JP5213417B2 - Surgical microscope with OCT system - Google Patents
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Description
本発明は、顕微鏡主対物レンズ系と拡大率を可変な拡大システムを含む顕微鏡結像光学系と、顕微鏡結像光学系を通る観察光路とを備え、顕微鏡結像光学系は物体領域に由来する収束観察光路を平行な光路へ移行させ、物体領域を検査するためのOCTシステムが設けられている、手術用顕微鏡に関するものである。 The present invention includes a microscope imaging optical system including a microscope main objective lens system and a magnification system having a variable magnification, and an observation optical path passing through the microscope imaging optical system. The microscope imaging optical system is derived from an object region. The present invention relates to a surgical microscope provided with an OCT system for shifting a convergent observation optical path to a parallel optical path and inspecting an object region.
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、可変な拡大率のためのズームシステムが付属する、立体視観察光路が通る顕微鏡主対物レンズを備えた手術用顕微鏡が記載されている。手術用顕微鏡はOCTシステムを含んでいる。この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、短い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1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、これとともに顕微鏡主対物レンズを通して物体領域へ向うように誘導される。 A surgical microscope of the kind mentioned at the beginning is known from US Pat. This document describes a surgical microscope equipped with a microscope main objective lens through which a stereoscopic observation optical path passes, with a zoom system for a variable magnification. The surgical microscope includes an OCT system. The OCT system includes a module for generating an OCT scanning path from a short coherent laser beam with 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 1, the OCT scanning optical path is input coupled to the illumination optical path of the surgical microscope via a beam splitting mirror, and is guided to the object region through the microscope main objective lens.
光コヒーレンス断層撮影法の手法は、生物組織内部の構造を非侵襲的に検査し測定することを可能にする。相応のOCTシステムを備える光コヒーレンス断層撮影法は光学的な画像生成法として、特に、生物組織の断面画像または体積画像をマイクロメートルの解像度で生成することを可能にする。これに対応するOCTシステムは、試料光路と参照光路に供給される、時間的にインコヒーレントで空間的にコヒーレントであるコヒーレンス長lcの光のための光源を含んでいる。試料光路は、検査されるべき組織に対して向けられる。OCTシステムは、組織内の散乱中心に基づいて試料光路へとはね返されたレーザ放射を、参照光路に由来するレーザ放射と重ね合わせる。重ね合わせによって干渉信号が生じる。この干渉信号を基にして、検査された組織におけるレーザ放射に対する散乱中心の位置を決めることができる。 Optical coherence tomography techniques allow non-invasive examination and measurement of structures inside biological tissues. Optical coherence tomography with a corresponding OCT system makes it possible, as an optical image generation method, 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2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 Patent Document 2, for example, 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3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「タイムドメイン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 3, 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 domain 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 the 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4は、接眼レンズを覗き込むことによって、手術用領域を立体視観察光路で検査することを観察者に可能にする手術用顕微鏡を開示している。この手術用顕微鏡は、ディスプレイと、ビーム分割キューブとして構成されたビームスプリッタとを備える、データ取り込みのための装置を含んでいる。このビームスプリッタは、手術用顕微鏡の本体で、顕微鏡主対物レンズと接眼レンズとの間の平行な観察光路に配置されており、ディスプレイ光学系によって無限大に結像されたディスプレイ画像を、手術用顕微鏡における平行な観察光路に重ね合わせる。 Patent Document 4 discloses a surgical microscope that enables an observer to inspect a surgical region with a stereoscopic observation optical path by looking into an eyepiece. The surgical microscope includes a device for data capture comprising a display and a beam splitter configured as a beam splitting cube. This beam splitter is the main body of the surgical microscope and is placed in the parallel observation optical path between the microscope main objective lens and eyepiece lens. It is superimposed on the parallel observation optical path in the microscope.
本発明の課題は、OCT走査光路による物体領域の深部像の検出が可能であり、このOCT走査光路の推移が、接眼レンズを覗き込む観察者のために物体領域の拡大像を惹起する、手術用顕微鏡における光学的な観察光路の推移に一致しており、物体領域におけるOCT走査光路の断面が選択された拡大率に適合化される、拡大率が可変でコンパクトに構成された手術用顕微鏡を提供することである。 An object of the present invention is to detect a deep image of an object region using an OCT scanning optical path, and the transition of the OCT scanning optical path causes an enlarged image of the object region for an observer looking into the eyepiece. A surgical microscope with a variable magnification ratio and a compact construction that matches the transition of the optical observation optical path in the microscope and is adapted to the selected magnification for the cross section of the OCT scanning optical path in the object region. Is to provide.
