JP2015215618A - 光コヒーレンス断層法機構を有する外科用顕微鏡システム - Google Patents

Abstract

【課題】光コヒーレンス断層法機構が顕微鏡システムに一体化された外科用顕微鏡システムが提供される。【解決手段】ＯＣＴシステムのコリメーティング光学素子によって形成された測定光ビームは、ビームスキャナによって偏向され、結像光学素子を横断し、反射器によって反射され、測定光ビームが顕微鏡光学素子の対物レンズを横断し、顕微鏡光学素子の物体領域に照射される。反射器に入射する測定光ビームの位置は、測定光ビームがビームスキャナによって偏向される方向には実質的に依存しない。ビームスキャナを通って進行する際、測定光ビームは実質的に平行な光線のバンドルからなる。【選択図】図１

Description

発明の背景
発明の分野
本発明は、光コヒーレンス断層法（ＯＣＴ）機構を有する外科用顕微鏡システムに関する。特に、本発明は、ＯＣＴ機構によって解析される物体が測定光のビームで走査されるＯＣＴ機構を有する外科用顕微鏡システムに関する。

関連分野の簡単な説明
ＯＣＴシステムは、たとえばＥＰ０６９７６１１Ａ２から公知である。広帯域ＯＣＴ光源は、ある帯域幅内の異なる波長を含むＯＣＴ測定光を生成する。ＯＣＴ光源によって生成される主な波長とびＯＣＴ光源の帯域幅とによって、ＯＣＴ測定光の可干渉距離が決定される。ＯＣＴ光源の帯域幅とＯＣＴ光源によって生成されるＯＣＴ測定光の可干渉距離との間には相反関係がある。ＯＣＴ測定光の２つの異なる部分は、ＯＣＴ測定光のその２つの異なる部分によって横断される光路長の差がＯＣＴ光源の可干渉距離より小さい場合、干渉的にのみ重畳することができる。

典型的に、ＯＣＴ測定光の第１の部分は、基準面たとえば平面鏡によって反射され、制御可能な光路長を横断する。ＯＣＴ測定光の第２の部分は、検査される物体に照射され、物体の異なる深さにおける領域で反射される。したがって、物体において反射されたＯＣＴ測定光のこの第２の部分は、反射された物体の領域の深さに依存して、異なる光路長を横断したいくつかのＯＣＴ測定光部分からなる。

時間領域ＯＣＴでは、物体から干渉的に反射された異なるＯＣＴ測定光部分が基準面の複数の位置で基準面によって反射されたＯＣＴ測定光の第１の部分に重畳されるように、たとえば連続的な動作を用いてまたは段階的に基準面が変位される。物体から反射されたＯＣＴ測定光部分は、ＯＣＴ測定光の反射された第１の部分によって横断される光路長とほぼ等しい光路長を横断している。これによって、物体におけるＯＣＴ測定光の入射方向によって規定される軸（すなわち深さ）方向における物体の構造的情報を得ることができる。

物体の１箇所だけではなく軸方向に沿った構造的情報を得るには、ＯＣＴ測定光の第２の部分が物体の横方向に拡張された領域に渡って走査される必要がある。これを実現するため、たとえば互いに垂直な軸について回転可能な離間された２つの鏡を含む走査システムが典型的に利用される。これにより、物体の表面下の物体の体積部分の三次元表示を得ることが可能である。この三次元表示は、処理される物体の体積中の構造部分を外科医が特定するのに特に有益であり、特に眼科手術時に有用である。これらの手術は、眼球の前部の領域に対して行われ得る、または眼球の後部の領域に対して行われ得る。特に、角膜および隣接する領域のＯＣＴによる投影、またはＯＣＴによる網膜の投影が眼科手術時に広く求められている。

光学顕微鏡システムは対物レンズおよび接眼レンズシステムを含み、物体の照射された領域を投影する。このため、ユーザは接眼レンズシステムを覗いて物体領域を網膜に直接投影し得る、またはＣＣＤカメラによって取得された画像を見ることができる。ＣＣＤで取得された画像はデスクモニタに表示され得る、またはたとえばヘッドマウントディスプレイに表示され得る。いくつかの既知の光学顕微鏡システムにおいて、システムのビーム経路は対物レンズの下流において平行である。これによって立体光学顕微鏡システムを簡
単に提供することができ、若干異なる角度で物体から発せられた光が、対物レンズの下流において、観察者の左眼および右眼用の２つの接眼レンズを含む２つの管状体に誘導される。それによって、物体の拡大された立体投影が可能である。立体光学顕微鏡技術は、眼科手術に不可欠なものである。

たとえばＥＰ０６９７６１１Ａ２から、光学顕微鏡システムをＯＣＴシステムと組合せることが公知である。このシステムにおいて、ＯＣＴシステムの光ビームは光学顕微鏡システムの対物レンズを横断する。しかし、光学顕微鏡システムの性能を損なうことなく、ＯＣＴシステムのＯＣＴ測定光ビームを光学顕微鏡システムの対物レンズに誘導して対物レンズを横断させ、物体に入射させるためにＯＣＴシステムのＯＣＴ測定光ビームを偏向する反射器を配置することは、このシステムでは困難である。

ＥＰ０６９７６１１Ａ２

本発明の目的は、上記の先行技術の不利益を低減する光学顕微鏡システムおよびＯＣＴシステムを一体化した顕微鏡システムを提供することである。

本発明のさらなる目的は、光学顕微鏡システムおよびＯＣＴシステムを組合せた顕微鏡システムであって、光学顕微鏡システムの機能および性能がＯＣＴシステムの存在によって損われず、その逆も同様である顕微鏡システムを提供することである。

本発明のさらなる目的は、物体から戻った波面測定光の波面の顕微鏡診断、ＯＣＴおよび測定を可能とする光学システムを提供することである。

本発明のさらなる目的は、眼科手術に特に適切な外科用顕微鏡システムを提供することである。

発明の概要
本発明は、上記の問題を考慮して実現された。

本発明の一実施形態によれば、光コヒーレンス断層法（ＯＣＴ）機構を有する外科用顕微鏡システムが提供される。当該システムは、第１の物体領域の画像を生成するための顕微鏡光学素子を含む。顕微鏡光学素子は対物レンズを含む。外科用顕微鏡システムはさらに、ＯＣＴビーム経路をもたらし、ＯＣＴ測定光源と、反射器と、ＯＣＴ測定光源および反射器の間に配置された投影光学素子と、ＯＣＴ測定光源および投影光学素子の間に配置されたビームスキャナとを含むＯＣＴシステムを含む。反射器は、投影光学素子から供給されるＯＣＴ測定光ビームが対物レンズを横断し第１の物体領域上に照射されるように構成かつ配置される。投影光学素子は、ビームスキャナ付近に位置する第２の物体領域が反射器付近に位置する画像領域に光学的に投影されるように構成かつ配置される。

第１の物体領域は、顕微鏡光学素子の物体面に位置し得る。顕微鏡光学素子は、照射された第１の物体領域からの光を受けて第１の物体領域を投影するように配置される。顕微鏡光学素子は、複数の屈折および／または偏向光学要素を含み得る。顕微鏡光学素子は、立体光学投影に適合し得る。顕微鏡光学素子はさらに、第１の物体領域の画像を取得するためのカメラを含み得る。当該カメラによって取得された画像は、モニターまたはヘッド
マウントディスプレイなどのディスプレイ上に表示され得る。

