DE4320579A1

DE4320579A1 - Medizinische optische Vorrichtung

Info

Publication number: DE4320579A1
Application number: DE4320579A
Authority: DE
Inventors: Nobuaki Kitajima
Original assignee: Topcon Corp
Current assignee: Topcon Corp
Priority date: 1992-06-15
Filing date: 1993-06-15
Publication date: 1993-12-16
Anticipated expiration: 2013-06-16
Also published as: DE4320579C2; US5865829A

Description

Die Erfindung betrifft eine medizinische optische Vorrichtung, die eine Vielzahl von Licht mit unter schiedlichen Wellenlängen verwendet.

Als Beispiele für chirurgische Operationen, bei denen medizinische optische Vorrichtungen, wie ein medizi nisches Mikroskop verwendet werden, können zerebrale chirurgische Operationen und ophthalmologische Opera tionen angegeben werden. Die ophthalmologischen Ope rationen umfassen eine am Bodenteil des Glaskörpers (d. h. Glaskörperoperation) vorzunehmende Operation. Der Bodenbereich des Glaskörpers weist einen Mehr schichtaufbau auf, der aus den Schichten der Netz haut, der Chorioidea und der Sklera besteht, die in dieser Reihenfolge vom Glaskörper gesehen angeordnet sind.

Für die Operation dieses Glaskörpers werden drei Lö cher, Ports oder Einlässe genannt, in dem Seitenbe reich des zu prüfenden Auges (Auge des Patienten) ausgebildet. Einer dieser Einlässe wird für die Auf rechterhaltung des intraokularen Drucks, ein anderer der zwei verbleibenden Einlässe für das Einführen eines optischen Lichtleiters für die Beleuchtung und der letzte für die Einführung des Operationsinstru mentes verwendet. Für die Operation wird die Netzhaut am Bodenbereich des Glaskörpers durch die optische Lichtleitfaser beleuchtet und ein Zielbereich (kran ker Bereich) der Retina wird unter Verwendung des Operationsinstrumentes operiert, während der beleuch tete kranke Bereich durch ein medizinisches Mikroskop beobachtet wird.

Üblicherweise wird sichtbares Licht für die Beleuch tung während einer derartigen Operation verwendet. Da jedoch das sichtbare Licht durch die obere Haut (oder Epithel)-Schicht der Retina absorbiert wird, kann der kranke Bereich des Patienten unter der Netzhaut nicht während der Operation beobachtet werden. Da nur sichtbares Licht für die Beobachtung des Bodenbe reichs des zu testenden Auges verwendet wird, ist die Beobachtung begrenzt. Für die Beobachtung der Innen seite der oberen Haut (oder Epithel)-Schicht der Netzhaut kann darüber nachgedacht werden, daß ein Fluoreszenzagens in die Ader des Patienten gespritzt wird, um das Fluoreszenzagens in die Blutgefäße des Augenfundus zu bringen und daß andererseits Fluores zenzerregungslicht auf den Augenfundus gestrahlt wird, so daß das Fluoreszenzerregungslicht durch das Fluoreszenzagens absorbiert wird, das noch in den Blutgefäßen des Augenfundus vorhanden ist oder schon aus diesen durchgesickert ist, um das Fluoreszenza gens zu erregen, worauf das Fluoreszenzlicht von dem Fluoreszenzagens beobachtet wird, um den kranken Be reich in der oberen Haut (oder Epithel)-Schicht der Retina zu prüfen. Diese Fluoreszenzbeobachtung wird unter sichtbarem Fluoreszenzlicht oder Infrarotfluo reszenzlicht durchgeführt. In diesem Fall ist es vor zuziehen, daß zwischen dem sichtbaren Fluoreszenzer regungslicht, dem Infrarotfluoreszenzerregungslicht, dem sichtbaren Beleuchtungslicht und dem Infrarotbe leuchtungslicht umgeschaltet werden kann, so daß das Licht selektiv auf den Augenfundus oder verschiedene Arten von Licht simultan auf den Augenfundus ge strahlt werden können. In dem medizinischen optischen Gerät, wie ein medizinisches Stereomikroskop, wird ein Beleuchtungslicht von einer Beleuchtungslicht quelle auf einen Beobachtungsbereich über ein opti sches Beleuchtungssystem gestrahlt, und ein durch das an dem Beobachtungsbereich reflektierte Licht gebil detes und zu beobachtendes Bild wird zu einer Okular linse über zwei Hauptstrahlengänge des optischen Be obachtungsbereichs geleitet, so daß die behandelnde Person den Beobachtungsbereich (zum Beispiel den Ope rationsbereich usw.) durch ihre zwei Augen beobachten kann.

Es ist auch für eine assistierende Person notwendig, daß sie in der Lage ist, den Beobachtungsbereich in der gleichen Weise wie die behandelnde Person durch zuführen, da die Operation zusammen von dem Chirurg und einem Assistenten durchgeführt wird. Zu diesem Zweck ist das medizinische Stereoskopmikroskop mit einem optischen Nebenbeobachtungssystem versehen, das von der Mitte eines der optischen Hauptstrahlengänge abgezweigt wird, so daß der Assistent auch den Beob achtungsbereich während der Operation beobachten kann.

Bei neuen Verfahren der medizinischen Behandlung wer den immer häufiger Infrarotlicht oder ein Licht eines Wellenlängenbereiches, das nicht oder wenig von dem menschlichen Auge wahrgenommen wird, wie eine Wellen länge von ungefähr 400 nm oder 700 nm (das Licht in diesem Wellenlängenbereich wird allgemein als "nicht sichtbares Licht" bezeichnet), verwendet. Beispiels weise wird in einem Bereich der zerebralen Chirurgie ein bösartiger Tumor herausgenommen, indem das Wesen der Fluoreszenzsubstanz, die dazu neigt selektiv in einer Krebszelle zu verbleiben, verwendet wird, oder in dem ophthalmologischen Bereich eine tiefe Schicht der Retina optisch verfestigt oder verschweißt, indem ein Infrarotlaserstrahl verwendet wird, um den Fort schritt der Krankheit des Patienten anzuhalten.

Bisher wurde die optische Verfestigungs- oder Ver schweißoperation durchgeführt, während der kranke Bereich bei sichtbarem Licht beobachtet wurde.

Da das menschliche Auge nicht für ein nicht sichtba res Licht empfindlich ist, ist es üblicherweise schwierig, den kranken Bereich mit dem nackten Auge bei nicht sichtbarem Licht zu beobachten.

Um den kranken Bereich bei diesem nicht sichtbaren Licht zu beobachten, kann darüber nachgedacht werden, daß ein Teil des von dem Beobachtungsbereich reflek tierten Lichts von dem anderen optischen Strahlengang des optischen Hauptbeobachtungssystems extrahiert wird und beispielsweise zu einer Fernsehkamera gelei tet wird, die für ultraviolettes oder infrarotes Licht empfindlich ist, so daß der Beobachtungsbereich von der Fernsehkamera aufgenommen und von einem Moni tor angezeigt werden kann.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein medizinisches optisches System zu schaffen, bei dem der innere Bereich (intraokulare Bereich) eines vor bestimmten Bereichs des kranken Auges bei dem Licht einer Wellenlänge beobachtet werden kann, das für die Beobachtung und zur Behandlung des inneren Bereichs notwendig ist.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die kenn zeichnenden Merkmale des Hauptanspruchs in Verbindung mit den Merkmalen des Oberbegriffs gelöst.

Das erfindungsgemäße medizinische und optische System umfaßt ein optisches Beobachtungssystem, das Licht vom einer Lichtquelle auf einen zu beleuchtenden vor bestimmten Bereich lenkt, wobei ein von dem vorbe stimmten Bereich reflektiertes Licht auf das optische Beobachtungssystem geleitet wird. Eine Lichttrennvor richtung ist in einem Zwischenbereich des optische Beobachtungssystems angeordnet und läßt reflektiertes Licht eines sichtbaren Wellenlängenbeobachtungsbe reichs von dem insgesamt am vorbestimmten Bereich reflektierten Licht durch und trennt ein reflektier tes Licht oder Fluoreszenzlicht des anderen Wellen längenbereichs, um es herauszuziehen. Weiterhin ist ein optisches Leitsystem vorgesehen, das das von der Lichttrennvorrichtung getrennte Licht auf eine Bild aufnahmevorrichtung lenkt, so daß ein Bild des ge trennten Lichts auf der Bildaufnahmevorrichtung ge bildet wird, wobei eine Anzeigevorrichtung das Bild des von der Bildaufnahmevorrichtung aufgenommenen getrennten Lichts anzeigt.

Die Erfindung nach Anspruch 2 umfaßt weiterhin ein optisches Leitsystem für das angezeigte Bild, um das auf der Anzeigevorrichtung angezeigte Bild des ge trennten Lichts auf eine Okularlinse zu lenken.

Die in Anspruch 3 beanspruchte Erfindung umfaßt wei terhin eine Lichttrennvorrichtung, die an einem Zwi schenbereich des optischen Beobachtungssystems ange ordnet ist und Licht des sichtbaren Wellenlängenbe reichs des Bildes des vorbestimmten Bereichs von dem an dem vorbestimmten Bereich reflektierten Licht hin durchläßt und Licht einer Wellenlänge eines Fluores zenzlichtbildes abtrennt und es herauszieht. Ein op tisches Fluoreszenzlichtleitsystem dient zum Leiten des Lichts der Fluoreszenzlichtbildwellenlänge, das von der Lichttrennvorrichtung getrennt wurde, auf eine Bildaufnahmevorrichtung, so daß das Fluoreszenz lichtbild auf der Bildaufnahmevorrichtung gebildet wird, wobei eine Anzeige das von der Bildaufnahmevor richtung aufgenommene Fluoreszenzlichtbild anzeigt. Weiterhin ist ein optisches Leitsystem für das ange zeigte Bild vorgesehen, das das auf der Anzeigevor richtung angezeigte Fluoreszenzlichtbild zu der Oku larlinse des optischen Beobachtungssystems lenkt.

Bei der Erfindung nach Anspruch 4 ist eine Licht trennvorrichtung zwischen einer Objektivlinse und einer Abbildungslinse des optischen Beobachtungssy stems vorgesehen und das optische System zum Leiten des angezeigten Bildes weist einen schnellen Rück schwingspiegel auf, der zwischen der Lichttrennvor richtung und der Abbildungslinse entfernbar angeord net ist.

Nach dem Anspruch 5 ist der schnelle Rückschwingspie gel als halbdurchlässiger Spiegel ausgebildet.

