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Die vorliegende Erfindung betrifft ein medizinisch optisches Beobachtungsgerät und insbesondere ein Operationsmikroskop. Daneben betrifft die Erfindung ein Verfahren zur Kontrastierung von polarisationsdrehendem Gewebe in einem mittels eines medizinisch optischen Beobachtungsgeräts gewonnenen Bild von einem polarisationsdrehendes Gewebe enthaltenden Beobachtungsobjekt.
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Aus
US 5 333 052 A und
US 5 450 201 A sind ellipsometrische Verfahren und Vorrichtungen zur Kontrastverstärkung bei optischen Inspektionen von Gegenständen bekannt.
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Die
DE 102 42 983 A1 beschreibt ein Ophthalmo-Operationsmikroskop mit einem stereoskopischen Beobachtungssystem. Im Beleuchtungsstrahlengang des Operationsmikroskops befindet sich ein Farb- und/oder Polarisationsfilter, der das Licht in einer gewünschten Weise verändert. Dabei soll ausgenutzt werden, dass Licht mit unterschiedlichen optischen Eigenschaften wie beispielsweise unterschiedlichen Polarisationen in einzelnen Medien und/oder an deren Grenzflächen unterschiedlich reflektiert, absorbiert oder gestreut wird. Das dadurch veränderte Licht im Beobachtungsstrahlengang wird durch ein Umlenkelement aus dem Beobachtungsstrahlengang ausgekoppelt und einem Sensor zugeführt. Die vom Sensor ausgegebenen Signale werden dann einem Computer zugeführt, der in der Lage ist, die eintreffenden Signale nach ihrer Veränderung auszuwerten und ein Ansteuerungssignal für einen Projektor, einen Monitor oder ein Display zu erzeugen. Auf der Basis des Ansteuerungssignals wird dann ein elektronisch erzeugtes optisches Bild generiert, welches in den Beobachtungsstrahlengang eingeblendet wird.
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Die
DE 20 2008 001 363 U1 beschreibt eine Informations- und Kontrolleinheit für Operationsmikroskope, die Informationen nahe an den Okularen anzeigt, die Auswahl der Informationsquellen in steriler Weise ermöglicht und mit einem Netzwerk verbunden ist, an das weitere Geräte im Operationssaal oder außerhalb des Operationssaals angeschlossen sind.
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Bei neurochirurgischen Eingriffen können Nervenfaserbahnen nur sehr schlecht vom umliegenden Gewebe differenziert werden. Es besteht dabei die Gefahr, Nervenfaserbahnen bei Tumor- oder Gefäßoperationen zu schädigen und damit funktionale Areale zu beeinträchtigen. Aus diesem Grund besteht ein Bedarf nach einer verbesserten intraoperativen Kontrastierung der Nervenfaserbahnen.
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Diese Aufgabe wird durch ein medizinisch optisches Beobachtungsgerät nach Anspruch 1 bzw. durch ein Verfahren zur Kontrastierung von polarisationsdrehendem Gewebe nach Anspruch 12 gelöst. Die abhängigen Ansprüche enthalten vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung.
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Ein erfindungsgemäßes medizinisch optisches Beobachtungsgerät umfasst ein Beleuchtungssystem mit einem Beleuchtungsstrahlengang zum Beleuchten eines Beobachtungsobjekts mit Beleuchtungslicht. Weiterhin umfasst es ein Beobachtungssystem mit einem Beobachtungsstrahlengang zum Erzeugen eines Bildes des Beobachtungsobjekts mit Hilfe von vom Beobachtungsobjekt ausgehendem reflektierten Beleuchtungslicht, das im Folgenden als Beobachtungslicht bezeichnet wird, und wenigstens einer Kamera, der Beleuchtungslicht zum Aufnehmen eines digitalen Bildes von dem Beobachtungsobjekt zugeführt wird, sowie eine Vorrichtung zur Kontrastierung von polarisationsdrehendem Gewebe wie insbesondere Nervenfaserbahnen im Beobachtungsobjekt, die zum Empfang des digitalen Bildes von dem Beobachtungsobjekt mit der wenigstens einen Kamera verbunden ist. Die Vorrichtung zur Kontrastierung von polarisationsdrehendem Gewebe im Beobachtungsobjekt umfasst:
- - wenigstens eine im Beleuchtungssystem angeordnete Beleuchtungseinrichtung mit einem Polarisationsteil, das zum Erzeugen von Beleuchtungslicht mit einer in der zur optischen Achse des Beleuchtungsstrahlengangs senkrechten Ebene einstellbaren linearen Polarisation geeignet ist,
- - wenigstens einen im Beobachtungssystem angeordneten und um die optische Achse des Beobachtungsstrahlengangs drehbaren Linearanalysator zum Feststellen der Polarisationsrichtung des Beobachtungslichts,
- - eine zum Empfang des digitalen Bildes des Beobachtungsobjekts mit der wenigstens einen Kamera verbundene Bildverarbeitungseinrichtung, die einen den Bildkontrast im digitalen Bild des Beobachtungsobjekts repräsentierenden Bildkontrastwert ermittelt und ausgibt, und
- - eine zum Empfang des Bildkontrastwerts mit der Bildverarbeitungseinrichtung verbundene sowie zur Ausgabe von Stellsignalen mit dem Polarisationsteil und dem wenigstens einen drehbaren Linearanalysator verbundene Optimierungseinrichtung, die den Bildkontrastwert durch Anpassen der Polarisationsrichtung des Beleuchtungslichts und der Polarisationsrichtung des Linearanalysators mit Hilfe der Stellsignale maximiert.
