WO2017002379A1 - 眼科用顕微鏡システム - Google Patents

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WO2017002379A1
WO2017002379A1 PCT/JP2016/053283 JP2016053283W WO2017002379A1 WO 2017002379 A1 WO2017002379 A1 WO 2017002379A1 JP 2016053283 W JP2016053283 W JP 2016053283W WO 2017002379 A1 WO2017002379 A1 WO 2017002379A1
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WO
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light
oct
eye
lens
optical
Prior art date
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PCT/JP2016/053283
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English (en)
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Inventor
諭史 山本
石鍋　郁夫
美智子 中西
Original Assignee
株式会社トプコン
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/13—Ophthalmic microscopes
    • A61B3/135—Slit-lamp microscopes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/20—Surgical microscopes characterised by non-optical aspects
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F9/00—Methods or devices for treatment of the eyes; Devices for putting-in contact lenses; Devices to correct squinting; Apparatus to guide the blind; Protective devices for the eyes, carried on the body or in the hand
    • A61F9/007—Methods or devices for eye surgery
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F9/00—Methods or devices for treatment of the eyes; Devices for putting-in contact lenses; Devices to correct squinting; Apparatus to guide the blind; Protective devices for the eyes, carried on the body or in the hand
    • A61F9/007—Methods or devices for eye surgery
    • A61F9/008—Methods or devices for eye surgery using laser

Definitions

  • This invention relates to an ophthalmic microscope system.
  • ophthalmic microscopes In the field of ophthalmology, various microscopes are used for magnifying and observing the eye. Examples of such an ophthalmic microscope include a slit lamp microscope and a surgical microscope. Some ophthalmic microscopes include an image sensor for photographing an eye, and others include a binocular optical system that provides binocular parallax for stereoscopic observation.
  • O Ophthalmic microscopes may be used in combination with other ophthalmic devices.
  • a system in which an OCT (Optical Coherence Tomography) apparatus or a laser treatment apparatus is combined with an ophthalmic microscope is known.
  • the OCT apparatus is used for acquiring a cross-sectional image or a three-dimensional image of an eye, measuring a size of an eye tissue (such as retinal thickness), or acquiring functional information (such as blood flow information) of an eye.
  • Laser treatment devices are used for photocoagulation treatment of the retina and corners.
  • the conventional ophthalmic microscope system is equipped with a Galileo stereo microscope.
  • the Galileo stereo microscope has the advantage that the binocular optical system has a common objective lens and that the left and right optical axes of the binocular optical system are parallel, making it easy to combine other optical systems and optical elements. There is.
  • the Galileo stereomicroscope since it is necessary to use a large-diameter objective lens, the Galileo stereomicroscope has a demerit that the degree of freedom in optical design and mechanism design is limited.
  • an ophthalmic microscope system in which an OCT apparatus is combined with an ophthalmic microscope can acquire an OCT image in real time while observing the eye to be examined, and thus is considered useful for surgery on the eye to be examined.
  • the shape of the anterior segment may be instantaneously deformed. In this case, it is difficult to manually perform the focusing operation for acquiring the focused OCT image each time during the operation.
  • the present invention provides a novel configuration for solving the above-described problems related to a conventional ophthalmic microscope system.
  • the ophthalmic microscope system includes an illumination system, a pair of light receiving systems, an interference optical system, a moving mechanism, a control unit, and a data processing unit.
  • the illumination system irradiates the eye to be examined with illumination light.
  • Each of the pair of light receiving systems includes an objective lens and an imaging device, the objective optical axes thereof are arranged non-parallel, and the return light of the illumination light irradiated to the eye to be examined is passed through each objective lens. Lead to.
  • the interference optical system includes a focus lens and an OCT objective lens, divides the light from the OCT light source into measurement light and reference light, and irradiates the eye to be examined from a direction different from the objective optical axis via the focus lens and the OCT objective lens. The interference light between the return light of the measured light and the reference light is detected.
  • the moving mechanism moves the focus lens.
  • the control unit controls the moving mechanism.
  • the data processing unit generates an image of the eye to be examined or an analysis result based
  • the ophthalmic microscope system is used for observing (photographing) an enlarged image of an eye to be examined in medical treatment or surgery in the ophthalmic field.
  • the observation target part may be an arbitrary part of the patient's eye.
  • the anterior segment may be a cornea, a corner, a vitreous body, a crystalline lens, a ciliary body, or the like
  • the retinal segment may be a retina or choroid. Or a vitreous body.
  • the observation target part may be a peripheral part of the eye such as a eyelid or an eye socket.
  • the ophthalmic microscope system has a function as another microscope in addition to a function as a microscope for magnifying and observing an eye to be examined.
  • an OCT function is provided as a function as another ophthalmologic apparatus.
  • the other ophthalmologic apparatus may be provided with an arbitrary configuration capable of performing examination, measurement, and imaging of the eye to be examined by an optical method.
  • [Constitution] 1 to 7 show configuration examples of the ophthalmic microscope system according to the embodiment.
  • 1 to 4 and 7 show configuration examples of optical systems of an ophthalmic microscope system.
  • FIG. 1 shows an optical system for observing the posterior eye part
  • FIG. 2 shows an optical system for observing the anterior eye part.
  • 3 and 4 are explanatory diagrams of the deflection mirror and the OCT objective lens according to the embodiment.
  • FIG. 5 shows an optical system for providing the above-mentioned “function as another ophthalmologic apparatus”.
  • FIG. 6 shows the configuration of the processing system.
  • the ophthalmic microscope system 1 includes an illumination system 10 (10L, 10R), a light receiving system 20 (20L, 20R), an eyepiece system 30 (30L, 30R), an irradiation system 40, and an OCT system 60.
  • an illumination system 10 (10L, 10R)
  • a light receiving system 20 (20L, 20R)
  • an eyepiece system 30 (30L, 30R)
  • an irradiation system 40 and an OCT system 60.
  • the front lens 90 is disposed immediately before the eye E to be examined.
  • a contact lens or the like can be used instead of the non-contact front lens 90 as shown in FIG.
  • a contact mirror three-sided mirror or the like
  • the illumination system 10 irradiates the eye E with illumination light.
  • the illumination system 10 includes a light source that emits illumination light, a diaphragm that defines an illumination field, a lens system, and the like.
  • the configuration of the illumination system may be the same as that of a conventional ophthalmologic apparatus (for example, a slit lamp microscope, a fundus camera, a refractometer, etc.).
  • the illumination systems 10L and 10R of the present embodiment are configured coaxially with the light receiving systems 20L and 20R, respectively.
  • the left light receiving system 20L for acquiring an image presented to the left eye E 0 L of the observer is obliquely provided with a beam splitter 11L made of, for example, a half mirror.
  • the beam splitter 11L coaxially couples the optical path of the left illumination system 10L to the optical path of the left light receiving system 20L.
  • the illumination light output from the left illumination system 10L is reflected by the beam splitter 11L and illuminates the eye E to be examined coaxially with the left light receiving system 20L.
  • the right light receiving system 20R for acquiring an image presented to the right eye E 0 R of the observer is obliquely provided with a beam splitter 11R that couples the optical path of the right illumination system 10R to the optical path of the right light receiving system 20R.
  • the beam splitter 11R coaxially couples the optical path of the right illumination system 10R to the optical path of the right light receiving system 20R.
  • the illumination light output from the right illumination system 10R is reflected by the beam splitter 11R and illuminates the eye E to be examined coaxially with the right light reception system 20R.
  • the position of the illumination light with respect to the optical axis of the light receiving system 20L (20R) can be changed.
  • This configuration is realized, for example, by providing means for changing the irradiation position of the illumination light with respect to the beam splitter 11L (11R) as in the conventional microscope for ophthalmic surgery.
  • the beam splitter 11L (11R) is arranged between the objective lens 21L (21R) and the eye E, but the position where the optical path of the illumination light is coupled to the light receiving system 20L (20R) is received. Any position in the system 20L (20R) may be used.
  • the left light receiving system 20 has a configuration for acquiring an image presented to the left eye E 0 L of the observer, and the right light receiving system 20R is used to acquire an image presented to the right eye E 0 R. It has a configuration.
  • the left light receiving system 20L and the right light receiving system 20R have the same configuration.
  • the left light receiving system 20L (right light receiving system 20R) includes an objective lens 21L (21R), an imaging lens 22L (22R), and an image sensor 23L (23R).
  • an afocal optical path (parallel optical path) is formed between the objective lens 21L (21R) and the imaging lens 22L (22R). It can. As a result, it becomes easy to arrange optical elements such as filters, and to arrange optical path coupling members to couple optical paths from other optical systems (that is, the degree of freedom and expandability of the optical configuration is improved).
  • Symbol AL1 indicates the optical axis (objective optical axis) of the objective lens 21L of the left light receiving system 20L
  • symbol AR1 indicates the optical axis (objective optical axis) of the objective lens 21R of the right light receiving system 20R.
  • the image sensor 23L (23R) is an area sensor such as a CCD image sensor or a CMOS image sensor.
  • the above is the configuration of the light receiving system 20 when observing the posterior segment (fundus) of the eye E (FIG. 1).
  • the focus lens 24L (24R) and the wedge prism 25L (25R) are arranged at the position on the eye E side with respect to the objective lens 21L (21R). Is done.
  • the focus lens 24L (24R) of this example is a concave lens, and acts to extend the focal length of the objective lens 21L (21R).
  • the wedge prism 25L (25R) deflects the optical path (objective optical axis AL1 (AR1)) of the left light receiving system 20L (right light receiving system 20R) outward by a predetermined angle (indicated by symbols AL2 and AR2).
  • AL1 object optical axis
  • AR2 predetermined angle
  • the focus lens 24L and the wedge prism 25L are arranged in the left light receiving system 20L
  • the focus lens 24R and the wedge prism 25R are arranged in the right light receiving system 20R. Accordingly, the focus position F1 for observing the posterior eye part is switched to the focus position F2 for observing the anterior eye part.
  • a convex lens can be used as the focus lens.
  • the focus lens is disposed in the optical path when observing the posterior eye part, and is retracted from the optical path when observing the anterior eye part.
  • the focal length can be changed continuously or stepwise.
  • the wedge prism 25L has a base direction outside (that is, a base-out arrangement), but a base-in arrangement wedge prism can be used.
  • the wedge prism is disposed in the optical path when observing the posterior eye part, and is retracted from the optical path when observing the anterior eye part.
  • a pair of left and right eyepiece systems 30L and 30R are provided.
  • Acquiring left eyepiece system 30L has a configuration to present an image of the eye E obtained by the left light receiving system 20L on the viewer's left eye E 0 L
  • right ocular system 30R is the right light receiving system 20R It has a configuration for presenting the image of the eye E to be examined to the right eye E 0 R.
  • the left eyepiece system 30L and the right eyepiece system 30R have the same configuration.
  • the left eyepiece system 30L (right eyepiece system 30R) includes a display unit 31L (31R) and an eyepiece lens system 32L (32R).
  • Display unit 31L (31R) is, for example, a flat panel display such as an LCD.
  • the size of the display surface of the display unit 31L (31R) is, for example, (diagonal length) 7 inches or less.
  • the screen size of the display device provided in the pair of left and right eyepiece systems 30L and 30R depends on the eye width of the observer (distance between pupils, etc.), the size of the apparatus, the design of the apparatus (arrangement of optical system and mechanism, etc.) Limited. That is, there is a trade-off between such constraints and the apparent field of view. From such a viewpoint, the maximum screen size of the display units 31L and 31R is considered to be about 7 inches.
  • the display units 31L and 31R having a screen size exceeding 7 inches can be applied, or the small-sized display units 31L and 31R can be applied. Can be applied.
  • the interval between the left eyepiece system 30L and the right eyepiece system 30R can be changed according to the eye width of the observer.
  • the relative orientation of the left eyepiece system 30L and the right eyepiece system 30R can be changed. That is, the angle formed by the optical axis of the left eyepiece system 30L and the optical axis of the right eyepiece system 30R can be changed. Thereby, the convergence of both eyes E 0 L and E 0 R can be induced, and stereoscopic viewing by the observer can be supported.