Bei der Erfindung, wie sie in Anspruch 6 beansprucht wird, umfaßt das optische Beobachtungssystem zwei optische Systeme, die jeweils das optische Fluores zenzlichtleitsystem, die optische Bildaufnahmevor richtung, die Anzeigevorrichtung und die Leitvorrich tung für das angezeigte Bild umfaßt.

Entsprechend der Erfindung nach Anspruch 7 ist die Bildaufnahmevorrichtung als Mehrzahl von elektroni schen Bildaufnahmeelementen jeweils mit unterschied licher Wellenlängenempfindlichkeit ausgebildet.

Bei der Erfindung entsprechend Anspruch 8 ist die Lichtquelle als Mehrzahl von Lichtquellen mit unter schiedlichen Wellenlängen ausgebildet.

Entsprechend der Erfindung nach Anspruch 9 wird das von der Mehrzahl von Lichtquellen ausgesandte Licht auf eine Lichtleitfaser über ein Lichtleitelement gelenkt und dann zu dem vorbestimmten Bereich über die Lichtleitfaser geleitetet.

Bei der Erfindung nach Anspruch 10 umfaßt die Mehr zahl von Lichtquellen eine weiße Beleuchtungslicht quelle zum Aussenden von weißem Beleuchtungslicht und eine Infrarotbeleuchtungsquelle zum Aussenden von infrarotem Erregungslicht. Entsprechend der Erfindung nach Anspruch 11 umfaßt die Mehrzahl von Lichtquellen eine sichtbare Laserlichtquelle und eine Infrarotla serlichtquelle mit unterschiedlichen Wellenlängen zum spezifischen Beleuchten des vorbestimmten Bereiches.

Bei der Erfindung nach Anspruch 12 ist mindestens die sichtbare Laserlichtquelle oder die Infrarotlaser lichtquelle durch einen Steuerkreis gesteuert, um selektiv ein Ziellicht mit einer Abstrahlintensität niedrigen Pegels zur spezifischen Beleuchtung des vorbestimmten Bereichs und ein Laserbehandlungslicht mit einer Abstrahlintensität hohen Pegels zur Behand lung des vorbestimmten Bereichs auszusenden.

Entsprechend der Erfindung nach Anspruch 13 umfaßt die Vielzahl von Lichtquellen eine weiße Beleuch tungslichtquelle zum Emittieren von weißem Beleuch tungslicht und eine Infrarotbeleuchtungslichtquelle zum Emittieren von Infraroterregungslicht, wobei das Beleuchtungslicht von den Beleuchtungslichtquellen zu dem vorbestimmten Bereich über eine optische Licht leitfaser gelenkt wird und wobei die Mehrzahl von Lichtquellen eine Lichtquelle für sichtbare Laser strahlung und eine Infrarotlaserlichtquelle aufweist, die spezifisch den vorbestimmten Bereich beleuchten, und wobei der Laserstrahl von der Laserlichtquelle über einen optischen Laserlichtleiter zu dem vorbe stimmten Bereich geleitet wird. Das medizinische op tische System umfaßt weiterhin einen Steuerkreis zum Betätigen oder Anschalten der sichtbaren Laserlicht quelle, wenn die weiße Laserlichtquelle eingeschaltet wird, und zum Anschalten der Infrarotlaserlichtquel le, wenn die Infrarotbeleuchtungslichtquelle einge schaltet wird.

Bei der Erfindung entsprechend dem Anspruch 14 umfaßt die Vielzahl von Lichtquellen eine Beleuchtungslicht quelle zum Beleuchten des vorbestimmten Bereichs und eine Laserlichtquelle zum Behandeln des vorbestimmten Bereichs, wobei das Beleuchtungslicht von der Be leuchtungslichtquelle zu dem vorbestimmten Bereich über einen optischen Beleuchtungslichtleiter geführt wird, und wobei die Laserstrahlen von der Vielzahl von Laserlichtquellen über einen optischen Laser lichtleiter zu dem vorbestimmten Bereich geleitet wird. Ein Teil des Beleuchtungslichts von der Be leuchtungslichtquelle wird durch eine Lichtleitvor richtung extrahiert, um als Ziellicht verwendet zu werden, das spezifisch einen vorbestimmten Behand lungsbereich durch die Laserlichtquellen beleuchtet.

Entsprechend der Erfindung nach Anspruch 15 ist ein medizinisches optisches System zur Beleuchtung eines intraokularen Bereichs eines Patienten unter Verwen dung einer optischen Faser vorgesehen, wobei die op tische Faser eine einzige optische Faser zum Leiten des Lichts von einer Vielzahl von Lichtquellen auf einen vorbestimmten Bereich ist, und wobei das Licht von der Vielzahl von Lichtquellen zu der einzigen optischen Faser über ein Teilungselement des opti schen Pfades geleitet wird.

Bei der Erfindung nach Anspruch 16 wird das Licht von mindestens zwei unterschiedlichen Wellenlängen auf den intraokularen Bereich des Patienten unter Verwen dung einer einzigen optischen Faser gestrahlt.

Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in der Zeich nung dargestellt und werden in der nachfolgenden Be schreibung näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 eine schematische erläuternde Ansicht auf ein Beispiel eines optischen Sy stems eines medizinischen Stereoskop mikroskops nach der vorliegenden Er findung,

Fig. 2 eine schematische erläuternde Ansicht entsprechend den Schnittlinien A-A nach Fig. 1,

Fig. 3 eine optische Kennlinie der dichroiti schen Fläche nach Fig. 1,

Fig. 4 eine schematische erläuternde Ansicht eines weiteren Ausführungsbeispiels eines optischen Systems eines medizi nischen Stereomikroskops nach der vor liegenden Erfindung,

Fig. 5 eine Seitenansicht von der rechten Seite auf einen Fernsehkamerabereich nach Fig. 4,

Fig. 6 ein Diagramm der optischen Kennlinie eines Sperrfilters nach Fig. 5,

Fig. 7 eine schematische erläuternde Ansicht eines dritten Ausführungsbeispiels eines optischen Systems eines medizi nischen Stereomikroskops nach der vor liegenden Erfindung,

Fig. 8 eine erläuternde Ansicht eines opti schen Systems nach einem vierten Aus führungsbeispiels des medizinisch op tischen Systems nach der vorliegenden Erfindung,

Fig. 9 ein Diagramm von Kennlinien, die die Beziehung zwischen einem Absorptions spektrum und einem Lichtabstrahlungs spektrum einer Halogenlampe und einer ICG nach Fig. 8 zeigt,

Fig. 10 eine optische Kennlinie eines dichroi tischen Spiegels nach Fig. 8,

Fig. 11 einen Schaltkreis des Steuerkreises der Vorrichtung nach Fig. 6,

Fig. 12(a) eine erläuternde Ansicht des Au genfundusbeobachtungsbildes bei sichtbarem Licht und bei Infra rotfluoreszenzlicht bei der Vor richtung nach Fig. 8,

Fig. 12(b) eine erläuternde Ansicht des Au genfundusbeobachtungsbildes bei infrarotem Fluoreszenzlicht nach Fig. 8, und

Fig. 12(c) eine erläuternde Ansicht der Bil der nach Fig. 12(a) und 12(b) bei Überlagerung,

Fig. 13 die erläuternde Ansicht eines wichti gen Bereichs des optischen Systems nach einem fünften Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung, und

Fig. 14(a) eine erläuternde Ansicht eines wichtigen Bereichs des optischen Systems nach einem sechsten Aus führungsbeispiel der vorliegenden Erfindung, und

Fig. 14(b) eine erläuternde Ansicht der Be ziehung zwischen dem von dem an deren Ende der optischen Faser emittierten Lichtstrom nach Fig. 14(a) und dem Augenfundus.

Erstes Ausführungsbeispiel

In den Fig. 1 und 2 bezeichnen die Bezugszeichen OP einen Beobachtungsbereich, wie beispielsweise einen Augenfundus eines zu prüfenden Auges, einen zu ope rierenden Bereich oder dergleichen und K ein medizi nisches Stereomikroskop zum Beobachten des Beobach tungsbereichs. Das medizinische Stereomikroskop K umfaßt ein optisches Beleuchtungssystem, das in einem Gehäuse H untergebracht ist (siehe Fig. 2), ein opti sches Hauptbeobachtungssystem 2, ein optisches Neben beobachtungssystem 3 (siehe Fig. 1) und ein elek trooptisches Bildaufnahmesystem 4.

Das optische Beleuchtungssystem 1 umfaßt ein Beobach tungs/Fotografierbeleuchtungssystem 1a und ein Foto grafierbeleuchtungssystem 1b. Das Beobachtungs/Foto grafierbeleuchtungssystem 1a weist eine Halogenlampe 10, eine Beleuchtungslinse 11, ein Prisma 12 und eine Objektivlinse 13 in der angegebenen Reihenfolge auf. Ein von der Halogenlampe 10 kommendes beleuchtendes Licht beleuchtet den Beobachtungsbereich OP durch die Beleuchtungslinse 11, das Prisma 12 und die Objektiv linse 13. Die Lichtabstrahlung von der Halogenlampe 10 wird durch eine CCU (Steuerkreiseinheit) oder Steuerkreis 66 gesteuert.

Das Fotografierbeleuchtungssystem 1b umfaßt eine Quecksilberxenonlampe 20, einen Lichtleiter 21, ein Erregungsfilter 22, das nur ein Erregungslicht von 650 nm durchläßt, eine Fokussierlinse 23, einen schnellen Rückschwingspiegel 24, das Prisma 12 und die Objektivlinse 13 in der angegebenen Reihenfolge. Das Erregungsfilter 22 läßt eine Infrarotstrahlung durch. Beim Betätigen eines Knopfes (nicht dargestellt) wird durch den Steuerkreis 66 ein Sole noid S betätigt, das den schnellen Rückschwingspiegel 24 in den Strahlengang des optischen Beleuchtungs/- Fotografiersystems 1a einschwingt, dann wird die Ha logenlampe 10 deaktiviert und die Abstrahlung des Lichts von der Quecksilberxenonlampe 20 wird richtig und genau gesteuert.