この課題は、OCTシステムが、顕微鏡結像光学系を通して案内されるOCT走査光路を設ける、冒頭に述べた種類の手術用顕微鏡によって解決される。 This problem is solved by a surgical microscope of the kind mentioned at the outset, in which the OCT system is provided with an OCT scanning beam path guided through the microscope imaging optics.
このようにして、特に平坦でない物体領域の場合に、光学的な観察光路とOCT走査放射とが物体領域の同一のゾーンをカバーすることが保証される。すなわちOCT走査放射によって、その手術用顕微鏡の双眼鏡筒を覗き込む観察者に表示されている観察画像そのものを走査することができる。このとき、OCT走査放射に依拠する物体領域の深部断面を検出することができる。 In this way, it is ensured that the optical observation beam path and the OCT scanning radiation cover the same zone of the object area, especially in the case of an uneven object area. That is, the observation image itself displayed on the observer looking into the binocular tube of the surgical microscope can be scanned by OCT scanning radiation. At this time, it is possible to detect a deep section of the object region that relies on OCT scanning radiation.
本発明の発展例では、OCT走査光路を観察光路に入力結合し、それによってOCT走査光路を観察光路に重ね合わせたうえで、顕微鏡結像光学系を通して物体領域へと案内する入力結合部材が設けられる。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のが好ましい。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 the development of the present invention, an input coupling member is provided for guiding the OCT scanning optical path to the observation optical path, thereby superimposing the OCT scanning optical path on the observation optical path and guiding it to the object region through the microscope imaging optical system. It is done. The input coupling member is configured as a beam splitting mirror, particularly preferably 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.
発展例では、観察光路から像情報を出力結合するために、顕微鏡結像光学系と入力結合部材との間に出力結合部材が配置されている。 In the development example, an output coupling member is disposed between the microscope imaging optical system and the input coupling member in order to output-couple image information from the observation optical path.
本発明の発展例では、入力結合部材と顕微鏡主対物レンズとの間に、特にズームシステムとして構成された無限焦点レンズ系が配置されている。このようにして、OCTシステムによって取得可能なOCT情報の横解像度を、手術用顕微鏡の接眼レンズを覗き込む観察者に表示される観察画像に合わせて適合化させながら変えることが可能である。 In a development of the invention, an infinite focus lens system, especially configured as a zoom system, is arranged between the input coupling member and the microscope main objective. In this way, it is possible to change the lateral resolution of the OCT information that can be acquired by the OCT system while adapting it in accordance with the observation image displayed to the observer looking into the eyepiece of the surgical microscope.
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と第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 rotation 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システムが設けられている。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、また、顕微鏡結像光学系の結像倍率を調節するときに、光学的な観察光路における結像倍率がOCT走査光路における結像倍率に一致するようにOCT走査放射の結像倍率を再調整することが可能である。このようにして、該当する結像倍率を同一に保つことができる利点がある。 In a development of the invention, the OCT scanning optical path is provided with a position-adjustable optical system for adjusting the geometric imaging of the exit end of the optical waveguide onto 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, and the imaging magnification of the microscope imaging optical system is adjusted. Sometimes it is possible to readjust the imaging magnification of the OCT scanning radiation so that the imaging magnification in the optical observation optical path matches the imaging magnification in the OCT scanning optical path. In this way, there is an advantage that the corresponding imaging magnification can be kept the same.
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走査光線を提供するように、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走査光線を提供するように設計されている。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 beam having a first wavelength and a second OCT scanning beam having a second wavelength different from the first wavelength. Designed to provide 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走査光線を提供する第1と第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。特に、それによりOCT走査光線を用いてさまざまな侵入深さで組織を検査することができる。さらに、種々の用途に合わせて手術用顕微鏡を設計することが可能である。 In a development of the invention, first and second OCT systems are provided that provide OCT scanning rays of different wavelengths. In this way, inspection of object areas based on different OCT wavelengths is possible with maximum resolution. In particular, it allows examination of tissue at various penetration depths using an OCT scanning beam. Furthermore, it is possible to design a surgical microscope for various uses.
