成像的典型位置，并且特别是良好地适合于无散瞳(无扩瞳)眼睛的无渐晕OCT成像。然而，人眼中的瞳孔平面不在眼睛的视网膜的曲率中心。从瞳孔中心到视网膜的周边的光路径长度一般明显比到视网膜的中心或黄斑(macular)区的光路径长度短。在瞳孔平面中具有枢轴点将引起扫描部在瞳孔周围扫描，这将引起OCT图像看上去高度弯曲，如图18A所示。如图中所示，OPLD(光路径长度失真)＝OPLc(到视网膜中心的光路径长度)-OPLe(到视网膜边沿的光路径长度)，其在成人眼睛中将典型地处于大约3mm–4mm的范围中。
与此形成对比的是，使用根据本发明构思的实施例的优化的物镜259、459和修改的视网膜透镜系统258、458，扫描OCT光束的枢轴被朝向视网膜的曲率中心偏移，如图18B所示。在眼睛中进一步向后移动枢轴点提供更平坦得多的OCT图像。因此，如图18B所示，本发明构思的实施例的OPLD将小于2mm，这对于被设计为利用2mm至3mm成像深度窗口来对视网膜进行成像的典型OCT系统而言是重大的改进。这种设计物镜要求散瞳的(扩瞳的)眼睛，或者可能出现严重的渐晕。扩瞳被常见地用在外科中，并且因此这并不显现缺点。这与诊断临床成像形成明显对比，在诊断临床成像中，高度期望执行无散瞳成像，并且推动枢轴到瞳孔前不是适合的解决方案。
现将关于图19A至图23B讨论根据本发明构思的实施例的改进的视网膜外科透镜组件的各种实施例以及这些透镜组件的有关光学性能。这些配置中的每一个被设计为将限定OCT扫描枢轴的扫描振镜对的图像投影得在瞳孔平面之下更深进入眼睛。
首先参照图19A，将讨论根据本发明构思的一些实施例的具有100度FOV的外科视网膜透镜组件的示图。如图19A所示，显微镜物镜被耦合到缩影透镜，其中其间有20mm间距。缩影透镜以间距A(117mm)与新视网膜透镜342(图3)分离，并且以间距B(2.8mm)与样本(眼睛)分离。在图19A上的表中找到透镜设计和间距的细节。视网膜透镜342典型地具有从大约4mm到大约10mm的6.6mm的厚度。系统被描述为按高NA设置的69％的IBZ NA设置而操作。
现参照图19B，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的图19A的具有100度FOV的外科视网膜透镜的光学性能的一系列图形和示图。在视网膜透镜完美地居中以及稍微离心的情况下示出作为半查看视场的函数的OCT斑点图案。OCT光束具有14μm的中心视场光束直径，在查看视场的边沿处增加到80μm(+-8.5μm或+-50度)。跨查看视场的最大OPLD是1.9mm，确保跨该宽视场的合理平坦OCT图像。在中心视场处还指示针对显微镜的可视响应。可视信号的横向分辨率近似为22μm。
现参照图20A，将讨论根据本发明构思的一些实施例的具有100度FOV的外科视网膜透镜组件的示图。如图20A所示，物镜耦合到缩影透镜，其中其间有20mm间距。缩影透镜以间距A与聚光器340(图3)透镜分离。视网膜透镜342(图3)以间距B与聚光器透镜340分离，并且以间距C与样本(眼睛)分离。在图20A上的表中找到间距的细节。
现参照图20B，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的图20A的具有100度FOV的外科视网膜透镜的光学性能的一系列图形和示图。在视网膜透镜完美地居中以及稍微离心的情况下示出作为半查看视场的函数的OCT斑点图案。OCT光束具有14μm的中心视场光束直径，在查看视场的边沿处增加到28μm(+-8.5μm或+-50度)。跨查看视场的最大OPLD是1.9mm，确保跨该宽视场的合理平坦OCT图像。在中心视场处还指示针对显微镜的可视响应。可视信号的横向分辨率近似为40μm。OCT性能在可视分辨率和透镜复杂度的轻微代价下优于图19A的设计。
现参照图21A，将讨论根据本发明构思的一些实施例的具有60度FOV的外科视网膜透镜组件的示图。如图21A所示，物镜耦合到缩影透镜，其中其间有20mm间距。缩影透镜以间距A与视网膜透镜342(图3)分离，并且以间距B与样本(眼睛)分离。在图21A上的表中找到间距的细节。系统被描述成在高NA设置中操作。
在该实施例中，外科非球面透镜342是夹有附加厚度的单个双侧非球面透镜，该附加厚度允许两个表面充当两个单独透镜，并且提供归因于两个表面上的基本上不同的主光线高度的附加校正，同时通过具有可能潜在地反射更多光的更少表面而减少后向反射和光学复杂度。将理解，出于多种原因，不能使非球面透镜任意地厚。首先，由于该透镜用于对从OCT系统进入眼睛中的出射光进行准直，因此其必须不太靠近视网膜共轭平面，以避免进入OCT系统的后向反射。其次，如果使透镜太厚从而视网膜共轭平面在透镜内部，则透镜将极其难以制备。此外，为了稍微减少制造成本，该透镜的两个表面具有基本对称的基本曲率和离心率。