Wenn das Solenoid S aktiviert wird, um den schnellen Rückschwingspiegel in den optischen Pfad des Beobach tungs/Fotografierbeleuchtungssystems 1a einzufügen, wie durch die durchgezogene Linie angegeben wird und in diesem Zustand die Quecksilberxenonlampe 20 Licht aussendet, wird das beleuchtende Licht von der Queck silberxenonlampe 20 über den Lichtleiter 21 auf das Erregungsfilter 22 geleitet. Das Erregungsfilter 22 läßt nur das Licht von 650 nm durch und das so hin durchgelassene Licht wird über die Fokussierlinse 23, den schnellen Rückschwingspiegel 24, das Prisma 12 und die Objektivlinse 13 auf den Beobachtungsbereich OP gestrahlt. Als Ergebnis dieser Bestrahlung wird eine Fluoreszenzsubstanz, die auf bzw. in dem Beob achtungsbereich OP existiert zur Abstrahlung von Flu oreszenzlicht mit einer längeren Wellenlänge als 650 nm erregt.

Das optische Hauptbeobachtungssystem 2 umfaßt zwei sich gegenüberliegende optischen Hauptstrahlengänge, d. h. die optischen Systeme 2a und 2b, so daß die Be obachtung mit zwei Augen durchgeführt werden kann. Das optische System 2a umfaßt die Objektivlinse 13, eine veränderliche Linse 30, einen Strahlenteiler 31, eine Abbildungslinse 32, ein aufrechtes Prisma 33, ein Rhomboidprisma zur Einstellung der Augenweite 34 und eine Okularlinse 35 in der angegebenen Reihenfol ge. Das optische System 2b umfaßt wie das optische System 2a die Objektivlinse 13, eine variable Linse 40, einen Strahlenteiler 41, eine Abbildungslinse 42, ein aufrechtes Prisma 43, ein Einstellprisma 44 für die Augenweite und eine Okularlinse 45 in der angege benen Reihenfolge.

Ein zu beobachtendes, durch das von dem Beobachtungs bereich OP reflektierte Licht gebildete Bild wird von den Augen des Benutzers durch die zwei sich gegen überstehenden optischen Systeme 2a und 2b beobachtet.

Das Gehäuse H ist an der den Strahlenteilern 31 und 41 entsprechende Stelle mit Objektivfassungen h1 und h2 versehen, die jeweils einen kleinen Durchmesser auf weisen und sich zur Seite hin erstrecken. Die Objek tivfassung h1 umfaßt das optische Nebenbeobachtungs system 3, während die andere Objektivfassung h2 ein optisches-elektronisches Bildaufnahmesystem 4 umfaßt.

Das optische Nebenbeobachtungssystem 3 weist den Strahlenteiler 31, eine Abbildungslinse 50, einen Reflexionsspiegel 51, ein nicht dargestelltes opti sches Element und eine Okularlinse 52 auf. Das durch das am Beobachtungsbereich OP reflektierte Licht ge bildete Bild wird von einem Assistenten durch die Objektivlinse 13, die variable Linse 30, den Strah lenteiler 31, die Abbildungslinse 50, den Reflexions spiegel 51, das nicht dargestellte optische Element, die Okularlinse 52 und so weiter beobachtet.

Das optische-elektronische Bildaufnahmesystem 4 um faßt den Strahlenteiler 41, eine Abbildungslinse 60, ein Wellenlängen-Teilungsprisma 61 in der angegebenen Reihenfolge. Das Wellenlängen-Trennungsfilter 61 weist ein Dachprisma 62, ein Keilprisma 63 und ein Trapezprisma 64, die alle miteinander verkittet sind, auf.

Auf dem Kittbereich zwischen dem Dachprisma 62 und dem Keilprisma 63 ist eine dichroitische Fläche 63a ausgebildet. Wie durch die Kennlinie W nach Fig. 3 gezeigt wird, reflektiert die dichroitische Fläche 63a Licht eines Wellenlängenbereichs unter ungefähr 650 nm und läßt Licht eines Wellenlängenbereichs dar über durch. Das auf das Wellenlängen-Teilungsprisma 61 auffallende und von der dichroitischen Fläche 63a reflektierte Licht wird auf eine Farbfernsehkamera 64 gestrahlt, um ein Bild zu formen, das auf einem CCD Bereich 65a einer Infrarotfernsehkamera 65 beobacht bar ist.

Die Fernsehkameras 64, 65 sind fest mit der Objektiv fassung h2 verbunden. Das Wellenlängen-Trennprisma 61 wird, wie oben erwähnt, für die Zwecke verwendet, daß das auf die Fernsehkameras 64 und 65 fallende Licht gradzahlige Male reflektiert wird und die Fernsehka meras 64, 65 sind nahe angrenzend an die Objektivfas sung h2 befestigt, so daß die Kameras 64, 65 sich nicht gegenseitig behindern.

Die Bildsignale von den Fernsehkameras 64, 65 werden auf einen Fernsehmonitor 67 über die CCU oder den Steuerkreis 66 gegeben und ein Bild des Beobachtungs bereiches wird von dem Monitor 67 angezeigt.

Im folgenden wird die Funktionsweise des so konstru ierten medizinischen Stereomikroskops beschrieben.

(Beobachtung bei Beleuchtung durch das Beleuchtungssystem 1a)

Bei normaler Beobachtung wird durch den Steuerkreis 66 der schnelle Rückschwingspiegel 24 aus dem opti schen Pfad des Beleuchtungssystems 1a herausgenommen, wie durch die gestrichelten Linien in Fig. 2 ange zeigt wird, und die Halogenlampe 10 strahlt in diesem Zustand Licht aus. Das von der Halogenlampe 10 kom mende Licht beleuchtet den Beobachtungsbereich OP durch die Beleuchtungslinse 11, das Prisma 12 und die Objektivlinse 13. Das durch das an dem Beobachtungs bereich OP reflektierte Licht geformte Bild wird von den zwei Augen des Benutzers durch die zwei sich ge genüberliegenden optischen Systeme 2a und 2b beobach tet.

Andererseits wird das von dem Beobachtungsbereich OP reflektierte Licht auf das Wellenlängen-Trennprisma 61 über die Objektivlinse 13, die variable Linse 40, den Strahlenteiler 41 und die Abbildungslinse 60 ge leitet. Von dem auf das Wellenlängen-Trennprisma 61 fallende reflektierte Licht wird das sichtbare Licht von der dichroitischen Fläche 63a reflektiert und auf die Farbfernsehkamera 64 geleitet, um ein zu beobach tendes Bild auf dem CCD-Bereich 64a der Farbfernseh kamera 64 zu bilden.

(Fotografie bei Beleuchtung durch das Beleuchtungs system 1a)

Zum Fotografieren wird in die Vene des Patienten ein Fluoreszenzagens gespritzt, das Licht der Wellenlänge von beispielsweise 650 nm absorbiert und ein Erre gungslicht von über 650 nm abstrahlt.

Wenn ein nicht dargestellter Aufnahmeschalter in die sen Zustand geschaltet wird, betätigt der Steuerkreis 66 den schnellen Rückschwingspiegel 64, um ihn in den mittleren Bereich des optischen Pfads des Beobach tungs/Fotografierbeleuchtungssystems 1a zu bringen, wie durch die durchgezogene Linie angezeigt wird, und danach wird die Quecksilberxenonlampe 20 zum Abstrah len von Licht eingeschaltet.

Das beleuchtende Licht von der Quecksilberxenonlampe 20 wird über den Lichtleiter 21 auf das Erregungsfil ter 22 geleitet und es wird nur Licht von 650 nm durch das Erregungsfilter 22 hindurchgelassen, das auf den Beobachtungsbereich OP über die Fokussierlin se 23, den schnellen Rückschwingspiegel 24, das Pris ma 12 und die Objektivlinse 13 gestrahlt wird. Als Ergebnis dieser Bestrahlung wird das auf bzw. in dem Beobachtungsbereich des Patienten existierende Fluo reszenzagens erregt und sendet Fluoreszenzlicht mit einer Wellenlänge länger als 650 nm aus.

Das reflektierte Licht (Erregungslicht) und das Fluo reszenzlicht von dem Beobachtungsbereich werden auf das Wellenlänge-Trennprisma 61 ober die Objektivlinse 13, die variable Linse 40, den Strahlenteiler 41 und die Abbildungslinse 60 geleitet. Das Licht der Wel lenlänge von 650 nm, das auf das Wellenlängen-Trenn prisma 61 fällt, wird von der dichroitischen Fläche 63a reflektiert, so daß es auf die Fernsehkamera für sichtbares Licht fällt.

Darüber hinaus geht das auf das Wellenlängen-Trenn prisma 61 auffallende Licht mit einer Wellenlänge über 650 nm durch die dichroitische Fläche 63a hin durch und fällt auf die Infrarotfernsehkamera 65, um ein zu beobachtendes Bild auf dem CCD-Bereich 65a der Infrarotfernsehkamera 65 zu bilden. Das Bildsignal von dieser Fernsehkamera 65 wird dem Monitor 67 über die CCU oder den Steuerkreis 66 gegeben und als Er gebnis wird ein durch das Fluoreszenzlicht gebildete Bild des Beobachtungsbereichs auf dem Monitor 67 an gezeigt.

Wenn ein für Wellenlängen unter 650 nm empfindliche CCD-Bereich 64a der Kamera 64 für sichtbares Licht und ein Erregungsfilter 22 verwendet wird, das Wel lenlängen unter 650 nm durchläßt, wird das von dem Beobachtungsbereich OP reflektierte Licht auf das Wellenlängen-Trennfilter 61 geleitet und das mit ei nem Wellenlängenbereich unter 650 nm auf das Wellen längen-Trennfilter 61 fallende Licht wird durch die dichroitische Fläche 63a reflektiert, so daß sie auf die Fernsehkamera 64 für sichtbares Licht fällt und als Ergebnis wird ein Beobachtungsbild auf dem CCD- Bereich 64a der Fernsehkamera 64 für sichtbares Licht geformt. Das Bildsignal von dieser Fernsehkamera 64 wird über die CCU oder den Steuerkreis 66 auf den Monitor 67 gegeben und das gesamte durch das reflek tierte Erregungslicht geformte Bild des Beobachtungs bereichs wird auf dem Monitor 67 angezeigt.

Somit kann durch Kombinieren des gesamten durch die Fernsehkamera 64 geformten Bildes mit dem durch die Fernsehkamera 65 geformten Fluoreszenzlichtbildes die Position des Fluoreszenzlichtbildes erkannt werden.

Wenn das Erregungsfilter 22 zum Zeitpunkt der Aufnah me einer Fotografie weggelassen wird, kann eine Farb fotografie durch die Kamera 64 aufgenommen werden und ein Infrarotlichtbild wird durch die Infrarotkamera 65 aufgenommen.