  • the irradiation system 40 irradiates the eye E with light for realizing the function as the “other ophthalmologic apparatus” from a direction different from the objective optical axis (AL1 and AR1, and AL2 and AR2) of the light receiving system 20. To do.
  • the irradiation system 40 of this example irradiates the eye E with light for OCT (measurement light).
  • the irradiation system 40 includes an optical scanner 41, a focus lens 42, a deflection mirror 43, and an OCT objective lens 44.
  • Light from the OCT system 60 is guided to the optical scanner 41.
  • the focus lens 42 is movable along the optical path of light from the OCT system 60.
  • the moving mechanism 42A moves the focus lens 42 along the optical path.
  • the moving mechanism 42A is controlled by the control unit 100 described later. For example, the moving mechanism 42A receives the control signal from the control unit 100, and moves the focus lens 42 by the designated movement amount in the movement direction designated by the control signal.
  • the light (measurement light) from the OCT system 60 is guided by the optical fiber 51 and emitted from the end face of the fiber.
  • a collimating lens 52 is disposed at a position facing the fiber end face.
  • the collimating lens 52 converts the measurement light emitted from the fiber end face into a parallel light beam.
  • the measurement light converted into a parallel light beam by the collimator lens 52 is guided to the optical scanner 41.
  • the collimating lens 52 may be movable along the optical path of the measuring light as a focus lens (or one of the lens groups constituting the focus lens).
  • the moving mechanism 42A or a moving mechanism provided separately from the moving mechanism 42A can move the collimator lens 52 along the optical path of the measurement light.
  • the moving mechanism for moving the collimating lens 52 is also controlled by the control unit 100 described later. Both the focus lens 42 and the collimating lens 52 may be moved in conjunction or independently by a moving mechanism.
  • the optical scanner 41 is a two-dimensional optical scanner, and includes an x scanner 41H that deflects light in the horizontal direction (x direction) and a y scanner 41V that deflects light in the vertical direction (y direction).
  • Each of the x scanner 41H and the y scanner 41V may be an arbitrary type of optical scanner, and for example, a galvanometer mirror is used.
  • the optical scanner 41 is disposed, for example, at the exit pupil position of the collimating lens 52 or a position in the vicinity thereof. Furthermore, the optical scanner 41 is disposed, for example, at the entrance pupil position of the focus lens 42 or a position in the vicinity thereof.
  • a two-dimensional optical scanner is configured by combining two one-dimensional optical scanners as in this example, the two one-dimensional optical scanners are arranged apart by a predetermined distance (for example, about 10 mm). Thereby, for example, any one-dimensional optical scanner can be arranged at the exit pupil position and / or the entrance pupil position.
  • the focus lens 42 temporarily forms an image of the parallel light flux (measurement light) that has passed through the optical scanner 41.
  • the light that has passed through the focus lens 42 is reflected by the deflection mirror 43 toward the OCT objective lens 44.
  • the light passing through the OCT objective lens 44 is irradiated to the eye E.
  • the position of the deflection mirror 43 is determined in advance so that the light guided by the irradiation system 40 is irradiated to the eye E from a direction different from the objective optical axis (AL1 and AR1, and AL2 and AR2) of the light receiving system 20. ing.
  • the deflection mirror 43 is arranged at a position between the left light receiving system 20L and the right light receiving system 20R where the objective optical axes are arranged non-parallel.
  • FIG. 3 schematically shows a perspective view of the deflection mirror 43 and the OCT objective lens 44.
  • a cross section of the optical path of the left light receiving system 20L in a direction perpendicular to the objective optical axis AL1 (AL2) and a cross section of the optical path of the right light receiving system 20R in a direction perpendicular to the objective optical axis AR1 (AR2) are schematically illustrated. It is represented.
  • a deflecting mirror is provided in the vicinity of the objective optical axes (AL1 and AR1, and AL2 and AR2) of the light receiving system 20.
  • 43 and an OCT objective lens 44 are arranged.
  • the end 43a on the objective optical axis side of the light receiving system 20 of the deflection mirror 43 and the end 44a on the objective optical axis side of the light receiving system 20 of the OCT objective lens 44 are the optical path of the left light receiving system 20L and the optical path of the right light receiving system 20R. It is close to.
  • the optical scanner 41 and the deflecting surface of the deflecting mirror 43 are optically substantially conjugate.
  • the deflection surface of the y scanner 41V that deflects the light from the irradiation system 40 in a direction substantially parallel to the objective optical axis of the light receiving system 20 and the deflection surface of the deflection mirror 43 are optically substantially conjugate.
  • the deflection surface of the y scanner 41V that deflects the light from the irradiation system 40 in a plane orthogonal to the plane including the pair of objective optical axes of the light receiving system 20 and the deflection surface of the deflection mirror 43 are substantially optical. Arranged in a conjugate. As a result, the size H (see FIG.
  • the end 44a on the objective optical axis side of the light receiving system 20 of the OCT objective lens 44 is cut out linearly. Thereby, the observation optical path of the left light receiving system 20L and the observation optical path of the right light receiving system 20R are not blocked by the peripheral edge of the OCT objective lens 44.
  • the deflection mirror 43 and the OCT objective lens 44 can be arranged closer to the objective optical axis of the light receiving system 20.
  • the end portion 44a is not linear, and may be cut out in a curved shape, for example.
  • the deflection mirror 43 is a reflection mirror in which an end 43a on the objective optical axis side of the light receiving system 20 on the deflection surface (reflection surface) is formed in a straight line.
  • the end 43a of the deflection mirror 43 and the end 44a of the OCT objective lens 44 are disposed so as to be substantially in contact with the optical path of the left light receiving system 20L and the optical path of the right light receiving system 20R. Thereby, the deflection mirror 43 and the OCT objective lens 44 can be arranged at a position as close as possible to the objective optical axis of the light receiving system 20.
  • FIG. 4 schematically shows an optical path arrangement diagram when the optical paths of the light receiving system 20 and the irradiation system 40 are viewed from the objective optical axis direction of the light receiving system 20.
  • the objective optical axis AL1 (AL2) of the left light receiving system 20L is provided in the vicinity of the lens center of the left objective lens 21L.
  • the objective optical axis AR1 (AR2) of the right light receiving system 20R is provided in the vicinity of the lens center of the right objective lens 21R.
  • the objective optical axis OL of the irradiation system 40 is provided in the vicinity of the lens center of the OCT objective lens 44.
  • a distance D1 between the lens center of the left objective lens 21L and the lens center of the OCT objective lens 44 and a distance D2 between the lens center of the right objective lens 21R and the lens center of the OCT objective lens 44 are substantially equal. Thereby, light from the irradiation system 40 can be incident from the optical axis direction as close as possible to the objective optical axis of the light receiving system 20.
  • the distance D3 (base length) between the lens center of the left objective lens 21L and the lens center of the right objective lens 21R may be longer than the distances D1 and D2 (length of the hypotenuse). Thereby, light from the irradiation system 40 can be incident from the optical axis direction closer to the objective optical axis of the light receiving system 20.
  • the deflection mirror 43 and the OCT objective lens 44 can be disposed close to the objective optical axis of the light receiving system 20. Thereby, the light guided by the irradiation system 40 can be incident on the eye E from an incident direction as close to the vertical direction as possible.
  • the OCT system 60 includes an interference optical system for performing OCT.
  • An example of the configuration of the OCT system 60 is shown in FIG.
  • the optical system shown in FIG. 5 is an example of a swept source OCT, which splits light from a wavelength scanning type (wavelength sweep type) light source into measurement light and reference light, and returns return light of measurement light from the eye E to be examined. Interference light is generated by interfering with the reference light passing through the reference light path, and this interference light is detected.
  • the detection result (detection signal) of the interference light by the interference optical system is a signal indicating the spectrum of the interference light, and is sent to the control unit 100.
  • the light source unit 61 includes a wavelength scanning type (wavelength sweeping type) light source capable of scanning (sweeping) the wavelength of emitted light in the same manner as a general swept source type OCT apparatus.
  • the light source unit 61 temporally changes the output wavelength in the near-infrared wavelength band that cannot be visually recognized by the human eye.
  • the light L0 output from the light source unit 61 is guided to the polarization controller 63 by the optical fiber 62 and its polarization state is adjusted.
  • the light L0 is guided to the fiber coupler 65 by the optical fiber 64 and converted into the measurement light LS and the reference light LR. Divided.
  • the reference light LR is guided to a collimator 67 by an optical fiber 66A, converted into a parallel light beam, and guided to a corner cube 70 via an optical path length correction member 68 and a dispersion compensation member 69.
  • the optical path length correction member 68 functions as a delay unit for matching the optical path length (optical distance) of the reference light LR with the optical path length of the measurement light LS.
  • the dispersion compensation member 69 acts as a dispersion compensation means for matching the dispersion characteristics between the reference light LR and the measurement light LS.
  • the corner cube 70 folds the traveling direction of the reference light LR in the reverse direction.
  • the corner cube 70 is movable in a direction along the incident optical path and the outgoing optical path of the reference light LR, thereby changing the length of the optical path of the reference light LR.
  • any one of a means for changing the length of the optical path of the measurement light LS and a means for changing the length of the optical path of the reference light LR may be provided.
  • the reference light LR that has passed through the corner cube 70 passes through the dispersion compensation member 69 and the optical path length correction member 68, is converted from a parallel light beam into a focused light beam by the collimator 71, enters the optical fiber 72, and is guided to the polarization controller 73. Accordingly, the polarization state of the reference light LR is adjusted. Further, the reference light LR is guided to the attenuator 75 by the optical fiber 74, and the light amount is adjusted under the control of the control unit 100. The reference light LR whose light amount has been adjusted is guided to the fiber coupler 77 by the optical fiber 76.
  • the measurement light LS generated by the fiber coupler 65 is guided by the optical fiber 51 and emitted from the end face of the fiber, and is converted into a parallel light beam by the collimator lens 52.
  • the measurement light LS converted into a parallel light beam is irradiated onto the eye E through the optical scanner 41, the focus lens 42, the deflection mirror 43, and the OCT objective lens 44.
  • the measurement light LS is reflected and scattered at various depth positions of the eye E.
  • the return light of the measurement light LS from the eye E includes reflected light and backscattered light, travels in the same direction as the forward path in the reverse direction, is guided to the fiber coupler 65, and passes through the optical fiber 66B to the fiber coupler 77. To reach.
  • the fiber coupler 77 combines the measurement light LS incident through the optical fiber 66B and the reference light LR incident through the optical fiber 76 to generate interference light.
  • the fiber coupler 77 generates a pair of interference light LC by dividing the interference light at a predetermined branching ratio (for example, 1: 1).
  • the pair of interference lights LC emitted from the fiber coupler 77 are guided to the detector 79 by optical fibers 78A and 78B, respectively.
  • the detector 79 is, for example, a balanced photodiode (Balanced Photo Diode) that includes a pair of photodetectors that respectively detect a pair of interference light LC and outputs a difference between detection results obtained by these.
  • the detector 79 sends the detection result (detection signal) to the control unit 100.
  • the swept source OCT is applied, but other types of OCT, such as a spectral domain OCT, can be applied.
  • Control unit 100 The control part 100 performs control of each part of the ophthalmic microscope system 1 (see FIG. 6). Examples of control of the illumination system 10 include the following: turning on / off the light source, adjusting the amount of light; adjusting the diaphragm; adjusting the slit width when slit illumination is possible. Control of the image sensor 23 includes exposure adjustment, gain adjustment, and shooting rate adjustment.
  • the control unit 100 displays various information on the display unit 31.
  • the control unit 100 causes the display unit 31L to display an image acquired by the image sensor 23L (or an image obtained by processing the image) and displays an image acquired by the image sensor 23R (or processes it). The image obtained in this manner is displayed on the display unit 31R.
  • the measurement light LS is sequentially deflected so that the measurement light LS is irradiated to a plurality of positions according to a preset OCT scan pattern.
