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Chip-on-the-Tip-Endoskope mit Variooptik und LED-

Beleuchtung für den medizinischen Einsatz

von

Diplom-Ingenieur Robert Dreyer genannt Daweke

aus Berlin

von der Fakultät V - Verkehrs- und Maschinensysteme -

der Technischen Universität Berlin

zur Erlangung des akademischen Grads

Doktor der Ingenieurwissenschaften

-Dr.-Ing.-

genehmigte Dissertation

Tag der wissenschaftlichen Aussprache:

17.09.2010

Berlin 2011

D 83

Promotionsausschuss:

Vorsitzender: Prof. Dr.-Ing. Frank Thiele (TU Berlin)

1. Gutachter: Prof. Dr. rer. nat. Heinz Lehr (TU Berlin)

2. Gutachter: Prof. Dr.-Ing. Henning Meyer (TU Berlin)

3. Gutachter: Dr.-Ing. Stephan Schrader (how to organize GmbH, Berlin)

Tag der Eröffnung des Promotionsverfahrens: 05.07.2010

Tag der wissenschaftlichen Aussprache: 17.09.2010

Vorwort

Diese Dissertation entstand im Rahmen meiner Arbeit als wissenschaftlicher Mitarbeiter

am Fachgebiet Mikrotechnik des Instituts für Konstruktion, Mikro- und Medizintechnik

der Technischen Universität Berlin.

Mein besonderer Dank gilt Herrn Professor Dr. rer. nat. Heinz Lehr, nicht nur für die

Betreuung der Dissertation und die fachliche Unterstützung, sondern ebenfalls für die

sehr angenehme Arbeitsatmosphäre sowie die vielen Gespräche auch über nicht

fachliche Inhalte. Genauso möchte ich Frau Dr. Helena Lehr für die Korrektur des

Manuskripts und ihr unermüdliches Engagement in allen Bereichen des Institutsalltags

danken.

Herrn Professor Dr.-Ing. Henning Meyer und Herrn Dr.-Ing. Stephan Schrader danke

ich für die Begutachtung der Arbeit und Herrn Professor Dr.-Ing. Frank Thiele für den

Vorsitz im Prüfungsausschuss.

Weiterhin möchte ich allen Kollegen am Fachgebiet für die sehr gute Zusammenarbeit

danken, insbesondere den an dem Projekt beteiligten Dipl.-Ings. Daniel Brüggemann,

Florian Bühs, Martin Kelp, Stefan Oginski, Sebastian Schlegel und Walter Vogel.

Meinem ehemaligen Kommilitonen und Kollegen Dr.-Ing. Martin Lück danke ich für

die stets anregenden Diskussionen.

Meinen Eltern danke ich für die Unterstützung während des Studiums und beim

Schreiben dieser Arbeit.

Inhaltsverzeichnis

1 Einleitung.......................................................................................................3

2 Stand der Technik.........................................................................................7

2.1 Technische und medizinische Endoskope.......................................................7

2.2 Starre und flexible Endoskope........................................................................8

2.3 Aufbau klassischer flexibler Endoskope........................................................8

2.4 Klassischer Hopkins-Aufbau..........................................................................9

2.5 Chip-on-the-Tip-Endoskope.........................................................................11

2.6 Beleuchtungssystem.....................................................................................12

3 Gesamtaufbau.............................................................................................14

3.1 Konzepte zur Entwicklung neuer Endoskope...............................................14

3.2 Aufbau des LED-Endoskops........................................................................15

3.3 Aufbau des Zoomendoskops.........................................................................16

4 Beleuchtungssystem....................................................................................18

4.1 LED-Beleuchtung.........................................................................................18

4.1.1 Typen und Kenngrößen von LEDs...............................................................19

4.1.2 Auswahl einer geeigneten LED....................................................................25

4.2 Wärmeabfuhr................................................................................................27

4.2.1 Kühlung mit Peltier- Elementen...................................................................27

4.2.2 Flüssigkeitskühlung......................................................................................28

4.2.3 Wärmerohre..................................................................................................30

4.2.4 Kühlsystem...................................................................................................31

Aufbau..........................................................................................................31

Temperaturmessungen..................................................................................32

5 Auslegung der optischen Systeme.............................................................35

5.1 Generelle Anforderungen..............................................................................35

5.2 Optisches System für das LED-Endoskop....................................................36

5.2.1 Aufbau des Systems......................................................................................36

5.2.2 Bewertung der Abbildungsleistung...............................................................43

Subjektive Bildqualität.................................................................................43

Modulationsübertragungsfunktion................................................................46

Farbwiedergabe.............................................................................................53

5.3 Zoom- und Fokusoptik.................................................................................56

5.3.1 Aufbau des Systems......................................................................................56

5.3.2 Bewertung der Abbildungsleistung...............................................................59

5.4 Optisches System für eine abwinkelbare Spitze...........................................60

5.5 Autofokus.....................................................................................................63

5.6 Berechnung der Modulationsübertragungsfunktion.....................................65

6 Aktorik.........................................................................................................73

6.1 Aktoren für optische Komponenten..............................................................73

6.2 Aktor zur Fokussierung des LED-Endoskops..............................................77

6.3 Aktor für die Einstellung des Bildfeldwinkels am Zoom-Endoskop............80

6.4 Aktor zur Fokussierung des Zoom-Endoskops.............................................81

7 Optimierung von Optik und Aktorik........................................................86

8 Montage.......................................................................................................95

8.1 Montage des LED-Endoskops......................................................................95

8.2 Montage des Zoom-Endoskops..................................................................104

9 Zusammenfassung und Ausblick.............................................................109

10 Begriffserklärung......................................................................................113

11 Literaturverzeichnis.................................................................................122

1 Einleitung

In der Medizin wird seit jeher versucht, den Patienten möglichst ohne zusätzliche Belas-

tung durch die Therapie zu behandeln. Gerade in der Chirurgie war dies jedoch über

lange Zeit unmöglich, da der Zugang zum Operationsgebiet zwangsläufig mit großen

Schnitten verbunden war. Dieses Problem versuchte Philipp Bozzini bereits 1806 mit ei-

nem Endoskop zu lösen. Aufgrund der technischen Beschränkungen konnte es sich zum

damaligen Zeitpunkt jedoch nicht durchsetzen. Erst die Einführung der Stablinsenoptik

durch Harold H. Hopkins und die Verwendung von externen Kaltlichtquellen statt ther-

mischen Strahlern an der Endoskopspitze durch Karl Storz schafften die Voraussetzun-

gen für den erfolgreichen Einsatz. Der große Durchbruch der minimal-invasiven Chirur-

gie begann in den 1990er Jahren und hat seitdem viele Eingriffe der offenen Chirurgie,

die bis dahin als Goldstandard galten, abgelöst. In der Laparoskopie werden statt eines

langen Schnitts, wie er in der offenen Abdominalchirurgie erforderlich ist, nur kleine,

meist drei, Inzisionen gesetzt, um das Endoskop zur Bildgebung und zwei weitere In-

strumente einzuführen. Dadurch werden deutlich weniger Traumata verursacht, der Pati-

ent hat nach der Operation geringere Schmerzen und kann aufgrund der schnelleren Ge-

nesung früher aus dem Krankenhaus entlassen werden. Weiterhin werden das Risiko

durch Wundinfektionen oder -heilungsstörungen minimiert und zum Teil Patienten be-

handelbar, die aufgrund eines schlechten Allgemeinzustands nicht offen operiert werden

könnten. Die Abbildung 1-1 zeigt eine typische minimal-invasive Operation.

Abb. 1-1 Typische minimal-invasive Operation

Die klassischen Endoskope setzen vornehmlich Wissen aus den Bereichen der Optik

und der Feinmechanik ein. Diese Techniken sind schon lange etabliert und besitzen

einen hohen Reifegrad, entsprechend klein fallen meist die Fortschritte auf diesen Ge-

bieten aus. Das vergleichsweise neue Feld der Mikroelektronik hat sich hingegen gerade

in den letzten Jahren rasant weiterentwickelt und wird dies allen Prognosen nach auch

weiterhin tun. Mit der Mikroelektronik eröffnen sich Perspektiven, die Endoskopie wei-

ter zu entwickeln, die bis vor einigen Jahren nicht denkbar waren, beispielsweise die In-

tegration des Bildaufnehmers in der Endoskopspitze bei Chip-on-the-Tip-Endoskopen.

Der Verzicht auf die sonst notwendigen Stablinsen kann die Produktionskosten senken,

gleichzeitig die Robustheit des Systems erhöhen und die Bildqualität verbessern. Die

Fortschritte in der Medizin werden auf diese Weise zum einen durch neue technische

Entwicklungen, zum anderen durch die stetig steigenden Anforderungen der Ärzte und

Patienten an Qualität, Sicherheit und Ergonomie vorangetrieben.

Im Projekt „Endomed“ wurden am Fachgebiet Mikrotechnik der Technischen Universi-

tät Berlin zwei neuartige Endoskope entwickelt, von denen das erste die Vorteile der

neuen Chip-on-the-Tip-Technik mit denen der klassischen Endoskope verbindet und das

zweite ein völlig neuartiges Beleuchtungssystem nutzt. Stablinsenendoskope kommen

heute fast immer zusammen mit einer an den Okulartrichter angebrachten Kamera zum

Einsatz, um das Bild auf einem Monitor darzustellen, wo es der Operateur bequem be-

trachten kann, statt gebückt in das Okular zu blicken, wie es früher der Fall war. Die

Kameras bieten sowohl die Möglichkeit, das Bild auf unterschiedliche Objektabstände

scharf zu stellen (Fokus), als auch den Bildausschnitt durch einen optischen Zoom zu

verändern. Dies bedingt mindestens zwei axial bewegliche Linsen. Aufgrund des heute

üblichen maximalen Außendurchmessers der Endoskope von zehn Millimetern und dem

damit nur geringen Bauraum sind beide Funktionen bisher nicht in Chip-on-the-Tip-En-

doskopen zu finden, wobei der Linsenantrieb das primäre Hindernis darstellt.

Am Fachgebiet Mikrotechnik wurden in den letzten Jahren verschiedene miniaturisierte

Lineardirektantriebe entwickelt, so dass mittlerweile das Know-how vorliegt, genau für

diesen Einsatzzweck optimal angepasste Aktoren auszulegen und zu bauen. Grundlage

hierfür ist die Berechnung magnetischer Kreise mit leistungsfähigen Computerprogram-

men auf Basis der finiten-Elemente-Methode. Auch diese haben große Fortschritte er-

zielt und erlauben die wirtschaftliche Entwicklung komplexer Systeme, da auf den zeit-

aufwendigen und teuren Musterbau in weiten Teilen verzichtet werden kann.

Ähnliches gilt für die Berechnung des optischen Systems, wofür das auf Raytracing ba-

sierende Computerprogramm ZEMAX zum Einsatz kommt. Durch die Möglichkeit, das

Linsensystem am Computer zu modellieren, zu optimieren und hinsichtlich Abbildungs-

qualität sowie Fertigungstoleranzen zu untersuchen, kann die gesamte Entwicklung

ohne Prototypen erfolgen, und der erste Aufbau erfüllt meist bereits sämtliche Anforde-

rungen. Dies ist besonders wichtig, da die Fertigung von Linsen weitaus länger dauert

und teurer ist, als der Bau mechanischer oder elektromechanischer Komponenten.

Die Herstellung von Standardendoskopen mit Stablinsen und der bildaufnahme am En-

doskopende gilt als etabliert und die Ärzte haben sich, trotz aller Nachteile der starren

Endoskopie, darauf eingestellt. Mit den Lineardirektantrieben und den mikroskopisch

kleinen Bildaufnehmern entfallen jetzt jedoch alle Hindernisse, das optische System an

die Endoskopspitze zu setzen und die Bildinformation nur noch über elektrische Leitun-

gen zu übertragen. Damit entfällt die Notwendigkeit eines starren Schafts. Durch Inte-

gration der Zoom- und Fokusfunktion erreichen Chip-on-the-Tip-Endoskope die gleiche

optische Flexibilität wie Stablinsenendoskope. So sind beispielsweise sowohl die ge-

naue Untersuchung sehr kleiner Gebiete als auch eine gute Übersichtsdarstellung mög-

lich, die für die Orientierung essentiell wichtig ist.

Das zweite Endoskop bedeutet bezüglich des Beleuchtungssystems eine radikale Ab-

kehr von dem heute üblichen Konzept. Statt einer externen Kaltlichtquelle kommt eine

LED an der Endoskopspitze zum Einsatz. Hierdurch entfällt das von den Operateuren

als sehr hinderlich empfundene Lichtleitkabel das meist seitlich in den Endoskopschaft

mündet und damit die Bewegungsfreiheit erheblich einschränkt. Weiterhin ergibt sich

ein deutlicher Platz- und Kostenvorteil, da auf die teuren Halogen- oder Xenonlampen

mit kurzer Lebensdauer in der Kaltlichtquelle verzichtet wird. Auch diese Entwicklung

ist erst durch die im letzten Jahr stark gestiegene Effizienz der so genannten High-Po-

wer-LEDs möglich geworden. In der technischen Endoskopie sind erste Modelle mit

LED-Beleuchtung kommerziell erhältlich. Im Bereich der Laparoskopie gibt es diese

bisher nicht, da noch kein Hersteller die Schwierigkeiten der Kühlung gelöst hat. Aus

Sicherheitsgründen darf sich der Endoskopschaft bei medizinischen Anwendungen nicht

über 41°C erwärmen. Am Fachgebiet Mikrotechnik wurde eine Lösung gefunden, die

Verlustwärme in den Griff zu führen und über dessen Oberfläche abzuführen. Das bei

diesem Endoskop verwendete optische System besitzt eine motorische Scharfstellung,

um Objekte in unterschiedlichen Abständen jeweils optimal abzubilden. Auf die Integra-

tion einer Zoomfunktion wurde in diesem Fall verzichtet, um die Komplexität der Ent-

wicklung zu reduzieren und diese auf die Kernpunkte zu konzentrieren.

Diese Arbeit gibt erstmals einen kompletten Überblick zu den vielfältigen neuen Ansät-

ze bei dem Aufbau von Chip-on-the-Tip-Systemen. Dabei wird deutlich, dass schon bei

der Entwicklung mechanische, elektromagnetische und optische Anforderungen mitein-

ander kollidieren. Infolge vielfältiger Entwicklungsarbeiten gelang es, Richtlinien und

Konstruktionsregeln zu erarbeiten, die es dem Entwickler im Ansatz erlauben, grobe

Fehler zu vermeiden, die letztlich zu einem nicht realisierbaren Gesamtaufbau führen

würden. Darüber hinaus beschreibt diese Arbeit jedoch auch die Feinheiten der Ent-

wicklungsarbeit, bis hin zu den Testprozeduren, denen ein optisches Linsensystem für

die inzwischen sehr anspruchsvollen Operateure genügen muss.

Einen weiteren Schwerpunkt der Arbeit betreffen die Überlegungen bei der Entwicklung

eines LED-Endoskops. Erstmalig gelang es, die Wärmeentwicklung durch die LED von

der Endoskopspitze abzuleiten und die Temperatur im zulässigen Bereich zu halten. Der

Vergleich mit der Beleuchtung des OP-Bereichs anhand einer konventionellen Licht-

quelle zeigt zwar, dass die LED-Beleuchtung noch nicht ganz an den bisherigen Stan-

dard heranreicht. Allerdings lassen sich nach diesen ersten Arbeiten Wege zur Verbesse-

rung erkennen, so dass jetzt schon deutlich wird, dass LEDs in vielen Fällen Kaltlicht-

quellen ablösen und damit erheblich zur Kostenreduktion und Einfachheit des Umgangs

mit dem Endoskop beitragen werden.

2 Stand der Technik

2.1 Technische und medizinische Endoskope

Je nach ihrem Anwendungszweck wird zwischen technischen und medizinischen Endo-

skopen unterschieden. In beiden Bereichen werden sowohl starre als auch flexible En-

doskope eingesetzt, siehe Kapitel 2.2.

Entsprechend den Einsatzbedingungen unterscheiden sich die Anforderungen an ein

technisches Endoskop. In vielen Fällen sind sie wasserdicht und resistent gegen Öle und

Benzin. Die Längen reichen von einigen Zentimetern bei starren Systemen bis über ein-

hundert Meter bei flexiblen Typen, wobei diese zum Transport aufgerollt werden. Die

Durchmesser unterscheiden sich ebenfalls erheblich, je nach Platz im zu untersuchenden

Hohlraum. Die Blickrichtung ist häufig parallel zur Gerätelängsachse und gestattet

durch Aufsetzen einer Hülse mit Spiegel bei Bedarf auch den Seitwärtsblick.

Medizinische Endoskope müssen aus hygienischen Gründen sterilisierbar sein, wobei

das Autoklavieren, die Dampfsterilisation mit Wasserdampf bei 134°C und 2 bar Über-

druck für mindestens fünf Minuten [1], die am meisten eingesetzte Sterilisationsart im

Krankenhaus ist. Hieraus ergibt sich, dass das Endoskop dampfdicht sein muss, um ein

Eindringen von Feuchtigkeit in das Innere zu vermeiden, damit sämtliche Komponenten

die Sterilisationsprozedur unbeschadet überstehen. Die Dampfdichtheit wird typischer-

weise mit einem Heliumlecktest nachgewiesen, dem empfindlichsten Verfahren, um

auch geringste Leckagen nachzuweisen. Undichtigkeiten führen nicht nur zu hygieni-

schen Problemen, sondern eindringende Feuchtigkeit kann auch die Elektronik zerstören

und ein Beschlagen der Optik verursachen.

Mehr noch als bei der technischen Anwendung stehen Sicherheitsaspekte im Vorder-

grund. Eine unbeabsichtigte mechanische, thermische oder sonstige Schädigung von

Gewebe durch das Endoskop oder abfallende Anbauteile können nicht akzeptiert wer-

den. Weltweit gelten strenge Vorschriften für die Zulassung von medizinischen Produk-

ten. In Deutschland regelt dies das Gesetz über Medizinprodukte als nationale Umset-

zung der europäischen Richtlinien 90/385/EWG, 93/42/EWG und 98/79/EWG. Vorsatz-

hülsen zur seitlichen Ablenkung der Blickrichtung sind hier nicht üblich. Stattdessen

sind die Endoskope mit verschiedenen Blickrichtungen erhältlich, gebräuchlich sind

Null, dreißig und 45°.

2.2 Starre und flexible Endoskope

Starre Endoskope sind die älteste Bauform. Sie haben einen starren Schaft, der die Op-

tik und teilweise Kanäle für Instrumente enthält. Dieser Aufbau besitzt für den Anwen-

der den großen Vorteil, dass über die Lage des Endoskops gleichzeitig auch die Ausrich-

tung des Bilds vorgegeben ist. Allerdings lassen sich damit ausschließlich Gebiete inspi-

zieren, die auf geradem Weg erreichbar sind, was die Anwendung erheblich einschränkt.

In der Medizin werden sie vorwiegend für Operationen in künstlichen Körperhöhlen

eingesetzt. Dies sind Bereiche, die nur über einen Schnitt in der Haut zugänglich sind.

Typische Anwendungsfelder sind die Laparoskopie (Bauchraum) oder die Arthroskopie

(Gelenke). Gängige Laparoskope besitzen einen Durchmesser von 10 mm und eine Ar-

beitslänge von 250 oder 300 mm, wobei der derzeitige Trend aufgrund immer häufiger

auftretender Adipositas zu längeren Instrumenten geht. Auf der anderen Seite werden

zunehmend Endoskope mit 5 mm Durchmesser entwickelt, da diese weniger Traumata

verursachen.

In natürlichen Körperhöhlen, also auch ohne Schnitt und auf natürlichem Weg erreich-

baren Organen, überwiegt der Einsatz von flexiblen Endoskopen, da diese den anatomi-

schen Strukturen folgen können, bzw. müssen. Beispiele sind die Bronchoskopie zur In-

spektion des Bronchialbaums oder die Koloskopie für die Dickdarmspiegelung. In eini-

gen Bereichen wie der Urologie werden jedoch auch in natürlichen Körperhöhlen starre

Endoskope eingesetzt, da eine hinreichende Zugänglichkeit möglich ist.

In der technischen Anwendung erlauben flexible Endoskope die Untersuchung von

Rohrleitungen oder Kanälen und können dem Verlauf dieser Systeme auf Strecken von

über einhundert Metern folgen.

2.3 Aufbau klassischer flexibler Endoskope

Diese Art von Endoskopen nutzt Lichtwellenleiter sowohl für die Beleuchtung als auch

für den Bildtransport. Dabei wird das vom Objektiv erzeugte Bild von der Stirnfläche

eines sortierten Bildfaserbündels aufgefangen und über dieses zum Okular weitergelei-

tet. Neben dem Objektiv enden ein oder mehrere nicht sortierte Faserbündel, die zur Be-

leuchtung dienen, wobei die Lichtquelle ein separates Gerät darstellt, das mit dem En-

doskop über ein Lichtwellenleiterkabel verbunden ist.

Früher blickte der Operateur, bzw. Bediener direkt in das Okular. Heute werden bevor-

zugt Kameras an dem Okulartrichter montiert und das Bild auf einem Monitor darge-

stellt. Dies ermöglicht eine deutlich ergonomischere Haltung und macht das Bild allen

beteiligten Personen sowie der Speicherung für Dokumentationszwecke zugänglich. Je

nach Anwendungsgebiet enthält ein medizinisches Endoskop zusätzlich Instrumenten-,

Spül- und Absaugkanäle. Das Endoskop ist auf der gesamten Schaftlänge flexibel und

kann damit anatomischen Strukturen oder Hohlräumen folgen. Die Spitze ist häufig ge-

zielt über Bowdenzüge mit Drehrädern am Griff abwinkelbar.

Die Art der Bildübertragung erlaubt zwar einen flexiblen Schaft, sie hat jedoch ver-

schiedene Nachteile. Der gravierendste ist die beschränkte Bildqualität, verbunden mit

einer geringen Helligkeit. Jede Faser des Wellenleiterbündels kann nur einen Bildpunkt

übertragen. Damit entspricht die Faseranzahl den Pixeln im Bild, sie liegt typischerwei-

se bei einigen zehntausend und damit deutlich unter der Auflösung von Fernsehbildern

mit etwa vierhunderttausend. Damit wirkt das Bild auf großen Bildschirmen grob geras-

tert, so dass feine Details nicht erkennbar sind. Weiterhin verbleibt zwischen den einzel-

nen Fasern stets eine Lücke, so dass zwischen den einzelnen Pixeln schwarze Bereiche

sichtbar sind, was zum einen den körnigen Eindruck noch verstärkt, zum anderen die

Helligkeit reduziert, da nicht die gesamte, auf die Stirnfläche des Bündels geworfene

Lichtleistung zum Okular transportiert wird. Zusammen mit der Dämpfung in den

Lichtleitern führt dies zu vergleichsweise dunklen Bildern. Weiterhin ist die Herstellung

des sortierten Faserbündels fertigungstechnisch aufwendig und häufig brechen einzelne

Fasern während des Betriebs, so dass die Bildqualität abnimmt. Werden bei der Monta-

ge einzelne Fasern unsortiert eingezogen, stimmt die Lage des zugehörigen Pixels an

beiden Enden nicht überein, so dass der Bildpunkt an der falschen Stelle erscheint. Dar-

über hinaus beschränken die Fasern den Biegeradius des Endoskops.

2.4 Klassischer Hopkins-Aufbau

Diese Bauform ist derzeit bei starren Endoskopen die dominierende und stellt damit den

Standard dar, an dem sich neue Entwicklungen messen müssen. Die Bildqualität ist trotz

einiger konzeptioneller Nachteile, die hier gezeigt werden sollen, sehr gut. Auch bei die-

sen Endoskopen befindet sich an der Spitze das Objektiv, dessen Bild zum Okular wei-

tergeleitet wird. Diesen Transport übernehmen Stablinsen, von denen jeweils eine Grup-

pe eine eins-zu-eins-Abbildung vornimmt. Trotz ihrer hohen Qualität führt diese mehr-

fache Abbildung immer zu einer Verschlechterung des Bilds. Durch Antireflexions-

schichten auf den Linsen lässt sich das Problem von Lichtverlusten und Geisterbildern

trotz einer Vielzahl von Oberflächen vermeiden, so dass lichtstarke Optiken möglich

sind. Allerdings neigen die vergleichsweise langen Stablinsen bei mechanischer Bean-

spruchung des Instruments zum Brechen und sind deshalb ein erheblicher Kostenfaktor.

Für die Beleuchtung wird ebenfalls ein unsortiertes Faserbündel benutzt. Je nach Her-

steller und Anwendungszweck unterscheiden sich die Form und Anordnung der Be-

leuchtungsauslässe. Üblich sind zum Beispiel konzentrisch um das Objektiv angeordne-

te Ringe oder einseitig montierte Halbmonde.

Auch bei diesem Aufbau kommt eine externe Kamera zum Einsatz, die über einen

Adapter am Okulartrichter befestigt wird. Neben der mechanischen Kopplung kann

dieser Adapter Fokus- und Zoomfunktionen enthalten und somit ein Scharfstellen auf

unterschiedliche Objektabstände und eine optische Vergrößerung ermöglichen. Beides

erfolgt typischerweise manuell. Um ein Nachfokussieren bei Änderung der Ver-

größerung zu vermeiden, kommt häufig eine spezielle Bauform für die Zoomfunktion

zum Einsatz. Bei einem solchen parfokaler Zoom bleibt das Bild aufgrund der

mechanischen Kopplung bei der Bewegung der Linsen unabhängig von der Ver-

größerung scharf. Da die Kamera normalerweise nicht sterilisierbar ist, muss sie im

medizinischen Bereich mit einem sterilen Kunststoffüberzug, einem so genannten Drape

versehen werden. Dies bedingt eine aufwendige Vorbereitung und Demontage und ist

nicht optimal für die Handhabung, da das Endoskop mit der Hand an der Kamera

angefasst und bewegt wird, ein richtiger Griff ist nicht vorhanden. Die begrenzte

Ergonomie wird durch die schlechte Balance des Instruments mit der vergleichsweise

schweren Kamera am Ende noch verstärkt.

