DE3610024A1

DE3610024A1 - Beleuchtungsstaerkendosisgeraet fuer operationsmikroskope

Info

Publication number: DE3610024A1
Application number: DE19863610024
Authority: DE
Inventors: Peter G. Hartsdale N.Y. Hoerenz; Gerhard Prof. Dr. 7080 Aalen Müller
Original assignee: Carl Zeiss SMT GmbH; Carl Zeiss AG
Current assignee: Carl Zeiss SMT GmbH; Carl Zeiss AG
Priority date: 1985-03-25
Filing date: 1986-03-25
Publication date: 1986-09-25
Also published as: US4657013A

Description

BeLeuchtungsstärkendosisgerät für Operationsmikroskope

Die Erfindung betrifft Operationsmikroskope mit einer Regelung der Operationsfeldbeleuchtung bei Operationen am Auge.

',./ Bei Augenoperationen kann die Beleuchtung die Netzhaut schädigen, obwohl der Fokus in einer von der Netzhaut entfernten Ebene liegt, wie es z.B. beim radialen Hornhautschnitt (Keratotomie) der Fall ist. Natürlich liegt es in der Verantwortung des Chirurgen, dafür zu sorgen, daß die Netzhaut auch bei Operationen, die sie nicht direkt betreffen, keiner schädigenden Bestrahlung ausgesetzt wird. Das Problem wird durch die Tatsache erschwert, daß die Beleuchtungsstärke sich während einer Operation ändert. Starke Beleuchtung wird z.B. nur für kurze Zeiträume benötigt und es kann Intervalle ohne und/oder mit reduzierter Beleuchtung geben. Netzhaut schaden sind eine Funktion der zeitlichen Integration der verschiedenen Beleuchtungspegel während der vollen Dauer einer Operation. Die Schädigung wird irreparabel, sobald eine Toleranzgrenze des integrierten Wertes überschritten wird. Fertigkeit, Erfahrung und Intuition des Chirurgen und die sichere und schnelle Durchführung der einzelnen operativen Schritte waren bisher die Voraussetzung dafür, daß ein Netzhautschaden vermieden wurde.

Ä Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, den Augenchirurgen mit einem Dosimetergerät zu versehen, das ihn von der Sorge darüber befreit, in welchem Maß ein lichtempfindliches Organ wie die Netzhaut die Bestrahlung integriert haben mag, der sie während einer Operation ausgesetzt ist.

Ein spezifisches ZieL ist es, die obige Aufgabe mit einem Gerat zu erfüllen, das auf konservative Weise die Bestrahlungsbelastung des Auges während einer Operation am Auge integriert. Ein weiteres Ziel ist es, ein solches Gerät mit einer Möglichkeit zu versehen, eine professionell bestimmte, konservative Grenre der Beleuchtungsdosis für einen bestimmten chirurgischen Eingriff am Auge vorzuwählen, und eine Möglichkeit vorzusehen, bei der die verbleibende BeIastun σsze it bei einer gegebenen Beleuchtungsstärke jederzeit während der Operation abrufbar ist. Ein weiteres Ziel ist es, dies alles ohne eine Behinderung de~ fhi-urgen während der Operation zu erreichen.

Diese Aufgabe wird mit einem vorteilhaften A u s f ü h ~ i-uncisheisDiel der Erfindung erreicht, das gleichzeitig weite!"? Vorteile der Ausgestaltung liefert, welche Ί?"1η bestehen, den Beleuchtungsstärkenpegel eines Se ■; ο τ π ρ η Bruchteils des gesamten, projezierte-, Lichtstroms des Fe Idbe leuchtungssys tents eines OperationsTiikroskooes kontinuierlich zu überwachen, wobei die Lichtentnahme entweder innerhalb des Projektionssystem s oaer an anderer Stelle geschehen kann.

