WO2012069542A1 - Medizinisches gerät - Google Patents

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WO2012069542A1
WO2012069542A1 PCT/EP2011/070823 EP2011070823W WO2012069542A1 WO 2012069542 A1 WO2012069542 A1 WO 2012069542A1 EP 2011070823 W EP2011070823 W EP 2011070823W WO 2012069542 A1 WO2012069542 A1 WO 2012069542A1
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led
radiation
medical device
carrier
optical
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PCT/EP2011/070823
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Bernd Claus Weber
Martina Detert
Rudolf Heimberger
Thomas App
Klaus Schrumpf
Adrian Mahlkow
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Richard Wolf Gmbh
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Publication date
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Definitions

  • the invention relates to a medical device having a lighting or irradiation device having at least one LED according to the preamble of claim 1. Due to their size, LEDs are suitable for being arranged as illumination or irradiation device at the distal end of an endoscope. Such a lighting or irradiation device has the advantage that it is possible to dispense with light guides for illumination in the endoscope shaft and that only electrical connection lines are required here.
  • This light or this radiation then does not contribute to the illumination or irradiation, but merely leads to an additional heating of the LED. It is possible and known to arrange the LED surrounding a reflector, which, however, leads to an increase in the lateral extent, which is problematic in view of the small installation space at the distal endoscope tip. Another problem arises from the fact that the optical converter is heated by the waste heat of the LED, whereby the efficiency of the fluorescent dyes is reduced.
  • optical filters which are designed as interference filters, is that the wavelength-related selectivity of such filters depends on the angle of the incident beam. Since the incident rays are directed in various directions, only limited effect can be achieved with such an optical filter, so that the unwanted heating of the LED is only limitedly avoided and the efficiency can only be increased to a limited extent.
  • an object of the invention to provide an improved medical device with a lighting device having at least one LED which, when the size is smaller, results in greater efficiency, i.e. greater efficiency. allows an increased light or radiation output while reduced power consumption.
  • the medical device according to the invention has athereging. Irradiation device, which has at least one light emitting diode or an LED.
  • Irradiation device which has at least one light emitting diode or an LED.
  • a medical device may, for example, be a light projector which generates radiation or light which is used for illumination in a medical instrument, for example an endoscope.
  • the light projector for coupling the generated radiation into a light guide cable or the fibers of a Lichtleitka- lever can be configured.
  • the medical device may be an endoscope.
  • the illumination or irradiation device is preferably at the distal end, d. H. however, it could also be arranged in the proximal direction at a distance from the distal tip of the endoscope, in which case an optical waveguide could additionally be arranged between the illumination or irradiation device and the distal end of the endoscope. In this case, the lighting or irradiation device could be the described light projector.
  • an optical converter is mounted downstream, so that the radiation emitted by the LED strikes the optical converter or passes through the optical converter.
  • the optical converter contains at least one fluorescent dye. This can be embedded in a transparent body, for example made of transparent plastic or glass.
  • the fluorescent dyes in the form of particles are preferably distributed uniformly in the optical converter or the body forming it. It is also possible to arrange the fluorescent dyes on one or more surfaces of the optical converter or a support body of the optical converter.
  • the at least one fluorescence Cenz dye is chosen so that it causes a long-wave extension or a complete long-wave conversion of the light emitted by the LED radiation or light spectrum.
  • the light or radiation spectrum emitted by the LED is, for example, in the short-wave blue spectral range.
  • an optical converter in which a suitably chosen fluorescent dye or several suitable selected fluorescent dyes are included, it is possible to extend this short-wave radiation in the long-wavelength spectral range or completely convert it into radiation of the long-wavelength range by the short-wavelength of the LED generated light or the short-wave radiation generated by the LED which excites fluorescent dyes, so that they emit light or radiation in the long-wave range, in particular broadband in the yellow area.
  • the thickness of the optical converter and / or the concentration of the fluorescent dyes can be selected so that the entire radiation emitted by the LED and arriving in the converter is converted by the fluorescent dyes.
  • the thickness of the optical converter and / or the concentration of the fluorescent color substance is chosen such that not all of the light emitted by the LED or the entire radiation emitted by the LED is converted by the fluorescent dyes, then the short wavelength of the LED is complementary light emitted or the short-wave radiation emitted by the LED and the long-wavelength light emitted by the fluorescent dye (s).
  • white light or white radiation can be composed of the short-wave blue and the long-wave yellow light or the short-wave blue and the long-wave yellow radiation.
  • a broadband light or radiation spectrum can thus be generated.
  • the fluorescent dye (s) may also be selected to emit narrow band in one or more long wavelength spectral regions, for example, light or radiation of wavelengths around 540 or 560 nm. If human tissue is illuminated with such light or radiation, one will succeed High contrast representation of the near-surface vessels. Due to the high absorption of radiation from these wavelength ranges by the hemoglobin contained in the blood, the vessels appear more or less black compared to the surrounding tissue. In this way, a more targeted differentiation between different tissue or tissue shapes can be achieved.
  • the endoscope more radiation for the desired illumination purpose available is the endoscopically visible space more light or radiation available.
  • the optical and thermal decoupling between optical converter and LED can preferably be achieved by arranging at least one optical separating means and preferably one thermal separating means between the at least one LED and the optical converter.
  • a thermal release agent By a thermal release agent, a thermal decoupling or heat insulation between the LED and converter can be achieved, so that in particular an undesirable heating of the optical converter can be prevented by the waste heat of the LED.
  • the above-described radiation transition between LED and converter and in the opposite direction is selectively influenced, so that the generated radiation can be directed in particular in a desired direction, namely targeted in the distal direction, so that the backward, ie proximally, directed radiation is emitted from the fluorescent dyes, can be minimized or at least not fully reach the LED.
  • a thermal separating means is arranged between the at least one LED and the optical converter, which consists of a transparent, thermally insulating material emitted from the radiation emitted to the LED.
  • the optical converter and the at least one LED are spaced apart so that an air layer or another thermally insulating gas is arranged between the two.
  • an evacuated space between converter and LED may be provided to minimize the heat transfer.
  • an optical separating means is further arranged between the at least one LED and the optical converter in the beam path, which optionally may simultaneously serve as a thermal release agent.
  • This optical separating means is designed as an optical low-pass filter which is substantially transparent to the radiation generated by the LED and substantially reflective to the radiation of longer wavelength from the at least one fluorescent dye.
  • Such an optical low-pass filter ensures that the short-wave radiation emitted by the LED can pass through the filter unhindered and thus can enter the optical converter from the LED and strike the fluorescent dye (s) there.
  • the longer-wavelength light emitted by the fluorescent dyes or the longer-wave radiation emitted by the fluorescent dyes can not pass through the low-pass filter and is reflected at this.
  • the radiation component emitted by the fluorescent dyes which is directed in the proximal direction, ie toward the at least one LED, does not strike the LED, but is reflected at the low-pass filter and thus likewise in the desired distal direction, ie desired direction of illumination or irradiation is directed.
  • the optical low-pass filter is applied on a carrier arranged between the LED and the optical converter on its surface facing the optical converter.
  • the carrier is spaced from the LED and between the carrier and the LED a medium is arranged in the beam path from the LED to the carrier, which has a lower refractive index for the radiation emitted by the LED than the material from which the carrier is formed.
  • the insufficient effect of the low-pass filter due to its angle-dependent selectivity can be reduced.
  • the optical low-pass filter is preferably designed as an interference filter.
  • An interference filter is an optical filter, which usually consists of a plurality of dielectric thin layers, which are applied to the carrier. Such a filter transmits light or radiation of specific wavelengths and at the same time reflects light or radiation of other wavelengths. This wavelength-related selectivity is based on constructive and destructive interference between direct light and radiation reflected multiple times at the junctions between the thin layers. Based on this functional principle almost any transmission spectra can be generated. This makes it possible to design the low-pass filter such that a virtually unhindered transmission of the radiation emitted by the LED is made possible, and at the same time a substantially complete reflection of the radiation emitted by the fluorescent dyes is achieved.
  • this wavelength-dependent selectivity is also angle-dependent. Ie. it depends on the angle of the beam incident on the layer sequence of the interference filter. Ie. The above-described wavelength-related selectivity can only be ensured for certain angles of incidence of the radiation. With angles deviating more strongly from the vertical incidence, the change in the wavelength-related transmission behavior increases disproportionately.
  • the LED can be regarded as a Lambert radiator or at least as a radiator similar to the Lambert radiator, that is to say as a radiation source in which the lambertian cosine law applies to the emitted light or the emitted radiation. This means that the LED emits its emitted radiation in all directions of the half-space in front of it.
  • the spectrum of the angles with which the rays emitted by the LED strike the optical low-pass filter is correspondingly large, and the deviation of the wavelength-related transmission behavior is correspondingly strong, so that the low-pass filter does not exhibit the desired effect for all the beams.
  • the medium between the carrier and the LED has a lower refractive index than the material of the carrier causes a refractive index jump at the interface between this medium and the carrier of the optical low-pass filter.
  • the rays emanating from the LED in all directions of the half-space lying in front of it are refracted to the solder when hitting the carrier in accordance with Snell's law of refraction.
  • the carrier on which the optical low-pass filter is applied, consists of a material which is transparent to the radiation emitted by the LED and has a significantly higher refractive index than the medium between the carrier and the LED.
  • the refractive index of the carrier for the radiation emitted by the LED is particularly preferably at least 0.4, more preferably at least 0.75 and particularly preferably at least 1 higher than that of the carrier Refractive index of the medium between the LED and the carrier.
  • the medium between the carrier and the LED for the radiation emitted by the LED has a refractive index> 1.
  • the medium between the LED and the carrier has a refractive index which corresponds to the refractive index of the material terminating the LED towards the medium.
  • a refractive index which corresponds to the refractive index of the material terminating the LED towards the medium.
  • the carrier on which the optical low-pass filter is applied should be provided with an antireflection coating on the surface facing the LED, which is preferably designed for the wavelength range and the angular range of the light emitted by the LED or the radiation emitted by the LED is.
  • This coating reduces the Fresnel losses that occur at the LED-facing surface of the optical filter carrier so that the losses due to reflection of beams as they move from the medium between the LED and the carrier toward the carrier are reduced.
  • the medium between LED and carrier may be a gas, in particular air.
  • the medium can be an elastic and inherently stable material. terial, such as an elastomer.
  • the medium is glued between the LED and the carrier with the LED and / or the carrier. This can be carried out particularly preferably in that the medium itself has sticky properties.
  • the LED of the medical device according to the invention can emit a radiation spectrum which comprises visible light and / or non-visible radiation.
  • the visible light can be used for lighting purposes.
  • the non-visible radiation can be used, for example, for therapeutic or diagnostic purposes and be used simultaneously or alternatively to the visible light.
  • the selected fluorescent dyes are tuned to the radiation emitted by the LED that the illumination or irradiation device emits the desired radiation spectrum on the output side of the converter, which may also consist of visible light and / or non-visible radiation.
  • the separate carrier for the optical low-pass filter may preferably be firmly connected to the converter, in particular glued. In this way, a good optical transition between the carrier and the optical low-pass filter and the converter is achieved.
  • the converter may be further preferably connected to at least one of its surfaces with at least one réelleleit- element whose material preferably has a greater thermal conductivity than the material of the converter.
  • a material can cover the converter, for example, on a surface or surround it on the outer circumference, so that the heat loss generated in the converter can be dissipated by the heat-conducting element, preferably in the late-riser direction. In this way, the loss of heat generated in the converter can in any case be dissipated so that, if possible, it does not lead to additional heating of the LED. representation
  • heat removal via a heat lightener may maintain the temperature of the converter within the optimum range, thereby improving the efficiency of the fluorescent dyes by reducing the temperatures encountered.
  • the heat-conducting element can also be formed by a protective glass covering the optical converter at the distal end, which is preferably in direct heat-conducting connection with the converter.
  • the protective glass can extend laterally beyond the converter, so that an enlarged surface for heat dissipation is created.
  • the heat-conducting element with adjacent parts of the device, in particular a device shaft in heat-conducting connection.
  • the medical device is an endoscope.
  • the heat-conducting element is preferably with adjacent parts of the endoscope, in particular an endoscope shaft in thermally conductive connection. In this way, the heat generated in the converter by the heat-conducting to adjacent device or endoscope parts, in particular the Adjustcre. Endoscope shaft are derived.
  • the heat-conducting element is formed, for example, by a protective glass or cover glass connected to the converter, this can extend beyond the outer circumference of the converter in the radial or lateral direction and in this region with parts of the endoscope tip and in particular parts of the endoscope shaft in heat-conducting connection be to distribute the heat in the endoscope tip and remove it from the optical converter.
  • the optical converter is arranged directly adjacent to the distal tip of the endoscope or directly adjacent to a protective glass arranged on the distal tip of the endoscope.
  • the light emitted by the converter or the radiation emitted by the converter can be used for illumination or irradiation. be optimally conducted or scattered in the area to be illuminated, without causing unwanted reflection losses.
  • the converter itself may form the final protective or cover glass at the distal tip of the endoscope.
  • the optical converter can be additionally coated on its distal side, ie the side facing the distal end of the endoscope, for example in order to increase the scratch resistance or wear resistance of the surface.
  • known coatings can be used.
  • the material of the converter or its body itself is selected so that it fulfills the desired requirements for mechanical, chemical and optionally thermal resistance.
