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Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Operationsinstrument zum Schneiden, Abtragen oder Absaugen von Material in einem Operationsgebiet, mit einem Kopfteil, mit dem auf das Material im Operationsgebiet schneidend, abtragend oder absaugend einwirkbar ist.
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Operationsinstrumente der gattungsgemäßen Art sind aus dem Stand der Technik bekannt und werden beispielsweise in der Retinachirurgie als Instrument zum ultrafeinen Schneiden und Abtragen von Gewebe eingesetzt. Operationsinstrumente zum Absaugen von Material in einem Operationsfeld werden beispielsweise zum Entfernen von entarteten Gewebeteilen in der Gehirnchirurgie eingesetzt, wobei das umgebende, nicht entartete Gewebe beim Absaugvorgang intakt bleiben soll. Mit Material ist in diesem Zusammenhang in erster Linie jegliches menschliches oder tierisches Gewebematerial gemeint, dies kann auch Knochen- oder Zahnmaterial sein.
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Aus der
US 5.449.357 ist ein chirurgisches Sauginstrument bekannt, mit dem Material eines Operationsfelds abgesaugt werden kann. Zur Einleitung des Absaugvorgangs betätigt der Bediener manuell entsprechende Bedienelemente. Solche Sauginstrumente dienen z. B. zur Entfernung eines Tumors in einem Gehirn. Dann entscheidet der Chirurg anhand des optischen Eindrucks und seines Tastgefühls, welche Gewebebereiche entartet und daher zu entfernen sind.
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Aus der
JP 2001-104333 A ist ein Operationssystem mit einem Manipulator, einer Bildaufnahmeeinheit und einer Steuereinheit bekannt, das zur Fernoperation oder unterstützend bei einer unmittelbaren Operation eingesetzt werden kann. Hierbei ist, ähnlich bekannten Endoskopen eine bildgebende Sensorik vorgesehen, die einer verbesserten Positionierung des Manipulators dient.
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Ein Operationsinstrument zum ultrafeinen Schneiden von Gewebe ist eine elektrochirurgische Elektrode, wie sie als Electron Avalance Knife aus der
WO 00/54683 A1 bekannt ist. Dieses Elektrodensystem umfaßt ein Kopfteil mit einer zentral angeordneten Elektrode und einer dazu koaxial angeordneten weiteren Elektrode, über die Sub-Mikrosekunden-Pulse hoher Leistung zum Material des Operationsfelds geleitet werden können. Das Operationsfeld befindet sich in flüssigem Medium und so wird das Schneiden des Materials einerseits durch eine Plasmabildung an der Spitze des Pulse Electron Avalance Knife und andererseits durch eine Schockwelle aufgrund der Sub-Mikrosekunden-Pulse bewirkt. Die Intensität, mit der der Schneidevorgang erfolgt, kann durch die Pulsenergie und Pulsdauer gesteuert werden. Die Kontrollmöglichkeiten des Schneidvorgangs sind jedoch sehr begrenzt.
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Aus der
US 5772597 A ist ein Operationsinstrument der eingangs genannten Art in Form eines Laparoskopes beschrieben, das eine Gewebsanalyse ermöglicht. Zur Analyse wird optische Strahlung in das Gewebe eingekoppelt und reflektierte bzw. transmittierte oder rückgesteuerte Strahlung spektral analysiert, um Gewebsarten zu unterscheiden.
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Die
DE 199 34 038 A1 betrifft eine spektralphotometrische Diagnostik von Hautgewebe. Die
US 6343227 B1 offenbart ein miniaturisiertes Spektrometer zur Analyse. Die
DE 3650688 T2 schildert ein faseroptisches Sondensystem zur spektralen Analyse von Gewebe, und die Veröffentlichung Viator J A et al., ”Depth Profiling of Absorbing Soft Materials Using Photoacoustic Methods”, IEEE J Selected Topics in Quantum Electronics, Vol. 5, No. 4, July/August 1999, S. 989–996, befaßt sich mit photoakustischen Analyseverfahren von Gewebe. Aus der
DE 19534590 A1 ist weiter ein Scanverfahren zur Materialbearbeitung im Dentalbereich offenbart, die
US 6013024 A betrifft eine positionierbare Sonde mit spektroskopischer Analyse, und die
WO 0054683 A1 ist auf die Ausbildung eines elektrochirurgischen Messers gerichtet.
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Die
WO 98/38907 A1 beschreibt ein Instrument zur optischen Abtastung von lebendem Gewebe. Die
DE 3912720 A1 zeigt ein Endoskop sowie ein Verfahren zum Sterilisieren eines derartigen Endoskops. Aus der
DE 10118464 A1 ist weiter eine elektronische Sonde bekannt.
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Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Operationsinstrument der gattungsbildenden Art anzugeben und weiterzubilden, das verbesserte Kontroll- und Steuer möglichkeiten gegenüber den aus dem Stand der Technik bekannten Operationsinstrumenten aufweist, so daß insbesondere präzisere und reproduzierbarere Operationen möglich sind.
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Diese Aufgabe wird mit einem Operationsinstrument der eingangs genannten Art gelöst, bei dem das Analysesystem ein Michelson-Interferometer zur optischen Kohärenztomographie aufweist.
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Die Aufgabe wird durch die Patentansprüche 1 und 3 gelöst. Weiterbildungen folgen in den abhängigen Ansprüchen.
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Der Erfindung liegt die Erkenntnis zugrunde, daß eine verbesserte Kontroll- und Steuermöglichkeit des Operationsinstruments dann möglich ist, wenn in das Operationsinstrument die zu einer Beurteilung des zu bearbeitenden Materials erforderlichen Detektionsmittel integriert werden. Dann kann das zu bearbeitende Material in ganz besonders vorteilhafter Weise unmittelbar analysiert und das Ergebnis zur Steuerung des Operationsinstruments genutzt werden, so daß nun beispielsweise das Material des Operationsgebiets bzw. -felds selektiv hinsichtlich seiner spezifischen Eigenschaften bearbeitbar bzw. entfernbar ist.
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Die Erfindung rückt dabei eine nicht-abbildende optische Analyse des Materials in den Mittelpunkt, da es nicht um die visuelle Positionierung des Operationsinstrumentes, sondern um eine Bewertung des Materials bzw. der daran vorgenommenen Veränderung geht. Unter einer nicht-abbildenden optischen Analyse gemäß der hier vorliegenden Erfindung ist somit keine abbildende Optik im Sinn von Endoskopen zu verstehen.