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Die vorliegende Erfindung kann insbesondere zum Kontrastieren von Nervenfaserbahnen Verwendung finden. Dabei wird ausgenutzt, dass anisotrope Substanzen der Nervenfasern wie die Myelinbestandteile die Polarisationsrichtung von polarisiertem Licht drehen. Dies ist beispielsweise in H. Axer, T. Krings, M. Axer und D. Graf von Keyserlingk, Bildverarbeitung für die Medizin 2001, Informatik aktuell 2001, Seiten 330 bis 334 beschrieben. Wenn Nervenfaserbahnen mit geeignet linear polarisiertem Licht beleuchtet werden, kann daher durch Justieren der Orientierung der Polarisationsrichtung des Linearanalysators in Bezug auf die Orientierung der Polarisationsrichtung im Beleuchtungslicht erreicht werden, dass das von den Nervenfaserbahnen gedrehte linear polarisierte Licht den Linearanalysator im Wesentlichen passieren kann, wohingegen Licht, das von Gewebe in der Umgebung der Nervenfaserbahnen reflektiert wird und daher keine Drehung der Polarisationsrichtung erfährt, den Linearanalysator im Wesentlichen nicht passieren kann. Dies führt dazu, dass bei justiertem Linearanalysator in dem von der Kamera aufgenommenen Bild die Intensitätswerte von Pixeln, die Nervenfaserbahnen darstellen, höher sind als die Intensitätswerte von Pixeln, die keine Nervenfaserbahnen darstellen, so dass ein hoher Bildkontrast entsteht. Durch Maximieren des Bildkontrastes erfolgt daher im Rahmen der vorliegenden Erfindung eine Justierung des Linearanalysators in Bezug auf die Orientierung der Polarisationsrichtung im Beleuchtungslicht derart, dass eine hohe Kontrastierung der Nervenfaserbahnen erreicht wird. Dabei kann durch Drehen des Polarisationsteils der Beleuchtungseinrichtung eine im Hinblick auf die optimale Wirkung der Nervenfaserbahnen beim Drehen der Polarisationsrichtung geeignete Polarisationsrichtung im linear polarisierten Beleuchtungslicht eingestellt werden. Da die Justierung der Orientierung der Polarisationsrichtung des Linearanalysators in Bezug auf die Orientierung der Polarisationsrichtung im Beleuchtungslicht anhand des mit der Kamera aufgenommenen Bildes automatisiert erfolgen kann, ermöglicht das erfindungsgemäße medizinisch optische Beobachtungsgerät ein automatisiertes Kontrastieren von Nervenfaserbahnen. In dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Kontrastieung von Nervenfaserbahnen wird daher mit Hilfe der Kameras eines erfindungsgemäßen medizinisch optischen Beobachtungsgeräts ein digitales Bild des Beobachtungsobjekts aufgenommen, der Bildkontrast im digitalen Bild des Beobachtungsobjekts ermittelt und der Bildkontrast durch Anpassen der Polarisationsrichtung des Beleuchtungslichts und der Polarisationsrichtung des Linearanalysators maximiert. Die Erfindung lässt sich außer zur Kontrastierung von Nervenfaserbahnen in analoger Weise auch zur Kontrastierung von anderem Gewebe, das die Polarisationsrichtung dreht, einsetzen.
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Das erfindungsgemäße medizinisch optische Beobachtungsgerät umfasst ein Beobachtungssystem mit zwei stereoskopischen Teilsystemen, wobei jedes stereoskopische Teilsystem einen stereoskopischen Teilstrahlengang umfasst und in jedem der stereoskopischen Teilsysteme eine Kamera angeordnet ist, der Beobachtungslicht zum Aufnehmen eines digitalen Teilbildes des Beobachtungsobjekts zugeführt wird, so dass das digitale Bild des Beobachtungsobjekts ein stereoskopisches Bild ist. In diesem Fall kann bspw. ein rein digitales Operationsmikroskop geschaffen werden, welches ein kontrastiertes Bild von polarisationsdrehendem Gewebe ermöglicht, sobald der Bildkontrast der Kamerabilder optimiert ist.
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In dem medizinisch optischen Beobachtungsgerät sind in jedem der stereoskopischen Teilsysteme ein Okular und ein erster Strahlteiler angeordnet, wobei der erste Strahlteiler einen Teil des im stereoskopischen Teilsystem befindlichen Beobachtungslichtes in Richtung auf die Kamera des stereoskopischen Teilsystems und einen anderen Teil des im stereoskopischen Teilsystem befindlichen Beobachtungslichts in Richtung auf das Okular des stereoskopischen Teilsystems lenkt. Dadurch kann auch ein rein optisches Bild mit kontrastiertem polarisationsdrehendem Gewebe generiert werden, sobald der Bildkontrast der Kamerabilder optimiert ist.
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Wenn in jedem der stereoskopischen Teilsysteme zudem ein Display und ein zweiter Strahlenteiler angeordnet sind, wobei sich der zweite Strahlenteiler zwischen dem ersten Strahlenteiler und dem Okular befindet und einen von dem Display ausgehenden Strahlengang in Richtung auf das Okular in den stereoskopischen Teilstrahlengang des stereoskopischen Teilsystems einkoppelt, kann dem Betrachter ein Hybridbild dargeboten werden, in dem ein konventionelles optisches Bild des Beobachtungsobjektes ohne kontrastiertes polarisationsdrehendes Gewebe mit einem elektronisch generierten Bild, welches das polarisationsdrehende Gewebe hervorhebt, überlagert ist. Dabei besteht die Möglichkeit, den Analysator im Strahlengang des stereoskopischen Teilsystems zwischen dem ersten Strahlteiler und der Kamera anzuordnen, so dass das dem Okular zugeführte Beleuchtungslicht keinen Intensitätsverlust erfährt, da es den Linearanalysator nicht passiert. Die mit den Kameras aufgenommenen Bilder zeigen dagegen nach Optimierung des Bildkontrastes kontrastiertes polarisationsdrehendem Gewebe, das mittels elektronischer Bildverarbeitung dem rein optisch generierten, nicht kontrastierten Bild zum Generieren des Hybridbildes überlagert werden kann. Wenn zudem in jedem der stereoskopischen Teilstrahlengänge ein Shutter zwischen dem ersten Strahlteiler und dem zweiten Strahlteiler angeordnet ist, kann zwischen einer optischen Darstellung oder der Hybriddarstellung einerseits und einer rein elektronischen Darstellung des kontrastierten polarisationsdrehenden Gewebes gewechselt werden. Für die rein elektronische Darstellung des kontrastierten polarisationsdrehenden Gewebes werden die Shutter in den Strahlengang zwischen den Strahlteilern eingebracht, so dass nur noch ein mittels des Displays eingeblendetes Bild in die Okulare gelangt. Eine rein elektronische Darstellung oder ein Hybriddarstellung ermöglicht dabei auch, das polarisationsdrehende Gewebe durch Falschfarbendarstellungen, Konturlinien oder dergleichen hervorzuheben.