Zweites Ausführungsbeispiel

Obwohl bei dem oben erwähnten Ausführungsbeispiel das sichtbare Licht und das Infrarotlicht getrennt auf die Fernsehkameras 64 und 65 unter Verwendung des Wellenlängentrennfilters 61 geleitet werden, ist die vorliegende Erfindung nicht darauf begrenzt. Bei spielsweise kann ein Aufbau, wie er in Fig. 4 und Fig. 6 dargestellt ist, verwendet werden.

Bei diesem Ausführungsbeispiel sind die Farbfernseh kamera 64 und die Infrarotfernsehkamera 65 so an der Objektivfassung h2 angeordnet, daß die optischen Achsen O1 und O2 der Farbfernsehkamera 64 und der Infrarotfernsehkamera 65 und die optische Achse O der Abbildungslinse 60 sich untereinander bei einem rech ten Winkel schneiden. An dem Bereich, an dem sich die optischen Achsen O, O1 und O2 in der Objektivfassung h2 schneiden, ist eine Lichtstrom-Lenkvorrichtung oder ein schräger Spiegel 68 anstelle des Wellenlän gen-Trennfilters 61 derart angeordnet, daß er schwenkbar um die optische Achse O ist. Der schräge Spiegel 68 ist fest an der Ausgangswelle 69a eines Impulsmotors 69 befestigt, dessen Antrieb von dem Steuerkreis 66 gesteuert wird. Zwischen dem schrägen Spiegel 68 und der Infrarotfernsehkamera 65 ist ein Sperrfilter 70 vorgesehen, das Licht des Wellenlän genbereiches über 650 nm durchzulassen, wie durch die Kennlinie BW nach Fig. 6 gezeigt wird. Beim Drücken eines nicht dargestellten Knopfes oder einer Taste des ersten Ausführungsbeispiels bewirkt der Steuer kreis 66, daß die Fokussierlinse 23 in einen mittle ren Bereich des optischen Pfades des Beleuchtungssy stems 1a eingefügt wird. Die Halogenlampe 10 wird abgeschaltet und die Abstrahlung des Lichts von der Quecksilberxenonlampe 20 wird gesteuert. Dann wird der Impulsmotor 69 betätigt, derart, daß der den schrägen Spiegel 68 auf die Infrarotfernsehkamera 65 richtet, damit das reflektierte Licht zu der Infra rotfernsehkamera 65 geleitet werden kann.

Dann zieht der Steuerkreis 66 die Fokussierlinse 23 aus der Mitte des Beobachtungs/Fotografierbeleuch tungssytems 1a heraus, wie durch die gestrichelten Linien angedeutet wird, schaltet die Quecksilber xenonlampe 20 aus und aktiviert die Halogenlampe 10. Dann wird der Impulsmotor 69 aktiviert, damit er den schrägen Spiegel 68 zur Fernsehkamera 64 richtet, so daß das reflektierte Licht zur Farbfernsehkamera 64 geleitet werden kann.

Drittes Ausführungsbeispiel

In den bisher beschriebenen Ausführungsbeispielen werden das von dem Beobachtungsbereich reflektierte Bild des Erregungslichtes von 650 nm und das von dem Beobachtungsbereich emittierte Bild des Fluoreszenz lichtes jeweils von der Fernsehkamera 64 und der Fernsehkamera 65 auf genommen und ein kombiniertes Bild dieser zwei Bilder von dem Monitor 67 angezeigt. Im übrigen werden das von dem sichtbaren Licht gebil dete Bild des Beobachtungsbereichs und das von dem Fluoreszenzlicht geformte Bild jeweils von den Fern sehkameras 64 und 65 aufgenommen und ein kombiniertes Bild dieser zwei Bilder wird von dem Monitor 67 ange zeigt. Allerdings ist die vorliegende Erfindung nicht notwendigerweise auf diese Kombinationen begrenzt.

Beispielsweise kann in dem ersten Ausführungsbeispiel die dichroitische Fläche 63a mit einer Interferenz schicht versehen sein, so daß das von dem sichtbaren Licht gebildete Farbbild und das von dem Infrarot licht gebildete UV-Bild jeweils von den zwei Fernseh kameras 24 und 25 aufgenommen werden können. In ande rer Weise kann die dichroitische Fläche 63a mit einer Interferenzschicht versehen sein, so daß das von dem Infrarotlicht gebildete Infrarotlichtbild und das von dem ultravioletten Licht gebildete Ultraviolettlicht bild jeweils von den zwei Fernsehkameras 64 und 65 aufgenommen werden können.

Wie in Fig. 7 gezeigt wird, kann ein Anzeigesystem mit einem Rechteckprisma 70, das mit dem oberen Be reich des Rhomboidprismas 34 verkittet ist, einer Abbildungslinse 71 und einer farbigen Flüssigkri stallanzeige 72 vorgesehen sein, so daß das gleiche Bild wie das des Monitors 67 auf der farbigen Flüs sigkristallanzeige 72 durch den Steuerkreis 66 ange zeigt werden. In diesem Fall kann sie derart ausge bildet sein, daß das Ein/Ausschalten der Anzeige durch die Bedienperson über eine Schaltoperation op tional gemacht werden kann.

Da bei der soweit beschriebenen Erfindung die elek tronische Bildaufnahmevorrichtung eine Vielzahl von elektronischen Bildaufnahmeelementen aufweist, die jeweils unterschiedliche Wellenlängenempfindlichkei ten aufweisen, kann selbst in dem Fall, in dem eine Wellenlänge verwendet wird, die nicht mit dem nackten Auge beobachtet werden kann (beispielsweise Infrarot licht), der Beobachtungsbereich elektronisch beobach tet werden.

Viertes Ausführungsbeispiel Aufbau eines medizinischen Mikroskops Aufbau eines Operationsmikroskops

Fig. 8 zeigt ein viertes Ausführungsbeispiel der vor liegenden Erfindung, in der die Bezugszeichen E das zu testende Auge, C die Hornhaut des Auges E, L den Kristallkörper, CL eine Kontaktlinse, die auf der Hornhaut c anliegt, S den Glaskörper des Auges E und Ef den Fundus (Rückseite des Glaskörpers) des Auges E bezeichnen. Der Augenfundus Ef (bestimmter Bereich) weist einen mehrschichtigen Aufbau auf mit Schichten aus Netzhaut M1, der Choriodea M2 und der Sklera M3 in der angegebenen Reihenfolge.

Das Bezugszeichen K bezeichnet eine medizinisches Stereomikroskop zum Beobachten des Beobachtungsbe reichs. Dieses medizinische Stereomikroskop K umfaßt ein optisches Beobachtungssystem 2 und elektroopti sche Bildaufnahmesysteme 4 und 4′ (optische Fluores zenzsysteme). Das optische Beobachtungssystem 2 um faßt zwei sich gegenüberliegende optische Systeme 2a und 2b mit parallelen Strahlengängen, so daß die Be dienperson den Beobachtungsbereich mit ihren zwei Augen beobachten kann.

Das optische System 2a umfaßt eine Objektivlinse 13, eine variable Linse 30, einen dichroitischen Spiegel 80 (Lichttrennvorrichtung), einen schnellen teil durchlässigen Rückschwingspiegel 81, eine Abbildungs linse 32, ein aufrechtes Prisma 33, ein Rhomboidpris ma 34 zum Einstellen der Augenweite, und eine Okular linse 35 in der angegebenen Reihenfolge.

Das optische System 2b umfaßt, wie das optische Sy stem 2a, die Objektivlinse 13, eine variable Linse 40, einen dichroitischen Spiegel 80′, einen schnellen halbdurchlässigen Rückschwingspiegel 81′, eine Abbil dungslinse 42, ein aufrechtes Prisma 43, ein Ein stellprisma 44 für die Augenweite und eine Okularlin se 45 in der angegebenen Reihenfolge.

Wie durch die Kurve f5 nach Fig. 10 gezeigt wird, reflektieren die dichroitischen Spiegel 80 und 81′ das Infrarotlicht eines Wellenlängenbereiches, dessen mittlere Wellenlänge 820 nm beträgt und dessen Breite ungefähr 40 nm ist und ermöglichen einen Durchgang des sichtbaren Lichtes. Das durch das am Augenfundus Ef als Beobachtungsbereich reflektierte Licht gebil dete Bild wird von den zwei Augen der Bedienperson beobachtet.

Das elektrooptische Bildaufnahmesystem (optisches Fluoreszenzsystem) 4 umfaßt den dichroitischen Spie gel 80, eine Abbildungslinse 60, einen schrägen Spie gel 90 in der angegebenen Reihenfolge. Das von dem schrägen Spiegel 90 reflektierte Licht wird auf eine Bildaufnahmefernsehkamera 91 für infrarotes Fluores zenzlicht geleitet, um das zu beobachtende Bild auf dem CCD-Bereich 91a (Bildaufnahmevorrichtung) der Ferhsehkamera 91 zu bilden. In gleicher Weise umfaßt das andere elektrooptische Bildaufnahmesystem (opti sches Fluoreszenzlichtsystem) 4′ den dichroitischen Spiegel 80′, eine Abbildungslinse 60′ und einen schrägen Spiegel 90′ in der angegebenen Reihenfolge. Das an dem schrägen Spiegel 90′ reflektierte Licht wird auf die Bildaufnahmefernsehkamera 91′ für infra rotes Fluoreszenzlicht geleitet, um das zu beobach tende Bild auf einem CCD-Bereich 91a′ (Bildaufnahme vorrichtung) der Fernsehkamera 91′ zu bilden.

Die Bildsignale von den sich gegenüberstehenden Fern sehkameras 91 und 91′ werden jeweils in die Bildver arbeitungskreise 92, 92′ eingegeben. Die Bildverar beitungskreise 92 und 92′ verarbeiten die Bildsignale von der Fernsehkamera 91 und 91′ und geben die ver arbeiteten Bildsignale aus. Die verarbeiteten Bildsi gnale von den zwei Bildverarbeitungskreisen 92 und 92′ werden über die CCU (Steuerkreiseinheit) oder den Steuerkreis 66 jeweils als infrarote Fluoreszenz lichtdaten in Bildspeicher 160, 161 eingegeben. Die ser Steuerkreis baut die Bilddaten als Infrarotfluo reszenzlichtbild auf sowie ein Ziellichtbild in einer Vielzahl von Rahmenspeichern a, b, c und so weiter des Bildspeichers 160 in Übereinstimmung mit dem Bildsignal von dem linken Bildverarbeitungskreis 92. Gleichfalls baut der Steuerkreis 66 solche Bilddaten als Infrarotfluoreszenzlichtbild und als Ziellicht bild in einer Vielzahl von Rahmenspeichern a, b, c und so weiter des Bildspeichers 161 in Übereinstim mung mit dem Bildsignal von dem rechten Bildverarbei tungskreis 92′ auf.