在一些实施例中，P1原理平面为从S1表面到透镜内部6.898mm，而P2原理平面是从S2表面到透镜内部-6.898mm，并且透镜是21mm厚。原理平面距每个表面的相对大的距离在于允许在每个表面处的基本上不同的主光线高度。用于OCT光的最大主光线在视网膜共轭平面附近几乎是远心的，并且关于光轴成1.06度的角度。在视网膜外科透镜的S1处的最大主光线高度是6.122mm，而在S2处，同一主光线高度仅是3.878mm，这允许每个表面几乎充当单独透镜。在一些实施例中，基本半径＝25.697mm(双凸)；K＝-3.679(圆锥常数)；厚度＝21mm；并且在587.6nm处，EFL＝18mm。
现参照图21B，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的图21A的具有六十度FOV的外科视网膜透镜的光学性能的一系列图形和示图。在视网膜透镜完美地居中以及稍微离心的情况下示出作为半查看视场的函数的OCT斑点图案。OCT光束具有8μm的中心视场光束直径，在查看视场的边沿处增加到17μm(+-5.5μm或+-30度)。跨查看视场的最大OPLD是0.9mm，确保跨该宽视场的合理平坦OCT图像。在中心视场处还指示针对显微镜的可视响应。可视信号的横向分辨率近似为32μm。
现参照图22A，将讨论根据本发明构思的一些实施例的具有60度FOV的外科视网膜透镜组件的示图。如图22A所示，物镜耦合到缩影透镜，其中其间有20mm间距。缩影透镜以间距A与视网膜透镜342(图3)分离，并且以间距B与样本(眼睛)分离。在图22A上的表中找到间距的细节。
现参照图22B，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的图22A的具有六十度FOV的外科视网膜透镜的光学性能的一系列图形和示图。在视网膜透镜完美地居中以及稍微离心的情况下示出作为半查看视场的函数的OCT斑点图案。OCT光束具有7μm的中心视场光束直径，在查看视场的边沿处增加到9μm(+-5.5μm或+-30度)。跨查看视场的最大OPLD是0.7mm，确保跨该宽视场的合理平坦OCT图像。在中心视场处还指示针对显微镜的可视响应。可视信号的横向分辨率近似为45μm。
现参照图23A，将讨论根据本发明构思的一些实施例的具有80度FOV的外科视网膜透镜组件的示图。如图23A所示，物镜被耦合到缩影透镜，其中其间有20mm间距。缩影透镜以间距A与视网膜透镜342(图3)分离，并且以间距B与样本(眼睛)分离。在图23A上的表中找到间距的细节。
现参照图23B，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的图23A具有的80度FOV的外科视网膜透镜的光学性能的一系列图形和示图。在视网膜透镜完美地居中以及稍微离心的情况下示出作为半查看视场的函数的OCT斑点图案。OCT光束具有12μm的中心视场光束直径，在查看视场的边沿处增加到16μm(+-7.3μm或+-40度)。跨查看视场的最大OPLD是1.3mm，确保跨该宽视场的合理平坦OCT图像。在中心视场处还指示针对显微镜的可视响应。可视信号的横向分辨率近似为48μm。
以上所描述的本发明的实施例一般针对OCT耦合元件集成到立体变焦外科显微镜的无限空间中，利用二向色滤光器折叠进入显微镜的成像路径。约束已经被限制于对该无限空间的访问。替换的实施例是引导光路径的至少一部分与显微镜的目镜路径平行，以最小化或消除对将元件耦合到无限空间中的需要，由此潜在地免除对外科工作距离的任何影响，并且潜在地得到更紧凑的改善的多模式成像系统。这种实现构思将被称作中心通道OCT(外科)显微镜(CCOM)。
当考虑如何构建CCOM(即将OCT系统集成到外科立体显微镜中)时，应当对限定OCT光束的参数进行限定。存在表征OCT光束的三个主要参数：(1)聚焦光束的数值孔径或NA；(2)在其上可以扫描到聚焦光束的查看视场；(3)在所扫描的视场上的聚焦光束的远心度程度。以下参照图24至图27在以下讨论掌控这些参数如何与显微镜系统参数有关的方程。
首先参照图24，图24是示出根据本发明构思的一些实施例的OCT远心度情况的示图。如果要求远心扫描，则还需要满足远心条件：l)OCT系统的出射光瞳位于显微镜物镜的焦平面中；以及2)OCT和显微镜物镜的光轴是共线的。
NAO是由焦点光束半角度限定的OCT数值孔径；OCT所操作的最大NA确定其有限的横向分辨率。NAO由以下列出的方程(3)表示：
其中，β是OCT焦点光束半角度；λO是OCT中心波长；并且ρ是OCT横向分辨率，假设等于艾利斑半径。是OCT准直光束直径，即出射光瞳与物镜之间的无限空间中的OCT光束。由以下列出的方程(4)表示：
其中，F是外科显微镜物镜的有效焦距，并且通过以下列出的方程(5)与被扫描的查看视场相关联：
其中，对于小角度而言，tanα≈α，我们具有α是OCT系统的最大扫描角度。是OCT显微镜透镜系统的查看视场直径。
是OCT光束所要求的物镜上的通光孔径直径，并且由以下列出的方程(6)表示：