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Im erfindungsgemäßen medizinisch optischen Beobachtungsgerät kann die Beleuchtungseinrichtung derart ausgestaltet sein, dass sie eine Beleuchtungslichtquelle und als Polarisationsteil einen um die optische Achse des Beleuchtungsstrahlenganges drehbaren Linearpolarisator zum Polarisieren des von der Beleuchtungslichtquelle ausgehenden Beleuchtungslichtes umfasst. In diesem Fall kann eine einfache Beleuchtungslichtquelle, die kein polarisiertes Licht aussendet, Verwendung finden. Alternativ kann die Beleuchtungseinrichtung als Polarisationsteil eine linear polarisiertes Licht aussendende Beleuchtungslichtquelle umfassen, die um die optische Achse des Beleuchtungsstrahlenganges drehbar gelagert ist. Als Beleuchtungslichtquelle kann bspw. ein Laser, eine Glühlampe oder ein Lumineszenzstrahler wie etwa eine Gasentladungslampe, eine Leuchtiode, etc. Verwendung finden. Wenn ein Laser Verwendung findet, besteht die Möglichkeit, einen Infrarotlaser zu verwenden. Die Verwendung eines Infrarotlasers kann erfolgen, wenn eine elektronische Darstellung oder ein Hybriddarstellung des kontrastierten polarisationsdrehenden Gewebes erfolgt. Anhand des an den Okularen nicht sichtbaren Infrarotbildes kann der Verlauf des polarisationsdrehenden Gewebes ermittelt werden und in ein sichtbares Bild umgesetzt werden, welches dann mittels des Displays über den zweiten Strahlteiler Richtung auf das Okular in den Beleuchtungsstrahlengang des jeweiligen stereoskopischen Teilsystems eingekoppelt wird.
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Die Beleuchtungslichtquelle kann eine das Beleuchtungslicht aussende primäre Lichtquelle, eine sekundäre Lichtquelle, einen Lichtleiter mit einem Eingangsende und einem Ausgangsende und eine Einkopplungseinrichtung zum Einkoppeln des Beleuchtungslichtes in das Eingangsende des Lichtleiters umfassen. In dieser Ausgestaltung der Beleuchtungslichtquelle ist das Ausgangsende des Lichtleiters die sekundäre Lichtquelle. Die Verwendung eines Lichtleiters ermöglicht es, die primäre Lichtquelle von dem medizinisch optischen Beobachtungsgerät entfernt anzuordnen. Die primären Lichtquellen müssen in der Regel gekühlt werden, was zu Vibrationen führen kann. Die Verwendung eines Lichtleiters ermöglicht es, das medizinisch optische Beobachtungsgerät von den durch die Kühlung entstehenden Vibrationen abzukoppeln.
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Wenn als primäre Lichtquelle eine polarisiertes Licht aussendende Lichtquelle Verwendung findet, kann der Lichtleiter wenigstens eine polarisationserhaltende Faser umfassen. Beispielsweise besteht die Möglichkeit, einen polarisiertes Licht aussendenden Infrarotlaser zu verwenden, dessen Licht in die wenigstens eine polarisationserhaltende Faser eingekoppelt wird. Das Licht einer weiteren Lichtquelle, die bspw. unpolarisiertes sichtbares Licht aussendet, kann dann in die übrigen Fasern des Lichtleiters eingekoppelt werden. Grundsätzlich besteht aber auch die Möglichkeit, alle Fasern des Lichtleiters polarisationserhaltend auszugestalten.
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Wenn die Beleuchtungslichtquelle eine unpolarisiertes Licht ausendende primäre Lichtquelle und einen Linearpolarisator zum Polarisieren des Lichts umfasst, ist es vorteilhaft, wenn der Linearpolarisator zwischen dem Ausgangsende des Lichtleiters und dem Beobachtungsobjekt angeordnet ist, da der Lichtleiter dann keine polarisationserhaltenden Fasern zu umfassen braucht.
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In einer vorteilhaften Weiterbildung des erfindungsgemäßen medizinisch optischen Beobachtungsgeräts umfasst die Vorrichtung zur Kontrastierung von polarisationsdrehendem Gewebe:
- - einen Navigationsdateneingang zum Empfang von Navigationsdaten von einem Navigationssystem,
- - einen Dateneingang zum Empfang präoperativer Daten bspw. von einem Datenspeicher oder einem Tomographiesystem,
- - eine Einbringvorrichtung zum Einbringen des wenigstens einen Linearanalysators in den Beobachtungsstrahlengang,
- - eine Einbring- oder Einschaltvorrichtung zum Einbringen des Polarisationsteils in den Beleuchtungsstrahlengang oder zum Einschalten des Polarisationsteils, und
- - eine Steuereinheit zum Steuern der Einbringvorrichtung und der Einbring- oder Einschaltvorrichtung, die zum Empfang von präoperativen Daten mit dem Dateneingang und zum Empfang von Navigationsdaten mit dem Navigationsdateneingang verbunden ist, anhand der empfangenen Navigationsdaten und der empfangenen präoperativen Daten ermittelt, ob das medizinisch optische Beobachtungsgerät auf polarisationsdrehendes Gewebe gerichtet ist, und die Einbringvorrichtung sowie die Einbring- oder Einschaltvorrichtung betätigt, wenn das medizinisch optische Beobachtungsgerät auf polarisationsdrehendes Gewebe gerichtet ist.