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Für diese Bewertung weist das Operationsinstrument daher Detektionsmittel auf, die im wesentlichen auf optischer Basis arbeiten. So ist eine Lichtquelle vorgesehen, mit deren Licht das Operationsgebiet beleuchtbar ist. Hierzu durchläuft dieses Licht einen Beleuchtungsstrahlengang, der von der Lichtquelle zum Kopfteil des Operationsinstruments verläuft. Die Lichtquelle oder das Licht der Lichtquelle wird zweckmäßigerweise so ausgewählt, daß mit dem Licht ein bestimmtes Detektionsverfahren durchführbar ist, beispielsweise eine Fluoreszenzdetektion. Grundsätzlich kann das hier relevante Licht nicht nur den sichtbaren Wellenlängenbereich umfassen, sondern auch den infraroten und/oder den ultravioletten Wellenlängenbereich.
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Das zur Beleuchtung dienende Licht wird am Operationsgebiet beziehungsweise am Material reflektiert und/oder gestreut. Je nach Detektionsverfahren kann die Beleuchtung des Operationsgebiet auch Licht anregen oder induzieren, z. B. Lumineszenz- oder Ramanlicht. Das reflektierte, gestreute, angeregte oder induzierte Licht durchläuft den Detektionsstrahlengang zu einem Detektor, der ein Detektionssignal erzeugt. Wie viel vom reflektierten, gestreuten, angeregten oder induzierten Licht in den Detektionsstrahlengang gelangt, hängt von der wirksamen numerischen Apertur des dem Operationsgebiet zugewandten Teils des Detektionsstrahlengangs ab.
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Der Detektor detektiert das Licht im Detektionsstrahlengang und erzeugt ein Detektionssignal. Dieses Detektionssignal hängt von der detektierten Lichtintensität ab, wobei beispielsweise eine direkte Proportionalität oder ein binärer Zusammenhang verwendet werden kann. In Abhängigkeit dieses Detektionssignals kann nun das Operationsinstrument gesteuert werden, wobei es denkbar ist, daß die Steuerung automatisch in sämtlichen Betriebs- und Bedienmodi des Operationsinstruments eingreift. Auch könnte die erfindungsgemäße Steuerung zusätzlich oder alternativ zu einer vom Bediener initiierten manuellen Steuerung erfolgen.
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Die Lichtquelle und der Detektor sind nicht am Kopfteil des Operationsinstruments angeordnet, um das Operationsinstrument klein zu halten. Es ist lediglich sicherzustellen, daß der Beleuchtungsstrahlengang und der Detektionsstrahlengang zum Kopfteil des Operationsinstruments verläuft. Zweckmäßigerweise erstreckt sich der Beleuchtungs- und Detektionsstrahlengang zumindest teilweise entlang einer Versorgungsleitung für das Kopfteil.
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Das Kopfteil des Operationsinstruments kann in vorteilhafter Weise klein ausgeführt werden, so daß es insbesondere für eine Gehirnoperation tauglich ist. In diesem Fall wird das Kopfteil des Operationsinstruments länglich und insbesondere dünn ausgestaltet sein, so daß möglichst wenig intaktes Material vom Operationsinstrument beschädigt wird.
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Es kann bei einer Operation erforderlich sein, daß der momentan durchgeführte Absaug- oder Schneidevorgang abrupt unterbrochen werden muß, um intaktes Gewebematerial zu schonen. Dies kann mit dem erfindungsgemäßen Operationsinstrument erreicht werden, indem eine Steuereinheit das Detektionssignal auswertet und anhand dieser Auswertung das Schneiden, Abtragen oder Absaugen von Material automatisch unterbricht, ausschaltet oder in der Intensität verändert. Falls der Bediener das Kopfteil neu positioniert und somit an einer anderen Stelle die Operation fortsetzen möchte, kann eine erneute Auswertung des Detektionssignals ergeben, daß an dieser Stelle Material zu bearbeiten oder zu entfernen ist. In diesem Fall kann die Steuereinheit den Schneide-, Abtrage- oder Absaugvorgang des Operationsinstruments wieder einschalten.
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Dadurch kann die Operationsdauer in besonders vorteilhafter Weise minimiert werden, da das Operationsinstrument dann mit erhöhter Leistung arbeitet, wenn dies in der momentanen Operationssituation unkritisch ist. Sowohl das Ein-, Ausschalten als auch das Vermindern oder Erhöhen des Schneide- oder Absaugvorgangs von Material kann erfindungsgemäß automatisiert werden. Insoweit sind auch Fehlentscheidungen bei einer Operation, durch die das Gewebe beschädigt wird, in ganz besonders vorteilhafter Weise reduziert.
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Das optische Detektionsverfahren des erfindungsgemäßen Operationsgerätes, die optische Kohärenztomographie, ermöglicht eine Bewertung oder Klassifikation des zu bearbeitenden Materials bzw. des Bearbeitungsvorganges. Natürlich ist auch eine Kombination mit anderen optischen und akustischen Detektionsverfahren möglich, nämlich insbesondere mit akustooptischer Spektroskopie. Ein vollständiger Verzicht auf eine Bildgewinnung am Operationsgebiet ermöglicht ein sehr klein bauendes Operationsinstrument; die Größe von Endoskopen wird dadurch deutlich unterschritten.
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Eine optische Kohärenztomographie ermöglicht morphologische Informationen über das zu bearbeitende oder bearbeitete Material sowie Informationen über dessen Streu- und Absorptionseigenschaften zu gewinnen und wird im Prinzip mit einem optischen Aufbau realisiert, der im wesentlichen einem Michelson-Interferometer entspricht. Licht einer Lichtquelle weist eine geringe Kohärenzlänge auf, und einer der beiden Teilstrahlengänge des Michelson-Interferometers wird als Meßarm verwendet. Der andere Teilstrahlengang dient als Referenzarm. Aufgrund der geringen Kohärenzlänge des verwendeten Lichts tritt nur dann ein Interferenzsignal auf, wenn der als Referenzarm dienende Teilstrahlengang und der als Meßarm dienende Teilstrahlengang die gleiche wirksame optische Länge aufweisen. Mit der optischen Kohärenztomographie kann man Distanzen zu einem Objekt mit einer Genauigkeit messen, die im wesentlichen nur durch die Kohärenzlänge des verwendeten Lichts beschränkt ist.