Die entnommene Beleuchtungsstärke wird dargestellt durch ein elektrisches Signal, das kontinuierlich über die Zeit integriert wird, um eine kontinuierliche Anzeige der Dosis zu liefern, welche sich während der Operation aufbaut. Der Chirurg kann einstellen, was seiner Wahl nach eine sichere Obergrenze de-¹ integrierten Belastung darstellt, die er nicht überschreiten möchte, weil sonst die Retina seines Patienten möglicherweise Schaden nehmen könnte, wobei das Gerät ständig die für seine Operation verbleibende Zeit bei dem gerade eingestellten Beleuchtungspegel anzeigt.

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Das Gerät bietet weiterhin eine Abfolge von Anze^tl während der Operation, wenn nacheinander voreingestelLte Schwelten der Beleuchtungsdosis (Belastung) erreicht werden.

Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung ist in der Zeichnung dargestellt und wird im folgenden näher beschrieben. Es zeigen:

Fig. 1 eine schematische Darstellung eines binokularen Operationsmikroskopes mit einem Dosimetergerät in Seitenansicht;

Fig. 2 das in Fig. 1 dargestellte Operationsmikroskop in Vorderansicht;

Fig. 3 eine vergrößerte Ansicht des Bedienfeldes des Dosimeters aus Fig. 1;

Fig. U ein elektrisches Blockdiagramm für einen Teil der Bauteile des Dosimeters;

Fig. 4a ein elektrisches Blockdiagramm für die weiteren Bauteile des Dosimeters;

Fig. 5 einen vergrößerten Ausschnitt aus der Fig. 1;

Fig. 6 ein vergrößerter, teilweise aufgespaltener Längsschnitt durch eine Beleuchtungssonde, die alternativ verwendbar ist mit dem Dosimeter;

Fig. 6a eine schematische Darstellung der Verwendung der in Fig. 6 gezeigten Beleuchtungssonde;

Fig. 7 eine vereinfachte Darstellung einer lichtempfindlichen Sonde, welche mit dem Dosimeter

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wahlweise verwendbar ist.

In Zeichnung 1 und 2 wird die Erfindung bei Anwendung mit einem binokularen Operationsmikroskop gezeigt, wobei das Gehäuse (10) zur Montage an Tragarm (11) angenagt wurde und ein einzelnes Hauptobjektiv (12) beinhaltet, welches zwei räumlich getrennte, stereoopt ι s c π e Beobachtungsstrahlengänge ab dem Konvergenzpunk·*: au-' der Hornhaut des Auges (13) bis zu den jewel Ligen Hälften des Binokulartubus (14) liefert. Dasselbe Objektiv benützt auch das Operationsfeldbeleuchtungssystem in e i η e ü¹ Seitengehäuse (15) mit einer L ichtaue 11= (16), einem Linsensystem -C17-17') und eine"· U ts lenk prisma (13).

I)23 von Q j el Le (16) kommende Licht wird vom Spiegel C19■> reflektiert und passiert das Objektiv (12) mit ?>:::? ntri scher Ablage zwischen den jeweiligen binokularen B^obachtungsstrahlengängen, Das so projizierte L τ r^u * leckt ein Objektfeld ab, das im wesentlichen der ve i twi nice I grenze bei Beobachtung des Objekts durch das Ί i!- r ο s i; ο ο entsnrich: ,

im Bereich aes kollimierten Lichts zwischen Objektiv (12) una aem Okularteil (14) kann das Mikroskop eine οο₉γ -«len.rere ver schi eaene optische Vorrichtungen beinhalten, wie z.B. den Vergrößerungswechsler (20), den Strahlenteiler (21) für einen Monokulartubus, und den Strahlenteiler (22) zum Anschluß einer TV- oder Foto-Kamera. Das Programm an optischem Zubehör, das wahlweise in diesem Bereich kollimierten Lichts verwencet werden kann, ist natürlich weit größer und die erwähnten Vorrichtungen sind daher nur als Beispiele optischer Hilfsmittel zu verstehen, die eine dämpfende ο α er ·:ι ο α j I i e r e η d e Wirkung auf den augenblicklichen, reflektierten Lichtstrom haben können, der sich aus einer gegebenen Beleuchtung des Objektfeldes ergibt

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und don 0kuLarbereich (14) des Mikroskops erreicht. Diese dämpfenden oder modulierenden Wirkungen bedeuten für den beobachtenden Chirurgen, daß er den Pegel der von Lichtquelle (1ό) gelieferten Fe IdbeLeuchtung regeln können muß; bei (30) ist ein Bedienknopf dafür angedeutet.