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Auf diese Weise kann das Durchführen des erfindungsgemäßen Verfahrens zur Kontrastierung von polarisationsdrehendem Gewebe , insbesondere zur Kontrastierung von Nervenfaserbahnen, automatisiert gestartet werden, sobald das medizinisch optische Beobachtungsgerät auf polarisationsdrehendes Gewebe wie etwa eine Nervenfaserbahn gerichtet ist. Entsprechend kann das Verfahren beendet werden, indem das Polarisationsteil der Beleuchtungseinrichtung aus dem Beleuchtungsstrahlengang entfernt wird oder ausgeschaltet wird, sobald das medizinisch optische Beobachtungsgerät nicht mehr auf polarisationsdrehendes Gewebe gerichtet ist. Dadurch kann der Identitätsverlust durch die Polarisierung des Beleuchtungslichtes und die Analyse des Beobachtungslichtes vermieden werden, wenn kein polarisationsdrehendes Gewebe beobachtet wird. Die präoperativen Daten können beispielsweise in Form von Magnetresonanzdaten (MRI-Daten) oder anderen Tomographiedaten vorliegen
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Weitere Merkmale, Eigenschaften und Vorteile der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die beiliegenden Figuren.
- 1 zeigt die optischen Komponenten eines ersten Ausführungsbeispiels für das erfindungsgemäße medizinisch optisches Beobachtungsgerät.
- 2 zeigt die Vorrichtung zur Kontrastierung von Nervenfaserbahnen des ersten Ausführungsbeispiels
- 3 zeigt die optischen Komponenten eines zweiten Ausführungsbeispiels für das erfindungsgemäße medizinisch optisches Beobachtungsgerät.
- 4 zeigt eine Weiterbildung des erfindungsgemäßen medizinisch optischen Beobachtungsgeräts.
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Nachfolgend wird mit Bezug auf die 1 und 2 ein erfindungsgemäß ausgestaltetes Operationsmikroskop 2 als ein erstes Ausführungsbeispiel für ein erfindungsgemäßes medizinisch optisches Beobachtungsgerät erläutert. Das Operationsmikroskop 2 umfasst ein Beleuchtungssystem, das einen Beleuchtungsstrahlengang 42 zum Beleuchten eines Beobachtungsobjekts 3 mit Beleuchtungslicht bereitstellt, und ein Beobachtungssystem, das einen Beobachtungsstrahlengang 9A, 9B zum Erzeugen eines Beobachtungsbildes bereitstellt.
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Das Beobachtungssystem des in 1 gezeigten Operationsmikroskops 2 dienst zum Beobachten eines Objektfelds 3, welches Gewebe mit Nervenfaserbahnen enthält. Es beinhaltet ein dem Objektfeld 3 zuzuwendendes Objektiv 5, das insbesondere als achromatisches oder apochromatisches Objektiv ausgebildet sein kann. Im vorliegenden Ausführungsbeispiel besteht das Objektiv 5 aus zwei miteinander verkitteten Teillinsen, die ein achromatisches Objektiv bilden. Das Objektfeld 3 wird in der Brennebene des Objektivs 5 angeordnet, so dass es vom Objektiv 5 nach Unendlich abgebildet wird. Mit anderen Worten, ein vom Objektfeld 3 ausgehendes divergentes Strahlenbündel 7 wird bei seinem Durchgang durch das Objektiv 5 in ein paralleles Strahlenbündel 9 umgewandelt.
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In der in 1 gezeigten Ausführungsvariante des Operationsmikroskops 2 besteht das Objektiv 5 lediglich aus einer Achromatlinse. Es kann jedoch auch ein Objektivlinsensystem aus mehreren Linsen Verwendung finden, insbesondere ein so genanntes Vario-Objektiv, mit dem sich der Arbeitsabstand des Operationsmikroskops 2, d.h. der Abstand der objektseitigen Brennebene vom Scheitel der ersten objektseitigen Linsenfläche des Objektivs 5, auch Objektschnittweite genannt, variieren lässt. Auch von einem Vario-Objektiv wird das in der Brennebene angeordnete Objektfeld 3 nach Unendlich abgebildet, so dass beobachterseitig eine paralleles Strahlenbündel vorliegt.
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Beobachterseitig des Objektivs 5 ist ein Vergrößerungswechsler 11 angeordnet, der entweder wie im dargestellten Ausführungsbeispiel als Zoom-System zur stufenlosen Änderung des Vergrößerungsfaktors oder als so genannter Galilei-Wechsler zur stufenweisen Änderung des Vergrößerungsfaktors ausgebildet sein kann. In einem Zoom-System, das bspw. aus einer Linsenkombination mit drei Linsen aufgebaut ist, können die beiden objektseitigen Linsen verschoben werden, um den Vergrößerungsfaktor zu variieren. Tatsächlich kann das Zoom-System aber auch mehr als drei Linsen, bspw. vier oder mehr Linsen aufweisen, wobei die äußeren Linsen dann auch fest angeordnet sein können. In einem Galilei-Wechsler existieren dagegen mehrere feste Linsenkombinationen, die unterschiedliche Vergrößerungsfaktoren repräsentieren und im Wechsel in den Strahlengang eingebracht werden können. Sowohl ein Zoom-System als auch ein Galilei-Wechsler wandeln ein objektseitiges paralleles Strahlenbündel in ein beobachterseitiges paralleles Strahlenbündel mit einem anderen Bündeldurchmesser um. Der Vergrößerungswechsler 11 ist im vorliegenden Ausführungsbeispiel bereits Teil des binokularen Strahlengangs des Operationsmikroskops 2, d.h. er weist eine eigene Linsenkombination für jeden stereoskopischen Teilstrahlengang 9A, 9B des Operationsmikroskops 2 auf.
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An den Vergrößerungswechsler 11 schließt sich beobachterseitig eine Schnittstellenanordnung 13A, 13B an, die im vorliegenden Ausführungsbeispiel Strahlteilerprismen 15A, 15B umfasst. Grundsätzlich können aber auch andere Arten von Strahlteilern Verwendung finden, bspw. teildurchlässige Spiegel. Die Schnittstellen 13A, 13B dienen im vorliegenden Ausführungsbeispiel zum Auskoppeln von Strahlenbündeln aus dem Teilstrahlengängen des Operationsmikroskops 2. Die ausgekoppelten Strahlenbündel werden über Adapteroptiken 19A, 19B Kameras 21A, 21 B mit elektronischen Bildsensoren 23A, 23B zugeführt. Die Bildsensoren können bspw. als CCD-Sensoren oder CMOS-Sensoren realisiert sein. Mittels der Kameras 21A, 21B werden elektronische und insbesondere digitale stereoskopische Teilbilder des Objektfelds 3 aufgenommen.