Genauso wie in der Unterhaltungselektronik geht auch in der Endoskopie der Trend zu

hochauflösenden Formaten (high definition, kurz HD). Neben den beiden etablierten

Formaten mit 1.280 mal 720 und 1.920 mal 1.080 Bildpunkten existiert ein eigenes so

genanntes „medical HD“ mit 1.280 mal 1.024 Punkten [2], was einer Standard-PC-Auf-

lösung entspricht. Die beiden aus der Unterhaltungselektronik bekannten Formate haben

ein Bildformat von 16 : 9, während das medical HD ein Bild mit den Achsenrelationen

5 : 4 liefert.

Wie jede Optik liefert das Endoskop ein kreisrundes Bild, wobei durch den Chip entwe-

der das einbeschriebene oder umbeschriebene Rechteck aufgenommen wird. In vielen

Fällen, wie bei der Laparoskopie, wird das einbeschriebene Rechteck bevorzugt, weil

dadurch keine schwarzen Bereiche in den Bildecken entstehen. Je stärker die Abwei-

chung der Chipfläche von einem Quadrat ist, desto geringer ist die nutzbare Fläche. Un-

ter diesem Aspekt sind die Breitbildformate denkbar ungeeignet, weswegen das medical

Format definiert wurde. Dennoch scheint sich derzeit das Full HD-Format auch in der

Medizin durchzusetzen. Produkte mit medical HD werden nur von wenigen Herstellern

angeboten. Da die Kamera extern angebracht ist, kann sie vergleichsweise groß sein und

somit Chips mit großen Diagonalen oder drei-Chip-Systeme zur Farbdarstellung enthal-

ten. Eine große Chipdiagonale erhöht bei fester Pixelanzahl die Pixelgröße und senkt

damit die Rauschneigung. Bei drei-Chip-Kameras wird das Licht dispersiv in die drei

Grundfarben aufgespalten die jeweils auf einen separaten Chip fallen, welcher kein

Farbmosaik besitzt, sondern nur die Helligkeit auswertet. Durch diese Anordnung liegen

für jeden Pixel die vollständigen Farbinformationen vor, während ein-Chip-Varianten,

durch die eingesetzten Farbfilter, nur auf eine Farbe pro Pixel empfindlich sind. Typisch

registriert die Hälfte der Pixel Grün und jeweils ein Viertel Blau und Rot. Für die Wei-

terverarbeitung sind jedoch keine einfarbigen Bildpunkte gewünscht, daher wird die

Farbinformation durch Interpolation zwischen den benachbarten, verschiedenfarbigen

Pixeln gewonnen, womit das Auflösungsvermögen schlechter ist. Ob die von der Kame-

ra erzielbare Auflösung vom Gesamtsystem erreicht wird, hängt allerdings primär von

dem optischen System im Endoskop ab. Dessen Abbildungsleistung wird zwar häufig

mit HD beworben, wobei hier jedoch keine Definitionen existieren, die eine Mindestab-

bildungsqualität vorschreiben, so dass quasi alles als „HD“ verkauft werden kann. Eine

objektive Kennzahl zur Beurteilung der Qualität ist das Auflösungsvermögen in Linien-

paaren pro Millimeter, das in Datenblättern oder in der Werbung jedoch nur selten ange-

geben wird.

2.5 Chip-on-the-Tip-Endoskope

Um die Nachteile der beiden oben beschriebenen klassischen Aufbauarten zu vermei-

den, besteht der aktuelle Trend in der Integration des Kamerachips in das Endoskop an

dessen Spitze. Somit entfällt der optische Transport des Bilds durch den Schaft, und es

genügt eine Kabelverbindung von der Spitze zum, in diesem Fall bei allen Modellen

vorhandenen, Handgriff. Damit ist dieses Konzept sowohl für starre, als auch für flexi-

ble Endoskope geeignet und auch in ersten Produkten beider Gruppen sowohl im tech-

nischen als auch medizinischen Bereich anzutreffen. Die bisher am Markt befindlichen

Systeme stellen optisch in einigen Aspekten jedoch einen Rückschritt gegenüber den

klassischen Varianten dar, da es sich mangels Aktoren im Objektiv um Fixfokus-Opti-

ken ohne Zoomfunktion handelt. Für die Funktionalität eines Fixfokus-Objektivs ist die

Tiefenschärfe wichtig. Um auch Objekte, die sich nicht im nominellen Abstand befin-

den, scharf abbilden zu können, muss ein solches Objektiv eine hohe Tiefenschärfe be-

sitzen. Optische Systeme, die ein Nachfokussieren erlauben, kommen im Allgemeinen

mit einer geringeren Tiefenschärfe aus, da der Fokus auf den jeweils vorliegenden Ob-

jektabstand eingestellt werden kann und die Tiefenschärfe nur erforderlich ist, um auch

nicht exakt in einer Ebene liegende Objekte scharf darzustellen. Eine hohe Tiefenschär-

fe bedingt eine kleine Blende, wodurch ein dunkles Bild resultiert. Ohne Fokusfunktio-

nalität muss also ein Kompromisse aus Tiefenschärfe und Bildhelligkeit gefunden wer-

den.

Die fehlende optische Zoomfunktion zwingt den Anwender zu mehr Bewegungen des

Instruments oder zur Verwendung eines digitalen Zooms, der jedoch nicht mehr als eine

Ausschnittsvergrößerung darstellt und damit die potentiell bessere Abbildungsleistung

zumindest im vergrößerten Zustand wieder zunichte macht. Aufgrund des beschränkten

Platzes im Endoskopschaft (in der Laparoskopie beträgt der Außendurchmesser 10 oder

5 mm), ist es in der Medizintechnik derzeit nicht möglich, mit dieser Bauart HD-Auflö-

sung zu erzielen, da die entsprechenden Chips zu groß sind.

Durch die Integration der Kamera in das Endoskop entfällt im medizinischen Bereich

deren Montage, bzw. Demontage und das Drapen. Das gesamte Instrument wird durch

die Integration sterilisierbar. Wie in Kapitel 2.1 erläutert, findet die Sterilisation zumeist

durch Autoklavieren statt, so dass die Kameraelektronik bis mindestens 134°C tempera-

turstabil sein muss.

2.6 Beleuchtungssystem

Da in fast allen zu inspizierenden Bereichen Dunkelheit herrscht, besteht die Notwen-

digkeit, mit dem Endoskop Licht einzubringen. Bisher geschieht dies über eine externe

Lichtquelle, die über ein Lichtleitkabel mit dem Instrument verbunden ist. Innerhalb

desselben wird das Licht dann, egal ob es sich um ein starres oder flexibles System han-

delt, mit Lichtleitfasern an die Spitze geführt. Da damit kein Bild erzeugt wird, muss

das Faserbündel nicht sortiert sein, und es können vergleichsweise wenige dicke Fasern

benutzt werden, was den Fertigungsaufwand gegenüber Faserbündeln zur Bildübertra-

gung deutlich reduziert. Um den Wärmeeintrag zu minimieren, der beim Einsatz im

Menschen zu einer Gewebsschädigung führen könnte, kommen Infrarotfilter zum Ein-

satz. Als Leuchtmittel dienen Halogen- oder Xenon-Lampen. Die entstehende Abwärme

wird durch Ventilatoren aus dem Gehäuse befördert, welches unsteril sein darf, da es ab-

seits des Operationsgebiets steht, beziehungsweise in der technischen Anwendung au-

ßerhalb des Arbeitsgebiets und damit nicht wasserdicht sein oder ähnliche Auflagen er-

füllen muss.

Durch den Lichttransport über Glasfasern und die mindestens zwei Kopplungsstellen

entstehen Verluste, die zum einen zu einer Erwärmung führen, zum anderen den Licht-

strom herabsetzen, so dass Lichtquellen mit hoher Leistung bis typischerweise 300 Watt

eingesetzt werden. Bei den klassischen Endoskopen wird das Lichtleitkabel seitlich an-

geschlossen, da am hinteren Ende der Okulartrichter liegt. Dieser seitliche Anschluss ist

hinsichtlich der Ergonomie jedoch nicht optimal, so dass bei den neueren Chip-on-the-

Tip-Endoskopen, bei denen kein Okular vorhanden ist, der Anschluss häufig zusammen

mit dem elektrischen Kabel am hinteren Ende des Griffs axial erfolgt, z.B. bei der TIP-

CAM1 von Storz, siehe Bild 2-1. Trotzdem bleibt auch bei dieser Anordnung das

schwere und den Operateur störende Lichtleitkabel erhalten.

Neueste Entwicklungen nutzen Light Emitting Diodes, kurz LEDs, zur Lichterzeugung.

Im technischen Bereich wird die Beleuchtung zum Teil mittels an der Endoskopspitze

platzierten LEDs realisiert. Auf eine externe Lichtquelle und die zugehörige Faserver-

bindung kann in diesen Fällen verzichtet werden. Für den Einsatz im medizinischen Be-

reich gibt es erste LED Lichtquellen, die direkt an den Lichtleitkabelanschluss des En-

doskops montiert werden. Somit entfällt das oft hinderliche Lichtleitkabel. Stattdessen

befindet sich die Lichtquelle mitsamt Batterie oder Akkumulator direkt am Endoskop.

Durch die entstehenden Verluste liefert eine solche Lösung jedoch nur eine geringe Be-

leuchtungsstärke. Eine detaillierte Diskussion dieses Aspekts erfolgt in Kapitel 4.

Abb. 2-1 Endoskopgriff mit axialem Lichtleiteranschluss [3]

3 Gesamtaufbau

3.1 Konzepte zur Entwicklung neuer Endoskope

Um die in Kapitel 2 dargestellten Nachteile der bisher erhältlichen, starren medizini-

schen Endoskope zu verbessern, wurden am Fachgebiet Mikrotechnik der TU Berlin

zwei verschiedene Endoskope entwickelt, wobei jeweils unterschiedliche Aspekte opti-

miert werden sollten.

Beide Konzepte weisen gemeinsame Merkmale auf. Es handelt sich um Chip-on-the-

Tip-Laparoskope mit einem Durchmesser von zehn Millimetern, deren Optik über eine

Fokusfunktion verfügt. Durch die Integration einer Scharfstellung des Bildes lässt sich

ein zentraler Nachteil dieser Bauform gegenüber externen Kameralösungen überwinden,

da auf beliebige Objektabstände scharf gestellt werden kann und nicht allein die Tiefen-

schärfe des Systems genutzt werden muss.

Beim ersten Endoskop steht die Erprobung eines neuen, auf LEDs basierenden Beleuch-

tungssystems im Vordergrund. Hierbei wird auf die Beleuchtung durch Glasfasern voll-

ständig verzichtet und die LED direkt an der distalen Spitze montiert, wodurch keinerlei

Einkopplungsverluste auftreten. Im Vergleich zu externen Kaltlichtquellen ist die elek-

trische Leistungsaufnahme sehr viel geringer. Ziel ist es, einen ausreichend hohen Licht-

strom für die Beleuchtung zu realisieren und gleichzeitig die an der LED entstehende

Abwärme effizient abzuführen, so dass die maximal zulässigen Temperaturen für das

medizinische Instrument nicht überschritten werden.

Das zweite Endoskop zielt auf eine erhöhte Funktionalität des optischen Systems und

enthält neben der Fokusfunktion eine Aktorik zur Variation des Bildfeldwinkels. Damit

lassen sich Details sichtbar machen, ohne wie bisher üblich, das Endoskop dichter an

das Gewebe heran zu führen. Im Gegensatz zu einem digitalen Zoom, der nur eine Aus-

schnittsvergrößerung mit Qualitätsverlust darstellt, bleibt bei einem optischen Zoom die

Bildqualität erhalten. Zusammen mit der Bildschärfeeinstellung soll dieses Konzept eine

Verbesserung der Bildqualität und Ergonomie bewirken. Die Beleuchtung erfolgt hier

konventionell über Lichtleitfasern und eine externe Lichtquelle.

Für die Bewegung der Zoom- und Fokuslinsen werden jeweils elektromagnetische Li-

neardirektantriebe eingesetzt. Diese zeichnen sich gegenüber Rotationsmotoren mit Ge-

triebe durch eine höhere Stellgeschwindigkeit, geringen Platzbedarf und Verschleißar-

mut aus. Im Vergleich zu Piezoantrieben erreichen sie deutlich größere Stellwege und

besitzen eine wesentlich höhere Lebensdauer, da die Permanentmagnete, im Gegensatz

zu Piezokeramiken, bei der Dampfsterilisation keinen Qualitätsverlust erleiden. Auf die

näheren Aspekte und Ausführungsformen der Antriebe wird in Kapitel 6 eingegangen.

3.2 Aufbau des LED-Endoskops

An dieser Stelle soll ein genereller Überblick über den Gesamtaufbau gegeben werden.

Auf Details der einzelnen Komponenten wird in den nachfolgenden Kapiteln eingegan-

gen. Das Endoskop ist in der Abbildung 3-1 im Längsschnitt dargestellt. An der distalen

Spitze befinden sich das optische Modul und eine LED. Im Schaft liegen die Verbin-

dungskabel sowie ein Wärmerohr (Heatpipe). Der Griff enthält die Kameraelektronik

sowie Anschlüsse für die Kabel und dient der Wärmeabfuhr.

In der Abbildung 3-2 ist der vordere Teil des Endoskops vergrößert dargestellt. Den dis-

talen Abschluss des Schafts bilden zwei Frontgläser, die wegen der thermischen Belas-

tung und der erforderlichen Kratzunempfindlichkeit aus Saphir bestehen. Direkt dahin-

ter sind die LED für die Beleuchtung und das optische Modul angeordnet, das die Lin-

sen, die Aktoren sowie den CCD-Chip enthält. Die LED ist auf einen Kupferkörper ge-

lötet, der die Wärmeübertragung an die Heatpipe übernimmt. Diese leitet die Abwärme

bis in den, als Kühlkörper dienenden Griff. Hinter dem optischen Modul ist die Platine

des CCD-Chips zu sehen, welche die elektronischen Bauteile enthält, die kurze Lei-

tungslängen erfordern und daher in unmittelbarer Nähe des Chips platziert werden müs-

sen. Die weiteren elektronischen Komponenten befinden sich in dem, in der Abbildung

3-3 gezeigten Griff. Die Heatpipe endet in einem weiteren Kupferkörper, welcher die

Wärmeübertragung an die Metalloberfläche des Griffs übernimmt.

Abb. 3-1 Gesamtaufbau des LED-Endoskops

distale Spitze mit optischem Modul und LED

Schaft mit Heatpipe

Griff mit Elektronik

Kamerakabelanschluss

3.3 Aufbau des Zoomendoskops

Für dieses Endoskop wird das optische System mit den zugehörigen Antrieben und dem

CCD-Chip als geschlossene Baugruppe ausgeführt, siehe Abbildung 3-4, die in einen

Endoskopschaft eingesetzt werden kann. Dieser enthält die notwendige Faserbeleuch-

tung und ist nicht Teil der durchgeführten Entwicklung, da hier Standard-Komponenten

verwendet werden. Es kommt der gleiche CCD-Chip wie beim LED-Endoskop zum

Einsatz, so dass sich ein Teil der Elektronik direkt hinter dem Chip und damit in dem

optischen Modul befindet. Der andere Teil wird aus Platzgründen wiederum im Griff

platziert. Eine Kühlung mit einer Heatpipe, wie in dem anderen Endoskop, ist aufgrund

der geringen Verlustwärme nicht erforderlich.

Abb. 3-2 Distale Spitze des Endoskops

LED Heatpipe

optisches Modul

Frontgläser aus Saphir

Platine des CCD-Chips

Kupferkörper

Abb. 3-3 Griff des Endoskops

Heatpipe Kupferkörper Kamerakabelanschluss

Kameraelektronik

Abb. 3-4 Zoom-Fokus-Baugruppe

Um sowohl eine Zoom- als auch Fokusfunktion realisieren zu können, müssen in dem

optischen System mindestens zwei Linsengruppen voneinander unabhängig bewegt

werden.

In den meisten Kameras erfolgt die Verschiebung der Linsen durch Wandlung einer

Drehbewegung mittels Kulisse, wobei eine solche Kulisse mehrere Linsengruppen ge-

koppelt bewegen kann. Sehr häufig werden für die Änderung des Bildfeldwinkels (opti-

scher Zoom) zwei Linsengruppen mit einer Kulisse gemeinsam bewegt, wobei eine

Gruppe eine Linearbewegung über dem Drehwinkel ausführt, während eine Zweite mit-

tels Bahnkurve eine nichtlineare, häufig S-förmige, Bewegung beschreibt. Für den Fo-

kus ist meist eine einzelne Gruppe ausreichend. Insgesamt werden drei Gruppen be-

wegt.

Für das hier umgesetzte Konzept kommt eine Kopplung zweier Linsengruppe über Ku-

lisse nicht in Frage, da sich diese bei Lineardirektantrieben schwierig ausführen lässt.

Das heißt, für jede Bewegung muss ein eigener Antrieb benutzt werden. Daher kommt

in dieser optischen Anordnung nur eine einzelne bewegliche Zoomgruppe zum Einsatz,

so dass insgesamt zwei Linearmotoren, einer für den Zoom und einer für den Fokus ver-

baut sind.

4 Beleuchtungssystem

4.1 LED-Beleuchtung

Mit der Integration des kompletten Beleuchtungssystems in das Endoskop kann das se-

parate Lichtleitkabel entfallen. Es ist nur eine elektrische Versorgung erforderlich, die

bei Chip-on-the-Tip-Endoskopen mit dem gleichen Kabelstrang erfolgt, über das die

Bilddaten übertragen werden. Derartige Lösungen werden bereits im Bereich der techni-

schen Endoskopie eingesetzt. Sie sind wegen der höheren Anforderungen im medizini-

schen Bereich aber noch nicht zu finden. Dies betrifft insbesondere den begrenzten Bau-

raum, die Autoklavierbarkeit und die maximal zulässige Temperatur des Instruments

während des Betriebs, die nach DIN EN 60601 41°C ab 25 mm Abstand von der Spitze

nicht überschreiten darf.

Erste LED-Lichtquellen mit Batteriebetrieb werden als externe Lösungen angeboten, die

direkt an den Lichtleitkabelanschluss eines normalen Endoskops angeschlossen werden,

siehe Abbildung 4-1. Somit entfällt das Lichtleitkabel. Ob die seitlich abstehende Be-

leuchtungseinheit jedoch tatsächlich ergonomischer ist, darf bezweifelt werden. Nach-

teilig wirken sich bei dieser Lösung weiterhin die Einkopplungsverluste in die Lichtleit-

fasern aus, welche das Licht vom Anschluss zur Endoskopspitze transportieren, wo-

durch nur ein Bruchteil des von den LEDs abgegebenen Lichtstroms genutzt wird.

Durch das vergleichsweise große Gehäuse ist die Wärmeabfuhr sichergestellt. Anders

sieht es bei dem hier entwickelten Endoskop aus, bei dem die LED in die Spitze inte-

griert ist. Der Schaft besitzt eine vergleichsweise kleine Oberfläche und eignet sich da-

mit nicht zur Wärmeabfuhr, da dieser durch den schlechten Wärmeübergang an die Luft

die zulässige Maximaltemperatur überschreiten würde.

Abb. 4-1 LED-Lichtquelle für den Lichtleitkabel-anschluss [4]

Der größte Vorteil einer in der Endoskopspitze integrierten LED liegt in dem Verzicht

auf jeglichen verlustbehafteten Lichttransport, wodurch diese optimal genutzt wird und

somit auch ohne externe Lichtquelle das Objekt ausreichend hell beleuchtet wird.

Im Folgenden werden zunächst die grundsätzlichen Eigenschaften verschiedener LEDs

erläutert. Im Anschluss findet sich eine Zusammenstellung derzeit erhältlicher Modelle,

deren Eignung für den Einsatz anhand ihrer Autoklavierbarkeit und optischer sowie

elektrischer Parameter diskutiert wird.

4.1.1 Typen und Kenngrößen von LEDs

LEDs sind Halbleiterbauelemente, deren Energielücke zwischen Valenz- und Leitungs-

band gezielt so gewählt wird, dass die als elektromagnetische Strahlung abgegebene

Energie im sichtbaren Bereich liegt. Durch unterschiedliche Dotierung des Basishalblei-

ters, zum Beispiel Galliumarsenid, entsteht ein pn-Übergang, wobei eine Spannung in

Durchlassrichtung der Diode zu einem Stromfluss führt. Die beteiligten Elektronen und

Löcher rekombinieren im Übergangsgebiet unter Aussendung von Licht. Je nach Halb-

leiter ergeben sich unterschiedliche Energieniveaus und somit Farben, wobei ein einzel-

ner pn-Übergang jeweils nur Licht in einen schmalen spektralen Bereich von etwa 30

bis 40 nm Breite aussendet. Die LED erscheint einfarbig. In der Tabelle 4-1 sind typi-

sche Halbleitermaterialien für den Einsatz in LEDs mit ihrer jeweiligen Wellenlänge zu-

sammengestellt.

Material Farbe Wellenlänge in nm

InGaAsP nahes Infrarot 1.300

GaAs:Si nahes Infrarot 940

GaAs:Zn nahes Infrarot 900

GaAlAs nahes Infrarot 880

GaP:Zn,N dunkelrot 700

GaP rot 690

GaAlAs rot 660

GaAs6P4rot 660

GaAs0.35P0.65:N orange 630

InGaAlP rot 618

GaAsP0.4 bernstein 610

SiC gelb 590

GaP grün 560

InGaAlN grün 520

GaN blau 490

InGaN blau 450 - 460

InGaN blau 400 - 430

SiC dunkelblau 470

GaN Ultraviolett 365 - 380

Tab. 4-1 Halbleitermaterialien für LEDs [5]

Diskrete Farben sind für Signalleuchten gut geeignet, jedoch nicht für Beleuchtungs-

zwecke, da hierfür weißes Licht, also ein Gemisch verschiedener Wellenlängen benötigt

wird. Dies lässt sich zum Beispiel über additive Farbmischung erreichen, wobei fünf

verschiedene Ausführungsformen der additiven Farbmischung verwendet werden. Im

ersten Fall wird das Licht einer blauen und einer gelben LED überlagert. Im zweiten

kommen drei LEDs mit den Grundfarben rot, grün und blau zum Einsatz. Diese Anord-

nung wird gerne im High-End-Bereich von Computerbildschirmen und Fernsehgeräten

verwendet, da die schmalbandigen LEDs und Farbfilter sehr gut aufeinander abge-

stimmt werden können und somit eine verbesserte Farbwiedergabe bieten. Weiterhin ist

es für Beleuchtungszwecke möglich, die Farbtemperatur in weiten Bereichen einzustel-

len und auch während der Anwendung zu verändern.

Die nächsten drei Verfahren nutzen Photolumineszenz, um den kurzen Wellenlängen ei-

ner Lichtquelle die fehlenden längeren hinzuzufügen. Hierfür wird entweder eine LED

im UV-Bereich benutzt, auf die Leuchtstoffe für die drei Grundfarben aufgebracht wer-

den oder es wird eine blaue LED mit gelbem Leuchtstoff verwendet. Alternativ lassen

sich grüne und rote Leuchtstoffe zusammen mit einer blauen LED nutzen. Von den ver-

schiedenen Varianten finden insbesondere zwei häufig Anwendung, deren Spektren in

der Abbildung 4-2 gezeigt sind. Dies ist zum einen die Kombination von drei LEDs in

den Grundfarben. Dieser Aufbau wird gerne als RGB-LED bezeichnet. Die andere ist

eine blaue LED mit gelber Leuchtstoffschicht, die so genannte Pseudo-White-LED, cha-

rakteristisch hierbei ist der breitbandige Photolumineszenzanteil.

Entsprechend der spektralen Verteilung wird eine Farbtemperatur angegeben. Diese be-

schreibt den Farbeindruck und gibt die Temperatur eines schwarzen Körpers mit einer

vergleichbaren spektralen Abstrahlung an. Je höher die Temperatur eines schwarzen

Körpers ist, desto stärker ist der kurzwellige Bereich ausgeprägt, weißes Licht erscheint

bläulich und wird als kühl wahrgenommen. Niedrige Farbtemperaturen führen zu einem

ins rötliche tendierenden Weiß, welches als warm empfunden wird. In der Abbildung 4-

3 sind zwei Spektren von schwarzen Körpern unterschiedlicher Temperatur dargestellt.

Die Abbildung 4-4 zeigt die CIE-Farbtafel, hierin sind am Rand die Farben monochro-

matischer Lichtquellen unterschiedlicher Wellenlänge zu finden, die Kurve in der Mitte

gibt den Farbeindruck eines schwarzen Strahlers in Abhängigkeit seiner Temperatur an.

Abb. 4-2 Spektrum der zwei am häufigsten eingesetzten LED-Typen

400 500 600 700 800

0,2

0,4

0,6

0,8

RGB LED

Pseudo-w hite LED

Wellenlänge [nm]

Spektrale Intensität in willkürlichen Einheiten

Jede LED besitzt einen Kunststoffüberzug über dem Emitter. Er dient einerseits der

Strahlformung und wirkt hierbei als Linse, zum anderen passt er den Brechungsindex an

und ermöglicht den Lichtaustritt unter größeren Winkeln. Ohne die Kunststoffschicht

Abb. 4-3 Spektrum von schwarzen Körpern unterschiedlicher Temperaturen

0 2 4 6 8 10

0,0

10,0

20,0

30,0

40,0

50,0

60,0

70,0

80,0

Wellenlänge [µm]

T = 2.800 K

spektrale Strahldichte Leλ [1010 W / (m³ sr)]

T = 2.600 K

Abb. 4-4 CIE-Normfarbtafel [6]

käme es bereits bei kleinen Winkeln zur Totalreflexion an dem Halbleiter-Luft-Über-

gang, da der Brechungsindexunterschied, bei Galliumarsenid zu Luft 2,4 beträgt.

Die Winkelverteilung einer Lichtquelle wird meist in einem Polardiagramm angegeben,

siehe Abbildung 4-5, wobei für nicht rotationssymmetrische Quellen mindestens zwei

Diagramme für senkrecht aufeinander stehende Ebenen notwendig sind. Um die Aussa-

ge des Polardiagramms auf einen einzelnen einfach zu handhabenden Zahlenwert zu re-

duzieren, dient die Angabe des Öffnungswinkels. Dieser gibt an, ab welchem Winkel

die Lichtstärke auf einen bestimmten Anteil des Maximalwerts, typisch die Hälfte, ab-

gefallen ist. LEDs verhalten sich häufig ähnlich einem Lambert-Strahler, so dass die

Lichtstärke proportional zum Kosinus des Winkels zur Flächennormalen abfällt.