外科立体显微镜典型地使用通过公共物镜进行观看的两个或更多个无焦中继变焦透镜(ARZL)系统。用于左右查看通道的单独ARZL系统使它们的光轴平行于以及偏移开公共物镜光轴，以提供立体观测。外科立体显微镜的主体中的每个查看通道由按从物体(或对象)开始的顺序列出的以下关键光学系统构成：1)公共物镜；2)无焦变焦中继系统；3)用以形成中间图像的镜筒透镜；以及，4)用以校正图像定向的正象棱镜系统。用于每个查看通道的中间图像经由双目目镜透镜系统被成像到最终检测器(它们可以是外科医生的眼睛或相机)。由于双目接目镜系统经常被设计为可互换模块，因此当计划将OCT系统集成到外科显微镜中时不需要考虑它们。更进一步地，正象棱镜系统和镜筒透镜对于立体显微镜设计族而言通常是标准化的，这意味着它们的参数并不驱动OCT系统集成的设计。这让无焦中继变焦透镜系统和物镜成为在驱动集成的OCT系统设计中具有首要重要性的光学系统。
现参照图25，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的外科立体显微镜的无焦中继变焦透镜条件的示图。无焦中继变焦透镜系统由3个关键参数表征：(1)在最大放大倍率下的操作NA；(2)在最小放大倍率下的查看视场；以及(3)变焦比率或最大与最小放大倍率的比率。由于无焦中继变焦透镜系统在物镜之上的无限空间中起作用，因此其提供的放大倍率是纯角形的。以下所列出的方程掌控无焦中继变焦透镜系统参数如何与立体显微镜系统参数有关。
NAm是由上述焦点光束半角度所限定的显微镜单查看通道数值孔径；显微镜所操作的最大NA确定其有限的横向分辨率。NAm由以下列出的方程(7)表示：
其中，δ是显微镜查看通道焦点光束半角度；λm是显微镜查看通道中心波长；并且r是显微镜查看通道横向分辨率，假设等于艾利斑半径。
是显微镜查看通道无限空间光束直径并且由以下列出的方程(8)表示：
其中，F是外科显微镜物镜的有效焦距。M是无焦中继变焦透镜的放大倍率并且由以下列出的方程(9)表示：
其中，γ是用于无焦中继变焦透镜的对象侧主光线角度，并且ε是用于无焦中继变焦透镜的图像侧主光线角度。
γo是用于在最小放大倍率查看视场的边沿处的对象视场点的主光线角度，并且由以下列出的方程(10)表示：
其中，是在最小放大倍率的显微镜查看视场的直径。
z是无焦中继变焦透镜放大倍率比率(典型地，对于外科立体显微镜而言，z＝6)，并且由以下列出的方程(11)表示：
其中Mm是最大无焦中继变焦透镜放大倍率；Mo是最小无焦中继变焦透镜放大倍率；γm是用于在最大放大倍率查看视场的边沿处的对象视场点的主光线角度；εm是用于γm输入(最大放大倍率)的无焦中继变焦透镜的图像侧上的主光线角度；εo是用于γo输入(最小放大倍率)的无焦中继变焦透镜的图像侧上的主光线角度；并且是最大放大倍率下的显微镜查看视场的直径。
以下列出的方程(12)图示无焦中继变焦透镜的对象侧上的全视场主光线角度如何与变焦极限相关。
对于良好设计的无焦中继变焦透镜而言，图像的表观位置不应随着放大倍率变化而改变。该情况由以下列出的方程(13)表示：
(良好设计的变焦)
在限定立体变焦外科显微镜的性能条件的情况下，可以限定用于CCOM的约束和设计条件。
现参照图26，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的中心通道OCT集成外科立体显微镜(CCOM)的情况的示图。用以在满足以上描述的远心扫描条件的同时将OCT系统集成到外科立体显微镜的一种方式是在ARZL系统(2或4个，取决于对于外科医生的助手而言是否存在专用查看通道)从物镜光轴偏移允许OCT光束路径保持通光的最小距离的情况下为以物镜光轴为中心的OCT光束让出空间。在一些实施例中，ARZL系统的筒恰以最大扫描角度触碰OCT光束。在这些实施例中，可以根据以下讨论的方程来计算最小ARZL偏移以及最小物镜边沿直径。
该一阶分析假设ARZL的出射光瞳与底部透镜和机械筒一致。现实中，将不会是这种情况，但这是接近的近似。
是将利用给定参数配合OCT系统和ARZL系统的显微镜物镜的最小边沿直径，并且由以下列出的方程(14)表示：
其中，d1……d4是具有以下单独给出的确切关系的如图26中示出的横向距离。
O是ARZL光轴从物镜光轴的偏移，并且由以下列出的方程(15)表示：
其中，是ARZL机械筒直径。
在ARZL的出射光瞳的平面中所测量的最大扫描角度下的从物镜光轴到OCT光束主光线的距离d1由以下列出的方程(16)表示：
d1＝(F-H)·tan α
其中，H是在物镜之上的ARZL的高度。
当OCT光束恰掠过ARZL筒时在ARZL的出射光瞳的平面中所测量的在最大扫描角度下从OCT光束主光线到ARZL机械筒的边沿的距离d2由以下列出的方程(17)表示：
在ARZL出射光瞳的平面中所测量的从ARZL筒的内部边沿到全视场查看通道光线束的外部边沿的距离d3由以下列出的方程(18)表示：
在ARZL出射光瞳的平面中所测量的从全视场查看通道光线束的外部边沿到物镜的边沿的距离d4由以下列出的方程(19)表示：
d4＝H tan γm
用于利用给定参数配合(多个)ARZL所环绕的居中OCT通道所需的最小物镜直径的完整表达式由以下列出的方程(20)表示：