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An die Schnittstellenanordnung 13A, 13B schließt sich beobachterseitig ein Binokulartubus 27 an. Dieser weist zwei Tubusobjektive 29A, 29B auf, welche das jeweilige parallele Strahlenbündel 9A, 9B auf eine Zwischenbildebene 31A, 31B fokussieren, also das Objektfeld 3 in die jeweilige Zwischenbildebene 31A, 31B abbilden. Die in den Zwischenbildebenen 31A, 31B befindlichen Zwischenbilder werden schließlich von Okularlinsen 35A, 35B nach Unendlich abgebildet, so dass ein Betrachter sie mit entspannten Augen betrachten kann. Außerdem erfolgt im Binokulartubus 27 mittels eines Spiegelsystems oder mittels Prismen 33A, 33B eine Vergrößerung des Abstandes zwischen den beiden Teilstrahlenbündeln 9A, 9B, um den Abstand an den Augenabstand des Betrachters anzupassen. Mit dem Spiegelsystem oder den Prismen 33A, 33B erfolgt zudem eine Bildaufrichtung.
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Das Operationsmikroskop 2 ist außerdem mit einem Beleuchtungssystem ausgestattet, mit dem das Objektfeld 3 entlang eines Beleuchtungsstrahlengangs 42 mit Beleuchtungslicht beleuchtet werden kann. Zum Erzeugen des Beleuchtungslichts weist das Beleuchtungssystem eine Beleuchtungseinrichtung 17 auf, die im vorliegenden Ausführungsbeispiel eine selbstleuchtende primäre Lichtquelle 41 wie bspw. eine Halogenglühlampe, eine Gasentladungslampe, eine Leuchtdiode, etc. und einen Lichtleiter 51 mit einem Eingangsende 50 und einem Ausgangsende 52 umfasst. Das von der primären Lichtquelle 41 ausgehende Licht wird über eine Einkopplungseinrichtung 49 in das Eingangsende 50 eines Lichtleiters 51 eingekoppelt und tritt aus dem Ausgangsende 52 des Lichtleiters 51, welches eine nicht selbst leuchtende sekundäre Lichtquelle bildet, aus. Im vorliegenden Ausführungsbeispiel wird das aus dem Ausgangsende 52 des Lichtleiters 51 austretende Beleuchtungslicht über einen Umlenkspiegel 43 oder ein Umlenkprisma in Richtung auf das Objektfeld 3 gelenkt, um dieses auszuleuchten. In dem Beleuchtungssystem kann außerdem eine Beleuchtungsoptik vorhanden sein (in 1 nicht dargestellt), die für eine gleichmäßige Ausleuchtung des gesamten beobachteten Objektfeldes 3 sorgt.
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Das Operationsmikroskop 2 ist mit einer Vorrichtung 53 zur Kontrastierung von polarisationsdrehendem Gewebe im Objektfeld 3, ausgestattet. Diese Vorrichtung ist schematisch in 2 dargestellt. Sie umfasst einen Linearpolarisator 47, der in den Beleuchtungsstrahlengang 42 eingeführt werden kann, wenn Nervenfaserbahnen, die polarisationsdrehendes Gewebe darstellen, in dem im Objektfeld 3 befindlichen Gewebe kontrastiert werden sollen. Der Linearpolarisator 47 ist derart drehbar gelagert, dass er um die optische Achse des Beleuchtungsstrahlengangs 42 gedreht werden kann, wenn er in den Beleuchtungsstrahlengang 42 eingeführt ist. Durch Drehen des Linearpolarisators um die optische Achse des Beleuchtungsstrahlenganges 42 lässt sich die Polarisationsrichtung des in das Objektfeld 3 gelangenden Beleuchtungslichts einstellen, um die Polarisationsrichtung im Hinblick auf das Drehen der Polarisationsrichtung durch die anisotropen Substanzen der Nervenfasern geeignet einstellen zu können.
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Weiterhin umfasst die Vorrichtung 53 zum Kontrastieren von polarisationsdrehendem Gewebe 2 zwei Linearanalysatoren 40A, 40B die in die Beobachtungsteilstrahlengänge 9A, 9B einführt werden können, wenn eine Kontrastierung der Nervenfaserbahnen (oder von anderem polarisationsdrehendem Gewebe) des im Objektfeld 3 befindlichen Gewebes erfolgen soll. Die Linearanalysatoren 40A, 40B sind so gelagert, dass sie um die optischen Achsen der stereoskopischen Teilstrahlengänge 9A,9B gedreht werden können, wenn sie in die Teilstrahlengänge eingeführt sind. Im vorliegenden Ausführungsbeispiel befinden sich die Linearanalysatoren 40A, 40B zwischen dem Vergrößerungswechsler 11 und der Schnittstellenanordnung 13A, 13B.
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Zum Drehen der Linearanalysatoren 40A, 40B sind im Operationsmikroskop geeignete ansteuerbare Aktoren vorhanden. Entsprechend ist zum Drehen des Linearpolarisators 47 im Beleuchtungsstrahlengang 42 ein geeigneter steuerbarer Aktor vorhanden. Dabei sind die einzelnen Aktoren unabhängig voneinander steuerbar, so dass die Polarisationsrichtung im Beleuchtungslicht mit Hilfe des Polarisators 47 unabhängig von der Einstellung der Polarisationsrichtung der Analysatoren 40A, 40B eingestellt werden kann.