Eine weitere Kenngröße ist die Emitterfläche AE. Zusammen mit dem Öffnungswinkel

ΘH legt sie die Phasenfläche AE · Θh der Lichtquelle fest. Hauptsächlich findet der Be-

griff in der Elektronenoptik Anwendung, ist aber auch in der Lichtoptik bekannt [5]. Die

Darstellung erfolgt im Phasenraumdiagramm, siehe Abbildung 4-6, in dem der Ab-

strahlwinkel Θ über dem Abstrahlort y oder der Abstrahlfläche A aufgetragen ist. Die

Phasenfläche ist insbesondere interessant, wenn das Licht über Lichtwellenleiter oder

Freistrahloptiken transportiert werden soll, da die Phasenfläche nur unter Verlust eines

Teils des Lichtstroms verkleinert werden kann. Eine Formung der Phasenfläche lässt

sich über optische Elemente durchführen, wobei die Fläche AE · Θh konstant bleibt [8].

Dies ist insbesondere dann von Interesse, wenn das Licht verlustfrei durch verschiedene

optische Systeme geführt werden soll.

Abb. 4-5 Abstrahlcharakteristik einer LED [7]

Die Lichtausbeute gibt an, wieviel Lichtstrom pro Watt zugeführter Leistung von einer

Lichtquelle geliefert wird. Hier liegen LEDs deutlich besser als thermische Strahler, bei-

spielsweise Glüh- und Halogenlampen und sind vergleichbar mit Leuchtstoffröhren, sie-

he Tabelle 4-2. Während letztere jedoch bis zu über hundert Watt elektrische Energie

aufnehmen und somit recht große Lichtströme erreichen, liegen LEDs im einstelligen

Wattbereich und bleiben damit im Gesamtlichtstrom derzeit noch deutlich hinter diesen

zurück. Dies bezieht sich jedoch auf den Vergleich einer einzelnen LED mit einer um

ein Vielfaches größeren Leuchtstoffröhre und berücksichtigt nicht die Möglichkeit, im

gleichen Bauraum eine Vielzahl von LEDs unterzubringen.

Leistung in W Lichtausbeute in lm / W

Glühbirne, matt 15 - 200 8 - 16

Niedervolt-

Halogenlampe 20 - 100 17 - 24

LED 2009 45 - 85

LED 2010 > 130

Natriumdampf-

Niederdrucklampe 35 - 180 140 - 185

Natriumdampf-

hochdrucklampe 15 - 1.000 66 - 130

Leuchtstoffröhre 9 - 140 55 - 95

Energiesparlampe 9 - 25 42 - 46

Tab. 4-2 Lichtausbeute verschiedener Lichtquellen im sichtbaren Bereich [9], [10]

Abb. 4-6 Lichtquellen gleicher Phasenfläche

Abstrahlfläche A

Abstrahlwinkel Θ

Phasenraum einer ersten

Lichtquelle

Phasenraum einer zweiten Lichtquelle

mit dem gleichen Flächeninhalt

Im Vergleich mit anderen Lichtquellen bieten LEDs für diesen Einsatzzweck den besten

Kompromiss aus langer Lebensdauer, Robustheit gegenüber Vibrationen und Stößen,

Größe und Lichtausbeute. Insbesondere die Lichtausbeute ist von großer Bedeutung, da

die Wärmeabfuhr, siehe Kapitel 4.2, einen wichtigen Aspekt der Entwicklung darstellt.

Gasentladungslampen erzielen zwar zum Teil vergleichbare oder höhere Lichtausbeu-

ten, sind aufgrund ihrer Abmessungen jedoch für den Einsatz in der Endoskopspitze un-

geeignet. Eine hohe Lebensdauer und Unempfindlichkeit gegenüber Stößen und Vibra-

tionen ist eine weitere Voraussetzung für die Anwendung, da ein Austausch im Gegen-

satz zu externen Lösungen aufwendig bis unmöglich ist.

Ein weiteres Kriterium ist der günstige Preis der LEDs. In externen Kaltlichtquellen

kommen teure Halogen- oder Xenonlampen zum Einsatz, die aufgrund der geringen Le-

bensdauer häufig gewechselt werden müssen. Neben dem Anschaffungspreis der Licht-

quelle entstehen somit weitere regelmäßige Kosten für Ersatzlampen, die in ausreichen-

der Menge vorgehalten werden müssen, um einen uneingeschränkten Betrieb zu ge-

währleisten.

4.1.2 Auswahl einer geeigneten LED

Aus Voruntersuchungen ergab sich, dass die elektrische Leistungsaufnahme der LED

nicht über einem Watt liegen sollte, um eine ausreichende Kühlung zu erreichen. Der

Lichtstrom soll dabei wenigstens 100 Lumen betragen. Weitere Anforderungen sind der

maximale Bauraum, der die Grundfläche auf 3,5 mm im Quadrat beschränkt, ein Ab-

strahlwinkel, der mindestens dem Feldwinkel von 70° der Optik entspricht. Besser ge-

eignet sind 100°, um Probleme aufgrund des Versatzes von Beleuchtungssystem und

Kameraoptik zu vermeiden und die Forderung, das gesamte Endoskop und damit auch

die LED autoklavieren zu können [7]. Letzteres setzt eine zulässige Temperatur im aus-

geschalteten Zustand von 134°C voraus.

Eine Marktrecherche ergab, dass keine der zu Projektbeginn erhältlichen LEDs die An-

forderungen laut Datenblatt vollständig erfüllt, einige kommen diesen aber recht nahe.

Die Modelle NJSW036A und NSJW036L von Nichia liefern nur einen Lichtstrom von

52, beziehungsweise 62 Lumen und sind damit nicht lichtstark genug. Ähnliches gilt für

die von Everlight gefertigte Diode EHP-C04/UT01-P01/TR, von denen jedoch zwei in

den Bauraum passen, so dass ein Lichtstrom von 110 Lumen möglich wäre. Allerdings

liefert diese Diode nur eine Lichtausbeute von knapp 45 Lumen pro Watt, wodurch zu

viel Verlustwärme entsteht. Die beste Lichtausbeute besitzt mit 93,5 Lumen pro Watt die

NCSW136 von Nichia. Die nominelle Verlustleistung beträgt 1,93 Watt, bei 180 Lumen

Gesamtlichtstrom. Durch Reduzierung des zugeführten elektrischen Stroms kann die

Verlustleistung auf ein Watt gesenkt werden, der Lichtstrom wäre immer noch knapp

ausreichend, allerdings war dieses Modell zu dem Zeitpunkt der Entwicklung noch nicht

erhältlich, sondern nur angekündigt. Als geeignetste Modelle erwiesen sich die Luxeon

Rebel LXML-PWC1-0100 und LXML-PWN-0800 von Lumiled mit 90,7, beziehungs-

weise 72,6 Lumen pro Watt und einem Gesamtlichtstrom von 100 und 80 Lumen bei ei-

ner elektrischen Leistungsaufnahme von 1,1 Watt. Der Öffnungswinkel ist mit 140° et-

was größer als gewünscht und die Grundfläche muss durch Bearbeitung des Lötpads re-

duziert werden, um in den zur Verfügung stehenden Bauraum zu passen. Das erstge-

nannte Modell trägt ein „C“ im Namen, was als Abkürzung für „cool white“ steht. Die-

ses Modell besitzt eine hohe Farbtemperatur von 6.500 K. Die zweite trägt ein „N“ im

Namen und wird vom Hersteller als „neutral white“ bezeichnet. Die Farbtemperatur ist

4.100 K. Obwohl letztere einen um 20 Lumen geringeren Lichtstrom liefert als das an-

dere Modell, scheint sie für den Einsatz in der Laparoskopie geeigneter, da das zu unter-

suchende Gewebe rötlich gefärbt ist und daher blaues Licht schlecht reflektiert. Somit

trägt eine hohe Intensität der Beleuchtung in diesem Bereich nicht zur Bildhelligkeit

bei. Eine ausführliche Diskussion findet sich in [7].

Für den Einbau in die Endoskopspitze wird die Leuchtdiode Luxeon Rebel LXML-PW-

N-800 gewählt, da sie das bestgeeignete Modell darstellt, welches derzeit erhältlich ist.

Allerdings schreitet die Entwicklung in diesem Bereich sehr schnell voran, so dass es

sinnvoll erscheint, zu einem späteren Zeitpunkt eine erneute Recherche durchzuführen.

Eine andere Leuchtdiode ließe sich ohne große Modifikationen im System integrieren,

sofern sie die oben genannten Anforderungen erfüllt.

Eine Vermessung der verwendeten Leuchtdiode sowie der „cool white“ Variante ergab

einen Lichtstrom von 74,6, beziehungsweise 98,1 Lumen. Die gemessenen Werte liegen

im einstelligen Prozentbereich unter den Angaben im Datenblatt und damit im Bereich

der Messunsicherheit. Die Abstrahlcharakteristik kann in guter Näherung als Lambert-

Strahler aufgefasst werden. Das abgegebene Spektrum entspricht jeweils dem

Datenblatt. Nach 225 Autoklavierzyklen hat der Lichtstrom bei beiden Modellen um

fünf Prozent abgenommen, auch dies liegt jedoch im Rahmen der Messunsicherheit.

Sowohl an der Abstrahlcharakteristik als auch am Spektrum gab es jeweils keine

signifikanten Änderungen. Die Dioden zeigen keine auffällige Degradation und sind

damit auch unter diesem Aspekt für den Einsatz geeignet.

4.2 Wärmeabfuhr

Um die Verlustleistung der Leuchtdiode abzuführen, ohne die zulässige Temperatur an

der Endoskopspitze zu überschreiten, reicht die Wärmeübertragung des Endoskop-

schafts an die Umgebungsluft sowie die Wärmestrahlung nicht aus. Daher muss die

Wärme von der Diode effizient abgeführt werden, entweder in den Griff oder zu einem

externen Wärmetauscher. Aufgrund der deutlich größeren Oberfläche ist der Griff als

Kühlkörper geeignet.

4.2.1 Kühlung mit Peltier- Elementen

Peltier-Elemente nutzen den Peltier-Effekt, der die Umkehrung des Seebeck-Effekts

darstellt. Durch den Seebeck-Effekt kommt es zur Bildung einer Thermospannung,

wenn elektrische Leiter mit unterschiedlicher Austrittsarbeit in Kontakt gebracht wer-

den. Technische Anwendung findet dies bei Thermoelementen zur Messung der Tempe-

raturdifferenz zwischen einer Vergleichs- und der Messstelle. Umgekehrt kommt es

durch den Peltier-Effekt an der Kontaktstelle zweier stromdurchflossener Materialien

unterschiedlicher Austrittsarbeit zu einer thermischen Wirkung. Abhängig von der

Stromrichtung erwärmt oder kühlt sich die Kontaktstelle. Somit ist durch Regelung des

Stromflusses eine Temperierung möglich, da mit dem gleichen Element sowohl geheizt,

als auch gekühlt werden kann. In jedem Stromkreis sind prinzipbedingt mindestens

zwei entgegengesetzt gepolte Kontaktstellen vorhanden, so dass sich die eine abkühlt,

während sich die andere erwärmt. Insgesamt lässt sich die Wärme dadurch gegen einen

vorhandenen Temperaturgradienten transportieren und muss auf der warmen Seite mit

Kühlkörpern oder Wärmetauschern abgeführt werden. Bei Metallen ist dieser Effekt je-

doch so klein, dass eine sinnvolle Nutzung kaum möglich ist. Daher bestehen Peltier-

Elemente aus Halbleitern, bei denen dieser Effekt deutlich stärker ausgeprägt ist. Der

schematische Aufbau eines solchen Elements ist in der Abbildung 4-7 dargestellt, die

Abbildung 4-8 zeigt eine typische Ausführungsform.

Als Vorteile sind die kompakten Abmessungen und das Fehlen von bewegten Teilen zu

nennen, weiterhin die bereits oben angesprochene Möglichkeit, mit einem Bauteil so-

wohl zu heizen als auch zu kühlen. Anwendung finden Peltier-Elemente zum Beispiel in

transportablen Kühlboxen, zur Unterstützung von Prozessorkühlern oder in Infrarotka-

meras zur Kühlung der Bildaufnehmer.

Als nachteilig erweist sich der geringe Wirkungsgrad, wodurch die anfallende Gesamt-

verlustleistung deutlich höher liegt als die des zu kühlenden Bauteils. Die Wärmeabfuhr

auf der heißen Seite des Peltier-Elements muss auf diesen höheren Wert ausgelegt sein.

Ein weiterer Nachteil, speziell für den Einsatz im Endoskop, liegt in der engen räumli-

chen Nähe von warmer und kalter Seite der als Platte ausgeführten Peltier-Elemente,

womit sich die Wärme nicht durch den Schaft transportieren lässt. Abhilfe würden hier

nur Halbleiter schaffen, mit einer Länge des Schafts von etwa 300 Millimetern. Eine

solche Bauform ist jedoch nicht üblich und würde erheblichen Entwicklungsaufwand

mit schwer kalkulierbaren Risiken bedeuten.

4.2.2 Flüssigkeitskühlung

Flüssigkeitskühlungen sind in fast allen Bereichen der Technik etablierte Lösungen, um

auf kleinem Raum große Wärmemengen von einem Wärmetauscher zu einem anderen

Abb. 4-7 Prinzip eines Peltier-Elements, nach [11]

n-Halbleiterp-Halbleiter

Metallkontakt

kalte Seite

warme Seite

Abb. 4-8 Ausführungsform eines Peltier-Elements

zu transportieren. Der schematische Aufbau eines solchen Kühlkreislaufs ist in der Ab-

bildung 4-9 dargestellt. Je nach Temperaturbereich kommen unterschiedliche Kühlmittel

zum Einsatz. Für die Anwendung im Endoskop mit Temperaturen zwischen 20 und

40°C bietet sich eine Wasserkühlung an, insbesondere da das Kühlmittel ungiftig ist.

Der Kühlkreislauf kann geschlossen oder offen ausgeführt werden.

Ein geschlossener Kreislauf innerhalb des Endoskops hat den Vorteil, dass keine

Schläuche zum Endoskop geführt werden müssen, die ähnlich unpraktisch in der Hand-

habung sind wie das Lichtleitkabel des Beleuchtungssystems, das gerade vermieden

werden soll. Weiterhin bietet ein geschlossenes System bei der Reinigung Vorteile, da

keine Kavitäten bestehen, in die nur schwer zu entfernender Schmutz eindringen kann.

Jedoch müssen hierfür die Pumpe und beide Wärmetauscher in das Endoskop integriert

werden. Der distale Wärmetauscher kühlt hierbei die LED, während ein im Griff befind-

licher das Wasser wieder abkühlt und die Wärme über die Griffoberfläche an die Luft

abgibt. Allerdings wird das permanent im System vorhandene Wasser beim Sterilisati-

onsprozess auf 134°C erwärmt. Unter Normaldruck wird es hierbei verdampfen, so dass

entsprechend dimensionierte Ausgleichsgefäße vorzusehen sind oder der Kreislauf ist

als Druckgefäß auszulegen, der das Wasser auch hier flüssig hält, was jedoch noch auf-

wendiger wäre. Alternativ kann eine Flüssigkeit mit einem Siedepunkt oberhalb von

134°C verwendet werden. Die Ausgleichsgefäße müssen in diesem Fall die Ausdehnung

im flüssigen Zustand aufnehmen.

Ein offener Kühlkreislauf ermöglicht es, die Pumpe und den zweiten Wärmetauscher in

ein externes Gerät zu verlagern und das Endoskop deutlich einfacher zu gestalten. Wei-

terhin lassen sich hiermit größere Wärmemengen abführen, da die Kapazität des proxi-

malen Wärmetauschers praktisch unbegrenzt ist und allein der Durchfluss und der dista-

le Wärmetauscher die Kühlleistung limitieren. Als nachteilig, sowohl in der Handha-

Abb. 4-9 Kühlkreislauf schematisch

erwärmtes Kühlmittel

kaltes Kühlmittel Pumpe

Wärmeeintrag

Wärmeabgabe Wärmetauscher

bung als auch für die Reinigung, sind die Schläuche anzusehen. Weiterhin ist ein zusätz-

liches externes Gerät notwendig, welches weiteren, oft knappen Platz im Gerätewagen

beansprucht und je nach Ausführung selbst einen Wasseranschluss benötigt.

In beiden Fällen ist eine Pumpe erforderlich, die aufgrund ihrer mechanischen Teile dem

Verschleiß unterliegt. Bei der im Endoskop integrierten Lösung ist weiterhin zu beach-

ten, dass die Pumpe die Temperaturen während des Autoklavierens verträgt. Eine Repa-

ratur ist hier besonders aufwendig, da das Endoskop dampfdicht abgeschlossen ist.

4.2.3 Wärmerohre

Unter diesem Oberbegriff werden Heatpipes und Thermosyphons zusammengefasst. In

beiden Fällen handelt es sich um geschlossene Flüssigkeitskreisläufe, die ohne Pumpe

auskommen. Sie bestehen aus einem Rohr, in dem das Kältemittel zirkuliert. Das eine

Ende wird durch den zu kühlenden Verbraucher erwärmt, wodurch das Kältemittel ver-

dampft. Der Dampf transportiert die Wärme zum anderen Ende, welches mit einem

Wärmetauscher zur Kühlung verbunden ist und kondensiert dort. Der Rücktransport des

kondensierten Kältemittels geschieht bei Thermosyphons über die Schwerkraft, weswe-

gen diese ausschließlich funktionieren, wenn sich die Wärmequellen unterhalb der Kon-

densationszone befinden.

Heatpipes nutzen für den Rücktransport die Kapillarwirkung einer im Inneren liegenden

Netz-, Rillen- oder Sinterstruktur, wodurch sie prinzipiell in jeder Lage funktionieren,

wobei die Wirkung besser ist, wenn der Rückfluss durch die Schwerkraft unterstützt

wird. Da die Endoskopspitze mit der LED in jeder beliebigen Lage sicher gekühlt wer-

den muss, sind für diese Anwendung nur Heatpipes geeignet. In dem bei Endoskopen

auftretenden Temperaturbereich werden zumeist wassergefüllte Heatpipes mit einem

kupfernem Rohr verwendet. Damit das Wasser bereits knapp oberhalb der Raumtempe-

ratur verdampft, herrscht in ihnen ein Unterdruck. Durch den konvektiven Wärmetrans-

port ist der Wärmewiderstand um den Faktor 100 bis 1.000 kleiner als bei einem massi-

ven Kupferstab gleichen Querschnitts [12].

In der Abbildung 4-10 ist der prinzipielle Aufbau einer Heatpipe mit der Dampf-Flüs-

sigkeitsströmung schematisch dargestellt.

Abb. 4-10 Schematischer Aufbau einer Heatpipe

4.2.4 Kühlsystem

Eine Kühlung mittels Peltier-Elementen scheidet aufgrund des schlechten Wirkungsgra-

des und mangelnder Verfügbarkeit geeigneter kommerziell erhältlicher Bauteile aus.

Eine Wasserkühlung als vielfach eingesetztes und erprobtes Konzept ist hier möglich,

bedingt jedoch einigen Aufwand für die Pumpe sowie die Ausgleichsgefäße und erfor-

dert im Fall einer externen Lösung Schläuche, welche die Ergonomie verschlechtern.

Diese Lösung ist insbesondere interessant, wenn große Wärmemengen abgeführt wer-

den müssen. Vortests haben gezeigt, dass die Wärmemenge einer einzelnen Leuchtdiode

von etwa einem Watt mit Heatpipes zum Griff geleitet und dort allein über den Griff ab-

geführt werden kann. Da diese Lösung die wenigsten konzeptionellen Nachteile hin-

sichtlich der technischen Umsetzung und der Ergonomie verspricht, wurde sie realisiert.

Aufbau

Wie bereits in Kapitel 3.2 kurz ausgeführt, ist die Leuchtdiode auf einen Kühlkörper ge-

lötet. In diesen ist eine Heatpipe eingepresst, welche die Wärme zu einer proximalen

Kupferhülse leitet, die wiederum die Wärme über den Griff an die Umgebung abgibt.

Griff und Kupferhülse sind aus diesem Grund thermisch miteinander gekoppelt. Die er-

gonomische Form des Griffs vergrößert die Oberfläche und unterstützt damit die Wär-

meabgabe an die Luft, genauso wie die schwarze Eloxierung die Kühlung durch Wär-

mestrahlung. Die Heatpipe ist gegenüber dem Schaft wärmeisoliert, um eine unbeab-

sichtigte Erwärmung des Schafts zu vermeiden.

In einem ersten Aufbau wurde eine Heatpipe mit der erforderlichen Länge von 350 mm,

einem Durchmesser von 3 mm und einer Netzstruktur im Inneren verwendet. Bei Versu-

chen zeigte sich jedoch, dass die Funktion der Heatpipe gestört war. Während sie in ho-

Kapillarstruktur Kondensat Dampf

Kondensationszone

(Wärmeabgabe)

Verdampfungszone

(Wärmeeintrag)

rizontaler Lage und mit nach unten gerichteter Spitze zunächst wie erwartet funktionier-

te, stieg die Temperatur an der Spitze sehr stark an, wenn diese nach oben zeigte. An-

schließend war der Wärmetransport auch in beliebiger anderer Lage gestört und ergab

normale Werte erst nach mehrstündigem Nichtgebrauch. Untersuchungen ergaben, dass

die für den Rücktransport des kondensierten Wassers zuständige Netzstruktur durch die

Verformung des vorderen Heatpipe-Abschnitts beschädigt wurde. Diese Verformung ist

notwendig, um die im Normalzustand kreisrunde Heatpipe etwas abzuflachen und in

dem durch Kameraelektronik und Hüllrohr begrenzten Bauraum unterzubringen. Um

eine zuverlässige Wärmeabfuhr sicherzustellen, wurde die Heatpipe durch ein Modell

mit Sinterstruktur ersetzt. Dieses besitzt den gleichen Durchmesser und reagiert unkri-

tisch auf die notwendige Verformung, ist ab Lager aber nur bis zu einer Länge von

250 mm erhältlich. Um die gesamte Schaftlänge zu überbrücken, wurden zwei Heatpi-

pes miteinander über eine Kupferklemme verbunden. Die Kopplungsstelle liegt im mitt-

leren Bereich des Schafts, wo genügend Bauraum zur Verfügung steht. Die Heatpipes

mit Sinterstruktur funktionieren zuverlässig in allen Raumlagen, die Ergebnisse der

Messungen werden im nächsten Kapitel diskutiert.

Temperaturmessungen

Die Temperaturmessungen fanden in drei Ausrichtungen der Endoskopspitze an jeweils

zwei Labormustern statt, an denen dazu vier Widerstandsthermometer angebracht wur-

den. Das erste befindet sich direkt an der Endoskopspitze, für die zwar laut DIN

EN60601 keine Temperaturbeschränkung existiert, dennoch sollte die Temperatur auch

hier nicht übermäßig ansteigen. Das zweite liegt 25 mm proximal von der Spitze und

damit an der Stelle, an der die höchste Temperatur im durch die Norm reglementierten

Bereich zu erwarten ist. Weiterhin werden die Temperaturen auf der halben Länge des

Schafts und am Griff gemessen. In der Abbildung 4-11 sind die Ergebnisse bei waage-

rechter Lage des Endoskops dargestellt, in der Abbildung 4-12 bei senkrechter Ausrich-

tung mit der Spitze nach oben und in der Abbildung 4-13 mit der Spitze nach unten. In

Rot sind jeweils die Temperaturen direkt an der Endoskopspitze dargestellt, in Grün der

Messpunkt 25 mm dahinter, in Orange die Temperatur auf der halben Schaftlänge, in

Blau die Griff- und in Grau die Umgebungstemperatur.

Abb. 4-11 Temperaturen am Endoskop bei horizontaler Lager [13]

Abb. 4-12 Temperaturen am Endoskop mit nach oben weisender Spitze [13]

0 1.000 2.000 3.000 4.000 5.000 6.000 7.000 8.000 9.000

Zeit [s]

Temperatur [°C]

0 1.000 2.000 3.000 4.000 5.000 6.000 7.000 8.000 9.000

Zeit [s]

Temperatur [°C]

Abb. 4-13 Temperaturen am Endoskop mit nach unten weisender Spitze [13]

0 1.000 2.000 3.000 4.000 5.000 6.000 7.000 8.000 9.000

Zeit [s]

Temperatur [°C]

Zwischen der horizontalen Lage und bei nach oben gerichteter Endoskopspitze treten

bei der zweiten Heatpiepe praktisch keine Temperaturänderungen auf. Offenbar erfolgt

der Rücktransport der kondensierten Flüssigkeit durch die Kapillarkräfte so gut, dass

eine unterstützende Wirkung durch die Schwerkraft keinen messbaren Vorteil bringt.

Der ungünstigste Fall tritt mit oben liegender Spitze auf, wobei dieser Fall während der

Operation fast nie auftreten wird. Alle gemessenen Werte bleiben im zulässigen Bereich,

die Temperatur direkt an der Spitze überschreitet bei ungünstigster Lage des Endoskops

43° knapp, ist von der Norm aber explizit ausgenommen.

Die Temperatur der Spitze, in der Norm als Lichtaustrittsteil bezeichnet, entspricht fast

genau dem Grenzwert für Anwendungsteile, die keine Einführungsteile sind, wäre also

beispielsweise am Griff erlaubt, so dass hier keine Gefährdung des Patienten zu be-

fürchten ist. Sämtliche anderen Temperaturen bleiben mindestens 2°C unter der zulässi-

gen Temperatur für Einführungsteile von 41°C. Die Randbedingungen der Messungen

wurden möglichst praxisgerecht gewählt, entsprechen aber nicht exakt den in der Norm

vorgeschriebenen.

5 Auslegung der optischen Systeme

5.1 Generelle Anforderungen

Die grundlegenden Anforderungen an die abbildenden Systeme orientieren sich an eta-

blierten Standards, um dem Operateur keine zu starke Umgewöhnung abzuverlangen.