Der Steuerkreis 66 gibt steuerbefehle für die Anzeige der Infrarotfluoreszenzlichtbilder des Beobachtungs bereichs, die von den Fernsehkameras 91, 91′ der sich gegenüberliegenden Seiten kommen, auf den Monitor 67 in Übereinstimmung mit den infraroten Fluoreszenz lichtbilddaten von den Bildspeichern 160, 161. Dar über hinaus werden die Bildsignale von den Bildspei chern 160, 161 jeweils in Flüssigkristallanzeigen 93, 93′ (Anzeigevorrichtung) über die Bildverarbeitungs kreise 92, 92′ eingegeben und die Infrarotfluores zenzlichtbilder (Anzeigebilder) werden jeweils auf den Flüssigkristallanzeigen 93, 93′ angezeigt.

Das Infrarotfluoreszenzlichtbild von der Flüssigkri stallanzeige 93 wird auf die Okularlinse 35 über ein optisches Anzeigesystem 95 mit einem schrägen Spiegel 94 und einem schnellen halbdurchlässigen Rück schwingspiegel 81 sowie über die Abbildungslinse 32, das aufrechte Prisma 33 und das Rhomboidprisma 34 zum Einstellen der Augenweite des optischen Systems 2a geleitet. In gleicher Weise wird das Fluoreszenz lichtbild von der anderen Flüssigkristallanzeige 93′ auf die Okularlinse 45 über das optische Bildanzeige system 95′ mit einem schrägen Spiegel 94′ und einem schnellen halbdurchlässigen Rückschwingspiegel 81′ sowie über die Abbildungslinse 42, das aufrechte Prisma 43 und das Rhomboidprisma 44 zur Einstellung der Augenweite des optischen Systems 2b geleitet.

Aufbau des Lichtbestrahlungssystems

Das Lichtbestrahlungssystem umfaßt eine Vielzahl von beleuchtenden Lichtquellen jeweils mit unterschiedli chen Wellenlängen und eine Vielzahl von Ziellicht quellen mit jeweils unterschiedlichen Wellenlängen. Als Beleuchtungslichtquelle werden eine Halogenlampe 100 (Beleuchtungslichtquelle für weißes Licht oder Beleuchtungslichtquelle für sichtbares Licht), die eine vom sichtbaren Bereich bis zum Infrarotbereich gehenden Wellenlängenbereich umfaßt, wie durch die Kurve f1 nach Fig. 9 gezeigt wird, und eine Laserdio de LD1 (Infrarotbeleuchtungslichtquelle oder Infra rotlaserlichtquelle) einer Oszillationswellenlänge von 780 nm verwendet.

Als Ziellichtquellen werden eine Argonlasereinheit 101 (Laserlichtquelle für sichtbares Licht oder Be leuchtungslichtquelle für sichtbares Licht) einer Oszillationswellenlänge von 514 nm und einer Laser diode LD2 (Infrarotlaserlichtquelle oder Infrarotbe leuchtungslichtquelle) einer Oszillationswellenlänge von 820 nm verwendet.

Das Lichtbestrahlungssystem umfaßt ein optisches Be leuchtungssystem 110, das das beleuchtende Licht von einer Vielzahl von Beleuchtungslichtquellen auf das zu testende Auge lenkt und ein optisches Zielsystem 120, das Licht von einer Vielzahl von Ziellichtquel len leitet.

Optisches Beleuchtungssystem 110

Das optische Beleuchtungssystem 110 umfaßt eine opti sche Faser 111 (Lichtleitfaser, Beleuchtungsfaser), einen dichroitischen Spiegel 112 (Aufteilelement des optischen Pfades), eine Fokussierlinse 113 und einen konkaven reflektierenden Spiegel 114. Wie durch die Kurve f4 der Fig. 10 gezeigt wird, reflektiert der dichroitische Spiegel 112 das Licht eines infraroten Wellenlängenbereichs mit einer Wellenlänge von 780 nm oder darüber und läßt sichtbares Licht durch.

Das Beleuchtungslicht von der Halogenlampe 100 geht durch den dichroitischen Spiegel 102, wobei es an dem konkaven reflektierenden Spiegel 114 reflektiert und von diesem gesammelt wird, so daß es auf ein Ende 111a des optischen Lichtleiters 111 fällt. Anderer seits wird der Laserstrahl von der Laserdiode LD1 durch den dichroitischen Spiegel 112 reflektiert, wobei es vorher durch die Fokussierlinse 113 gesam melt wurde und wird dann auf das eine Ende 111a des optischen Lichtleiters 111 gelenkt.

Der optische Lichtleiter oder die optische Faser 111 wird über einen Einlaß P1, der am Seitenbereich des Auges E vorgesehen ist, in den Glaskörper S einge führt, und das auf den optischen Lichtleiter 111 fal lende Beleuchtungslicht wird in Richtung des Augen fundus Ef von dem anderen Ende 111b abgestrahlt, um den Augenfundus Ef zu beleuchten.

Optisches Zielsystem 120

Das optische Zielsystem 120 umfaßt eine optische Fa ser 121 (Lichtleitfaser, optische Laserfaser), einen dichroitischen Spiegel 122 (Aufteilelement für den optischen Pfad) und eine Fokussierlinse 123). Wie durch die Kurve f5 der Fig. 10 gezeigt wird, reflek tiert der dichroitische Spiegel 122 das Licht in ei nem Wellenlängenbereich, dessen zentrale Wellenlänge 820 nm beträgt und dessen Breite ungefähr 40 nm ist, und läßt das sichtbare Licht durch.

Das Beleuchtungslicht von der Argonlasereinheit 101 wird durch den dichroitischen Spiegel 112 hindurch gelassen und auf ein Ende 121a des optischen Licht leiters 121 gelenkt. Andererseits wird der Laser strahl von der Laserdiode LD2 durch den dichroiti schen Spiegel 122 nach Zusammenführung durch die Fo kussierlinse 123 reflektiert und dann auf das eine Ende 121a des optischen Lichtleiters 121 gelenkt.

Der optische Lichtleiter 121 wird über einen in dem Seitenbereich des Auges E vorgesehenen Einlaß P2 in den Glaskörper S eingeführt und das auf die optische Faser 121 fallende Beleuchtungslicht wird in Richtung des Augenfundus Ef von dem anderen Ende 121b abge strahlt, um den Augenfundus Ef zu beleuchten.

Steuerkreis

Die Laserdioden LD1 und LD2, die Halogenlampe 100 und die Argonlasereinheit 101 werden von einem arithmeti schen Steuerkreis 130 nach Fig. 11 gesteuert. Mit dem arithmetischen Steuerkreis 130 sind ein Wahlschalter 131 für die Beleuchtungsart, ein Schalter für die Laserverfestigung 132 und ein Spiegeltreiber 133 ver bunden, wobei letzterer den schnellen halbdurchlässi gen Rückschwingspiegel 181 in den und aus dem opti schen Strahlengang einfügt und herausschwenkt.

Im folgenden wird die Funktionsweise der so aufgebau ten Operationsvorrichtung beschrieben.

(1) Beobachtung mit sichtbarem Licht

Wenn die Beleuchtungsart des sichtbaren Lichts durch den Wahlschalter 131 gewählt wurde, steuert der arithmetische Steuerkreis 130 die Halogenlampe 100 an und aktiviert zur selben Zeit die Argonlasereinheit 101 und setzt die Intensität des von der Argonlaser einheit 101 emittierten Lichts auf einen niedrigen Pegel. Zu dieser Zeit steuert die arithmetische Steu ereinheit 130 den Spiegeltreiber 113 derart an, daß die schnellen halbdurchlässigen Spiegel 81 und 81′ aus den mittleren Bereichen der optischen Pfade der optischen Systeme 2a und 3a herausgeschwenkt sind.

Danach wird das distale Ende des anderen Endbereichs 111b der optischen Lichtleitfaser 111 von dem Augen fundus Ef des Auges E, wie in Fig. 8 gezeigt wird, entfernt und andererseits wird der andere Endbereich 121b des optischen Lichtleiters 121 nahe an den zu behandelnden Bereich des Augenfundus Ef gebracht.

Während dies getan wird, wird das sichtbare Beleuch tungslicht von der Halogenlampe 100 durch den konka ven reflektierenden Spiegel 114 reflektiert und wird dann durch den dichroitischen Spiegel 112 hindurch gelassen, damit es auf die optische Lichtleitfaser 111 fällt. Es wird dann in Richtung des Augenfundus Ef des Auges E von dem anderen Endbereich 111b der optischen Faser 111 gestrahlt, so daß ein vorbestimm ter Bereich des Augenfundus Ef beleuchtet wird.

Andererseits geht der von der Argonlasereinheit 101 emittierte Laserstrahl mit niedriger Intensität und einer Wellenlänge von 514 nm durch den dichroitischen Spiegel 122 hindurch und wird dann auf den optischen Lichtleiter 121 gelenkt. Es wird in Richtung des Au genfundus Ef von dem anderen Ende 121b des optischen Lichtleiters 121 abgestrahlt, so daß der Behandlungs bereich des Augenfundus Ef beleuchtet wird.

Ein Teil des von dem Augenfundus reflektierten sicht baren Lichts zur Beleuchtung des Augenfundus Ef wird auf die Okularlinse 35 über den Glaskörper S, den Kristallkörper L, die Hornhaut C, die Kontaktlinse CL, die Objektivlinse 13, die variable Linse 30, den dichroitischen Spiegel 80, die Abbildungslinse 32, das aufrechte Prisma 33 und das Rhomboidprisma 34 geleitet. Andererseits wird der Rest des reflektier ten sichtbaren Lichts auf die Okularlinse 45 über den Glaskörper S, den Kristallkörper L, die Hornhaut C, die Kontaktlinse L, die Objektivlinse 13, die varia ble Linse 40, den dichroitischen Spiegel 80, die Ab bildungslinse 42, das aufrechte Prisma 43 und das Rhomboidprisma 44 für die Einstellung der Augenweite gelenkt.

Daher kann durch Sehen in die Okularlinsen 35 und 45 die Bedienungsperson stereoskopisch den beleuchteten Bereich des Augenfundus Ef in einem vergrößerten Maß stab, wie in Fig. 12(a) betrachten.

(2) Infrarote Fluoreszenzlichtbeobachtung

ICG (Indo Cyanin Grün) wird in die Ader des Patienten injiziert.