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Die Vorrichtung zur Kontrastierung von polarisationsdrehendem Gewebe umfasst weiterhin eine Bildverarbeitungseinrichtung 55, die zum Empfang digitaler stereoskopischer Teilbilder mit den Kameras 21A, 21B im Beobachtungssystem des Operationsmikroskops 2 verbunden ist, sowie eine Optimierungseinrichtung 57, die einerseits mit der Bildverarbeitungseinrichtung 55 verbunden ist und anderseits mit dem Linearpolarisator 47 sowie den Linearanalysatoren 40A, 40B verbunden ist. Die Bildverarbeitungseinrichtung ermittelt anhand wenigstens eines der empfangenen stereoskopischen Teilbilder einen Kontrastwert, welcher den Kontrast im empfangenen Bild repräsentiert. Der Kontrastwert kann beispielsweise auf der Basis des Michelson-Kontrasts berechnet werden, der durch das Verhältnis aus der Differenz zwischen der maximalen Intensität im Bild und der minimalen Intensität im Bild einerseits und der Summe der maximalen Intensität im Bild und der minimalen Intensität im Bild anderseits gebildet wird. Die Intensitätswerte können dabei entweder Graustufenwerten oder Helligkeitswerten auf der L-Achse des Lab-Farbraumes entsprechen. Im Lab-Farbraum wird eine Farbe anhand einer Achse „L“, welche die Helligkeit (Luminanz) der Farbe mit Werten von 1 bis 100 angibt, einer Achse „a“, entlang der der Grünanteil einer Farbe im negativen Wertebereich liegt und der Rotanteil einer Farbe im positiven Wertebereich liegt, und eine Achse „b“ entlang der der Blauanteil eine Farbe im negativen Wertebereich und der Gelbanteil einer Farbe im positiven Wertebereich liegt, charakterisiert.
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Statt die maximale Intensität und die minimale Intensität des Gesamtbildes zum Ermitteln des Michelsen-Kontrasts zu verwenden, besteht auch die Möglichkeit das Bild in kleine Abschnitte zu zerlegen, für die jeweils der Michelsen-Kontrast berechnet wird. Als Kontrastwert kann dann etwa der Mittelwert oder ein anderes statistisches Maß über die einzelnen Michelsen-Kontrastwerte gebildet werden.
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Der Kontrastwert wird von der Bildverarbeitungseinrichtung 55 an die Bildoptimierungseinrichtung 57 ausgegeben. Diese ermittelt anhand des aktuell empfangenen Kontrastwertes bspw. über einen Vergleich mit wenigstens einem zuvor empfangenen Kontrastwert und ein Modell für den Verlauf des Kontrastwerts in Abhängigkeit von den Polarisationsrichtungen des Polarisators 47 und der Analysatoren 40A, 40B eine neue Polarisationsrichtung des Polarisators 47 und/oder eine neue Polarisationsrichtung der Analysatoren 40A, 40B. Dies erfolgt so lange, bis ein Maximum im Kontrastwert erreicht ist. Ein Maximum kann die Optimierungsvorrichtung beispielsweise daran erkennen, dass der Kontrastwert unabhängig davon, wie die Polarisationsrichtung der Analysatoren 40A, 40B und/oder die Polarisationsrichtung des Polarisators 47 verändert wird, abnimmt. Die Einstellung der Polarisationsrichtung des Linearpolarisators 47 und der Polarisationsrichtung der Linearanalysatoren 40A, 40B, bei der das Maximum im Kontrastwert auftritt, wird dann konstant gehalten.
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Wenn eine Kontrastierung der Nervenfaserbahnen nicht mehr gewünscht ist, können der Linearpolarisator 47 und die Linearanalysatoren 40A, 40B wieder aus den Strahlengängen entfernt werden.
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Ein zweites Ausführungsbeispiel für das erfindungsgemäße medizinisch optische Beobachtungsgerät ist in 3 dargestellt. Wie das medizinisch optische Beobachtungsgerät des ersten Ausführungsbeispiels ist das medizinisch optische Beobachtungsgerät des zweiten Ausführungsbeispiels als Operationsmikroskop ausgebildet. Merkmale des in 3 dargestellten Operationsmikroskops 58, die Merkmale des in 1 dargestellten Operationsmikroskops 2 entsprechen, sind in 3 mit denselben Bezugsziffern wie in 1 bezeichnet und werden nicht noch einmal erläutert, um Wiederholungen zu vermeiden.
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Ein erster Unterschied des in 3 dargestellten Operationsmikroskops 58 zu dem in 1 dargestellten Operationsmikroskop 2 besteht darin, dass Displays 63A, 63B und eine zweite Schnittstellenanordnung 59A, 59B mit Strahlteilerprismen 61A, 61B (oder alternativ teildurchlässigen Spiegeln) vorhanden sind. Die Strahlteilerprismen 61A, 61B der zweiten Schnittstellenanordnung 59A, 59B sind beobachterseitig der Strahlteilerprismen 15A, 15B der ersten Schnittstellenanordnung 13A, 13B angeordnet. Über die Strahlteilerprismen 61A, 61B der zweiten Schnittstellenanordnung 59A, 59B können auf den Displays 63A, 63B dargestellte Bilder mit Hilfe von Displayoptiken 65A, 65B in Richtung auf den Binokulartubus 27 in die stereoskopischen Beobachtungs-Teilstrahlengänge 9A, 9B eingekoppelt werden.
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Weiterhin unterscheidet sich das in 3 gezeigte Operationsmikroskop 58 von dem in 1 gezeigten Operationsmikroskop 2 dadurch, dass die Linearanalysatoren 40A, 40B statt zwischen dem Vergrößerungswechsler 11 und den ersten Strahlteilern 13A, 13B zwischen den ersten Strahlteilern 13A, 13B und den Kameras 21A, 21B angeordnet sind. Die Linearanalysatoren 40A, 40B befinden sich damit nicht im zu dem Binokulartubus 27 führenden Strahlengang. Die Optimierung des Bildkontrastes wirkt sich daher lediglich auf den Kontrast in den mit den Kameras 21A, 21B aufgenommenen Bildern aus, nicht jedoch auf den Kontrast in den mit den Okularen 35A, 35B betrachteten Zwischenbildern. In den mit den Okularen 35A, 35B betrachteten Zwischenbildern findet daher keine Kontrastierung der Nervenfaserbahnen statt. Um über den Binokulartubus 27 dennoch ein Bild mit kontrastierten Nervenfaserbahnen beobachten zu können, wird aus den mit den Kameras 21A, 21B aufgenommenen Bildern die Information über die Lage der Nervenfaserbahnen bildverarbeitungstechnisch entnommen und derart aufbereitet, dass sie mit Hilfe der Displays 63A, 63B beispielsweise als Konturbild oder als farbliche Bereiche den Zwischenbildern überlagert werden können. Diese Vorgehensweise ermöglicht eine hohe Flexibilität in der Art der Darstellung der kontrastierten Nervenfaserbahnen. Außerdem wird die Erkennbarkeit von Gewebebereichen außerhalb der Nervenfaserbahnen weniger stark vermindert als bei dem in 1 dargestellten Operationsmikroskop, da Licht aus solchen Gewebebereichen in den zu den Zwischenbildern führenden Strahlengängen nicht von den Analysatoren 40A, 40B unterdrückt wird.