对于最高NA(高分辨率)OCT系统而言，可能需要ARZL偏移和物镜直径不切实际地大。在这样的情况下，可能想要针对折叠路径中心通道OCT(外科)显微镜(FCCOM)设计无限空间耦合设计与CCOM设计之间的混合。
现参照图27，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的集成有折叠路径中心通道OCT的外科立体显微镜(FCCOM)的情况的示图。在这些实施例中，在ARZL与物镜之间的空间中使用二向色镜以在OCT光束中折叠，同时显微镜查看路径通过二向色镜。目标是使完成这种折叠所要求的空间最小化，主要是减少显微镜本体的高度。当入射角Φ为最小时，实现最小高度。对于其中二向色镜恰触碰物镜的外部边沿并且折叠的OCT光束恰触碰物镜的相对边沿的极端情况而言，最小角度条件由以下列出的方程(21)给出：
该方程是非线性的，并且不能以解析方式求解，但可以以数值方式求解。对于典型外科立体显微镜和高NA OCT参数而言，解出为近似37°。注意，在该几何条件中，角度通过而与如在以上方程(1)中所描述的二向色角度相关，并且因此θ的最大值近似为53°。
折叠二向色镜不必需跨公共物镜的整个直径延伸。如果ARZL系统被定位，则二向色镜仅需要足够大以不剪断(clip)显微镜查看通道。这种布置对于经由二向色和/或折叠镜引入焦平面的照射而言可能具有优点。在常规的外科立体显微镜中，典型地在ARZL与物镜之间的空间中引入照射系统。因此，根据在此所讨论的实施例，在折叠的OCT配置中，该空间可以被用于两个目的：在使对外科工作距离的影响最小化的同时，进行OCT系统的照射和耦合。
现参照图28，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的使用外科显微镜进行成像的方法的流程图。通过在样本(例如眼睛)中选择感兴趣区域ROI)，操作在框2800开始，其中ROI是角膜、晶状体、前部区段、后部区段、或视网膜等中的一个。显微镜主物镜和任何附件透镜对于显微镜系统(例如优化的175mm焦距物镜和100度外科视网膜透镜)而被选择并且配置(框2810)。如果要求的话，则可以调整OCT路径，以使得后焦距与物镜匹配(框2820)。相应地调整参考臂(框2830)，以使得参考臂路径长度使OCT路径长度与ROI匹配。调整数值孔径(框2840)，从而图像亮度满足外科均匀度要求，并且横向分辨率满足外科分辨率要求。调整焦点(框2850)，从而最佳焦点被标定在ROI内的感兴趣深度处；聚焦位置可以根据外科医生的需要而处于显微镜焦平面处，或在该平面之上或之下。使用这些设置获得图像、多个图像或连续视频显示(框2860)。就是否已经获得(多个)想要的图像作出确定(框2870)。如果已经获得具有想要的图像品质的想要的图像(框2870)，则操作可以中止，直到想要另一图像。另一方面，如果确定尚未获得想要的(多个)图像，则操作返回到框2840，并且重复，直到获得想要的图像和图像品质为止。
现参照图29，图29是示出根据本发明构思的一些实施例的在使用OCT集成外科显微镜的外科手术期间的成像的方法的流程图。如图29所示，通过在样本(例如眼睛)中选择要被成像的ROI，操作开始于框2905，并且如上所述。调整参考臂(框2915)。针对分辨率/亮度均匀度调整NA(框2925)，并且针对亮度调整焦点(框2927)。使用当前设置来获取图像(框2935)。基于当前设置和所获取的图像来计算临床参数的初始集合(框2937)。
这些临床参数可以包括角膜的前部表面的形状、角膜的前部基质表面的形状、角膜的内皮表面的形状以及可以从这样的测量推导出的任何有关参数，包括但不限于角膜测厚图、曲率图、屈光力、像差图、和角膜弧度值等。临床参数可以还包括虹膜角膜角度、巩膜厚度、气泡几何形状、和巩膜静脉窦位置等。临床参数可以还包括瞳孔直径、晶状体囊厚度、和晶状体厚度等。临床参数可以又包括视网膜膜面积或厚度、特定视网膜层的厚度、视网膜中的特定病理的几何形状等。临床参数可以是利用OCT成像系统直接可观测或可测量的任何这样的参数或从这样的直接可观测参数推导出的参数。
至少部分地使用这些临床参数中的一个或多个作为指导来设计手术方案。使用初始参数来发起外科手术(框2945)。针对手术ROI上的亮度调整NA(框2947)和焦点(框2955)，以优化手术的可视化。获取附加图像(框2957)，并且外科手术至少部分地响应于可视化的OCT图像而继续。如果需要，则针对手术ROI上的亮度调整NA(框2965)和焦点(框2967)，以改进图像品质，或观测可能次要地被该手术影响的结构。例如，在白内障手术期间，可能想要使视网膜可视化，以观测传递到视网膜的任何牵引。在利用OCT的情况下对于外科医生来说可观测的次要暗示将被作为本领域专家的外科医生所理解。使用新的设置来获取更多图像(框2975)。随着手术接近完成，基于随后获取的图像和关联的设置来计算新的临床参数集合(框2977)。将初始临床参数和新的临床参数比较(框2985)，并且就是否已经实现想要的结果作出确定(框2987)。如果已经实现想要的结果(框2987)，则操作中止。另一方面，如果并未实现想要的结果(框2987)，则操作返回到框2945并且重复，直到实现想要的结果的为止。