Gängig ist in der Laparoskopie ein Feldwinkel von 70° sowie eine Blickrichtung von 0°

(Geradeausblick), 30° (Vorausblick) oder 45° (Seitblick) [14]. Die zu entwickelnden

Endoskope sollen eine Blickrichtung von 0° aufweisen, wobei sich das optische System

jedoch durch Einsatz eines Prismas ohne Änderungen an der Linsenanordnung und den

Linsen auf 30° umstellen lässt. Als Feldwinkel sind 70° gefordert.

Derzeit überwiegen Instrumente mit zehn Millimeter Außendurchmesser, wobei auch

bei der vorliegenden Entwicklung zehn Millimeter Außendurchmesser zugelassen wer-

den. Abzüglich Hüllrohr und Beleuchtungsfasern, beziehungsweise Kühlsystem, ver-

bleibt ein radialer Bauraum von 6,7 mm beim LED- und 8,0 mm beim Zoomendoskop.

Bisherige Chip-on-the-Tip-Endoskope nutzen Fixfokus-Optiken, die nur einen Ob-

jektabstand optimal darstellen können. Befindet sich das Objekt in einer anderen Entfer-

nung, verliert das Bild an Schärfe. Für die beiden zu entwickelnden Endoskope ist daher

eine variable Fokussierung vorgesehen, so dass das Objekt stets optimal scharf abgebil-

det werden kann. Ob hierfür ein kontinuierliches Verfahren der Fokusgruppe erforder-

lich ist, oder diskrete Positionen ausreichen, muss im Rahmen der Entwicklung geprüft

werden. Es ist für beide Instrumente ein Schärfeberich von 20 mm Millimeter bis Un-

endlich, gemessen von der Endoskopspitze, vorgesehen.

Nachfolgend wird der Begriff Objektabstand immer verwendet, wenn die Schnittweite

des Objekts vom Schutzglas gemeint ist. Er entspricht damit dem in der Mikroskopie

üblichen Begriff „freier Objektabstand“ [15]. Für die Objektentfernung von der

Hauptebene aus gemessen, wird der Begriff Objektweite benutzt. Um die Lesbarkeit,

insbesondere in Diagrammen, zu verbessern, wird beim Objektabstand von der sonst be-

nutzten Vorzeichenkonvention abgewichen. Während in der technischen Optik üblicher-

weise Größen entgegen der Lichtrichtung negativ sind [16], ist der Objektabstand im

Folgenden stets positiv. Dies entspricht dem normalen Sprachgebrauch und vermeidet

invertierte Achsen bei Diagrammen.

Das Zoomendoskop soll einen Zoomfaktor von 1,75 aufweisen, also den Feldwinkel

von 70° auf etwa 40° ändern können, wobei insgesamt drei Zoomstufen ausreichend

sind.

Für die Blendenzahl ist beim Zoomendoskop ein Wert kleiner acht gefordert. Dieser ori-

entiert sich an Erfahrungen mit ähnlichen Instrumenten und hat in der Vergangenheit

eine ausreichende Bildhelligkeit beim Einsatz vergleichbarer Beleuchtungssysteme und

Bildaufnehmern geliefert. Da die LED-Beleuchtung einen geringeren Lichtstrom liefert,

wird für dieses Endoskop eine Blendenzahl von sechs angestrebt.

Im Bereich der Laparoskopie weist die Verzeichnung keine so große Bedeutung wie in

anderen Bereichen auf, da weder Messungen im Bild vorgenommen werden, noch gera-

de Kanten vorhanden sind, an denen die Verzeichnung unangenehm in Erscheinung tritt.

Daher kann ein recht großer Wert zugelassen werden. Er sollte jedoch betragsmäßig

vierzehn Prozent nicht überschreiten.

Die Anforderungen an die beiden optischen Systeme sind in der Tabelle 5-1 zusammen-

fassend dargestellt.

Durchmesser LED-Endoskop: < 6,7 mm

Zoomendoskop: < 8,0 mm

Blickrichtung 0°, anpassbar auf 30°

Feldwinkel LED-Endoskop: 70°

Zoomendoskop: 40° bis 70° in drei Stufen

Zoomfaktor nur Zoomendoskop: 1,75

Blendenzahl LED-Endoskop: ≈ 6

Zoomendoskop: < 8

Schärfebereich 20 mm bis ∞

Verzeichnung Betrag < 14 %

Tab. 5-1 Anforderungen an die optischen Systeme

5.2 Optisches System für das LED-Endoskop

5.2.1 Aufbau des Systems

Die Auslegung und Optimierung der optischen Systeme erfolgte mit dem auf der Strahl-

verfolgung (Raytracing) beruhenden Optik-Rechenprogramm ZEMAX. Während analy-

tische Berechnungen eine Linearisierung, insbesondere des Brechungsgesetzes erfor-

dern, welches zu einer erheblichen Abweichung vom tatsächlichen Verhalten führt, er-

laubt die Strahlverfolgung die exakte Berechnung der optischen Abbildung. Neben der

Modellierung des optischen Systems und der Visualisierung der Abbildungsqualität, er-

möglicht ZEMAX die Optimierung des Linsensystems und dessen Abbildungseigen-

schaften nach benutzerdefinierten Kriterien, wie Bildfeldwinkel, Abbildungsqualität und

Bauraum.

Der Aufbau des optischen Systems für das LED-Endoskop ist in den Abbildungen 5-1

und 5-2 gezeigt. Zur einfacheren Zuordnung der einzelnen Flächen sind diese numme-

riert. Das erste Bauteil ist das Schutzglas aus Saphir, gefolgt von einer Negativlinse in

Meniskenform. Diese ist erforderlich, um den Strahlengang ungehindert durch das sich

anschließende Prisma zu führen. Ohne Negativlinse ist der freie Durchmesser des Pris-

mas nicht groß genug, um den Strahlengang vignettierungsfrei, d.h. bei einem Feldwin-

kel von 70° ohne Abschneiden der äußeren Strahlen, über die gesamte Prismenlänge

passieren zu lassen. Das Prisma mit den Flächen 5 und 6 ist als Glasrolle mit planparal-

lelen Endflächen modelliert. Ihre optische Wirkung ist mit der des Prismas identisch

und wird in dem Endoskop mit Geradeausblick eingesetzt, um das gleiche System ver-

wenden zu können wie für eine Vorausblick-Optik. Für die Modellierung in ZEMAX

wurde die Glasrolle gewählt, da so auf die schrägen und reflektierenden Flächen des

Prismas verzichtet werden kann, wodurch der Aufbau bei gleichem Ergebnis vereinfacht

wird.

Mit dem Prisma, beziehungsweise der Glasrolle verkittet ist das Filterglas, welches ver-

hindert, dass Infrarotstrahlung auf den CCD-Chip gelangt. Dazwischen liegt die auf den

Filter aufgedampfte Blende. An den Filter schließen sich zwei Sammellinsen an, von de-

nen die erste mit dem Filterglas verkittet ist und deshalb eine plane Vorderseite aufweist.

Die zweite ist für eine vereinfachte Fertigung und Montage symmetrisch bikonvex aus-

geführt, so dass die Fertigung beider Flächen mit den selben Werkzeugen erfolgen kann

und die Orientierung bei der Montage nicht beachtet werden muss. Die letzte Linsen-

gruppe ist der zur Fokussierung dienende und daher bewegliche Achromat mit den Flä-

chen 12 bis 14. In der Abbildung 5-1 befindet sich dieser in der Stellung für den Nahbe-

reich, in der Abbildung 5-2 in der Stellung für den Fernbereich. Der Durchmesser ist so

dimensioniert, dass genügend radialer Bauraum für den Lineardirektantrieb zur Verfü-

gung steht. Für bewegliche Gruppen bietet es sich in den meisten Fällen an, mindestens

einen Achromaten zu benutzen, da dieser den Farbfehler direkt vor Ort korrigiert, eine

nachträgliche Korrektur durch andere Linsen ist nur selten für alle Stellungen möglich.

Das letzte Bauteil vor der Bildauffangebene ist das Schutzglas des CCD-Chips.

Um den geforderten Schärfebereich abzudecken, sind zwei Fokusstellungen ausrei-

chend. Der Fokusachromat ändert seine Position dabei um 0,7 mm. Dies ist im Hinblick

auf den verwendeten Linearaktor ein sinnvolles Maß und wurde daher bei der Entwick-

lung der Optik als Zielgröße vorgegeben. Die Auslegung des Linsensystems und des

elektromagnetischen Antriebs sind voneinander abhängig. Es ist daher meist ein iterati-

ver Designprozess erforderlich. Nach der Bestimmung der Abmaße der Linsen und dem

Verfahrweg des Achromaten muss überprüft werden, ob dies mit dem elektromagneti-

schen Design kompatibel ist. Auf Aspekte wie sinnvolle Verfahrwege, die für die Kopp-

lung von Optik und elektromagnetischen Antrieben unabdingbar sind, wird in Kapitel 7

näher eingegangen.

Die nominellen Objektabstände betragen 26 mm und 75 mm. Durch die Tiefenschärfe

können jedoch auch Objekte, in einem Bereich um die nominellen Abstände herum

ohne signifikante Einbußen bei der Qualität abgebildet werden. Die vordere und hintere

Grenze der Tiefenschärfe berechnen sich gemäß den Formeln 5-1 und 5-2.

av=a⋅f '2

f '2−u'⋅k⋅af '

ah=a⋅f '2

f '2u'⋅k⋅af '

Darin ist a die Objektweite, f' die Brennweite, u' der zulässige Unschärfekreisdurchmes-

ser und k die Blendenzahl. Die Blendenzahl k berechnet sich aus der Brennweite f' und

dem Eintrittspupillendurchmesser dEP.

k=f '

dEP

In der nachfolgenden Tabelle 5-2 sind die Kenngrößen des optischen System und die

daraus berechneten Grenzen der Tiefenschärfe angegeben.

Im Nahfokusbereich können demnach Objekte von etwa 18 mm bis 42 mm und im

Fernfokus von 37 mm bis 1045 mm scharf abgebildet werden. Der Berechnung liegt ein

zulässiger Unschärfekreisdurchmesser von 12 µm zugrunde. Dieser Wert wird auch in

einem ähnlichen optischen Systems des Firmenpartners verwendet. Er entspricht etwa

dem zweieinhalbfachen der Pixeldiagonale von 4,544 µm. Die Tiefenschärfebereiche

(5-1)

(5-2)

(5-3)

von Nah- und Fernbereich überlappen um 5 mm, so dass auch zwischen den nominellen

Objektabständen das Operieren möglich ist, ohne die Fokussierung zu häufig nachzu-

führen.

Nomineller Objektabstand

26 mm 75 mm

Unschärfekreisdurchmesser u' 12 µm

Brennweite f' 2,47 mm 2,52 mm

Blendenzahl k 6,22 6,35

Hauptebenenlage 4,51 mm 4,57 mm

Objektweite a -30,51 mm -79,57 mm

Vordere Grenze der Tiefenschärfe

(Objektweite) av

-22,72 mm -41,35 mm

Hintere Grenze der Tiefenschärfe

(Objektweite) ah

-46,45 mm -1049,64 mm

vordere Grenze der Tiefenschärfe

(Objektabstand)

18,21 mm 36,78 mm

Hintere Grenze der Tiefenschärfe

(Objektabstand)

41,94 mm 1045,07 mm

Tab. 5-2 Berechnete Tiefenschärfe des LED-Endoskops

Aufgrund von Beugung an der Blende kann ein Objektpunkt nicht in einen idealen

Punkt abgebildet werden, vielmehr ergibt sich statt eines Bildpunkts ein Beugungsmus-

ter. Bei dem häufig vorliegenden Fall einer kreisrunden Blende ergeben sich hierbei

konzentrische Ringe, die abwechselnd hell und dunkel sind. Der innerste Ring ist dabei

das Hauptmaximum der Beugung und konzentriert den Großteil der Intensität, die Ne-

benmaxima werden mit zunehmender Ordnung dunkler und spielen daher nur eine un-

tergeordnete Rolle. Der Durchmesser des ersten Beugungsminimums wird auch als Ai-

ry-Scheibchen bezeichnet und ist ein Maß für die bestmögliche Abbildung eines Punk-

tes. Eine detaillierte Diskussion dieses Aspekts erfolgt in Kapitel 5.6.

Für die Berechnung des Spotdiagramms werden Strahlen auf verschiedenen Wegen

durch das optische System geschickt und der Auftreffpunkt jedes Strahls in der Bildauf-

fangebene durch einen Punkt sichtbar gemacht. Eine ideale Abbildung würde somit ex-

akt übereinander liegende Punkte liefern. Durch Beugung und Abbildungsfehler wei-

chen die einzelnen Auftreffpunkte jedoch voneinander ab, so dass sich ein für die Optik

charakteristisches Muster ergibt, welches als Spot bezeichnet wird und aus dem auch

auf die Art der Fehler geschlossen werden kann. Die größte Ausdehnung des Spots wird

mit dem geometrischen Radius quantifiziert. Da einzelne, sehr weit außen liegende

Strahlen kaum zur Gesamtintensität beitragen und somit für den Bildeindruck wenig

Relevanz besitzen, wird für die Bewertung häufig primär der rms-Radius genutzt. Durch

die Berechnung des quadratischen Mittelwerts, im Englischen root mean square, kurz

rms, wird nicht nur der Auftreffort, sondern über die Anzahl der gemittelten Strahlen

auch die Helligkeit berücksichtigt.

Die Spotdiagramme für die beiden nominellen Objektabstände sind in den Abbildungen

5-3 und 5-4 gezeigt. In beiden Fällen sind nicht nur die rms-Spots, sondern auch die

geometrischen Spotdurchmesser kleiner als das Airy-Scheibchen. Die Abbildungen sind

damit beugungsbegrenzt und an der Grenze des physikalisch Machbaren.

Abb. 5-2 Fokusoptik für das LED-Endoskop, Einstellung für den Fernbereich

Abb. 5-1 Fokusoptik für das LED-Endoskop, Einstellung für den Nahbereich

Schutzglas negative

Meniskuslinse

feststehende

Linsengruppe

Fokus-

Achromat

CCD-

Schutzglas

Glasrolle

Die Spotdiagramme beziehen sich auf den idealen Fall, dass sich das Objekt im nomi-

nellen Objektabstand vor einem fehlerfrei gefertigten System befindet.

Da ein Zweistufen-Fokus zum Einsatz kommt, wird sich das Objekt meist nicht genau

im nominellen Objektabstand einer der beiden Fokuspositionen befinden. Hierdurch

werden die Spots größer, da die Abbildungsgleichung nicht mehr exakt erfüllt ist. Eine

Abschätzung über den Grad der Verschlechterung erfolgte analytisch über die Berech-

nung der Tiefenschärfe, wobei innerhalb des Tiefenschärfebereichs eine Verschlechte-

rung um maximal 12 µm im Durchmesser zu erwarten ist.

Ein weiterer Punkt, der die Abbildungsqualität gegenüber der Auslegung mit ZEMAX

verschlechtert, sind die unvermeidlichen Fertigungstoleranzen. Um deren Einfluss zu

untersuchen, wurde eine Toleranzanalyse durchgeführt, wobei sämtliche wichtigen Pa-

Abb. 5-3 Spotdiagramm für einen Objektabstand von 26 mm

10 µm

Wellenlängen in µm:

rms Radius: 0,885 µm

geom. Radius: 1,395 µm

rms Radius: 0,942 µm

geom. Radius: 2,455 µm

Airy Radius: 4,495 µm

rms Radius: 0,836 µm

geom. Radius: 2,059 µm

Bildhöhe: 0,000 mm Bildhöhe: 1,085 mm Bildhöhe: 1,536 mm

Abb. 5-4 Spotdiagramm für einen Objektabstand von 75 mm

10 µm

Wellenlängen in µm:

rms Radius: 1,216 µm

geom. Radius: 1,950 µm

rms Radius: 0,881 µm

geom. Radius: 1,960 µm

Airy Radius: 4,540 µm

rms Radius: 1,087 µm

geom. Radius: 2,851 µm

Bildhöhe: 0,000 mm Bildhöhe: 1,085 mm Bildhöhe: 1,535 mm

rameter wie Linsenradien, -dicken, Luftstrecken, Verkippungen, Exzentrizitäten, Bre-

chungsindex und Abbezahl mit Toleranzen versehen wurden. Die Werte sind in der Ta-

belle 5-3 zusammengestellt, sie entsprechen den typischen Unsicherheiten der Ferti-

gungsverfahren.

Parameter Toleranz

Radius ± 4 Newtonringe

Dicke ± 0,02 mm

Oberflächendezentrierung ± 0,02 mm

Oberflächenverkippung ± 0,2°

Elementdezentrierung feststehende ± 0,02 mm

bewegliche ± 0,04 mm

Elementverkippung feststehende ± 0,2°

bewegliche ± 0,4°

Brechungsindex ± 0,001

Abbezahl ca. ± 1%

Tab. 5-3 Toleranzen

Aus der statistischen Kombination aller möglichen Fehlerursachen, Monte-Carlo-Ana-

lyse genannt, ergibt sich eine für die tatsächlich erzielbare Abbildungsleistung repräsen-

tative Auswahl von Systemen. Für die Fehler wurde eine Gleichverteilung angenom-

men, da dies zum einen der ungünstigere Fall als eine Normalverteilung darstellt und

zum anderen einigen Fehlern besser entspricht. Die vorliegende Optik erweist sich als

relativ unempfindlich gegenüber den Fertigungstoleranzen. Ohne die Berücksichtigung

von Toleranzen liegt der durchschnittliche rms Radius bei 1,2 µm, durch die Fertigungs-

fehler verschlechtert er sich im Mittel um 2,3 µm auf 3,5 µm

Bei Zusammenwirken der beiden Faktoren, Objekt nicht exakt im nominellen Objektab-

stand und Fertigungstoleranzen, ist eine Abbildung zu erwarten, die nicht in jedem Fall

beugungsbegrenzt ist. Ohne Kenntnis aller Komponenten könnte man hieraus schließen,

dass die Entwicklung noch weiter optimiert werden sollte. Als Gesamtsystem mit dem

verwendeten Bildaufnehmer ICX239AKE von Sony relativiert sich dies jedoch. Der

CCD-Chip besitzt nicht quadratische Pixel mit einer Größe von 3,275 µm horizontal

und 3,150 µm vertikal. Die maximal auflösbare bildseitige Ortsfrequenz liegt dem Ab-

tasttheorem zufolge bei etwa 152 horizontalen und 159 vertikalen Linienpaaren pro Mil-

limeter, korrespondierend zu Linienbreiten, die der Pixelgröße entsprechen. Besitzt das

Objekt feinere Strukturen, kann es zur Bildung von Moiré-Mustern kommen. Dies lässt

sich effektiv verhindern, wenn das optische System vor dem Chip als Tiefpassfilter

wirkt und zu hohe Ortsfrequenzen nicht darstellt. Als Erfahrungswerte werden hierfür in

der Literatur unterschiedliche Spotgrößen genannt. Bei dem kleinsten etablierten Wert

sollte der Durchmesser dem doppelten Pixelabstand entsprechen. Anderen Berichten zu-

folge ist auch der Faktor vier sinnvoll. Unter diesem Gesichtspunkt hat die Vergröße-

rung der Spots durchaus positive Nebeneffekte. Nimmt man eine erste Abschätzung der

Spotgröße unter Berücksichtigung der Fertigungstoleranzen und der Tiefenschärfe vor,

in dem man beide Werte addiert, ergibt sich ein rms Radius von 9,5 µm. Dies entspricht

einem Faktor 4 verglichen mit der Pixeldiagonalen und liegt damit in einem sinnvollen

Bereich. Die Berechnungen mit ZEMAX haben gezeigt, dass die Abschätzung recht

pessimistisch ist und somit zur sicheren Seite hin erfolgt.

5.2.2 Bewertung der Abbildungsleistung

Subjektive Bildqualität

Zur Bewertung der Abbildungsqualität wurden Bilder eines Testcharts nach ISO 12233

in unterschiedlichen Abständen und in beiden Fokusstellungen mit zwei Labormustern

des Endoskops aufgenommen. Die Messungen erfolgten mit externer Beleuchtung, um

optimale Lichtverhältnisse zu erhalten. Bei schwachem Licht, wie es die integrierte

LED im Fernbereich liefert, besteht die Gefahr, dass die Bildqualität durch Rauschen

des Bildaufnehmers abnimmt und statt der Qualität des Linsensystems die Lichtemp-

findlichkeit des CCD-Chips bewertet wird.

Zunächst wird das Objekt bei der Nahstellung in den nominellen Objektabstand ge-

bracht und anschließend so lange auf das Endoskop zu bewegt, bis die Bildqualität

merklich abnimmt. Anschließend wird das Objekt vom nominellen Objektabstand vom

Endoskop entfernt, bis wiederum eine signifikante Abnahme der Bildqualität sichtbar

wird. Hiermit lässt sich die subjektive Tiefenschärfe des Systems ermitteln. Dieser Vor-

gang wird mit der Ferneinstellung wiederholt. Das zweite Labormuster durchläuft den

gleichen Test.

Die Abbildung 5-5 zeigt eine Aufnahme des Testcharts im nominellen Objektabstand

von 26 mm. Am oberen und linken Bildrand sind zwei durch die Lichtquelle überstrahl-

te Bereiche zu erkennen. Diese sollten nicht zur Beurteilung der Bildqualität genutzt

werden. Zum Vergleich ist in der Abbildung 5-6 das Bild bei Erreichen des subjektiven

vorderen Tiefenschärfebereichs gezeigt, dieser liegt bei 15 mm. Die Tabelle 5-4 fasst die

Ergebnisse der Auswertung zusammen.

Auffällig ist, dass die Tiefenschärfebereiche der beiden Labormuster, insbesondere für

die hintere Grenze im Nahbereich, erheblich voneinander abweichen. Erklärbar ist dies

dadurch, dass die Montage des CCD-Chips manuell unter Sichtkontrolle erfolgte, womit

leichte Abweichungen in der Position zu erwarten sind. Eine leichte Defokussierung

verschiebt den nominellen Objektabstand und damit auch den Tiefenschärfebereich. Aus

der Tabelle 5-4 ist ersichtlich, dass sich die Tiefenschärfebereiche von Nah- und Fernfo-

kus bei beiden aufgebauten Endoskopen deutlich überlappen. Somit ist auch bei Ob-

jektabständen zwischen den beiden nominellen Entfernungen von 26 mm und 75 mm

ein Arbeiten ohne ständiges Umschalten der Bereiche möglich. Das Endoskop darf bis

auf 15 mm an das Objekt herangeführt werden, um dieses noch scharf abbilden zu kön-

nen.

Im Fernbereich tritt zwischen den beiden Exemplaren ebenfalls ein deutlicher Unter-

schied in der hinteren Tiefenschärfegrenze auf. Für normale Anwendungen in der Lapa-

roskopie wird auch der kleinere Wert von 220 mm ausreichen. Weiterhin ist der Abfall

der Bildqualität zu größeren Abständen vergleichsweise gering, so dass auch Objekte im

Unendlichen mit nahezu der gleichen Qualität dargestellt werden, wie an der Grenze der

Tiefenschärfe. Bei nicht ganz so strengen Kriterien an die Bildqualität könnte entspre-

chend die Tiefenschärfe bis unendlich interpretiert werden. Insgesamt überzeugt die

subjektiv wahrgenommene Bildqualität, auch feine Details werden dargestellt.

Labormuster 1 Labormuster 2

nah fern nah fern

nomineller Objektabstand 26 75 26 75

vordere Grenze der Tiefenschärfe 15 25 15 30

hintere Grenze der Tiefenschärfe 120 220 60 300

Tab. 5-4 Subjektive Tiefenschärfe der beiden Labormuster

Abb. 5-5 Labormuster 1, nomineller Objektabstand 26 mm

Abb. 5-6 Objektabstand 15 mm, subjektive Grenze der Tiefenschärfe Labormuster 1

Modulationsübertragungsfunktion

Neben der subjektiven Beurteilung der Bildqualität, wie sie im letzten Abschnitt erfolg-

te, interessieren objektive Kennzahlen, die den direkten Vergleich mit den Anforderun-

gen, der ZEMAX-Modellierung und anderen Systemen ermöglichen. Hierfür ist insbe-

sondere die Modulationsübertragungsfunktion, kurz MTF, geeignet. Die MTF gibt an,

mit welchem Kontrast Objektstrukturen in Abhängigkeit von ihrer Größe abgebildet

werden.

In dem MTF-Diagramm wird der Quotient aus Bild- und Objektkontrast über der Struk-

turgröße in Linienpaaren pro Millimeter (englisch: line pairs per millimeter, kurz

LP / mm) aufgetragen. Durch die Normierung startet der Graph für Null Linienpaare

stets bei eins. Der Abfall zu höheren Ortsfrequenzen ist ein Maß für die Qualität des op-

tischen Systems und erlaubt den Vergleich unterschiedlicher Optiken. Bei flach verlau-

fenden Kurven werden auch kleine Strukturen dargestellt, desto besser ist somit das be-

trachtete System. In der Abbildung 5-7 ist exemplarisch die MTF eines einfachen Ob-

jektivs vom Cooke-Triplet Typ dargestellt. Zusammen mit der Beugungsgrenze in

Schwarz sind die Verläufe für drei Feldwinkel aufgetragen, in Grün für 0°, in Blau für

14° und in Rot für 20°, wobei die letzten beiden getrennt für Tangential und Sagittalebe-

ne ausgewertet werden. Es zeigt ein Verhalten, welches für die meisten Objektive ty-

pisch ist, wobei zwei Punkte besonders erwähnenswert sind. Die MTF nimmt zu größe-

ren Feldwinkeln hin ab, das heißt das Auflösungsvermögen ist in der Bildmitte höher als

am Bildrand. In der Tangentialebene ergeben sich, aufgrund der größeren Auftreffwin-

kel, schlechtere Abbildungsleistungen als in der Sagittalebene.

In dem hier vorliegenden Fall wird die MTF benutzt, um einen Vergleich zwischen

messtechnisch erfassbarem und subjektiv empfundenem Qualitätsabfall bei Verschieben

des Objekts aus dem nominellen Objektabstand aufzustellen.