Gemäß der Erfindung wird die zeitliche Integration eines kleines Bruchteils des Feldbeleuchtungsstromes, gleich in welcher Stellung sich das Steuerelement (30) befindet, als ein Maß für die Gesamtbelastung der Netzhaut eines Patienten während der Dauer eines chirurgischen Eingriffs genommen. In Bild 1 geschieht diese Entnahme über eine transparente Planplatte (31), di e -ζwischen Elementen des Beleuchtungsstrahlenganges montiert wird und die eine ausreichende interne Streuung aufweist, um die Erzeugung eines elektrischen Ausaanpssignals zu ermöglichen, welches an das Dosin=terc?rat (32) abgegeben wird. Das Signal wird dabei von einem Photodetektor, z.B. einer Si-Photodiode, erzeugt, der an der Kante der Platte (31) befestigt

Die Platte (31) kann beispielsweise aus Plexiglas sein und ist in der Zeichnung zwischen Linse (17 ) und Reflektor (19) in einer Strahlenkonvergenzzone des Beleuchtungsstrahlenganges positioniert. Bei dem dargestellten Beleuchtungsstrahlengang erscheint die Wendel der Lichtquelle (16) am Spiegel (19) als erstes Bild (oder "sekundäre" Lichtquelle, siehe Bild 5), und das vom Objektiv (12) kommende Licht wird so projiziert, daß sich ein zweites Bild der Lichtquelle auf der Netzhaut des Auges bilden kann, an dem operiert wird.

Aus den Abbildungen "3 und 4 ist zu ersehen, daß das Bedienfeld (33) des Dosimeters (32) vier getrennte.

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dosisbezogene dezimale LED oder LC Anzeigen hat, welche jeweils auf eines von 4 Eingangssignalen ansprechen, wie mit (34) angewählt; für Eingang I, der hie'' gewä'ilt wurde, ist das Eingangssignal vom kantenmonti'?rten Sensor an Platte (31) analog. Die Anzeige (35) ist bezeichnet mit "POWER" und ist ein 4-stelli- ? e ⁿ A j c ei r u c k der gegenwärtig sensierten Intensität des BeIe α : ^tuigsStrahles, die Anzeige (36) heißt "DOSE ΤΙϊΊΞ" ur.d ist ein 4-stelliger Ausdruck für die Zeit, dl-" s ■? i ΐ Beginn der Feldbeleuchtung vergangen ist; die Anzeige (37) heißt "DOSAGE" und ist der augenblickliche '„'er: der über die Zeit integrierten Intensität des 3-3leuchtJngsstrahles; die Anzeige· (38) heißt "REf-'fi.TN'IN-S TIME" und ist der augenblickliche Wert der Zeit, di? übrig bleibt, bis eine vorher eingestellte Bela^tu-T-'sgren-e bei gegenwärtigem Beleuchtungspegel s-^pei'i" ·* τ r d. Verschiedene andere Bedienelemente und Ar. ζ-~- - τ=?!-> ;;·.:- rie? Feld (33) werden ersichtlich aus der BiiCT-eiaum d?r Schaltunger, in de^ Abbildungen 4 und *«■".. wobei Abbildung 4 sich mit der Erzeugung der Daten r>e7~3".-- "·'■*■ * in den Anzeigen (35, 36, 37.. ZZj