本発明の発展例では、手術用顕微鏡の作業間隔が変化したときに、OCTシステムにおける光学的な経路長の相応の変化を調整するために、顕微鏡結像光学系とOCTシステムとの結合器が設けられる。このようにして、顕微鏡結像光学系によって鮮明に結像される物体領域を、OCTシステムによっても走査できることが保証される。 In a development of the invention, a coupler between the microscope imaging optics and the OCT system is used to adjust the corresponding change in the optical path length in the OCT system when the working interval of the surgical microscope changes. Provided. In this way, it is ensured that the object region that is clearly imaged by the microscope imaging optical system can also be scanned by the OCT system.
本発明の発展例では、光学的な観察光路における結像倍率とOCT走査光路における結像倍率とを互いに適合化するために、顕微鏡結像光学系とOCTシステムのコリメート光学系との結合器が設けられる。このようにして、OCT走査光路が、光学的な観察光路で見ることのできる観察領域を走査することが保証される。 In a development example of the present invention, in order to make the imaging magnification in the optical observation optical path and the imaging magnification in the OCT scanning optical path compatible with each other, a coupler of the microscope imaging optical system and the collimating optical system of the OCT system is provided. Provided. In this way, it is ensured that the OCT scanning optical path scans the observation area that can be seen in the optical observation optical path.
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と、相応に変位可能な焦点面103とを備え、アクチュエータ150によって焦点合わせ可能な顕微鏡主対物レンズ系101を有している。顕微鏡主対物レンズ系101は、部分光学系151,152、153を含んでいる。顕微鏡主対物レンズ系には、双眼鏡筒104の立体視観察光路と、照明鏡107を備える照明装置106の照明光路105とが通っている。この照明鏡は、顕微鏡主対物レンズ系101の物体と反対側に配置されている。
The
双眼鏡筒104には、ズーム可能な拡大システム108が付属している。顕微鏡主対物レンズ系101とズーム可能な拡大システム108とが、手術用顕微鏡100の顕微鏡結像光学系を形成する。図1は、手術用顕微鏡100における立体視観察光路の右側の観察光路109を示している。
The
双眼鏡筒104とズーム可能な拡大システム108との間には、直角プリズム110,111で構成される第1のビーム分割キューブ112が、平行な右側の観察光路109にある。第1のビーム分割キューブ112と同じビーム分割キューブが、平行な左側の観察光路の対応する位置に配置されている。第1のビーム分割キューブ112と第2のビーム分割キューブは二重の機能を有している。すなわちこれらは、手術用顕微鏡の右側の観察光路109と左側の観察光路にある第1のディスプレイ113の表示と図1には示さない第2のディスプレイの表示とを入力結合させる入力結合部材として作用する。
Between the
すなわち、双眼鏡筒104における物体領域114の像に、第1のディスプレイ113と第2のディスプレイの表示が重ね合わされる。それと同時に、第1のビーム分割キューブ112と第2のビーム分割キューブは、第1のOCTシステム120によって提供されるOCT走査光路190を入力結合するための部材として作用する。
That is, the display on the
手術用顕微鏡100は、OCT像を撮像するための第1のOCTシステム120を含んでいる。このOCTシステムは、光導波路122から射出されるOCT走査光路190を生成させ分析するためのユニット121を含んでいる。光導波路122から射出される走査光路190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、レンズ131とレンズ132を備える調整可能なコリメート光学系130を通過する。コリメート光学系130は駆動装置133を有しており、走査光路190を集束して平行な光束140にする。
The
当然ながら、OCTスキャンユニット126の第1のスキャンミラー124と第2のスキャンミラー125によって、平行なOCT走査光路を偏向させることも可能である。そのためには、光導波路122とOCTスキャンユニット126との間に配置される適切なコリメート光学系、例えば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コリメート光学系130は不要である。
Of course, it is also possible to deflect the parallel OCT scanning optical path by the
OCTスキャンユニット126に由来する光束140は、観察光路106にあるビーム分割キューブ112へと案内される。ビーム分割キューブ112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は実質的に透過性である。逆にビーム分割キューブは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。ビーム分割キューブ112は、平行平面板を備える鏡部材として製作されていてよいことを付言しておく。
The
OCT走査光路190の光は、顕微鏡主対物レンズ101によってOCT走査平面195で集束される。OCT走査平面195は、OCTスキャンユニット126、集光レンズ130、ビーム分割キューブ112、顕微鏡主対物レンズ101を備えるOCT走査光路の光学部材によって、物体領域に光導波路122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は、OCT走査平面195に位置している。
The light in the OCT scanning
OCT走査光路へはね返された光は、顕微鏡主対物レンズ101、ズーム可能な拡大システム108、ビーム分割キューブ112を介してユニット121へと戻っていく。そこで、物体領域114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、計算機ユニットはこの信号を基にして、物体領域114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