  • Control targets included in the OCT system 60 include a light source unit 61, a polarization controller 63, a corner cube 70, a polarization controller 73, an attenuator 75, a detector 79, and the like.
  • the focus lens 42 (or the collimating lens 52) is moved along the optical path of the measurement light LS.
  • control unit 100 controls various mechanisms.
  • a stereo angle changing unit 20A a focusing unit 24A, an optical path deflecting unit 25A, an interval changing unit 30A, and an orientation changing unit 30B are provided.
  • the stereo angle changing unit 20A relatively rotates and moves the left light receiving system 20L and the right light receiving system 20R. That is, the stereo angle changing unit 20A relatively moves the left light receiving system 20L and the right light receiving system 20R so as to change the angle formed by the objective optical axes (for example, AL1 and AR1).
  • This relative movement is, for example, to move the left light receiving system 20L and the right light receiving system 20R by the same angle in opposite rotational directions.
  • the direction of the angle bisector formed by the objective optical axes (for example, AL1 and AR1) is constant.
  • FIG. 7 shows an example where the stereo angle is enlarged from the state shown in FIG.
  • the stereo angle may be defined as an angle formed by the objective optical axis AL1 of the left light receiving system 20L and the objective optical axis AR1 of the right light receiving system 20R, or the objective optical axis AL2 of the left light receiving system 20L and the right light receiving system. It may be defined as an angle formed by the 20R objective optical axis AR2. Even if the stereo angle is changed by the stereo angle changing unit 20A, the relative positions (intervals and relative orientations) of the left and right eyepiece systems 30L and 30R do not change.
  • the focal position is adjusted by adjusting the distance between the left and right light receiving systems 20L and 20R with respect to the eye E or changing the focal length of the left and right light receiving systems 20L and 20R in response to the change in the stereo angle. Control can be performed so as not to move.
  • the focusing unit 24A inserts / withdraws the left and right focus lenses 24L and 24R from the optical path.
  • the focusing unit 24A may be configured to simultaneously insert / retract the left and right focus lenses 24L and 24R.
  • the focusing unit 24A may be configured to change the focal position by moving the left and right focus lenses 24L and 24R (simultaneously) in the optical axis direction.
  • the focusing unit 24A may be configured to change the focal length by changing (simultaneously) the refractive powers of the left and right focus lenses 24L and 24R.
  • the optical path deflecting unit 25A inserts / withdraws the left and right wedge prisms 25L and 25R with respect to the optical path.
  • the optical path deflecting unit 25A may be configured to simultaneously insert / retract the left and right wedge prisms 25L and 25R.
  • the optical path deflecting unit 25A changes the direction of the optical paths of the left and right light receiving systems 20L and 20R by changing the prism amounts (and prism directions) of the left and right wedge prisms 25L and 25R (simultaneously). May be configured.
  • the interval changing unit 30A changes the interval between the left and right eyepiece systems 30L and 30R.
  • the interval changing unit 30A may be configured to relatively move the left and right eyepiece systems 30L and 30R without changing the relative directions of the optical axes of each other.
  • the orientation changing unit 30B changes the relative orientation of the left and right eyepiece systems 30L and 30R.
  • the direction changing unit 30B relatively moves the left eyepiece system 30L and the right eyepiece system 30R so as to change the angle formed by the optical axes of each other.
  • This relative movement is, for example, to move the left eyepiece system 30L and the right eyepiece system 30R by the same angle in opposite rotation directions.
  • the direction of the bisector of the angle formed by the optical axes of each other is constant.
  • the light amount detection unit 110 detects the amount of return light of the measurement light LS irradiated to the eye E. By detecting a part of the return light of the measurement light LS by the light quantity detection unit 110, the light quantity of the return light can be specified.
  • an optical path separation member is disposed in the optical path of the return light of the measurement light LS in the irradiation system 40 or the OCT system 60.
  • the optical path separating member separates the monitoring optical path from the optical path of the return light.
  • the light quantity detection unit 110 is disposed on the monitoring optical path separated by the optical path separation member.
  • Such a light quantity detection unit 110 includes, for example, a fiber coupler and a detector, similarly to the configuration shown in FIG. A detection signal from the light amount detection unit 110 is sent to the control unit 100.
  • the control unit 100 includes an OCT focusing control unit 101.
  • the OCT focus control unit 101 controls the moving mechanism 42 ⁇ / b> A based on the amount of return light of the measurement light LS detected by the light amount detection unit 110.
  • the OCT focusing control unit 101 moves the focus lens 42 by controlling the moving mechanism 42A so that the return light of the measurement light LS detected by the light amount detection unit 110 is maximized.
  • the OCT focusing control unit 101 can repeatedly execute the above control on the moving mechanism 42A after a predetermined time. Thereby, the focused OCT image can be acquired as a live image.
  • the OCT focusing control unit 101 can control the moving mechanism 42A when the light amount of the return light of the measurement light LS detected by the light amount detection unit 110 becomes equal to or less than the first threshold value.
  • the first threshold value is set in advance according to the maximum value of the return light amount of the measurement light LS detected by the light amount detection unit 110.
  • the first threshold value may be a value obtained by multiplying the maximum value by a predetermined coefficient, or a value obtained by subtracting a predetermined amount of light from the maximum value.
  • the OCT focusing control unit 101 may control the moving mechanism 42A based on the intensity of the interference light LC detected by the OCT system 60.
  • the OCT focusing control unit 101 controls the moving mechanism 42A based on the detection signal obtained by the detector 79 of the OCT system 60 so that the intensity of the detected interference light LC is maximized.
  • the lens 42 is moved.
  • the OCT focusing control unit 101 can repeatedly execute the above control on the moving mechanism 42A after a predetermined time. Thereby, the focused OCT image can be acquired as a live image.
  • the OCT focusing control unit 101 may execute the above-described control based on the intensity of the interference light LC while performing the above-described control based on the return light of the measurement light LS with respect to the moving mechanism 42A.
  • the OCT focusing control unit 101 can execute control of the moving mechanism 42A when the intensity of the interference light LC becomes equal to or lower than the second threshold value.
  • the second threshold is set in advance according to the maximum value of the intensity of the interference light LC based on the detection result obtained by the detector 79, for example.
  • the second threshold value may be a value obtained by multiplying the maximum value by a predetermined coefficient, or a value obtained by subtracting a predetermined intensity from the maximum value.
  • the focus control unit 101 detects a change in the luminance distribution of the image by analyzing the image acquired by at least one of the imaging elements 23L and 23R, and based on the detection result of the change, the movement mechanism 42A. Control may be performed.
  • the luminance distribution includes a luminance histogram.
  • the focus control unit 101 may execute control of the moving mechanism 42A based on a change in the statistical value of the luminance distribution obtained by analyzing the image.
  • the statistical value includes a minimum value, a maximum value, an average value, a median value, a mode value, and the like.
  • the focus control unit 101 may detect a change in the luminance distribution in a predetermined region of interest (region of interest) in the acquired image. Thereby, when it is determined that the image acquired by at least one of the imaging elements 23L and 23R has changed, the focus position of the measurement light LS can be changed, and an optimal OCT image can be automatically acquired.
  • the data processing unit 200 executes various types of data processing. This data processing includes processing for forming an image, processing for processing an image, and the like. In addition, the data processing unit 200 may be capable of executing processing relating to analysis of images, examination results, and measurement results, and information relating to the subject (such as electronic medical record information).
  • the data processing unit 200 includes a scaling processing unit 210 and an OCT image forming unit 220.
  • the scaling processing unit 210 enlarges the image acquired by the image sensor 23.
  • This process is a so-called digital zoom process, and includes a process of cutting out a part of an image acquired by the image sensor 23 and a process of creating an enlarged image of the part.
  • the image clipping range is set by the observer or by the control unit 100.
  • the scaling processing unit 210 performs the same processing on the image (left image) acquired by the imaging device 23L of the left light receiving system 20L and the image (right image) acquired by the imaging device 23R of the right light receiving system 20R. Apply. Thereby, images of the same magnification are presented to the left eye E 0 L and the right eye E 0 R of the observer.
  • the optical zoom function is realized by providing a variable magnification lens (variable lens system) in each of the left and right light receiving systems 20L and 20R.
  • a variable magnification lens variable lens system
  • Control related to the optical zoom function is executed by the control unit 100.
  • the OCT image forming unit 220 forms an image of the eye E based on the detection result of the interference light LC obtained by the detector 79 of the OCT system 60.
  • the control unit 100 sends detection signals sequentially output from the detector 79 to the OCT image forming unit 220.
  • the OCT image forming unit 220 performs, for example, Fourier transform or the like on the spectrum distribution based on the detection result obtained by the detector 79 for each series of wavelength scans (for each A line), thereby reflecting the reflection intensity profile in each A line. Form.
  • the OCT image forming unit 220 forms image data by imaging each A-line profile. Thereby, a B-scan image (cross-sectional image) and volume data (three-dimensional image data) are obtained.
  • the data processing unit 200 may have a function of analyzing the image (OCT image) formed by the OCT image forming unit 220.
  • This analysis function includes retinal thickness analysis and comparative analysis with normal eyes. Such an analysis function is executed using a known application.
  • the data processing unit 200 may have a function of analyzing an image acquired by the light receiving system 20.
  • the data processing unit 200 may include an analysis function that combines analysis of an image acquired by the light receiving system 20 and analysis of an OCT image.
  • the user interface (UI) 300 has a function for exchanging information between an observer or the like and the ophthalmic microscope system 1.
  • the user interface 300 includes a display device and an operation device (input device).
  • the display device may include the display unit 31 and may include other display devices.
  • the operation device includes various hardware keys and / or software keys. It is possible to integrally configure at least a part of the operation device and at least a part of the display device.
  • a touch panel display is an example.
  • the communication unit 400 performs a process for transmitting information to another apparatus and a process for receiving information transmitted from the other apparatus.
  • the communication unit 400 may include a communication device that conforms to a predetermined network (LAN, Internet, etc.). For example, the communication unit 400 acquires information from an electronic medical record database or a medical image database via a LAN provided in a medical institution.
  • the communication unit 400 converts an image acquired by the ophthalmic microscope system 1 (an image acquired by the light receiving system 20, an OCT image, etc.) to the external monitor substantially in real time. Can be sent.
  • the ophthalmic microscope system includes an illumination system (illumination systems 10, 10L, 10R), a pair of light receiving systems (light receiving systems 20, 20L, 20R), and an interference optical system (irradiation system 40 and OCT system 60). And a moving mechanism (moving mechanism 42A), a control unit (control unit 100), and a data processing unit (data processing unit 200).
  • the illumination system irradiates the eye to be examined (eye E to be examined) with illumination light.
  • the pair of light receiving systems includes an objective lens (objective lenses 21L and 21R) and an imaging device (imaging devices 23L and 23R), respectively.
  • the pair of light receiving systems have their respective objective optical axes (objective optical axes AL1 (AL2) and AR1 (AR2)) arranged non-parallel, and return light of the illumination light irradiated to the eye to be examined is passed through each objective lens.
  • the interference optical system includes a focus lens (focus lens 42 and collimator lens 52) and an OCT objective lens (OCT objective lens 44).
  • the interference optical system divides the light from the OCT light source (light source unit 61) into measurement light (measurement light LS) and reference light (reference light LR), which is different from the objective optical axis via the focus lens and the OCT objective lens.
  • Interference light (interference light LC) between the return light of the measurement light irradiated on the eye to be examined from the direction and the reference light is detected.
  • the moving mechanism moves the focus lens.
  • the control unit controls the moving mechanism.
  • the data processing unit generates an image of the eye to be examined or an analysis result based on the detection result of the interference light.
  • an ophthalmic microscope system capable of acquiring an OCT image while observing the eye to be examined without limiting the degree of freedom in optical design and mechanism design. Further, since the eye to be examined is irradiated with the measurement light via the focus lens that is moved by the moving mechanism that can be controlled by the control unit, the focused OCT image can be acquired in real time. Therefore, even when the shape of the cornea or the like is instantaneously deformed during the operation, it is not necessary to manually adjust the focus of the OCT image, and the operation is continued while always observing the focused OCT image. It becomes possible.