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Es ist deshalb vorgesehen, daß das erfindungsgemäße Operationsinstrument die optische Kohärenztomographie nutzt, in Form eines Michelson-Interferometer. Das Michelson-Interferometer weist einen Referenzarm und einen Meßarm auf, wobei der Meßarm von einem Strahlteiler zum Operationsgebiet und zurück zum Strahlteiler verläuft und der Strahlteiler im Beleuchtungs- und Detektionsstrahlengang angeordnet ist. Der Meßarm des Michelson-Interferometers ist also gleichzeitig ein Teil des Beleuchtungs- und Detektionsstrahlengangs. Das Licht der Lichtquelle weist hierzu eine zur optischen Kohärenztomographie geeignete Kohärenzlänge auf. Dies kann einerseits dadurch erreicht werden, daß eine Lichtquelle eingesetzt wird, deren Kohärenzlänge entsprechend gering ist, beispielsweise eine Quecksilberdampflampe. Natürlich kann auch eine Lichtquelle verwendet werden, die eine hohe Kohärenzlänge aufweist, z. B. ein Laser, wenn im Beleuchtungsstrahlengang ein optisches Bauteil eingebracht ist, daß die Kohärenzlänge verringert, beispielsweise eine Streulichtplatte.
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Insbesondere zur Festlegung der Schnitttiefe beim Schneiden des Materials ist es erforderlich, die morphologische Tiefen-Struktur des Materials, also im wesentlichen senkrecht zu seiner Oberfläche zu detektieren. Hierzu erfolgt in der Ausführungsform mit dem Michelson-Interferometer ein Scannen des Operationsgebiets entlang der optischen Achse des Beleuchtungsstrahlengangs. Das Scannen wird durch eine Veränderung des Verhältnisses der wirksamen Längen von Meßarm zu Referenzarm bei gleichzeitiger Detektion des Lichts des Detektionsstrahlengangs bewirkt. Dieser Betriebsmodus eines optischen Kohärenztomographen wird in Analogie zur Ultraschalluntersuchung auch als A-Scan bezeichnet. Die Veränderung der wirksamen Länge des Meßarms kann durch eine Variation der Fokuslänge des Beleuchtungs- und Detektionsstrahlengangs am Operationsgebiet bzw. -feld erfolgen, beispielsweise über ein entsprechendes, entlang der optischen Achse des Beleuchtungsstrahlengangs beweglich angeordnetes Linsensystem. Alternativ oder zusätzlich kann eine Veränderung des Verhältnisses der wirksamen Längen von Meßarm zu Referenzarm durch ein Verstellen des Länge des Referenzarms erfolgen. Damit muß keine Fokussierungsoptik am Kopfteil des Operationsinstruments vorgesehen sein.
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In einer besonders bevorzugten Ausführungsform ist es vorgesehen, daß mit dem Michelson-Interferometer ein Scannen des Operationsfelds quer zur optischen Achse des Beleuchtungsstrahlengangs erfolgt. Dieser Betriebsmodus eines optischen Kohärenztomographen wird auch als B-Scan bezeichnet. Denkbar ist auch ein gleichzeitiges Scannen entlang der optischen Achse des Beleuchtungsstrahlengangs und einer dazu orthogonalen Richtung. Vorzugsweise erfolgt das Scannen quer zur optischen Achse des Beleuchtungsstrahlengangs, also beispielsweise in einer zur optischen Achse orthogonalen Ebene. Ein B-Scan liefert morphologische Daten des Materials entlang der gescannten Linie oder Fläche, so daß diese Informationen bei einer flächenförmigen Bearbeitung des Materials vorteilhaft zur Steuerung des Operationsinstruments dienen können. Schließlich ist eine Kombination eines A-Scans und eines B-Scans denkbar, bei dem nämlich in drei unterschiedlichen Richtungen – vorzugsweise jeweils orthogonal zueinander – gescannt wird.
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Bevorzugt erfolgt das Scannen in mindestens einer Richtung quer zur optischen Achse des Beleuchtungsstrahlengangs durch eine Rotation oder Drehung eines optischen Bauteils, wobei das optische Bauteil im Meßarm liegt. Das optische Bauteil kann z. B. ein Umlenkprisma oder einen Umlenkspiegel am Kopfteil des Operationsinstruments umfassen. Alternativ oder zusätzlich hierzu kann das Scannen in zwei unterschiedliche Richtungen durch eine Drehung eines Lichtleiters um seine Längsachse erfolgen, wobei der Meßarm zumindest teilweise in dem Lichtleiter verläuft und wobei der Lichtleiter in einer entsprechenden Führungseinheit geführt ist. Die Drehung des Lichtleiters kann als kontinuierliche oder auch als periodische Hin-/Her-Drehbewegung ausgeführt werden. Eine Führungseinheit kann eine Röhre oder einen Tubus umfassen, in der bzw. in dem sich der Lichtleiter (um seine Längsachse) dreht Der Innendurchmesser der Röhre oder des Tubus ist dabei größer als der Außendurchmesser des Lichtleiters und derart zu wählen, daß eine möglichst reibungsarme Bewegung des Lichtleiters erfolgen kann, damit möglichst keine Torsion des Lichtleiters auftritt Die Klassifikation von tumorbefallenem Material bzw. Gewebe kann insbesondere durch Detektion von Raman- oder Lumineszenzlicht erfolgen, insbesondere ist eine Fluoreszenzlichtdetektion möglich. Mit diesen Detektionsverfahren wird spektroskopische Information über das Material gewonnen. Einerseits kann Autofluoreszenz des Materials angeregt werden, andererseits kann – eine entsprechende Markierung mit Fluoreszenzfarbstoff vorausgesetzt – ein Fluoreszenzfarbstoff angeregt werden.
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Das Licht der Lichtquelle ist derart auszuwählen, daß wie gewünscht Ramanlicht und/oder Lumineszenzlicht, insbesondere Fluoreszenzlicht, anregbar ist.
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Eine Markierung mit Fluoreszenzstoffen kann auf bekannte Weise, z. B. durch systemische Gabe erfolgen. Es ist aber auch möglich, geeignete Fluoreszenzmarkierer direkt auf das Operationsfeld zu sprühen. Dafür ist es bevorzugt, am Operationsinstrument, insbesondere am Kopfteil, eine Sprühvorrichtung für Kontrast- oder Floureszenzstoffe vorzusehen.