顕微鏡主対物レンズ系101の位置調節によって手術用顕微鏡100の作業間隔180が変わると、手術用顕微鏡における対応するOCTシステムの走査光路の光学的な経路長も変化する。焦点合わせ可能な顕微鏡主対物レンズ系101のアクチュエータ150は、信号回線185を介して、手術用顕微鏡におけるOCTシステムと電気接続されている。このことは、OCTシステムと顕微鏡主対物レンズ系との結合を惹起し、そのようにして、物体領域114からの手術用顕微鏡の作業間隔180が変わった場合に、必要に応じて、OCTシステムにおける参照光路の光学的な経路長を相応に適合化する。
When the
物体領域114に由来する像情報を記録ユニットへ供給するために、ズーム可能な拡大システム108とビーム分割キューブ112の間には出力結合部材141がある。
There is an
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。右側の観察光路109と左側の観察光路110は、照明鏡107によって方向転換される照明光路105とともに、顕微鏡主対物レンズ101を、互いに分離された断面領域201,202、203で通過している。
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 of the
図3は、図1の手術用顕微鏡100における第1のOCTシステム120と第2のOCTシステム320を示している。第1のOCTシステム120と同じく、第2のOCTシステム320も、OCT走査光路を生成し分析するためのユニット321を含んでいる。ただし、両方のOCTシステム120,320のOCT走査光路の波長領域は相違している。すなわち、第1のOCTシステムは波長λ1=1310nmのOCT走査放射に依拠している。第2のOCTシステム320は、波長λ2=800nmのOCT走査放射によって作動する。当然ながら、これ以外の動作波長用としてOCTシステムを設計することもできる。動作波長は特に600nm<λ<1500nmの範囲内で具体化することができ、好ましくはそれぞれ用途に応じる。
FIG. 3 shows the
第1のOCTシステム120のOCT走査光路190は、集光レンズ130を介して、手術用顕微鏡100の右側の観察光路にある第1のビーム分割キューブへ入力結合され、第2のOCTシステム320のOCT走査光路390は、第2の集光レンズを介して、手術用顕微鏡100の左側の観察光路にある第2のビーム分割キューブへ重ね合わされる。
The OCT scanning
そのためにOCTシステム320は、OCTシステム120と同じく、スキャンミラー324,325と、OCT走査光路390の光を集光して平行な光束にする集光レンズ330とを備えるOCTスキャンユニット326を含んでいる。
For this purpose, the
OCTシステム120,320の第1のスキャンミラー124,324と第2のスキャンミラー125,325は、アクチュエータ301,302,303,304によって、互いに垂直に延びる2つの軸305,306,307、308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190,390を互いに独立して1つの平面でスキャンすることを可能にする。
The first scan mirrors 124 and 324 and the second scan mirrors 125 and 325 of the
図1に示す手術用顕微鏡100の光学的な観察光路の物体平面に対する、OCT走査平面の調整を操作者に可能にするために、集光レンズ131,331および光導波路127,327の射出端部133,333の位置調節可能性が意図されている。そのために、集光レンズ131,331と光導波路127,327に駆動ユニット371,372,373、374が割り当てられている。これらの駆動ユニットによって、集光レンズ131,331と光導波路127,327を二重矢印374,375,376、377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走査平面の位置を変えられるばかりでなく、希望する値に合わせた光導波路127,327の射出端部の拡大ないし縮小も行うことができる。
In order to allow the operator to adjust the OCT scanning plane with respect to the object plane of the optical observation optical path of the
図4は、図1の光導波路127の前面区域402を示している。光導波路127は波長λ1=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127のファイバコアの直径dは次式、
したがって、d1=10μmのファイバコア直径と波長λ1=1310nmについては、光線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 1 = 10 μm and a wavelength of λ 1 = 1310 nm, an opening angle of θ 0 ≈0.0827 rad is obtained as a guideline representing light 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系101を介して、OCT走査平面195へ物体領域108で結像される。
The
図5は、OCT走査光線401の強度分布の推移を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系101は、OCT走査光線にとってOCT走査平面195の領域で、OCT走査光線401のいわゆるガウス光束500を惹起する。このガウス光束500は、ガウス光束の胴部の縦方向長さを表す目安としての共焦点パラメータzによって、および、OCT走査光線401の最小の狭隘部502の直径を表す目安としての、すなわちその胴部の直径を表す目安としての胴部パラメータWによって特徴づけられ、このとき次式が成り立つ:
W=βW1
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のコリメート光学系130の焦点距離f1と、顕微鏡主対物レンズ系101と拡大システム108とを備える顕微鏡結像光学系の焦点距離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 transition of the intensity distribution of the
W = βW 1
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 1 of the collimating
f 2 / f 1 = β
OCTシステムの位置調節可能なコリメート光学系は、顕微鏡結像光学系の結像倍率の変化に合わせて、これに対応するOCT光路の結像パラメータβを適合化することを可能にする。この適合化のために、該当するそれぞれの結像倍率が等しく選択されるのが好ましい。 The position-adjustable collimating optical system of the OCT system makes it possible to adapt the imaging parameter β of the corresponding OCT optical path in response to changes in the imaging magnification of the microscope imaging optical system. For this adaptation, the respective respective imaging magnifications are preferably chosen equally.