  • the ophthalmic microscope system includes a light amount detection unit (light amount detection unit 110) that detects the amount of return light of the measurement light, and the control unit is configured to move the movement mechanism based on the detection result of the light amount detection unit. Control may be performed.
  • a light amount detection unit light amount detection unit 110
  • the control unit is configured to move the movement mechanism based on the detection result of the light amount detection unit. Control may be performed.
  • the focus lens is moved based on the amount of return light of the measurement light irradiated to the eye to be examined, focusing control based on the amount of light becomes possible, and thereby focusing is performed.
  • the obtained OCT image can be easily acquired.
  • control unit may execute the control of the moving mechanism when the amount of the return light becomes equal to or less than the first threshold value.
  • control unit may execute control of the moving mechanism based on the intensity of the interference light detected by the interference optical system.
  • the focus lens is moved based on the intensity of the interference light based on the return light of the measurement light and the reference light irradiated on the eye to be examined, focusing based on the intensity of the interference light is performed. Control becomes possible. Thereby, the focused OCT image can be easily acquired.
  • control unit may execute the control of the moving mechanism when the intensity of the interference light becomes equal to or less than the second threshold value.
  • control unit detects a change in the luminance distribution of the image by analyzing the image acquired by the image sensor, and controls the moving mechanism based on the detection result of the change. May be executed.
  • the ophthalmic microscope system includes an optical scanner (optical scanner 41) for scanning the eye to be examined with measurement light, and the focus lens is disposed between the optical scanner and the OCT objective lens. Also good.
  • a focused OCT image can be automatically acquired by the movement of the focus lens arranged between the optical scanner and the OCT objective lens.
  • the interference optical system includes an optical fiber (optical fiber 51) that guides measurement light, and the focus lens emits the measurement light emitted from the optical fiber and directed toward the eye to be examined.
  • a collimating lens may be included.
  • the focused OCT image can be automatically acquired by the movement of the collimating lens arranged at the position facing the emission end of the optical fiber that guides the measurement light to the eye to be examined.
  • the focus lenses 24L and 24R and the wedge prisms 25L and 25R are retracted from the optical path during fundus observation, and are inserted into the optical path during anterior segment observation.
  • Such an operation can be automated.
  • an auxiliary optical member for changing the observation site of the eye to be examined is used.
  • the front lens 90 is disposed in the optical path during fundus observation and is retracted from the optical path during anterior eye observation.
  • the ophthalmic microscope system of this modification changes the states of the focus lenses 24L and 24R according to the state of the auxiliary optical member (that is, the selection of the observation site). That is, the control unit 100 controls the second mechanism for linking the focus lenses 24L and 24R according to the change of the observation site by the auxiliary optical member. Similarly, the control unit 100 controls the third mechanism for operating the wedge prisms 25L and 25R in association with changes in the observation site by the auxiliary optical member.
  • the control unit 100 controls the focusing unit 24A and the optical path deflecting unit 25A so that the focus lenses 24L and 24R and the wedge prisms 25L and 25R are inserted into the optical path. .
  • the control unit 100 controls the focusing unit 24A and the optical path deflecting unit 25A so as to retract from the focus lenses 24L and 24R and the wedge prisms 25L and 25R in response to the insertion of the front lens 90 in the optical path. To do.
  • the ophthalmic microscope system may include a configuration for generating information indicating the state of the auxiliary optical member (for example, whether or not the front lens 90 is inserted in the optical path).
  • the arrangement state of the arm that holds the front lens 90 can be detected using a sensor such as a microswitch.
  • the current state of the front lens 90 can be recognized by referring to the control history.
  • the data processing unit 200 analyzes an image acquired in a state where the focus lens 24L and the like are arranged on the optical path, thereby obtaining an amount indicating the blurred state of the image.
  • the amount of blur is equal to or greater than the threshold value, it is determined that the front lens 90 is disposed in the optical path.
  • the amount of blur is less than the threshold value, it is determined that the front lens 90 is retracted from the optical path.
  • the state of the front lens 90 can be determined in the same manner.
  • the state of the lens for changing the focal position (focus lenses 24L and 24R) and the state of the deflection member (wedge prisms 25L and 25R) for deflecting the optical path are used for switching the observation site. It can be changed automatically. Therefore, the operability can be further improved.
  • the illumination systems (10L and 10R) of the above embodiment are arranged coaxially with the pair of light receiving systems (20L and 20R).