Aus aer 3escηriftung in Abbildung 4 geht hervor, daß das Ausgangssi ana L des Lichtprobensensors an aen Verstärker (40) gegeoen wird, der auf dem Bedienfeld Element (41) zur Eicheinstellung hat. Das Ausgangssignal des Verstärkers wird analog/digital umgewandelt und direkt für die "POWER" Anzeige (35) verwendet, welche in der Abbildung 4 durch (P) symbolisiert wird. Ein unabhängiger, eigenständiger Geber (42) gibt Takte an den Taktzähler (43), wodurch ein digitales Ausgangssignal entsteht, welches ein strenges Maß für die Zeit (T) ist, die seit Seginn der Bestrahlung des Auges (13) mit projiziertem Licht vergangen ist. Der integrierende Schaltkreis (44) nimmt das digitale Ausgangssignal des Taktgebers und des Verstärkers auf

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und muLtipLiziert kontinuierlich die festgestell^P I Energie (P)-Funktion mit jeder Einheit der vergangenen Zeit (T). Schaltkreis (44) kann ein Mikroprozessor sein, der angeschlossen und programmiert wird/ um jedem Takt (oder einem vorher bestimmten Bruchteil davon) ein Inkrement integrierter Energie hinzuzufügen; und für die normale Druckknopf-Schaltverbindung von (45) erstellt Schaltung (44) die augenblickliche, integrierte Dosis (D ) für die Anzeige (37); diese Anzeige verändert sich umso schneller, je gτößer die sensierte Intensität des projizierten Lichts wird.

Um die Daten für die "REMAINING TIME". Anzeige (38) zu erha Iten, enthä It das Dosimeter das Element (46), welches den gespeicherten, vorgewählten digitalen Ausdruck einer akzeptablen Höchstdosis (D ) annimmt.

M Diese kann z.B. per Druckknopf eingestellt werden, ähnlich dem Alarm einer Digitaluhr, wobei der VorwahL-knopf (nicht dargestellt) vorzugsweise nicht vom Feld (33) zugänglich sein soll, sondern nur von einer Seite oder der Unterseite des Dosimetergehäuses. Durch Drücken des Knopfes von Schalter (45) während der Aktivierung des Vorwahlelementes (46) erhält man bei (38) eine Anzeige des augenblicklichen Wertes der vorgewählten Höchstdosis (D ). Wenn Schalter (45) in Norma IsteL lung ist, liefern das Vorwahlelement (46) und die "DOSAGE" Anzeige (37) die jeweiligen Höchst-(D ) und integrierten (D ) Dosiswerte in digitaler

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Form. Der augenblickliche Wert ihrer Differenz wird kontinuierlich von Schaltung (47) zur Verfugung gestellt, und die digital ausgedrückte Differenz wird kontinuierlich an Schaltung (48) weitergeleitet zur kontinuierlichen Entwicklung des Quotienten, der sich aus der Teilung mit dem augenblicklichen, digitalen Energiewert (P) ergibt. Dieser Quotient liefert die "REMAINING TIME" Anzeige (38).

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ALIe drei Anzeigen (36, 37, 38) sind zeitbezogen und die Beschriftung zeigt an, daß sie aLLe geLöscht werden können, wenn eine neue Operation begonnen werden soLL. Auf dem BedienfeLd (33) ist jedoch nur ein einzeLner Druckknopf (49) vorgesehen, der diese drei Anzeigen gleichzeitig Löscht und auf NuLL setzt.