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Bevorzugt kann das Licht der Lichtquelle eine Zwei- oder Mehr-Photonen-Anregung bewirken. Solche Lichtquellen sind beispielsweise Kurzpulslaser, die im infraroten Wellenlängenbereich Licht emittieren. Dieses Licht wird in das Material fokussiert, so daß die im Fokusbereich vorliegende Lichtintensität hoch genug ist, um den Zwei- oder Mehr-Photonen-Anregungsprazess zu bewirken. Besonders vorteilhaft ist die Verwendung der Mehr-Photonen-Anregung deshalb, weil das zur Anregung dienende Licht eine Wellenlänge aufweist, die im Infrarot-Bereich liegt und daher – aufgrund geringerer Streuprozesse am Material – tiefer in das Material eindringen kann, als das bei Anregungslicht zur Ein-Photonen-Anregung mit kürzeren Wellenlängen der Fall ist.
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Zur Selektion des Lichts der Lichtquelle für die Beleuchtung des Operationsfelds ist im Beleuchtungsstrahlengang des Analysesystems vorteilhafterweise ein Beleuchtungsfiltersystem vorzusehen, das eine Wellenlänge oder einen Wellenlängenbereich transmittiert. Dann kann eine Lichtquelle zur Beleuchtung genutzt werden, die Licht über einen großen spektralen Bereich emittiert. Durch einen Wechsel eines Filters des Beleuchtungsfiltersystems werden unterschiedliche Wellenlängen oder Wellenlängenbereiche verwendet. Das gleiche gilt für Laserlichtquellen, die Licht mehrerer unterschiedlicher Wellenlängen emittieren. Hierdurch ist eine Beleuchtung des Operationsfelds mit Licht unterschiedlicher Wellenlängen möglich, so daß in vorteilhafter Weise mit demselben Operationsinstrument unterschiedliche Gewebearten bewertet werden können.
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Bevorzugt kann das Beleuchtungsfiltersystem ein Farbfilter oder abstimmbares Filter umfassen. Als Farbfilter kann ein entsprechend beschichtetes Interferenzfilter oder ein Farbglasfilter dienen. Ein abstimmbares Filter kann z. B. in Form eines akkusto-optisch abstimmbares Filters dann besonders vorteilhaft eingesetzt werden, wenn eine Laserlichtquelle zur Beleuchtung des Operationsfelds verwendet wird, die Licht mehrerer unterschiedlicher Wellenlängen emittiert.
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Ein solches Filter besteht im wesentlichen aus einem doppelbrechenden Kristall, der durch einen auf einer Seite des Kristalls angeordneten Piezo-Kristall mit hochfrequenten Schwingungen beaufschlagt wird, wodurch sich in dem Kristall eine Welle ausbreitet. Hierdurch wird ein Bragg-Gitter erzeugt, an dem das Laserlicht von einer nullten Ordnung in eine erste Ordnung gebeugt bzw. abgelenkt werden kann. Bei geeigneter Anordnung des Filters im Beleuchtungsstrahlengang können hierdurch eine oder mehrere Wellenlängen – auch simultan – für die Beleuchtung des Operationsfelds selektiert werden, wobei das Licht jeder selektierten Wellenlänge mit dem Filter jeweils in der Intensität variiert bzw. optimal eingestellt werden kann. Weiter können zur Selektion des Beleuchtungslichts in entsprechender Weise akkustooptische Modulatoren und/oder akkustooptische Deflektoren verwendet werden.
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Im Detektionsstrahlengang ist vorteilhafterweise ein Detektionsfiltersystem vorzusehen, das Licht einer Wellenlänge oder eines Wellenlängenbereichs für die Detektion transmittiert. Das Detektionsfiltersystem kann ebenfalls einen Farbfilter umfassen, d. h. ein entsprechend beschichtetes Interferenzfilter oder ein Farbglasfilter. Dann kann bei geeigneter Wahl der Beleuchtungs- und Detektionsfilter Licht aus Lumineszenz, also insbesondere Fluoreszenz oder Phosphoreszenz, aber auch Ramanlicht angeregt und detektiert werden. Falls der Beleuchtungsstrahlengang und der Detektionsstrahlengang teilweise zusammenfallen, um einen kompakten Aufbau zu erreichen, können sie mit Hilfe eines Farbstrahlteilers – z. B. einem dichroitischen Strahlteiler – wieder getrennt werden, wie es beispielsweise bei der konventionellen Fluoreszenzmikroskopie üblich ist.
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Der Beleuchtungsstrahlengang kann eine punktförmige oder kreisförmige Beleuchtung des Operationsfelds bewirken. Eine punktförmige Befeuchtung wird zweckmäßigerweise durch entsprechende Linsen erzeugt, die im Beleuchtungsstrahlengang geeignet angeordnet sind. Eine punktförmige Beleuchtung wird hauptsächlich für die optische Kohärenztomographie gewählt werden.
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Als weiteres Detektionsverfahren zur Charakterisierung des Materials des Operationsgebiets ist die akustooptische Spektroskopie vorgesehen. Hierbei wird das Operationsgebiet mit gepulstem Licht der Lichtquelle beaufschlagt. Das mit Licht beaufschlagte Material im Operationsgebiet absorbiert zumindest einen Teil des gepulsten Lichts, wodurch sich die Temperatur dieses Materials erhöht. Dies wiederum bewirkt eine Ausdehnung dieses Materials, so daß sich eine Druckwelle in dem umgebenden Material des Operationsgebiets ausbreitet. Diese Druckwelle wird mit einem Drucksensor zeitaufgelöst detektiert, wobei die Detektion vorzugsweise an der Materialoberfläche des Operationsgebiets erfolgt.
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Eine Auswertung der von dem Drucksensor erzeugten Detektionssignale ermöglicht es, Rückschlüsse auf die Materialeigenschaften zu ziehen, insbesondere können hierdurch Materialgrenzen detektiert werden. Die akustooptische Spektroskopie ist somit in besonders vorteilhafter Weise eine hilfreiche Ergänzungen zu den rein optischen Detektionsverfahren, insbesondere wenn das Material des Operationsgebiets stark lichtabsorbierend ist und eine Detektion tieferliegender Materialbereiche des Operationsgebiets mit den rein optischen Detektionsverfahren problematisch ist.