ＯＣＴシステムは、時間領域ＯＣＴシステム（ＴＤ−ＯＣＴ）または周波数領域ＯＣＴシステム（ＦＤ−ＯＣＴ）であり得る。どちらの種類も時間符号化されたサブタイプおよび空間符号化されたサブタイプを有し、深さ走査は、経時的に連続して行われるか、または空間解像検出器を用いて同時に行われる。これらの異なる変形のすべてを本発明の実施形態で使用することができる。ＯＣＴシステムの種類およびサブタイプに依存して、ＯＣＴシステムに含まれる部品の数および構成は異なり得る。ＴＤ−ＯＣＴシステムの場合、測定光源は、用途に応じて数μｍの可干渉距離を有するＯＣＴ測定光を生成するように設けられた広帯域ＯＣＴ光源を含む。同じまたは同様のＯＣＴ測定光源が、ＦＤ−ＯＣＴシステムのサブタイプ、つまりフーリエ領域ＯＣＴにおいて採用され得る。物体において反射され基準光に重畳されたＯＣＴ測定光はスペクトル的に分離され、重畳された光のスペクトルを得る。このようにして得られたスペクトルのフーリエ変換を算出することによって、物体内の異なる深さにおける構造的情報を得ることができる。ＦＤ−ＯＣＴの別のサブタイプ、つまり掃引源ＯＣＴの場合、ＯＣＴ測定光源は、調整可能レーザなどの波長調整可能光源を含む。他の部品も変更され得る。

ビームスキャナは、好ましくは互いに垂直な異なる方向に向けられた軸について回転可能な１つ以上の偏向要素を含み得る。

反射器は、鏡および／またはプリズム、特に断面形態が二等辺三角形であるプリズムであり得る。反射器は、ＯＣＴシステムのＯＣＴ測定光ビームを反射し、対物レンズを横断させ、顕微鏡光学素子によって投影される領域である第１の物体領域に入射させるように機能する。

投影光学素子は、第２の物体領域から発せられた光線を、反射器付近に位置する画像領域に誘導して、画像領域におけるこれらの光線の位置が、第２の物体領域から光線が発せられる特定の範囲内の角度に実質的に依存しないように設計される。特に、反射器に入射するビームスキャナによって偏向されるＯＣＴ測定光ビームの位置は、ＯＣＴ測定光ビームが特定の方向範囲内でビームスキャナによって偏向される方向に実質的に依存しない。これによって、反射器を小型化し、顕微鏡光のけられ（口径食：vignetting）を減少させることができる。したがって、顕微鏡光学素子のビーム経路およびＯＣＴシステムのビーム経路の擾乱を減少させることができる。

本発明の実施形態によれば、当該システムは、ＯＣＴ光源と投影光学素子との間のビーム経路に配置されたコリメーティング光学素子をさらに含む。コリメーティング光学素子は、屈折要素、たとえばレンズ、および／または偏向要素、たとえば格子を含み得る。

ＯＣＴ光源と投影光学素子との間には、コリメーティング光学素子およびビームスキャナの両方が配置される。これらの部品は、ＯＣＴ光源、コリメーティング光学素子、ビームスキャナおよび投影光学素子の順序で配置され得る。他の実施形態では、これらの部品は、ＯＣＴ光源、ビームスキャナ、コリメーティング光学素子、および投影光学素子の順序で配置される。したがって、ビームスキャナおよびコリメーティング光学素子の位置は、用途の要件に従って入換え得る。

本発明の一実施形態によれば、反射器の中心は画像領域に配置され、ビームスキャナの少なくとも１つの偏向面は、画像領域に光学的に対応する第２の物体領域から距離ｄ₁離
間して配置され、ｄ₁＝Ａ／β²かつ０ｍｍ≦Ａ≦２００ｍｍの関係が成立し、βは投影光学素子の倍率である。

光学要素間、領域間、または領域と光学要素との間の距離は、ＯＣＴシステムの光学軸に沿って、たとえばＯＣＴビーム経路に沿って測定される。このような光学軸は、ＯＣＴシステムを横断するＯＣＴ測定光ビームの中心として規定され得る。したがって、測定距離に関するときは必ず、光学要素の位置は、測定光ビームの中心が光学要素において入射する点であると考えられる。

投影光学素子の画像領域を反射器の中心に選択することによって、投影光学素子のパラメータに従って第２の物体領域の配置が規定される。上で規定したように、ビームスキャナの少なくとも１つの偏向面を第２の物体領域から最大で距離ｄ_１離間して配置することにより、偏向された測定光ビームが反射器の反射部分から最大で距離Ａ離間した位置に投影光学素子によって確実に投影される。倍率βは、投影光学素子のパラメータ、たとえば投影光学素子を構成するレンズの焦点距離から得られる。

本発明の一実施形態によれば、Ａ≦１６０ｍｍ、特にＡ≦１２０ｍｍ、さらに特にＡ≦１００ｍｍである。

本発明の一実施形態によれば、投影光学素子の倍率βは変更可能である。したがって、第１の顕微鏡光学素子を第２の顕微鏡光学素子で置換するなどによって顕微鏡光学素子の光学パラメータを変更すると、投影光学素子の倍率を調整することによって、ＯＣＴシステムの横方向解像度が変化しないように第１の物体領域におけるＯＣＴ測定光ビームのスポットサイズを維持することが可能となる。

代替的に、顕微鏡光学素子が変化しない場合は、投影光学素子の倍率を調整することによって、ＯＣＴシステムの横方向解像度を変化させるために第１の物体領域におけるＯＣＴ測定光ビームのスポットサイズを変更することが可能である。

本発明の一実施形態によれば、投影光学素子は無限焦点システムを含む。一般に、無限焦点システムは、無限焦点システムを横断する平行光線を合焦させないが、横断する平行光線ビームの断面寸法を変更し得るシステムである。無限焦点システムは、コリメーティング光学素子によって形成されたＯＣＴ測定光ビームが平行光線のバンドルからなる場合、特に有用である。この場合、ビームスキャナによって偏向されたＯＣＴ測定光ビームは、平行光線のバンドルとして投影光学素子、すなわち無限焦点システムに入射する。

本発明の一実施形態によれば、投影光学素子はケプラー式望遠鏡である。ケプラー式望遠鏡は、正の屈折力を有する２つのレンズまたはレンズ群からなり、両方のレンズ間の距離は、それらの焦点距離の合計と実質的に一致する。ケプラー式望遠鏡は、第１のレンズの焦点面内に配置された物体を、第２のレンズの焦点面内の画像領域に投影し得る。しかし物体または画像面は、レンズの焦点面と合致する必要はない。光学設計の教科書から周知のように、物体面が第１のレンズの焦点面から第１の距離離れるように動かされると、画像領域も、第１の距離とケプラー式望遠鏡の倍率とに基づいて導出され得る第２の距離だけ第２のレンズの焦点面から離れるように移動する。

本発明の一実施形態によれば、ビームスキャナは、異なる２方向に独立して旋回可能な偏向面を含み、Ａ≦５０ｍｍである。このように設けることによって、ビームスキャナはいわゆる三次元スキャナとして構成される。ＯＣＴ測定光ビームの走査中に反射器におけるＯＣＴ測定光ビームの入射位置の移動を抑えるために、この種のビームスキャナを第２の物体領域により近く配置することが有利である。

本発明の一実施形態によれば、ビームスキャナは、偏向面に平行な２本の走査軸について独立して旋回可能な偏向面を含み、２本の走査軸は互いに横切り、特に直交し、Ａ≦５
０ｍｍである。これによって、特定の単純な三次元スキャナが提供される。

本発明の一実施形態によれば、ビームスキャナは、互いにある距離だけ離間して配置された２つの偏向面を含み、偏向面は互いに独立して旋回可能であり、両方の偏向面について、ｄ_１≧４ｍｍ／βが成立する。

本発明の一実施形態によれば、ビームスキャナは、第１の偏向面および第２の偏向面を含み、第１の偏向面は、第１の偏向面に平行な第１の走査軸について旋回可能であり、第２の偏向面は、第２の偏向面に平行な第２の走査軸について旋回可能であり、第１の走査軸および第２の走査軸は互いに横切り、特に直交し、両方の偏向面について、ｄ_１≧４ｍｍ／βが成立する。

本発明の一実施形態によれば、顕微鏡光学素子は、顕微鏡光学素子の倍率を変更するためのズームシステムを含む。ズームシステムは、顕微鏡光学素子の対物レンズの下流に配置され得る。