Ein experimentell vergleichsweise aufwendiges, aber sehr anschauliches Verfahren, die

MTF zu erzeugen, besteht darin, Testcharts mit unterschiedlich vielen Linienpaaren pro

Millimeter aufzunehmen, den Kontrast jedes einzelnen Linienmusters auszuwerten und

abschließend zwischen den Messwerten zu interpolieren. Aufgrund des hohen experi-

mentellen Aufwands wird diese Methode kaum eingesetzt.

Die heute übliche Methode [17] verwendet nur ein einzelnes Objekt, eine Schwarz-

Weiß Kante, wobei die MTF mit numerischen Verfahren auszuwerten ist. Das Verfahren

ist damit experimentell deutlich einfacher, erschließt sich jedoch nicht mehr so intuitiv.

Eine detaillierte Diskussion des physikalisch-mathematischen Hintergrunds der Berech-

nung erfolgt in dem Kapitel 5.6.

An dieser Stelle werden nur das experimentelle Vorgehen und die Ergebnisse dargelegt.

Dazu wurden Bilder einer schrägen Kante auf dem ISO 12233 Testchart aufgenommen,

siehe Abbildung 5-8. Für die Auswertung wird das in MATLAB geschriebene Pro-

gramm sfrmat 2.0 benutzt [18]. Dieses liefert nicht die MTF in Linienpaaren pro Milli-

meter, sondern die spatial frequency response [19], kurz SFR, in Linienpaaren pro Pixel,

da bei der Bildauswertung nur die Pixelgröße als Maßverkörperung genutzt werden

kann. Verlauf von SFR und MTF sind bis auf die unterschiedlichen Einheiten der x-

Achse jedoch identisch. Bei bekanntem Pixelabstand des verwendeten Bildaufnehmers

können die Werte in bildseitige Linienpaare pro Millimeter umgerechnet werden. Mit

Hilfe des Abbildungsmaßstabs lässt sich hieraus auch das objektseitige Auflösungsver-

mögen bestimmen. Das Ergebnis der Berechnung ist in der Abbildung 5-9 dargestellt.

Abb. 5-7 Typische MTF am Beispiel eines Cooke-Triplets

0 50 100 150 200

0,0

0,2

0,4

0,6

0,8

1,0

Beugungsgrenze

0°

14°, tangential

14°, sagittal

20°, tangential

20°, sagittal

Ortsfrequenz [Lp / mm]

normierter Kontrast

Offensichtlich entspricht der Verlauf nicht den Erwartungen. Ein Anstieg der Funktion

über eins und damit über den Wert bei Null Linienpaaren pro Millimeter ist nicht sinn-

voll.

Zuerst wurde überprüft, ob dieses Verhalten auf die überstrahlten Bildbereiche zurück-

Abb. 5-9 Aus der Kante berechneter Verlauf der SFR

Abb. 5-8 schwarz-weiß Kante für die Bestimmung der SFR

zuführen ist. Jedoch zeigt sich ein vergleichbarer Verlauf auch dann, wenn die zu unter-

suchende Region gezielt auf nicht überstrahlte Bildbereiche begrenzt wird. Bei genaue-

rer Analyse des Bilds wird deutlich, dass die Kante stark nachgeschärft ist, siehe Abbil-

dung 5-10. Entlang des auszuwertenden Hell-Dunkel-Übergangs findet sich eine schma-

le Linie, die dunkler als der Rest des Bildes ist und direkt daneben eine Linie, die heller

ist als der weiße Bildbereich. Dies kann entweder durch eine schärfende Funktion in der

Auswertelektronik oder durch die Bildkompression in das JPEG-Format beim Speichern

bedingt sein. Werden die Bilder nicht messtechnisch weiterverarbeitet, sondern aus-

schließlich mit dem Auge betrachtet, fällt dies nicht negativ auf. Im Gegenteil, in Maßen

eingesetzt, verbessert ein Algorithmus zum Kantenschärfen die subjektive Bildqualität

und kommt daher sehr häufig zum Einsatz.

Um den Einfluss der Schärfung auf die Auswertung zu untersuchen, wurde dem Pro-

gramm sfrmat zunächst ein synthetisches Bild einer Schwarz-Grau-Kante übergeben,

siehe Abbildung 5-11. Das Ergebnis ist in der Abbildung 5-12 dargestellt und zeigt den

erwarteten Verlauf einer beugungsbegrenzten Abbildung.

Abb. 5-11 Synthetische Schwarz-Grau-Kante

Abb. 5-10 Vergrößerter Ausschnitt aus der Abbildung 5-8

Ein sehr ähnlicher Verlauf ergibt sich für den noch idealeren Übergang von Schwarz

nach Weiß. Ein den Messungen ähnlicher Helligkeitsübergang ist in der Abbildung 5-13

dargestellt. Zwischen den unterschiedlich hellen Grautönen befindet sich ein schwarzer

Strich. Auf den parallel dazu liegenden weißen Strich wurde verzichtet. Als Ergebnis er-

gibt sich ein Verlauf, der an eine Schwingung erinnert und nichts mit einer sinnvollen

MTF zu tun hat, siehe Abbildung 5-14. Die Auswertung eines Übergangs mit einer sol-

chen Charakteristik scheitert entsprechend.

Um dennoch die MTF bestimmen zu können, liegt es zunächst nahe, auf ein anderes

Verfahren, wie die eingangs angesprochene Auswertung von Linienpaaren überzuge-

hen, aber auch diese sind in ähnlicher Weise von den Verfälschungen durch die Schär-

fung betroffen. Bei geringen Ortsfrequenzen ist es möglich, manuell nur die Bereiche

für die Kontrastmessung auszuwählen, die nicht betroffen sind, aber bei den interessie-

renden Ortsfrequenzen, bei denen ein Abfall in der MTF sichtbar wird, sind die Linien

bereits so schmal, dass sie vollständig aus dem geschärften Rand bestehen und somit

keine Auswertung der unverfälschten Mitte mehr möglich ist.

Abb. 5-12 Verlauf der SFR an der synthetischen Schwarz-Grau-Kante

Für die bisherigen Messungen kam als Kamera Controller ein TELE PACK zum Ein-

satz, der Bilder auf einer PC-Card speichert, aber nur mit der Kantenschärfung und den

daraus resultierenden Schwierigkeiten bei der Auswertung.

Alternativ wurde ein TELECAM als Controller ausprobiert. Dieser besitzt keinen einge-

bauten Bildschirm und bietet nicht die Möglichkeit, Bilder direkt zu speichern. Stattdes-

sen wurde der digitale Videostrom an ein per FireWire angeschlossenes Notebook ge-

sendet und die Standbilder mit diesem gespeichert. Durch die digitale Übertragung ent-

fällt die qualitätsmindernde Wandlung nach analog und wieder zurück, wie sie bei S-V-

HS oder composite Verbindungen auftreten würde. In den so gewonnenen Bildern zeigt

sich bei abgeschalteter Kontrastanhebung keine störende Nachschärfung der Kanten. Sie

können für die Berechnung der SFR mittels sfrmat genutzt werden, so dass auch eine

messtechnische Bewertung erfolgen kann. Die Auswertung wird exemplarisch an nur ei-

nem Labormuster durchgeführt, da das andere bereits vor Klärung der Nachschärfungs-

Abb. 5-13 Dunkel- zu Hellgrau-Übergang mit schwarzer Linie

Abb. 5-14 Auswertung der Kante aus Abbildung 5-13

problematik an den Auftraggeber übergeben wurde. Da zwei Labormuster ohnehin zu

wenig sind, um statistisch relevante Aussagen zu treffen, stellt dies jedoch keine Ein-

schränkung dar. Das Ergebnis der Auswertung ist in den Abbildungen 5-15 und 5-16 zu-

sammenfassend dargestellt. Hierbei sind die Werte der vertikalen SFR und der daraus

berechneten MTF über dem Objektabstand aufgetragen, bei denen der Kontrast auf

zwanzig Prozent abgefallen ist, wobei die Auswertung in der Bildmitte erfolgte. Auf

eine separate Betrachtung des horizontalen Auflösungsvermögens wurde verzichtet. Wie

zu erwarten, ist die Abbildungsleistung bei Objektabständen unter dem geforderten

Schärfebereich schlecht. Für die Nahstellung des Fokus steigt die Qualität jedoch

schnell an, so dass ab dem geforderten Mindestobjektabstand von 20 mm eine Auflö-

sung von über 50 bildseitigen Linienpaaren pro Millimeter erzielt wird. Für Objektab-

stände größer als etwa 60 mm liefert die Ferneinstellung ein höheres Auflösungsvermö-

gen als die Nahstellung. Bei Letzterer fällt dieses mit zunehmenden Objektabstand wei-

ter ab, während die Ferneinstellung ihr Optimum bei 90 mm erreicht und bis zum Ende

des Messbereichs bei 300 mm nahezu konstant bleibt. Die volle Abbildungsleistung er-

reicht das Labormuster nicht bei den nominellen Objektabständen von 26 mm und

75 mm, sondern erst bei 40 mm in der Nah- und 90 mm in der Ferneinstellung. Dies

lässt sich, wie bereits im vorherigen Kapitel diskutiert, durch die manuelle Justage des

CCD-Chips erklären, wobei die Werte nicht exakt mit denen der subjektiven Beurtei-

lung übereinstimmen, da zwischenzeitlich eine erneute Justage des CCD-Chips durch-

geführt wurde. In beiden Fällen wird ein bildseitiges Auflösungsvermögen von über 110

Lp / mm erreicht.

Abb. 5-15 Vertikale SFR des LED-Endoskops

0 20 40 60 80 100 120 140 160 180 200 220 240 260 280 300

0,05

0,1

0,15

0,2

0,25

0,3

0,35

0,4

Nahfokus

Fernfokus

Objektabstand [mm]

bildseitige Ortsfrequenz [Lp / Pixel]

Farbwiedergabe

Die verwendete Kombination aus CCD-Chip und Kameracontroller wird normalerweise

durch eine externe Kaltlichtquelle unterstützt. Bei diesem Endoskop erfolgt die Be-

leuchtung jedoch durch eine distale LED, deren Farbspektrum von dem einer Halogen-

oder Xenonlampe abweicht. Zunächst wurde ein Testchart unter Kaltlichtquellenbe-

leuchtung aufgenommen, siehe Abbildungen 5-17 und 5-18. Nach einem erneuten

Weißabgleich wurden die gleichen Ausschnitte unter LED-Beleuchtung aufgenommen,

siehe die Abbildungen 5-19 und 5-20. Die Unterschiede zwischen den beiden Beleuch-

tungen sind nicht sehr groß und wahrscheinlich nur im direkten Vergleich sichtbar, was

während der Anwendung nicht gegeben ist. Das Licht der LED führt zu etwas bläuliche-

ren und damit als kühler empfundenen Aufnahmen. Sollte dies störend sein, könnte eine

LED mit anderer Farbtemperatur eingesetzt oder der Weißabgleich im Kameracontroller

den neuen Gegebenheiten angepasst werden. In den Bildern sind wieder an verschiede-

nen Stellen überstrahlte Bereiche zu erkennen, die durch die Beleuchtung verursacht

werden.

Abb. 5-16 Vertikale MTF des LED-Endoskops

0 20 40 60 80 100 120 140 160 180 200 220 240 260 280 300

100

120

140

Nahfokus

Fernfokus

Objektabstand [mm]

bildseitige Ortsfrequenz [Lp / mm]

Abb. 5-18 Farbwiedergabe mit Kaltlichtquelle, rechter Teil des Testcharts

Abb. 5-17 Farbwiedergabe mit Kaltlichtquelle, linker Teil des Testcharts

Abb. 5-19 Farbwiedergabe mit LED-Beleuchtung, linker Teil des Testcharts

Abb. 5-20 Farbwiedergabe mit LED-Beleuchtung, rechter Teil des Testcharts

5.3 Zoom- und Fokusoptik

5.3.1 Aufbau des Systems

Der Aufbau des optischen Systems ist in den Abbildungen 5-21, 5-22 und 5-23 darge-

stellt, wobei wiederum die einzelnen Flächen zur einfacheren Zuordnung nummeriert

sind. Die Feldwinkel betragen 70° für die Übersichtsdarstellung, 55° in der Zwischen-

stufe und 40° bei maximaler Vergrößerung. Der Objektabstand ist in allen Fällen

500 mm. Die zugehörigen, mit ZEMAX ermittelten, Spotdiagramme zeigen die Abbil-

dungen 5-24, 5-25 und 5-26.

Auf die Modellierung des Schutzglases wurde in diesem Fall verzichtet. Das erste opti-

sche Element ist eine negative Meniskuslinse, um den Strahlengang bei einem objekt-

seitigen Feldwinkel von 70° durch die nachfolgende Glasrolle, beziehungsweise das

Prisma, zu lenken. Für die Vorausblick-Optik soll das gleiche Prisma verwendet werden

wie bei der Fokusoptik. In einem ersten Schritt wird jedoch eine Geradeausblick-Optik

Abb. 5-21 Aufbau des optischen Systems, 70° Feldwinkel

Abb. 5-22 Aufbau des optischen Systems, 55° Feldwinkel

Abb. 5-23 Aufbau des optischen Systems, 40° Feldwinkel

Fokus-AchromatZoom-AchromatGlasrolle feststehende

Linsengruppe

Negative Meniskuslinse

feststehende

Linsengruppe

aufgebaut, bei der das Prisma durch eine Glasrolle mit identischen optischen Eigen-

schaften ersetzt ist. Zunächst waren daher auch identische Glasrollen für die beiden op-

tischen Systeme vorgesehen. Die in den Berechnungen angenommenen Glasrollen er-

wiesen sich jedoch während des Fertigungsprozesses der Linsen als schwer erhältlich,

so dass eine Anpassung an Standard-Glasrollen versucht wurde. Im Fall des Systems für

das LED-Endoskop gelang dies, ohne die Linsen zu verändern, allein durch die Anpas-

sung von Abständen. Bei dem Zoomsystem war eine solche Anpassung nicht ohne eine

Verschlechterung der Abbildungsqualität möglich. Daher wird in dieser Linsenanord-

nung die schwerer erhältliche, ursprünglich vorgesehene Glasrolle beibehalten. Dadurch

kommen in den beiden Systemen unterschiedliche Glasrollen zum Einsatz.

Abb. 5-24 Spotdiagramm bei 70° Feldwinkel

20 µm

Wellenlängen in µm:

rms Radius: 1,434 µm

geom. Radius: 2,618 µm

rms Radius: 2,707 µm

geom. Radius: 6,093 µm

Airy Radius: 5,691 µm

rms Radius: 2,446 µm

geom. Radius: 6,833 µm

Bildhöhe: 0,000 mm Bildhöhe: 1,080 mm Bildhöhe: 1,549 mm

Abb. 5-25 Spotdiagramm bei 55° Feldwinkel

20 µm

Wellenlängen in µm:

rms Radius: 1,254 µm

geom. Radius: 2,555 µm

rms Radius: 2,554 µm

geom. Radius: 5,517 µm

Airy Radius: 5,849 µm

rms Radius: 2,103 µm

geom. Radius: 4,491 µm

Bildhöhe: 0,000 mm Bildhöhe: 1,081 mm Bildhöhe: 1,549 mm

Fest mit der Glasrolle verkittet ist eine Sammellinse, die aus fertigungstechnischen

Gründen plankonvex ausgeführt ist. Dahinter folgt ein Achromat. Die Zoomfunktion

wird durch Verfahren des nächsten Achromaten mit den Flächen 9 bis 11 realisiert. Er

nimmt drei Positionen ein, so dass die drei Feldwinkel 70°, 55° und 40° eingestellt wer-

den können. Der notwendige Durchmesser, um den Strahlengang nicht zu vignettieren,

ist allerdings so groß, dass radial nicht genügend Bauraum vorhanden ist, um den Line-

armotor direkt an der Linsengruppe zu platzieren. Stattdessen ist der Motor nach rechts

versetzt und die Linse kragt mit ihrer Fassung aus dem Motor aus. Hinter dem Zoo-

machromaten tritt ein Zwischenfokus auf. Die nächste Gruppe steht fest und besteht aus

drei miteinander verkitteten Glaskomponenten und der Blende. Die erste ist eine konv-

explane Sammellinse, gefolgt von dem Infrarotfilter, der durch Aufdampfen auf den In-

frarotfilter hergestellten Blende und abschließend eine plankonvexe Sammellinse. Als

nächstes folgt der Fokusachromat zur kontinuierlichen Verstellung. Der Durchmesser

dieser Gruppe ist klein genug, um dem Motor ausreichend Bauraum zur Verfügung zu

stellen. Er kann direkt um die Linse realisiert werden. Auch bei dieser Optik sind die

beiden verstellbaren Linsengruppen als Achromaten ausgeführt und korrigieren den

Farbfehler in sich, da eine Korrektur über mehrere Gruppen nur schwer realisierbar ist,

wenn deren Abstände variabel sind. Das letzte Element ist der CCD-Chip mit seinem

Schutzglas.

Der Abstand zwischen den drei Positionen der Zoomgruppe beträgt jeweils 1,8 mm. Der

Fokusachromat besitzt einen Verfahrweg von 1,01 mm und kann beliebige Zwischenpo-

sitionen einnehmen. Genauso wie beim Fokussystem wurden diese Werte gewählt, um

Abb. 5-26 Spotdiagramm bei 40° Feldwinkel

40 µm

Wellenlängen in µm:

rms Radius: 2,831 µm

geom. Radius: 4,545 µm

rms Radius: 5,627 µm

geom. Radius: 13,503 µm

Airy Radius: 6,036 µm

rms Radius: 2,963 µm

geom. Radius: 6,189 µm

Bildhöhe: 0,000 mm Bildhöhe: 1,081 mm Bildhöhe: 1,548 mm

eine sinnvolle Zusammenarbeit des optischen Systems und der Antriebe zu ermögli-

chen. Eine detaillierte Diskussion dieses Themas erfolgt in Kapitel 7.

5.3.2 Bewertung der Abbildungsleistung

Da dieses Endoskop über eine stufenlose Fokusfunktion verfügt, ist die Tiefenschärfe

nur von untergeordneter Bedeutung. Aufgrund der klassischen Beleuchtung mit externer

Kaltlichtquelle und Lichtleitfasern, wird auch auf eine Untersuchung des subjektiven

Farbeindrucks verzichtet. Im Folgenden wird daher nur die per MTF-Messung bestimm-

te Bildschärfe untersucht.

Die Messung der MTF erfolgte wiederum mit Hilfe eines ISO 12233 Testchart und dem

Programm sfrmat 2.0 an einem Labormuster, auch hier wurde die Messung auf das ver-

tikale Auflösungsvermögen beschränkt. Für alle drei Zoomstufen wurde das Testchart in

unterschiedlichen Abständen zwischen 5 mm und 140 mm aufgenommen, wobei vor der

Bildaufnahme jeweils eine Scharfstellung erfolgte. Das Ergebnis der Auswertung ist in

der Abbildung 5-27 dargestellt.

Auffällig ist zunächst die recht große Schwankung der Kurven zwischen den einzelnen

Messpunkten, die deutlich stärker ausfällt als bei dem LED-Endoskop. Dies ist auf die

manuelle Scharfstellung zurückzuführen, wobei die aufgenommene Schwarz-Weiß-

Kante für eine subjektive Bewertung der Bildqualität nur eingeschränkt geeignet ist, da

keine feinen Strukturen zu erkennen sind. Die messtechnische Auswertung hingegen

führt schon bei kleinen Defokussierungen zu einer signifikanten Abnahme der Mess-

Abb. 5-27 Vertikale MTF der Zoom- und Fokusoptik

0 20 40 60 80 100 120 140

100

120

70° Feldw inkel

55° Feldw inkel

40° Feldw inkel

Objektabstand [mm]

bildseitige Ortsfrequenz [LP / mm]

werte. Die Abbildungsqualität ist bei 70° und 55° Feldwinkel besser als bei 40°. Dies ist

nach den ZEMAX Berechnungen für große und mittlere Objektabstände auch zu erwar-

ten, wie die Spotdiagramme 5-24 bis 5-26 zeigen ist der Spot bei 40° größer als die bei-

den anderen. Weiterhin ist eine Zunahme des Auflösungsvermögens zu größeren Ob-

jektabständen hin festzustellen. Aus der Computerberechnung lässt sich das Verhalten

nicht komplett erklären und ist wahrscheinlich auf die manuelle Justage des CCD-Chips

zurückzuführen, wobei die resultierende Positionsabweichung des Bildaufnehmers im

Nahbereich nicht vollständig durch den Fokus kompensiert wird. Mit einem Auflö-

sungsvermögen von bis zu 100 LP / mm bei 70° und 55° sowie 80 LP / mm bei 40°

zeigt das System trotzdem sehr gute Abbildungsleistungen. In der ZEMAX-Modellie-

rung erreicht das Linsensystem ohne Fertigungstoleranzen in der Bildmitte etwa

130 Lp / mm, fällt bei 40° Feldwinkel zu den Bildrändern hin jedoch auf bis zu

65 LP / mm ab, während es in den anderen beiden Zoomstufen über das gesamte Bild

deutlich stabiler bleibt.

5.4 Optisches System für eine abwinkelbare Spitze

Die beiden bisher diskutierten optischen Systeme besitzen eine vergleichsweise große

Baulänge. Für die Anwendung in starren Endoskopen, wie sie bisher in der Laparosko-

pie zum Einsatz kommen, ist dies kein Nachteil, da genügend Bauraum im Schaft zur

Verfügung steht. Möchte man dem Chirurgen jedoch einen zusätzlichen Bewegungsfrei-

heitsgrad in Form einer abwinkelbaren Spitze zur Verfügung stellen, um eine bessere In-

spektion des gesamten Bauchraums zu ermöglichen, so darf das optische System nur

kurz sein.

In [20] wurde gezeigt, das eine zu lange abwinkelbare Spitze, bedingt durch ein zu lan-

ges optisches System, keinen Vorteil gegenüber konventionellen starren Endoskopen

mit Voraus- oder Seitblick-Optik bringt, sondern diesen unterlegen ist. Durch den be-

grenzten Abstand der Bauchdecke zu den Organen ist der Objektabstand während der

Operation vergleichsweise gering. Daran schließt sich der distale starre Teil des Endo-

skops mit optischem System und Bildaufnehmer an. Der Objektanstand verkürzt sich

also um die Länge des aus dem Trokar heraus stehenden Endoskopteils. Ist dieses zu

lang, reicht der Objektabstand nicht mehr aus, um die mechanische Flexibilität des

Schafts sinnvoll einsetzen zu können, da das Endoskop die Organe bereits fast berührt,

um eine Übersicht über das gesamte Operationsgebiet zu erhalten.

Kurze Systeme mit Fixfokus-Optik zu entwickeln ist vergleichsweise einfach möglich.

Sie besitzen jedoch nur eine eingeschränkte Tiefenschärfe, was die Bildqualität mindert,

und Detailaufnahmen sind nur durch Heranführen des Endoskops an das interessierende

Objekt zu gewinnen. Abbildungsoptiken mit einstellbarem Fokus lösen nur das erste der

beiden Probleme. Für eine optimale Lösung sollte daher sowohl ein optischer Zoom, als

auch eine Scharfeinstellung vorhanden sein. Beides wurde in der vorliegenden Entwick-

lung auf einer Baulänge von 10,9 mm integriert. Zu diesen addiert sich noch die Länge

des Bildaufnehmers, so dass realistisch mit einer Baulänge des starren Teils von unge-

fähr 20 mm gerechnet werden kann.

Der Aufbau des Systems ist in der Abbildung 5-28 in der Einstellung für 70° Feldwinkel

und ein Objekt im Unendlichen dargestellt. Die Ergebnisse der ZEMAX-Berechnung in

Form der Spotdiagramme zeigen die Abbildungen 5-29 bis 5-31, jeweils für ein unend-

lich entferntes Objekt. Die Blickrichtung ist entlang der Endoskopachse, der Feldwinkel

kann zwischen 70° und 35° eingestellt werden. Ob dies stufenlos oder in Schritten er-

folgt, ist von der Aktorik abhängig. Das erste Element hinter dem Schutzglas ist ein

feststehender Achromat an den sich der nichtverkittete Achromat für den Zoom an-

schließt. Es folgt eine feststehende Gruppe bestehend aus einer Negativlinse und dem

Infrarotfilter mit aufgedampfter Blende. Das nächste Element ist der ebenfalls nichtver-

kittete Fokusachromat. Vor dem Bildaufnehmer befindet sich eine weitere feststehende

Linse als Bildfeldebener. Die Scharfeinstellung erfordert einen kontinuierlich arbeiten-

den Aktor.

Abb. 5-28 Aufbau des optischen Systems für eine abwinkelbare Spitze

feststehende

Linsengruppe

Zoom-

Achromat

feststehende

Linsengruppe

Fokus-

Achromat

Bildfeldebener

Schutzglas

Abb. 5-29 Spotdiagramm bei 70° Feldwinkel

40 µm

Wellenlängen in µm:

rms Radius: 3,001 µm

geom. Radius: 4,567 µm

rms Radius: 6,095 µm

geom. Radius: 16,450 µm

Airy Radius: 5,431 µm

rms Radius: 4,116 µm

geom. Radius: 8,097 µm

Bildhöhe: 0,000 mm Bildhöhe: 1,054 mm Bildhöhe: 1,500 mm

Abb. 5-30 Spotdiagramm bei 52,5° Feldwinkel

40 µm

Wellenlängen in µm:

rms Radius: 0,514 µm

geom. Radius: 0,787 µm

rms Radius: 2,444 µm

geom. Radius: 13,050 µm

Airy Radius: 5,735 µm

rms Radius: 3,085 µm

geom. Radius: 9,894 µm

Bildhöhe: 0,000 mm Bildhöhe: 1,013 mm Bildhöhe: 1,500 mm

Abb. 5-31 Spotdiagramm bei 35° Feldwinkel

40 µm

Wellenlängen in µm:

rms Radius: 0,908 µm

geom. Radius: 1,412 µm

rms Radius: 5,396 µm

geom. Radius: 16,523 µm

Airy Radius: 5,718 µm

rms Radius: 3,520 µm

geom. Radius: 9,667 µm

Bildhöhe: 0,000 mm Bildhöhe: 0,988 mm Bildhöhe: 1,500 mm

Die Verfahrwege betragen 1,20 mm beim Zoom und 0,95 mm für den Fokus. Eine Be-

sonderheit bei diesem optischen System ist die Lage der Blende, die zu einer nahezu

konstanten Blendenzahl in allen Zoomstufen führt.