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Als Lichtquelle für die akustooptische Spektroskopie kann ein Nd:YAG Laser eingesetzt werden, der im Q-switched-Modus betrieben Lichtpulse mit einer Wellenlänge von 532-nm (2nd-harmonic) erzeugt. Diese Lichtpulse weisen eine Pulsdauer von 5 ns mit einer Leistung von bis zu 100 mJ auf.
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Als Drucksensor kann beispielsweise ein PVDF-Film verwendet werden, wie er in dem Artikel ”Depth profiling of absorbing soft materials using photoacoustic methods”, J. A. Viator, S. L. Jacques, S. A. Prahl, IEEE J. Selected Topics Q. E. 5, 989–996 (1999), beschrieben ist Dieser Drucksensor hat eine Sensorfläche von ungefähr 1 mm × 1 mm und könnte beispielsweise am Kopfteil des Operationsinstruments angeordnet sein.
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In einer besonders bevorzugten Ausführungsform weist der Beleuchtungsstrahlengang und/oder der Detektionsstrahlengang einen Lichtleiter auf. Als Lichtleiter kann eine einzelne Glasfaser oder ein Glasfaserbündel dienen. Falls als Lichtquelle ein monochromatischer Laser eingesetzt wird, kann die Verwendung einer Single-Mode-Lichtleitfaser vorteilhaft sein. In diesem Fall liegt auf der Lichtauskopplungsseite der Single-Mode-Lichtleitfaser eine punktförmige Lichtauskopplung vor, die mit einer entsprechenden Optik auf das Operationsfeld zu einer punktförmigen Beleuchtung abgebildet werden kann. Grundsätzlich sind die Materialeigenschaften des Lichtleiters derart zu wählen, daß der Lichtleiter für das Beleuchtungs- und insbesondere für das Detektionslicht eine möglichst geringe Schwächung aufweist Dies ist insbesondere zur Detektion von Ramanlicht vorteilhaft, das üblicherweise eine noch geringere Intensität als Fluoreszenzlicht aufweist.
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Der Beleuchtungsstrahlengang und der Detektionsstrahlengang können zumindest bereichsweise in jeweils mindestens einem Lichtleiter verlaufen. Damit sind mindestens zwei Lichtleiter vorzusehen, nämlich einer, in dem der Beleuchtungsstrahlengang, und ein anderer, in dem der Detektionsstrahlengang, verläuft. Es ist deshalb bevorzugt, daß der Beleuchtungsstrahlengang in einem Lichtleiter verläuft und daß für den Detektionsstrahlengang mehrere Lichtleiter vorgesehen sind, die das am Operationsfeld reflektierte, gestreute, angeregte oder induzierte Licht am Kopfteil des Operationsinstruments einsammeln. Insbesondere bei einer Detektion von Fluoreszenz- oder Ramanlicht ist es aufgrund der geringen Intensität des Fluoreszenz- oder Ramanlichts vorteilhaft, wenn mehrere Detektionskanäle vorgesehen sind, die das zu detektierende Licht am Operationsfeld aufsammeln und dem Detektor zuführen. Auch können damit mehrere Meßpunkte im Operationsgebiet abgefühlt werden.
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Auch können der Beleuchtungsstrahlengang und der Detektionsstrahlengang zumindest bereichsweise in demselben Lichtleiter oder in denselben Lichtleitern verlaufen. Dann ist im Beleuchtungs- und Detektionsstrahlengang – vorzugsweise zwischen Lichtquelle und Lichtleiter einerseits und Detektor und Lichtleiter andererseits – ein Strahlteiler vorzusehen, der das Licht der Lichtquelle in Richtung des Lichtleiters reflektiert und das Licht des Detektionsstrahlengangs in Richtung des Detektors passieren läßt. In ganz besonders vorteilhafter Weise können mehrere Lichtleiter vorgesehen sein, wobei in jedem der Lichtleiter jeweils der Beleuchtungsstrahlengang und der Detektionsstrahlengang verläuft. Insbesondere wenn diese Lichtleiter im Außenbereich des Kopfteils angeordnet sind, sind hierdurch mehrere Beleuchtungs- und Detektionsteilstrahlengänge gebildet, die jeweils das Operationsfeld beleuchten und das daran reflektierte, gestreute, angeregte oder induzierte Licht wieder aufsammeln können. Durch diese Beleuchtung bzw. Detektion kann eine Bewertung des Materials an mehreren Stellen des Operationsfelds simultan erfolgen, und zwar in einem Muster, das im wesentlichen der Anordnung der Lichtleiter am Kopfteil des Operationsinstruments entspricht.
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Es gibt mehrere Möglichkeiten, wie der oder die Lichtleiter am Kopfteil des Operationsinstruments angeordnet sein können. Falls lediglich ein Lichtleiter vorgesehen ist, kann dieser innerhalb oder außerhalb des Kopfteils liegen. Wenn mehrere Lichtleiter vorgesehen sind, so können diese ebenfalls innerhalb und/oder außerhalb des Kopfteils angeordnet sein. Bei einem im wesentlichen zylinderförmig ausgestalteten Kopfteil des Operationsinstruments können die Lichtleiter im äußeren Bereich des Kopfteils eine kreisförmige Anordnung einnehmen. Vorzugsweise ist die Längsachse des Lichtleiters bzw. der Lichtleiter im wesentlichen parallel zu einer Längsachse des Kopfteils angeordnet.
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Zur Fokussierung des Beleuchtungsstrahlengangs kann vorteilhafterweise eine Grin-Linse vorgesehen werden, die an dem Ende des Lichtleiters angeordnet ist, das dem Operationsgebiet bzw. -feld zugewandt ist Eine Grin-Linse ist gekennzeichnet durch die Verwendung eines Materials mit einem ortsabhängigen Brechungsindex, einem sogenannten Gradientenindex-(Grin)-Glas. Man unterscheidet im Wesentlichen zwei Gruppen von Gradientenindexgläsern, nämlich radiale und axiale. Hier sind insbesondere radiale Grins vorgesehen, sie werden in Form von Stablinsen eingesetzt und weisen einen Basis-Brechungsindex längs der zentralen Achse des Glasrohlings auf. Hinzu kommen weitere Änderungen des Brechungsindex, die als Funktion des radialen Abstands von der Zentralachse beschreiben werden können. Grin-Linsen sind hinsichtlich ihrer Leistungsfähigkeit Achromaten, Bestformlinsen und gepreßten asphärischen Linsen weit überlegen. Aufgrund ihrer Fähigkeit beugungsbegrenzt zu fokussieren, ihrer hohen Zerstörschwelle und ihrer niedrigen Oberflächenstreuung, eignen sie sich besonders für hochqualitative Lasersysteme. Sie machen zusätzliche optische Elemente zur Aberrationskorrektur überflüssig und können daher Größe, Gewicht Komplexität und Kosten optischer Systeme reduzieren. Insbesondere können sie an dem Operationsfeld zugewandten Ende eines Lichtleiters zur effektiven Fokussierung des Beleuchtungslichts bei einer platzsparenden Bauweise eingesetzt werden.