Wenn die Beleuchtungsart des infraroten Erregungs lichts durch den Wahlschalter 131 ausgewählt wird, schaltet der arithmetische Steuerkreis 130 die Laser diode LD1 ein, wobei die Halogenlampe 100 leuchtet und schaltet die Argonlasereinheit 101 ab und die Laserdiode LD2 ein. Zu diesem Zeitpunkt steuert der arithmetische Steuerkreis 130 den Spiegeltreiber 133 derart, daß der schnelle halbdurchlässige Rück schwingspiegel 81, 81′ in den mittleren Bereich der optischen Strahlengänge der optischen Systeme 2a, 3a eingeschwenkt wird.

Danach wird das distale Ende des anderen Endbereichs 111b des optischen Lichtleiters 111 von dem Augenfun dus Ef des Auges E entsprechend Fig. 8 entfernt und der andere Endbereich 121b des optischen Lichtleiters 121 wird in die Nähe des zu behandelnden Bereichs des Augenfundus Ef gebracht.

Folglich wird das sichtbare Beleuchtungslicht von der Halogenlampe 100 von dem konkaven reflektierenden Spiegel 114 reflektiert und durch den dichroitischen Spiegel 112 hindurchgelassen, so daß es auf den opti schen Lichtleiter 111 fällt. Von dem anderen Endbe reich 111b des optischen Lichtleiters 111 wird es in Richtung des Augenfundus Ef des Auges E gestrahlt, so daß es einen vorbestimmten Bereich des Augenfundus Ef beleuchtet.

Zu diesem Zeitpunkt wird das infrarote Erregungslicht von 760 nm von der Laserdiode LD1 über die Fokussier linse 113, den dichroitischen Spiegel 112 und den optischen Lichtleiter 111 auf den Augenfundus Ef ge strahlt. Wenn das in die Ader des Patienten injizier te ICG die kapillaren Blutgefäße erreicht, wird als Ergebnis das infrarote Erregungslicht von 760 nm durch dieses ICG absorbiert. Dadurch wird das ICG angeregt, ein infrarotes Fluoreszenzlicht von 800 nm oder größer auszusenden, dessen zentrale Wellenlänge 820 nm beträgt. In Fig. 9 bezeichnen die Bezugszei chen f2 einen Infrarotlicht absorbierenden Wellenlän genbereich des ICG und f3 einen Wellenlängenbereich des infraroten Fluoreszenzlichts, das von dem ICG emittiert wird, wenn es durch die infrarote Strahlung der Wellenlänge f2 angeregt wird.

Darüber hinaus wird der von der Laserdiode LD2 emit tierte Laserstrahl der Wellenlänge 820 nm auf den Augenfundus Ef über die Fokussierlinse 128, den dich roitischen Spiegel 122 und den optischen Lichtleiter 121 gestrahlt, um den Behandlungsbereich des Augen fundus Ef zu beleuchten (Punktbeleuchtung).

Ein Teil des an dem Augenfundus reflektierten Lichts (reflektiertes Licht der sichtbaren Bestrahlung, re flektiertes Infraroterregungslicht, infrarotes Fluo reszenzlicht und reflektiertes infrarotes Ziellicht) wird über den Glaskörper S, den Kristallkörper L, die Hornhaut C und die Kontaktlinse CL auf das optische System 2a des Operationsmikroskops geleitet.

Wenn von dem Wahlschalter 131 der Beleuchtungsmodus des infraroten Erregungslichts gewählt wird, kann es so vorgesehen sein, daß die Halogenlampe 100 ausge schaltet wird, so daß nur das infrarote Fluoreszenz lichtbild beobachtet werden kann. In diesem Fall kann der schnelle halbdurchlässige Rückschwingspiegel 81 durch einen total reflektierenden schnellen Rück schwingspiegel ersetzt werden, so daß ein klareres Fluoreszenzlichtbild beobachtet werden kann.

Optisches System 2a

Das von dem Augenfundus Ef reflektierte Licht wird auf den dichroitischen Spiegel 80 über die Objektiv linse 13 und die variable Linse 30 geleitet. Von dem durch die variable Linse 30 hindurchgehenden Licht geht das sichtbare reflektierte Licht und das reflek tierte infrarote Erregungslicht durch den dichroiti schen Spiegel 80 und den schnellen halbdurchlassigen Rückschwingspiegel 81 hindurch und wird dann über die Abbildungslinse 32, das aufrechte Prisma 33 und das Rhomboidprisma 34 für die Einstellung der Augenweite auf die Okularlinse 35 gelenkt. Als Ergebnis kann der Beobachter die Blutgefäße G des Augenfundus durch das Operationsmikroskop beobachten, wie in Fig. 12(a) gezeigt wird.

Andererseits wird von dem durch die variable Linse 30 hindurchgehenden reflektierten Licht die infrarote Fluoreszenzstrahlung von 800 nm oder darüber und das reflektierte Ziellicht der Fernsehkamera 81 über den dichroitischen Spiegel 80, die Abbildungslinse 60 und den schrägen Spiegel 90 zugeführt, so daß ein infra rotes Fluoreszenzlichtbild (zu beobachtendes Bild) und ein Ziellichtbild auf dem CCD-Bereich 91a (Bild aufnahmevorrichtung) der Fernsehkamera 91 gebildet.

Das Bildsignal von der Fernsehkamera 64 wird dem Bildverarbeitungskreis 92 eingegeben. Dieser Bildver arbeitungskreis 92 verarbeitet das Bildsignal von der Fernsehkamera 64 und liefert ein bearbeitetes Bildsi gnal. Das bearbeitete Bildsignal von dem Bildverar beitungskreis 92 wird in die CCU (Steuerkreiseinheit) oder den Steuerkreis 66 eingegeben. Dieser Steuer kreis 66 baut solche Bilddaten, wie ein infrarotes Fluoreszenzlichtbild und ein Zielpunktlichtbild in einem der Rahmenspeicher a, b, c und so weiter des Bildspeichers 160 in Übereinstimmung mit den bearbei teten Bildsignalen auf.

Der Steuerkreis 66 veranlaßt die Anzeige des infraro ten Fluoreszenzlichtbildes des Beobachtungsbereichs von der Fernsehkamera 91 auf dem Monitor 67 in Über einstimmung mit den verarbeiteten Bilddaten, wie das infrarote Fluoreszenzlichtbild und das Zielpunkt lichtbild, die in den Rahmenspeichern a, b, c und so weiter des Bildspeichers 160 aufgebaut wurden. Ande rerseits wird das Bildsignal von der Fernsehkamera 91 der Flüssigkristallanzeige 93 (Anzeigevorrichtung) über den Bildverarbeitungskreis 92 eingegeben. Wie in Fig. 12(b) gezeigt wird, werden ein Bild G′ der Blut gefäße des Augenfundus, das durch das infrarote Fluo reszenzlicht gebildet wird, ein Fluoreszenzlichtbild (angezeigtes Bild) Q, das durch Leck von der Chorioi dea oder der Blutgefäße der Chorioidea gebildet wird, und das Zielpunktlichtbild EP auf der Flüssigkri stallanzeige 93 angezeigt. Das Bild der Blutgefäße des Augenfundus G′, das Fluoreszenzlichtbild Q und das Punktlichtbild EP werden mit dem Bild G der Blut gefäße des Augenfundus nach Fig. 12(b) übereinander gelegt und beobachtet, wie in Fig. 12(c) gezeigt ist.

Das infrarote Fluoreszenzlichtbild von der Flüssig kristallanzeige 93 wird auf die Okularlinse 35 über das optische Bildanzeigeleitsystem 95 mit dem schrä gen Spiegel 94 und dem schnellen halbdurchlässigen Rückschwingspiegel 81, die Abbildungslinse 32, das aufrechte Prisma 33 und das Rhomboidprisma 34 zur Einstellung der Augenweite des optischen Systems 2a geleitet.

Optisches System 2b

In ähnlicher Weise wird von dem am Augenfundus Ef reflektierten Licht das auf das optische System 2b fallende reflektierte Licht (reflektiertes sichtbares Beleuchtungslicht, reflektiertes Infraroterregungs licht, infrarotes Fluoreszenzlicht und infrarotes reflektiertes Ziellicht) wie in dem Fall auf das op tische System 2a fallende reflektierte Licht auf den dichroitischen Spiegel 80′ über die Objektivlinse 13 und die variable Linse 40 geleitet. Von dem reflek tierten Licht von der variablen Linse 40 gehen das reflektierte sichtbare Licht und das reflektierte Infraroterregungslicht durch den dichroitischen Spie gel 80′ und den schnellen halbdurchlässigen Rück schwingspiegel 81′ hindurch und wird dann der Okular linse 45 über die Abbildungslinse 42, das aufrechte Prisma 43 und das Rhomboidprisma 44 zur Einstellung der Augenweite geleitet. Als Ergebnis kann der Beob achter das Bild G der Blutgefäße des Augenfundus durch das Operationsmikroskop beobachten, wie in Fig. 12(a) gezeigt wird.

Andererseits fallen von dem durch die variable Linse 40 hindurchgehenden reflektierten Licht das infrarote Fluoreszenzlicht von 800 nm oder mehr und das reflek tierte Ziellicht auf die andere Fernsehkamera 91′ über den anderen dichroitischen Spiegel 80′, die Ab bildungslinse 60′ und den schrägen Spiegel 90′, so daß ein infrarotes Fluoreszenzlichtbild (zu beobach tendes Bild) auf den CCD-Bereich 91a′ (Bildaufnahme vorrichtung) der Fernsehkamera 91 gebildet wird.

Das Bildsignal von dieser Fernsehkamera 91′ wird dem anderen Bildverarbeitungskreis 92′ zugeführt. Der Bildverarbeitungskreis 92′ verarbeitet das Bildsignal von der Fernsehkamera 91′ und gibt ein bearbeitetes Bildsignal aus. Das bearbeitete Bildsignal des Bild verarbeitungskreises 92′ wird ′in die CCU (Steuer kreiseinheit) oder den Steuerkreis 66 eingegeben.

Dann baut der Steuerkreis 66 derartige bearbeitete Bilddaten als Infrarotfluoreszenzlichtbild und als Zielpunktlichtbild in einem der Rahmenspeicher a, b, c und so weiter des Bildspeichers 161 in Übereinstim mung mit dem bearbeiteten Bildsignal auf.