作为用以通过NA控制来控制OCT视场深度的附属物，可以通过控制谱采样间隔来调整(傅立叶域)窗口深度，如图30所示。现参照图30，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的通过选择谱采样间隔调整图像视场深度的一系列图表。
如本领域现在公知的那样，FDOCT图像窗口是谱采样间隔的函数。最大可观察图像窗口深度与最小谱采样间隔对应。在谱域系统中，光谱仪像素间距约束图像深度。在扫频源系统中，对谱采样的硬件约束设置约束。另一方面，可观察的图像深度可以通过使得谱采样间隔成双倍或四倍而减为一半或四分之一。在固定的谱范围的情况下，分辨率不受影响，窗口深度减少，并且像素数量对应地减少。该处理具有当标定被约束的感兴趣区域时仅显示感兴趣的优点，并且因为数据点的数量减少，所以可以以更少的计算成本来进行该操作。以此方式，存在感兴趣区域上的增加的焦点、减少的计算成本以及对于外科医生的潜在地更快的获取和针对更快的反馈的快速显示。
现参照图31，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的OCT光学系统的一个实施例的示图。在该实施例中，系统被配置为在所要求的扫描范围上校正更高阶像差，产生图31中所示的系统。该光学系统设计被精细调谐，以减少有效地耦合到源光纤中的后向反射，以便减少OCT信号中的噪声。图31中图示的系统包含13个单透镜和7个双透镜(都具有球形表面)，其可以被折叠起来以纳入50mm×125mm×150mm体积中。
最后，根据在此所讨论的一些实施例的OCT光学系统可以优化地针对特定显微镜物镜或针对其所设计的显微镜物镜的范围来进行执行。与诊断眼科OCT系统和实验室显微镜相比，外科显微镜具有十分长的工作距离，范围典型地从大约150mm到大约175mm，但从大约125mm延伸到大约200mm。此外，OCT集成到实验室显微镜中的构思已经为Bioptigen所商业化，如在图1D中针对具有75mm物镜焦距的系统所图示的那样。附加地，利用外科成像(或实验室成像)以及记住的色彩校正的要求来设计显微镜物镜。这些设计物镜并非总是立即与高品质OCT成像的要求一致。进一步地，外科系统和应用的多样化意味着该OCT接口必须适配于广泛的多种显微镜物镜、实验室和外科应用。
为了提供最灵活的OCT接口，系统的架构划分为两个子系统，我们将称为OCT中继部和OCT物镜部。如所描述的OCT中继部在控制OCT系统的数值孔径和聚焦控制方面提供灵活性。OCT物镜部是最终多透镜系统，其包括显微镜物镜并且设置OCT系统的出射光瞳，包括任何后焦距适应。出射光瞳应当位于显微镜物镜的前焦平面处。OCT物镜部可以修改为任何显微镜物镜，其中虚拟出射光瞳减少了放置真实出射光瞳的机械约束。附加地，显微镜物镜之前的多透镜元件对于相对于显微镜系统设置OCT系统的聚焦偏置而言是有用的，允许输入光束变焦部的聚焦控制以优化该偏置点周围的聚焦，以用于OCT图像的增加的控制和优化。
本发明构思的特征将该显微镜OCT接口的效用范围从外科显微镜的长工作距离扩展到实验室显微镜的更短的工作距离。
本发明构思的一些实施例包括抬头显示器(HUD)，抬头显示器(HUD)将在下文中关于图32至图35展开讨论。如在上文中所讨论的，眼科外科显微镜可以向外科医生提供它们执行手术的眼睛的各个区域的放大视图。然而，存在可能受益于光学相干断层成像(OCT)提供的这种高分辨率深度成像的许多眼科外科手术。因此，将OCT系统集成到外科显微镜内可能提供更强的能力并且允许执行目前仅利用常规立体成像不能执行的手术。合并了OCT的常规外科显微镜通常提供不能适应样本中的感兴趣区域的静态成像。以眼睛为例，常规系统通常不能适应对角膜区域、前房和晶状体以及视网膜上的结构成像的差别成像要求。
而且，如上文所讨论的，理想的OCT外科显微镜系统将可适于定制用于各个感兴趣区域的成像特征。例如，理想的OCT外科显微镜将具有以下属性集合：用于准确地表示对象形貌的真正远心扫描；用来在视场深度上控制照射分布和允许控制聚焦位置处的横向分辨率的可变数值孔径；允许相对于视觉显微镜的目镜焦点独立地控制OCT聚焦位置的可变焦点；宽查看视场，其中扫描光路径长度被最大程度地保持恒定，以保持病态生理部位在OCT视场深度内并且避免扫描的部位的视觉失真；以及，可调整性，用以适应宽范围的显微镜主物镜，并针对各个外科手术为外科医生提供多功能性。进一步可取的是，减少外科医生可能习惯的显微镜的物理工作距离的任何变动的数量。这些距离包括在主物镜与对象之间的距离，以及在显微镜目镜与对象之间的距离。满足这些要求的具体系统公开于例如名称为“Surgical Microscopes Using Optical Coherence Tomography and Related Systemsand Methods”的美国专利申请序列号No.13/836,576中，该专利申请的公开以全文引用的方式并入到本文中如同其在本文中全面地陈述。