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In einer bevorzugten Ausführungsform ist für das Analysesystem ein Anzeigegerät vorgesehen, das mit der Steuereinheit verbunden ist und dem Operateur akustische und/oder visuelle Informationen aus dem Detektionssignal bereitstellt. Ein akustisches Anzeigegerät kann beispielsweise ein Alarmsignal ausgeben, falls die Diagnose des Materials des Operationsfelds ergibt, daß ein Schneide- oder Absaugvorgang abzubrechen ist, weil ansonsten intaktes Gewebematerial beschädigt würde. Ein Anzeigegerät, das dem Operateur visuelle Informationen bereitstellt, kann beispielsweise als Monitor ausgeführt sein. Damit kann das Resultat der Diagnose – gegebenenfalls einem Bild des Operationsfelds überlagert – angezeigt werden, so daß der Operateur anhand dieser Anzeige erkennen kann, wie er gegenwärtig das Material bearbeitet.
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Grundsätzlich kann das Operationsinstrument computergesteuert positionierbar und steuerbar sein, so daß beispielsweise eine Operation von einem Chirurgen im Voraus vollständig geplant und dann automatisch durchgeführt wird. Insoweit sind hierzu entsprechende Positioniervorrichtungen für das Kopfteil des Operationsinstruments erforderlich. in einer bevorzugten Ausführungsform ist das Operationsinstrument zur manuellen Bedienung durch den Operateur ausgestaltet. Hierzu ist am Kopfteil ein Griffteil vorgesehen, mit dem der Operateur das Operationsinstrument halt und positioniert. Das Griffteil umfaßt vorzugsweise ein Bedienelement, das mit der Steuereinheit verbunden ist. Mit diesem Bedienelement kann beispielsweise das Operationsinstrument manuell ein- und ausgeschaltet werden. Ein weiteres am Griffteil angeordnetes Bedienelement dient dann zur Steuerung des Schneide-, Abtrag- oder Absaugvorgangs.
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Für den Betrieb des Operationsinstruments ist in der Regel eine Versorgungseinheit vorgesehen, die mit dem Kopfteil über eine Versorgungsleitung verbunden ist. Diese Versorgungseinheit stellt dem Operationsinstrument die zum Schneiden, Absaugen oder Abtragen von Material notwendige Energie zur Verfügung. Falls das Operationsinstrument zum Absaugen von Material ausgebildet ist oder falls das Operationsinstrument ein Absaugmodul aufweist, stellt die Versorgungseinheit vorzugsweise dem Kopfteil einen nötigen Unterdruck zur Verfügung. In diesem Fall ist das Kopfteil als Saugkopf zum Absaugen von Material ausgebildet.
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In einer ganz besonders bevorzugten Ausführungsform ist eine rohrförmig ausgebildete Saugleitung vorgesehen, durch die Material aus dem Operationsfeld absaugbar ist. Die Saugleitung umfaßt dabei ein für Licht des Beleuchtungs- und Detektionsstrahlengangs transparentes Saugleitungsmaterial und der Beleuchtungs- und/oder Detektionsstrahlengang verläuft in dem transparenten Saugleitungsmaterial. Zur Vermeidung von Lichtverlusten ist vorzugsweise die Saugleitungsinnen- und Saugleitungsaußenfläche verspiegelt ausgebildet, so daß Lichtverluste an den verspiegelten Saugleitungsflächen möglichst gering bleiben. Durch diese Maßnahme kann in besonders vorteilhafter Weise die Saugleitung selbst als Lichtleiter verwendet werden, so daß die Herstellungskosten für die Saugleitung reduziert werden und dessen Konstruktion vereinfacht ist. Das Licht der Lichtquelle wird vorzugsweise an einem dem Operationsfeld abgewandten Ende der rohrförmig ausgebildeten Saugleitung in das Saugleitungsmaterial eingekoppelt. In gleicher Weise kann an diesem Ende der rohrförmig ausgebildeten Saugleitung das Detektionslicht des Detektionsstrahlengangs ausgekoppelt werden.
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Falls das Kopfteil als chirurgisches Elektrodensystem, z. B. als Pulse Electron Avalance Knife, ausgebildet ist, liefert die Versorgungseinheit die zum Betrieb nötige elektrische Energie, um an der Kopfteilspitze ein Plasma zu zünden und/oder eine Schockwelle zu erzeugen. Das Elektrodensystem umfaßt eine im wesentlichen zentral angeordnete Elektrode und eine dazu koaxial angeordnete weitere Elektrode, die mit einer Versorgungseinheit elektrisch gekoppelt sind. Zwischen den beiden Elektroden ist ein Isolator vorgesehen, der lichtleitend ausgebildet ist und in dem der Beleuchtungsstrahlengang und/oder der Detektionsstrahlengang zumindest bereichsweise verläuft. Der Isolator besteht vorzugsweise aus Glas oder aus Kunststoff, wobei darauf zu achten ist, daß das Glas oder der Kunststoff für das Licht des Beleuchtungs- und/oder Detektionsstrahlengangs transparent sein sollte. Auch hierdurch kann in vorteilhafter Weise das Kopfteil des Operationsinstruments einfach und unkompliziert hergestellt werden, so daß letztendlich auch die Material- und Herstellungskosten gering gehalten werden können.
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Schließlich kann die Versorgungseinheit einen Laser umfassen, der Licht zur Laserablation des Materials erzeugt. Insoweit können mit einem zur Laserablation geeignet ausgestalteten Operationsinstrument beispielsweise Hornhautoperationen am menschlichen Auge mit erheblich verbesserten Kontroll- und Steuermöglichkeiten durch die Meßmöglichkeiten, die das Analysesystem für das zu bearbeitende oder bearbeitete Material bietet, durchgeführt werden. So ist eine Kontrolle, wie viel Material der Hornhaut abgetragen wurde, mittels optischer Kohärenztomographie möglich, was die Präzision der Operation in ganz besonders vorteilhafter Weise verbessert.