Bei den integrierenden SchaLtkreis (44) ist mit (50) eine manueLL wählbare "HOLD/RUN" Funktion angegeben. Au-= den FeLd (33) ist dieser Schalter (50) in der "HOLD"-Stellung, was bedeutet, daß die Integrationsfunktion des Schaltkreises (44) zeitweilig unterbrochen ist, wie das der FaLL ist, wenn zeitweilig keine Takte geliefert werden, weil der Beleuchtungsstrahl zeitweilig abgeschaltet ist. In der unteren ode- "RUrr-SteUung sorgt Schalter (50) dafür, daß Schaltkreis (44) di? kontinuierliche Zeitintegration i?r Intensity (P) d«r Feldbeleuchtung wieder a ■ ι * η i rvn ΐ »

Die S~haltung in Abbildung 4a illustriert Möglichkeiten zur weiteren Nutzung der digitalen Dosisa;jsdrücke (D ) und O ) für eine einfache farbige Anzeige des Dosisbrucnteils, bei dem eine gegebene, augenblickliche Erhöhung der OperationsbeLeuchtung besteht. Ein "grünes" oder erstes Halbperiodensignal (zur Beleuchtung der grünen Lampe (54)) kann durch einen Flip/Flop Schaltkreis (51) bereitgestellt werden, worin der integrierende Schaltkreis (44) seinen Dosispegel (D ) in einer Anfangsphase akkumuliert, z.B. bis zum halben Wert der bei 46 eingestellten Höchstdosis. Ein erster SchweLLenkreis (52) kann für den GeteiLt-durch-zwei-Ausdruck der Höchstdosis (D )

Pl eingestellt werden, damit ein Signal entsteht (zur Beleuchtung der gelben Lampe (55) und zum Abschalten der grünen Lampe (54) durch Veränderung des Zustandes von Fiip/Flop (51)), wenn der integrierte Wert (D )

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die (D / 2) SchwelLe erreicht. Ein zweiter Schwellen-

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kreis (53) kann für den Höchstpegel (D ) eingestellt

M werden, um ein Ausgangssignal zu erzeugen, welches eine rote Lampe aufleuchten läßt (und die gelbe Lampe (55) abschaltet), wenn die vorgewählte Höchstdosis von der integrierten Dosis (D ) erreicht wird.

Dieses rote Signal ist natürlich eine ernstzunehmende Warnung dafür, daß bei weiterer Belastung des Auges (13) mit den Beleuchtungsstrahlen die konservative Grenze überschritten wird, die der Chirurg mit (46) als seine Höchstdosis vorgewählt hatte.

Abbildungen 6 und 6a zeigen eine Sonde (60), die sowohl für die Operationsfeldbeleuchtung sorgt, als auch eine Möglichkeit bietet, einen kleinen Teil der Beleuchtung zum Betrieb des beschriebenen Dosimeters (Abbildungen 3 und 4) abzuzweigen. Sonde (60) ist ein Kabel mit langgestreckten optischen Fasern mit kleinem Durchmesser in einer passenden röhrenförmigen Umhüllung (61), das axial am äußeren Ende eine Abzweigung (62) mit kleinerem Durchmesser hat. Die meisten Fasern sind gerade (gekennzeichnet durch (63)) und ihre äußeren Enden sind direkt dem Licht von Quelle (64) ausgesetzt, so wie es von Linse (65) fokussiert wird. Ein kleiner Teil (66) der Fasern erstreckt sich kontinuierlich vom Innern der Abzweigung (62) bis zum objektseitigen Ende der Sonde, um dort im Auge (13) reflektiertes Licht aufzunehmen, wozu ein chirurgischer Schnitt in die Augenwand vorgenommen werden muß, um die Sonde in die hintere Augenkammer einzuführen. In das Auge projiziertes Licht verteilt sich wie durch die gestrichelten Linien angedeutet zur steuerbaren Beleuchtung ausgewählter Bereiche der hinteren Augenkammer; eine Probenmenge der Reflexion des projizierten Lichtes steht am Ende der Abzweigung zur Verfügung, wo sie durch Linse (67) gesammelt und auf

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eine Photozelle (68) fokussiert wird, wobei die Photozelle (6S) ein gemessenes Leuchtdichtesignal z.B. am Eingang (2) des Dosimeters liefern kann. Der Phantomumriß (69) deutet eine geeignete miniaturisierte Verpackung der Lichtquelle und der SensOrkomponenten (64-65) und (67-68) an, um eine bequeme Handhabung der Einheit zu gewährleisten.