Munnerlyn的名称为“Heads up display for microscope using remotelycontrolled instrument”的美国专利No.4,544,243讨论了用于集成到操作显微镜内的抬头显示器的设计。本文所讨论的抬头显示器包括插入于目镜透镜组件与物镜之间的显微镜的准直空间内的分束器。显示器，诸如小型发光二极管(LED)显示器，投射与远程仪器的控制设置相关的电子数字。同样，Spink的名称为“Microscope”的美国专利No.6,678,090和McCary的名称为“Heads up display for displaying surgical parameters in asurgical microscope”美国专利申请No.2005/0277913讨论了插置于单个目镜管的路径内的类似分束器耦合显示器。
Izatt的名称为“Imaging and visualization systems,instruments,andmethods using optical coherence tomography”的美国专利申请序列号No.2012/0184846讨论了用于在外科手术期间在外科医生的查看视场内显示光学相干断层成像图像数据的特定目的，插置于单个目镜管的路径内的类似定位的分束器耦合显示器。
然而，Munnerlyn的美国专利No.4,544,243并未预想到集成图像数据，仅控制数据，并且具体而言，并未预想到在功能上或者通过实施来集成OCT数据。插置于目镜管内的Spink、McCary和Izatt的设计应具有通用性并且独立于数据的类型或来源。然而，Spink、McCary和Izatt的设计将损耗式光学元件插置于单个目镜管内，使外科医生的视场暗淡，并且是不对称地变暗淡。换言之，常规设计将原本可用于外科医生的光重导向来照射样本，因此由于缺少光而使得外科医生对样本细节的观看变得模糊。
因此，本发明构思的一些实施例提供一种抬头显示器(HUD)，其将光学相干断层成像(OCT)图像数据、控制数据、计量数据和任何其它适用信息耦合至外科医生以用于手术部位的显微镜查看的同时可视。特别地，根据本文所讨论的实施例的包括耦合元件(例如分束器，其将光从HUD反射到显微镜的目镜)的系统将不可见光反射到OCT系统和样本上，并且允许可见光通过样本来照射样本以使外科医生可见。因此，本发明构思的实施例并未减少用来照射样本的可用光，如将在下文中关于图32至图35进一步讨论。
首先参考图32，将讨论根据本发明构思的一些实施例的系统3200的框图。如在图32中所示，该系统包括外科显微镜3220，外科显微镜3220包括目镜3250、递送OCT信号的OCT系统3210、耦合元件3215、物镜3230和抬头显示器(HUD)3225。
在一些实施例中，耦合元件3215可以是二向色分束器3215。如图所示，耦合元件3125包括基板，基板具有第一表面(面1)和第二表面(面2)，并且外科显微镜3220可以用来在手术期间查看对象/样本3240。应了解本发明构思的实施例并不限于这种配置。耦合元件3215可以由除了二向色分束器之外的其他部件来提供，而不脱离本发明构思的范围。
抬头显示器3225可以例如是液晶显示器(LCD)、LED显示器、扫描激光显示器、CRT或类似物，而不脱离本发明构思的范围。在一些实施例中，抬头显示器包括有机发光二极管(OLED)。在一些实施例中，对于外科医生/使用者而言，抬头显示器3225仅是通过单个目镜可见的。然而，本发明构思的实施例并不限于这种配置。例如，HUD3225可以是通过两个目镜可见的，而不脱离本发明构思的范围。
在操作中，OCT信号3210被递送到定位于显微镜3220的准直空间内的二向色分束器3215的朝向下的表面(基板面2)，通过物镜3230到对象3240。抬头显示器(HUD)3225被准直并且投射到二向色分束器的朝向上的表面(基板面1)上，通过(一个或多个)目镜150到外科医生或观察者。
在一些实施例中，抬头显示器3225并未关于目镜3250中的外科医生的左眼和右眼引入视场的不对称变化、失真、损失或其它干扰。在本发明构思的一些实施例中，抬头显示器3225并未向外科医生引入在对象3240的感兴趣光谱区域内的过量光学损失。因此，一些实施例通过将抬头显示器耦合到显微镜目镜的元件维持感兴趣可见光谱内的透明的透射窗口，或者其它频谱窗，可由具体应用所确定。
在本发明构思的一些实施例中，耦合元件3215将OCT成像光束耦合到显微镜内，使得OCT成像光束被导向被测试的患者或对象3240，并且将抬头显示器3225耦合到显微镜3220内使得抬头显示器3225朝向将由外科医生或使用者观看的显微镜3220的目镜3250投射。