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Bei dem in 3 dargestellten Operationsmikroskop 58 umfasst das Beleuchtungssystem im Unterschied zu dem in 1 dargestellten Operationsmikroskop 2 zwei Lichtquellen, nämlich eine konventionelle Lichtquelle 41, die unpolarisiertes Licht aussendet, und einen Infrarotlaser, der linear polarisiertes Infrarotlicht aussendet. Beide Lichtquellen können individuell oder gemeinsam zum Ausleuchten des Objektfeldes 3 herangezogen werden. Der Infrarotlaser 69 ist so gelagert, dass er um seine optische Achse gedreht werden kann, so dass die Polarisationsrichtung des Laserlichts um die optische Achse des Beleuchtungsstrahlengangs 70 eingestellt werden kann. Mittels einer ersten Beleuchtungsoptik 67 wird das Objektfeld 3 mit dem Licht der konventionellen Lichtquelle 41 ausgeleuchtet und mittels einer zweiten Beleuchtungsoptik 71 mit dem Licht des Infrarotlasers. Wenn eine Kontrastierung von Nervenfaserbahnen nicht gewünscht ist, kann der Laser 69 ausgeschaltet werden. Es sei an dieser Stelle angemerkt, dass für die konventionelle Lichtquelle 41 und den Infrarotlaser 69 auch eine gemeinsame Beleuchtungsoptik vorhanden sein kann und dass statt des Infrarotlichtlasers andere polarisiertes Licht aussendende Lichtquellen Verwendung finden können.
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Da in dem in 3 gezeigten Ausführungsbeispiel das für die Kontrastierung der Nervenfaserbahnen verwendete Beleuchtungslicht außerhalb des sichtbaren Spektralbereiches liegt, wird das durch das Okulare 35A, 35B betrachtete Bild in seiner Helligkeit durch die zur Kontrastierung verwendete Beleuchtung nicht beeinflusst. Insbesondere besteht die Möglichkeit, die konventionelle Beleuchtung für eine visuelle Beobachtung völlig unabhängig von der polarisierten Beleuchtung für die Kontrastierung der Nervenfaserbahnen einzustellen.
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Wie zuvor beschrieben worden ist, erfolgt die Darstellung der Kontrastierung in den mit den Okularen 35A, 35B betrachteten Zwischenbildern dadurch, dass die Kontrastinformationen den Zwischenbildern mit Hilfe der Displays 63A, 63B überlagert werden. Alternativ besteht jedoch auch die Möglichkeit, durch die Okulare 35A, 35B ein rein elektronisches Bild zu betrachten. Hierzu können in den stereoskopischen Teilstrahlengängen 9A, 9B Shutter 71A, 71 B zwischen den ersten Strahlteilerprismen 15A, 15B und den zweiten Strahlteilerprismen 61A, 61B angeordnet sein. Diese lassen sich in die Teilstrahlengänge 9A, 9B einführen, um den Eintritt von Beleuchtungslicht in die zweiten Strahlteilerprismen 61A, 61B zu verhindern. Ein Betrachter, der durch die Okulare 35A, 35B blickt, sieht dann lediglich die auf den Displays 63A, 63B angezeigten Bilder. Auf den Displays 63A, 63B werden dann die mit den Kameras 21A, 21B aufgenommenen Bilder, die ja auch den sichtbaren Spektralbereich umfassen, dargestellt. In diese Bilder können die mit Hilfe des infraroten Lichts gewonnenen Informationen über die Nervenfaserbahnen eingefügt werden, so dass ein elektronisches Bild entsteht, in dem die Nervenfaserbahnen kontrastreich hervorgehoben sind.
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In einer alternativen Ausgestaltung des zweiten Ausführungsbeispiels kann statt der Beleuchtungseinrichtung mit den beiden in 3 dargestellten Lichtquellen 41 und 69 eine Beleuchtungseinrichtung, wie sie in 1 dargestellt ist, Verwendung finden. In diesem Fall würde die Kontrastierung der Nervenfaserbahnen so erfolgen, wie sie mit Bezug auf das erste Ausführungsbeispiel beschrieben worden ist, wobei das kontrastierte Bild mit den Kameras 21A, 21B aufgenommen und auf den Displays 61A, 63B dargestellt wird.
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Eine Weiterbildung des erfindungsgemäßen medizinisch optischen Beobachtungsgerätes ist schematisch in 4 dargestellt. Das medizinisch optische Beobachtungsgerät aus 4 ist ein erfindungsgemäßes Operationsmikroskop 73, das insbesondere wie das Operationsmikroskop 2 aus 1 oder wie das Operationsmikroskop 58 aus 3 ausgebildet sein kann. In der in 4 gezeigten Weiterbildung ist das Operationsmikroskop 73 mit einer Einbringvorrichtung 75 zum Einbringen der Linearanalysatoren 40A, 40B in die jeweiligen stereoskopischen Teilstrahlengänge und mit einer Einbring- oder Einschaltvorrichtung 77 zum Einbringen des Linearpolarisators 47 in den Beleuchtungsstrahlengang bzw. zum Einschalten des Infrarotlasers 69 ausgestattet. Die Einbringvorrichtung 75 sowie die Einbring- oder Einschaltvorrichtung 77 sind mit einer Steuereinheit 79 verbunden, die wiederum mit einem Navigationsdateneingang 80 zum Empfang von Navigationsdaten eines Navigationssystems 81 und einem Dateneingang 82 zum Empfang von präoperativen Daten aus einem derartige Daten enthaltenden Speicher 83 verbunden ist. Zusätzlich oder alternativ zum Abruf präoperativer Daten aus dem Speicher 83 kann die Steuereinheit 79 über den Dateneingang 82 präoperative Daten aus einem Tomographiesystem abrufen.