本発明の一実施形態によれば、ＯＣＴシステムのＯＣＴビーム経路はズームシステムの外側にある。特に、ＯＣＴシステムのＯＣＴ測定光ビームはズームシステムを横断しない場合がある。したがって、ＯＣＴシステムの性能および機能性は影響を受けず、よって顕微鏡光学素子に含まれるズームシステムの倍率を変更しても損なわれない。

本発明の一実施形態によれば、外科用顕微鏡システムは、患者の眼球の網膜を検査するための眼科用レンズを含む。

反射器の有効直径は、コリメーティング光学素子および投影光学素子のパラメータから計算され得るが、ビームスキャナに含まれる走査鏡の回転角度に実質的に依存しない場合がある。光学要素の有効直径は一般に、断面のある平面に垂直な対応する光学要素を入射光が横断できるようにする対応する要素の断面領域の直径によって規定され得る。

一実施形態によれば、外科用顕微鏡システムは、波面測定光入口と、波面センサ投影レンズとを有する波面センサをさらに含み、波面測定光のビーム経路は対物レンズと投影光学素子と波面センサ投影レンズとを横断し、第１の物体領域が波面センサの波面測定光入口に投影される。

波面センサは、波面測定光入口において波面センサに入射する波面測定光の波面形状を特徴付けるための装置である。波面センサの一例は、ハートマンシャックセンサ（Ｈａｒｔｍａｎｎ−Ｓｈａｃｋ−ｓｅｎｓｏｒ）である。ハートマンシャックセンサは、マイクロレンズアレイと、マイクロレンズアレイの焦点面内に配置された位置解像光検出器とを含む。マイクロレンズアレイは、ある面内に並べて配置された複数のマイクロレンズを含む。マイクロレンズアレイの面は、ハートマンシャックセンサの波面測定光入口に対応する。マイクロレンズアレイの各マイクロレンズは、正の光学力を有し、波面センサに入射する波面測定光の一部分を位置解像検出器におけるある場所に合焦させる。位置解像検出器における当該場所の位置は、この特定のマイクロレンズを横断する波面測定光の部分の波面の傾きに依存する。他方のマイクロレンズは同様に、波面センサに入射する波面測定光の他の部分を位置解像検出器における他の場所に合焦させる。

当該場所の位置は、当該分野で知られている画像処理によって決定され得る。波面測定光の決定された合焦部分の位置から、波面センサの波面測定光入口における波面の複数の傾きが導出され得る。導出された複数の傾きから、波面測定光入口において波面センサに入射する波面測定光の波面形状を決定することができる。

ハートマンシャックセンサを使用する代わりに、他の種類の波面センサ、たとえば波面曲率センサ、共通経路干渉計、共有干渉計等を採用し得る。

波面測定光が対物レンズと投影光学素子と波面センサ投影レンズとを横断することによって、第１の物体領域が波面センサの波面測定光入口に投影される。したがって、第１の物体領域における波面測定光の波面形状を、波面測定光入口において波面センサに入射する波面測定光の波面形状から推定することができる。これによって、波面センサの波面測定光入口は、波面センサ投影レンズの焦点面内に配置され得る。

一実施形態によれば、外科用顕微鏡システムは、波面センサと波面センサ投影レンズとを投影光学素子に対して移動させるためのアクチュエータをさらに含む。第１の物体領域における波面測定光の波面形状が実質的に球面であるとき、波面センサを波面センサ投影レンズとともに投影光学素子に対して移動させることによって、波面測定光の波面形状の球面部が補償され得る。したがって、波面センサ光入口において入射する波面測定光の形状がほぼ平面となるようにたとえば１ｍ好ましくは５ｍの大きな曲率半径を有するほぼ球面であるように、波面センサおよび波面センサ投影レンズのアセンブリと投影光学素子との間の距離が調整され得る。波面センサと波面センサ投影レンズとを投影光学素子に対して移動させる機会によって、波面測定のためのシステムのダイナミックレンジが増大し得る。

一実施形態によれば、外科用顕微鏡システムは、波面測定光を生成するための波面測定光源と、波面測定光源および波面センサ光入口の間の波面測定光のビーム経路に配置された部分反射面とをさらに含む。さらに、部分反射面は、波面センサ投影レンズと波面測定光光源との間に配置され得る。さらに部分反射面は、波面センサ投影レンズと波面センサの波面測定光入口との間に配置され得る。波面測定光は、波面測定光入口に入る前に部分反射面を通過し得る、または部分反射面において反射され得る。波面測定光源から生じた波面測定光は、波面センサ投影レンズを横断する前に部分反射面を通過し得る、または部分反射面において反射され得る。

一実施形態によれば、波面測定光は第１の波長範囲に波長を有し、ＯＣＴ測定光は第２の波長範囲に波長を有する。第１の波長範囲は第２の波長範囲とは異なり得る。第１の波長範囲および第２の波長範囲は重複し得る。好ましくは重複しない。

一実施形態によれば、波面測定光およびＯＣＴ測定光のうちの一方は、８００ｎｍから８７０ｎｍの範囲、特に８２０ｎｍから８４０ｎｍの範囲と、１２８０ｎｍから１３４０ｎｍの範囲、特に１３００ｎｍから１３２０ｎｍの範囲とのうちの一方に波長を有する。さらに、波面測定光およびＯＣＴ測定光のうちの他方は、８００ｎｍから８７０ｎｍの範囲と、１２８０ｎｍから１３４０ｎｍの範囲とのうちの他方に波長を有する。

一実施形態によれば、外科用顕微鏡システムは、波面センサ投影レンズおよび投影光学素子の間の波面測定光のビーム経路に配置された二色ビームスプリッタをさらに含む。特に、二色ビームスプリッタは、８００ｎｍから８７０ｎｍの波長範囲において選択的に光を通過させ、１２８０ｎｍから１３４０ｎｍの波長範囲において選択的に光を反射するように構成され得る、または８００ｎｍから８７０ｎｍの波長範囲において選択的に光を反射し、１２８０ｎｍから１３４０ｎｍの波長範囲において選択的に光を通過させるように構成され得る。

外科用顕微鏡システムには、患者の眼球の異なる部分を解析するように設計された追加的な部品が設けられ得る。これらの部品は、患者の眼球付近に配置される眼科用レンズと
、眼科用レンズおよび顕微鏡光学素子の対物レンズの間に配置される縮小レンズとを含み得る。これらの追加的な部品によって、患者の眼球の後部を検査することが可能である。一方、これらの部品を顕微鏡光学素子のビーム経路から後退させた状態で、患者の眼球の前部を視覚化し、解析することができる。

図面の簡単な説明
本発明の上記および他の有利な特徴は、添付の図面を参照すれば、発明の例示的な実施形態の以下の詳細な説明からより明らかとなるであろう。なお、本発明のすべての可能な実施形態がここに特定される利点の各々、すべてまたはいずれかを必ずしも示すものではない。
本発明の一実施形態に係る外科用顕微鏡システムの概略図である。 本発明の一実施形態に係る外科用顕微鏡システムのＯＣＴ機構内のビーム経路の概略図である。 図１に示した外科用顕微鏡システムの一部分の概略図である。 特にＯＣＴビーム経路を示す、本発明の一実施形態に係るさらなる外科用顕微鏡システムの概略図である。 特に波面測定光のビーム経路を示す、図４の外科用顕微鏡システムの図である。

例示的な実施形態の詳細な説明
以下に記載する例示的な実施形態において、機能および構造が同じ構成要素は、可能な限り同じ参照符号によって示される。したがって、具体的な実施形態の個々の構成要素の特徴を理解するため、他の実施形態および発明の概要の記載を参照されたい。