  • it may be a glass or glass-like material in which the fluorescent dye particles are embedded.
  • the at least one LED is connected on a side facing away from the optical converter with a heat-conducting element, which is designed for heat dissipation in the proximal direction.
  • a heat-conducting element which is designed for heat dissipation in the proximal direction.
  • This may be, for example, the electrical connection line, which simultaneously serves for heat dissipation in the proximal direction.
  • the electrical connection line may be formed as a coaxial cable with enlarged conductor cross-sections in order to improve the heat dissipation.
  • FIG. 10 is a schematic sectional view of the structure of a lighting or
  • FIG. 12 is a schematic sectional view of the structure of a lighting or
  • FIG. 14 shows the spectral intensity distribution for a combination of
  • the distal endoscope tip 2 shown by way of example in FIG. 1 has a centrally arranged image recording unit 4 in the form of a camera.
  • This image pickup unit 4 has, in a known manner, an objective 6, an image sensor 8 located behind it, electronic components 10 and connection lines 12.
  • two illumination or irradiation units 14 are arranged, which constitute the essential component of the invention represent.
  • the illumination or irradiation units 14 each have at least one LED 16 as the light or radiation source, which is supplied with electrical energy via a connection line 18 extending proximally.
  • the at least one LED ie the actual LED chip 16 is arranged at the distal end of a carrier 20, which may be part of an electrical connection line.
  • the carrier 20 serves to dissipate the heat generated by the LED heat loss.
  • the LED is followed by an optical converter 22.
  • the optical converter 22 is formed by a transparent body 24, for example made of epoxy resin or silicone, in which evenly distributed, fluorescent dye particles 26 are embedded.
  • the illumination unit 14 is terminated on the distal side by a protective glass 28.
  • a thermal separation between the LED 1 6 and the optical converter 22 is provided by a free space or air gap 30. Ie. the LED 16 does not directly adjoin the optical converter 22 and is not directly connected thereto. In this way, direct heat transfer between the LED 16 and the optical converter 22 is prevented, so that heating of the optical converter 22 by the waste heat of the LED can be reduced or prevented.
  • the converter 22 may be provided with an antireflection coating on its side facing the air gap 30.
  • the free space which forms the air gap 30 could also be filled with a material which is characterized by a low thermal conductivity but at the same time is transparent to the radiation emitted by the LED.
  • the material may also be selected to achieve refractive index matching between the LED 16 on the one side and the optical converter 22 on the other side, thereby reducing optical losses at the junctions.
  • the material with which the free space of the air gap 30 is filled can be, for example, silicone or an optical cement.
  • the entire lighting unit 14 is mounted in a hollow cylinder 32.
  • the hollow cylinder 32 is designed to be highly reflective on its inner wall both for the radiation emitted by the fluorescent dye particle 26 and for the light emitted by the LED 16, so that the radially or laterally directed radiation components are also reflected in the distal direction towards the protective glass 28, and for the Lighting or irradiation are used.
  • the optical converter 22 can also form the protective glass closing the illumination or irradiation unit at the distal end, ie the transparent body 24 is covered by a glass, a vitreous material or a durable plastic, eg. B. formed a suitable epoxy resin in which the fluorescent dye particles 26 are embedded.
  • the additional protective glass 28, as shown in the examples, can be dispensed with here. This is indicated in FIGS. 2, 7, 11 and 12 by the dashed representation of the protective glass 28.
  • the structure is simplified.
  • the optical converter 22 may be provided at its distal surface with a suitable coating to increase its mechanical and chemical resistance.
  • an optical low-pass filter 34 is provided in the beam path between LED 16 and converter 22, which is arranged on the proximal side of the optical converter 22, ie between the air gap 30 and the optical converter 22.
  • This optical low-pass filter 34 is designed such that it is transparent to the short-wave radiation emitted by the LED 1 6 and reflective for the long-wave radiation emitted by the fluorescent dye particles 26. This configuration ensures that the short-wave radiation emitted by the LED 16 can pass through the optical low-pass filter 34 and enter the optical converter 22, where it then partially or completely strikes the fluorescent dye particle 26 and this emits long-wave radiation stimulates. This long-wave radiation will in part be directed back in the proximate direction and then impinges again on the optical low-pass filter 34.
  • the thickness or height of the converter 22 When reducing the thickness or height of the converter 22, it must be taken into account that less short-wave radiation emitted by the LED 16 is converted into longer-wave converter radiation by the implementation of this measure, and accordingly a higher proportion of the short-wave radiation emitted by the LED 16 Radiation in the room to be illuminated, for example the endoscopically visible space available than at not reduced thickness or height of the converter 22. To compensate for this, but still the original ratio of radiation from the short-wave spectrum and radiation from the longer-wave To maintain the spectrum, the thickness or height of the converter 22 must be reduced less than if it were only intended to restore the portion of longer-wave radiation available without the optical low-pass filter 34 in the space to be illuminated.
  • the proportion of longer-wave radiation must also be higher than in the configuration without optical low-pass filter 34, which is achieved by a correspondingly adapted reduction of the thickness or height of the converter 22.
  • the realization of the optical low-pass filter thus produces several positive effects with regard to efficiency optimization: more light or radiation is produced directly for the room to be illuminated, since longer-wave light emitted in the proximal direction is deflected in the distal direction.
  • an optical separation between the optical converter 22 and the LED 16 is realized by the low-pass filter 34, which forms an optical isolating element.
  • the air gap 30 or free space 30 can be filled with a medium which is characterized by a low thermal conductivity, for which the radiation emitted by the LED is transparent and performs a refractive index adaptation as described above.
  • the optical low-pass filter 34 is applied to a separate carrier 36, which is not shown in FIG. 2.
  • the optical low-pass filter 34 is on the distal, d. H. the optical converter 22 facing surface of the carrier 36 is applied.
  • the carrier 36 may for example be a glass plate but also be made of another suitable transparent material.
  • the carrier 36 with the low-pass filter 34 may be bonded to the body 24.
  • FIG. 3 schematically shows the spectrum 41 of a conventional LED-based white-light illumination. It can be seen that the intensity profile has a first spectrally narrow-band maximum 38 at a wavelength of approximately 450 nm. The light from the entire region around this maximum 38 to the adjacent curve minimum in the long wave - in Fig. 3 at about 480 nm - essentially comes from the LED 16. A second broadband spectral maximum 4 is in the long wave at 550 nm. The light from the entire range around this maximum 40, ie from the aforementioned curve minimum to the long-wave end of the curve at approximately 720 nm essentially originates from the fluorescent dye particles 26 of the converter 22.
  • the optical low-pass filter 34 due to its spatial positioning between the LED 1 6 and the converter 22 with respect to its transmission characteristic 37 is selected so that it for the light or the radiation which in the 3 is the narrow spectral range around the first maximum 38 to the minimum of about 480 nm, is transparent and that it is for the light, which is essentially the fluorescent dye particles 26, ie in Fig. 3, the broad spectral range around the second maximum 40 at about 550 nm from the minimum curve to about 480 nm, is reflective.
  • the optical low-pass filter 34 is designed as an interference filter.
  • an optical low-pass filter 34 which is shown in FIG. 3 and is ideal in terms of efficiency optimization, applies only to a certain angle of the incident beam, namely to the angle for which it is located. calculated and realized, for example for the vertical angle of incidence (0 °). With increasingly different angles of incidence from the vertical angle of incidence, the filter edge 39 shifts further and further to the shortwave and at the same time loses its steepness.
  • FIG. 4 schematically illustrates this situation: while for beams with an angle of incidence of 0 °, the filter edge 39 (0 °) is located at the minimum of the spectrum 41 and is still characterized by a steep drop, the filter edge 39 (20 °) for rays with an angle of incidence of 20 ° visibly shifted into the short-wave, where they can still maintain their steepness substantially.
  • the shift of the filter edge 39 (40 °) to short-wave has already increased disproportionately, so that it is now in the range of the maximum 38 of the spectrum 41. In addition, she has lost significantly in steepness.
  • the LED 1 6 can be considered in a first approximation as Lambert emitters, ie from them go - albeit in accordance with the Lambert cosine law with different weighting - the rays in all directions of lying before her half-space, see Fig. 5. There is shown the LED 1 6 and the angle-dependent light intensity or radiant intensity. The relative amount of the angle-dependent light intensity or radiant intensity is indicated by the different lengths of the arrows.
  • FIG. 6 shows an enlarged detail of FIG. 2 and shows, by way of example, arbitrarily selected beams 51, 52, 53, 54 of the beam, which emanates, for example, from an arbitrarily selected point 50 of the surface of the LED 16.
  • the optical low-pass filter 34 embodied as an interference filter, as shown in FIGS. 7 to 12, is applied to a separate carrier 36 on the side of the carrier 36 facing the converter.
  • the carrier 36 with the optical low-pass filter 34 can be used for reduction the Fresnel losses at the transition from the optical low-pass filter 34 to the body 24 can be glued to the body 24.
  • the carrier 36 consists of a radiation or light, transparent medium, emitted by the LED 16.
  • the material or medium of the carrier 36 is characterized by a refractive index which is higher, for example, at least 0.4 higher than the refractive index of the material or medium in the space 30 between the LED 1 6 and the carrier 36 for the interference filter.
  • the carrier 36 for the illustrated application (conventional LED-based white light illumination or broadband LED-based yellow illumination), for example, with a refractive index for the radiation emitted by the LED should be> 1.5. Rays emitted by the LED which impinge on the carrier 36 are refracted by the refractive index jump from the medium in the clearance 30 to the medium of the carrier 36 towards the solder, so that they impinge at smaller angles on the layer sequence of the optical low-pass filter 34 embodied as an interference filter as shown in Fig. 6. The efficiency of the designed as an interference filter optical Low-pass filter 34 is thus improved over the arrangement as shown in FIG.
  • a material or medium is selected for the carrier 36 whose refractive index for the radiation emitted by the LED 16 is significantly greater, for example at least 0.75, than the refractive index of the medium in the free space 30
  • a material or medium is selected for the carrier 36 whose refractive index for the radiation emitted by the LED 16 is at least 1 greater than the refractive index of the medium in the free space 30.
  • the carrier 36 for the illustrated application in the first case, for example, in YAG with a refractive index for the radiation emitted by the LED be executed greater than 1, 8, and in the second case, for example e in extremely high index glass with a refractive index of 2.2.
  • the rays emitted by the LED 16 are, on entering the medium of the carrier 36, broken even more strongly towards the solder in relation to the previously described case, so that they with even smaller angles on the layer sequence of the executed as an interference filter optical low-pass filter 34 encounter. The efficiency can be further increased thereby.
  • FIG. 8 shows an enlarged detail of FIG. 7 and shows, for example, the beams 51, 52, 53, 54 of the beam previously selected arbitrarily, which emanate, for example, from an arbitrarily selected point 50 of the surface of the LED 16. It becomes clear that the rays emanating from this point 50 are now at a much smaller angle on the optical filter designed as an interference filter. see low-pass filter 34 impinge. This means that even for those beams which leave the point 50 of the LED at a relatively large angle, thus for example for the beams 53 and 54, the transmission characteristic now valid for them only insignificantly from the specified transmissioncharacteristic risk 37, as they is shown in Fig. 3, deviates.
  • the designed as interference filter optical low-pass filter 34 can thus work much more efficient.
  • FIG. 9 shows an LED 16, which is closed, for example, with a transparent and flat glass disk 60, for example a glass sheet with a refractive index of 1.5, that is transparent to the radiation of the LED 1 6.
  • the converter 22 as well as the optical low-pass filter 34 and its carrier 36 are limited in their lateral extent-for example due to their design.
  • only a region of the converter 22 which is limited in the lateral direction should be excited to fluoresce, in order for example to generate a light source with a correspondingly limited emission surface, for example for efficient light / radiation coupling into a thin fiber bundle.
  • the medium in the space 30 between the LED 16 and the carrier 36 is a medium with a lower refractive index, for example air with a refractive index of approximately 1, then a substantial part of the radiation generated in the LED may be due to total reflection caused by the refractive index jump from the glass disc 60 to the medium in the clearance 30, do not leave the LED 16, as shown, for example, on the beam 61.
  • This jet 61 hits the interface between the two media at a relatively large angle.
  • another part can emerge from the LED 16 or the final glass disc 60, but undergoes Fresnel losses due to the aforementioned refractive index jump, as shown for example at the beam 62 with the additional dashed arrow.
  • the LED 16 generated radiation is deflected by the aforementioned refractive index jump on entry into the medium in the free space 30 to the side so that it does not hit the converter 22 or at least not incident in the optionally required material bounded area of the converter 22, as For example, shown on the beam 63, and accordingly can not contribute in the required manner for lighting or irradiation.
  • the medium in the free space 30 between the LED 16 and the carrier 36 is characterized by a refractive index which corresponds to higher than 1 or ideally, as shown in FIG. 10, to the refractive index of the glass wafer 60 used by way of example therein, Accordingly, it is in the range of 1, 5.
  • the total reflection then plays a significantly lower or no role for the radiation generated in the LED 16, as is shown by way of example with reference to FIG. 10 on the beam 61, which in FIG. 9 still totally reflects at the interface of glass disks 60 and free space 30 has been.
  • the Fresnel losses at the interface of glass discs 60 and space 30 a significantly lower or no role, as shown for example on the beam 62, which could leave in Fig.