Bei unveränderlichem Blendendurchmesser führt die Veränderung der Brennweite beim

Zoomen bei den meisten Systemen zu einer geänderten Blendenzahl und damit zu unter-

schiedlicher Lichtempfindlichkeit. Durch die Anordnung der Blende hinter der Zoom-

gruppe ändert sich im vorliegenden Fall die Eintrittspupille fast genauso stark wie die

Brennweite, so dass die Blendenzahl beinahe unverändert bleibt. Dies erlaubt ein sehr

ausbalanciertes System.

Abbildende Optiken, bei denen sich durch Vergrößerung die Blendenzahl ändert, müs-

sen bei der größten Blendenzahl noch so lichtstark sein, dass kein Rauschen in den Bil-

dern erkennbar ist. Andererseits müssen sie auf die kleinste auftretende Blendenzahl

korrigiert werden, da viele Aberrationen hier am größten sind.

Da das vorgestellte optische System bisher noch nicht aufgebaut, sondern nur im Com-

puter modelliert wurde, stehen noch keine Messwerte der Abbildungsqualität zur Verfü-

gung. Wie die Spotdiagramme zeigen, ist die berechnete Abbildungsleistung jedoch mit

dem im Abschnitt 5.3 diskutierten System vergleichbar.

5.5 Autofokus

Um eine stets scharfe Abbildung ohne manuelle Nachfokussierung zu erhalten, ist das

Zoom- und Fokusendoskop mit einer Autofokusfunktion versehen. Die verschiedenen

existierenden Vorgehensweisen lassen sich in aktive und passive Verfahren einteilen.

Die Gruppe der aktiven Systeme umfasst alle Varianten, die den Abstand zum Objekt

mittels Abstandsensoren erfassen und die Bildschärfe anschließend gemäß der Entfer-

nung einstellen. Zu Zeiten, in denen auf Film aufgezeichnet wurde, war diese Technik in

fast jeder Autofokuskamera zu finden. Für den Sensor können praktisch alle Prinzipien

benutzt werden, die eine berührungslose Messung unter Aussendung von Hilfsenergie

über den vorgesehenen Objektabstand ermöglichen. Häufig finden Triangulation oder

Ultraschalllaufzeitmessung, zum Beispiel in Polaroid-Sofortbildkameras, Anwendung.

Ein großer Vorteil dieser Technik ist, dass bei richtiger Auslegung des Systems die Fo-

kussierung sehr schnell und ohne störende Nebeneffekte erfolgen kann. Nachteilig sind

die zusätzlichen Kosten für den Sensor, sowie der zusätzliche Platzbedarf. Weiterhin

müssen je nach eingesetztem Abstandsmesser bestimmte Anwendungsfälle aufgeschlos-

sen werden. So kann ein Ultraschalllaufzeit-basierter-Autofokus eines Fotoapparats

nicht durch eine Glasscheibe, zum Beispiel beim Fotografieren aus dem Auto heraus,

verwendet werden. Für die Anwendung im medizinischen Endoskop erweist sich der

zusätzliche Platzbedarf als größter Hinderungsgrund, weswegen in der hier vorgestellten

Endoskopkamera eine passive Autofokusfunktion zum Einsatz kommt.

Bei den passiven Verfahren wird der Bildinhalt ausgewertet, wodurch auf zusätzliche

Sensoren verzichtet werden kann. Da heute fast immer elektronische Bildaufnehmer,

entweder CMOS- oder CCD-Chips, eingesetzt werden, lässt sich die Bildinformation

problemlos digital weiterverarbeiten, wobei gemäß dem ermittelten Maß für die Schärfe

die Fokuslinse entsprechend verfahren wird. Da, anders als bei den aktiven Verfahren,

keine Information über den Objektabstand vorliegt, sondern nur eine Maßzahl für die

Schärfe, die stark von der Kontur der aufgenommenen Objekte abhängt, müssen immer

mindestens zwei Bilder mit unterschiedlicher Fokusstellung miteinander verglichen

werden, um entscheiden zu können, welche Schärfeeinstellung besser ist.

Anschließend kann, ausgehend von der besseren Fokussierung, nach einer noch besse-

ren Stellung der Fokuslinse gesucht werden. Hierfür lassen sich unterschiedliche Ver-

fahren, wie beispielsweise hill-climbing-Algorithmen einsetzen. Entscheidend hierbei

ist es, eine schnelle Lösung ohne auffälliges Überschwingen oder Nachfokussieren bei

konstantem Objektabstand zu finden. Hilfreich kann es sein, den kontinuierlichen Ver-

fahrweg in Intervalle zu unterteilen und nur diskrete Positionen zu benutzen, wobei die

Tiefenschärfe des Systems so groß sein muss, dass die Zwischenpositionen nicht erfor-

derlich sind.

Die Geschwindigkeit eines solchen Autofokus-Systems wird prinzipbedingt durch die

Anzahl der vom Kameracontroller gelieferten Bilder pro Sekunde begrenzt. Handelt es

sich um einen Controller für normale Videodarstellung, sind dies in Europa 25 Bilder

pro Sekunde, in den USA 30. Damit ergibt sich schon für den einfachsten Fall eines

Zweistellungsautofokus ein theoretisches Minimum von 80 ms für die Fokussierung.

Durch die notwendige Berechnung und das mechanische Verfahren der Linsen wird sich

in der Praxis stets ein höherer Wert einstellen. Werden mehr Schritte benötigt, steigt die

Zeitspanne mit unscharfem Bild entsprechend an. Hier zeigt sich, dass ein schneller Ak-

tor für die Linsenbewegung entscheidend für die gute Funktion des Systems ist.

Lineardirektantriebe sind bezüglich der Dynamik Rotationsmotoren mit Kulisse deut-

lich überlegen. Geschickte Suchstrategien, zum Beispiel mit Grob- und Feinsuche, kön-

nen zunächst eine brauchbare Bildqualität in kurzer Zeit liefern und anschließend eine

weitere Verbesserung bewirken, wodurch die subjektiv empfundene Zeit für die Fokus-

sierung verkürzt wird. Maßgeblichen Einfluss sowohl auf die Qualität, als auch auf die

Geschwindigkeit der Scharfeinstellung besitzt der Algorithmus, mit dem die Schärfe be-

stimmt wird. Eine gute Fokussierung zeichnet sich dadurch aus, dass auch feine Details

scharf abgebildet werden, also auch hohe Ortsfrequenzen im Bild enthalten sind. Exem-

plarisch sollen hier nur zwei Möglichkeiten der Auswertung genannt werden.

Bei dem Labormuster wird auf einem digitalen Signalprozessor ein Bereich in der Bild-

mitte ausgewählt und aus Gründen der Rechenzeitverkürzung nur in diesem die Berech-

nung durchgeführt. Dabei werden jeweils die Helligkeitswerte benachbarter Pixel mit-

einander verglichen und die Beträge der Differenzen addiert. Die Maßzahl für die Bild-

schärfe ergibt sich aus der Summe der so berechneten Einzelwerte. Dieses als Absolute-

Difference bezeichnete Verfahren hat sich als robust und schnell erwiesen. Eine andere

Möglichkeit ergibt sich, wenn der Bildinhalt zunächst Fourier-transformiert wird. Die

Bildschärfe kann dann aus den hohen Ortsfrequenzen abgeleitet werden. Nachteilig ist

hier insbesondere die rechenintensive und damit relativ langsame Fouriertransformati-

on, weswegen von diesem Verfahren Abstand genommen wurde.

5.6 Berechnung der Modulationsübertragungsfunktion

Wie in den Kapiteln 5.2.2 und 5.3.2 gezeigt wurde, ist die MTF ein geeignetes Werk-

zeug, um die Abbildungsleistung von optischen Systemen objektiv zu quantifizieren und

verschiedene Systeme miteinander zu vergleichen. Gegenüber der Angabe eines einzel-

nen Zahlenwerts, wie der Grenzfrequenz, liefert die MTF Aussagen über das gesamte

Ortsfrequenzspektrum und ermöglicht damit für den Fachkundigen an das jeweilige

Problem angepasste Analysen [21].

Um die MTF generieren zu können, muss für den gesamten interessierenden Ortsfre-

quenzbereich der auf den Objektkontrast normierte Bildkontrast ermittelt werden. In

Kapitel 5.2.2 wurde bereits kurz diskutiert, dass dies theoretisch durch die experimentel-

le Auswertung vieler Testobjekte mit unterschiedlichen Linienpaaren pro Millimeter

möglich ist, aber aufgrund des hohen Aufwands nicht das Mittel der Wahl darstellt.

Das heute gebräuchliche Verfahren nutzt ein einzelnes, beziehungsweise zwei Testob-

jekte und generiert die erforderlichen Werte mit Hilfe der Fouriertransformation.

Um das Übertragungsverhalten bestimmen zu können, muss das Testobjekt alle Ortsfre-

quenzen mit möglichst gleicher Amplitude enthalten. Diese Forderung erfüllt der Dirac-

Impuls, der im optischen Fall durch einen unendlich kleinen Objektpunkt mit maxima-

lem Kontrast gegenüber dem Hintergrund gebildet wird. Wie in allen anderen Bereichen

der Technik auch, lässt sich ein solcher Impuls in der Realität nur näherungsweise er-

zeugen. In der messtechnischen Umsetzung wird daher statt des sehr schwer realisier-

baren Dirac-Impulses der besser umsetzbare Einheitssprung verwendet, der die gleichen

Informationen enthält. Der Einheitssprung wird durch eine Schwarz-Weiß-Kante gebil-

det. Eine solche Kante kann mit ausreichender Genauigkeit gefertigt werden, um auch

hohe Ortsfrequenzen vermessen zu können.

Zusammenfassend sieht die Messung wie folgt aus. Als Objekt dient eine Schwarz-

Weiß-Kante. Die Abbildung liefert das Kantenbild (englisch: edge spread function, kurz

ESF). Aus der numerischen Ableitung der Messwerte ergibt sich die Linienbildfunktion

(englisch: line spread function, kurz: LSF). Die Fouriertransformation der Linienbild-

funktion liefert nach Betragsbildung und Normierung die Modulationsübertragungs-

funktion.

Gegenüber einem Punkt weist die Kante, beziehungsweise die daraus abgeleitete Linie

den Vorteil auf, dass für die Auswertung lediglich eine eindimensionale Fouriertransfor-

mation durchgeführt werden muss, während dies für den Punkt zweidimensional erfor-

derlich ist. Die eindimensionale Fouriertransformation erlaubt jedoch nur Rückschlüsse

auf das Auflösungsvermögen in einer Richtung, nämlich senkrecht zu der Kante. In ro-

tationssymmetrischen Systemen ist das Auflösungsvermögen unabhängig von der Aus-

richtung. Durch Fertigungstoleranzen und -fehler geht die Symmetrie jedoch verloren,

so dass häufig das horizontale und vertikale Auflösungsvermögen getrennt angegeben

werden. Daher sind zwei Messungen mit vertikal und horizontal ausgerichteter Kante

erforderlich.

Da die der Auswertung zugrunde liegende Bilderfassung fast immer mit elektronischen

Bildaufnehmern, wie CCD- oder CMOS-Chips, mit spalten- und zeilenweise angeord-

neten Pixeln erfolgt, sollten die verwendeten Objekte nicht exakt parallel zu den Pixeln

verlaufende Kanten aufweisen. Liegt die Kante parallel zu den Pixeln, können Informa-

tionen verloren gehen, da nicht feiner als ein solches Pixel aufgelöst wird. Liegt die

Kante jedoch leicht schräg, so schneidet sie in ihrem Verlauf mehrere Pixelspalten be-

ziehungsweise Zeilen, so dass die Auswertung vieler Pixel wie eine feinere Auflösung

wirkt. In den Testcharts nach ISO 12233 ist ein Winkel von ungefähr 3° zur Horizonta-

len, respektive Vertikalen zu finden, in [22] wird ein Winkel von 5° empfohlen, wobei

die Abweichungen bei Winkeln bis zu 10° gering sind.

Ein aberrations- und beugungsfreies optisches System würde sämtliche Ortsfrequenzen

ν mit vollem Kontrast übertragen. Durch die Normierung auf den Objektkontrast ergäbe

sich eine von der Ortsfrequenz unabhängige MTF(ν) = 1, siehe Abbildung 5-32. Rein

mathematisch betrachtet ergibt sich das gleiche Ergebnis. Die normierte Helligkeitsver-

teilung einer idealen Kante entspricht dem Einheitssprung, wenn auf der x-Achse der

Ort und auf der y-Achse die normierte Helligkeit aufgetragen werden. Die Ableitung

des Einheitssprungs ist der Dirac-Impuls, welcher als perfekt dünne Linie interpretiert

werden kann. Die Fouriertransformierte des Dirac-Impulses ist eins.

Aufgrund der Welleneigenschaften des Lichts ist ein solches Verhalten jedoch nicht

möglich. Allein wegen der Beugung an der Blende zeigt jedes optische System Tief-

passeigenschaften und somit einen Abfall des Übertragungsverhaltens zu höheren

Ortsfrequenzen, siehe Abbildung 5-32. Die Betrachtung eines aberrationsfreien, rein

durch die Beugung bestimmten Verhaltens ist von großem Interesse, da dies die

bestmögliche Ausführung eines optischen Systems darstellt und reale Systeme häufig

mit diesem Ideal verglichen werden. Im Folgenden wird das Verhalten eines solchen

Systems mit kreisförmiger Blende, wie sie bei abbildenden Systemen typisch ist, aus

dem Huygens-Fresnel'schen Prinzip hergeleitet. Die Herleitung erfolgt in Anlehnung an

[23]. Hierbei wird von der Fraunhofer-, auch Fernfeld-Beugung genannt, ausgegangen.

Das heißt, Blende und Schirm sind weit voneinander entfernt oder der Schirm befindet

sich in der Brennebene einer zwischen Blende und Schirm platzierten Linse. Weiterhin

wird davon ausgegangen, dass ebene Wellenfronten auf die Blende treffen. Dies

entspricht einer Punktquelle in großem Abstand vor der Blende.

Abb. 5-32 Modulationsübertragungsfunktionen hypothetischer, beugungsfreier und beugungsbe-

grenzter sowie aberrationsbehafteter Systeme

0 0,1 0,2 0,3 0,4 0,5 0,6 0,7 0,8 0,9 1

0,1

0,2

0,3

0,4

0,5

0,6

0,7

0,8

0,9

beugungsfrei

beugungsbegrenzt

mit Aberrationen

(Beispiel)

normierte Ortsfreqenz

normierter Kontrast

Die elektrische Feldstärke s einer harmonischen eindimensionalen elektromagnetischen

Welle lässt sich durch

Ez, t = 

E⋅sin⋅t−k⋅z0

beschreiben. Darin ist



die Amplitude,



die Kreisfrequenz mit

 = 2f

, t die

Zeit, k die Kreiswellenzahl mit

k=2/

, z der Ort entlang der Ausbreitungsrichtung

und

0

der Nullphasenwinkel.

Häufig bietet es sich an, die Beschreibung mit komplexen Zahlen durchzuführen, dann

gilt

E=

E ej⋅t−k⋅z0=

E ej⋅t−k⋅z

Die Unterstreichung macht deutlich, dass es sich um eine komplexe Größe handelt. Für

die komplexe Amplitude



gilt



E=

E⋅ej⋅0

In der Abbildung 5-33 ist ein Schnitt durch die Anordnung aus Blende, Linse und

Schirm dargestellt. Die Koordinaten in der Blendenebene werden mit x und y, die in der

Schirmebene mit X und Y bezeichnet.

(5-4)

(5-5)

(5-6)

Abb. 5-33 Fraunhofer-Beugung an kreisförmiger Blende, nach [23]

Linse

Blende Schirm

αα

Um die Rechnung übersichtlicher zu gestalten, werden im Folgenden nur die Amplitu-

den und nicht der zeitabhängige Anteil berücksichtigt. Da kein Messsystem existiert,

das die Amplitudenschwankungen bei den Frequenzen des Lichts zeitlich auflösen kann,

behält die Betrachtung trotzdem ihre Gültigkeit. Aufgrund der Symmetrie des Systems

muss das Beugungsbild rotationssymmetrisch um die z-Achse sein. Es reicht also aus,

nur eine der beiden Richtungen x oder y zu betrachten, wobei hier x gewählt wurde.

Ein einzelner Streifen O' der Blende liefert in P auf dem Schirm den infinitesimalen

Amplitudenbeitrag

d

EP~

ES⋅e−j⋅kr0 dx



ist die auf die Blende treffende Amplitude,

der Weg zwischen O und P,



der

Gangunterschied und dx die Breite des Streifens.

Für den Gangunterschied



gilt

 = x⋅sin

Die Gesamtamplitude im Punkt P ergibt sich durch Integration über die Blende



EP=C

ES∬e−j⋅k⋅ dx dy

Die Proportionalitätskonstante



enthält auch den konstanten Anteil

e−j⋅k˙r0

Die Integration über y kann auf eine Multiplikation zurückgeführt werden, da der Gang-

unterschied



von y unabhängig ist. Verständlich wird dies, wenn man bedenkt, dass

nur Punkte auf dem Schirm betrachtet werden für die Y = 0 gilt und dass Fernfeldbeu-

gung vorliegt. Daher breiten sich alle Wellen in der y-z-Ebene hinter der Blende zu-

nächst parallel zur z-Achse aus und werden durch die Linse in einem Punkt gesammelt,

ohne einen Gangunterschied zu erfahren. Gemäß der Abbildung 5-34 gilt für die Fläche

dA eines Streifens der Breite dx

dA =2y⋅dx

(5-7)

(5-8)

(5-9)

(5-10)

Einsetzen von (5-8) und (5-10) in (5-9) liefert:



EP=C

ES∫e−j⋅k⋅x⋅sin 2y dx

Für einen Kreis mit dem Radius R gilt der Zusammenhang



R2−x2

. Daraus ergibt

sich das Integral



EP=2⋅C

ES∫

−R

e−j⋅k⋅x⋅sin 



R2−x2dx

Mit den Substitutionen

 = x/R

und

 = k⋅R⋅sin = 1/2⋅k⋅D⋅sin

ergibt sich



EP=2⋅C

ESR2∫

−1

e−j⋅⋅



1−2d = C

⋅⋅R2

⋅2⋅J1



J1

ist die Besselfunktion erster Ordnung.

Die Intensität ist quadratisch zur Feldstärke, somit ergibt sich diese zu

I = I02⋅J1



Mit der Intensität des Hauptmaximums

. In der Abbildung 5-35 ist der normierte In-

tensitätsverlauf dargestellt.

(5-11)

(5-12)

(5-13)

(5-14)

Abb. 5-34 Integration über die Kreisblende, nach [23]

Das erste Intensitätsminimum tritt für

1=3,832

auf. Mit

1=1/2⋅k⋅D⋅sin1

folgt für den Winkel

1 min

, unter dem dieses erscheint

sin1 min =1,22⋅

Aufgrund der Rotationssymmetrie tritt das erste Minimum als Ring auf, dessen Öff-

nungswinkel durch

 = 2,44⋅

gegeben ist. Der Durchmesser X des auch als Airy-Scheibchen bezeichneten ersten Beu-

gungsminimums berechnet sich mit Hilfe des Zusammenhangs

tan  = X/f ' ≈ 

X=2,44⋅

D⋅f '

Die nächsten Minima liegen bei

2=7,016

3=10,173

und

4=13,324

. Im Ge-

(5-15)

(5-16)

(5-17)

Abb. 5-35 Intensitätsverlauf der Beugung an einer Kreisblende

0 2 4 6 8 10 12 14

0,1

0,2

0,3

0,4

0,5

0,6

0,7

0,8

0,9

Beugungsparameter γ

normierte Intensität

gensatz zum Einzelspalt sind die Minima bei der Kreisblende nicht äquidistant und die

Nebenmaxima sind im Vergleich deutlich lichtschwächer. Während beim Einzelspalt

etwa 4,7 % der Intensität auf das erste Nebenmaximum entfallen, sind es bei der Kreis-

blende nur circa 1,2 %. Somit ist fast die gesamte Intensität im zentralen Maximum

konzentriert, und es ist gerechtfertigt, den Durchmesser des Airy-Scheibchens als Maß

für die Beugungsbegrenzung der Abbildung heranzuziehen. Umgekehrt bedeutet dies,

dass es keinen Sinn ergibt, die Abbildungsgenauigkeit eines optischen Systems besser

als diese prinzipielle Grenze zu gestalten.

Aus der Ortsfrequenzanalyse des Beugungsmusters mittels Fourier-Transformation er-

hält man die Modulationsübertragungsfunktion des aberrationsfreien, beugungsbegrenz-

ten Systems zu

MTF = 2

⋅

[

arccos





max



−

max

⋅



1−





max



]

Darin ist νmax die Ortsfrequenz, bei welcher die MTF auf Null abgefallen ist. Sie gibt so-

mit die höchste Ortsfrequenz an, die übertragen werden kann. Für νmax gilt

max =dEP

f '⋅ =1

k⋅

(5-18)

(5-19)

6 Aktorik

6.1 Aktoren für optische Komponenten

Im Bereich der medizinischen Endoskopie werden bisher größtenteils flexible oder star-

re Endoskope klassischer Bauart mit Glasfasern oder Stablinsen verwendet. Um das

Bild auf einem Bildschirm sichtbar zu machen, wird eine Kamera an das Okular ange-

bracht. Je nach Hersteller ist der hierfür notwendige Videokoppler, der die optische An-

passung vornimmt, Teil der Kamera oder als einzelne Baugruppe ausgeführt, die zwi-

schen Endoskop und Kamera montiert wird. Die meisten Videokoppler werden vom An-

wender über mechanische Drehräder bedient und wandeln die Drehbewegung der

Drehräder mittels Kulisse in eine Linearbewegung der darin eingesetzten Linsen. Eine

solche Kulisse, jedoch aus einer Kompaktkamera, ist in der Abbildung 6-1 dargestellt.

Die Funktionsweise entspricht einer Kurvenscheibe, wobei die Bewegung der Linse

durch Gestaltung der geschlitzten Bahn definiert ist. Für Zoomsysteme wird häufig eine

Kulisse mit zwei unterschiedlichen Bahnkurven verwendet, die bei einer Drehung zwei

Linsengruppen auf unterschiedlichen Bahnen zueinander bewegt. Die gleiche Mechanik

wird auch in Kameras für andere, nicht medizinische Bereiche verwendet, häufig zu-

sammen mit einer automatischen Scharfeinstellung (Autofokus) oder motorischem

Zoom. Sie kann problemlos mit jedem Motor kombiniert werden, der die nötige Dreh-

bewegung erzeugt.

Für die Integration in ein Chip-on-the-Tip-Endoskop erweist sich jedoch der Platzbedarf

dieser Lösung als nachteilig. Während bei einem proximalen Videokoppler oder einem

Fotoobjektiv der radiale Bauraum insgesamt mehrere Zentimeter beträgt, misst das ge-

Abb. 6-1 Kulisse aus einer Kompaktkamera

samte Endoskop nur zehn Millimeter im Durchmesser, so dass abzüglich Schaftrohr

bestenfalls 9,5 mm, mit Beleuchtungsfasern typisch 7,5 mm, nutzbar sind. Daher lässt

sich der Motor nicht radial außerhalb der Kulisse anbringen, sondern müsste axial hinter

dem CCD-Chip versetzt platziert werden. Alternativ wäre eine Ausführung denkbar, bei

der die Kulisse selbst als Rotor dient und die Lagerung außen erfolgt, so dass der Innen-

raum für die Linsen frei bleibt. Hier ist insbesondere fraglich, ob sich das notwendige

Drehmoment erzielen lässt und mit welcher Motorbauform die erforderliche Winkelge-

nauigkeit erzielt werden kann. Insgesamt ist dieses Konzept nicht optimal auf das Pro-

blem angepasst, sondern eine Anpassung einer bestehenden Lösung mit erheblichen

Nachteilen.

In Fotoobjektiven werden zum Teil Wanderwellenmotoren in Hohlläufer-Bauform ein-

gesetzt. Auch diese erzeugen eine Drehbewegung der Kulisse, jedoch nicht durch elek-

tromagnetische Kräfte, sondern durch eine Wanderwelle, wobei Läufer und Stator bei

diesen Motoren als Ring ausgeführt und reibschlüssig miteinander verbunden sind.

Durch Piezoaktoren wird der Stator zu resonanten Schwingungen angeregt, die bei ge-

eigneter Auslegung eine umlaufende Wanderwelle zur Folge haben. Durch die, infolge

der Wanderwelle auftretende Verformung des Stators besteht jeweils nur an einzelnen

Punkten Kontakt zum Läufer. Die Berührungspunkte beschreiben elliptische Bahnen

und übertragen somit eine Rotationsbewegung auf den Läufer [24]. Der Nachteil dieses

Konzepts ist der Einsatz piezoelektrischer Aktoren. Um ausreichende Verformungen zu

erreichen, sind Spannungen von etwa 100 V notwendig. Diese können in einem Medi-

zinprodukt verwendet werden, erfordern jedoch den Nachweis, dass eine hinreichend

gute Isolation besteht, so dass selbst im ungünstigsten Fehlerfall keine Gefährdung des

Patienten von ihnen ausgeht.

Werden Gleichspannungen größer als 60 V genutzt, erhöht sich die erforderliche Prüf-

Wechselspannung für die Durchschlagsfestigkeit. Bei Betriebsspannungen größer als

60 V von 1 kV auf 1,5 kV und bei Spannungen größer als 71 V auf 2 kV. Die angegebe-

nen Werte gelten für eine doppelte Schutzmaßnahme zum Patientenschutz (2 MOPP,

englisch: Means of Patient Protection) [25]. Daher wird man auf hohe Spannungen nach

Möglichkeit verzichten. Weiterhin ist das Endoskop durch den Autoklavierprozess häu-

fig wechselnden Temperaturen bis 134°C ausgesetzt. Einige Piezomaterialien scheiden

damit von vornherein aus, beispielsweise Bariumtitanat, dessen Curietemperatur mit

120°C zu niedrig ist, andere Werkstoffe wie PZT-Keramiken sind hingegen für den

Temperaturbereich geeignet. Aus der Abbildung 6-2, in der die Temperaturabhängigkeit

der Dehnung dargestellt ist [26], wird ersichtlich, dass insbesondere die, für die Medi-

zintechnik interessanten, Low Voltage PZT Aktoren bei hohen Temperaturen kaum ein-

setzbar sind. Weiterhin können durch die Schichtbauweise in Zusammenwirken mit der

mechanischen und thermischen Wechselbelastung recht schnell Risse in der Keramik

oder den Klebestellen auftreten, die zu einem vorzeitigen Ausfall führen. Diese in den

Griff zu bekommen, erscheint als sehr aufwendige und zeitintensive Aufgabe.