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Nachfolgend wird die Erfindung anhand der Zeichnung beispielhalber noch näher erläutert. In der Zeichnung zeigen:
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1 eine schematische Darstellung eines Operationsinstruments zum Absaugen von Material in einem Operationsfeld,
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2 bis 4 jeweils schematische Darstellungen von Ausführungsbeispielen von Operationsinstrumenten zum Absaugen von Material,
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5 bis 10 schematische Darstellungen von Ausführungsbeispielen von Operationsinstrumenten zum Schneiden von Material,
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11 eine schematische Darstellung des Querschnitts eines Kopfteils eines Operationsinstruments zum Schneiden von Material und
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12 eine schematische Darstellung des Querschnitts eines Kopfteils eines anderen Operationsinstruments zum Schneiden von Material.
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1 zeigt ein Operationsinstrument zum Absaugen von Material aus einem Operationsfeld bzw. -gebiet 1, das eine Versorgungseinheit 2, eine Steuereinheit 3 und eine optischen Einheit 4 aufweist. Die optische Einheit 4 umfaßt eine Lichtquelle 5 und einen Detektor 6. Die Versorgungseinheit 2 ist mit dem Kopfteil 7 über die Versorgungsleitung 8 verbunden. Die Steuereinheit 3 steuert das Operationsinstrument und insbesondere die Versorgungseinheit 2 über die Steuerleitung 9. Die Lichtquelle 5 wird ebenfalls von der Steuereinheit 3 über eine Leitung 35 angesteuert.
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Weiter ist in 1 angedeutet, daß ein Beleuchtungsstrahlengang 10 von der Lichtquelle 5 teilweise entlang der Versorgungsleitung 8 über das Kopfteil 7 zum Operationsfeld 1 verläuft. Ein Detektionsstrahlengang 11 verläuft vom Operationsfeld 1 über das Kopfteil 7 teilweise entlang der Versorgungsleitung 8 zum Detektor 6.
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Das Operationsfeld 1 ist mit Licht der Lichtquelle 5 beleuchtbar. Das am Operationsfeld 1 reflektierte, gestreute oder angeregte Licht durchläuft den Detektionsstrahlengang 11, und der Detektor 6 detektiert Lichtintensität im Detektionsstrahlengang 11 und erzeugt ein und davon abhängiges Detektionssignal, daß über die Leitung 12 der Steuereinheit 3 zugeführt wird.
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Die 2 bis 4 zeigen jeweils ein Operationsinstrument 1, das zum Absaugen von Material ausgebildet ist. Das Kopfteil 7 ist hierbei ein rohrförmiger Saugkopf, durch den das Material abgesaugt wird. An das Kopfteil 7 ist die als Saugleitung 13 ausgebildete Versorgungsleitung angebracht, wobei der Saugleitung 13 nur teilweise gezeigt ist. Das Kopfteil 7 der 2 umfaßt eine rohrförmig ausgebildete Saugleitung 13, durch die das Material des Operationsfelds absaugbar ist.
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Die erfindungsgemäße Saugleitung 13 weist ein für das Licht des Beleuchtungsstrahlengangs 10 und des Detektionsstrahlengangs 11 transparentes Saugleitungsmaterial auf, in dem der Beleuchtungsstrahlengang 10 und der Detektionsstrahlengang 11 verläuft. Die Saugleitungsinnenfläche 14 und die Saugleitungsaußenfläche 15 sind verspiegelt ausgebildet, so daß das Saugleitungsmaterial als rohrförmig ausgestalteter Lichtleiter arbeitet Demgemäß sind die Endfläche 16 des Saugleitungsmaterials und die einem Lichtkoppler 17 zugewandte Endfläche des Saugleitungsmaterials nicht verspiegelt ausgebildet. Das Licht der Lichtquelle wird mit dem Lichtkoppler 17 an einem dem Operationsfeld 1 abgewandten Ende der rohrförmig ausgebildeten Saugleitung 13 in das Saugleitungsmaterial eingekoppelt. In gleicher Weise wird das Detektionslicht mit dem Lichtkoppler 17 aus dem Saugleitungsmaterial ausgekoppelt und dem Detektor der optischen Einheit 4 zugeführt.
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In 3 ist ein weiteres Operationsinstrument zum Absaugen von Material gezeigt. Auch hier ist das Kopfteil 7 als rohrförmiger Saugkopf ausgebildet, durch den Material aus dem Operationsfeld 1 abgesaugt werden kann. Die Beleuchtung des Operationsfelds 1 erfolgt mit Licht der Lichtquelle 5, das mit einem Lichtleiter 18 zum Kopfteil 7 geführt wird. Somit umfaßt der Beleuchtungsstrahlengang 10 den Lichtleiter 18, der zentral im Kopfteil 7 im wesentlichen parallel zur Längsachse des Kopfteils 7 verläuft. Detektionslicht, das durch Fluoreszenz entsteht, wird mit Lichtleitern 19 des Detektionsstrahlengangs 11 zum Detektor 6 geführt.
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Dabei weist der Detektionsstrahlengang 11 der 3 mehrere Lichtleiter 19 auf, die im äußeren Bereich des Saugkopfs des Kopfteils 7 im wesentlichen parallel zur Längsachse des Kopfteils 7 angeordnet sind und im Querschnitt im wesentlichen ein kreisförmiges Beleuchtungsmuster erzeugen können. Der Einfachheit halber sind in 3 lediglich zwei Lichtleiter 19 gezeigt.
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Der Detektor 6 erfaßt die Lichtintensität des Lichts im Detektionsstrahlengangs 11, und das davon abhängige Detektionssignal wird der Steuereinheit 3 zugeführt. Die Steuereinheit 3 wertet das Detektionssignal aus und stellt das Ergebnis durch das optische Anzeigegerät 20 – einem Monitor – zur Verfügung. Hierbei handelt es sich um visuelle Informationen, die der detektierten Fluoreszenzintensität entsprechen. Die Lichtleiter 19 sind an dem Operationsfeld zugewandten Ende des Kopfteils 7 – bezogen auf den Querschnitt des Kopfteils 7 – kreisförmig angeordnet, so daß die Austrittsenden der Lichtleiter 19 ein ringförmiges Muster bilden. Dieses ringförmige Muster ist schematisch auf einem optischen Anzeigegerät 20 dargestellt. Je nachdem, wie das momentane Detektionsergebnis ausfällt, verändert sich die Intensität der angezeigten Punkte.