  • the medium in the free space 30 is preferably formed by an elastic and intrinsically stable material. This ensures that the medium in the space 30 both to the LED 16 as also attaches the carrier 36 well.
  • the medium in the clearance 30 may be an elastomer. Particularly preferred may be a silicone or silicone gel.
  • the medium may be designed as a sticky medium, so that it adheres on the one hand to the LED 16 and on the other hand to the carrier 36. As a result, a permanent coupling of LED 16 and carrier 36 via the medium in the free space 30 is ensured.
  • a medium may for example be designed as a mixture of silicone, rubber and silicone oil.
  • the plane and smooth glass disc 60 of the LED 1 6, which is shown in FIGS. 9 and 10, represents a possible embodiment and could for example also be formed by the LED conductor material itself.
  • an antireflection coating 64 is applied to the carrier 36 on the proximal side, that is to say on the side toward the free space 30.
  • the antireflection coating is embodied, for example, as an interference filter and optimized for the wavelength range of the radiation emitted by the LED 16 and its angular range. This antireflection coating 64 eliminates or at least reduces the Fresnel losses that would be incurred in the transition from the medium in the free space 30 to the medium of the support 36 without antireflection coating.
  • the protective glass 28 and the carrier 36 of the optical low-pass filter 34 are extended in the lateral direction or in the radial direction beyond the extent of the optical converter 22.
  • the carrier 36 and the protective glass 28 in this embodiment preferably not only have sufficiently transparent properties, but moreover preferably also a good thermal conductivity, the carrier 36 and / or the protective glass 28 may be made of sapphire, for example. In addition, they are preferably in good heat-conducting connection with the body 24 of the optical converter 22. With respect to the further features of this embodiment, reference is also made to the preceding description.
  • FIGS. 13 and 14 show two further examples of the spectral composition of the radiation emitted by the illumination unit 14.
  • the intensity is plotted against the wavelength.
  • the transmission characteristic 37 of the optical low-pass filter 34 is shown in the diagrams.
  • FIG. 13 shows an exemplary embodiment in which a special illumination for improved vessel imaging in human tissue is desired.
  • the radiation pattern has a first maximum 38 in the short-wave range. Again, this is the radiation that is emitted by the LED 1 6.
  • the radiation profile also has a second maximum 42 in the longer wavelength region at about 550 nm. This is the radiation emitted by the fluorescent dye particles 26.
  • the fluorescent dyes or the fluorescent dye is selected such that the short-wave radiation of the LED is converted in a region around 405 nm or 410 nm into longer-wave radiation in the region of 550 nm.
  • the optical low-pass filter 34 is selected so that the short-wave radiation in the region of the first maximum 38th ⁇ ransmi ⁇ ier ⁇ and the longer-wave radiation in the region of the second maximum 42 is reflected.
  • FIG. 14 Another application is shown in the diagram of FIG. 14. Again, there is a first intensity maximum 38 in the short-wave range, which corresponds to the radiation emitted by the LED 16.
  • the fluorescent dyes are selected so that a second maximum 40 with a longer wavelength, as shown in Fig. 3, is generated.
  • the maxima 38 and 40 together form a white light illumination.
  • a fluorescent dye is provided here, which generates a third maximum 44 in a narrow band in the longer wavelength region around 830 nm. This illumination is used for angiography by means of fluorescent markers.
  • an optical low-pass filter 34 in the manner described above can be adapted in its transmission such that the short-wave radiation, in particular in the region of the first maximum 38, is transmitted and the longer-wavelength radiation is reflected in the region of the second and third maxima.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Medizinisches Gerät mit einer zumindest eine LED (16) aufweisenden Beleuchtungseinrichtung (14), wobei der LED (16) im Strahlengang der von der LED (16) emittierten Strahlung ein optischer Konverter (22) nachgelagert ist, der zumindest einen Fluoreszenzfarbstoff (26) enthält, welcher eine langwellige Erweiterung oder Umwandlung des von der LED (16) emittierten Strahlungsspektrums bewirkt, wobei die zumindest eine LED (16) nicht direkt mit dem optischen Konverter (22) verbunden ist und zwischen der zumindest einen LED (16) und dem optischen Konverter (22) im Strahlengang ein optisches Trennmittel (34) angeordnet ist, welches als optisches Tiefpassfilter (34) ausgebildet ist, das für die von der LED (16) erzeugte Strahlung im Wesentlichen transparent und für die von dem zumindest einen Fluoreszenzfarbstoff (26) abgegebene langwelligere Strahlung im Wesentlichen reflektierend ausgebildet ist, wobei das optische Tiefpassfilter (34) auf einem zwischen der LED (16) und dem optischem Konverter (22) angeordneten separaten Träger (36) an dessen dem optischen Konverter (22) zugewandter Oberfläche aufgebracht ist, wobei zwischen dem Träger (36) und der LED (15) im Strahlengang ein Medium (30) angeordnet ist, welches einen geringeren Brechungsindex als der Träger (36) aufweist.

Description

Beschreibung
Die Erfindung betrifft ein medizinisches Gerät mit einer zumindest eine LED aufweisenden Beleuchtungs- bzw. Bestrahlungseinrichtung gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1 . LED eignen sich aufgrund ihrer Größe dazu, als Beleuchtungs- bzw. Bestrahlungseinrichtung am distalen Ende eines Endoskops angeordnet zu werden. Eine solche Beleuchtungs- bzw. Bestrahlungseinrichtung hat den Vorteil, dass auf Lichtleiter zur Beleuchtung im Endoskopschaft verzichtet werden kann und hier lediglich elektrische Anschlussleitungen erforderlich sind.
Ein Problem jedoch stellt die von den LED erzeugte Verlustwärme am distalen Ende des Endoskops dar. Darüber hinaus ist es schwierig mit einer LED ein breites spektrales Band oder mehrere spektrale Bänder um jede beliebige Wellenlänge zu erzeugen. Daher ist es bekannt, einer LED einen optischen Konverter im Strahlengang nachzuschalten, in welchem Fluoreszenzfarbstoffe angeordnet sind, welche von der von der LED erzeugten Strahlung angeregt werden und ihrerseits Licht bzw. Strahlung mit einem bestimmten von dem Wellenlängenband der LED abweichenden Wellenlängenband ausstrahlen, sodass durch die Fluoreszenzfarbstoffe das Lichtspektrum bzw. Strahlungsspektrum erweitert werden kann oder vollständig in ein anderes Spektrum umgewandelt werden kann. Ein Problem dieser optischen Konverter ist, dass ein Teil des von Fluoreszenzpartikeln emittierten Lichtes bzw. der von Fluoreszenzpartikeln emit- tierten Strahlung zurück in Richtung der LED gerichtet ist. Dieses Licht bzw. diese Strahlung trägt dann nicht zur Beleuchtung bzw. Bestrahlung bei, sondern führt lediglich zu einer zusätzlichen Erwärmung der LED. Es ist möglich und bekannt, die LED umgebend einen Reflektor anzuord- nen, was jedoch zu einer Vergrößerung der lateralen Ausdehnung führt, was im Hinblick auf den geringen Bauraum an der distalen Endoskop- spitze problematisch ist. Ein weiteres Problem ergibt sich dadurch, dass der optische Konverter durch die Abwärme der LED erwärmt wird, wodurch die Effizienz der Fluoreszenzfarbstoffe verringert wird.
Darüber hinaus ist es bekannt, zwischen der LED und dem optischen Konverter ein optisches Filter anzuordnen, um die von den Fluoreszenzpartikeln zurück zu der LED gerichtete Strahlung zu blockieren. Problematisch bei solchen optischen Filtern, welche als Interferenzfilter ausge- bildet sind, ist, dass die wellenlängebezogene Selektivität solcher Filter vom Winkel des einfallenden Strahls abhängt. Da die einfallenden Strahlen in verschiedenste Richtungen gerichtet sind, kann mit einem solchen optischen Filter nur eine begrenzte Wirkung erzielt werden, sodass sich die unerwünschte Erwärmung der LED nur eingeschränkt ver- meiden und der Wirkungsgrad nur begrenzt steigern lässt.
Im Hinblick auf diese Probleme ist es Aufgabe der Erfindung, ein verbessertes medizinisches Gerät mit einer zumindest eine LED aufweisenden Beleuchtungseinrichtung zu schaffen, welche bei verkleinerter Baugrö- ße eine größere Effizienz, d.h. eine erhöhte Licht- bzw. Strahlungsabgabe bei gleichzeitig reduzierter Leistungsaufnahme ermöglicht.
Diese Aufgabe wird durch ein medizinisches Gerät mit den im Anspruch 1 angegebenen Merkmalen gelöst. Bevorzugte Ausführungsformen er- geben sich aus den Unteransprüchen, der nachfolgenden Beschreibung sowie den beigefügten Figuren. Das erfindungsgemäße medizinische Gerät weist eine Beleuchtungbzw. Bestrahlungsseinrichtung auf, welche zumindest eine Leuchtdiode bzw. eine LED aufweist. Ein solches medizinisches Gerät kann beispielsweise ein Lichtprojektor sein, welcher Strahlung bzw. Licht erzeugt, welches zur Beleuchtung in einem medizinischen Instrument, beispielsweise einem Endoskop Verwendung findet. Dazu kann der Lichtprojektor zum Einkoppeln der erzeugten Strahlung in ein Lichtleitkabel bzw. die Fasern eines Lichtleitka- bels ausgestaltet sein. In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform kann das medizinische Gerät ein Endoskop sein.
Die Beleuchtungs- bzw. Bestrahlungseinrichtung ist dabei vorzugsweise am distalen Ende, d. h. in der distalen Spitze des Endoskops angeord- net, könnte jedoch auch in proximaler Richtung beabstandet von der distalen Spitze des Endoskops angeordnet sein, wobei dann zusätzlich zwischen der Beleuchtungs- bzw. Bestrahlungseinrichtung und dem distalen Ende des Endoskops ein Lichtleiter angeordnet werden könnte. In diesem Fall könnte die Beleuchtungs- bzw. Bestrahlungseinrichtung der beschriebene Lichtprojektor sein.
Im Strahlengang der von der LED emittierten Strahlung ist ein optischer Konverter nachgelagert, sodass die von der LED emittierte Strahlung auf den optischen Konverter trifft, bzw. durch den optischen Konverter läuft. Der optische Konverter enthält zumindest einen Fluoreszenzfarbstoff. Dieser kann in einen transparenten Körper, beispielsweise aus transparentem Kunststoff oder Glas eingebettet sein. Dabei sind die Fluoreszenzfarbstoffe in Form von Partikeln vorzugsweise gleichmäßig im optischen Konverter bzw. dem diesen bildenden Körper verteilt ange- ordnet. Auch ist es möglich, die Fluoreszenzfarbstoffe an einer oder mehreren Oberflächen des optischen Konverters oder einem Tragkörper des optischen Konverters anzuordnen. Der zumindest eine Fluores- zenzfarbstoff ist so gewählt, dass er eine langwellige Erweiterung oder eine vollständige langwellige Umwandlung des von der LED emittierten Strahlungs- bzw. Lichtspektrums bewirkt. Das von der LED emittierte Licht- bzw. Strahlungsspektrum liegt beispielsweise im kurzwelligen blau- en Spektralbereich. Wenn nun ein optischer Konverter verwendet wird, in welchem ein geeignet gewählter Fluoreszenzfarbstoff oder mehrere geeignete gewählte Fluoreszenzfarbstoffe enthalten sind, ist es möglich, diese kurzwellige Strahlung in den langwelligen Spektralbereich zu erweitern oder vollständig in Strahlung des langwelligen Bereichs umzu- wandeln, indem das kurzwellige von der LED erzeugte Licht bzw. die kurzwellige von der LED erzeugte Strahlung die Fluoreszenzfarbstoffe anregt, sodass diese Licht bzw. Strahlung im langwelligen Bereich, insbesondere breitbandig im gelben Bereich emittieren. Die Dicke des optischen Konverters und/oder die Konzentration der Fluoreszenzfarb- stoffe kann so gewählt werden, dass die gesamte von der LED ausgesandte und im Konverter eintreffende Strahlung durch die Fluoreszenzfarbstoffe gewandelt wird. Daraus resultiert eine vollständige Umwandlung des LED-Spektrums in ein langwelliges Spektrum. Wird die Dicke des optischen Konverters und/oder die Konzentration des Fluoreszenzfarb- Stoffes so gewählt, dass nicht das gesamte von der LED ausgesandte Licht bzw. die gesamte von der LED ausgesandte Strahlung durch die Fluoreszenzfarbstoffe gewandelt wird, ergänzen sich so das kurzwellige von der LED emittierte Licht bzw. die kurzwellige von der LED emittierte Strahlung und das langwellige von dem oder den Fluoreszenzfarbstof- fen emittierte Licht. So kann beispielsweise aus dem kurzwelligen blauen und dem langwelligen gelben Licht bzw. der kurzwelligen blauen und der langwelligen gelben Strahlung weißes Licht bzw. weiße Strahlung zusammengesetzt werden. Durch geeignete Wahl der Fluoreszenzfarbstoffe kann somit ein breitbandiges Licht- bzw. Strahlungsspektrum er- zeugt werden. Durch den optischen Konverter mit darin eingebettetem Fluoreszenzfarbstoff oder Fluoreszenzfarbstoffen sind darüber hinaus andere Anwendungen denkbar. Der oder die Fluoreszenzfarbstoffe können auch so ausgewählt werden, dass sie schmalbandig in einem oder mehreren langwelligen Spektralbereichen emittieren, beispielsweise Licht bzw. Strahlung von Wellenlängen um 540 oder 560 nm. Wenn menschliches Gewebe mit solchem Licht bzw. solcher Strahlung beleuchtet wird, gelingt eine besonders kontrastreiche Darstellung der oberflächennahen Gefäße. Aufgrund der hohen Absorption von Strahlung aus diesen Wel- lenlängenbereichen durch das im Blut enthaltene Hämoglobin, erscheinen die Gefäße mehr oder weniger schwarz gegenüber dem umgebenden Gewebe. Auf diese Weise kann eine gezieltere Differenzierung zwischen verschiedenem Gewebe bzw. Gewebeformen erreicht werden.