如上文所讨论的，在本发明构思的一些实施例中，耦合元件3215由透明基板组成，其中二向色滤光器应用到基板的两个面(面1和2)中每一个上。在基板的第一面(基板面1)上的二向色滤光器在抬头显示器的波段中是反射性的并且在显微镜的可视化波段(观察波段)内是透明的。在基板的第二面(基板面2)上的二向色滤光器在OCT的波段中是反射性的并且在显微镜的可视化波段中是透明的。
在本发明构思的一些实施例中，二向色滤光器(基板面2)的朝向患者的部分在红外线中是反射性的，并且在至少约500nm至约650nm的范围内是透明的。二向色滤光器(基板面1)的朝向目镜的部分在紫色或蓝色光谱中是反射性的并且在从至少约500nm至约650nm的范围中是透明的。在一些实施例中，透明范围可以增加以扩展到更短或更长的波长，例如，从约450nm延伸到约750nm，而不脱离本发明构思的范围。
在本发明构思的一些实施例中，朝向患者的二向色滤光器(基板面2)在红外线中是反射性的，并且在至少500nm至650nm中是透明的，并且朝向目镜的二向色滤光器(基板面1)在可见区域的窄波段内是反射性的并且从至少约500至约650nm是透明的。然而，朝向目镜的二向色滤光器(基板面1)可以具有从约25nm至约50nm或更小的反射缺口。例如，现参考图33，在这些实施例中，抬头显示器3225可以包括绿色的单色有机发光二极管(OLED)，具有在约525nm处的中心，约25nm反射带宽的朝向目镜的二向色反射器3217。透明范围可以增加以扩展到更短或更长的波长，例如，从约450nm延伸到约750nm。
本发明构思的一些实施例提供在显微镜3220的放大倍率变化下具有恒定查看视场(FOV)的抬头显示器3225。显微镜放大倍率变化发生在显微镜3220的准直空间与目镜3250之间，并且用于抬头显示器3225的耦合元件3215在准直空间内。
现参考图34，示出说明意在反射OCT信号的朝向下的二向色(基板面2)表面(R_lower，虚线)与意在反射HUD信号的朝向上的二向色(基板面1)表面(R_upper，实线)的反射率分布的曲线图。在这些实施例中，OCT系统在800nm频带中操作并且HUD在蓝-紫(即短于500nm的波长)中操作。
现参考图35，示出说明意在射OCT信号的朝向下的二向色(基板面2)表面(R_lower，虚线)与意在反射HUD信号的朝向上的二向色(基板面1)表面(R_upper，实线)的第二选项的反射率分布的曲线图。在这些实施例中，OCT系统在800nm频带操作并且HUD在绿色中操作。因此，HUD在外科医生感兴趣的区域中的可见光谱内操作。朝向上的二向色部(基板面1)被设计成部分地是反射性的并且部分地是透射性的，从而允许HUD光谱内存在的对象光的有用部分通过显微镜传播到观察者。
虽然OCT系统在本文中讨论为在800nm频带内操作，应了解反射性滤光器可以改变以适应在其它波长操作的OCT系统，而不脱离本发明的构思的范围。而且，耦合的成像模态无需为OCT，而是可以是任何数量的其它成像或治疗模态，包括例如扫描共聚激光成像、自适应光学成像、全视场成像、治疗激光递送等。而且，虽然HUD被描述为包括单色OLED显示器，该显示器可以是LED显示器、扫描激光显示器、CRT等，而不脱离本发明构思的范围。而且，虽然反射性滤光器在本文中被描述为在单个光谱范围内的单色或窄带，用于HUD的反射性滤光器可以是为另一所希望的谱响应定制的。
虽然本发明构思的实施例讨论通过目镜来投射HUD，应了解HUD能通过左目镜和/或右目镜来显示，或者通过被设计用来辅助查看的单独目镜或其任何组合来查看，而不脱离本发明的构思。
以上参照系统和设备的框图和/或流程图说明描述了示例实施例。框中所注明的功能/动作可以不按流程图中所注明的顺序出现。例如，取决于所牵涉的功能/动作，相继示出的两个框实际上可以基本上同时地被执行，或各框可以有时按相反顺序被执行。此外，流程图和/或框图的给定框的功能可以被分成多个框，和/或流程图和/或框图的两个或更多个框的功能可以至少部分地被集成。
在附图和说明书中，已经公开了本发明构思的示例性实施例。然而，在基本上不脱离本发明构思的原理的情况下，可以对这些实施例做出很多变化和修改。相应地，虽然使用了特定的术语，但是它们仅在一般性的和描述性的意义上被使用而非用于限制的目的，本发明构思的范围由所附权利要求限定。

Claims (22)

1.一种外科显微镜系统，包括：
光学相干断层成像(OCT)系统；
物镜；
目镜，其用于直接查看在所述物镜远端的对象；
抬头显示模块，其被配置成引导光学图像通过所述目镜以便其对于至少一个目镜的使用者是可见的；以及
耦合元件，其连接到所述外科显微镜，耦合所述OCT系统、所述抬头显示模块和所述物镜，所述耦合元件具有第一面和第二面，所述第一面朝向所述外科显微镜的所述目镜定位并且所述第二面朝向所述对象定位，所述耦合元件被配置成：
在所述耦合元件的所述第一面接收抬头光学显示信号并且在所述抬头显示模块的波段中反射所述信号；以及
在所述耦合元件的所述第二面接收信号并且在所述OCT系统的波段中反射所述信号，