図１は、本発明に係る外科用顕微鏡システム１００を概略的に示す。外科用顕微鏡システム１００は、顕微鏡光学素子１１０およびＯＣＴシステム１２０からなる。

顕微鏡光学素子１１０は、顕微鏡システムのユーザの左眼２２ａの網膜と右眼２２ｂの網膜とに、第１の物体領域１４、この場合は患者の眼球８の網膜を投影する。この目的のため、図示しない照射光源によって生成される照射光で患者の眼球８が照射される。用途によって、照射光源はキセノン光源またはハロゲン光源等であり得る。第１の物体領域１４から発せられる光は、患者の眼球のレンズ８′を横断し、眼科用レンズ７を横断し、中間画像面１７において中間画像を形成する。中間画像面１７の中間画像から発せられた光１８は縮小レンズ６を横断し、対物レンズ５を介して進行する。対物レンズの下流には平行光ビーム１９が形成され、２本の管、左ズームシステム２０および左接眼レンズシステム２１を含む左側の管と、右ズームシステム２０′および右接眼レンズシステム２１′を含む右側の管とに別個に誘導される。したがって、左側のビーム１９はユーザの左眼２２に入り、右側のビーム１９′はユーザの右眼２２′に入る。参照符号１７は、顕微鏡光学素子１１０の光学軸を示す。

ＯＣＴシステム１２０は、ＯＣＴ測定光ビーム１３を生成し誘導するための部品と、基準ビームを生成し物体８から反射されたビーム１３²に基準ビームを干渉的に重畳するた
めの部品と、重畳された光ビームを検出するための部品とを含む。

ＯＣＴ測定光源は、ピーク波長がλ＝８４０ｎｍである広いスペクトル波長範囲におけるＯＣＴ測定光を生成する。ＯＣＴ測定光はファイバ２３を介して誘導され、ファイバチップ１によって発せられる。ＯＣＴ測定光は、ガウス型ビームによって形成される。ファイバチップ後方のガウス型ビームの分散は、θ＝０．１０７ｒａｄである。ファイバチッ
プ１によって発せられるＯＣＴ測定光はコリメーティング光学素子４を横断し、実質的に平行なＯＣＴ測定光ビーム１３を形成する。ＯＣＴ測定光ビーム１３はその後、第１の走査鏡２によって偏向され、ＯＣＴ測定光ビーム１３を第２の走査鏡３に向かって偏向させる。走査鏡同士の距離は、例示される実施形態では８ｍｍである。本発明の他の実施形態では、ＯＣＴ測定光ビームはまず２つの走査鏡２および３を横断し、次にコリメーティング光学素子４を横断する。

図面が不明瞭とならないように、ファイバチップ１、コリメーティング光学素子４および走査鏡２は、図１および図３において正確に図示されていない。それらの適切な配向は、両方の走査鏡２および３の間の接続線について図１および図３の紙面から外に９０°回転させることによって得られる。紙面から外に９０°回転させた走査鏡２は、図１において水平に配向される紙面における軸について回転可能である。これに対し、走査鏡３は紙面に垂直な軸について回転可能である。したがって、走査鏡２および３の２本の回転軸は、互いに垂直に配向される。

走査鏡２および３によって偏向されたＯＣＴ測定光ビーム１３は、投影光学素子２９を横断する。投影光学素子２９は、焦点距離の合計分の距離だけ離間されている第１のレンズ群９および第２のレンズ群１１によって構成される。したがって、投影光学素子２９はケプラー式望遠鏡として設計される。さらに、ＯＣＴ測定光ビーム１３は、反射器１２において反射され、顕微鏡光学素子１１０の対物レンズ５、縮小レンズ６、眼科用レンズ７および人間の眼球８の自然レンズを横断し、眼球８の後部に位置する第１の物体領域１４に入射する。

他の実施形態において、顕微鏡光学素子１１０の縮小レンズ６および眼科用レンズ７は、ＯＣＴビーム経路および顕微鏡システムのビーム経路から除去される。この場合、たとえば角膜または前眼房が検査できるように、第１の物体領域１４は眼球８の前部に配置される。

ＯＣＴ測定光ビームがまず２つの走査鏡２および３を横断し、次にコリメーティング光学素子４を横断する本発明の実施形態においては、コリメーティング光学素子は投影光学素子２９の一部と考えることができ、必要とされる投影光学素子と異なる別個のコリメーティング光学素子は存在しない。

図１に示す実施形態は、ズーム可能なシステムを提供するようにいくつかの方法で変形することができる。たとえば、コリメーティング光学素子４と走査鏡２および３によって形成されるビームスキャナとの間に、ＵＳ５，９９１，０９０またはＤＥ１９８３７１３５Ａ１などから公知の無限焦点ズームシステムが配置され得る。レンズ９および１１によって構成されるケプラー式望遠鏡を、ＵＳ５，９９１，０９０またはＤＥ１９８３７１３５Ａ１などから公知の無限焦点ズームシステムで置換することによって、さらなる変形を行うことができる。別のさらなる変形は、コリメータ４を従来の写真撮影技術から公知のズームシステムで置換することを含む。

これらの手段によって、ＯＣＴ測定光ビームのスポットサイズを適宜調節することができる。

物体８において異なる深さで反射されたＯＣＴ測定光は、眼科用レンズ７、縮小レンズ６、対物レンズ５を横断し、反射器１２によって反射され、投影光学素子２９を横断し、走査鏡２および３によって偏向され、コリメーティング光学素子４を横断し、ファイバチップ１に入る。したがって、ＯＣＴシステム１２０のプローブアーム３５から戻ったＯＣＴ測定光ビームは、ファイバ２３によってフーリエ領域ＯＣＴ照射解析システム２４に誘
導される。解析システム２４において、プローブアーム３５から戻った測定光ビームが基準ビームに干渉的に重畳される。重畳された光は、分光器によってある周波数スペクトルに分散される。横方向面内のある領域における物体８の異なる深さ（軸方向）における反射率の分布を、当該スペクトルのフーリエ変換によって得ることができる。

横方向面内のある領域にわたって物体の構造的情報を取得するために、横方向面における当該領域内の異なる領域に照射されるように測定光ビーム１３を偏向する必要がある。したがって、測定光ビーム１３は、走査鏡２および３を用いて物体８を走査する。

走査システムの詳細を図３を参照して例示する。図３は、図１に示した外科用顕微鏡システム１００の一部を概略的に示す。特に、ＯＣＴシステム１２０のＯＣＴビーム経路は、ＯＣＴ測定光を発するファイバチップ１から反射器１２に至る。反射器１２は、顕微鏡光学素子１１０の対物レンズ５を横断するようにＯＣＴ測定光ビームを反射する。ファイバチップ１、コリメーティング光学素子４、走査鏡２および３、レンズ群９、レンズ群１１、ならびに反射器１２は、面１５′における走査鏡２および３の中心間の接続線の中央にある点Ｍが、画像領域１６を含む平面１６′において反射器１２の中央の点Ｍ′にマッピングされるように構成される。

図３において、Ｈ₉およびＨ₉′はレンズ群９の主光学面を示し、Ｈ₁₁およびＨ₁₁′はレンズ群１１の主光学面を示す。ＯＣＴ走査システムのＯＣＴビーム経路をよりわかりやすく例示するために、異なる３箇所において走査鏡２および３に入射するバンドル１３₁、
１３₂および１２₃（各々、走査鏡３の異なる回転配向に対応する５本の光線によって形成される）が図３に示される。これらのバンドル１３₁、１３₂および１２₃は走査鏡３にお
いて偏向され、（レンズ群９および１１からなる）投影光学素子を横断し、バンドル１３′₁、１３′₂および１３′₃となる。ビーム反射器１２において反射された後、バンドル
１３′₁、１３′₂および１３′₃は反射器１２の中央の点Ｍ′から距離ｄ₂だけ変位させた平面内に位置する画像領域に投影される。特に、走査鏡３の中央の点ｐ３は、反射器１２の下流に位置する点ｐ３′に投影される。走査鏡２の中央の同様の点は、反射器１２の上流にある点に投影される。