Anstatt Piezoaktoren zur Erzeugung einer Wanderwelle einzusetzen, können diese auch

genutzt werden, um die Linsen direkt zu verstellen. Lineardirektantriebe besitzen deutli-

che Vorteile, insbesondere hinsichtlich ihrer Dynamik. Die verlustbehaftete und Ver-

schleiß unterliegende Wandlung der Dreh- in eine Linearbewegung entfällt hier, die Lin-

senfassung kann direkt als Läufer dienen und angetrieben werden. Durch die wenigen

Bauteile wird der Bauraum sehr effizient genutzt, so dass der Antrieb direkt um die zu

bewegende Baugruppe herum platziert werden kann. Als Nachteile sind die gleichen

Punkte wie bei den Wanderwellenmotoren zu nennen, zusätzlich kommt jedoch hinzu,

dass mit einem Stapelaktor ohne Übersetzung nur Wege im Bereich bis etwa 100 µm er-

zielt werden können.

Eine Optik, deren Fokuslinse einen derart kurzen Weg zurücklegt, stellt erhebliche An-

forderungen an die Montagetoleranzen der Baugruppen, die wenigstens für die Fokus-

gruppe um einiges enger sind als bei Wegen im Millimeterbereich. Dies führt zu gestei-

gerten Kosten und ist daher zu vermeiden, wenn sich andere Alternativen bieten.

Die bisher beschriebenen Lösungen gehen davon aus, dass eine Linsengruppe verscho-

ben werden muss, um ein scharfes Bild zu erzielen. Eine andere Möglichkeit besteht

darin, die Brennweite einer oder mehrerer Linsen zu ändern, indem die Linse verformt

wird. Das bekannteste Beispiel für dieses Verfahren ist die Augenlinse, die eine ausrei-

chende Flexibilität besitzt, um durch den Ziliarmuskel zusammengedrückt zu werden.

Hierdurch nimmt die Brechkraft zu, und das Auge akkommodiert auf nahe Objekte.

Wird der Muskel entspannt, kehrt die Linse in ihre Ausgangsform zurück und besitzt

durch ihre dünnere Form eine geringere Brechkraft. Ferne Objekte werden scharf auf

der Netzhaut abgebildet.

Mit Glaslinsen, welche die besten optischen Eigenschaften aufweisen, ist dies offen-

sichtlich nicht möglich. Ein interessanter Ansatz, die Verformung der optisch wirksamen

Grenzfläche ohne Mechanik zu realisieren, stellen Flüssiglinsen dar. Kommerziell er-

hältlich sind sie beispielsweise von Varioptic [28]. Eine ähnliche Entwicklung gibt es

auch von Philips [29].

In einer Kavität innerhalb eines Elements mit beidseitigem Glasfenster sind zwei sich

nicht vermischende transparente Flüssigkeiten mit unterschiedlichem Brechungsindex

eingeschlossen. Die eine davon ist leitfähig, die andere nicht. Durch Anlegen eines elek-

trischen Felds kommt es zur Änderung der Oberflächenspannung und damit zu einer

Verformung der Grenzschicht. Positive Eigenschaften sind der geringe Platzbedarf und

Abb. 6-2 Abhängigkeit der Dehnung von der Temperatur bei Piezokeramiken, mit freundlicher

Genehmigung der Physik Instrumente (PI) GmbH & Co. KG [26]

Temperatur

[°C]

Dehnung [%]

die Möglichkeit, für die Massenfertigung kostengünstige Verfahren der Silizium-Mikro-

mechanik zur Herstellung der Kavität einzusetzen [30]. Es werden keine mechanischen

Teile bewegt und die Schaltzeit ist mit etwa 20 ms relativ kurz [31]. Die optischen Ei-

genschaften sollen ebenfalls sehr gut sein und beugungsbegrenzte Abbildungen ermögli-

chen.

Ein Ausschlussgrund für die Anwendung der kommerziell erhältlichen Systeme von Va-

rioptic in einem medizinischen Endoskop ist der begrenzte Temperaturbereich. Die ma-

ximal zulässige Lagertemperatur beträgt, vermutlich aufgrund der Verwendung von

Wasser als eine der Flüssigkeiten, 85°C, so dass kein Autoklavieren möglich ist.

Als sinnvolles Konzept für den Einsatz in einem Endoskop wurden elektromagnetische

Lineardirektantriebe entwickelt. Die Technik bietet deutliche Vorteile hinsichtlich der

Dynamik, sie ist bei Verwendung entsprechender Werkstoffe autoklavierbar, nutzt den

Bauraum sehr effizient und ist bereits erprobt. Am Fachgebiet Mikrotechnik der TU

Berlin liegt die entsprechende Erfahrung vor, um die Risiken der Entwicklung einschät-

zen zu können. In dem nächsten Abschnitt werden drei in optischen Systemen verwen-

deten Linearantriebe mit ihren jeweiligen Besonderheiten und Vorteilen für den jeweili-

gen Einsatzzweck diskutiert.

6.2 Aktor zur Fokussierung des LED-Endoskops

Wie in Kapitel 5.2.1 ausgeführt, erwies sich die Scharfeinstellung an zwei Positionen

für das LED-Endoskop als ausreichend. Daher wird ein Motor verwendet, der nur zwei

Stellungen anfährt, wodurch der Aufbau und die Ansteuerung sehr einfach ausführbar

sind und sich gleichzeitig eine sehr hohe Genauigkeit ergibt. Der Aktor ist bistabil aus-

geführt, das heißt, die gewählte Stellung wird ohne Bestromung beibehalten. Der Vorteil

dieses Prinzips liegt in der geringen mittleren Verlustleistung eines solchen Aktors.

Elektrische Verluste treten nur kurzzeitig, beim Umschalten zwischen den beiden Stel-

lungen auf. Während des restlichen Betriebs fließt kein Strom, so dass die Endoskop-

spitze nicht erwärmt wird. Dies ist bei dem LED-Endoskop besonders wichtig, da be-

reits durch die LED eine erhebliche Wärmemenge entsteht, die abgeführt werden muss.

Der prinzipielle Aufbau des Aktors ist in der Abbildung 6-3 gezeigt [32]. Der Stator be-

steht aus einer nicht ferromagnetischen Gleithülse, zwei Spulen mit dazwischen liegen-

dem Polschuh und dem außen liegenden Rückschlussrohr. In dem Stator befindet sich

der Läufer, der durch die Gleithülse radial gelagert wird. Der Läufer enthält einen Per-

manentmagneten und zwei Polschuhe, die gleichzeitig als Laufflächen dienen. Alle Tei-

le des Läufers sind als Ringe ausgeführt. In der zentralen Bohrung wird die Fokuslinse

platziert. In der gezeigten Lage befindet sich der Läufer in einem labilen Gleichgewicht.

Eine kleine Auslenkung führt zu einer Verstärkung der Reluktanzkraft, die den Läufer

weiter in Richtung der Auslenkung bewegt, bis einer der Läuferpolschuhe direkt unter

dem Statorpolschuh steht. Die Änderung der Position erfolgt durch das Anlegen einer

Spannung an die beiden in Reihe geschalteten, gegensinnig gewickelten Spulen. Die

Magnetfelder der beiden Spulen sind dadurch entgegengesetzt. Durch den Stromfluss

im Feld des Permanentmagneten entstehen Lorentzkräfte, welche den Läufer bewegen.

Der Läufer nimmt daraufhin seine zweite stabile Lage mit dem anderen Polschuh unter

dem Statorpolschuh ein.

Im praktischen Einsatz erweist es sich als günstiger, den Aktor für einen etwas größeren

Verfahrweg als erforderlich auszulegen und diesen durch mechanische Anschläge zu be-

grenzen. Dadurch erhöht sich die Steifigkeit des Systems in den beiden Endlagen, und

es lassen sich sehr kurze Stellwege erzielen, die aufgrund der Mindestabmessungen von

Magnet und Polschuhen sonst nicht zu realisieren wären.

Der entwickelte Aktor besitzt einen Außendurchmesser von 6,5 mm, eine Bohrung von

3 mm und einen Hub von 0,5 mm. Zur besseren Illustration des Aufbaus ist das fertige

Labormuster, ohne Rückschluss in der Abbildung 6-4 [32] gezeigt. Als Größenvergleich

dient eine 1-Cent Münze. Die weichmagnetischen Bauteile Rückschlussrohr, Statorpol-

schuh sowie die beiden Läuferpolschuhe bestehen aus dem Automatenstahl 11SMn30,

der eine Sättigungsinduktion von 1,6 T besitzt. Die Gleithülse ist aus nicht magneti-

schem Edelstahl 1.4301 gefertigt, die in der Prinzipskizze nicht dargestellte Linsenfas-

Abb. 6-3 Prinzipskizze des bistabilen Fokus-Aktors [32]

Spulen Rückschlussrohr

Gleithülse

Permanentmagnet

Läuferpolschuhe

Statorpolschuh

sung im Inneren des Läufers aus Messing. Bei dem Magnetwerkstoff handelt es sich um

Neodym-Eisen-Bor (NdFeB). Für die Spulen kommt Backlackdraht mit einem Kupfer-

durchmesser von 55 µm und einem Außendurchmesser von 70 µm zum Einsatz. Jede

der beiden Spulen besitzt 120 Windungen, verteilt auf sechs Lagen zu je zwanzig Win-

dungen. Die Ansteuerung erfolgt mit rechteckigen Spannungsimpulsen von 6 V für eine

Zeitdauer von 10 ms.

Abb. 6-4 Reale Ausführung des Aktors, ohne Rückschluss [32]

Für den Umschaltvorgang zwischen den beiden Positionen benötigt der Läufer etwa 4

bis 5 ms, siehe Abbildung 6-5. Aufgrund der Anschläge kann kein Überschwingen auf-

treten. Auch ein Prellen ist nicht messbar.

6.3 Aktor für die Einstellung des Bildfeldwinkels am Zoom-

Endoskop

Für den optischen Zoom sind drei Stellungen ausreichend, eine Übersichtseinstellung

mit 70° Feldwinkel, die Stellung zur Begutachtung von feinen Details mit 40° und eine

Zwischenstellung mit 55°, um dem Operateur die Orientierung beim Umschalten zu er-

leichtern.

Der hierfür entwickelte Aktor nutzt daher, genauso wie der Fokus-Aktor des LED-En-

doskops, die Vorteile eines Aufbaus mit diskreten Positionen, von denen hier drei exis-

tieren. In der Abbildung 6-6 ist der Aufbau im Halbschnitt mit dem Läufer in der mittle-

ren Position dargestellt. Der Stator besteht aus dem äußeren Rückschlussrohr, fünf Pol-

schuhen, zwei Spulen und zwei Abstandshülsen zur Positionierung der Polschuhe. Die

Gleithülsen innerhalb des Stators sind in dieser Abbildung nicht gezeigt. Ein Perma-

nentmagnet mit zwei Polschuhen bildet den Läufer. Die Polschuhe dienen auch hier als

Laufflächen.

In der gezeigten Lage ist der Läufer stabil, eine Auslenkung führt zu einem Anstieg der

Reluktanzkräfte. Durch Bestromung der beiden Spulen kann der Läufer nach rechts oder

links und auch wieder in die Mittellage bewegt werden. Die Bewegung erfolgt durch

von den Spulen generierte Reluktanz- und Lorentzkräfte. Die beiden Endpositionen,

dargestellt in den Abbildungen 6-7 und 6-8 sind ebenfalls stabil, das heißt, nach dem

Umschaltvorgang ist keine Bestromung erforderlich, wodurch sich auch bei diesem Ak-

tor ein sehr geringer mittlerer Leistungsverbrauch einstellt.

Abb. 6-5 Schaltzeit des bistabilen Aktors

50 100 150 200

Zeit [ms]

0,2

0,4

0,6

0,8

1,0

1,2

-0,2

normierter Weg S / Smax

Bei einem Außendurchmesser von 6,3 mm steht für die optischen Komponenten eine

zentrale Bohrung von 3,1 mm Durchmesser zur Verfügung. Der Verfahrweg beträgt ins-

gesamt 3,6 mm, symmetrisch aufgeteilt in zwei 1,8 mm-Schritte, deren Wege über die

Abstände der Polschuhe festgelegt sind. Die Ansteuerung erfolgt mit elektrischen Im-

pulsen von 7,5 V Spannung und 20 ms Länge.

6.4 Aktor zur Fokussierung des Zoom-Endoskops

Bei dem optischen System des Zoom-Endoskops handelt es sich um ein nicht-parfoka-

les System, das heißt, beim Zoomen ist ein Nachfokussieren notwendig. Geht man da-

von aus, dass jeweils zwei Fokusstellungen, eine für den Nah- und eine für den Fernbe-

reich ausreichend sind, ergeben sich mit den drei Zoomstufen sechs notwendige Positio-

nen für die Fokuslinse. Um eine optimale Abbildungsqualität zu erreichen, sollten min-

destens neun Positionen einstellbar sein. Antriebe mit diskreten Stellungen stoßen an

Abb. 6-6 Zoom-Aktor in Mittelstellung

RückschlussrohrStator-Polschuhe

Abstandshülse

Spule

PermanentmagnetLäufer-Polschuhe

Spule

Abb. 6-7 Zoom-Aktor in linker Position

Abb. 6-8 Zoom-Aktor in rechter Position

ihre Grenzen, wenn viele Schritte auf einem kurzen Verfahrweg untergebracht werden

müssen. In den beiden oben gezeigten Aktoren begrenzen die Spulen- und Polschuh-

breiten die Schrittweite nach unten. Fertigungstechnisch sind einer weiteren Verkleine-

rung Grenzen gesetzt. Für die Fokusfunktion im Zoom-Endoskop wurde daher ein kon-

tinuierlich arbeitender Aktor gemäß der Abbildung 6-9 vorgesehen [20].

Drei Spulen, das Rückschlussrohr und die Gleithülse bilden den Stator. Der Läufer be-

steht aus drei Polschuhen und zwei entgegengesetzt gepolten Permanentmagneten. Das

Magnetfeld der beiden Permanentmagneten durchsetzt die drei Spulen, so dass Lorentz-

kräfte entstehen, wenn diese bestromt sind. Die drei Spulenströme weisen einen festen

Phasenversatz von 120° zueinander auf und bilden ein Wanderfeld. Durch die spezielle

Bestromung der Spulen erzeugen die Lorentzkräfte eine stabile Läuferposition.

Dies ist im Folgenden an einem Motor gleichen Prinzips, jedoch mit nur einen Perma-

nentmagneten im Läufer gezeigt. Wird die mittlere Spule maximal und die beiden äuße-

ren halb so stark entgegengesetzt bestromt, so liegt die stabile Läuferposition in der Mit-

te der Spulen, zu erkennen an der minimalen Feldlinienlänge, siehe Abbildung 6-10 A.

Eine Auslenkung des Läufers aus der stabilen Lage führt zu einer Verlängerung der ma-

gnetischen Feldlinien und damit zu einer rücktreibenden Kraft. Der Kraft-Weg-Verlauf

ist in der Abbildung 6-11 links dargestellt. In der stabilen Position A ist die Kraft Null,

der negative Anstieg der Kurve zeigt ein stabiles Gleichgewicht an. Wird die Bestro-

mung verändert, ändert sich die stabile Position, was einer Verschiebung der Kurve ent-

lang der Weg-Achse entspricht, siehe Abbildung 6-11 rechts.

Abb. 6-9 Fokus-Aktor für das Zoom-Endoskop [20]

Läufer-

polschuhe

Permanent-

magnete

Rückschluss-

rohr

Spulen

Gleithülse

Gegenüber der einfachen Ausführung mit nur einem Permanentmagneten (PM) im Läu-

fer unterscheidet sich die eingesetzte Modifikation mit zwei PM insbesondere durch hö-

here erzielbare Kräfte, wie die jeweilige Einhüllende in der Abbildung 6-12 verdeut-

licht.

Abb. 6-12 Kraft-Weg-Kennlinien für verschiedene Sollpositionen, links: Läufer mit einem PM,

rechts: Läufer mit zwei PM

Kraft F

Weg x in

Spulenbreiten

Kraft F

Abb. 6-10 Auslenkung des Läufers aus der stabilen Lage

Abb. 6-11 Kraft-Weg-Kennlinie des Wanderfeldmotors (links) und Änderung der Sollposition

(rechts)

In den nachfolgenden Bildern sind die Wirkungen der Fokus- und Zoomfunktion darge-

stellt. Alle Abbildungen zeigen dasselbe Objekt in einem Abstand von 140 mm. In der

Abbildung 6-13 ist es in der Einstellung mit dem größten Bildfeldwinkel ohne Scharf-

stellung aufgenommen, zum Vergleich zeigt Abbildung 6-14 die gleiche Zoomstufe aber

fokussiert. In der Abbildung 6-15 ist schließlich der Bildfeldwinkel durch den optischen

Zoom verkleinert und das Objekt wird scharf abgebildet.

Abb. 6-14 Großer Feldwinkel, Bild scharf

Abb. 6-13 Großer Feldwinkel, Bild unscharf

Abb. 6-15 Kleiner Feldwinkel, Bild scharf

7 Optimierung von Optik und Aktorik

Sowohl im Kapitel 5 zur Auslegung der Kameraoptik, als auch bei der Vorstellung der

Aktoren, wurde darauf hingewiesen, dass für ein optimales Zusammenspiel beider

Komponenten deren Entwicklung nicht unabhängig voneinander erfolgen kann. Viel-

mehr müssen die Auslegung des optischen Systems, der mechanische Aufbau sowie die

Funktion und die Abmessungen der Aktoren aufeinander abgestimmt sein. Dies setzt

voraus, dass sich beide Entwicklerteams regelmäßig über die sich zum Teil ändernden

Anforderungen einbeziehen und der Optikentwickler ebenso ein Verständnis für Akto-

ren mitbringt, wie der Elektromagnetiker die Grundzüge der Optik verstehen sollte.

Häufig ist diese enge Kooperation jedoch nicht anzutreffen.

Daher kann es nach dem Zusammenbau zu Funktionsbeeinträchtigungen bis hin zu völ-

ligem Versagen des Gesamtsystems kommen. Eine Konsequenz daraus ist das Festhal-

ten an bewährten Lösungen, wodurch jedoch oft weder die Potentiale der Optik noch

der Aktorik optimal ausgenutzt werden.

Ein ganz entscheidender Unterschied bei der Verwendung von Lineardirektantrieben ge-

genüber Drehkulissen mit Rotationsmotoren betrifft die Anzahl der verfahrbaren Linsen

und deren Kopplung. Für die Umsetzung einer Zoomfunktion werden häufig zwei Lin-

sengruppen in einer Kulisse auf unterschiedlichen Bahnkurven bewegt. Dies ist mit Li-

neardirektantrieben nur schwer möglich. Wenn die Linsen nicht parallel bewegt werden,

wie es beispielsweise bei optisch kompensierten parfokalen Systemen der Fall ist, muss

für jede bewegte Linsengruppe ein separater Antrieb vorgesehen werden. Um die Ferti-

gungskosten im Endprodukt gering zu halten, werden am Fachgebiet Mikrotechnik der

TU Berlin daher hauptsächlich optische Systeme entwickelt, die mit einer einzelnen be-

weglichen Linsengruppe pro Funktion auskommen. Bei Drehkulissen überschneiden

sich die Extrempositionen der Linsengruppen häufig. Bei Lineardirektantrieben wird

der Motor normalerweise direkt um die Linse herum angeordnet, so dass sich derlei Ver-

fahrkonzepte vermeiden lassen. Wie eine Lösung aussehen kann, die dieses Problem

löst, wird später diskutiert.

Der erste Punkt, bei dem Abstimmungsbedarf besteht, ist der zur Verfügung stehende

Bauraum. In einem starren Endoskop steht radial wenig Platz zur Verfügung, während

die Länge des Systems praktisch keiner Einschränkung unterliegt. Dieser geringe radia-

le Bauraum muss zwischen optischem System und Aktoren aufgeteilt werden. Die ein-

gesetzten elektromagnetischen Lineardirektantriebe nutzen den Bauraum sehr effizient,

da auf Getriebe und ähnliches verzichtet werden kann. Trotzdem besitzt der Motor einen

höheren radialen Platzbedarf als eine einfache Linsenfassung. Feststehende Linsen kön-

nen im Allgemeinen, abzüglich der Linsenfassung von einigen Zehntelmillimetern, den

gesamten Durchmesser des optischen Moduls einnehmen, während bewegte Linsen

einen kleineren Durchmesser aufweisen sollten. Am Beispiel der Zoom- und Fokusoptik

ist dies bei dem Fokusachromaten zu sehen, siehe Abbildung 7-1.

Wie in der Abbildung ebenfalls zu erkennen ist, konnte diese Gestaltungsregel bei dem

Achromaten für die Zoomfunktion nicht umgesetzt werden. Bei einem Feldwinkel von

70° trifft das Lichtbündel sehr schräg zur optischen Achse auf.

Im Falle einer 30° Vorausblickoptik lässt sich vor dem Prisma nur eine Linse einsetzen,

so dass die Lichtstrahlen nur begrenzt abgelenkt werden können. Damit treten sie aus

den Prisma auch unter einem großen Winkel aus. Hinter dem Prisma, beziehungsweise

der Glasrolle, sollten die Winkel durch Einsatz weiterer Linsen verkleinert werden, so

dass der Durchmesser der folgenden Zoomgruppe klein bleibt. Die Berechnungen mit

ZEMAX haben in diesem Fall jedoch ergeben, dass eine weitere Reduzierung des

Strahldurchmessers durch stärkere Linsen 4 bis 8, eine deutliche Verschlechterung der

Abbildungsleistung bewirkt hätte.

In einem solchen Fall wird man bei den meisten optischen Systemen Kompromisse bei

der Aktorik oder Mechanik in Kauf nehmen, um die bestmögliche Abbildungsqualität

zu erreichen. In dem obigen Beispiel wurde eine Lösung darin gefunden, den Motor

nach rechts zu versetzen und die Linsenfassung nicht innerhalb des Stators zu platzie-

ren, sondern über eine Hülse aus diesem auskragen zu lassen, siehe Abbildung 7-2. Um

ein Verkippen der Hülse und damit der Linse zu vermeiden, wird diese nicht nur im Mo-

tor, sondern auch vorn direkt an der Linsenfassung gelagert. Dies erhöht zwar den Ferti-

gungsaufwand durch das Vorhandensein von zwei Gleitbuchsen, während andere Moto-

ren mit einer auskommen, dies ist hier aber unverzichtbar. Durch die Verwendung eines

oder zweier derartiger Motoranordnungen lässt sich auch das oben angesprochene Pro-

blem überlappender Verfahrwege benachbarter Linsengruppen lösen. Der erforderliche

Abb. 7-1 Zoomsystem mit einem 70° Feldwinkel

Zoom-Achromat Fokus-Achromat

Mehraufwand sollte aber gegenüber einer anderen Gestaltung des optischen Systems ab-

gewogen werden.

Zu beachten ist weiterhin, wie sich der Strahlengang vor und hinter der Linse verhält.

Wie in der Abbildung 7-1 zu erkennen ist, nimmt der Strahldurchmesser jeweils nur

langsam ab, in anderen Fällen kann er auch zunehmen. Liegen dem Aktorentwickler nur

die Linsendaten, nicht aber die Strahlengänge vor, kann es schwierig werden, den tat-

sächlichen Platzbedarf zu ermitteln. Wird dem Strahlengang zu viel Platz eingeräumt,

gestaltet sich der Aufbau des Motors unnötig kompliziert.

Im schlechteren Fall ragt ein Teil des Antriebs in den Strahlengang und schneidet Strah-

len ab. Eine solche Vignettierung äußert sich in abgedunkelten Bildteilen am Rand. Auf

den ersten Blick mag dieser Punkt trivial aussehen, da sich aber mindestens eine, in die-

sem Beispiel zwei, in anderen Systemen auch noch mehr Linsen bewegen und sich da-

mit auch der Strahlengang verändert, können hier leicht Fehler auftreten. Daher ist es

wichtig, die Strahlengänge in allen Zoomstufen und bei allen Objektabständen zu unter-

suchen. Es ist hilfreich, wenn der Aktorentwickler nicht allein arbeitet, sondern gemein-

sam mit dem Optiker. Programme zur Optikrechnung können alle notwendigen Daten

ohne großen Aufwand zur Verfügung stellen. Eine manuelle Modellierung des Strahlen-

gangs in einem FEM- oder CAD-Programm ist dagegen zeitintensiv und fehleranfällig.

Werden Fehler erst nach der Fertigung am ersten Labormuster entdeckt, treten schnell

Zeitverzögerungen im Bereich von Monaten ein.

Axial steht meist genügend Bauraum für die Optik zur Verfügung, dennoch ist bei den

Aktoren auch hier einiges zu beachten. Je nach gewähltem Motorkonzept ist der Antrieb

zum Teil deutlich länger als der Verfahrweg. Sollen zwei dicht nebeneinander liegende

Linsengruppen bewegt werden, kann der Bauraum auch entlang der Längsachse knapp

Abb. 7-2 Zoom-Baugruppe

werden. Die Anordnung in dem vorliegenden Zoomsystem ist unter diesem Aspekt un-

kritisch. Das optische System wurde so gestaltet, dass Zoom- und Fokusachromat aus-

reichend weit voneinander entfernt sind. Dies ist hier um so wichtiger, als der Motor für

den Zoom gegenüber der Linse nach rechts versetzt werden musste.