其中，所述耦合元件进一步被配置成：在所述耦合元件的所述第一面将所述抬头显示信号耦合到所述显微镜内并且将所述抬头显示模块向所述外科显微镜的所述目镜中的至少一个投射以便使用者通过所述目镜中的至少一个查看；以及
在所述耦合元件的所述第二面处将OCT成像光束耦合到所述显微镜内并且将所述OCT光束导向至所述对象。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述耦合元件包括二向色分束器。
3.根据权利要求2所述的系统，
其中所述耦合元件的所述第一面在所述抬头显示器的波段中是反射性的并且在所述显微镜的观察波段中是透射性的；以及
其中所述耦合元件的所述第二面在所述OCT系统的波段中是反射性的并且在所述显微镜的观察波段中是透射性的。
4.根据权利要求3所述的系统，
其中所述耦合元件的所述第一面在小于500nm波长范围的紫色或蓝色光谱中是反射性的并且在从至少大约500nm至大约650nm的波长范围中是透射性的；以及
其中所述耦合元件的所述第二面在大于650nm波长范围的红外线光谱中是反射性的并且在从至少大约500nm至大约650nm的波长范围中是透射性的。
5.根据权利要求4所述的系统，
所述第一面在从大约450nm至大约750nm的波长范围中是透射性的；以及
所述第二面在从大约450nm至大约750nm的波长范围中是透射性的。
6.根据权利要求2所述的系统，其中，所述耦合元件的所述第一面包括在所述显微镜的观察波段内带宽小于或等于约50nm的反射缺口。
7.根据权利要求6所述的系统，其中，所述缺口的中心在大约510nm至520nm之间。
8.根据权利要求7所述的系统，其中，所述缺口的中心在大约514nm处。
9.根据权利要求1所述的系统，其中，所述抬头显示器包括与所述显微镜的使用者通过所述显微镜目镜观察的对象的观察图像在横向对准的OCT图像。
10.根据权利要求9所述的系统，其中，在所述显微镜的放大倍率变化下，所述抬头显示器中呈现的所述OCT图像具有与所述使用者通过所述目镜观察的所述对象的所述观察图像匹配的查看视场(FOV)。
11.根据权利要求9所述的系统，其中，在所述显微镜的放大倍率变化下，所述抬头显示器中呈现的所述OCT图像呈现恒定的查看视场(FOV)。
12.一种用于外科显微镜的耦合元件，所述耦合元件包括第一面和第二面，所述第一面朝向所述外科显微镜的目镜定位并且所述第二面朝向对象定位；所述耦合元件连接到OCT系统、抬头显示模块和物镜；并且所述耦合元件被配置成：
在所述耦合元件的所述第一面接收抬头光学显示信号并且在所述抬头显示模块的波段中反射所述信号；以及
在所述耦合元件的所述第二面接收信号并且在所述OCT系统的波段中反射所述信号，
其中，所述耦合元件进一步被配置成：
在所述耦合元件的所述第一面将所述抬头显示信号耦合到所述显微镜内并且将所述抬头显示模块向所述外科显微镜的所述目镜中的至少一个投射以便使用者通过所述目镜中的至少一个查看；以及
在所述耦合元件的所述第二面将OCT成像光束耦合到所述显微镜内并且将所述OCT光束导向至所述对象。
13.根据权利要求12所述的耦合元件，其中，所述耦合元件包括二向色分束器。
14.根据权利要求13所述的耦合元件:
其中所述耦合元件的所述第一面在所述抬头显示器的波段中是反射性的并且在所述显微镜的观察波段中是透射性的；以及
其中所述耦合元件的所述第二面在所述OCT系统的波段中是反射性的并且在所述显微镜的观察波段中是透射性的。
15.根据权利要求14所述的耦合元件，
其中所述耦合元件的所述第一面在小于500nm波长范围的紫色或蓝色光谱中是反射性的并且在从至少大约500nm至大约650nm波长范围中是透射性的；以及
其中所述耦合元件的所述第二面在大于650nm波长范围的红外线光谱中是反射性的并且在从至少大约500nm至大约650nm的波长范围中是透射性的。
16.根据权利要求15所述的耦合元件，
其中所述第一面在从大约450nm至大约750nm波长范围中是透射性的；以及
其中所述第二面在从大约450nm至大约750nm波长范围中是透射性的。
17.根据权利要求13所述的耦合元件，其中，所述耦合元件的所述第一面包括在所述显微镜的观察波段内带宽小于或等于约50nm的反射缺口。
18.根据权利要求17所述的耦合元件，其中，所述缺口的中心在大约510nm至520nm之间。
19.根据权利要求18所述的耦合元件，其中，所述缺口的中心在大约514nm处。
20.根据权利要求12所述的耦合元件，其中，所述抬头显示器包括与所述显微镜的使用者通过所述显微镜目镜观察的对象的观察图像在横向对准的OCT图像。
21.根据权利要求20所述的耦合元件，其中，在所述显微镜的放大倍率变化下，所述抬头显示器中呈现的所述OCT图像具有与所述使用者通过所述目镜观察的所述对象的所述观察图像匹配的查看视场(FOV)。
22.根据权利要求21所述的耦合元件，其中，在所述显微镜的放大倍率变化下，所述抬头显示器中呈现的所述OCT图像呈现恒定的查看视场(FOV)。
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