レンズ群９および１１からなる投影光学素子２９は、本実施形態では無限焦点システムを構成する。この無限焦点システム９および１１をＯＣＴシステム１２０のＯＣＴビーム経路に配置することによって、測定光ビーム１３′は、走査鏡２および３の一方を回転させた後、反射器１２上でΔ＝０．８ｍｍより大きくは移動しない。図示される例示的な実施形態において、走査鏡２および３の間の距離は、２＊ｄ₁＝ｄ_S＝８ｍｍである。ケプラー式望遠鏡９および１１のｆナンバーは、ｋ＝５．１４である。対物レンズ５、および眼科用レンズ７と縮小レンズ６との組合せ（眼底撮像システムＦＩＳ）の倍率は、β_FIS＝
０．１１９である。網膜側の眼球の焦点距離はｆ_eye＝２２．５ｍｍである。眼球の硝子
体液の屈折率はｎ_vitreous＝１．３である。患者の網膜における測定光ビーム１３′のウエスト半径はｗ_retina＝８．６６μｍである。

図２において、図１に示した外科用顕微鏡システム１００に含まれるケプラー式望遠鏡が概略的に示される。ケプラー式望遠鏡は、最も単純な場合、正の屈折力を有するレンズ９および１１からなる。図２において、レンズ９の焦点距離はｆ₉によって示され、レン
ズ１１の焦点距離はｆ₁₁によって示される。レンズ９および１１は、互いの間の距離が両方のレンズの焦点距離の合計、すなわち当該距離がｆ₉＋ｆ₁₁となるように配置される。
レンズ９の上流においてレンズ９の焦点距離すなわちｆ₉に相当する距離に配置される物
体は、レンズ１１の下流においてレンズ１１の焦点距離すなわちｆ₁₁に相当する距離レンズ１１から離間して投影される。物体は、レンズ９からレンズ９の焦点距離ｆ₉よりも大
きい距離または小さい距離に配置してもよい。この場合、物体はｆ₁₁よりも小さいまたは
大きい距離に配置されるレンズ１１の下流の面に投影される。

外科用顕微鏡システム１００において、対物レンズ５の後方の観測光線経路は平行である。観測画像面はＯＣＴ画像の画像面と一致し得る。対物レンズ下流のＯＣＴビーム経路は、ほぼ平行であり得る。

走査鏡２および３は、収束するＯＣＴビーム経路ではなく、好ましくは平行なＯＣＴビーム経路に配置される。走査鏡２および３を対物レンズ５の下流にかつごく近接して配置することは不利な場合がある。なぜなら、ＯＣＴ光学部品は対物レンズのすぐ下流の大きな空間を占有し得、顕微鏡投影に使用される光を遮る可能性があるためである。対物レンズのすぐ下流においてＯＣＴ部品が必要とする空間を最小化するために、走査鏡２、３と対物レンズ５との間に配置される無限焦点システムが使用され得る。この無限焦点システムは、走査鏡２および３の中央にある光学軸上の点Ｍを反射器１２の中心にマッピングし得る。したがって、対物レンズ５のすぐ下流においてＯＣＴ部品が必要とする空間が最小化され得、走査鏡はＯＣＴ測定光の平行なＯＣＴビームに配置され得る。

反射器の中心がこの画像に位置決めされ得るため、無限焦点システムは点Ｍの実像を供給し得る。この特性を実現する最も単純な無限焦点システムは、正の屈折力を有する２つのレンズ９および１１からなり、両方のレンズ間の距離がそれらの焦点距離の合計と一致する周知のケプラー式望遠鏡であり得る。図２は、第１のレンズ９の焦点面を第２のレンズ１１の焦点面に投影するケプラー式システムを概略的に示す。もちろん、物体または画像面をレンズの焦点面と合致させる必要はない。光学設計の教科書から周知のように、物体面（図２の左側）が右または左に距離ｌ_object動かされると、画像面も以下の距離右または左に移動する。

ここでβはケプラー式望遠鏡の横方向倍率であり、β²は対応する縦方向倍率であり、
ｆ₉およびｆ₁₁は、ケプラー式望遠鏡を構成するレンズ要素の焦点距離である。

本発明の他の実施形態における投影光学素子がケプラー式望遠鏡で構成されない場合、倍率βは、投影光学素子の光学的パラメータたとえば焦点距離だけでなく、投影光学素子の主面からの物体の距離および物体の画像にも依存する。しかし、一般的な場合にもｌ_image＝β²・ｌ_objectの関係が成立する。

ＯＣＴシステム１２０において、ファイバチップ１によって発せられるガウス型ビームは１４において網膜に投影され、それによってウエストの位置が網膜の位置と合致し得る。網膜におけるＯＣＴシステムの横方向解像度についての通常の測定値は、網膜におけるＯＣＴ経路からウエスト半径ｗ_retinaである。しかし、近軸光学レイアウトに関する考慮事項は、網膜におけるビームの発散度と口径が一致する光バンドルでガウス型ビームを置換することによって簡略化され得る。網膜におけるこの光バンドルの開口数ＮＡＯは以下によって得られる。

ここでは、網膜から出発し開口数ＮＡＯを有する光線バンドルを考慮する。眼球の前方の平行な光線バンドルの半径は以下のとおりである。

ここでｆ_eyeは、網膜側の眼球の焦点距離であり、ｎ_vitreousは眼球の硝子体液の屈折率
である。

対物レンズ５と、縮小レンズ６および眼科用レンズ７からなるＦＩＳとの焦点距離は、特定用途向けの制約によって与えられると考えられる。これらの３つの部品は、ケプラー式望遠鏡の第２のレンズ群１１と対物レンズ５との間において、患者の眼球の前方の半径ｒ_eyeを有する平行な光線バンドルを以下の半径を有する平行な光線バンドルに変換する
無限焦点システムも構成する。

したがって、ケプラー式望遠鏡の焦点距離ｆ₁₁とｆナンバーｋとの間の関係は、以下のように書くことができる。

ｆ₁₁＝２・ｋ・ｒ₁₁ (3)
経験則として、ケプラー式望遠鏡の光学収差は、ｆナンバーｋが値４を超えると十分に制御され得る。したがって、数式３は焦点距離ｆ₁₁の下限を与えるものとみなされ得る。焦点距離ｆ₉およびｆ₁₁が減少すると、ＯＣＴ光学部品の全長が減少し得るため、ｆ₁₁を
数式３に従ってｆナンバーｋ≒４で選択することが有利であり得る。

次に、焦点距離ｆ₉の合理的な値が決定され得る。数式１および得られた値ｆ₁₁に従っ
て、焦点距離ｆ₉が縦方向倍率β²を決定し得る。相互距離ｄ_sを有する２つの走査鏡が必
要であり得るため、ケプラー式望遠鏡によって両方の鏡を同時に反射器１２上に投影することは不可能な場合がある。反射器１２を可能な限り小さく保つため、第１の走査鏡２の画像は反射器１２の上流の距離ｄに配置され、第２の走査鏡３は反射器１２の下流の距離ｄに配置され得る。数式１を用いて、以下が得られる。

どの鏡も反射器において正確に投影されないため、走査鏡の一方が揺動しているとき、中心のＯＣＴ光線は反射器上で距離Δだけ移動し得る。距離Δは、対物レンズ５の下流の反射器１２を可能な限り小さく保つために可能な限り小さくすべきである。距離Δは以下のように導出することができる。適切なＯＣＴ規格は、患者の眼球の光学軸に対するＯＣＴ光の最大角度である角度γ_eyeも規定し得る。眼球の前方の角度γ_eyeは、ＯＣＴ光と対
物レンズ５の光学軸との間において角度γ_scan＝γ_eye・β_FISを必要とし得る。上記の関係を用いて、以下を導出することができる。