Um nun eine besonders effiziente Beleuchtungs- bzw. Bestrahlungseinrichtung zu schaffen, welche einen hohen Anteil von Strahlung bzw. Licht in den gewünschten Wellenlängenbereichen bei gleichzeitig minimierter Verlustwärme erzeugt, ist es erfindungsgemäß vorgesehen, die LED nicht direkt mit dem optischen Konverter zu verbinden. Auf diese Weise kann zum einen eine thermische Entkopplung zwischen LED und Konverter erreicht werden, sodass eine unerwünschte Erwärmung des Konverters durch die Abwärme der LED verhindert wird. Zum anderen kann auch eine optische Entkopplung erfolgen, wodurch das direkte Auftreffen der von den Fluoreszenzfarbstoffen in Richtung LED emittierten Strahlung auf die LED Oberfläche bzw. die Oberfläche des LED- Chips verhindert werden kann. Auf diese Weise wird eine zusätzliche Erwärmung der LED durch die von dem Fluoreszenzfarbstoff emittierte Strahlung verhindert. Gleichzeitig steht - ebenso im Sinne der Effizienz- Optimierung - dem Endoskop mehr Strahlung für den gewünschten Beleuchtungszweck zur Verfügung, beispielsweise steht dem endoskopisch einzusehenden Raum mehr Licht bzw. Strahlung zur Verfügung. Die optische und thermische Entkopplung zwischen optischem Konverter und LED kann bevorzugt dadurch erreicht werden, dass zwischen der zumindest einen LED und dem optischen Konverter zumindest ein optisches Trennmittel und bevorzugt ein thermisches Trennmittel angeordnet ist. Durch ein thermisches Trennmittel kann eine thermische Entkopplung bzw. eine Wärmeisolation zwischen LED und Konverter erreicht werden, sodass insbesondere eine unerwünschte Erwärmung des optischen Konverters durch die Abwärme der LED verhindert werden kann. Durch das optische Trennmittel wird der oben beschriebene Strahlungsübergang zwischen LED und Konverter und in umgekehrter Richtung gezielt beeinflusst, sodass die erzeugte Strahlung insbesondere in eine gewünschte Richtung gelenkt werden kann, nämlich gezielt in distaler Richtung, sodass die rückwärts, d. h. proximalwärts, gerichtete Strahlung, welche von den Fluoreszenzfarbstoffen emittiert wird, minimiert werden kann oder zumindest nicht uneingeschränkt die LED erreichen kann.
Vorzugsweise ist zwischen der zumindest einen LED und dem optischen Konverter ein thermisches Trennmittel angeordnet, welches aus einem für die LED emittierten Strahlung transparenten, thermisch isolierenden Material besteht. Dies kann beispielsweise dadurch erreicht werden, dass der optische Konverter und die zumindest eine LED voneinander beabstandet sind, sodass zwischen beiden eine Luftschicht oder ein anderes thermisch isolierendes Gas angeordnet ist. Alternativ kann auch ein evakuierter Raum zwischen Konverter und LED vorgesehen sein, um den Wärmeübergang zu minimieren. Alternativ ist es ferner möglich ein transparentes thermisches Trennmittel, beispielsweise aus einem transparenten Kunststoff oder Glasmaterial vorzusehen, welches thermisch isolierend wirkt und den Wärmeübergang zwischen LED und Konverter verringert. Erfindungsgemäß ist ferner zwischen der zumindest einen LED und dem optischen Konverter im Strahlengang ein optisches Trennmittel angeordnet, welches gegebenenfalls gleichzeitig als thermisches Trennmittel dienen kann. Dieses optische Trennmittel ist als optisches Tiefpassfilter ausgebildet, welches für die von der LED erzeugte Strahlung im Wesentlichen transparent und für die von dem zumindest einen Fluoreszenzfarbstoff längerwellige Strahlung im Wesentlichen reflektierend ausgebildet ist. Durch ein solches optisches Tiefpassfilter wird erreicht, dass die kurzwellige, von der LED emittierte Strahlung das Filter ungehindert pas- sieren kann und so von der LED in den optischen Konverter eintreten und dort auf den oder die Fluoreszenzfarbstoffe treffen kann. Das von den Fluoreszenzfarbstoffen emittierte längerwellige Licht bzw. die von den Fluoreszenzfarbstoffen emittierte längerwellige Strahlung kann jedoch das Tiefpassfilter nicht passieren und wird an diesem reflektiert. Dadurch wird erreicht, dass der von den Fluoreszenzfarbstoffen emittierte Strahlungsanteil, welcher in proximaler Richtung, d. h. zu der zumindest einen LED hin gerichtet ist, nicht auf die LED auftrifft, sondern an dem Tiefpassfilter reflektiert wird und somit ebenfalls in die gewünschte distale Richtung, d. h. die gewünschte Beleuchtungs- bzw. Bestrahlungs- richtung gelenkt wird. Dadurch wird zum einen die Licht- bzw. Bestrahlungsausbeute für die Beleuchtung bzw. Bestrahlung erhöht und zum anderen die Erwärmung der LED aufgrund der von den Fluoreszenzfarbstoffen emittierten Strahlung minimiert. Das optische Tiefpassfilter ist auf einem zwischen der LED und dem optischen Konverter angeordneten Träger auf dessen dem optischen Konverter zugewandten Oberfläche aufgebracht. Dadurch wird erreicht, dass die von den Fluoreszenzfarbstoffen erzeugte Strahlung, welche in proximaler Richtung gerichtet ist, möglichst direkt in die distale Richtung reflektiert wird ohne weitere Bauteile zu erwärmen. Der Träger ist von der LED beabstandet und zwischen dem Träger und der LED ist im Strahlengang von der LED zum Träger ein Medium angeordnet, welches für die von der LED emittierte Strahlung einen geringeren Brechungsindex aufweist als das Material, aus welchem der Träger gebildet ist. Bei dieser Ausgestaltung kann die unzureichende Wirkung des Tiefpassfilters aufgrund dessen winkelabhängiger Selektivität verringert werden.
Das optische Tiefpassfilter ist bevorzugt als Interferenzfilter ausgebildet. Ein Interferenzfilter ist ein optisches Filter, welches in der Regel aus mehreren dielektrischen dünnen Schichten besteht, welche auf den Träger aufgebracht sind. Ein solches Filter lässt Licht bzw. Strahlung bestimmter Wellenlängen durch und reflektiert aber gleichzeitig Licht bzw. Strahlung anderer Wellenlängen. Diese wellenlängenbezogen Selektivität beruht auf konstruktiver und destruktiver Interferenz zwischen direktem und mehrfach an den Übergängen zwischen den dünnen Schichten reflektiertem Licht bzw. Strahlung. Basierend auf diesem Funktionsprinzip können nahezu beliebige Transmissionspektren generiert werden. So wird es möglich, das Tiefpassfilter so auszugestalten, dass eine nahezu ungehinderte Transmission der von der LED emittierten Strahlung ermöglicht und gleichzeitig eine im Wesentlichen vollständige Reflektion der von den Fluoreszenzfarbstoffen emittierten Strahlung erreicht wird. Diese wellenlängebezogene Selektivität ist jedoch, wie oben beschrieben, auch winkelabhängig. D. h. sie ist abhängig vom Winkel des auf die Schichtenfolge des Interferenzfilters einfallenden Strahls. D. h. die vorangehend beschriebe wellenlängenbezogene Selektivität kann nur für bestimmte Auftreffwinkel der Strahlung sichergestellt werden. Mit stärker vom senkrechten Einfall abweichenden Winkel nimmt die Veränderung des wellenlängenbezogenen Transmissionsverhaltens überproportional stark zu. Die LED kann in der Regel als Lambert-Strahler oder zumindest als dem Lambert-Strahler ähnlicher Strahler betrachtet werden, also als Strahlungsquelle, bei der für das emittierte Licht bzw. die emittierte Strahlung das lambertsche Kosinusgesetz gilt. Das bedeutet, dass die LED ihre e- mittierte Strahlung in alle Richtungen des vor ihr liegenden Halbraumes abgibt. Entsprechend groß ist das Spektrum der Winkel, mit welchem die von der LED emittierten Strahlen auf das optische Tiefpassfilter auftreffen und entsprechend stark ist die Abweichung des wellenlängenbezogenen Transmissionsverhaltens, sodass das Tiefpassfilter nicht für alle Strahlen die gewünschte Wirkung entfaltet.
Dadurch, dass das Medium zwischen dem Träger und der LED einen geringeren Brechungsindex als das Material des Trägers aufweist, wird ein Brechungsindexsprung an der Schnittstelle zwischen diesem Medi- um und dem Träger des optischen Tiefpassfilters bewirkt. Dadurch werden die von der LED in alle Richtungen des vor ihr liegenden Halbraums ausgehenden Strahlen beim Auftreffen auf den Träger gemäß dem Snelliusschen Brechungsgesetz zum Lot hin gebrochen. Das bedeutet, dass die von der LED emittierten Strahlen nach dem Auftreffen auf den Träger des Tiefpassfilters mit einem kleineren Winkel auf das Tiefpassfilter treffen, sodass sie eine geringere Abweichung vom gewünschten wellenlängenbezogenen Transmissionsverhalten erfahren.
Bevorzugt besteht der Träger, auf welchem das optische Tiefpassfilter aufgebracht ist, aus einem für die von der LED emittierte Strahlung transparenten, hochbrechenden Material, welches gegenüber dem Medium zwischen dem Träger und der LED einen deutlich höheren Brechungsindex aufweist. Besonders bevorzugt ist der Brechungsindex des Trägers für die von der LED emittierte Strahlung um mindestens 0,4 weiter bevorzugt um mindestens 0,75 und besonders bevorzugt um mindestens 1 höher als der Brechungsindex des Mediums zwischen LED und Träger. Dadurch wird ein besonders hoher Brechungsindexsprung erreicht. Weiter bevorzugt weist das Medium zwischen Träger und LED für die von der LED emittierte Strahlung einen Brechungsindex > 1 auf.
Gemäß einer weiteren bevorzugten Ausführungsform hat das Medium zwischen LED und Träger einen Brechungsindex, welcher dem Brechungsindex des die LED zu dem Medium hin abschließenden Materials entspricht. Dies ist insbesondere dann von Vorteil, wenn die LED an ihrer Licht- bzw. Strahlung emittierenden Seite durch eine plane und glatte Oberfläche zur äußeren Umgebung hin abgeschlossen ist. Durch die Wahl des Mediums und des Materials, welches die LED an dieser Seite abschließt, in der Weise, dass beide im Wesentlichen denselben Brechungsindex aufweisen, wird ein Brechungsindexsprung an dieser Stelle vermieden. So werden an dieser Schnittstelle Verluste durch Totalreflektion und Fresnelverluste vermieden. Dies ist von Vorteil, um möglichst, die gesamte von der LED erzeugte Strahlung in den Bereich zwischen LED und Träger einzukoppeln. Weiter bevorzugt sollte der Träger, auf welchen das optische Tiefpassfilter aufgebracht ist, auf der der LED zugewandten Oberfläche mit einer Antireflexbeschichtung versehen sein, wobei diese vorzugsweise für den Wellenlängenbereich und den Winkelbereich des von der LED emittierten Lichtes bzw. der von der LED emittierten Strahlung ausgelegt ist. Die- se Beschichtung reduziert die Fresnelverluste, welche an der der LED zugewandten Oberfläche des Trägers für das optische Filter entstehen, sodass die Verluste, welche durch Reflektion von Strahlen beim Übergang von dem Medium zwischen LED und Träger zu dem Träger hin entstehen, verringert werden.
Das Medium zwischen LED und Träger kann ein Gas, insbesondere Luft sein. Alternativ kann das Medium ein elastisches und eigenstabiles Ma- terial, wie beispielsweise ein Elastomer sein. Bevorzugt ist das Medium zwischen LED und Träger mit der LED und/oder dem Träger verklebt. Dies kann besonders bevorzugt dadurch erfolgen, dass das Medium selber klebrige Eigenschaften aufweist.
Die LED des erfindungsgemäßen medizinischen Gerätes kann ein Strahlungsspektrum emittieren, welches sichtbares Licht und/oder nicht sichtbare Strahlung umfasst. Das sichtbare Licht kann zu Beleuchtungszwecken dienen. Die nicht sichtbare Strahlung kann beispielsweise zu therapeutischen oder diagnostischen Zwecken Verwendung finden und gleichzeitig oder alternativ zu dem sichtbaren Licht zum Einsatz kommen. Die gewählten Fluoreszenzfarbstoffe sind so auf die von der LED emittierte Strahlung abgestimmt, dass die Beleuchtungs- bzw. Bestrahlungseinrichtung ausgangsseitig des Konverters das gewünschte Strahlungsspektrum emittiert, welches ebenfalls aus sichtbarem Licht und/oder nicht sichtbarer Strahlung bestehen kann.
