D或可调谐源。参考臂410经参考臂路径407耦合到分束器420。类似地，外科显微镜453经 样本臂路径408耦合到分束器420。源路径405、参考臂路径407和样本臂路径408可以都由光 纤提供。
[0111] 如图4A进一步所示，外科显微镜453包括两个目镜(双目查看端口）462以用于外科 医生查看样本499。图4A的外科显微镜453可以但不需要包括根据在此所讨论的实施例的二 向色滤光器(未示出）和优化的物镜459。二向色部当被使用时允许0CT在一定程度上折叠到 路径中，以部分地共享目镜路径所占据的通光孔径。在本发明的一些实施例中，0CT中心通 道占据主物镜的中心视场。二向色部也可以用于耦合附加的附件元件。
[0112] 在其中不使用二向色部的本发明的一些实施例中，0CT中心通道占据主物镜的中 心视场，并且目镜通道占据主物镜孔径的周边部分。
[0113] 在图4A所示的本发明构思的实施例中，0CT光器件或其子集4445集成到外科显微 镜453的中心通道中。0CT样本臂445位于外科显微镜453的中心通道中。物镜259位于0CT部 分445下面。
[0114] 现参照图4B，将讨论根据本发明构思的一些实施例的中心通道外科显微镜的框 图。图4B中的同样的附图标记指代图4A中的同样的元件，因此，为了简明将不重复这些元件 的细节。如图4B所示，根据本发明构思的一些实施例的视网膜透镜458(外科视网膜透镜组 件)位于物镜459下面。根据在此所讨论的实施例的视网膜透镜458是针对与0CT-起使用被 优化的，并且被配置为相应地调整。如以上讨论的图3所示，视网膜透镜(外科视网膜透镜组 件)包括聚光器340以及视网膜透镜342,其可以被修改以针对跨视网膜的查看视场的OCT扫 描光束而减少光路径长度差。以下将进一步讨论关于具有各种FOV的外科视网膜透镜组件 的细节。
[0115] 现参照图4C，将讨论图4A到图4B所示的中心通道外科显微镜的0CT部分的详细框 图。如图4C所示，0CT部分445包括IBZ 450'、远心扫描组件451'、光束扩展器452'以及可选 的后焦距调整器454'，如以上关于图2A所讨论的。光束行进通过物镜459以及任何随后的附 件透镜458，以对样本499进行成像，在一些实施例中，样本499可以是眼睛。
[0116] 现参照图5A至图5C，其中分别图示根据本发明构思的一些实施例的0CT系统接口 的侧视图、前视图和斜视图。在该代表性实施例中，0CT系统耦合到在显微镜主物镜之上添 加有二向色滤光器的显微镜的"无限空间"中。在本发明的实施例中，二向色滤光器关于显 微镜查看路径以大于45度的角度定位。在此情况下，0CT输入相对于物镜与样本之间的路径 的角度小于90度，如图5B所示。二向色滤光器所占据的竖直空间对外科医生的工作距离设 置最小的增加。最小竖直空间要求等于主物镜的通光孔径除以二向色部的角度的正切。在 45度，最小竖直空间要求等于物镜通光孔径，并且0CT光束以90度进入耦合空间。在角度增 加到50度的情况下，竖直空间要求减少到物镜通光孔径的84%，并且0CT光束以相对于竖直 轴线成80度或相对于水平成10度的角度进入耦合空间。
[0117] 在45度二向色部配置中，在0CT以90度进入成像路径的情况下，0CT光束直径可以 被配置为完全照射主物镜的通光孔径，如Izatt所建议的那样。该情况对于最佳的成像性能 而言并非总是想要的，如以下的讨论将图示的那样。然而，重要的是保持无渐晕的0CT光束 路径。由于二向色部偏离45度而倾斜并且0CT光束从小于90度的角度进入光束路径，因此 0CT光束的最大孔径被约束。通过几何分析，作为主物镜孔径的一部分的0CT光束的最大孔 径可以由以下方程(1)描述：
[0118] F=[1-2*T/(1+T)]
[0119] 其中，F等于最大无渐晕OCT光束直径与主物镜的通光孔径的比率，T是以下方程 (2)中所描述的几何函数：
[0120] T = Tan(2*0-jr/2)*Tan(0)