  • a configuration in which an illumination system is arranged non-coaxially with respect to a pair of light receiving systems that is, a configuration in which illumination light can be irradiated from a direction different from the objective optical axis of the pair of light receiving systems will be described.
  • a configuration example of the optical system of this modification is shown in FIG.
  • the illumination system 10S of the ophthalmic microscope system 1A can irradiate, for example, slit light to the eye to be examined.
  • a typical example of such an ophthalmic microscope is a slit lamp microscope.
  • the relative positions of the illumination system 10S and the light receiving systems 20L and 20R can be changed like a slit lamp microscope. That is, the illumination system 10S and the light receiving systems 20L and 20R are configured to be rotatable around the same axis. Thereby, it is possible to observe the cross section of the cornea etc. illuminated with the slit light from an oblique direction.
  • the ophthalmic microscope system may include one or both of the coaxial illumination system as in the above embodiment and the non-coaxial illumination system as in this modification.
  • the illumination system to be used can be switched in accordance with, for example, switching of the observation site.

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Abstract

被検眼を観察しつつ、合焦されたＯＣＴ画像を自動で取得する。実施形態の眼科用顕微鏡システムは、照明系と、一対の受光系と、干渉光学系と、移動機構と、制御部と、データ処理部とを含む。照明系は、被検眼に照明光を照射する。一対の受光系は、対物レンズ及び撮像素子をそれぞれ含み、互いの対物光軸が非平行に配置され、被検眼に照射された照明光の戻り光をそれぞれの対物レンズを介してそれぞれの撮像素子に導く。干渉光学系は、フォーカスレンズ及びＯＣＴ対物レンズを含み、ＯＣＴ光源からの光を測定光と参照光とに分割し、フォーカスレンズ及びＯＣＴ対物レンズを介して対物光軸と異なる方向から被検眼に照射された測定光の戻り光と参照光との干渉光を検出する。移動機構は、フォーカスレンズを移動させる。制御部は、移動機構を制御する。データ処理部は、干渉光の検出結果に基づいて被検眼の画像又は解析結果を生成する。

Description

眼科用顕微鏡システム
　この発明は、眼科用顕微鏡システムに関する。
　眼科分野では眼を拡大観察するために各種の顕微鏡が使用されている。そのような眼科用顕微鏡として、スリットランプ顕微鏡や手術用顕微鏡などがある。眼科用顕微鏡には、眼を撮影するための撮像素子を備えるものや、立体観察のための両眼視差を与える双眼光学系を備えるものがある。
　眼科用顕微鏡は、他の眼科装置と組み合わせて使用されることがある。たとえば、ＯＣＴ（Ｏｐｔｉｃａｌ　Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置やレーザ治療装置を眼科用顕微鏡に組み合わせたシステムが知られている。ＯＣＴ装置は、眼の断面像や３次元画像の取得や、眼組織のサイズ（網膜厚等）の測定や、眼の機能情報（血流情報等）の取得などに使用される。レーザ治療装置は、網膜や隅角の光凝固治療などに使用される。
米国特許第８０４９８７３号明細書
　従来の眼科用顕微鏡システムは、ガリレオ式実体顕微鏡を備えている。ガリレオ式実体顕微鏡は、双眼光学系が共通の対物レンズを備えている点や、双眼光学系の左右の光軸が平行である点を有し、他の光学系や光学素子を組み合わせ易いというメリットがある。これに対して、大径の対物レンズを使用する必要があるため、ガリレオ式実体顕微鏡は、光学設計や機構設計の自由度が制限されるというデメリットがある。
　また、眼科用顕微鏡にＯＣＴ装置が組み合わせされた眼科用顕微鏡システムは、被検眼を観察しつつＯＣＴ画像をリアルタイムに取得することができるため、被検眼の手術に有用であると考えられる。しかしながら、たとえば前眼部の手術中には前眼部の形状が瞬間的に変形する場合がある。この場合、その都度、合焦されたＯＣＴ画像を取得するための合焦操作を手術中に手動で行うことは困難である。
　この発明は、従来の眼科用顕微鏡システムに関する上記の問題を解決するための新規な構成を提供するものである。
　実施形態の眼科用顕微鏡システムは、照明系と、一対の受光系と、干渉光学系と、移動機構と、制御部と、データ処理部とを含む。照明系は、被検眼に照明光を照射する。一対の受光系は、対物レンズ及び撮像素子をそれぞれ含み、互いの対物光軸が非平行に配置され、被検眼に照射された照明光の戻り光をそれぞれの対物レンズを介してそれぞれの撮像素子に導く。干渉光学系は、フォーカスレンズ及びＯＣＴ対物レンズを含み、ＯＣＴ光源からの光を測定光と参照光とに分割し、フォーカスレンズ及びＯＣＴ対物レンズを介して対物光軸と異なる方向から被検眼に照射された測定光の戻り光と参照光との干渉光を検出する。移動機構は、フォーカスレンズを移動させる。制御部は、移動機構を制御する。データ処理部は、干渉光の検出結果に基づいて被検眼の画像又は解析結果を生成する。
　実施形態によれば、従来の眼科用顕微鏡システムに関する上記の問題を解決することが可能である。
実施形態に係る眼科用顕微鏡システムの構成の一例を示す概略図である。 実施形態に係る眼科用顕微鏡システムの構成の一例を示す概略図である。 実施形態に係る眼科用顕微鏡システムの構成の一例を示す概略図である。 実施形態に係る眼科用顕微鏡システムの構成の一例を示す概略図である。 実施形態に係る眼科用顕微鏡システムの構成の一例を示す概略図である。 実施形態に係る眼科用顕微鏡システムの構成の一例を示す概略図である。 実施形態に係る眼科用顕微鏡システムの作用を示す概略図である。 変形例に係る眼科用顕微鏡システムの構成の一例を示す概略図である。
　この発明に係る眼科用顕微鏡システムの実施形態の例について、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、この明細書において引用された文献の記載内容や任意の公知技術を、以下の実施形態に援用することが可能である。
　眼科用顕微鏡システムは、眼科分野における診療や手術において被検眼の拡大像を観察（撮影）するために使用される。観察対象部位は、患者眼の任意の部位であってよく、たとえば、前眼部においては角膜や隅角や硝子体や水晶体や毛様体などであってよく、後眼部においては網膜や脈絡膜や硝子体であってよい。また、観察対象部位は、瞼や眼窩など眼の周辺部位であってもよい。
　眼科用顕微鏡システムは、被検眼を拡大観察するための顕微鏡としての機能に加え、他の眼科装置としての機能を有する。以下の実施形態では、他の眼科装置としての機能として、ＯＣＴ機能を有する。なお、他の眼科装置としての機能として、更に、レーザ治療、眼軸長測定、屈折力測定、高次収差測定などを有していてもよい。他の眼科装置は、被検眼の検査や測定や画像化を光学的手法で行うことが可能な任意の構成を備えるものであってよい。
［構成］
　図１～図７に、実施形態に係る眼科用顕微鏡システムの構成例を示す。図１～図４、図７は、眼科用顕微鏡システムの光学系の構成例を示す。図１は後眼部を観察するときの光学系を示し、図２は前眼部を観察するときの光学系を示す。図３及び図４は、実施形態に係る偏向ミラー及びＯＣＴ対物レンズの説明図を示す。図５は、上記の「他の眼科装置としての機能」を提供するための光学系を示す。図６は処理系の構成を示す。
　眼科用顕微鏡システム１は、照明系１０（１０Ｌ、１０Ｒ）と、受光系２０（２０Ｌ、２０Ｒ）と、接眼系３０（３０Ｌ、３０Ｒ）と、照射系４０と、ＯＣＴ系６０とを備える。後眼部（網膜等）を観察するときには、被検眼Ｅの直前に前置レンズ９０が配置される。なお、図１に示すような非接触の前置レンズ９０の代わりにコンタクトレンズ等を用いることが可能である。また、隅角を観察するときにはコンタクトミラー（三面鏡等）等を用いることができる。
（照明系１０）
　照明系１０は、被検眼Ｅに照明光を照射する。図示は省略するが、照明系１０は、照明光を発する光源や、照明野を規定する絞りや、レンズ系などを含む。照明系の構成は、従来の眼科装置（たとえばスリットランプ顕微鏡、眼底カメラ、レフラクトメータ等）と同様であってよい。
　本実施形態の照明系１０Ｌ及び１０Ｒは、それぞれ受光系２０Ｌ及び２０Ｒと同軸に構成されている。具体的には、観察者の左眼Ｅ０Ｌに提示される像を取得するための左受光系２０Ｌには、たとえばハーフミラーからなるビームスプリッタ１１Ｌが斜設されている。ビームスプリッタ１１Ｌは、左受光系２０Ｌの光路に左照明系１０Ｌの光路を同軸に結合している。左照明系１０Ｌから出力された照明光は、ビームスプリッタ１１Ｌにより反射され、左受光系２０Ｌと同軸で被検眼Ｅを照明する。同様に、観察者の右眼Ｅ０Ｒに提示される像を取得するための右受光系２０Ｒには、右受光系２０Ｒの光路に右照明系１０Ｒの光路を結合するビームスプリッタ１１Ｒが斜設されている。ビームスプリッタ１１Ｒは、右受光系２０Ｒの光路に右照明系１０Ｒの光路を同軸に結合している。右照明系１０Ｒから出力された照明光は、ビームスプリッタ１１Ｒにより反射され、右受光系２０Ｒと同軸で被検眼Ｅを照明する。
　受光系２０Ｌ（２０Ｒ）の光軸に対する照明光の位置を変更可能に構成することができる。この構成は、たとえば、従来の眼科手術用顕微鏡と同様に、ビームスプリッタ１１Ｌ（１１Ｒ）に対する照明光の照射位置を変更するための手段を設けることにより実現される。
　本例では、対物レンズ２１Ｌ（２１Ｒ）と被検眼Ｅとの間にビームスプリッタ１１Ｌ（１１Ｒ）が配置されているが、照明光の光路が受光系２０Ｌ（２０Ｒ）に結合される位置は、受光系２０Ｌ（２０Ｒ）の任意の位置でよい。
（受光系２０）
　本実施形態では、左右一対の受光系２０Ｌ及び２０Ｒが設けられている。左受光系２０Ｌは、観察者の左眼Ｅ０Ｌに提示される像を取得するための構成を有し、右受光系２０Ｒは、右眼Ｅ０Ｒに提示される像を取得するための構成を有する。左受光系２０Ｌと右受光系２０Ｒは同じ構成を備える。左受光系２０Ｌ（右受光系２０Ｒ）は、対物レンズ２１Ｌ（２１Ｒ）と、結像レンズ２２Ｌ（２２Ｒ）と、撮像素子２３Ｌ（２３Ｒ）とを含む。
　なお、結像レンズ２２Ｌ（２２Ｒ）が設けられていない構成を適用することも可能である。本実施形態のように結像レンズ２２Ｌ（２２Ｒ）が設けられている場合、対物レンズ２１Ｌ（２１Ｒ）と結像レンズ２２Ｌ（２２Ｒ）との間をアフォーカルな光路（平行光路）とすることができる。それにより、フィルタ等の光学素子を配置することや、光路結合部材を配置して他の光学系からの光路を結合することが容易になる（すなわち、光学的構成の自由度や拡張性が向上される）。
　符号ＡＬ１は、左受光系２０Ｌの対物レンズ２１Ｌの光軸（対物光軸）を示し、符号ＡＲ１は、右受光系２０Ｒの対物レンズ２１Ｒの光軸（対物光軸）を示す。撮像素子２３Ｌ（２３Ｒ）は、たとえばＣＣＤイメージセンサやＣＭＯＳイメージセンサ等のエリアセンサである。