Der separate Träger für das optische Tiefpassfilter kann vorzugsweise mit dem Konverter fest verbunden, insbesondere verklebt sein. Auf diese Weise wird ein guter optischer Übergang zwischen dem Träger bzw. dem optischen Tiefpassfilter und dem Konverter erreicht.
Zur thermischen Optimierung kann der Konverter weiter bevorzugt an zumindest einer seiner Oberflächen mit zumindest einem Wärmeleit- element verbunden sein, dessen Material vorzugsweise eine größere Wärmeleitfähigkeit als das Material des Konverters aufweist. Ein solches Material kann den Konverter beispielsweise an einer Oberfläche überdecken oder am Außenumfang umgeben, sodass die im Konverter erzeugte Verlustwärme durch das Wärmeleitelement vorzugsweise in late- raier Richtung abgeführt werden kann. So kann im Konverter entstehende Verlustwärme auf jeden Fall so abgeführt werden, dass sie nach Möglichkeit nicht zu einer zusätzlichen Erwärmung der LED führt. Dar- über hinaus kann durch die Wärmeabfuhr über ein Wärmeleifelemenf die Temperatur des Konverters im optimalen Bereich gehalten werden, sodass die Effizienz der Fluoreszenzfarbstoffe aufgrund Reduzierung der auftretenden Temperaturen verbessert wird. Das Wärmeleitelement kann auch von einem den optischen Konverter distalseitig überdeckenden Schutzglas gebildet sein, welches vorzugsweise in direkter wärmeleitender Verbindung mit dem Konverter ist. Das Schutzglas kann sich dabei in lateraler Richtung über den Konverter hinaus erstrecken, sodass eine vergrößerte Oberfläche zur Wärmeabfuhr geschaffen wird.
Vorzugsweise ist das Wärmeleitelement mit angrenzenden Teilen des Gerätes, insbesondere eines Geräteschaftes in wärmeleitender Verbindung. Dies gilt insbesondere dann, wenn es sich bei dem medizinischen Gerät um ein Endoskop handelt. Dann ist das Wärmeleitelement bevor- zugt mit angrenzenden Teilen des Endoskops, insbesondere eines En- doskopschafts in wärmeleitender Verbindung. Auf diese Weise kann die im Konverter entstehende Wärme durch das Wärmeleitelement auf angrenzende Geräte- bzw. Endoskopteile, insbesondere den Gerätebzw. Endoskopschaft abgeleitet werden. Wenn das Wärmeleitelement beispielsweise von einem mit dem Konverter verbundenen Schutz- bzw. Deckglas gebildet wird, kann dieses sich in radialer bzw. lateraler Richtung über den Außenumfang des Konverters hinaus erstrecken und in diesem Bereich mit Teilen der Endoskopspitze und insbesondere Teilen des Endoskopschafts in wärmeleitender Verbindung sein, um die Wär- me in der Endoskopspitze zu verteilen und von dem optischen Konverter abzuführen.
Besonders bevorzugt ist der optische Konverter direkt angrenzend an die distale Spitze des Endoskops oder direkt angrenzend an ein an der distalen Spitze des Endoskops angeordnetes Schutzglas angeordnet. Auf diese Weise kann das vom Konverter ausgesandte Licht bzw. die vom Konverter ausgesandte Strahlung zur Beleuchtung bzw. Bestrah- lung optimal in den auszuleuchtenden Bereich geleitet bzw. gestreut werden, ohne dass es zu unerwünschten Reflektionsverlusten kommt. So kann idealerweise der Konverter selbst das abschließende Schutz- oder Deckglas an der distalen Spitze des Endoskops bilden. Dazu kann der optische Konverter an seiner distalen Seite, d. h. der dem distalen Ende des Endoskops zugewandten Seite zusätzlich beschichtet sein, beispielsweise um die Kratzfestigkeit oder Verschleißfestigkeit der Oberfläche zu erhöhen. Hierzu können bekannte Beschichtungen Verwendung finden. Idealerweise wird jedoch das Material des Konverters bzw. des- sen Körpers selber so gewählt, dass es die gewünschten Anforderungen an mechanische, chemische und gegebenenfalls thermische Resistenz erfüllt. Beispielsweise kann es sich um ein Glas oder glasähnliches Material handeln, in welches die Fluoreszenzfarbstoffpartikel eingebettet sein.
Gemäß einer weiteren bevorzugten Ausführungsform ist die zumindest eine LED an einer dem optischen Konverter abgewandten Seite mit einem Wärmeleitelement verbunden, welches zur Wärmeabfuhr in proximaler Richtung ausgebildet ist. Dies kann beispielsweise die elektrische Anschlussleitung sein, welche gleichzeitig zur Wärmeabfuhr in proximaler Richtung dient. Insbesondere kann die elektrische Anschlussleitung als Koaxialkabel mit vergrößerten Leiterquerschnitten ausgebildet sein, um die Wärmeabfuhr zu verbessern. Durch diese wird die von der LED erzeugte Abwärme von der distalen Spitze des Endoskops in proximaler Richtung abgeführt bzw. im Endoskopschaft in proximaler Richtung verteilt, sodass eine punktuelle übermäßige Erwärmung der Endoskopspitze vermieden wird.
Nachfolgend wird die Erfindung beispielhaft anhand der beigefügten Figuren beschrieben. In diesen zeigt: schematisch im Längsschnitt den prinzipiellen Aufbau einer Endoskopspitze, schematisch im Schnitt den Aufbau einer Beleuchtungs- bzw. Bestrahlungseinheit gemäß der Erfindung, die spektrale Intensitätsverteilung bei einer konventionellen Weißlichtbeleuchtung auf der Basis einer LED sowie die spezifizierte Transmissionscharakteristik eines optischen Tiefpassfilters, die spektrale Intensitätsverteilung bei einer konventionellen Weißlichtbeleuchtung auf der Basis einer LED sowie die Transmissionscharakteristiken eines als Interferenzfilter ausgeführten optischen Tiefpassfilters für unterschiedliche Winkel des auftreffenden Strahls, eine LED mit der winkelabhängigen Lichtstärke bzw. Strahlstärke eines Lambertschen Strahlers, einen vergrößerten Ausschnitt aus Fig. 2 mit ausgewählten Strahlen eines Strahlenbündels, welches von einem ausgewählten Punkt der Oberfläche der LED ausgeht , schematisch im Schnitt den Aufbau einer Beleuchtungseinrichtung gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung, einen vergrößerten Ausschnitt aus Fig. 7 mit ausgewählten Strahlen eines Strahlenbündels, welches von einem ausgewählten Punkt der Oberfläche der LED ausgeht,, Fig. 9 schematisch im Schnitt den Aufbau einer Beleuchtungseinrichtung gemäß einer weiteren Ausführungsform,.
Fig. 10 schematisch im Schnitt den Aufbau einer Beleuchtungs- bzw.
Bestrahlungseinrichtung gemäß einer weiteren Ausführungsform,
Fig. 1 1 schematisch im Schnitt den Aufbau einer Beleuchtungs- bzw.
Bestrahlungseinrichtung gemäß einer weiteren Ausführungs- form,
Fig. 12 schematisch im Schnitt den Aufbau einer Beleuchtungs- bzw.
Bestrahlungseinrichtung gemäß noch einer weiteren Ausführungsform,
Fig. 13 die spektrale Intensitätsverteilung für eine Spezialbeleuchtung zur verbesserten Gefäßdarstellung im menschlichen Gewebe sowie die spezifizierte Transmissionscharakteristik eines optischen Tiefpassfilters und
Fig. 14 die spektrale Intensitätsverteilung für eine Kombination von
Weißlichtbeleuchtung und Angiografie mit Fluoreszenzmarker, sowie die spezifizierte Transmissionscharakteristik eines optischen Tiefpassfilters.
Die in Fig. 1 beispielhaft gezeigte distale Endoskopspitze 2 weist eine zentral angeordnete Bildaufnahmeeinheit 4 in Form einer Kamera auf. Diese Bildaufnahmeeinheit 4 weist in bekannter Weise ein Objektiv 6, einen dahinter liegenden Bildsensor 8, elektronische Komponenten 10 sowie Anschlussleitungen 12 auf. Seitlich, d. h. radial versetzt zur Endo- skoplängsachse X sind zwei Beleuchtungs- bzw. Bestrahlungseinheiten 14 angeordnet, welche den wesentlichen Bestandteil der Erfindung darstellen. Die Beleuchtungs- bzw. Bestrahlungseinheiten 14 weisen als Licht- bzw. Strahlungsquelle jeweils zumindest eine LED 16 auf, welche über eine sich proximalwärts erstreckende Anschlussleitung 18 mit elektrischer Energie versorgt wird.
Beispielhafte Gestaltungen einer Beleuchtungs- bzw. Strahlungseinheit 14 werden nachfolgend anhand der Fig. 2 und 7 bis 12 erläutert. Bei der in Fig. 2 gezeigten Ausführungsform ist die zumindest eine LED, d. h. der eigentliche LED-Chip 1 6 am distalen Ende eines Trägers 20, welcher Teil einer elektrischen Anschlussleitung sein kann, angeordnet. Der Träger 20 dient zur Wärmeabfuhr der von der LED erzeugten Verlustwärme. In distaler Richtung, d. h. in Richtung des Strahlenganges der von der LED 16 emittierten Strahlung bzw. des von der LED emittierten Lichtes ist der LED ein optischer Konverter 22 nachgelagert. Der optische Konverter 22 wird von einem transparenten Körper 24, beispielsweise aus Epoxidharz oder Silikon gebildet, in welchem gleichmäßig verteilt, Fluoreszenzfarbstoffpartikel 26 eingebettet sind. Distalseitig abgeschlossen wird die Beleuchtungseinheit 14 durch ein Schutzglas 28. Bei den gezeigten Beispielen ist eine thermische Trennung zwischen LED 1 6 und optischem Konverter 22 durch einen Freiraum oder Luftspalt 30 vorgesehen. D. h. die LED 16 grenzt nicht direkt an den optischen Konverter 22 an und ist nicht direkt mit diesem verbunden. Auf diese Weise wird ein direkter Wärmeübergang zwischen der LED 16 und dem opti- sehen Konverter 22 verhindert, sodass eine Erwärmung des optischen Konverters 22 durch die Abwärme der LED verringert oder unterbunden werden kann. Um die optischen Verluste, insbesondere die Fresnelver- luste am Übergang von dem Luftspalt 30 zu dem Konverter 22 zu eliminieren oder zumindest zu minimieren, kann der Konverter 22 an seiner dem Luftspalt 30 zugewandten Seite mit einer Antireflexbeschichtung versehen sein. Hierbei handelt es sich in der Regel um einen Interferenzfilter, welches so ausgeführt ist, dass die von der LED emittierte Strahlung vollständig (verlustlos) oder nahezu vollständig (verlustlos) für unterschiedliche Winkel gegenüber der Flächennormalen des Konverters 22 in den Konverter 22 eindringen kann. Der Freiraum, welcher den Luftspalt 30 bildet, könnte auch mit einem Material ausgefüllt sein, welches sich durch eine geringe Wärmeleitfähigkeit auszeichnet aber gleichzeitig für die von der LED emittierte Strahlung transparent ist. Insbesondere kann das Material auch so ausgewählt werden, dass eine Brechungsindexanpassung zwischen der LED 1 6 auf der einen Seite und dem optischen Konverter 22 auf der anderen Seite erreicht wird, sodass die optischen Verluste an den Schnittstellen bzw. Übergängen reduziert werden. Bei dem Material, mit welchem der Freiraum des Luftspaltes 30 gefüllt wird, kann es sich beispielsweise um Silikon oder einen optischen Kitt handeln.
Um die Effizienz weiter zu steigern, ist die gesamte Beleuchtungseinheit 14 in einen Hohlzylinder 32 gefasst. Der Hohlzylinder 32 ist an seiner Innenwandung sowohl für die von dem Fluoreszenzfarbstoffpartikel 26 als auch für die von der LED 16 emittierte Strahlung hochreflektierend aus- gebildet, sodass auch die radial bzw. lateral gerichteten Strahlungsanteile in distaler Richtung zu dem Schutzglas 28 hin reflektiert und für die Beleuchtung bzw. Bestrahlung genutzt werden.