それにより、OCT走査光路の特定のスキャンパターンについて、図1の手術用顕微鏡100の接眼レンズを覗き込んだときに観察者に呈示される観察画像に合わせて、当該スキャンパターンが自動的に適合化される。
Thereby, the specific scan pattern of the OCT scanning optical path is automatically adapted to the observation image presented to the observer when looking into the eyepiece of the
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195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、OCT光路の光学的な結像の倍率と、光導波路122のファイバコアの直径とを適切に選択しなくてはならない。
The size of the structure that can be resolved by the
ガウス光束の胴部の縦方向長さを表す目安としての共焦点パラメータzは、図1のOCT走査光路190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195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および共焦点パラメータ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 light backscattered in the OCT scanning
一方では、OCTシステムの軸方向解像度は、OCTシステムで使用される光源の光のコヒーレンス長lcによって制限されており、他方では、OCTシステムの横解像度は、その深度ストロークが共焦点パラメータ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 has its depth stroke exceeding the confocal parameter. Therefore, it is advantageous to adjust the confocal parameter z according to the depth stroke of the OCT system.
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とレイリーパラメータ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190の光学系ユニット、および光導波路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が生じるように選択することができる。同様のことは、手術用顕微鏡の第2のOCTシステム320のOCT走査光路にある光学系ユニットについても当てはまる。
Then, for a specific wavelength λ of the
図1に示す手術用顕微鏡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103と、手術用顕微鏡のOCTシステムのOCT走査平面195とが一致するように設計されている。そうすれば、図5に示す該当する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
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 greater than the confocal parameter of the OCT scan beam in the region of the OCT scan 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.
OCT走査平面を共焦点パラメータzの分だけさらに図1の顕微鏡主対物レンズ系101から遠ざけることによって、物体領域におけるOCTシステムの深度ストロークを最大にすることができる。
By further moving the OCT scanning plane away from the microscope main
100 手術用顕微鏡、101 顕微鏡主対物レンズ系、108 拡大システム、109 観察光路、114 物体領域、120 OCTシステム、190 OCT走査光路
DESCRIPTION OF
Claims (17)
前記顕微鏡結像光学系(101,103)を通る、物体領域を検査するための観察光路(109)と、
物体領域(114)を検査するためのOCTシステム(120,320)とが設けられている、手術用顕微鏡(100)であって、
前記OCTシステム(120,320)は前記顕微鏡結像光学系(101,108)の前記顕微鏡主対物レンズ系(101)および前記拡大システム(108)を通して案内されるOCT走査光路(190,390)を提供することを特徴とする手術用顕微鏡。 A microscope imaging optical system (including a microscope main objective lens system (101) and a magnification system (108) having a variable magnification ratio) that shifts the convergent observation optical path (109) derived from the object region (114) to a parallel optical path ( 101, 108)
An observation optical path (109) for inspecting an object region passing through the microscope imaging optical system (101, 103);
A surgical microscope (100) provided with an OCT system (120, 320) for inspecting an object region (114),
The OCT system (120, 320) has an OCT scanning optical path (190, 390) guided through the microscope main objective lens system (101) and the magnification system (108) of the microscope imaging optical system (101, 108). A surgical microscope characterized by being provided.
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