　以上は、被検眼Ｅの後眼部（眼底）を観察するときの受光系２０の構成である（図１）。一方、前眼部を観察するときには、図２に示すように、対物レンズ２１Ｌ（２１Ｒ）に対して被検眼Ｅ側の位置に、フォーカスレンズ２４Ｌ（２４Ｒ）とウェッジプリズム２５Ｌ（２５Ｒ）とが配置される。本例のフォーカスレンズ２４Ｌ（２４Ｒ）は凹レンズであり、対物レンズ２１Ｌ（２１Ｒ）の焦点距離を延長するように作用する。ウェッジプリズム２５Ｌ（２５Ｒ）は、左受光系２０Ｌ（右受光系２０Ｒ）の光路（対物光軸ＡＬ１（ＡＲ１））を所定角度だけ外側に偏向する（符号ＡＬ２及びＡＲ２で示す）。このように、フォーカスレンズ２４Ｌ及びウェッジプリズム２５Ｌが左受光系２０Ｌに配置され、かつ、フォーカスレンズ２４Ｒ及びウェッジプリズム２５Ｒが右受光系２０Ｒに配置される。それにより、後眼部観察用の焦点位置Ｆ１から前眼部観察用の焦点位置Ｆ２に切り替えられる。
　フォーカスレンズとして凸レンズを用いることが可能である。その場合、フォーカスレンズは、後眼部観察時に光路に配置され、前眼部観察時に光路から退避される。フォーカスレンズの挿入／退避によって焦点距離を切り替える代わりに、たとえば光軸方向に移動可能なフォーカスレンズを設けることにより焦点距離を連続的又は段階的に変更できるように構成することが可能である。
　図２に示す例では、ウェッジプリズム２５Ｌ（２５Ｒ）の基底方向は外側である（つまりベースアウト配置である）が、ベースイン配置のウェッジプリズムを用いることができる。その場合、ウェッジプリズムは、後眼部観察時に光路に配置され、前眼部観察時に光路から退避される。ウェッジプリズムの挿入／退避によって光路の方向を切り替える代わりに、プリズム量（及びプリズム方向）が可変なプリズムを設けることにより光路の向きを連続的又は段階的に変更できるように構成することが可能である。
（接眼系３０）
　本実施形態では、左右一対の接眼系３０Ｌ及び３０Ｒが設けられている。左接眼系３０Ｌは、左受光系２０Ｌにより取得された被検眼Ｅの像を観察者の左眼Ｅ０Ｌに提示するための構成を有し、右接眼系３０Ｒは、右受光系２０Ｒにより取得された被検眼Ｅの像を右眼Ｅ０Ｒに提示するための構成を有する。左接眼系３０Ｌと右接眼系３０Ｒは同じ構成を備える。左接眼系３０Ｌ（右接眼系３０Ｒ）は、表示部３１Ｌ（３１Ｒ）と、接眼レンズ系３２Ｌ（３２Ｒ）とを含む。
　表示部３１Ｌ（３１Ｒ）は、たとえばＬＣＤ等のフラットパネルディスプレイである。表示部３１Ｌ（３１Ｒ）の表示面のサイズは、たとえば（対角線長）７インチ以下とされる。左右一対の接眼系３０Ｌ及び３０Ｒに設けられる表示デバイスの画面サイズは、観察者の眼幅（瞳孔間距離等）や、装置のサイズや、装置の設計（光学系や機構の配置等）などに制約を受ける。すなわち、このような制約条件と見掛け視野の広さはトレードオフの関係にある。このような観点から、表示部３１Ｌ及び３１Ｒの画面サイズの最大値は７インチ程度と考えられる。なお、接眼レンズ系３２Ｌ及び３２Ｒの構成や機構の配置を工夫することにより、７インチを超える画面サイズの表示部３１Ｌ及び３１Ｒを適用することができ、或いは、小サイズの表示部３１Ｌ及び３１Ｒを適用することができる。
　左接眼系３０Ｌと右接眼系３０Ｒとの間隔を変更することが可能である。それにより、観察者の眼幅に応じて左接眼系３０Ｌと右接眼系３０Ｒとの間隔を調整することができる。また、左接眼系３０Ｌと右接眼系３０Ｒとの相対的向きを変更することが可能である。つまり、左接眼系３０Ｌの光軸と右接眼系３０Ｒの光軸とがなす角度を変更することが可能である。それにより、両眼Ｅ０Ｌ及びＥ０Ｒの輻輳を誘発することができ、観察者による立体視を支援することができる。
（照射系４０）
　照射系４０は、前述した「他の眼科装置」としての機能を実現するための光を、受光系２０の対物光軸（ＡＬ１及びＡＲ１、並びにＡＬ２及びＡＲ２）と異なる方向から被検眼Ｅに照射する。本例の照射系４０は、ＯＣＴのための光（測定光）を被検眼Ｅに照射する。
　照射系４０は、光スキャナ４１と、フォーカスレンズ４２と、偏向ミラー４３と、ＯＣＴ対物レンズ４４とを含む。光スキャナ４１には、ＯＣＴ系６０からの光が導かれる。フォーカスレンズ４２は、ＯＣＴ系６０からの光の光路に沿って移動可能である。移動機構４２Ａは、フォーカスレンズ４２を上記の光路に沿って移動させる。移動機構４２Ａは、後述の制御部１００により制御される。たとえば、移動機構４２Ａは、制御部１００から制御信号を受け、当該制御信号により指定された移動方向に、指定された移動量だけフォーカスレンズ４２を移動させる。
　ＯＣＴ系６０からの光（測定光）は、光ファイバ５１により導かれ、そのファイバ端面から出射する。このファイバ端面に臨む位置には、コリメートレンズ５２が配置されている。コリメートレンズ５２は、ファイバ端面から出射した測定光を平行光束にする。コリメートレンズ５２により平行光束とされた測定光は、光スキャナ４１に導かれる。なお、コリメートレンズ５２は、フォーカスレンズ（或いはフォーカスレンズを構成するレンズ群の１つ）として測定光の光路に沿って移動可能であってもよい。この場合、移動機構４２Ａ又は移動機構４２Ａと別途に設けられた移動機構は、コリメートレンズ５２を測定光の光路に沿って移動させることが可能である。コリメートレンズ５２を移動させる移動機構もまた、後述の制御部１００により制御される。フォーカスレンズ４２及びコリメートレンズ５２の双方が、移動機構により連動して又は独立に移動されてもよい。
　光スキャナ４１は、２次元光スキャナであり、水平方向（ｘ方向）へ光を偏向するｘスキャナ４１Ｈと、垂直方向（ｙ方向）へ光を偏向するｙスキャナ４１Ｖとを含む。ｘスキャナ４１Ｈ及びｙスキャナ４１Ｖは、それぞれ任意の形態の光スキャナであってよく、たとえばガルバノミラーが使用される。光スキャナ４１は、たとえば、コリメートレンズ５２の射出瞳位置又はその近傍位置に配置される。更に、光スキャナ４１は、たとえば、フォーカスレンズ４２の入射瞳位置又はその近傍位置に配置される。
　本例のように２つの１次元光スキャナを組み合わせて２次元光スキャナを構成する場合、２つの１次元光スキャナは所定距離（たとえば１０ｍｍ程度）だけ離れて配置される。それにより、たとえば、いずれかの１次元光スキャナを上記射出瞳位置及び／又は上記入射瞳位置に配置することができる。
　フォーカスレンズ４２は、光スキャナ４１を通過した平行光束（測定光）を一旦結像させる。フォーカスレンズ４２を通過した光は、偏向ミラー４３によりＯＣＴ対物レンズ４４に向けて反射される。ＯＣＴ対物レンズ４４を通過した光は、被検眼Ｅに照射される。
　照射系４０により導かれてきた光が受光系２０の対物光軸（ＡＬ１及びＡＲ１、並びにＡＬ２及びＡＲ２）と異なる方向から被検眼Ｅに照射されるように、偏向ミラー４３の位置は予め決定されている。本例では、互いの対物光軸が非平行に配置された左受光系２０Ｌと右受光系２０Ｒとの間の位置に偏向ミラー４３が配置されている。
　図３は、偏向ミラー４３及びＯＣＴ対物レンズ４４の斜視図を模式的に表す。図３では、対物光軸ＡＬ１（ＡＬ２）に垂直な方向の左受光系２０Ｌの光路の断面と対物光軸ＡＲ１（ＡＲ２）に垂直な方向の右受光系２０Ｒの光路の断面とが模式的に表されている。
　照射系４０により導かれてきた光を被検眼Ｅに対してできるだけ垂直方向に近い入射方向から入射させるため、受光系２０の対物光軸（ＡＬ１及びＡＲ１、並びにＡＬ２及びＡＲ２）の近傍に偏向ミラー４３及びＯＣＴ対物レンズ４４が配置されている。偏向ミラー４３の受光系２０の対物光軸側の端部４３ａとＯＣＴ対物レンズ４４の受光系２０の対物光軸側の端部４４ａとは、左受光系２０Ｌの光路及び右受光系２０Ｒの光路に略接している。
　光スキャナ４１と偏向ミラー４３の偏向面とは、光学的に略共役に配置されている。特に、受光系２０の対物光軸と略平行な方向に照射系４０からの光を偏向するｙスキャナ４１Ｖの偏向面と偏向ミラー４３の偏向面とが光学的に略共役に配置されている。この実施形態では、受光系２０の一対の対物光軸を含む平面に直交面内において照射系４０からの光を偏向するｙスキャナ４１Ｖの偏向面と偏向ミラー４３の偏向面とが光学的に略共役に配置されている。それにより、受光系２０の対物光軸の方向に対して斜設された偏向ミラー４３の偏向面のサイズＨ（図３参照）を小さくすることができる。偏向ミラー４３のサイズＨを小さくすることで、受光系２０の対物光軸に対し偏向ミラー４３及びＯＣＴ対物レンズ４４をより一層近付けて配置することが可能になる。
　本実施形態では、ＯＣＴ対物レンズ４４の受光系２０の対物光軸側の端部４４ａは、直線状に切り欠かれている。それにより、ＯＣＴ対物レンズ４４の周縁部によって左受光系２０Ｌの観察光路及び右受光系２０Ｒの観察光路が遮られることがなくなる。ＯＣＴ対物レンズ４４の端部を切り欠くことにより、受光系２０の対物光軸に偏向ミラー４３及びＯＣＴ対物レンズ４４をより一層近付けて配置することが可能になる。なお、端部４４ａは、直線状ではなく、たとえば曲線状に切り欠かれていてもよい。
　偏向ミラー４３は、偏向面（反射面）の受光系２０の対物光軸側の端部４３ａが直線状に形成された反射ミラーである。偏向ミラー４３の端部４３ａとＯＣＴ対物レンズ４４の端部４４ａとが、左受光系２０Ｌの光路及び右受光系２０Ｒの光路に略接するように配置されている。それにより、受光系２０の対物光軸にできるだけ近い位置に偏向ミラー４３及びＯＣＴ対物レンズ４４を配置することが可能になる。
　図４は、受光系２０の対物光軸方向から受光系２０及び照射系４０のそれぞれの光路を見たときの光路配置図を模式的に表す。左受光系２０Ｌの対物光軸ＡＬ１（ＡＬ２）は、左対物レンズ２１Ｌのレンズ中心の近傍に設けられる。右受光系２０Ｒの対物光軸ＡＲ１（ＡＲ２）は、右対物レンズ２１Ｒのレンズ中心の近傍に設けられる。照射系４０の対物光軸ＯＬは、ＯＣＴ対物レンズ４４のレンズ中心の近傍に設けられる。左対物レンズ２１Ｌのレンズ中心とＯＣＴ対物レンズ４４のレンズ中心との距離Ｄ１と右対物レンズ２１Ｒのレンズ中心とＯＣＴ対物レンズ４４のレンズ中心との距離Ｄ２とは、略等しい。それにより、受光系２０の対物光軸にできるだけ近い光軸方向から照射系４０からの光を入射させることが可能になる。
　なお、左対物レンズ２１Ｌのレンズ中心と右対物レンズ２１Ｒのレンズ中心との距離Ｄ３（底辺の長さ）は、距離Ｄ１、Ｄ２（斜辺の長さ）より長くてよい。それにより、受光系２０の対物光軸により一層近い光軸方向から照射系４０からの光を入射させることが可能になる。
　以上のように、受光系２０の対物光軸に対して偏向ミラー４３及びＯＣＴ対物レンズ４４を近付けて配置することが可能になる。それにより、照射系４０により導かれてきた光を被検眼Ｅに対してできるだけ垂直方向に近い入射方向から入射させることができるようになる。
（ＯＣＴ系６０）
　ＯＣＴ系６０は、ＯＣＴを実行するための干渉光学系を含む。ＯＣＴ系６０の構成の例を図５に示す。図５に示す光学系は、スウェプトソースＯＣＴの例であり、波長走査型（波長掃引型）光源からの光を測定光と参照光とに分割し、被検眼Ｅからの測定光の戻り光と参照光路を経由した参照光とを干渉させて干渉光を生成し、この干渉光を検出する。干渉光学系による干渉光の検出結果（検出信号）は、干渉光のスペクトルを示す信号であり、制御部１００に送られる。
　光源ユニット６１は、一般的なスウェプトソースタイプのＯＣＴ装置と同様に、出射光の波長を走査（掃引）可能な波長走査型（波長掃引型）光源を含む。光源ユニット６１は、人眼では視認できない近赤外の波長帯において、出力波長を時間的に変化させる。
　光源ユニット６１から出力された光Ｌ０は、光ファイバ６２により偏波コントローラ６３に導かれてその偏光状態が調整され、光ファイバ６４によりファイバカプラ６５に導かれて測定光ＬＳと参照光ＬＲとに分割される。
　参照光ＬＲは、光ファイバ６６Ａによりコリメータ６７に導かれて平行光束に変換され、光路長補正部材６８及び分散補償部材６９を経由し、コーナーキューブ７０に導かれる。光路長補正部材６８は、参照光ＬＲの光路長（光学距離）と測定光ＬＳの光路長とを合わせるための遅延手段として作用する。分散補償部材６９は、参照光ＬＲと測定光ＬＳとの間の分散特性を合わせるための分散補償手段として作用する。
　コーナーキューブ７０は、参照光ＬＲの進行方向を逆方向に折り返す。コーナーキューブ７０は、参照光ＬＲの入射光路及び出射光路に沿う方向に移動可能とされ、それにより参照光ＬＲの光路の長さが変更される。なお、測定光ＬＳの光路の長さを変更するための手段と、参照光ＬＲの光路の長さを変更するための手段のうちのいずれか一方が設けられていればよい。
　コーナーキューブ７０を経由した参照光ＬＲは、分散補償部材６９及び光路長補正部材６８を経由し、コリメータ７１によって平行光束から集束光束に変換されて光ファイバ７２に入射し、偏波コントローラ７３に導かれて参照光ＬＲの偏光状態が調整される。更に、参照光ＬＲは、光ファイバ７４によりアッテネータ７５に導かれて、制御部１００の制御の下で光量が調整される。光量が調整された参照光ＬＲは、光ファイバ７６によりファイバカプラ７７に導かれる。