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4 zeigt ein Ausführungsbeispiel, ähnlich dem Operationsinstrument der 3. Hier sind der Beleuchtungsstrahlengang 10 und der Detektionsstrahlengang 11 in einem Lichtleiter 21 geführt. Der Lichtleiter 21 ist zentral im Kopfteil 7 angeordnet Es ist der einzige Lichtleiter in diesem Ausführungsbeispiel. Mit der gestrichelt gezeichneten Umrandung ist die optische Einheit 4 angedeutet, die neben der Lichtquelle 5 und dem Detektor 6 einen Strahlteiler 22 aufweist, der einerseits transparent für das Licht der Lichtquelle 5 ist und andererseits das hier durch Ramanstreuung verursachte Detektionslicht des Detektionsstrahlengangs 11 zum Detektor 6 abteilt.
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Die 5 bis 10 zeigen jeweils eine schematische Darstellung eines Operationsinstruments zum Schneiden von Material in einem Operationsfeld, wobei lediglich der dem Operationsfeld 1 zugewandte Teil des Kopfteils 7 gezeigt ist Hierbei umfaßt das Kopfteil 7 eine im wesentlichen zentral angeordnete Elektrode 23 sowie eine dazu koaxial angeordnete weitere Elektrode 24. Zwischen den beiden Elektroden 23, 24 ist ein Isolator 25 vorgesehen, der lichtleitend ausgebildet sein kann. Beide Elektroden 23, 24 sind mit einer (in den 5 bis 10 nicht gezeigten) Versorgungseinheit verbunden, die elektrische Energie liefert, so daß die in den 5 bis 10 gezeigten Elektrodenanordnung des Operationsinstruments als Pulse Electron Avalance Knife arbeitet.
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Die in den 5 und 6 gezeigten Ausführungsbeispiele des Analysesystems am Kopfteil umfassen jeweils einen Lichtleiter 26, durch den ein Teil des Beleuchtungsstrahlengangs 10 und des Detektionsstrahlengangs 11 geführt ist, die gleichzeitig ein Teil eines Meßarms eines Michelson-Interferometers sind. Das Material des Operationsfelds 1 wird nach dem Prinzip der optischen Kohärenztomographie vermessen. Der Lichtleiter 26 liegt in 5 außerhalb des Kopfteils 7, in 6 in einer unabhängien zweiten erfindungsgemäßen Ausbildung innerhalb des Isolators 25. Zur Fokussierung des Beleuchtungslichts auf das Operationsfeld 1 ist an dem Operationsfeld 1 zugewandten Ende des Lichtleiters 26 eine Grin-Linse 27 angeordnet. Bei den Ausführungsbeispiele der 5 und 6 erfolgt eine optische Kohärenztomographie im A-Scan-Modus, wobei ein Scannen in einer Richtung entlang der optischen Achse 28 des Beleuchtungsstrahlengangs 10 durch eine Veränderungen der wirksamen optischen Länge eines – nicht gezeigten – Referenzarms bei gleichzeitiger Detektion des Lichts des Detektionsstrahlengangs 11 erfolgt.
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Das in 7 gezeigte Operationsinstrument entspricht im wesentlichen dem der 5, wobei hier jedoch eine optische Kohärenztomographie im B-Scan-Modus erfolgt. Das Operationsfeld 1 wird in einer Richtung quer zur optischen Achse 28 des Beleuchtungsstrahlengangs 10 durch ein periodisches Hin- und Herdrehen des Lichtleiter 26 abgescannt. Der Lichtleiter 26 ist dazu in einer als Tubus ausgebildeten Führungseinheit 29 geführt, so daß ein Drehen des Lichtleiters 26 um seine Langsachse 30 im eingebauten Zustand möglich ist. Die Drehung des Lichtleiters 26 ist mit einem Doppelpfeil 31 angedeutet.
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Die 8 und 9 zeigen jeweils ein Kopfteil 7 eines Operationsinstruments, bei dem eine Fluoreszenzlichtdetektion des Materials im Operationsfeld 1 erfolgt. Der Beleuchtungsstrahlengang 10 verläuft in einem Lichtleiter 32, und der Detektionsstrahlengang 11 verläuft in einem Lichtleiter 33. Dabei sind in 8 beide Lichtleiter 32 und 33 an der Außenseite des Kopfteils 7 angeordnet; in 9 liegen sie innerhalb des Kopfteils 7, nämlich im Isolator 25.
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10 zeigt ein Kopfteil 7 eines Operationsinstruments, bei dem der Detektionsstrahlengang 11 das Operationsfeld 1 auf einen (in 10 nicht gezeigten) Fluoreszenz-Detektor leitet. Hierzu ist ein Lichtleiter 34 vorgesehen, in dem der Detektionsstrahlengang 11 zumindest teilweise verläuft. Der Lichtleiter 34 ist ebenfalls an der Außenseite des Kopfteils 7 angeordnet. Die Beleuchtung des Operationsfelds 1 erfolgt bei dem Ausführungsbeispiel aus 10 durch den Isolator 25, der für das Licht der Lichtquelle transparent, z. B. aus Glas ausgebildet ist.
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Die 11 und 12 zeigen jeweils einen Querschnitt durch ein Kopfteil 7 eines Operationsinstruments in einem vorderen Bereich des Kopfteils 7, der nahe dem Operationsfeld 1 liegt. In beiden Fällen ist eine Ramandetektion vorgesehen, wobei in 11 der Beleuchtungsstrahlengang 10 drei Lichtleiter 32 und der Detektionsstrahlengang 11 drei Lichtleiter 33 aufweist Die Lichtleiter 32 und 33 der 11 sind in dem Isolator 25 und bezüglich ihrer Längsachsen parallel zur Elektrode 23 angeordnet.
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In 12 verläuft dagegen der Beleuchtungsstrahlengang 10 durch den transparent, z. B. aus Glas, ausgebildeten Isolator 25. Der Detektionsstrahlengang 11 umfaßt drei Lichtleiter 33, die in dem Isolator 25 und bezüglich ihrer Längsachsen parallel zur Elektrode 23 angeordnet sind.