Der Steuerkreis 66 zeigt das infrarote Fluoreszenz lichtbild des Beobachtungsbereiches von der anderen Kamera 91′ auf der verbleibenden Seite des Monitors 67 in Übereinstimmung mit den Bilddaten wie das In frarotfluoreszenzlichtbild und das Zielpunktlichtbild an, die in den Rahmen- oder Halbbildspeichern a, b, c und so weiter des Bildspeichers 161 aufgebaut sind. Andererseits wird das Bildsignal von der Fernsehkame ra 91′ der anderen Flüssigkristallanzeige 93′ (Anzei gevorrichtung) über den Bildverarbeitungskreis 92 eingegeben. Wie in Fig. 12(b) gezeigt wird, werden ein durch das Infrarotfluoreszenzlicht geformte Bild G′ der Blutgefäße des Augenfundus, ein Fluoreszenz lichtbild (angezeigtes Bild) Q und ein Zielpunkt lichtbild EP auf der Flüssigkristallanzeige 93′ ange zeigt. Das Bild G′ der Blutgefäße des Augenfundus, das Fluoreszenzlichtbild Q und das Punktlichtbild EP werden auf dem Bild G der Blutgefäße des Augenfundus der Fig. 12(a) überlagert und wie in Fig. 12(c) dar gestellt beobachtet.

Das Infrarotfluoreszenzlichtbild von der anderen Flüssigkristallanzeige 93′ wird auf die Okularlinse 45 über das optische Anzeigebildleitsystem 95′ mit dem schrägen Spiegel 94′ und dem anderen schnellen halbdurchlässigen Rückschwingspiegel 81′ und über die Abbildungslinse 42, das aufrechte Prisma 43 und das Rhomboidprisma zur Einstellung der Augenweite 44 des optischen Systems 2b geleitet.

Auf diese Weise kann durch Aufbauen der Bilddaten des Bildes G′ der Blutgefäße des Augenfundus, das durch das infrarote Fluoreszenzlicht gebildet wird, des Fluoreszenzlichtbildes Q und des Ziellichtbildes EP in den Bildspeichern 160, 161, der spezielle Bereich in überlagerter Weise beobachtet werden, wie in Fig. 12(c) gezeigt wird, nur durch eine Schaltoperation, selbst wenn das Ziellicht nicht zur Verfügung steht. Das gleiche Bild wie dieses Bild wird auf dem Monitor 67 angezeigt.

(3) Schweißen (Festmachen) des Augenfundus mit Laser

Unter Verwendung des Operationsmikroskops mit einem Aufbau nach (1) oder (2) kann der kranke Bereich des Augenfundus Ef und der kranke Bereich der oberen Hautschicht (oder Epithelm) der Netzhaut stereosko pisch beobachtet werden. Wenn zu diesem Zeitpunkt die Trennung der Netzhaut und eine Krankheit der unteren Teilschicht der Retina bestätigt werden, wird das Ziellicht auf den vorbestimmten Bereich unter Beob achtung gestrahlt. Wenn bei diesem Zustand der Schal ter 132 für die Laserschweißung eingeschaltet wird, steuert der arithmetische Steuerkreis 130 die Inten sität der Laserabstrahlung der Argonlasereinheit 101 auf einen Pegel, der für die optische Verfestigung des Augenfundus verlangt wird, und läßt die Argonla sereinheit 101 einen derartigen Laserstrahl aussen den. Der Laserstrahl für die optische Verfestigung von der Argonlasereinheit 101 geht durch den dichroi tischen Spiegel 122 und fällt dann auf den optischen Lichtleiter 121. Es wird in Richtung des Augenfundus Ef von dem anderen Ende 121b des optischen Lichtlei ters 121 gestrahlt, so daß der zu behandelnde Teil des Augenfundus Ef, auf den das Ziellicht gerichtet ist, optisch verfestigt wird (Laserbehandlung). Wenn darüber hinaus der Schalter 134 für das Infrarotla serschweißen eingeschaltet wird, erreicht der Laser strahl von der Laserdiode LD2 eine Abstrahlintensität des Laserstrahls, der für das optische Schweißen oder Verfestigen benötigt wird. Als Ergebnis kann der un tere Schichtbereich der Netzhaut direkt optisch ver festigt werden.

Fünftes Ausführungsbeispiel

Wenn bei dem soweit beschriebenen Ausführungsbeispiel der Augenfundus Ef durch die Halogenlampe 100 be leuchtet wird, wird von der Argonlasereinheit 101 das Ziellicht auf den zu behandelnden Bereich gestrahlt. Allerdings ist die vorliegende Erfindung nicht auf diese Ausführungsbeispiele beschränkt.

Beispielsweise kann, wie in Fig. 13 gezeigt wird, eine Anordnung vorgesehen werden, bei der der konkave reflektierende Spiegel 114 des ersten Ausführungsbei spiels mit einem Lichtauslaßloch 114a versehen sein und das aus diesem Lichtauslaßloch 114a austretende Licht wird als Ziellicht verwendet. Dabei wird das aus dem Auslaßloch 114a austretende Licht auf ein Ende 121a des optischen Lichtleiters 121 über die Fokussierlinse 140, die optische Faser 141 und den halbdurchlässigen Spiegel 142 der Lichtleitervorrich tung Lf geleitet und wird dann als das Ziellicht auf den Augenfundus Ef von dem anderen Ende des optischen Lichtleiters 121 heraus gestrahlt.

Bei diesem Ausführungsbeispiel kann die Intensität der Laseremission der Argonlasereinheit 101 nur hin sichtlich des Pegels für die optische Verfestigung gesteuert werden und die Argonlasereinheit 101 wird nicht für die Bestrahlung des Ziellichts benötigt, wenn eine Beobachtung mit sichtbarem Licht stattfin det. Die anderen Funktionen sind die gleichen wie diejenigen nach dem ersten Ausführungsbeispiel.

Sechstes Ausführungsbeispiel

Fig. 14 zeigt ein sechstes Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung. In diesem Ausführungsbeispiel werden das Beleuchtungslicht des Augenfundus, das Ziellicht und der Laserstrahl zur optischen Verfesti gung auf den Augenfundus Ef nur durch einen einzigen Lichtleiter 150 gerichtet.

In diesem Ausführungsbeispiel werden ein halbdurch lässiger Spiegel 151 und ein dichroitischer Spiegel 122 (Aufteilelement des optischen Pfades) in den op tischen Strahlengang zwischen der Argonlasereinheit 101 und der optischen Faser 150 angeordnet. Darüber hinaus wird eine Fokussierlinse 152 mit einem langen Brennpunkt zwischen den Spiegeln 151 und 122 angeord net.

Das sichtbare Beleuchtungslicht von der Halogenlampe 100 wird von dem konkaven reflektierenden Spiegel 114 reflektiert und gesammelt und geht durch den dichroi tischen Spiegel 112 hindurch. Dann wird es über den halbdurchlässigen Spiegel 151 auf den optischen Lichtleiter 150 gelenkt.

Nachdem es an dem dichroitischen Spiegel 122 reflek tiert wurde, geht das Licht von der Laserdiode LD1 durch den halbduchlässigen Spiegel 151 hindurch, wobei es vorher durch die Sammellinse 152 gesammelt wurde. Dann fällt es auf den optischen Lichtleiter 150.

Mit diesem Aufbau entsprechen Fig. 14(a) werden das Ziellicht und so weiter von der Argonlasereinheit 101 oder der Laserdiode LD2 auf ein Ende des optischen Lichtleiters 150 durch die Fokussierlinse 152 mit einem langen Brennpunkt gerichtet, wobei das von dem anderen Ende des optischen Lichtleiters 150 ausge sandte Ziellicht wie eine Punktbeleuchtung auf den Augenfundus Ef in engem Zustand gestrahlt wird. Ander erseits wird das Beleuchtungslicht von der Halogen lampe 100 und der Laserdiode LD1 durch den konkaven reflektierenden Spiegel 114 oder durch die Fokussier linse 113 mit einem kurzen Brennpunkt gesammelt und dann auf das eine Ende des optischen Lichtleiters 150 gelenkt, wie in Fig. 14(a) gezeigt wird. Daher be leuchtet der Beleuchtungslichtstrom S, der von dem anderen Ende des optischen Lichtleiters 150 emittiert wird, einen weiten Bereich des Augenfundus Ef, wie in Fig. 14(b) gezeigt wird.

Da in diesem Ausführungsbeispiel die Laserdioden LD1 und LD2, die Halogenlampe 100, die Argonlasereinheit 101 und so weiter in der gleichen Weise wie in dem zweiten Ausführungsbeispiel gesteuert werden, wird die Beschreibung der Steuerung ausgelassen.

Da entsprechend diesem Ausführungsbeispiel es reicht, daß nur ein optischer Lichtleiter 150 als Lichtleit faser verwendet wird, kann die während der Operation auftretende Belastung für das Auge E verringert wer den.

Auch in diesem Fall, in dem das Ziellicht als Laser zum optischen Verschweißen des Augenfundus Ef verwen det wird, wird das distale Ende des optischen Licht leiters 150 nahe an den Augenfundus Ef herangebracht. Beim Anordnen des distalen Endes des optischen Licht leiters 150, ausreichend entfernt von dem Augenfundus Ef, kann das Ziellicht gleichfalls als Beleuchtungs licht für den Augenfundus verwendet werden.

Anderes Ausführungsbeispiel

In dem soweit beschriebenen Ausführungsbeispiel kann, obwohl der Augenfundus bei sichtbarem Licht und ein tieferer Bereich des Augenfundus bei Infrarotfluores zenzlicht beobachtet wird, vorgesehen werden, daß der Augenfundus bei Infrarotlicht beobachtet wird und die innere Seite der oberen Haut(oder Epithel)-Schicht der Netzhaut des Augenfundus bei sichtbarem Fluores zenzlicht beobachtet wird.

Genauer gesagt, wird in dem ersten Ausführungsbei spiel ein Erregungsfilter für die Erregung des sicht baren Fluoreszenzlichtes herausschwenkbar zwischen dem konkaven reflektierenden Spiegel 114 und dem dichroitischen Spiegel 112 eingesetzt und ein Sperr filter zum Durchlassen von sichtbarem Licht der Wel lenlänge des sichtbaren Fluoreszenzlichtes ist in gleicher Weise herausschwenkbar zwischen dem dichroi tischen Spiegel 80 und dem schnellen halbdurchlässi gen Rückschwingspiegel 81 der optischen Systems 2a und 2b eingesetzt.