　一方、ファイバカプラ６５により生成された測定光ＬＳは、光ファイバ５１により導かれてファイバ端面から出射され、コリメートレンズ５２により平行光束とされる。平行光束にされた測定光ＬＳは、光スキャナ４１、フォーカスレンズ４２、偏向ミラー４３及びＯＣＴ対物レンズ４４を経由して被検眼Ｅに照射される。測定光ＬＳは、被検眼Ｅの様々な深さ位置において反射・散乱される。被検眼Ｅからの測定光ＬＳの戻り光は、反射光や後方散乱光を含み、往路と同じ経路を逆向きに進行してファイバカプラ６５に導かれ、光ファイバ６６Ｂを経由してファイバカプラ７７に到達する。
　ファイバカプラ７７は、光ファイバ６６Ｂを介して入射された測定光ＬＳと、光ファイバ７６を介して入射された参照光ＬＲとを合成して（干渉させて）干渉光を生成する。ファイバカプラ７７は、所定の分岐比（たとえば１：１）でこの干渉光を分割することにより、一対の干渉光ＬＣを生成する。ファイバカプラ７７から出射した一対の干渉光ＬＣは、それぞれ光ファイバ７８Ａ及び７８Ｂにより検出器７９に導かれる。
　検出器７９は、たとえば一対の干渉光ＬＣをそれぞれ検出する一対のフォトディテクタを含み、これらによる検出結果の差分を出力するバランスドフォトダイオード（Ｂａｌａｎｃｅｄ　Ｐｈｏｔｏ　Ｄｉｏｄｅ）である。検出器７９は、その検出結果（検出信号）を制御部１００に送る。
　本例ではスウェプトソースＯＣＴが適用されているが、他のタイプのＯＣＴ、たとえばスペクトラルドメインＯＣＴを適用することが可能である。
（制御部１００）
　制御部１００は、眼科用顕微鏡システム１の各部の制御を実行する（図６参照）。照明系１０の制御の例として次のものがある：光源の点灯、消灯、光量調整；絞りの調整；スリット照明が可能な場合にはスリット幅の調整。撮像素子２３の制御として、露光調整やゲイン調整や撮影レート調整などがある。
　制御部１００は、各種の情報を表示部３１に表示させる。たとえば、制御部１００は、撮像素子２３Ｌにより取得された画像（又はそれを処理して得られた画像）を表示部３１Ｌに表示させ、かつ、撮像素子２３Ｒにより取得された画像（又はそれを処理して得られた画像）を表示部３１Ｒに表示させる。
　光スキャナ４１の制御として、たとえば、予め設定されたＯＣＴスキャンパターンに応じた複数の位置に測定光ＬＳが照射されるように、測定光ＬＳを順次に偏向する。
　ＯＣＴ系６０に含まれる制御対象としては、光源ユニット６１、偏波コントローラ６３、コーナーキューブ７０、偏波コントローラ７３、アッテネータ７５、検出器７９などがある。
　移動機構４２Ａの制御として、フォーカスレンズ４２（又はコリメートレンズ５２）を測定光ＬＳの光路に沿って移動させる。
　更に、制御部１００は、各種の機構を制御する。そのような機構としては、ステレオ角変更部２０Ａ、合焦部２４Ａ、光路偏向部２５Ａ、間隔変更部３０Ａ、及び向き変更部３０Ｂが設けられている。
　ステレオ角変更部２０Ａは、左受光系２０Ｌと右受光系２０Ｒとを相対的に回転移動する。すなわち、ステレオ角変更部２０Ａは、互いの対物光軸（たとえばＡＬ１とＡＲ１）がなす角度を変更するように左受光系２０Ｌと右受光系２０Ｒとを相対移動させる。この相対移動は、たとえば、左受光系２０Ｌと右受光系２０Ｒとを反対の回転方向に同じ角度だけ移動させるものである。この移動態様においては、互いの対物光軸（たとえばＡＬ１とＡＲ１）がなす角の二等分線の向きは一定である。一方、当該二等分線の向きが変化するように上記相対移動を行うことも可能である。
　図２に示す状態からステレオ角が拡大された状態の例を図７に示す。なお、ステレオ角は、左受光系２０Ｌの対物光軸ＡＬ１と右受光系２０Ｒの対物光軸ＡＲ１とがなす角として定義されてもよいし、左受光系２０Ｌの対物光軸ＡＬ２と右受光系２０Ｒの対物光軸ＡＲ２とがなす角として定義されてもよい。ステレオ角変更部２０Ａによりステレオ角が変更されても、左右の接眼系３０Ｌ及び３０Ｒの相対位置（間隔、相対的向き）は変化しない。また、ステレオ角の変化に対応して、被検眼Ｅに対する左右の受光系２０Ｌ及び２０Ｒの距離を調整したり、左右の受光系２０Ｌ及び２０Ｒの焦点距離を変更したりすることにより、焦点位置が移動しないように制御を行うことができる。
　合焦部２４Ａは、左右のフォーカスレンズ２４Ｌ及び２４Ｒを光路に対して挿入／退避させる。合焦部２４Ａは、左右のフォーカスレンズ２４Ｌ及び２４Ｒを同時に挿入／退避させるように構成されていてよい。他の例において、合焦部２４Ａは、左右のフォーカスレンズ２４Ｌ及び２４Ｒを（同時に）光軸方向に移動させることによって焦点位置を変更するように構成されてよい。或いは、合焦部２４Ａは、左右のフォーカスレンズ２４Ｌ及び２４Ｒの屈折力を（同時に）変更することによって焦点距離を変更するように構成されてよい。
　光路偏向部２５Ａは、左右のウェッジプリズム２５Ｌ及び２５Ｒを光路に対して挿入／退避させる。光路偏向部２５Ａは、左右のウェッジプリズム２５Ｌ及び２５Ｒを同時に挿入／退避させるように構成されていてよい。他の例において、光路偏向部２５Ａは、左右のウェッジプリズム２５Ｌ及び２５Ｒのプリズム量（及びプリズム方向）を（同時に）変更することによって左右の受光系２０Ｌ及び２０Ｒの光路の向きを変更するように構成されてよい。
　間隔変更部３０Ａは、左右の接眼系３０Ｌ及び３０Ｒの間隔を変更する。間隔変更部３０Ａは、互いの光軸の相対的向きを変化させずに左右の接眼系３０Ｌ及び３０Ｒを相対的に移動するように構成されてよい。
　向き変更部３０Ｂは、左右の接眼系３０Ｌ及び３０Ｒの相対的向きを変更する。向き変更部３０Ｂは、互いの光軸がなす角度を変更するように左接眼系３０Ｌと右接眼系３０Ｒとを相対移動させる。この相対移動は、たとえば、左接眼系３０Ｌと右接眼系３０Ｒとを反対の回転方向に同じ角度だけ移動させるものである。この移動態様においては、互いの光軸がなす角の二等分線の向きは一定である。一方、当該二等分線の向きが変化するように上記相対移動を行うことも可能である。
　光量検出部１１０は、被検眼Ｅに照射された測定光ＬＳの戻り光の光量を検出する。光量検出部１１０により測定光ＬＳの戻り光の一部を検出することで戻り光の光量を特定することが可能である。たとえば、照射系４０又はＯＣＴ系６０における測定光ＬＳの戻り光の光路に光路分離部材が配置される。光路分離部材は、戻り光の光路からモニタ用光路を分離する。光量検出部１１０は、光路分離部材により分離されたモニタ用光路に配置される。このような光量検出部１１０は、たとえば図５に示す構成と同様に、ファイバカプラと検出器とを含む。光量検出部１１０の検出信号は、制御部１００に送られる。
　制御部１００は、ＯＣＴ合焦制御部１０１を含む。ＯＣＴ合焦制御部１０１は、光量検出部１１０により検出される測定光ＬＳの戻り光の光量に基づいて移動機構４２Ａを制御する。たとえば、ＯＣＴ合焦制御部１０１は、光量検出部１１０により検出される測定光ＬＳの戻り光が最大となるように移動機構４２Ａを制御することによりフォーカスレンズ４２を移動させる。ＯＣＴ合焦制御部１０１は、移動機構４２Ａに対する上記の制御を所定の時間を空けて繰り返し実行することが可能である。それにより、合焦されたＯＣＴ画像をライブ画像として取得することができる。
　ＯＣＴ合焦制御部１０１は、光量検出部１１０により検出される測定光ＬＳの戻り光の光量が第１閾値以下になったときに移動機構４２Ａの制御を実行することが可能である。第１閾値は、たとえば、光量検出部１１０により検出された測定光ＬＳの戻り光の光量の最大値に応じて事前に設定される。この場合、第１閾値は、最大値に対して所定の係数を乗算することにより得られた値や、最大値から所定の光量分を減算することにより得られた値であってよい。それにより、測定光ＬＳの戻り光の光量が少ないと判断されたときに測定光ＬＳのフォーカス位置を変更し、最適なＯＣＴ画像を自動で取得することが可能になる。
　なお、ＯＣＴ合焦制御部１０１は、ＯＣＴ系６０により検出された干渉光ＬＣの強度に基づいて移動機構４２Ａを制御してもよい。たとえば、ＯＣＴ合焦制御部１０１は、ＯＣＴ系６０の検出器７９により得られた検出信号に基づいて、検出された干渉光ＬＣの強度が最大となるように移動機構４２Ａを制御することによりフォーカスレンズ４２を移動させる。ＯＣＴ合焦制御部１０１は、移動機構４２Ａに対する上記の制御を所定の時間を空けて繰り返し実行することが可能である。それにより、合焦されたＯＣＴ画像をライブ画像として取得することができる。なお、ＯＣＴ合焦制御部１０１は、移動機構４２Ａに対し、測定光ＬＳの戻り光に基づく上記の制御を実行しつつ干渉光ＬＣの強度に基づく上記の制御を実行してもよい。
　ＯＣＴ合焦制御部１０１は、ＯＣＴ系６０の検出器７９により得られた検出結果に基づき干渉光ＬＣの強度が第２閾値以下になったときに移動機構４２Ａの制御を実行することが可能である。第２閾値は、たとえば、検出器７９により得られた検出結果に基づく干渉光ＬＣの強度の最大値に応じて事前に設定される。この場合、第２閾値は、最大値に対して所定の係数を乗算することにより得られた値や、最大値から所定の強度分を減算することにより得られた値であってよい。それにより、干渉光ＬＣの強度が低いと判断されたときに測定光ＬＳのフォーカス位置を変更し、最適なＯＣＴ画像を自動で取得することが可能になる。
　また、合焦制御部１０１は、撮像素子２３Ｌ及び２３Ｒの少なくとも一方により取得された画像を解析することにより当該画像の輝度分布の変化を検出し、当該変化の検出結果に基づいて移動機構４２Ａの制御を実行してもよい。輝度分布には、輝度ヒストグラムなどがある。合焦制御部１０１は、画像を解析することにより求められた輝度分布の統計値の変化に基づいて移動機構４２Ａの制御を実行してもよい。統計値には、最小値、最大値、平均値、中央値、最頻値などがある。合焦制御部１０１は、取得された画像中の所定の注目領域（注目部位）における輝度分布の変化を検出してもよい。それにより、撮像素子２３Ｌ及び２３Ｒの少なくとも一方により取得された画像が変化したと判断されたときに測定光ＬＳのフォーカス位置を変更し、最適なＯＣＴ画像を自動で取得することが可能になる。
（データ処理部２００）
　データ処理部２００は、各種のデータ処理を実行する。このデータ処理には、画像を形成する処理や、画像を加工する処理などが含まれる。また、データ処理部２００は、画像や検査結果や測定結果の解析処理や、被検者に関する情報（電子カルテ情報等）に関する処理を実行可能であってよい。データ処理部２００には、変倍処理部２１０と、ＯＣＴ画像形成部２２０とが含まれる。
　変倍処理部２１０は、撮像素子２３により取得された画像を拡大する。この処理は、いわゆるデジタルズーム処理であり、撮像素子２３により取得された画像の一部を切り取る処理と、その部分の拡大画像を作成する処理とを含む。画像の切り取り範囲は、観察者により又は制御部１００により設定される。変倍処理部２１０は、左受光系２０Ｌの撮像素子２３Ｌにより取得された画像（左画像）と、右受光系２０Ｒの撮像素子２３Ｒにより取得された画像（右画像）とに対して、同じ処理を施す。それにより、観察者の左眼Ｅ０Ｌと右眼Ｅ０Ｒとに同じ倍率の画像が提示される。
　なお、このようなデジタルズーム機能に加えて、又はそれの代わりに、いわゆる光学ズーム機能を設けることが可能である。光学ズーム機能は、左右の受光系２０Ｌ及び２０Ｒのそれぞれに変倍レンズ（変倍レンズ系）を設けることにより実現される。具体例として、変倍レンズを（選択的に）光路に対して挿入／退避する構成や、変倍レンズを光軸方向に移動させる構成がある。光学ズーム機能に関する制御は制御部１００によって実行される。
　ＯＣＴ画像形成部２２０は、ＯＣＴ系６０の検出器７９により得られる干渉光ＬＣの検出結果に基づいて、被検眼Ｅの画像を形成する。制御部１００は、検出器７９から順次に出力される検出信号をＯＣＴ画像形成部２２０に送る。ＯＣＴ画像形成部２２０は、たとえば一連の波長走査毎に（Ａライン毎に）、検出器７９により得られた検出結果に基づくスペクトル分布にフーリエ変換等を施すことにより、各Ａラインにおける反射強度プロファイルを形成する。更に、ＯＣＴ画像形成部２２０は、各Ａラインプロファイルを画像化することにより画像データを形成する。それにより、Ｂスキャン像（断面像）やボリュームデータ（３次元画像データ）が得られる。
　データ処理部２００は、ＯＣＴ画像形成部２２０により形成された画像（ＯＣＴ画像）を解析する機能を備えていてよい。この解析機能としては、網膜厚解析や、正常眼との比較解析などがある。このような解析機能は、公知のアプリケーションを用いて実行される。また、データ処理部２００は、受光系２０により取得された画像を解析する機能を備えていてよい。また、データ処理部２００は、受光系２０により取得された画像の解析とＯＣＴ画像の解析とを組み合わせた解析機能を備えていてもよい。
（ユーザインターフェイス３００）
　ユーザインターフェイス（ＵＩ）３００は、観察者等と眼科用顕微鏡システム１との間で情報のやりとりを行うための機能を備える。ユーザインターフェイス３００は、表示デバイスと操作デバイス（入力デバイス）とを含む。表示デバイスは、表示部３１を含んでよく、それ以外の表示デバイスを含んでもよい。操作デバイスは、各種のハードウェアキー及び／又はソフトウェアキーを含む。操作デバイスの少なくとも一部と表示デバイスの少なくとも一部とを一体的に構成することが可能である。タッチパネルディスプレイはその一例である。