Die Funktion des optischen Konverters 22 wird nachfolgend anhand der Fig. 3, 13 und 14 näher erläutert werden. Die von der LED 16 ausgesandte kurzwellige Strahlung regt die Fluoreszenzfarbstoffpartikel 26 an, sodass diese eine längerwellige Strahlung emittieren, welche dann gemeinsam mit der kurzwelligen von der LED 16 emittierten Strahlung das gesamte Licht- bzw. Strahlungsspektrum der Beleuchtungs- bzw. Be- strahlungseinheit 14 bildet. Im Unterschied zu den gezeigten Ausführungsformen kann der optische Konverter 22 auch gleich das die Beleuchtungs- bzw. Bestrahlungseinheit distalseitig abschließende Schutzglas bilden, d.h. der transparente Körper 24 wird von einem Glas, einem glasartigen Material oder einem widerstandsfähigem Kunststoff, z. B. einem geeigneten Epoxidharz gebildet, in welchem die Fluoreszenzfarbstoffpartikel 26 eingebettet sind. Dadurch kann hier auf das zusätzliche Schutzglas 28 , wie es in den Beispielen gezeigt ist, verzichtet werden. Dies ist in Fig. 2, 7, 1 1 und 12 durch die gestrichelte Darstellung des Schutzglases 28 angedeutet. Dies er- möglicht es, den optischen Konverter 22 und die LED 16 weiter am distalen Ende des Endoskops zu positionieren, sodass noch mehr Licht bzw. Strahlung für den endoskopisch einzusehenden Raum zur Verfügung steht. Ferner wird der Aufbau vereinfacht. Der optische Konverter 22 kann an seiner distalen Oberfläche gegebenenfalls mit einer geeig- neten Beschichtung, um die mechanische und chemische Widerstandsfähigkeit zu erhöhen, versehen sein.
Erfindungsgemäß ist im Strahlengang zwischen LED 16 und Konverter 22 ein optisches Tiefpassfilter 34 vorgesehen, welches proximalseitig des optischen Konverters 22, d. h. zwischen dem Luftspalt 30 und dem optischen Konverter 22 angeordnet ist. Dieses optische Tiefpassfilter 34 ist so ausgebildet, dass es für die von der LED 1 6 emittierte kurzwellige Strahlung transparent und für die von den Fluoreszenzfarbstoffpartikeln 26 emittierte längwellige Strahlung reflektierend ist. Durch diese Ausgestal- tung wird erreicht, dass die kurzwellige von der LED 16 emittierte Strahlung das optische Tiefpassfilter 34 passieren und in den optischen Konverter 22 eintreten kann, wo sie dann zum Teil oder vollständig auf die Fluoreszenzfarbstoff partikel 26 trifft und diese zum Emittieren längwelliger Strahlung anregt. Diese langwellige Strahlung wird zum Teil in proxi- maier Richtung zurückgerichtet sein und trifft dann wiederum auf das optische Tiefpassfilter 34 auf. Da dieses jedoch für diese Strahlung reflektierend ist, werden auch diese Strahlungsanteile in distale Richtung re- flektiert, sodass sich die im endoskopisch einzusehenden Raum verfügbare Licht- bzw. Strahlungsmenge aus dem längerwelligen Spektrum zunächst deutlich erhöht. Soll für den Anwendungsfall einer langwelligen Erweiterung des LED-Spektrums das ursprüngliche Verhältnis von Licht bzw. Strahlung aus dem kürzerwelligen Spektrum und Licht bzw. Strahlung aus dem längerwelligen Spektrum beibehalten werden, dann kann mit der Realisierung des optischen Tiefpassfilters 34 und unter Beibehaltung der Konzentration von Fluoreszenzfarbstoffpartikeln 26 im Träger 20 des Konverters 22 die Dicke bzw. Höhe des Konverters 22 re- duziert werden.
Bei der Reduktion der Dicke bzw. Höhe des Konverters 22 muss beachtet werden, dass durch den Vollzug dieser Maßnahme weniger von der LED 1 6 emittierte kurzwellige Strahlung in längerwellige Konverterstrah- lung umgewandelt wird und dementsprechend ein höherer Anteil der von der LED 1 6 emittierten kurzwelligen Strahlung im zu beleuchtenden Raum, beispielsweise dem endoskopisch einzusehenden Raum zur Verfügung steht als bei nicht reduzierter Dicke bzw. Höhe des Konverters 22. Um dies zu kompensieren, also um dennoch das ursprüngliche Ver- hältnis von Strahlung von dem kurzwelligen Spektrum und Strahlung aus dem längerwelligen Spektrum beizubehalten, muss die Dicke bzw. Höhe des Konverters 22 weniger stark reduziert werden, als wenn nur beabsichtigt wäre, den ohne das optische Tiefpassfilter 34 im zu beleuchtenden Raum verfügbaren Anteil an längerwelliger Strahlung wieder- herzustellen. Durch den nun höheren Anteil an kurzwelliger Strahlung muss also auch der Anteil an längerwelliger Strahlung höher sein, als in der Konfiguration ohne optisches Tiefpassfilter 34, was durch eine entsprechend angepasste Reduktion der Dicke bzw. Höhe des Konverters 22 erzielt wird. Durch die Realisierung des optischen Tiefpassfilters wer- den so im Hinblick auf die Effizienzoptimierung mehrer positive Effekte erzeugt: es entsteht direkt mehr Licht bzw. Strahlung für den zu beleuchtenden Raum, da in proximaler Richtung emittiertes längerwelliges Licht in distaler Richtung umgelenkt wird. Durch die Reduktion der Dicke bzw. Höhe des Konverters 22 gelingt es, den optischen Konverter 22 und die LED 1 6 weiter am distalen Ende des Endoskops zu positionieren, so dass noch mehr Licht für den zu beleuchtenden bzw. endoskopisch einzuse- henden Raum zur Verfügung steht. Darüber hinaus wird verhindert, dass diese Strahlungsanteile auf die LED 16 treffen und diese zusätzlich erwärmen. D. h. neben der thermischen Trennung durch den Luftspalt 30 ist hier in dieser Ausführungsform eine optische Trennung zwischen optischen Konverter 22 und LED 16 durch das Tiefpassfilter 34, welches ein optisches Trennelement bildet, realisiert. Der Luftspalt 30 bzw. Freiraum 30 kannmit einem Medium bzw. Material ausgefüllt sein, welches sich durch eine geringe Wärmeleitfähigkeit auszeichnet, für die von der LED emittierte Strahlung transparent ist und eine Brechungsindexanpassung wie oben beschrieben vornimmt.
Das optische Tiefpassfilter 34 ist erfindungsgemäß auf einen separaten Träger 36 aufgebracht, welcher in Fig. 2 nicht gezeigt ist. Dabei ist das optische Tiefpassfilter 34 auf die distale, d. h. dem optischen Konverter 22 zugewandte Oberfläche des Trägers 36 aufgebracht. Der Träger 36 kann beispielsweise ein Glasplättchen sein aber auch aus einem anderem geeigneten transparenten Material gefertigt sein. Der Träger 36 mit dem Tiefpassfilter 34 kann mit dem Körper 24 verklebt sein.
In Fig. 3 ist schematisch das Spektrum 41 einer konventionellen Weiß- lichtbeleuchtung auf LED-Basis dargestellt. Es ist zu erkennen, dass der Intensitätsverlauf ein erstes spektral schmalbandiges Maximum 38 bei einer Wellenlänge um etwa 450 nm aufweist. Das Licht aus dem gesamten Bereich um dieses Maximum 38 bis zum benachbarten Kurvenminimum im Langwelligen - in Fig. 3 bei etwa 480 nm - entstammt im Wesentlichen der LED 16. Ein zweites spektral breitbandiges Maximum 4 liegt im Langwelligen bei 550 nm. Das Licht aus dem gesamten Bereich um dieses Maximum 40, also ab dem vorgenannten Kurvenminimum bis zum langwelligen Kurvenende bei ungefähr 720 nm stammt im Wesentlichen den Fluoreszenzfarbstoffpartikeln 26 des Konverters 22. Insgesamt wird so im Falle einer langwelligen Erweiterung des LED-Spektrums ein im Wesentlichen weißes Licht, im Falle einer vollständigen Umwandlung des LED-Spektrums ein im Wesentlichen breitbandiges gelbes Licht erzeugt. Im Hinblick auf eine effiziente Wirkungsweise ist das optische Tiefpassfilter 34, wie es vorangehend beschrieben wurde, aufgrund seiner räumlichen Positionierung zwischen der LED 1 6 und dem Konverter 22 bezüglich seiner Transmissionscharakteristik 37 so gewählt, dass es für das Licht bzw. die Strahlung, welche im Wesentlichen der LED 1 6 zuzuordnen ist, also in Fig. 3 der schmale spektrale Bereich um das erste Maximum 38 bis zum Minimum um etwa 480 nm, transparent ist und dass es für das Licht, das im Wesentlichen den Fluoreszenzfarbstoffpartikeln 26 zuzuordnen ist, also in Fig. 3 der breite spektrale Bereich um das zweite Maximum 40 bei etwa 550 nm ab dem Kurvenminimum um etwa 480 nm, reflektierend ist. Das bedeutet, dass es im Kurzwelligen, bis zum vorgenannten Minimum, durch eine hohe Transmission gekennzeichnet ist, idealerweise nahe 100 %, und im langwelligen, ab dem vorgenannten Minimum, durch eine geringe Transmission, idealerweise nahe 0 %. Entsprechend den vorausgehenden Ausführungen sollte der Übergang zwischen Transmissionsmaximum und Transmissionminimum, die Filterkante 39, zum einen im Minimum des Spektrums 41 platziert sein, und zum anderen durch einen steilen Abfall der Transmission gekennzeichnet sein, wie in Fig. 3 dargestellt.
Um all diesen Anforderungen gerecht zu werden, ist das optische Tiefpassfilter 34 als Interferenzfilter ausgeführt.
Allerdings gilt die in Fig. 3 dargestellte und im Sinne einer Effizienzopti- mierung ideale Transmissionscharakteristik eines als Interferenzfilter ausgeführten optischen Tiefpassfilters 34 nur für einen bestimmten Winkel, des einfallenden Strahls, nämlich für denjenigen Winkel für den es ge- rechnet und realisiert wurde, beispielsweise für den senkrechten Einfallswinkel (0°). Mit zunehmend abweichendem Einfallswinkel vom senkrechten Einfallswinkel verschiebt sich die Filterkante 39 immer weiter zum Kurzwelligen und verliert gleichzeitig an Steilheit.
Die Fig. 4 stellt diesen Sachverhalt schematisch dar: während für Strahlen mit einem Einfallswinkel von 0° die Filterkante 39 (0°), wie vorgesehen im Minimum des Spektrums 41 liegt und noch durch einen steilen Abfall gekennzeichnet ist, ist die Filterkante 39 (20°) für Strahlen mit ei- nem Einfallswinkel von 20° schon sichtbar ins Kurzwellige verschoben, wobei sie ihre Steilheit im Wesentlichen noch beibehalten kann. Bei einem Einfallswinkel von 40° hat die Verschiebung der Filterkante 39 (40°) zum Kurzwelligen bereits überproportional zugenommen, sodass sie jetzt im Bereich des Maximums 38 des Spektrums 41 liegt. Außerdem hat sie deutlich an Steilheit verloren.
Die LED 1 6 kann in erster Näherung als Lambert-Strahler betrachtet werden, d. h. von ihr gehen - wenn auch gemäß dem Lambertschen Kosinusgesetz mit unterschiedlicher Gewichtung - die Strahlen in allen Richtungen des vor ihr liegenden Halbraums aus, siehe Fig. 5. Dort dargestellt ist die LED 1 6 sowie die winkelabhängige Lichtstärke bzw. Strahlstärke. Der relative Betrag der winkelabhängigen Lichtstärke bzw. Strahlstärke ist durch die unterschiedliche Länge der Pfeile angedeutet. Die Fig. 6 bildet einen Ausschnitt aus Fig. 2 vergrößert ab und zeigt beispielhaft willkürlich ausgewählte Strahlen 51 , 52, 53, 54 des Strahlenbündels, welches beispielhaft von einem willkürlich ausgewählten Punkt 50 der Oberfläche der LED 16 ausgeht. Es wird deutlich, dass die von diesem Punkt 50 ausgehenden Strahlen mit unterschiedlichen Winkeln von 0° bis fas 90° - abhängig vom Abstand zwischen LED 16 und optischen Tiefpassfilter 34 - auf das als Interferenzfilter ausgeführte optische Tiefpassfilter 34 auftreffen. Entsprechend der vorausgehenden Erläuterun- gen wird durch die winkelabhängige Veränderung der Transmissionscharakteristik 37 und dabei insbesondere durch die winkelabhängige Verschiebung der Filterkante 39 ein erheblicher Teil des von der LED e- mittierten Lichtes bzw. der emittierten Strahlung durch das optische Tief- passfilter 34 reflektiert und kann so nicht für die endoskopische Beleuchtung oder Bestrahlung zur Verfügung stehen. Die Effizienz des als Interferenzfilter ausgeführten optischen Tiefpassfilters 34 wäre damit nicht optimal. Erfindungsgemäß ist daher das als Interferenzfilter ausgeführte optische Tiefpassfilter 34, wie in Fig. 7 bis 12 dargestellt, auf einen separaten Träger 36 aufgebracht, und zwar auf der dem Konverter zugewandten Seite des Trägers 36. Der Träger 36 mit dem optischen Tiefpassfilter 34 kann zur Reduzierung der Fresnelschen Verluste am Übergang von opti- schem Tiefpassfilter 34 zum Körper 24 mit dem Körper 24 verklebt sein. Der Träger 36 besteht aus einem für die von der LED 16 emittierte Strahlung bzw. Licht, transparenten Medium. Außerdem ist das Material bzw. Medium des Trägers 36 durch einen Brechungsindex gekennzeichnet, der höher ist, beispielsweise um mindestens 0,4 höher als der Brechungs- index des Materials bzw. Mediums in dem Freiraum 30 zwischen der LED 1 6 und dem Träger 36 für das Interferenzfilter. Ist beispielsweise der Freiraum 30 zwischen LED 1 6 und Träger 36 mit Luft mit einem Brechungsindex von 1 ausgefüllt, dann kann der Träger 36 für den erläuterten Anwendungsfall (konventionelle Weißlichtbeleuchtung auf LED-Basis oder breitbandige Gelbbeleuchtung auf LED-Basis) beispielsweise mit einem Brechungsindex für die von der LED emittierte Strahlung von > 1 ,5 ausgeführt sein. Von der LED emittierte Strahlen, die auf den Träger 36 auftreffen, werden durch den Brechungsindexsprung von dem Medium in dem Freiraum 30 zum Medium des Trägers 36 zum Lot hin gebrochen, sodass sie mit kleineren Winkeln auf die Schichtfolge des als Interferenzfilter ausgeführten optischen Tiefpassfilters 34 auftreffen als in Fig. 6 dargestellt. Die Effizienz des als Interferenzfilters ausgeführten optischen Tiefpassfilters 34 wird somit gegenüber der Anordnung, wie sie in Fig. 6 dargestellt ist, verbessert.