[0121] 其中，Θ等于二向色滤光器相对于主物镜的光轴的角度（以使得90度为垂直于光 轴)。
[0122] 在本发明的实施例中，滤光器角度Θ大于45度并且小于60度。在本发明的另一实施 例中，滤光器角度大于48度，以使得对于0CT进入光束而言在竖直空间要求上存在至少10% 的减少，并且小于55度，以使得最大无渐晕0CT光束直径至少是主物镜通光孔径的30%。在 本发明的又一实施例中，滤光器角度大于50度，以使得对于0CT进入光束而言在竖直空间要 求上存在至少15%的减少，并且小于54度，以使得最大无渐晕0CT光束直径至少是主物镜通 光孔径的40%。在本发明的再一实施例中，滤光器角度设置为近似53度，以使得对于0CT进 入光束而言在竖直空间要求上存在近似25%的减少，并且以使得最大无渐晕0CT光束直径 是主物镜通光孔径的近似45%。
[0123] 现参照图6A至图6C，其中图示根据本发明构思的一些实施例的与外科显微镜集成 的0CT系统的各个视图。在一些实施例中，外科显微镜可以是Leica M844外科显微镜。然而， 本发明构思的实施例不限于此配置。在不脱离本发明构思的范围的情况下，本发明构思的 实施例可以与任何外科显微镜一起使用。图6A是根据在此所讨论的一些实施例的与外科显 微镜集成的OCT系统的平面图。图6B和图6C分别是侧视图和俯视图。
[0124] 现参照图7A，将讨论根据本发明构思的一些实施例的0CT集成外科显微镜的框图。 如图7A所示，0CT集成外科显微镜系统包括外科显微镜255、453、光束形成单元、物镜补偿单 元、光束组合器、主物镜、视网膜透镜258、458或其它附件透镜、对象299、499以及附件通道 735,如以上关于图2A所讨论的那样。
[0125] 如图7A进一步所示，光束形成单元包括IBZ 250、450、远心扫描器251、451以及光 束扩展器252、452。物镜补偿单元包括后焦距调整部(BFLA)254、454光束组合器包括具有不 同谱带(例如D1、D2)的一个或多个二向色滤光器256、456。主物镜包括根据在此所讨论的实 施例可以被修改的物镜259、459。如进一步所示，可以在"无限空间"中或在0CT成像路径中 的其它地方提供附件通道。这些附件可以包括但不限于例如摄影机、波前分析系统、自动验 光仪、扫描激光检眼镜(SL0)和/或激光器(例如CW/脉冲激光器）。
[0126] 现参照图7B，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的0CT集成外科显微镜的 框图。如图7A所示，0CT集成外科显微镜系统包括光束形成单元、物镜补偿单元、光束组合 器、主物镜、补充物镜734、被检验的样本299、499以及附件通道735。在该示图中，0CT系统被 看作主成像系统，并且外科显微镜是可能的多个组合形态中的一个。
[0127] 如图7B进一步所示，光束形成单元包括IBZ 250、450、远心扫描器251、451以及光 束扩展器252、452。物镜补偿单元包括后焦距调整部(BFLA)254、454。光束组合器包括具有 不同谱带(D1、D2、……DN)的二向色滤光器259、459。主物镜包括根据在此所讨论的实施例 可以被修改的物镜259、459。附件可以包括但不限于例如手术显微镜（surgical scope)、摄 影机、波前分析系统、自动验光仪、扫描激光检眼镜(SL0)、激光器(例如CW/脉冲激光器、飞 秒激光器)和/或其它附件。
[0128] 现参照图7C，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的0CT集成外科显微镜的 一般构造的框图。如图7C所示，0CT集成外科显微镜系统包括光束形成单元、物镜补偿单元、 光束组合器、主物镜、补充物镜734以及对象299、499。