（通信部４００）
　通信部４００は、他の装置に情報を送信する処理と、他の装置から送られた情報を受信する処理とを行う。通信部４００は、既定のネットワーク（ＬＡＮ、インターネット等）に準拠した通信デバイスを含んでいてよい。たとえば、通信部４００は、医療機関内に設けられたＬＡＮを介して、電子カルテデータベースや医用画像データベースから情報を取得する。また、外部モニタが設けられている場合、通信部４００は、眼科用顕微鏡システム１により取得される画像（受光系２０により取得される画像、ＯＣＴ画像等）を、実質的にリアルタイムで外部モニタに送信することができる。
［効果］
　実施形態の眼科用顕微鏡システムの効果について説明する。
　実施形態に係る眼科用顕微鏡システムは、照明系（照明系１０、１０Ｌ、１０Ｒ）と、一対の受光系（受光系２０、２０Ｌ、２０Ｒ）と、干渉光学系（照射系４０及びＯＣＴ系６０）と、移動機構（移動機構４２Ａ）と、制御部（制御部１００）と、データ処理部（データ処理部２００）とを含む。照明系は、被検眼（被検眼Ｅ）に照明光を照射する。一対の受光系は、対物レンズ（対物レンズ２１Ｌ、２１Ｒ）及び撮像素子（撮像素子２３Ｌ、２３Ｒ）をそれぞれ含む。一対の受光系は、互いの対物光軸（対物光軸ＡＬ１（ＡＬ２）、ＡＲ１（ＡＲ２））が非平行に配置され、被検眼に照射された照明光の戻り光をそれぞれの対物レンズを介してそれぞれの撮像素子に導く。干渉光学系は、フォーカスレンズ（フォーカスレンズ４２、コリメートレンズ５２）及びＯＣＴ対物レンズ（ＯＣＴ対物レンズ４４）を含む。干渉光学系は、ＯＣＴ光源（光源ユニット６１）からの光を測定光（測定光ＬＳ）と参照光（参照光ＬＲ）とに分割し、フォーカスレンズ及びＯＣＴ対物レンズを介して対物光軸と異なる方向から被検眼に照射された測定光の戻り光と参照光との干渉光（干渉光ＬＣ）を検出する。移動機構は、フォーカスレンズを移動させる。制御部は、移動機構を制御する。データ処理部は、干渉光の検出結果に基づいて被検眼の画像又は解析結果を生成する。
　このような構成によれば、光学設計や機構設計の自由度が制限されることなく、被検眼を観察しつつＯＣＴ画像の取得が可能な眼科用顕微鏡システムを提供することが可能になる。また、制御部により制御可能な移動機構により移動されるフォーカスレンズを介して被検眼に測定光を照射するようにしたので、合焦されたＯＣＴ画像をリアルタイムに取得することができる。したがって、手術中に角膜などの形状が瞬間的に変形する場合であっても、手動でＯＣＴ画像の合焦調整を行う必要がなくなり、常に合焦されたＯＣＴ画像を観察しつつ手術を継続することが可能になる。
　また、実施形態に係る眼科用顕微鏡システムは、測定光の戻り光の光量を検出する光量検出部（光量検出部１１０）を含み、制御部は、光量検出部の検出結果に基づいて移動機構の制御を実行してもよい。
　このような構成によれば、被検眼に照射された測定光の戻り光の光量に基づいてフォーカスレンズを移動させるようにしたので、光量に基づく合焦制御が可能になり、それにより、合焦されたＯＣＴ画像を容易に取得することができるようになる。
　また、実施形態に係る眼科用顕微鏡システムでは、制御部は、戻り光の光量が第１閾値以下になったときに移動機構の制御を実行してもよい。
　このような構成によれば、測定光の戻り光の光量が少ないと判断されたときに測定光のフォーカス位置を変更し、最適なＯＣＴ画像を自動で取得することが可能になる。
　また、実施形態に係る眼科用顕微鏡システムでは、制御部は、干渉光学系により検出された干渉光の強度に基づいて移動機構の制御を実行してもよい。
　このような構成によれば、被検眼に照射された測定光の戻り光と参照光とに基づく干渉光の強度に基づいてフォーカスレンズを移動させるようにしたので、干渉光の強度に基づく合焦制御が可能になる。それにより、合焦されたＯＣＴ画像を容易に取得することができるようになる。
　また、実施形態に係る眼科用顕微鏡システムでは、制御部は、干渉光の強度が第２閾値以下になったときに移動機構の制御を実行してもよい。
　このような構成によれば、干渉光の強度が低いと判断されたときに測定光のフォーカス位置を変更し、最適なＯＣＴ画像を自動で取得することが可能になる。
　また、実施形態に係る眼科用顕微鏡システムでは、制御部は、撮像素子により取得された画像を解析することにより画像の輝度分布の変化を検出し、変化の検出結果に基づいて移動機構の制御を実行してもよい。
　このような構成によれば、輝度分布の変化を検出することにより撮像素子により取得された画像の変化を検出することができるので、当該画像が変化したと判断されたときに測定光のフォーカス位置を変更し、最適なＯＣＴ画像を自動で取得することが可能になる。
　また、実施形態に係る眼科用顕微鏡システムは、測定光で被検眼をスキャンするための光スキャナ（光スキャナ４１）を含み、フォーカスレンズは、光スキャナとＯＣＴ対物レンズとの間に配置されていてもよい。
　このような構成によれば、光スキャナとＯＣＴ対物レンズとの間に配置されたフォーカスレンズの移動により、合焦されたＯＣＴ画像を自動で取得することができる。
　また、実施形態に係る眼科用顕微鏡システムは、干渉光学系は、測定光を導く光ファイバ（光ファイバ５１）を含み、フォーカスレンズは、光ファイバから出射して被検眼に向かう測定光を平行光束にするコリメートレンズ（コリメートレンズ５２）を含んでもよい。
　このような構成によれば、測定光を被検眼に導く光ファイバの出射端に臨む位置に配置されたコリメートレンズの移動により、合焦されたＯＣＴ画像を自動で取得することができる。
［変形例］
　上記の実施形態は、本発明を実施するための例示に過ぎない。本発明を実施しようとする者は、本発明の要旨の範囲内において任意の変形、省略、追加、置換等を施すことが可能である。以下、上記の実施形態における図面を適宜に参照する。
（変形例１）
　上記の実施形態において、フォーカスレンズ２４Ｌ及び２４Ｒ並びにウェッジプリズム２５Ｌ及び２５Ｒは、眼底観察時には光路から退避され、前眼部観察時には光路に挿入される。このような動作を自動化することが可能である。実施形態では、被検眼の観察部位を変更するための補助光学部材が使用される。たとえば、眼底観察時には光路に前置レンズ９０が配置され、前眼部観察時には光路から退避される。
　本変形例の眼科用顕微鏡システムは、補助光学部材の状態（つまり観察部位の選択）に応じてフォーカスレンズ２４Ｌ及び２４Ｒの状態を変更する。つまり、制御部１００は、補助光学部材による観察部位の変更に応じて、フォーカスレンズ２４Ｌ及び２４Ｒを連係動作するための第２機構を制御する。同様に、制御部１００は、補助光学部材による観察部位の変更に応じて、ウェッジプリズム２５Ｌ及び２５Ｒを連係動作させるための第３機構を制御する。
　具体例を説明する。制御部１００は、前置レンズ９０が光路から退避されたことを受けて、フォーカスレンズ２４Ｌ及び２４Ｒ並びにウェッジプリズム２５Ｌ及び２５Ｒを光路に挿入するように合焦部２４Ａ及び光路偏向部２５Ａを制御する。逆に、制御部１００は、前置レンズ９０が光路に挿入されたことを受けて、フォーカスレンズ２４Ｌ及び２４Ｒ並びにウェッジプリズム２５Ｌ及び２５Ｒから退避させるように合焦部２４Ａ及び光路偏向部２５Ａを制御する。
　本変形例の眼科用顕微鏡システムは、補助光学部材の状態（たとえば、前置レンズ９０が光路に挿入されているか否か）を示す情報を生成する構成を備えてよい。たとえば、前置レンズ９０を保持するアームの配置状態をマイクロスイッチ等のセンサを用いて検出することができる。或いは、前置レンズ９０の挿入／退避を制御部１００からの信号に基づき行う構成の場合、制御の履歴を参照することによって前置レンズ９０の現在の状態を認識することができる。
　他の例として、撮像素子２３Ｌ及び／又は２３Ｒにより取得される画像と、フォーカスレンズ２４Ｌ及び２４Ｒ並びにウェッジプリズム２５Ｌ及び２５Ｒの現在の状態とに基づいて、前置レンズ９０が光路に配置されているか否か判定することができる。たとえば、フォーカスレンズ２４Ｌ等が光路に配置されている状態において取得された画像をデータ処理部２００にて解析することにより当該画像のボケ状態を示す量を求める。このボケ量が閾値以上である場合、前置レンズ９０が光路に配置されていると判定する。逆に、ボケ量が閾値未満である場合、前置レンズ９０は光路から退避されていると判定する。フォーカスレンズ２４Ｌ等が光路から退避されている状態において取得された画像を解析する場合についても、同様にして前置レンズ９０の状態を判定することが可能である。
　本変形例によれば、焦点位置を変更するためのレンズ（フォーカスレンズ２４Ｌ及び２４Ｒ）の状態や、光路を偏向するための偏向部材（ウェッジプリズム２５Ｌ及び２５Ｒ）の状態を、観察部位の切り替えに応じて自動で変更することができる。したがって、操作性の更なる向上を図ることができる。
（変形例２）
　上記の実施形態の照明系（１０Ｌ及び１０Ｒ）は、一対の受光系（２０Ｌ及び２０Ｒ）と同軸に配置されている。本変形例では、一対の受光系に対して非同軸に照明系が配置された構成、つまり、一対の受光系の対物光軸と異なる方向から照明光を照射可能な構成について説明する。本変形例の光学系の構成例を図８に示す。眼科用顕微鏡システム１Ａの照明系１０Ｓは、たとえばスリット光を被検眼に照射可能である。このような眼科用顕微鏡の典型的な例としてスリットランプ顕微鏡がある。本変形例では、スリットランプ顕微鏡のように、照明系１０Ｓと、受光系２０Ｌ及び２０Ｒとの相対位置を変更可能である。つまり、照明系１０Ｓと、受光系２０Ｌ及び２０Ｒとが、同一の軸周りに回動可能に構成される。それにより、スリット光で照明されている角膜等の断面を斜め方向から観察することが可能である。
　眼科用顕微鏡システムは、上記実施形態のような同軸照明系と、本変形例のような非同軸照明系との一方又は双方を備えていてよい。双方の照明系を備える場合、たとえば観察部位の切り替えに応じて、使用される照明系の切り替えを行うことができる。
１　眼科用顕微鏡システム
１０　照明系
２０　受光系
２１Ｌ　左対物レンズ
２１Ｒ　右対物レンズ
２３、２３Ｌ、２３Ｒ　撮像素子
３０、３０Ｌ、３０Ｒ　接眼系
４２　フォーカスレンズ
４２Ａ　移動機構
４４　ＯＣＴ対物レンズ
６０　ＯＣＴ系
１００　制御部

Claims (8)

  1. 　被検眼に照明光を照射する照明系と、
    　対物レンズ及び撮像素子をそれぞれ含み、互いの対物光軸が非平行に配置され、前記被検眼に照射された照明光の戻り光をそれぞれの前記対物レンズを介してそれぞれの前記撮像素子に導く一対の受光系と、
    　フォーカスレンズ及びＯＣＴ対物レンズを含み、ＯＣＴ光源からの光を測定光と参照光とに分割し、前記フォーカスレンズ及び前記ＯＣＴ対物レンズを介して前記対物光軸と異なる方向から前記被検眼に照射された前記測定光の戻り光と前記参照光との干渉光を検出する干渉光学系と、
    　前記フォーカスレンズを移動させる移動機構と、
    　前記移動機構を制御する制御部と、
    　前記干渉光の検出結果に基づいて前記被検眼の画像又は解析結果を生成するデータ処理部と、
    　を含む眼科用顕微鏡システム。
  2. 　前記測定光の戻り光の光量を検出する光量検出部を含み、
    　前記制御部は、前記光量検出部の検出結果に基づいて前記移動機構の制御を実行する
    　ことを特徴とする請求項１に記載の眼科用顕微鏡システム。
  3. 　前記制御部は、前記戻り光の光量が第１閾値以下になったときに前記移動機構の制御を実行することを特徴とする請求項２に記載の眼科用顕微鏡システム。
  4. 　前記制御部は、前記干渉光学系により検出された前記干渉光の強度に基づいて前記移動機構の制御を実行する
    　ことを特徴とする請求項１～請求項３のいずれか一項に記載の眼科用顕微鏡システム。
  5. 　前記制御部は、前記干渉光の強度が第２閾値以下になったときに前記移動機構の制御を実行することを特徴とする請求項４に記載の眼科用顕微鏡システム。
  6. 　前記制御部は、前記撮像素子により取得された画像を解析することにより前記画像の輝度分布の変化を検出し、前記変化の検出結果に基づいて前記移動機構の制御を実行することを特徴とする請求項１～請求項５のいずれか一項に記載の眼科用顕微鏡システム。
  7. 　前記測定光で前記被検眼をスキャンするための光スキャナを含み、
    　前記フォーカスレンズは、前記光スキャナと前記ＯＣＴ対物レンズとの間に配置されている
    　ことを特徴とする請求項１～請求項６のいずれか一項に記載の眼科用顕微鏡システム。
  8. 　前記干渉光学系は、前記測定光を導く光ファイバを含み、
    　前記フォーカスレンズは、前記光ファイバから出射して前記被検眼に向かう前記測定光を平行光束にするコリメートレンズを含む
    　ことを特徴とする請求項１～請求項７のいずれか一項に記載の眼科用顕微鏡システム。
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