これにより、焦点距離ｆ₉について以下の式が得られ得る。

最後に、コリメーティング光学素子４の焦点距離ｆ₄が以下の式によって算出され得る
。

ここでｒ₉は、ケプラー式望遠鏡の第１のレンズ９における平行ＯＣＴ光バンドル１３
の半径であり、θはファイバチップ１から発せられたガウス型ビームの発散度である。数式１を用いて、以下を得ることができる。

数式２から数式５を用いることによって、表１に列挙するようにシステム１００の例示的な近軸レイアウトを導出することが可能となり得る。

図１および図３に例示される外科用顕微鏡システムの光学的データを以下の表１に示す。ここで次の略語が使用される。ｔｒａｎｓは透過、ｒｅｆｌは反射、ｃは円形、ｒは長方形、ｅは楕円である。

コリメーティング光学素子４、ケプラー式望遠鏡のレンズ要素９および１１の焦点距離は、以下の想定のもとで導出され得る。

ＯＣＴピーク波長：λ＝８４０ｎｍ、
ファイバチップ１の後方のガウス型ビームの分散：θ＝０．１０７ｒａｄ、
網膜におけるウエスト半径：ｗ_retina＝８．６６μｍ、
患者の眼球の前方におけるＯＣＴ光の最大角度：γ_eye＝２５°＊π／１８０°＝０
．４３６ｒａｄ、
反射器１２上のＯＣＴ光線の最大許容移動距離：Δ＝０．８ｍｍ、
対物レンズ５およびＦＩＳの倍率：β_FIS＝０．１１９（表１による）、
走査鏡２、３間の距離：ｄ_s＝８ｍｍ、
ケプラー式望遠鏡のｆナンバー：ｋ＝５．１４、
網膜側の眼球の焦点距離：ｆ_eye＝２２．５ｍｍ、
眼球の硝子体液の屈折率：ｎ_vitreous＝１．３３。

これらの仕様データおよび数式２によれば、対物レンズ５とケプラー式望遠鏡の第２のレンズ要素１１との間の光線バンドル半径は、以下となり得る。

数式３から、レンズ要素１１の焦点距離は以下となり得る。
ｆ₁₁＝２・５．１４・４．３９ｍｍ＝４５．１ｍｍ
数式４から、レンズ要素９の焦点距離について以下を得ることができる。

最後に、コリメーティング光学素子４の焦点距離が数式５に従って算出され得る。

上で算出された焦点距離によって、光学的レイアウトが最適化され得る。ウエスト半径を必要に応じて調節するために、焦点距離が若干調節され得る。図１、図３および表１は、本発明に係る一実施形態の光学的設計を示す。この設計では、ｆ₄＝２０．７ｍｍ、ｆ₉＝２３．１ｍｍ、およびｆ₁₁＝４５．１ｍｍという近軸値に極めて近い焦点距離が実現される。表１は、各表面上のウエスト半径も示す。

対物レンズ５、ＦＩＳ６および７、ならびに患者の眼球８の縦方向の色収差によって、ＯＣＴ光を網膜上に合焦させることが必要な場合がある。この実施形態では、ケプラー式望遠鏡の第２のレンズ群１１が光学軸に沿って短い距離移動され得る。これによって、ＯＣＴ信号を最適化してＯＣＴ画像の最適な横方向解像度を得ることが可能となり得る。

図１に示した外科用顕微鏡システムにおいて、眼科用レンズ７および縮小レンズ６は、任意に顕微鏡光学素子のビーム経路に挿入する、またはビーム経路から後退させることができる。これによって、縮小レンズ６および眼科用レンズ７が後退しているときは患者の眼球８の前部、または縮小レンズ６および眼科用レンズ７が顕微鏡光学素子のビーム経路に挿入されているときは患者の眼球８の後部のいずれかを、顕微鏡光学素子およびＯＣＴシステムを用いて観測することができる。いずれの場合も、ＯＣＴシステム１２０を用いて、患者の眼球８のそれぞれの部分の構造体積データを取得することができる。したがって、患者の眼球のどの部分を検査するかに関わらず、光学画像と、患者の眼球８のそれぞれの部分の断面構造データの表示とが同時に観測者に与えられる。

図４Ａおよび図４Ｂは、本発明の一実施形態に係るさらなる外科用顕微鏡システム１００ａを概略的に示す。先に例示し説明した実施形態とは異なり、図４Ａおよび図４Ｂに示される外科用顕微鏡システム１００ａは、波面測定システム１３０ａを追加的に含む。

図４Ａを参照し、まずＯＣＴシステム１２０ａを詳細に説明する。フーリエ領域ＯＣＴ照射解析システム２４ａは、ＯＣＴ測定光１３を生成するＯＣＴ測定光源を含む。ＯＣＴ測定光１３は光ファイバ２３ａによって誘導され、ファイバチップ１ａから出る。ＯＣＴ測定光１３は、ＯＣＴ測定光１３をほぼ平坦な波面に視準化するコリメーティング光学素子４ａを横断する。ＯＣＴ測定光１３は次に、互いに垂直な軸について旋回可能な走査鏡３ａおよび走査鏡２ａにおいて反射される。図４Ａにおいて、走査鏡２ａの３つの異なる旋回位置についてのＯＣＴ測定光のビーム経路が例示されている。１２８０ｎｍから１３４０ｎｍ、特に１３００ｎｍから１３２０ｎｍの範囲に波長を有するＯＣＴ測定光は、この波長範囲を高効率で反射する二色ビームスプリッタ３０ａにおいて反射される。ＯＣＴ測定光１３は、次に無限焦点システムとして構成された投影光学素子２９ａを横断する。投影光学素子２９ａは、焦点距離の合計に相当する距離だけ離間されたレンズ群９ａおよ
びレンズ群１１ａを含む。したがって、レンズ群９ａおよびレンズ群１１ａはともにケプラー式システムを構成する。特に、投影光学素子２９ａは、２つの走査鏡３ａおよび２ａの間の点が、特に図３を参照して詳細に上記したように反射器１２ａの中心に投影されるように配置されかつ構成される。

投影光学素子２９ａを横断したＯＣＴ測定光１３′は、対物レンズ５ａを横断し眼球８の前部が位置する物体面１４′に含まれる第１の物体領域１４に入射するように、反射器１２ａにおいて反射される。走査鏡２ａの３つの旋回位置について、ファイバチップ１ａは第１の物体領域１４における３つの異なる位置５０に投影される。

ＯＣＴ測定光１３′は、ＯＣＴ測定光１３″として眼球８の前部において反射される。ＯＣＴ測定光１３″は、ＯＣＴ測定光１３と同じ光学要素を逆の順序で横断して、光ファイバチップ１ａに到達し、そこから光ファイバ２３ａによってフーリエ領域ＯＣＴ照射解析システム２４ａに誘導される。システム２４ａ内において、物体８から戻ったＯＣＴ測定光１３″は基準光に重畳され、検出され、処理されて、物体８に関する構造的情報を取得する。

図１に例示された実施形態と同様に、外科用顕微鏡システム１００ａは、第１の物体領域１４の立体顕微鏡投影のためのレンズシステム２０ａおよび２０ａ′とレンズシステム２１ａおよび２１ａ′とを有する顕微鏡光学素子１１０ａを含む。レンズシステム２０ａおよび２１ａは眼球２２のためのズームシステムを構成し、レンズシステム２０ａ′および２１ａ′は眼球２２′のためのズームシステムを構成する。図４Ａおよび図４Ｂにおいて、各ズームシステムとそれぞれの眼球との間の接眼レンズは図示されていない。

ＯＣＴシステム１２０ａによって得られる顕微鏡画像および構造データは、重畳して表示され得る。

図４Ｂを参照し、外科用顕微鏡システム１００ａに含まれる波面測定システム１３０ａを詳細に説明する。波面測定システム１３０ａは、波面測定光源３１ａ、波面センサ４５、ビームスプリッタ３４ａ、および波面センサ投影レンズ３５ａを含む。