Es kann auch vorgesehen sein, daß die Wellenlänge des Laserstrahls der Laserdiode LD1 die gleiche ist wie diejenige des Laserstrahls der Laserdiode LD2, wobei der Augenfundus durch das Beleuchtungslicht von der Laserdiode LD1 und der vorbestimmte Bereich des Au genfundus durch ein Zielpunktlicht von der Laserdiode LD2 beleuchtet werden, und wobei der beleuchtende Zustand durch das Infrarotlicht von den Fernsehkame ras 81 und 81′ der Fig. 8 aufgenommen wird, und wobei der beleuchtete Zustand des Augenfundus ebenso wie der Zielzustand unter Verwendung des Monitors 67 und der Flüssigkristallanzeigen 93 und 93′ des Ausfüh rungsbeispiels nach Fig. 8 beobachtet werden.

In diesem Fall wird das Einfügen und Herausziehen des Erregungsfilters in und aus dem optischen Strahlen gang zusammen mit dem Einfügen und Herausziehen des Sperrfilters in und aus dem optischen Strahlengang durchgeführt.

Obwohl die dichroitischen Spiegel 80 und 80′ den Lichtstrom des infraroten Lasers der von der Laser diode LD1 ausgesandten Wellenlänge durchläßt und den Laserlichtstrom einer von der Laserdiode LD2 emit tierten Wellenlänge reflektiert, ist die vorliegende Erfindung nicht notwendigerweise darauf begrenzt. Beispielsweise können die optischen Eigenschaften derart eingestellt werden, daß die dichroitischen Spiegel 80 und 80′ den sichtbaren Lichtstrom durch lassen und das Infrarotlicht reflektieren und ein Infrarot-Fluoreszenzlichtsperrfilter kann herausnehm bar in den Strahlengang zwischen die dichroitischen Spiegel 80 und 80′ und die Fernsehkameras 91 und 91′ eingefügt werden. In diesem Fall kann die Beobachtung wahlweise so durchgeführt werden, daß der Augenfundus bei Infrarotlicht und ein tiefen Bereich des Augen fundus bei Infrarotfluoreszenzlicht beobachtet wer den.

Da die vorliegende Erfindung in der oben beschriebe nen Weise aufgebaut ist, kann eine Vielzahl von Lichtarten, die jeweils unterschiedliche für die Be obachtung und Behandlung notwendige Wellenlängen auf weisen, auf den Augenfundus geleitet werden, wenn eine Operation eines kranken Bereichs des zu prüfen den Augenfundus durchgeführt wird. Von dem Licht mit den unterschiedlichen Wellenlängen werden das Infra rotfluoreszenzerregungslicht und das sichtbare Fluo reszenzerregungslicht verwendet, wodurch die Beobach tung und Behandlung des kranken Bereichs an der In nenseite der oberen Haut(oder Epithel)-Schicht der Netzhaut oder des Augenfundus vereinfacht wird.

Claims

1. Medizinisches optisches System mit einem opti schen Beobachtungssystem, bei dem von einer Lichtquelle ausgesandte Strahlung auf einen zu beleuchtenden vorbestimmten Bereich geleitet wird und von dem vorbestimmten Bereich reflek tiertes Licht auf das optische Beobachtungssy stem fällt und mit
einer Lichttrennvorrichtung, die an einem Zwi schenbereich des optischen Beobachtungssystems angeordnet ist und die das reflektierte Licht in reflektiertes Licht des sichtbaren Beobachtungs wellenlängenbereichs, das von ihr durchgelassen wird, und reflektiertes oder Fluoreszenzlicht des anderen Wellenlängenbereichs, das von ihr extrahiert wird, aufteilt,
einem optischen Leitsystem, das von der Licht trennvorrichtung getrenntes Licht des anderen Wellenlängenbereichs auf eine Aufnahmevorrich tung leitet, derart, daß das Bild des getrennten Lichts auf der Lichtaufnahmevorrichtung gebildet wird, und
einer Anzeigevorrichtung zum Anzeigen des von der Aufnahmevorrichtung aufgenommenen Bildes des getrennten Lichts.

2. Medizinisches optisches System nach Anspruch 1, weiterhin gekennzeichnet durch ein optisches Leitsystem des angezeigten Bildes, das das Bild des getrennten Lichts, das auf der Anzeigevor richtung angezeigt wird, auf eine Okularlinse des optischen Beobachtungssystems lenkt.

3. Medizinisches optisches System nach Anspruch 1, weiterhin gekennzeichnet durch
eine Lichttrennvorrichtung, die in einem Zwi schenbereich des optischen Beobachtungssystems angeordnet ist und das reflektierte Licht in Licht einer Wellenlänge des Bildes des vorbe stimmten Bereichs aufgrund von sichtbarem Licht, das durchgelassen wird, und Licht einer Wellen länge eines Fluoreszenzlichtbildes, das extra hiert wird, trennt,
ein optisches Leitsystem für Fluoreszenzlicht, das das von der Lichttrennvorrichtung getrennte Licht des Fluoreszenzlichtbildes auf eine Bild aufnahmevorrichtung lenkt, derart, daß das Fluo reszenzlichtbild auf der Bildaufnahmevorrichtung gebildet wird,
eine Anzeigevorrichtung zur Anzeige des von der Bildaufnahmevorrichtung aufgenommenen Fluores zenzlichtbildes und
ein optisches Leitsystem für das angezeigte Bild, das das von der Anzeigevorrichtung ange zeigte Fluoreszenzbild auf die Okularlinse des optischen Beobachtungssystems lenkt.

4. Medizinisches optisches System nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Lichttrennvor richtung zwischen der Objektivlinse und einer Abbildungslinse des optischen Beobachtungssy stems angeordnet ist und daß das optische Leit system für das angezeigte Bild einen schnellen Rückschwingspiegel aufweist, der entfernbar zwi schen der Lichttrennvorrichtung und der Abbil dungslinse angeordnet ist.

5. Medizinisches optisches System nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß der schnelle Rück schwingspiegel ein halbdurchlässiger Spiegel ist.

6. Medizinische optisches System nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß das optische Beob achtungssystem zwei optische Systeme umfaßt, wobei jedes das optische Leitsystem für das Fluoreszenzlicht sowie die Bildaufnahmevorrich tung, die Anzeigevorrichtung und die Leitvor richtung für das angezeigte Bild aufweist.

7. Medizinisches optisches System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Bildaufnahmevor richtung eine Vielzahl von elektronischen Bild aufnahmeelementen aufweist, die jeweils unter schiedliche Wellenlängenempfindlichkeit haben.

8. Medizinisches optisches System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Lichtquelle eine Mehrzahl von Lichtquellen umfaßt, die jeweils eine unterschiedliche Wellenlänge aufweist.

9. Medizinisches optisches System nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß das Licht von der Mehrzahl von Lichtquellen auf einen Lichtleiter von einem Lichtleitelement gelenkt wird und dann durch den Lichtleiter zu dem vorbestimmten Be reich geleitet wird.

10. Medizinisches optisches System nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Vielzahl von Lichtquellen eine weiße Beleuchtungslichtquelle für die Abstrahlung eines weißen Lichtstrahls und eine Infrarotbeleuchtungslichtquelle zum Abstrahlen eines infraroten Erregungslicht strahls aufweist.

11. Medizinisches optisches System nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Mehrzahl von Lichtquellen eine Laserlichtquelle für sichtba res und eine Infrarotlaserlichtquelle umfaßt, die unterschiedliche Wellenlängen zum spezifi chen Beleuchten des vorbestimmten Bereiches aufweisen.

12. Medizinisches optisches System nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens die La serlichtquelle für sichtbares Licht oder die Infrarotlaserlichtquelle von einem Steuerkreis gesteuert wird, um selektiv einen Ziellicht strahl mit einem niedrigen Intensitätspegel zur spezifischen Beleuchtung des vorbestimmten Be reichs und einen Behandlungslichtstrahl mit ei nem hohen Intensitätspegel zur Behandlung des vorbestimmten Bereichs auszusenden.

13. Medizinisches optisches System nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Mehrzahl von Lichtquellen eine Lichtquelle für die Abstrah lung eines weißen Beleuchtungslichtstrahls und
eine Infrarotlichtquelle zum Abstrahlen eines infraroten Erregungslichtstrahls umfaßt, wobei die von den Beleuchtungslichtquellen abgestrahl ten Lichtstrahlen durch einen optischen Licht leiter auf den vorbestimmten Bereich geleitet werden und wobei die Vielzahl von Lichtquellen eine Laserlichtquelle für sichtbares Licht und
eine Infrarotlaserlichtquelle jeweils zur spezi fischen Beleuchtung des vorbestimmten Bereiches sind, daß der von der Laserlichtquelle emittier te Laserstrahl über eine optische Lichtleiter auf den vorbestimmten Bereich geleitet wird, und
daß ein Steuerkreis vorgesehen ist zum Anschal ten der Laserlichtquelle für sichtbares Licht, wenn die weiße Beleuchtungslichtquelle ange schaltet wird, und zum Anschalten der Infrarot laserlichtquelle, wenn die Infrarotbeleuchtungs lichtquelle angeschaltet wird.

14. Medizinisches optisches System nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Vielzahl von Lichtquellen mindestens eine Beleuchtungslicht quelle zum Beleuchten des vorbestimmten Bereichs und Laserlichtquellen zum Behandeln des vorbe stimmten Bereichs aufweist, wobei das Beleuch tungslicht von der Beleuchtungslichtquelle auf den vorbestimmten Bereich durch den optischen Lichtleiter und die Laserstrahlen von der Mehr zahl von Laserlichtquellen auf den vorbestimmten Bereich durch den optischen Lichtleiter geleitet werden und daß ein Teil des Beleuchtungslichts von der Beleuchtungslichtquelle durch die Licht leitvorrichtung als Ziellichtstrahl zur spezifi schen Beleuchtung des von den Laserstrahlen be handelten vorbestimmten Bereichs extrahiert wird.

15. Medizinisches optisches System zur Beleuchtung eines intraokularen Bereichs eines Patienten unter Verwendung eines optischen Lichtleiters, wobei der optische Lichtleiter eine einzige op tische Faser zum Leiten von Licht von einer Mehrzahl von Lichtquellen auf einen vorbestimm ten Bereich aufweist und wobei das Licht von der Mehrzahl von Lichtquellen von einem Teilerele ment des optischen Strahlenganges auf die ein zige optische Faser gelenkt wird.

16. Medizinisches optisches System nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß der intraokulare Bereich des Patienten mit Licht von mindestens zwei unterschiedlichen Wellenlängen unter Ver wendung nur einer einzigen optischen Faser be leuchtet wird.