In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform wird für den Träger 36 ein Material bzw. Medium gewählt, dessen Brechungsindex für die von der LED 16 emittierte Strahlung deutlich größer, beispielsweise um mindestens 0,75 größer ist, als der Brechungsindex des Mediums in dem Freiraum 30. In einer noch weiter verbesserten Ausführungsform wird für den Träger 36 ein Material bzw. Medium gewählt, dessen Brechungsin- dex für die von der LED 16 emittierte Strahlung um mindestens 1 größer ist als der Brechungsindex des Mediums in dem Freiraum 30. Ist beispielsweise der Freiraum 30 als ein Luftspalt 30 mit einem Brechungsindex von 1 ausgeführt, dann kann der Träger 36 für den erläuterten Anwendungsfall (konventionelle Weißlichtbeleuchtung auf LED-Basis oder breitbandige Gelbbeleuchtung auf LED-Basis) im ersten Fall beispielsweise in YAG mit einem Brechungsindex für die von der LED emittierte Strahlung von größer als 1 ,8 ausgeführt sein, und im zweiten Fall beispielsweise in extrem hochbrechenden Glas mit einem Brechungsindex von 2,2. Durch den nun erhöhten Brechungsindexsprung beim Über- gang von dem Freiraum 30 in das Medium des Trägers 36 werden die von der LED 1 6 emittierten Strahlen beim Eintritt in das Medium des Trägers 36 gegenüber dem zuvor beschrieben Fall noch stärker zum Lot hin gebrochen, sodass sie mit noch kleineren Winkeln auf die Schichtenfolge des als Interferenzfilter ausgeführten optischen Tiefpassfilters 34 auf- treffen. Die Effizienz kann dadurch weiter gesteigert werden.
Die Fig. 8 bildet einen Ausschnitt aus Fig. 7 vergrößert ab und zeigt beispielsweise die bereits zuvor willkürlich ausgewählten Strahlen 51 , 52, 53, 54 des Strahlenbündels, welches beispielhaft von einem willkürlich aus- gewählten Punkt 50 der Oberfläche der LED 16 ausgeht. Es wird deutlich, dass die von diesem Punkt 50 ausgehenden Strahlen jetzt mit deutlich geringerem Winkel auf dem als Interferenzfilter ausgeführten opti- sehen Tiefpassfilter 34 auftreffen. Das bedeutet, dass auch für solche Strahlen, die mit einem relativ großen Winkel den Punkt 50 der LED verlassen, also beispielsweise für die Strahlen 53 und 54, die nun für sie gültige Transmissionscharakteristik nur noch unwesentlich von der spezifi- zierten Transmissionscharaktertisik 37, wie sie in Fig. 3 dargestellt ist, abweicht. Das als Interferenzfilter ausgeführte optische Tiefpassfilter 34 kann damit deutlich effizienter arbeiten.
Die Fig. 9 zeigt eine LED 16, die beispielsweise mit einem für die Strah- lung der LED 1 6 transparenten, planen und glatten Glasscheibchen 60, beispielsweise einem Glasblättchen mit einem Brechungsindex von 1 ,5 abgeschlossen ist. Wie schon in den vorausgehenden Ausführungen sind der Konverter 22 sowie das optische Tiefpassfilter 34 und dessen Träger 36 in ihrer lateralen Ausdehnung - beispielsweise konstruktiv be- dingt - begrenzt. Gegebenenfalls soll aber auch nur ein in lateraler Richtung eingeschränkter Bereich des Konverters 22 zur Fluoreszenz angeregt werden, um so beispielsweise eine Lichtquelle mit entsprechend begrenzter Emissionsfläche, beispielsweise für eine effiziente Licht-/ Strahlungseinkopplung in ein dünnes Faserbündel zu generieren. Han- delt es sich bei dem Medium in dem Freiraum 30 zwischen LED 16 und Träger 36 um ein Medium mit einem geringeren Brechungsindex, beispielsweise um Luft mit einem Brechungsindex von ungefähr 1 , dann kann ein wesentlicher Teil der in der LED erzeugten Strahlung aufgrund von Totalreflexion, die durch den Brechungsindexsprung vom Glas- scheibchen 60 zu dem Medium in dem Freiraum 30 verursacht wird, die LED 16 nicht verlassen, wie beispielsweise am Strahl 61 gezeigt ist. Dieser Strahl 61 trifft mit einem relativ großen Winkel auf die Grenzfläche zwischen den beiden Medien. Ein anderer Teil kann zwar aus der LED 16 bzw. dem abschließenden Glasscheibchen 60 austreten, erfährt jedoch aufgrund des vorgenannten Brechungsindexsprungs Fresnelverluste, wie beispielsweise am Strahl 62 mit dem zusätzlichen gestrichelten Pfeil gezeigt ist. Wiederum ein anderer, nicht vernachlässigbare Anteil der in der LED 16 erzeugten Strahlung wird durch den vorgenannten Brechungsindexsprung beim Eintritt in das Medium in den Freiraum 30 so zur Seite abgelenkt, dass er nicht auf den Konverter 22 trifft oder zumindest nicht in dem gegebenenfalls geforderten laterial eingegrenzten Be- reich des Konverters 22 einfällt, wie beispielsweise am Strahl 63 gezeigt ist, und dementsprechend nicht in der geforderten Weise zur Beleuchtung oder Bestrahlung beitragen kann.
In einer bevorzugten Ausführungsform ist daher das Medium in dem Freiraum 30 zwischen der LED 16 und dem Träger 36 durch einen Brechungsindex gekennzeichnet, der höher als 1 bzw. idealerweise, wie in Fig. 10 dargestellt, dem Brechungsindex des dort beispielhaft verwendeten Glasscheibchens 60 entspricht, also dementsprechend im Bereich von 1 ,5 liegt. Die Totalreflexion spielt dann für die in der LED 16 erzeugte Strahlung eine deutlich geringere bzw. keine Rolle, wie anhand der Fig. 10 beispielhaft am Strahl 61 gezeigt ist, der in Fig. 9 noch an der Schnittstelle von Glasscheibchen 60 und Freiraum 30 total reflektiert wurde. Ebenso spielen dann die Fresnelverluste an der Schnittstelle von Glasscheibchen 60 und Freiraum 30 eine deutlich geringere bzw. keine Rolle, wie beispielsweise am Strahl 62 gezeigt ist, der in Fig. 9 nur unter Verlusten - angedeutet durch den gestrichelten Pfeil - das Glasscheibchen 60 verlassen konnte. Und auch der Anteil der Strahlung, der aufgrund von Brechung und darauf resultierender seitlicher Ablenkung den Konverter 22 erst gar nicht erreichen kann, wird reduziert bzw. eli- miniert, wie anhand der Fig. 10 beispielhaft am Strahl 63 gezeigt wird, der in Fig. 9 am Konverter 22 seitlich vorbeiging.
Um eine einfach realisierbare und gute optische Kopplung zwischen der LED 16 und dem Träger 36 des optischen Tiefpassfilters 34 zu erzie- len, wird das Medium in dem Freiraum 30 bevorzugt durch ein elastisches und eigenstabiles Material gebildet. Dadurch wird gewährleistet, dass sich das Medium in dem Freiraum 30 sowohl an die LED 16 als auch den Träger 36 gut anfügt. Beispielsweise kann es sich bei dem Medium in dem Freiraum 30 um ein Elastomer handeln. Besonders bevorzugt kann es sich um ein Silikon oder Silikongel handeln. Alternativ oder zusätzlich kann das Medium als klebriges Medium ausgeführt sein, sodass es einerseits an der LED 16 und andererseits am Träger 36 klebt. Dadurch ist eine dauerhafte Kopplung von LED 16 und Träger 36 über das Medium in dem Freiraum 30 gewährleistet. Ein solches Medium kann beispielsweise als Mischung aus Silikon, Kautschuk und Silikonöl ausgeführt sein.
Das plane und glatte Glasscheibchen 60 der LED 1 6, welches in den Fig. 9 und 10 dargestellt ist, stellt eine mögliche Ausführungsform dar und könnte beispielsweise auch durch das LED-Leitermaterial selbst gebildet sein.
In einer weiteren Ausführungsform wird, wie in Fig. 1 1 dargestellt, auf den Träger 36 proximalseitig, also auf der Seite zu dem Freiraum 30 hin, eine Antireflexbeschichtung 64 aufgebracht. Die Antireflexbeschich- tung ist beispielsweise als Interferenzfilter ausgeführt und für den Wellen- längenbereich der von der LED 16 emittierten Strahlung sowie deren Winkelbereich optimiert. Diese Antireflexbeschichtung 64 eliminiert oder reduziert zumindest die Fresnelverluste, welche beim Übergang von dem Medium im Freiraum 30 zu dem Medium des Trägeres 36 ohne Antireflexbeschichtung entstehen würden.
Bei der Ausführungsform gemäß Fig. 12 sind das Schutzglas 28 und der Träger 36 des optischen Tiefpassfilters 34 in lateraler Richtung bzw. radialer Richtung über die Ausdehnung des optischen Konverters 22 hinaus verlängert. Dies ermöglicht es, dass das Schutzglas 28 und der Trä- ger 36 als Wärmeleitelemente fungieren können, welche die Wärme von dem optischen Konverter 22 in lateraler Richtung abführen und auf umgebende Bereiche der Endoskopspitze, insbesondere den En- doskopschaf† übertragen. Es ist zu verstehen, dass auch lediglich das Schutzglas 28 oder der Träger 36 derart vergrößert ausgebildet werden können. Auch ist es zusätzlich oder alternativ möglich, im Umfangsbe- reich des Körpers 24 des optischen Konverters 22 Wärmeleitelemente anzuordnen. Der Träger 36 und das Schutzglas 28 weisen bei dieser Ausführungsform vorzugsweise nicht nur ausreichend transparente Eigenschaften auf, sondern darüber hinaus bevorzugt auch einen gute Wärmeleitfähigkeit, so kann der Träger 36 und/oder das Schutzglas 28 beispielsweise aus Saphir bestehen. Darüber hinaus sind sie bevorzugt in guter wärmeleitender Verbindung mit dem Körper 24 des optischen Konverters 22. Bezüglich der weiteren Merkmale dieser Ausführungsform wird ebenfalls auf die vorangehende Beschreibung verwiesen.
Die Fig. 13 und 14 zeigen zwei weitere Beispiele der spektralen Zusam- mensetzung der von der Beleuchtungseinheit 14 emittierten Strahlung. In den Diagrammen ist die Intensität über der Wellenlänge aufgetragen. Zusätzlich ist noch die Transmissionscharakteristik 37 des optischen Tiefpassfilters 34 in den Diagrammen eingezeichnet. Fig. 13 zeigt ein Ausführungsbeispiel, bei welchem eine Spezialbeleuch- tung zur verbesserten Gefäßdarstellung im menschlichen Gewebe gewünscht ist. Auch hier weist der Strahlungsverlauf ein erstes Maximum 38 im kurzwelligen Bereich auf. Auch dies ist wieder die Strahlung, welche von der LED 1 6 emittiert wird. Der Strahlungsverlauf weist darüber hinaus ein zweites Maximum 42 im längerwelligen Bereich bei etwa 550 nm auf. Dies ist die von den Fluoreszenzfarbstoffpartikeln 26 emittierte Strahlung. Die Fluoreszenzfarbstoffe bzw. der Fluoreszenzfarbstoff ist so gewählt, dass die kurzwellige Strahlung der LED in einem Bereich um 405 nm oder 410 nm in längerwellige Strahlung im Bereich von 550 nm um- gewandelt wird. Auch hier ist das optische Tiefpassfilter 34 so gewählt, dass die kurzwellige Strahlung im Bereich des ersten Maximums 38 †ransmi††ier† und die längerwellige Strahlung im Bereich des zweiten Maximums 42 reflektiert wird.
Hinsichtlich der angegebenen Wellenlängenbereiche ist zu verstehen, dass ähnliche Effekte auch in anderen Wellenlängenbereichen erreicht werden können. Dies kann allein durch Anpassung der von der LED e- mittierten Strahlung und geeigneter Auswahl der Fluoreszenzfarbstoffe erreicht werden, sodass unterschiedliche Spektren und insbesondere unterschiedliche Intensitätsmaxima bei verschiedenen Wellenlängen realisiert werden können.