波面測定光源３１ａは、８００ｎｍから８７０ｎｍ、特に８２０ｎｍから８４０ｎｍの範囲に波長を有する波面測定光３２ａを生成する。波面測定光３２ａは、波面測定光３２ａを実質的に平坦な波面に変換するコリメーティング光学素子３３ａを横断する。波面測定光３２ａは、ビームスプリッタ３４ａにおいて反射され、口径３７ａの中心の点３６ａにおいて波面測定光３２ａを合焦させる波面センサ投影レンズ３５ａを横断する。口径３７ａは、波面センサ投影レンズ３５ａから波面センサ投影レンズ３５ａの焦点距離に相当する距離だけ離間して配置される。

波面測定光３２ａはその後、８００ｎｍから８７０ｎｍの範囲に波長を有する波面測定光を高い割合で通過させる二色ビームスプリッタ３０ａを横断する。波面測定光３２ａはその後、投影光学素子２９ａを横断し、反射器１２ａにおいて反射され、対物レンズ５ａを横断し、波面測定光３２ａは実質的に平坦な波面として物体面１４′に配置された第１の物体領域１４に入射する。波面測定光３２ａの平坦な波面は、特に角膜および自然レンズ８′を含む眼球８の前部を横断し、眼球８の網膜３９における点３８において合焦する。

顕微鏡システムの他の用途においては、自然レンズを有さない眼球、すなわち自然レンズが欠けた眼球が検査され得る。この状態は、白内障の手術中に自然レンズが除去された後に生じる。この状態において、眼球は強い球面屈折異常を有するが、測定された波面形
状が、正常眼を復元するためにどんな種類の眼球内レンズを挿入すべきかを示すことになる。

代替的に、眼球は白内障の手術中に挿入された眼球内レンズを含み得る。これにより、特に非点収差の修正に関して眼球内レンズが正確に位置決めされたかどうか、および手術が成功するかどうかが顕微鏡システムを用いて判断され得る。

波面測定光３２ａは、眼球が正常眼でありさえすれば、つまり眼球の長さが眼球の屈折構成要素、特に角膜および自然レンズの焦点距離に相当し、かつこれらの屈折構成要素が他の非球面収差を示していなければ、点３８において鮮明に合焦される。この場合、網膜３９における照射点３８は、波面測定光４０を実質的に球面波面として乱反射する。点３８において反射された波面測定光４０は、自然レンズおよび角膜を横断し、対物レンズ５ａを横断し、反射器１２ａにおいて反射され、投影光学素子２９ａを横断し、二色ビームスプリッタ３０ａを通過し、口径３７ａの中心の点３６ａにおいて合焦する。

波面測定光４０はその後、眼球８が光学部品が光学収差を有さない理想的な正常眼である場合、波面測定光４０をほぼ平坦な波面に変換する波面センサ投影レンズ３５ａを横断する。波面測定光４０は、波面センサ４５の波面測定光入口４１に入る。図４Ｂにおいて、波面センサ４５は、ビームスプリッタ３４ａと比べて拡大されている。波面測定光入口４１は、マイクロレンズ４３のアレイが配置されている面４２に位置する。マイクロレンズ４３のアレイの下流にあるマイクロレンズの焦点面において位置解像検出器４４が配置され、波面測定光の合焦部分の位置を検出する。波面測定光の合焦部分の位置の理想位置からの偏差は、平坦な波面形状からの波面測定光４０の形状のずれを示す。

物体８を含む第１の物体領域１４は、対物レンズ５ａと投影光学素子２９ａと波面センサ投影レンズ３５ａとによって波面測定光入口４１に投影される。特に、第１の物体領域における点５０は、ビーム経路４０′によって示されるように、波面センサ４５の波面測定光入口４１において点５０′に投影される。したがって、第１の物体領域１４における波面形状は、外科用顕微鏡システム１００ａに含まれる波面測定システム１３０ａを用いて決定することができる。

波面測定システム１３０ａを使用すれば、正常眼だけでなく屈折異常眼も検査され得る。この目的のため、外科用顕微鏡システムはさらにアクチュエータ４６を含み、波面センサ４５と波面センサ投影レンズ３５ａと口径３７ａとを両頭矢印４７によって示される方向に沿って投影光学素子２９ａに対して移動させるように設けられる。したがって、眼球の非球面収差を決定するために、検査される眼球の球面屈折異常を補償することができる。

ＯＣＴ機構によって得られる被検査物体に関する構造的情報を利用して測定光の波面形状の測定精度を向上させるように顕微鏡システムを構成することができる。一方法は、物体と、物体に最も近い顕微鏡システムの対物レンズの光学面などの基準面との間の距離をＯＣＴ機構によって測定するものである。測定された距離を波面測定データに補充して、波面測定精度を向上させ得る。

従来の波面測定中によく生じる問題は、眼球の光学軸が波面測定システムの光学軸と整列しない点である。この状態では、波面測定光が網膜において合焦する点が窩（ｆｏｖｅａ）に近くなく、眼球の波面測定が著しく阻害される。ＯＣＴ機構によって得られた構造データを用いれば、眼球、特に眼球の前部の厳密な配向が決定され得る。患者は、眼球の配向を確実に波面測定に最適化するために、眼球を動かすように求められることがある。

以下の表２および表３において、図４Ａおよび図４Ｂに示した実施形態の光学部品の光学データを示す（ｔｒａｎｓは透過を示し、ｒｅｆｌは反射を示す）。

ＯＣＴシステムのビーム経路はズームシステム２０の外側にあるため、外科用顕微鏡システムにおいてズームシステム２０および２１の倍率を変化させても、ＯＣＴシステム１２０を用いた物体の測定には影響を及ぼさない。つまり、ＯＣＴ経路のＯＣＴ測定光ビーム１３はズームシステム２０を横断しない。特に、物体におけるＯＣＴシステムのＯＣＴ測定光ビームのウエスト半径は、ズームシステム２０の倍率を変更しても変わらない場合がある。その結果、ＯＣＴ体積データの横方向解像度および明るさは、ズームシステム２０の倍率を変更しても変わらない場合がある。

図１、図３、図４Ａおよび図４Ｂに例示した外科用顕微鏡システムの別の利点は、この種のシステムにおいて「折畳みミラー」とも称される反射器１２の範囲を、走査鏡以外の光学要素によって実現されかつ必要とされる横方向解像度によって、必要に応じて最小に設定できる点である。その理由は、走査鏡２および３の回転位置を変化させても、反射器１２に入射するＯＣＴ測定光ビーム１３の位置がわずかな量しか変動せず、三次元スキャナなどについては理想的には全く移動しないことである。したがって、従来のシステムと比べて最小範囲（つまり最小有効直径Ｄ_r）を有する反射器１２を使用することによって
、ＯＣＴシステムのＯＣＴ測定光ビームが顕微鏡光学素子の対物レンズを横断しなければならないという制約を有する外科用顕微鏡システムにＯＣＴシステムを組込むことが可能となる。

外科用顕微鏡システムは、ＯＣＴシステムのＯＣＴ測定光ビームの瞳が顕微鏡光学素子の対物レンズ５の近傍に配置され得るように設計される。したがって、外科用顕微鏡システムの他の光線経路について、より大きな空間が利用可能となり得る。

さらに、走査鏡２および３は、ＯＣＴシステムのＯＣＴ測定光ビーム１３が平行光線のバンドルからなる位置に配置され得る。したがって、走査鏡の軸が完全に整列しない場合、望ましくないドップラー効果によるＯＣＴ画質の劣化が軽減され得る。