[0129] 如图7C进一步所示，光束形成单元包括IBZ 250、450、远心扫描器251、451以及光 束扩展器252、452。物镜补偿单元包括后焦距调整部(BFLA)254、454。光束组合器包括具有 不同谱带(D1、D2)的二向色滤光器259、459。主物镜包括根据在此所讨论的实施例的修改的 物镜259、459。可选附件可以通过光束组合器而被耦合，光束组合器可以是波长依赖(二向 色部)或偏振依赖的。
[0130] 现参照图8,将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的用于外科成像的0CT光路 的示图。如图中所示，根据本发明构思的实施例，（1)所标记的光路的部分表示IBZ; (2)所标 记的光路的部分表示远心中继；（3)所标记的光路的部分表示RBE;并且(4)所标记的光路的 部分表不物镜。
[0131] 图9A是示出根据本发明构思的一些实施例的I0-0CT系统的另一布局的示意图。图 9A图示包括所使用的组件的系统布局和一阶（薄透镜）参数的表示。输入准直器组件(C0L) 包括输入光束变焦部，并且后面是从振镜1(GM1)到振镜2(GM2)的远心中继部，并且然后由 无焦中继部从中继透镜1(RL1)扩展通过中继透镜2(RL2)。针对包括性能空间的数值孔径的 两种极端限制情况推导与所有系统光学参数有关的一阶方程:具有高横向分辨率以及低 DOF的高NA(HNA)情况；以及具有低横向分辨率和高DOF的低NA(LNA)情况。这些方程被用于 计算从输入光纤源到眼睛的所估计的总系统长度。针对各种驱动参数(诸如输入光束直径 和工作距离)映射出设计空间，并且针对该实施例选取提供减少的总系统长度的解。
[0132] 利用这种选取的一阶系统设计，NA和焦平面控制的各种方法被评估。确定的是准 直的输入光束与第一扫描振镜之间的IBZ系统可以提供对NA并且因此对横向分辨率和D0F 以及焦平面位置的所要求的控制。针对IBZ系统生成二阶(厚透镜)设计。在一些实施例中， 如图所示，该变焦系统由3个单透镜(singlet)构成，例如，在图9B中，一个负透镜元件(c)和 两个相同的正元件(b)和(d)。
[0133] 在操作中，第一正元件(b)保持固定，而负(C)和最后的正(d)元件位置被修改以设 置连续的聚焦范围和数值孔径条件。伴随最后正元件(d)的更短逆向（retrograde)运动的 负元件(C)的向前运动允许IBZ系统从HNA进入LNA配置，并且可以被调节以在恒定聚焦位置 处进行该操作。最后正元件(d)的运动调整系统焦平面位置：向后运动使焦平面相对于对象 向前移动（即进入眼睛更深）。在这些实施例中，可以利用两个透镜元件运动来完成所有变 化。更进一步地，该变焦系统可以位于扫描光学系统之前，允许模块化系统设计和降低的系 统复杂度。
[0134] 再次参照图8,在IBZ被指定的情况下，针对图8所示的系统的其余部分生成二阶 (厚透镜)设计。跟随IBZ的主级子系统按透射光入射顺序是:第一扫描振镜(X);振镜中继透 镜(GRL)系统;第二正交扫描振镜(Y);以及无焦中继光束扩展器(RBE)系统。GRL限定光学系 统光瞳，使其位于第一 (X)振镜处，并且将其成像到第二(Y)振镜。然后，RBE系统以所要求的 放大倍率将该系统光瞳成像到外科显微镜物镜的后焦平面。与)(振镜到Y振镜的中继组合的 这个最后条件是允许系统在显微镜物镜的焦平面中为远心的必要条件。对于0CT扫描系统 而言，该条件可能导致长的光路径长度。本发明设计的进一步的可选特征是设计光器件以 使得系统光瞳是虚拟的，允许系统光瞳的位置与前面的透镜元件重叠，由此在保持系统远 心度的同时减少系统的总体系统长度和光路径长度。
[0135] 如上面所讨论的，图9B是示出根据本发明构思的一些实施例的准直器(a)和输入 光束变焦（IBZ) (b、c和d)系统的示图。
[0136] 现参照图9C，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的利用IBZ改变数值孔径 (NA)并且切换感兴趣区域的示图。如图所示，准直器透镜(a)后随IBZ，其包括(b)第一正透 镜、（c)第一负透镜和(d)第二正透镜。