Einen weiteren Anwendungsfall zeigt das Diagramm gemäß Fig. 14. Auch hier gibt es wiederum ein erstes Intensitätsmaximum 38 im kurzwelligen Bereich, welches der von der LED 16 emittierten Strahlung ent- spricht. Bei dieser Ausführungsform sind die Fluoreszenzfarbstoffe so gewählt, dass ein zweites Maximum 40 mit größerer Wellenlänge, wie in Fig. 3 dargestellt, erzeugt wird. So bilden die Maxima 38 und 40 gemeinsam eine Weißlichtbeleuchtung. Zusätzlich ist jedoch hier ein Fluoreszenzfarbstoff vorgesehen, welcher ein drittes Maximum 44 in einem schmalen Band im längerwelligen Bereich um 830 nm erzeugt. Diese Beleuchtung dient der Angiografie mittels Fluoreszenzmarker. Auch bei dieser Ausführungsform kann ein optisches Tiefpassfilter 34 in der vorangehend beschriebene Weise so in seiner Transmission angepasst sein, dass die kurzwellige Strahlung, insbesondere im Bereich des ersten Ma- ximums 38 transmittiert und die längerwellige Strahlung im Bereich der zweiten und dritten Maxima reflektiert wird. Bezugszeichenliste
2 - distale Endoskopspitze
4 - Bildaufnahmeeinheit
6 - Objektiv
8 - Bildsensor
10 - elektronische Komponenten
12 - Anschlussleitung
14 - Beleuchtungs- bzw. Bestrahlungseinheiten
1 6 - LED
18 - Anschlussleitung
20 - Träger
22 - optischer Konverter
24 - transparenter Körper
26 - Fluoreszenzfarbstoff partikel, Fluoreszenzfarbstoff
28 - Schutzglas
30 - Luftspalt bzw. Freiraum
32 - Hohlzylinder
34 - optisches Tiefpassfilter
36 - Träger, Spektrale Transmission
37 - Transmissionscharakteristik
38 - erstes Maximum
39 - Filterkante
40, 42 - zweites Maximum
41 - Spektrum der konventionellen Weißlichtbehandlung
44 - drittes Maximum
50 - Punkt der LED-Oberfläche
51 - 54 - Strahlen
60 - Glasscheibchen
61 , 62, 63 - Strahlen
64 - Antireflexbeschichtung X Endoskop-Längsachse

Claims

Ansprüche
Medizinisches Gerät mit einer zumindest eine LED ( 16) aufweisenden Beleuchtungseinrichtung ( 14), wobei der LED ( 16) im Strahlengang der von der LED ( 1 6) emittierten Strahlung ein optischer Konverter (22) nachgelagert ist, der zumindest einen Fluoreszenzfarbstoff (26) enthält, welcher eine langwellige Erweiterung oder Umwandlung des von der LED ( 16) emittierten Strahlungsspektrums bewirkt, wobei die zumindest eine LED ( 16) nicht direkt mit dem optischen Konverter (22) verbunden ist und zwischen der zumindest einen LED ( 16) und dem optischen Konverter (22) im Strahlengang ein optisches Trennmittel (34) angeordnet ist, welches als optisches Tiefpassfilter (34) ausgebildet ist, das für die von der LED ( 16) erzeugte Strahlung im Wesentlichen transparent und für die von dem zumindest einen Fluoreszenzfarbstoff (26) abgegebene langwelligere Strahlung im Wesentlichen reflektierend ausgebildet ist, dadurch gekennzeichnet, dass das optische Tiefpassfilter (34) auf einem zwischen der LED ( 16) und dem optischem Konverter (22) angeordneten separaten Träger (36) an dessen dem optischen Konverter (22) zugewandter Oberfläche aufgebracht ist, wobei zwischen dem Träger (36) und der LED (15) im Strahlengang ein Medium (30) angeordnet ist, welches einen geringeren Brechungsindex als der Träger (36) aufweist.
Medizinisches Gerät nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass zwischen der zumindest einen LED ( 16) und dem optischen Konverter (22) zumindest ein thermisches Trennmittel (30) angeordnet ist. Medizinisches Gerät nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen der zumindest einen LED (1 6) und dem optischen Konverter (22) ein thermisches Trennmittel (30) angeordnet ist, welches aus einem für die von der LED (16) emittierte Strahlung (38) transparenten, thermisch isolierenden Material besteht.
Medizinisches Gerät nach einem der Ansprüche 1 - 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Brechungsindex des Trägers (36) für die von der LED ( 16) emittierte Strahlung um mindestens 0,4 vorzugsweise um mindestens 0,75 und besonders bevorzugt um mindestens 1 höher ist als der Brechungsindex des Mediums (30) zwischen LED ( 1 6) und Träger (36).
Medizinisches Gerät nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Medium (30) zwischen LED ( 1 6) und Träger (36) für die von der LED ( 16) emittierte Strahlung einen Brechungsindex > 1 hat.
Medizinisches Gerät nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Medium (30) zwischen LED ( 1 6) und Träger (36) einen Brechungsindex hat, welcher dem Brechungsindex des die LED ( 16) zu dem Medium (30) hin abschließenden Materials entspricht.
7. Medizinisches Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass das Medium (30) zwischen der LED ( 16) und dem Träger (36) ein elastisches und eigenstabiles Material ist.
8. Medizinisches Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass das Medium (30) zwischen LED ( 16) und Träger (36) ein Gas, insbesondere Luft ist.
9. Medizinisches Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass das Medium (30) zwischen LED ( 16) und Träger (36) mit der LED ( 1 6) und/oder dem Träger (36) verklebt ist.
Medizinisches Gerät nach einem der vorangehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass auf dem Träger (36) auf dessen de LED (1 6) zugewandten Seite eine Antireflexbeschichtung aufge bracht ist.
Medizinisches Gerät nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das von der LED ( 16) emittierte Strahlungsspektrum sichtbares Licht und/oder nicht sichtbare Strahlung umfasst.
12. Medizinisches Gerät nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der separate Träger (36) mit dem Konverter (22) verbunden, insbesondere verklebt ist.
Medizinisches Gerät nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Konverter (22) an zumindest einer seiner Oberflächen mit zumindest einem Wärmeleitelement (28, 36) verbunden ist, dessen Material vorzugsweise eine größere Wärmeleitfähigkeit als das Material des Konverters (22) aufweist.
Medizinisches Gerät nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass das Wärmeleitelement (28, 36) mit angrenzenden Teilen des Gerätes, insbesondere eines Geräteschaftes in wärmeleitender Verbindung ist.
15. Medizinisches Gerät nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die zumindest eine LED ( 16) an ei- ner dem optischen Konverter (22) abgewandten Seite mit einem Wärmeleitelement (20) verbunden ist, welches zur Wärmeabfuhr in proximaler Richtung ausgebildet ist.
16. Medizinisches Gerät nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass es sich um ein Endoskop handelt.
17. Medizinisches Gerät nach Anspruch 1 6, dadurch gekennzeichnet, dass der optische Konverter (22) direkt angrenzend an die distale Spitze (2) des Endoskops oder direkt angrenzend an ein an der distalen Spitze (2) des Endoskops angeordnetes Schutzglas (28) angeordnet ist.
18. Medizinisches Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 1 6, dadurch gekennzeichnet, dass es sich um einen Lichtprojektor handelt, welcher vorzugsweise zum Einkoppeln von Strahlung in ein Lichtleitkabel Verwendung findet.
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Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102013201809A1 (de) * 2013-02-05 2014-08-07 Richard Wolf Gmbh Medizinisches Instrument
JP2017225861A (ja) * 2017-09-21 2017-12-28 オリンパス株式会社 光源装置およびそれを備えた内視鏡装置
WO2019158168A1 (de) * 2018-02-14 2019-08-22 Richard Wolf Gmbh Medizinisch-endoskopisches instrument
WO2019187637A1 (ja) * 2018-03-28 2019-10-03 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 内視鏡用発光装置及びそれを用いた内視鏡、並びに蛍光イメージング方法
WO2020162243A1 (ja) * 2019-02-04 2020-08-13 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 発光装置及びそれを用いた医療装置
JPWO2020217670A1 (de) * 2019-04-24 2020-10-29
JPWO2020217669A1 (de) * 2019-04-24 2020-10-29
JPWO2020217671A1 (de) * 2019-04-24 2020-10-29
DE102020216541A1 (de) 2020-12-23 2022-06-23 Robert Bosch Gesellschaft mit beschränkter Haftung Vorrichtung und Verfahren für eine Fluoreszenzmessung für eine Analyse einer biochemischen Probe

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005328921A (ja) * 2004-05-18 2005-12-02 Olympus Corp 内視鏡装置および内視鏡用アダプタ
US20080269563A1 (en) * 2007-04-27 2008-10-30 Susumu Takahashi Illumination light application structure and endoscope provided with the same
US20090040598A1 (en) * 2007-08-10 2009-02-12 Olympus Corporation Optical fiber lighting apparatus
EP2026108A1 (de) * 2007-08-10 2009-02-18 Olympus Corporation Faserlichtquelle
EP2030560A2 (de) * 2007-08-28 2009-03-04 Carl Zeiss Surgical GmbH Sekundäire Lichtquelle

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005328921A (ja) * 2004-05-18 2005-12-02 Olympus Corp 内視鏡装置および内視鏡用アダプタ
US20080269563A1 (en) * 2007-04-27 2008-10-30 Susumu Takahashi Illumination light application structure and endoscope provided with the same
US20090040598A1 (en) * 2007-08-10 2009-02-12 Olympus Corporation Optical fiber lighting apparatus
EP2026108A1 (de) * 2007-08-10 2009-02-18 Olympus Corporation Faserlichtquelle
EP2030560A2 (de) * 2007-08-28 2009-03-04 Carl Zeiss Surgical GmbH Sekundäire Lichtquelle

Cited By (25)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102013201809B4 (de) 2013-02-05 2023-09-07 Richard Wolf Gmbh Medizinisches Instrument
DE102013201809A1 (de) * 2013-02-05 2014-08-07 Richard Wolf Gmbh Medizinisches Instrument
JP2017225861A (ja) * 2017-09-21 2017-12-28 オリンパス株式会社 光源装置およびそれを備えた内視鏡装置
CN111918598A (zh) * 2018-02-14 2020-11-10 理查德·沃尔夫有限公司 医疗内窥镜器械
WO2019158168A1 (de) * 2018-02-14 2019-08-22 Richard Wolf Gmbh Medizinisch-endoskopisches instrument
CN111918598B (zh) * 2018-02-14 2024-06-14 理查德·沃尔夫有限公司 医疗内窥镜器械
KR20200119318A (ko) * 2018-02-14 2020-10-19 리하르트 볼프 게엠베하 의료용 내시경기구
US11627871B2 (en) 2018-02-14 2023-04-18 Richard Wolf Gmbh Medical endoscopic instrument
KR102434671B1 (ko) * 2018-02-14 2022-08-19 리하르트 볼프 게엠베하 의료용 내시경기구
JPWO2019187637A1 (ja) * 2018-03-28 2021-03-11 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 内視鏡用発光装置及びそれを用いた内視鏡、並びに蛍光イメージング方法
WO2019187637A1 (ja) * 2018-03-28 2019-10-03 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 内視鏡用発光装置及びそれを用いた内視鏡、並びに蛍光イメージング方法
CN111885953B (zh) * 2018-03-28 2023-11-07 松下知识产权经营株式会社 内窥镜用发光装置及使用了该发光装置的内窥镜以及荧光成像方法
US11395583B2 (en) 2018-03-28 2022-07-26 Panasonic Intellectual Property Management Co., Ltd. Endoscope light emitting device, endoscope using same, and fluorescence imaging method
CN111885953A (zh) * 2018-03-28 2020-11-03 松下知识产权经营株式会社 内窥镜用发光装置及使用了该发光装置的内窥镜以及荧光成像方法
WO2020162243A1 (ja) * 2019-02-04 2020-08-13 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 発光装置及びそれを用いた医療装置
JP7390599B2 (ja) 2019-02-04 2023-12-04 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 発光装置及びそれを用いた医療装置
JPWO2020162243A1 (ja) * 2019-02-04 2021-12-09 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 発光装置及びそれを用いた医療装置
JPWO2020217669A1 (de) * 2019-04-24 2020-10-29
JPWO2020217670A1 (de) * 2019-04-24 2020-10-29
JP7361346B2 (ja) 2019-04-24 2023-10-16 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 発光装置並びにそれを用いた医療システム、電子機器及び検査方法
JP7361347B2 (ja) 2019-04-24 2023-10-16 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 波長変換体、並びにそれを用いた発光装置、医療システム、電子機器及び検査方法
JP7361345B2 (ja) 2019-04-24 2023-10-16 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 発光装置並びにそれを用いた医療システム、電子機器及び検査方法
JPWO2020217671A1 (de) * 2019-04-24 2020-10-29
WO2020217671A1 (ja) * 2019-04-24 2020-10-29 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 波長変換体、並びにそれを用いた発光装置、医療システム、電子機器及び検査方法
DE102020216541A1 (de) 2020-12-23 2022-06-23 Robert Bosch Gesellschaft mit beschränkter Haftung Vorrichtung und Verfahren für eine Fluoreszenzmessung für eine Analyse einer biochemischen Probe

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DE112011103919A5 (de) 2013-10-24

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