Wie zu ersehen ist, kann in der in Abbildung 6a dargestellten Gebrauchssituation die Positionierung der Sonde (60) und die Beleuchtung durch die Sonde (60) in der hinteren Kammer des Auges (13) durch das Mikroskop in Abbildung 1 und2 überwacht werden; gleiches gilt für die Positionierung und Wirkung eines langgestreckten chirurgischen Werkzeugs (70), das ebenfalls durch eine der Sonde (60) gegenüberliegenden öffnung in der Augenwand eingeführt wird. Die Anordnung in Abbildung 6a ist beispielsweise zutreffend für das Nähen eines intraokularen Implantats oder für einen Eingriff vom Glaskörper; das Werkzeug kann also entweder ein Schneid/Saug- oder Infusionsinstrument sein. Weiterhin kann beispielsweise die Anzahl der Fasern (63-66) in der Sonde (60) insgesamt 550 betragen und in einem Kabel mit einem Durchmesser von 1 mm enthalten sein. Ein kleiner Teil davon, z.3. 50 Fasern, können vorzugsweise wahllos aus dem Bündel von 850 Fasern am objektseitigen Ende ausgewählt und zur Auswertung des reflektierten Lichts über Abzweigung (62) umgeleitet werden.

Sonde (75) in Abbildung 7 zeigt einen Miniatur-Photosensor (76) am objektseitigen Ende eines langgestreckten Stabes (77) mit kleinem Durchmesser, in den elektrische Ausgangs Leitungen (78) eingebettet sind, um einen flexiblen Außenanschluß an einen anderen der wahlweise verfügbaren Eingänge zum Dosimeter (32) zu ermöglichen. Die Sonde (75) kann zur Messung des

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Lichtstroms innerhalb des Auges verwendet werden, wie z.B. bei Operationen in der Vorderkammer des Auges und wenn das Licht der Lichtquelle (16) ausreicht.

Das beschriebene Gerät erfüllt alle erklärten Zwecke, wodurch dem Chirurgen die bisher nicht vorhandene Möglichkeit gegeben wird, das Tempo seiner Operation sicher gemäß der Grenzdosis einzuteilen, die er aus Erfahrung vorher eingestellt hat. Das Gerät erlaubt dem Chirurgen die Bestimmung a) des Bestrahlungspegels in der Wunde, b) der Dauer des operativen Eingriffs, c) der Dosis, die das Operationsfeld empfangen hat, und d) der verbleibenden Operationszeit bei dem gerade eingestellten Beleuchtungspegel. Die Vorrichtung kann nur objektiv Bestrahlungspegel undGesamtdosis anzeigen; sie kann keine endgültige Entscheidung über Schwellenwerte einer Dosis treffen, die dem beteiligten Korpergewebe vielleicht schädlich sein können.

Zum Beispiel kann das Dosimeter (32) in der Augen-Mikrochirurgie nicht die Rolle einer Sicherung gegen Netzhautschäden im Auge des Patienten übernehmen, und es liegt in der Verantwortung des Arztes, die Lichtoegel und die Operationszeit streng innerhalD der sicheren Grenzen zu halten, die ihm seine Erfahrung vorgibt; die Anzeigen bei (35, 36, 37, 38, 54, 55, 5 6) sind nur eine Hilfe für den Arzt, basierend auf der von ihm selbst gemäß seiner Erfahrung bei (46) eingestellten Dosisgrenze. Außerdem kann er jederzeit diese Einstellung prüfen, indem er nur Knopf (45) drückt und den dann bei (37) angezeigten numerischen Wert beobachtet.