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Das Navigationssystem 81 ermittelt Positions- und Orientierungsdaten des Operationsmikroskops 73 in Bezug auf das Objektfeld 3, die von der Steuereinheit 79 abgerufen werden. Die im Speicher 83 gespeicherten präoperativen Daten enthalten Positionsdaten der Nervenfaserbahnen im Objektfeld 3. Die Positionsdaten können beispielsweise aus Magnetresonanzdaten (MRI-Daten) oder anderen Tomographiedaten stammen. Im Speicher 83 können zudem auch mit der Magnetresonanztomographie oder einem anderen Tomographieverfahren gewonnene Bilder zum Abruf gespeichert sein.
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Anhand der empfangenen präoperativen Daten und der Navigationsdaten ermittelt die Steuereinheit 79, ob der Fokuspunkt des Operationsmikroskops 73 auf Nervenfaserbahnen gerichtet ist oder nicht. Wenn die Steuereinheit 79 feststellt, dass der Fokuspunkt auf Nervenfaserbahnen gerichtet ist, veranlasst sie die Einbringvorrichtung 75 dazu, die Linearanalysatoren 40A, 40B in die Beobachtungsstrahlengänge einzubringen, und die Einbring- oder Einschaltvorrichtung 77 dazu, den Linearpolarisator 47 in den Beleuchtungsstrahlengang einzubringen oder die Lichtquelle für polarisiertes Licht einzuschalten. Auf diese Weise kann das Verfahren zum Kontrastieren von Nervenfaserbahnen automatisiert gestartet werden, sobald mit dem Operationsmikroskop 73 Nervenfaserbahnen betrachtet werden. Zudem besteht die Möglichkeit, den Verlauf der Nervenfaserbahnen in dem mit dem Operationsmikroskop 73 gewonnenen intraoperativen Bild mit dem Verlauf der Nervenfaserbahnen in einem mit der Magnetresonanztomographie oder einem anderen Tomographieverfahren gewonnenen präoperativen Bild zun vergleichen und so bspw. zu ermitteln, ob seit dem Aufnehmen der präoperativen Bilder eine Verlagerung von Gewebebereichen stattgefunden hat. Auf diese Art kann beispielsweise ein sogenannter Brain Shift festgestellt werden.
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Die vorliegende Erfindung wurde zu Erläuterungszwecken anhand von Ausführungsbeispielen ausführlich beschrieben. Ein Fachmann erkennt, dass Merkmale der einzelnen Ausführungsbeispiele miteinander kombiniert werden können. So kann z.B. in der in 1 gezeigten Beleuchtungseinrichtung 17 eine Lichtquelle Verwendung finden, die polarisiertes Licht aussendet. Der Lichtleiter 51 umfasst dann wenigstens eine polarisationserhaltende Lichtleitfaser. Ebenso besteht die Möglichkeit, in dem in 3 gezeigten Ausführungsbeispiel das Licht der konventionellen Lichtquelle 41 und/oder das Licht der Lasers 69 in einen Lichtleiter einzukoppeln. Wenn das Licht der Lasers 69 in einen Lichtleiter eingekoppelt wird, besteht die Möglichkeit, dass entweder der gesamte Lichtleiter aus polarisationserhaltenden Lichtleitfasern besteht oder der Lichtleiter wenigstens eine polarisationserhaltende Lichtleitfaser umfasst und darüber hinaus aus konventionellen Lichtleitfasern besteht. Das Licht des Lasers 69 würde dann in die polarisationserhaltenden Lichtleitfasern eingekoppelt werden. Außerdem erkennt der Fachmann, dass von den beschriebenen Ausführungsbeispielen abgewichen werden kann, ohne den Rahmen der Erfindung zu verlassen. So erkennt er etwa, dass das medizinisch optische Beobachtungsgerät statt als Operationsmikroskop bspw. auch als Endoskop ausgebildet sein kann. Insbesondere erkennt der Fachmann auch, dass statt den im Ausführungsbeispiel beschriebenen Nervenfaserbahnen auch anderes polarisationsdrehendes Gewebe kontrastiert werden kann. Die Erfindung soll daher lediglich durch die beigefügten Ansprüche beschränkt sein.
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Bezugszeichenliste
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- 2
- Operationsmikroskop
- 3
- Objektfeld
- 5
- Objektiv
- 7
- divergentes Strahlenbündel
- 9
- Strahlenbündel
- 9A, 9B
- stereoskopischer Teilstrahlengang
- 11
- Vergrößerungswechsler
- 13A, 13B
- Schnittstellenanordnung
- 15A, 15B
- Strahlteilerprisma
- 17
- Beleuchtungseinrichtung
- 19A, 19B
- Adapteroptik
- 21 A, 21 B
- Kamera
- 23A, 23B
- Bildsensor
- 27
- Binokulartubus
- 29A, 29B
- Tubusobjektiv
- 31A, 31B
- Zwischenbildebene
- 33A, 33B
- Prisma
- 35A, 35B
- Okularlinse
- 40A, 40B
- Linearanalysator
- 41
- Lichtquelle
- 42
- Beleuchtungsstrahlengang
- 43
- Umlenkspiegel
- 47
- Linearpolarisator
- 49
- Einkopplungseinrichtung
- 50
- Eingangsende
- 51
- Lichtleiter
- 52
- Ausgangsende
- 53
- Vorrichtung zur Kontrastierung von Nervenfaserbahnen
- 55
- Bildverarbeitungseinrichtung
- 57
- Optimierungseinrichtung
- 58
- Operationsmikroskop
- 59A, 59 B
- Schnittstellenanordnung
- 61A, 61B
- Strahlteilerprisma
- 63A, 63B
- Display
- 65A, 65B
- Displayoptik
- 67
- Beleuchtungsoptik
- 69
- Infrarotlaser
- 70
- Beleuchtungsstrahlengang
- 71A, 71B
- Shutter
- 73
- Operationsmikroskop
- 75
- Einbringvorrichtung
- 77
- Einbring- oder Einschaltvorrichtung
- 79
- Steuereinheit
- 81
- Navigationssystem
- 83
- Speicher