代替的に、走査鏡の回転と物体上のスポットの走査位置との関係は、各走査鏡について同じである。

本発明は、表１に示した光学データを有する図１および図３に示した例示的な実施形態に限定されず、対物レンズ５の焦点距離を変化させ得る。対物レンズ５の焦点距離は、通常ｆ＝１５０ｍｍからｆ＝２５０ｍｍの間であり得る。さらに、縮小レンズ６および眼科用レンズ７の焦点距離を変化させ得る。焦点距離を減少させると、倍率の低下とともに網膜の開度が増大することが観測者にはわかる。さらに、第２のレンズ群１１と反射器１２との間の距離を制御するために、投影光学素子のビームストップ１０付近に視野レンズを配置してもよい。さらに、レンズ群９および１１からなるケプラー式望遠鏡は、倍率βが調整可能な無限焦点ズームシステムで置換してもよい。また、コリメーティング光学素子４はズームシステムで置換してもよい。それによって、ファイバチップ１と対物レンズ５との間のＯＣＴシステムを、対物レンズ５、縮小レンズ６および眼科用レンズ７の異なる焦点距離に適合させることが可能となり得る。

発明の外科用顕微鏡システムの他の変形は、ＯＣＴシステムのプローブアーム３５および基準アームの調整に関する。一般に、ＯＣＴデータを得るには、ＯＣＴシステムのプローブアーム３５および基準アームの光路長および分散が、測定光の可干渉距離内において一致しなければならない。これは、コリメーティング光学素子４と第１の走査鏡２との間の空間を拡大することによって実現され得る。この目的のため、光学ガラスからなる平面かつ平行なプレートをこれらの要素間に導入してもよい。

さらに、Y. Xu他による出版物“MEMS based non-rotatory circumferential scanning optical probe for endoscopic optical coherence tomography”, Pro. of SPIE, Vol.6627 (2007)に記載されているように、１つの三次元走査鏡で２つの走査鏡２および３を置換してもよい。そこにおいては、上記のＯＣＴシステムの他の光学部品は、三次元走査鏡の中心が反射器１２の中心付近の領域にマッピングされるように構成される。この場合、上で得られた数式４は必要ではなくなることがあり、焦点距離ｆ₉は、ＯＣＴシステム１
２０の部品の全長を短縮するように選択することができる。

本外科用顕微鏡システムは、図１の例示的な実施形態１００に示したフーリエ領域ＯＣＴに制限されない。発明の外科用顕微鏡システムに係るＯＣＴシステムは、いずれかの周波数領域ＯＣＴシステムを採用し得る。物体の深さ走査は、ＯＣＴシステムの測定光ビームのビーム経路に分光器を配置するか、ＯＣＴシステムの波長調整可能な光源を用いるか、またはそれらの組合せによって得られる。さらにＯＣＴシステムは、時間領域ＯＣＴシステムであってもよい。

要約すると、本発明の実施形態に係る外科用顕微鏡システムにおいて、光コヒーレンス断層法機構が顕微鏡システムに一体化される。ＯＣＴシステムのコリメーティング光学素子によって形成された測定光ビームがビームスキャナによって偏向され、投影光学素子を横断し、反射器によって反射され、測定光ビームは顕微鏡光学素子の対物レンズを横断し、顕微鏡光学素子の物体領域に照射される。反射器に入射する測定光ビームの位置は、測定光ビームがビームスキャナによって偏向される方向には実質的に依存しない。ビームスキャナを通って進行する際、測定光ビームは、実質的に平行な光線のバンドルであり得る。

本発明をその例示的な実施形態に関して説明したが、当業者には多くの代替例、修正、変形が明らかであろうことは明白である。したがって、ここに記載した発明の例示的な実施形態は、いずれの点でも例示的であり、限定的なものではない。添付の請求項に規定される本発明の精神および範囲から逸脱することなく、さまざまな変更が行われ得る。

５ 対物レンズ、１２ 反射器、１４ 第１の物体領域、２９ 投影光学素子、１００
外科用顕微鏡システム、１１０ 顕微鏡光学素子１１０、１２０ ＯＣＴシステム。

Claims (17)

1. 光コヒーレンス断層法（ＯＣＴ）機構を有する外科用顕微鏡システムであって、前記システムは、
   第１の物体領域の画像を生成するための顕微鏡光学素子を備え、顕微鏡光学素子は対物レンズを含み、さらに、
   ＯＣＴビーム経路をもたらし、ＯＣＴ測定光源と、反射器と、ＯＣＴ測定光源および反射器の間に配置された投影光学素子と、ＯＣＴ測定光源および投影光学素子の間に配置されたビームスキャナとを含むＯＣＴシステムを備え、
   反射器は、投影光学素子から供給されるＯＣＴ測定光ビームが対物レンズを横断し第１の物体領域上に照射されるように構成かつ配置され、
   投影光学素子は、ビームスキャナ付近に位置する第２の物体領域が反射器付近に位置する画像領域に光学的に投影されるように構成かつ配置される、外科用顕微鏡システム。
2. ＯＣＴ測定光源と投影光学素子との間のＯＣＴビーム経路に配置されたコリメーティング光学素子をさらに備える、請求項１に記載の外科用顕微鏡システム。
3. 反射器の中心は画像領域に配置され、ビームスキャナの少なくとも１つの偏向面が、画像領域に光学的に対応する第２の物体領域から距離ｄ₁離間して配置され、
   ｄ₁＝Ａ／β²かつ
   ０ｍｍ≦Ａ≦２００ｍｍ
   の関係が成立し、βは投影光学素子の倍率である、請求項１または２に記載の外科用顕微鏡システム。
4. Ａ≦１６０ｍｍ、
   Ａ≦１２０ｍｍおよび
   Ａ≦１００ｍｍ
   の関係のうち少なくとも１つが成立する、請求項３に記載の外科用顕微鏡システム。
5. 投影光学素子の倍率βは変更可能である、請求項１から４のいずれか１項に記載の外科用顕微鏡システム。
6. 投影光学素子は無限焦点システムを含む、請求項１から５のいずれか１項に記載の外科用顕微鏡システム。
7. 投影光学素子はケプラー式望遠鏡である、請求項１から６のいずれか１項に記載の外科用顕微鏡システム。
8. ビームスキャナは、異なる２方向に独立して旋回可能な偏向面を含み、Ａ≦５０ｍｍである、請求項１から７のいずれか１項に記載の外科用顕微鏡システム。
9. ビームスキャナは、互いにある距離離間して配置された２つの偏向面を含み、偏向面は互いに独立して旋回可能であり、両方の偏向面について、
   ｄ₁≧４ｍｍ／β
   が成立する、請求項１から７のいずれか１項に記載の外科用顕微鏡システム。
10. 顕微鏡光学素子は、顕微鏡光学素子の倍率を変更するためのズームシステムを含む、請求項１から９のいずれか１項に記載の外科用顕微鏡システム。
11. ＯＣＴビーム経路はズームシステムの外側にある、請求項１０に記載の外科用顕微鏡シ
    ステム。
12. 対物レンズと第１の物体領域との間に配置され、患者の眼球の網膜を検査するための眼科用レンズをさらに備える、請求項１から１１のいずれか１項に記載の外科用顕微鏡システム。
13. 波面測定光入口と、
    波面センサ投影レンズとを有する波面センサをさらに備え、
    波面測定光のビーム経路は、対物レンズと投影光学素子と波面センサ投影レンズとを横断し、第１の物体領域が波面センサの波面測定光入口に投影される、請求項１から１２のいずれか１項に記載の外科用顕微鏡システム。
14. 波面センサと波面センサ投影レンズとを投影光学素子に対して移動させるためのアクチュエータをさらに備える、請求項１３に記載の外科用顕微鏡システム。
15. 波面測定光を生成するための波面測定光源と、
    波面測定光源および波面センサ光入口の間の波面測定光ビーム経路に配置された部分反射面とをさらに備える、請求項１３または１４に記載の外科用顕微鏡システム。
16. 波面測定光は第１の波長範囲に波長を有し、ＯＣＴ測定光は第２の波長範囲に波長を有する、請求項１３から１５のいずれか１項に記載の外科用顕微鏡システム。
17. 波面センサ投影レンズおよび結像光学素子の間の波面測定光ビーム経路に配置された二色ビームスプリッタをさらに備える、請求項１６に記載の外科用顕微鏡システム。