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Claims

Patentansprüche:

1. Operationsmikroskop mit einer Operationsfeldbeleuchtungsvorrichtung, dadurch gekennzeichnet, daß eine Zusatzvorrichtung (31) vorgesehen ist, die einen Teil des Lichtstroms aus dem Beleuchtungsstrahlenbündel entnimmt und daß die Zusatzvorrichtung einen Empfänger enthält, der ein dem entnommenen Lichtstrom proportionales elektrisches Signal erzeugt sowie eine die Beleuchtungsdosis auf dem Operationsfeld integrierende Vorrichtung mit einem Taktgeber, die an den Ausgang des Empfängers angeschlossen ist und die das Empfängerausgangssignal als Funktion der Beleuchtungszeit integriert.

2. Operationsmikroskop nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung eine Anzeigevorrichtung für den augenblicklichen Integrationswert enthält.

3. Operationsmikroskop nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch eine vor-einstelIbare Signalvorrichtung, die einen vorher festgelegten, tolerierbaren maximalen Dosispegel besagten Integrationswertes darstellt, und eine Anzeigevorrichtung, die auf besagten Referenzsignalwert und auf den augenblicklichen Integrationswert reagiert und die ein Anzeigesignal erzeugt, sobald ein Integrationswert erreicht wird, der einem vorher festgelegten Bruchteil des besagten Referenzsignalwertes entspricht.

4. Operationsmikroskop nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Anzeigevorrichtung auch noch auf besagten Integrationswert reagiert und daß ein weiteres Anzeigesignal erzeugt wird, wenn besagter Integrationswert den besagten Referenzsig-

na Lwert erreicht.

5. Ein Dosimeter zur Begrenzung der Netzhautbestrah-Lung mit der OperationsfeLdbeLeuchtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Dosimeter eine Entnahmevorrichtung für einen TeiL des Lichtstromes und einen Empfänger enthäLt, der die Ausgabe eines eLektrisehen SignaLs erzeugt, die auf einen entnommenen TeiL der BeLeuchtung reagiert, und daß eine die BeLeuchtungsdosis zeitLich integrierende Vorrichtung einschLießLich eines Taktgebers vorgesehen ist, die mit dem Ausgang besagten Empfängers verbunden ist.

6. Dosimeter nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Entnahmevorrichtung eine im wesentLichen transparente, ρLanparaL Le Le PLatte (31) enthäLt, die eine ausreichende innere Streuung aufweist, und daß besagter Empfänger so an die Unterkante der PLatte montiert ist, daß er den durch innere Streuung in der PLatte abgeLenkten TeiL des Lichtstromes aufnimmt.

7. Dosimeter nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß besagte Probenentnahmevorrichtung einen Langgestreckten Stab (60) enthäLt, dessen eines Ende so ausgeführt ist, daß er chirurgisch in die hintere Augenkammer eingeführt werden kann und daß an dessen Ende sich ein Photoempfänger (68) befindet.

8. Dosimeter nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß besagte Entnahmevorrichtung einen Langgestreckten, röhrenförmigen BehäLter (61) mit einer verpackten VieLzahL von Langgestreckten optischen Fasern (63) umfaßt, die an einem Ende so adaptiert sind, daß sie chirurgisch in die hintere Augenkammer eingeführt werden können, und daß die Fasern

(63) in der entgegengesetzten Richtung so aufgeteilt sind, daß ein Primärbündel den einfallenden Lichtstrom aufnimmt und ihn an das entgegengesetzte Ende überträgt und daß über ein Sekundärbündel (66) ein Teil des Lichtstroms auf eine Photozelle (68) gelenkt wird.

9. Dosimeter nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß eine vor-einsteIIbare Signalvorrichtung vorgesehen ist, die einen vorher festgelegten Referenzsignalwert liefert, der einen vorher festgelegten, tolerierbaren maximalen Dosispegel besagten Integrationswertes darstellt, und daß es eine Anzeigevorrichtung enthält, die auf besagten Referenzsignalwert und auf den augenblicklichen Integrationswert reagiert und ein Anzeigesignal erzeugt, wenn ein augenblicklicher Integrationswert erreicht wird, der einem vorher festgelegten Bruchteil besagten Referenzsignalwertes entsoricht.