[0137] 如在此所使用的，"输入光束变焦"指的是作为图9C图示的第一透镜间距D1和第二 透镜间距D2的函数的变焦因子。变焦因子控制数值孔径(NA)。例如，在变焦因子=1时，系统 处于低NA模式下。随着变焦因子增加，系统的NA增加。如上面所讨论的，第一透镜间距(D1) 是从第一正透镜(b)到负透镜(c)的距离，并且第二透镜间距(D2)是从负透镜（c)到最后正 透镜(d)的距离。
[0138] 在任何变焦设置下，可以通过IBZ的最后透镜（c)的运动来调整焦点。增加第二透 镜间距(D2)增加 IBZ的光焦度，并且缩短系统的焦距。减少第二透镜间距(D2)减少IBZ的光 焦度，并且增加系统的焦距。将注意到，两个自由度(透镜间距D1和透镜间距D2)提供系统数 值孔径和聚焦的连续控制范围。如本领域技术人员将理解那样，控制范围取决于用于透镜 的运动的可用物理空间、透镜的各自的光焦度以及下游成像光器件。还将注意到，成像条件 是确定的，并且可以采用多个控制模式来实现想要的状态，包括但不限于透镜的依次或同 时运动、根据查找表中所设置的值的运动或利用基于位置编码器的反馈或响应于图像质量 反馈进行的调整。
[0139] 因此，在图9C图示的情况（1)下，间距D1、D2造成高数值孔径(NA)(例如用于特定配 置的最大NA)。在情况(2)下，负透镜(c)移动+9.8mm，并且正透镜(d)移动-2.6mm，以造成低 NA。在情况⑶下，从情况（2)的低NA位置，正透镜⑷移动-5.6mm，以造成低NA和加深的焦 点。
[0140] 现参照图10,将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的远心中继系统的框图。 如图中所示，远心中继系统（例如以上所讨论的元件251和451)可以包括(a)最接近振镜#1 的双透镜(X); (b)单透镜；（c)单透镜；（d)双透镜；（e)共辄平面；（f)双透镜；（g)单透镜；（h) 单透镜；以及(i)双透镜最接近的振镜#2(Y)。如从以上所讨论的框图清楚的那样，远心中继 系统251、451跟随比2 250、450。
[0141] 现参照图11，将讨论图示根据本发明构思的一些实施例的中继光束扩展器(RBE) 系统的示图。如图中所示，RBE系统(例如以上所讨论的元件25 2、45 2)可以包括(j)最接近振 镜#2的光束扩展器输入双透镜(Y); (k)单透镜；（1)单透镜；（m)双透镜；（η)双透镜；（〇)像差 校正补偿单透镜；（Ρ)单透镜；以及(q)最靠近显微镜主物镜的光束扩展器输出双透镜。补偿 单透镜(〇)被设计为校正已知从利用包括显微镜物镜的基本消色差双透镜进行成像产生的 必不可少的像差。如从以上所讨论的框图清楚的那样，关于图10所讨论的远心中继系统 (251，451)耦合到关于图11所讨论的RBE系统252、452，并且二者都进入物镜，如以上所讨论 的。
[0142] 现参照图12,图12是示出根据本发明构思的一些实施例的用于0CT外科显微镜的 高性能物镜的示图。如图12所示，物镜可以包括冕(crown)玻璃和火石玻璃。冕玻璃可以具 有大约3.4臟的边沿厚度。图12示出的物镜是具有大约27臟(16〇111111)、25111111(175111111)的轴向厚 度的70mm高透射透镜。该物镜比标准商用显微镜物镜更薄，通过小部分的部分色散而具有 更好的成像光学性能，改进物镜的带宽以包含用于显微镜的可见谱和用于0CT的近红外成 像。
[0143] 在一些实施例中，冕玻璃S-FPL51 (nd = 1.497，Vd = 81.5)(超低色散玻璃)和火石玻 璃3-他!15(11(1=1.654，^ = 39.7)。在这些实施例中，想要低六？/^/以改进次级光谱，其中， P =部分色散=(nF-nd)/(nF-nc)，并且v =阿贝v数=(nd-l)/(nF_nc)。在一些实施例中，F = 486nm，d = 588nm，并且 C = 656nm 〇
[0144] 在本发明的实施例中，显微镜物镜分别针对与显微镜和OCT系统有关