Weiterhin ist in jedem Fall zu prüfen, ob sich zwei benachbarte Antriebe gegenseitig be-

einflussen. Je nach Gestaltung des elektromagnetischen Kreises können Streufelder aus

dem Motor herausquellen und Kräfte auf den Läufer eines anderen Aktors ausüben. Ein

bistabiler Motor mit mechanischen Anschlägen wird in den meisten Fällen dagegen un-

empfindlich sein. Durch elektromagnetische Kräfte wird der Läufer gegen einen der bei-

den den Verfahrweg bestimmenden Anschläge gedrückt. Diese Kraft wird meist größer

sein, als die Kraftwirkung eines benachbarten Antriebs, so dass es zu keiner Bewegung

des Läufers kommt. Es kann jedoch passieren, dass die Summe der Kräfte so groß ist,

dass ein Umschalten des Motors verhindert wird.

Deutlich empfindlicher reagieren Aktoren, die zur Positionierung des Läufers ohne me-

chanische Anschläge auskommen und ein elektromagnetisches Kräftegleichgewicht nut-

zen, egal ob sie mehrschrittig oder kontinuierlich arbeiten. Eine Störung des Kräfte-

gleichgewichts äußert sich bei diesen in einer Änderung der Position des Läufers. Bei

mehrschrittigen und kontinuierlich arbeitenden Antrieben im gesteuerten Betrieb lässt

sich diese Positionsabweichung nicht korrigieren. Bei Motoren mit kontinuierlichem

Verfahrweg im geregelten Betrieb kann der Fehler durch eine geänderte Bestromung

kompensiert werden, wenn die auftretenden Kräfte nicht zu groß sind. Im vorliegenden

Fall kommt für die Zoomfunktion ein dreischrittiger Antrieb mit Selbsthaltung durch

Reluktanzkraft zum Einsatz. Dies hat den Vorteil, dass der Antrieb nur zum Umschalten

bestromt wird und während des übrigen Betriebs kein Energieverlust und damit keine

Erwärmung auftritt. Durch den ausreichend großen Abstand zu dem Fokusantrieb ist die

Beeinflussung durch diesen vernachlässigbar gering.

Die Fokusgruppe wird durch einen dreiphasigen Wanderfeldmotor kontinuierlich be-

wegt. Die Spulenströme werden manuell so geregelt, dass das Bild scharf ist. Bei einer

Änderung der Zoomstufe geht die Fokussierung aufgrund der Brennweitenänderung

verloren und bedingt somit eine Nachfokussierung. Eine Beeinflussung des Fokusaktors

durch den Zoomantrieb hätte daher keine negativen Auswirkungen. Durch den Abstand

der beiden Antriebe ist die Rückwirkung jedoch gering.

Ein weiterer wichtiger Punkt ist die Auslegung der Verfahrwege, die maßgeblichen Ein-

fluss sowohl auf die Aktorik, als auch die Optik hat. Kurze Hübe erlauben kürzere Mo-

toren und kommen damit mit weniger axialem Bauraum aus. Weiterhin verkürzt sich

durch kleine Wege die notwendige Zeit, um eine neue Position anzufahren. All dies

spricht für möglichst kleine Verfahrwege. Auf der anderen Seite reagiert das abbildende

System auf kurze Verfahrwege mit enger werdenden Toleranzen. Dies betrifft sowohl

die Fertigung der Linsen und der Fassungen, wodurch die Preise in unwirtschaftliche

Bereiche steigen können, als auch die Positioniergenauigkeit der Aktoren. Letztere ist

neben den Fertigungsungenauigkeiten durch die Steifigkeit des Systems und die Rei-

bung limitiert. Die Lineardirektantriebe erreichen Positioniergenauigkeiten im Bereich

von 10 µm.

Zu beachten ist bei mehrschrittigen Aktoren, dass die Schrittweite direkt über die An-

ordnung der Polschuhe vorgegeben wird. Aus fertigungs- und montagetechnischen

Gründen sind Abstufungen weit unter einem Millimeter hier praktisch kaum zu erzielen.

Da die Läuferpositionen fest durch den Aufbau des Antriebs vorgegeben sind, muss die-

ser mit der geforderten Genauigkeit aufgebaut und axial exakt zu dem übrigen optischen

System positioniert werden. Die Toleranzen sind durch die Optik vorgegeben und im

Vergleich zu typischen Anforderungen an rein elektromechanische Systeme sehr hoch.

Bei der Konstruktion des Stators und der angrenzenden Linsenfassungen sind daher ge-

eignete Anschläge zu wählen, die diese Montagegenauigkeit erlauben. Auf der anderen

Seite sollte die Optik so gestaltet sein, dass die notwendige Positioniergenauigkeit der

betroffenen Linsengruppe möglichst gering ist. Großzügige Verfahrwege sind ein gutes

Indiz dafür, eine genaue Bewertung ist jedoch erst nach einer Toleranzanalyse möglich.

Wird die betreffende Linsengruppe zum Zoomen verwendet, sind die Anforderungen

meist nicht ganz so hoch wie bei Fokus-Baugruppen. Eine leichte Abweichung der tat-

sächlichen gegenüber der nominellen Brennweite durch eine etwas verschobene Zoom-

linse ist häufig unkritisch und wird durch den Anwender in den meisten Fällen nicht

einmal bemerkt, während sich eine Dejustierung der Scharfeinstellung sehr schnell in

einem unscharfen Bild äußert. Sind die Anforderungen so streng, dass sie nicht durch

die mechanische Konstruktion sichergestellt werden können, empfiehlt es sich, eine Jus-

tage unter Auswertung des aufgenommen Bilds vorzusehen. Hierfür kann entweder der

Antrieb selbst oder ein anderes geeignetes Element genutzt werden. In vielen Kamera-

systemen wird der Bildaufnehmer als Kompensator für die Fertigungsungenauigkeiten

des Gesamtsystems genutzt, in dem er als letztes Element axial so justiert wird, dass die

bestmögliche Abbildungsqualität erzielt wird. Hiermit lassen sich jedoch Fehler nur bis

zu einem gewissen Grad ausgleichen, andernfalls sinkt die Abbildungsqualität signifi-

kant ab.

Die Reibung des Läufers im Stator beeinflusst maßgeblich sowohl die Positioniergenau-

igkeit als auch die erzielbare Geschwindigkeit. Die Positioniergenauigkeit lässt sich

durch die Überlagerung einer höherfrequenten Schwingung niedriger Amplitude verbes-

sern, da durch die stetige Bewegung des Läufers keine Haft-, sondern ausschließlich die

geringere Haftreibung auftritt. Typische Frequenzen liegen im Bereich von 200 Hz [20].

Die kontinuierliche Bewegung der Linse darf jedoch den Bildeindruck nicht stören. Soll

auf eine aufwendige Synchronisation zwischen Motor und Kamera verzichtet werden,

muss die zulässige axiale Lagetoleranz für diese Linse größer sein als Schwingungshub

und Positionierfehler zusammen. Auch dies wird durch längere Verfahrwege begünstigt.

Eine Exzentrizität oder ein Verkippen einer Linsengruppe führt zu einer Verschlechte-

rung der Bildqualität. Die für die Funktion eines Linearaktors notwendige Spielpassung

zwischen Läufer und Stator bedingt einen Spalt, der sowohl zu einem radialen Versatz,

als auch zu einer Verkippung führt. Die Optik sollte so ausgelegt sein, dass sie auf diese

Fehler möglichst tolerant reagiert. Wählt man die Laufflächen möglichst lang oder ver-

wendet man zwei getrennte Gleitschuhe, die einen ausreichend großen Abstand zueinan-

der haben, wirkt dies einem Verkippen entgegen. Die Exzentrizität kann wirksam durch

zueinander passendes Polieren der Laufflächen minimiert werden. Hierdurch werden

auch die Verkippung weiter reduziert und die Gleiteigenschaften verbessert. Die verrin-

gerte Reibung erhöht als Nebeneffekt auch die Positioniergenauigkeit.

Für einen Autofokus spielt die Geschwindigkeit, mit der die Linsengruppe verfahren

werden kann, eine entscheidende Rolle. Bei den in Europa üblichen 25 Vollbildern pro

Sekunde liegen zwischen zwei aufeinander folgenden Bildern 40 ms. Im Idealfall sollte

der Aktor in der Lage sein, die Linse innerhalb dieses Zeitraums abzüglich der notwen-

digen Belichtungszeit zu positionieren. Die schnelle Positionierung wird durch kurze

Verfahrwege unterstützt. In diesem Fall spielt insbesondere die Beschleunigung eine

entscheidende Rolle, die bei hohen Kräften, kleinen bewegten Massen und geringer Rei-

bung sowie Dämpfung ansteigt. Kleine Linsendurchmesser kommen daher nicht nur

dem Bauraum zu gute, sondern erhöhen auch die erzielbare Dynamik durch geringe be-

wegte Massen. Die Dämpfung ergibt sich hauptsächlich durch Kompression und Expan-

sion der Luft in den abgeschlossenen Volumina auf beiden Seiten der bewegten Linsen-

gruppe. Um ein einfacheres Strömen der Luft zwischen den beiden Seiten der Linse zu

ermöglichen und damit die Dämpfung zu reduzieren, lassen sich Luftkanäle in dem Mo-

tor oder dem Hüllrohr einarbeiten. Als positiver Effekt verringern Luftdämpfung und

Reibung das Überschwingen des Läufers und können bei sinnvoller Dimensionierung

das stabile Erreichen der Endlage verkürzen. Bei Zoombaugruppen oder manueller Fo-

kussierung spielt die Geschwindigkeit eine weit geringere Rolle, da für die Bildbewer-

tung während der Verstellung durch den Anwender deutlich langsamere Verfahrge-

schwindigkeiten benötigt werden.

Die diskutierten Designregeln sind in der nachfolgenden Tabelle 7-1 zusammenfassend

dargestellt.

ungünstig günstig Kommentar

Die Verwendung von einer

statt zwei bewegten Zoom-

linsen reduziert die Anzahl

der notwendigen Antriebe.

Das Vermeiden einer Über-

schneidung der Verfahrwe-

ge vereinfacht die Unter-

bringung der Antriebe.

Große Linsen sollten nicht

bewegt werden, um den ra-

dialen Bauraum optimal zu

nutzen und die bewegten

Massen zu reduzieren.

Antriebe sollten direkt um

die Linsen angeordnet wer-

den, nicht auskragend, um

ein Klemmen und Verkip-

pen zu minimieren.

Ist ein Auskragen unver-

meidbar, sollte der Läufer

zweimal gelagert werden.

Vignettierung ist besonders

kritisch bei sich verbreitern-

dem Strahlbündel und klei-

nem radialen Bauraum, spe-

ziell bei bewegten Linsen.

Zu geringer axialer Abstand

von Antrieben kann zu ge-

genseitiger Beeinflussung

führen.

Tab. 7-1 Empfehlungen zum Aufbau opto-elektromechanischer Systeme, weiter nächste Seite

ungünstig günstig Kommentar

Extrem kleine Verfahrwege

bedingen enge Toleranzen,

bei mehrschrittigen Antrie-

ben wegen der Mindestpol-

schuhbreite nicht möglich.

Sehr große Verfahrwege er-

fordern viel axialen Bau-

raum. Sollposition wird mit

deutlicher Verzögerung er-

reicht.

Zu kurze Laufflächen kön-

nen zur Verkippung führen.

Eine ausreichend lange oder

zwei kurze Laufflächen ver-

wenden.

Zu enge Passungen zwi-

schen Läufer und Stator

führen zu Verklemmen.

Zu lose Passungen zwi-

schen Läufer und Stator

führen zu radialem Versatz

und Verkippen. Antriebs-

kräfte durch Spalt reduziert.

Draufsicht auf die Motoran-

ordnung. Um die Luftdämp-

fung zu verringern, Lüf-

tungskanäle vorsehen.

Tab. 7-1 Empfehlungen zum Aufbau opto-elektromechanischer Systeme

oder

8 Montage

8.1 Montage des LED-Endoskops

In einem ersten Schritt wird die LED auf den Kühlkörper gelötet, der gleichzeitig als

Halter dient. Lötverbindungen an Bauteilen für die Wärmeabfuhr zu erzeugen ist ein

schwieriger Prozess und unterscheidet sich häufig von dem sonst üblichen Vorgehen, da

die hohe Wärmeleitfähigkeit die lokale Erhitzung der Lötstelle erschwert oder unmög-

lich macht. Der Kühlkörper wird mit einer Lötzange erwärmt, bis an der Lötstelle die

notwendige Temperatur erreicht ist. Hierbei erwärmt sich der gesamte Kühlkörper. An-

schließend wird die Lötstelle mit Lötzinn benetzt und die LED aufgesetzt. Als Montage-

hilfe für die korrekte Ausrichtung dient ein wärmefester Anschlag aus PEEK, siehe Ab-

bildung 8-1. Direkt nach dem Aufbringen der LED wird der Kühlkörper mit Eis gekühlt,

um eine thermische Schädigung der LED zu verhindern. Ohne diese Maßnahme würde

die Temperatur aufgrund der hohen Wärmekapazität des Kupferblocks nur sehr langsam

absinken. Die Menge des eingesetzten Lötzinns ist auf das notwendige Minimum zu re-

duzieren, um eine parallele Ausrichtung der LED zum Kühlkörper zu gewährleisten.

Die Anforderungen an Beleuchtungssysteme sind grundsätzlich nicht so hoch wie bei

abbildenden Systemen, so dass diese Art der Ausrichtung ausreichend ist. Nach korrek-

ter Montage ragen an zwei Stellen Teile der LED-Platine über der Kontur des Kühlkör-

pers und behindern den Einbau in den Endoskopschaft.

Für die Fertigung von einzelnen Labormustern ist es nicht möglich, angepasste Platinen

zu erhalten oder diese automatisiert zu bearbeiten, daher werden die überstehenden Tei-

le nach dem Auflöten mit feinem Schleifpapier entfernt. Um die LED bei der Bearbei-

tung zu schützen, empfiehlt es sich, den Reflektor zur Formung des Abstrahlverhaltens

vor diesem Arbeitsschritt aufzustecken. Die elektrische Versorgung erfolgt über die An-

schlüsse auf der Rückseite der Platine mit Backlackdraht von 0,22 mm Durchmesser.

Gegenüber Litze ist dieser zwar filigraner, erlaubt aber durch den geringeren Durchmes-

ser eine vereinfachte Verlegung.

Anfänglich wurde festgestellt, dass durch den Spalt zwischen LED-Platine und Reflek-

tor Licht dringt, welches auch in das optische System gelangt und als Streulicht in den

Videobildern sichtbar ist. Um dies zuverlässig zu verhindern, wird der Spalt mit matter

schwarzer Farbe verschlossen.

Die Wärmeleitung erfolgt von dem distalen Kupfer-Kühlkörper über zwei Heatpipes zu

einem Kühlkörper im Griff des Endoskops, welcher die Wärme an die Umgebung ab-

gibt.

Da die Heatpipes mit der Länge von 350 mm eine Netzstruktur im Innern besitzen, die

auf die zur Montage notwendige Deformation mit Versagen reagiert, siehe Kapitel 4.2.4,

musste auf Modelle mit Sinterstruktur zurückgegriffen werden, die ab Lager jedoch nur

bis 200 mm Länge verfügbar sind. Aus Zeitgründen konnte nicht auf die Herstellung

solcher Heatpipes nach eigenen Vorgaben gewartet werden. Daher wurden zwei Heatpi-

pes in Reihe eingesetzt, um die gesamte Schaftlänge zu überbrücken.

Zunächst werden die beiden Heatpipes über drei Kopplungselemente aus Kupfer mitein-

ander verbunden, siehe Abbildung 8-2. Ein möglichst geringer thermischer Widerstand

setzt einen engen Kontakt der beteiligten Komponenten ohne Luftspalt voraus, wodurch

das Aufschieben der Kopplungselemente erschwert wird. Ein Verbiegen der Heatpipes

aufgrund zu starker Kräfte lässt sich durch gleichzeitiges Drehen und Einschieben ver-

meiden. Die Heatpipes besitzen ein abgerundetes und ein abgeflachtes Ende, wobei das

abgerundete Ende die Wärme besser abführt, weshalb dieses in den LED-Kühlkörper

eingebaut wird.

Abb. 8-1 Montage der LED auf dem Kühlkörper

LED auf Platine

PEEK-Anschlag

Kupferkörper

Abb. 8-2 Verbindung der beiden Heatpipes über Klemmelemente

Nach dem Verbinden der beiden Heatpipes wird der distale Abschnitt mit Schaumstoff-

röhrchen isoliert, um eine Wärmeübertragung an das Hüllrohr zu verhindern. Anschlie-

ßend wird der LED-Kühlkörper mit der Heatpipe durch Einpressen verbunden. Durch

das Einpressen wird die Heatpipe abgeflacht und der Außendurchmesser des Kühlsys-

tems auf das notwendige Maß reduziert. Der Kühlkörper wird hierfür in eine Aufnahme

einer Kniehebelpresse eingelegt. In die Bohrung, in der das optische Modul später un-

tergebracht ist, wird ein Drehteil eingesetzt, um die entstehenden Kräfte aufzunehmen.

In die Nut, in welche die Heatpipe eingepresst wird, wird etwas Wärmeleitkleber gege-

ben. Dies unterstützt sowohl den thermischen als auch den mechanischen Kontakt. Das

Ankleben des Stempels der Presse verhindert eine dünne Folienabdeckung. Der Verband

verbleibt bis zum Aushärten des Klebstoffs in der Presse.

Die proximale Heatpipe und die Kopplungselemente werden ebenfalls mit Schaumstoff-

röhrchen ummantelt und der griffseitige Kühlkörper aufgeschoben. Da hier ausreichend

Bauraum zur Verfügung steht, ist keine Umformung der Heatpipe erforderlich. Der

Wärmeübergang und die mechanische Kopplung erfolgen durch Verkleben mit Wärme-

leitkleber Arctic Silver. Eine Beschädigung des Schaums durch die Spannvorrichtung

bis zum Aushärten des Klebers wird durch die Verwendung von angepassten Messing-

halbschalen verhindert.

Für die Position und die Ausrichtung der Linsen in einem optischen System gelten sehr

enge Toleranzen, die deutlich höhere Anforderungen an die Montage stellen, als in den

meisten anderen Fällen. Aufgrund der größeren Erfahrung und der Verfügbarkeit spezi-

eller Messmittel erfolgte das Einsetzen der Linsen in die Fassungen daher bei einem

Projektpartner. Die Montage des optischen Systems beschränkt sich am Fachgebiet Mi-

krotechnik auf die elektromechanischen Komponenten für den Aktor und die Endmon-

tage des CCD-Chips. Auf die Linsenfassung des Fokusachromaten werden der Perma-

nentmagnet und die beiden Polschuhe aufgeschoben und verklebt. Mittels einer Monta-

gehilfe wird die korrekte axiale Ausrichtung sichergestellt. Anschließend werden die

beiden Gleitschuhe ebenfalls verklebt. Die Abbildung 8-3 zeigt das CAD-Modell des

Läufers einschließlich der Fokuslinse im Längsschnitt.

Läufergleitschuhe und Gleithülse im Stator werden zueinander passend poliert. Beim

Polieren würden in der Fassung befindliche Linsen unvermeidlich verschmutzt und

eventuell verkratzt. Um dies zu vermeiden, wird der Achromat erst danach durch Spe-

zialisten des Projektpartners in die Fassung eingekittet.

Die Gleithülse, zwei Spulen, Statorpolschuh und Rückschlussrohr bilden den Stator des

Linearaktors. Ein rechter Anschlag begrenzt den Verfahrweg des Läufers. Auf der linken

Seite dient die Fassung des Linsensystem mit den feststehenden Linsen als Anschlag.

Als erstes wird der Statorpolschuh mit Hilfe einer Justierplatte auf der Gleithülse ver-

klebt. Danach werden die beiden Spulen unter Beachtung der Ausrichtung aufgescho-

ben. Nach Verkleben des rechten Anschlags mit der Gleithülse wird der Läufer mit ein-

gekittetem Achromaten eingesetzt. Als nächstes wird das starre Linsensystem bis zum

Absatz eingeschoben und ebenfalls verklebt. Abschließend wird das Rückschlussrohr

von rechts aufgeschoben. Um die Spulendrähte herauszuführen, ist dieses geschlitzt.

Beim Aufschieben ist Vorsicht geboten, da die dünnen Backlackdrähte durch das metal-

lische Rückschlussrohr schnell beschädigt werden. Sie können entweder abreißen oder

die Isolation wird beschädigt, so dass ein Kurzschluss zwischen den Zuleitungen oder

Wicklungen entsteht. Der vollständige Aufbau des optischen Systems, jedoch ohne den

CCD-Chip, ist als CAD-Modell im Längsschnitt in der Abbildung 8-4 und das fertige

Labormuster im Größenvergleich zu einem Streichholz in der Abbildung 8-5 dargestellt.

Abb. 8-3 CAD Modell des Läufers

Fokus-

achromat

Spule

Linsenfassung

GleitschuhPolschuheGleitschuh

Als letztes Bauteil wird der CCD-Chip justiert. Direkt hinter dem CCD-Chip befindet

sich eine Platine mit Bauteilen, die kurze Leitungslängen erfordern. Von dort führt eine

flexible Platine zu der weiteren Elektronik, die im Griff des Endoskops untergebracht

wird.

Der CCD-Chip mitsamt seiner Platine befindet sich in einer Hülse, so dass er genau in

das Rückschlussrohr passt und durch dieses radial geführt und gegen Verkippen gesi-

chert ist. Die axiale Position wird so eingestellt, dass die beiden nominellen Objektab-

stände möglichst scharf abgebildet werden. Hilfreich bei der Justage ist die Fixierung

des optischen Systems. Der Kamerachip und der Fokusmotor werden an die jeweiligen

Controller angeschlossen und zwei Objekte mit feinen Strukturen oder Texturen, wie

zum Beispiel eine kleine Schrift, in den beiden nominellen Objektabständen vor dem

Kameramodul platziert. Der Chip wird unter mehrmaligem Umschalten der Fokusstel-

lung axial justiert und anschließend mit einem Tropfen Sekundenkleber in dem Rück-

schlussrohr verklebt. Der Wärmeleitungsstrang und die Bildübertragungsstrecke sind in

der Abbildung 8-6 gezeigt.

Abb. 8-4 Schnitt durch das optische Modul

Gleithülse Spulen Läufer

feststehende Linsen

Linsenfassung

Statorpolschuh

Rückschlussrohr

Anschlag

Glasrolle

Abb. 8-5 Labormuster des optischen Moduls [32]

Die Spulendrähte des Fokusaktors werden gegebenenfalls auf ein sinnvolles Maß ge-

kürzt und an ein auf der Platine des CCD-Chips angebrachtes Lötpad gelötet, welches

den Übergang auf etwas robustere Drähte herstellt.

Das optische Modul wird mit Fokusaktor und CCD-Chip gegen den LED-Kühlkörper,

der es aufnimmt, elektrisch mit Schrumpfschlauch aus PTFE isoliert. Der übliche

Schrumpfprozess mit Heißluft würde eine unnötige thermische Belastung des optischen

Systems, des Aktors und der Elektronik verursachen, welche zu einer Beschädigung

führen könnte. Daher wird der Schlauch auf einem Drehteil mit ähnlichen Abmaßen ge-

schrumpft, in passender Form über das optische Modul geschoben und festgeklebt.

In den proximalen Kühlkörper wird ein Kunststoffteil zur mechanischen Aufnahme und

elektrischen Isolation der Elektronik eingesetzt. Anschließend wird das optische Modul

von hinten durch den proximalen Kühlkörper geschoben und im als Aufnahme dienen-

den Kühlkörper der LED so positioniert, dass der vordere Teil bündig mit dem Reflektor

der LED abschließt und die Ausrichtung nach Augenmaß stimmt sowie anschließend

mit Klebstoff fixiert.

Die empfindlichen Drähte des Fokusaktors werden gekürzt und mit etwas dickeren Ka-

beln verlötet, die den elektrischen Kontakt zu der Ansteuerung herstellen. Die Lötstelle

wird mit Schrumpfschlauch isoliert. Für die ersten Labormuster wurde auf ein abnehm-

bares Kabel verzichtet. Stattdessen ist es fest mit dem Griff verbunden und hat eine

Länge von über drei Metern. Es besitzt vier Adern, von denen zwei für den Antrieb ge-

nutzt werden und zwei zur Versorgung der LED dienen. Der Anschluss an die Ansteue-

rung erfolgt über einen neunpoligen RS-232-Stecker. Die äußere Ummantelung des Ka-

bels wird in Schaft und Griff des Endoskops platzsparend entfernt.

Sind der Wärmeleitungsstrang und die Bildübertragungsstrecke miteinander verbunden,

wird das innere Schaftrohr von distal aufgeschoben und mit einer Madenschraube am

proximalen Kühlkörper gesichert. Beim Aufschieben ist darauf zu achten, dass die Ka-

bel für die Versorgung der LED nicht beschädigt werden. Sie finden in dem Zwischen-

100

Abb. 8-6 Wärmeleitungsstrang (unten) und Bildübertragungsstrecke (oben)

raum zwischen optischem Modul und LED-Kühlkörper Platz. Aufgrund der Abmessun-

gen der Klemmelemente zur Verbindung der Heatpipes liegen diese etwa mittig im

Rohrquerschnitt, während der Anschluss an den LED-Kühlkörper exzentrisch erfolgt.

Die daraus resultierende leichte Biegung der Heatpipes beeinträchtigt die Funktion

nicht.

Im Griff wird über der Elektronik eine Aluminiumhülse mit dem proximalen Kühlkör-

per verschraubt, siehe Abbildung 8-7. Das mehradrige Kabel für die Ansteuerung des

Fokusaktors und die LED-Versorgung wird zugentlastet durch den Griffdeckel geführt.

In diesen wird die Buchse für das Videosignal so eingeschraubt, das die rote Markierung

im eingebauten Zustand nach oben zeigt. Den Kontakt zwischen dem Stecker und der

Elektronik stellt eine flexible Platine her. Auf die richtige Ausrichtung ist zu achten, da

die Steckverbindung nicht verpolungssicher ist und eine falsche Orientierung zur Be-

schädigung der Videoelektronik führen kann. Das Elektronikboard kann bei Bedarf über

ein Federdruckstück zusätzlich arretiert werden. Dies erfolgte nur beim ersten der bei-

den Labormuster, beim zweiten konnte darauf verzichtet werden, da die Platine bereits

ausreichend fest saß. Mit zwei Madenschrauben wird der Deckel an der Aluminiumhül-

se angeschraubt.

Über das optische Modul wird eine Kunststoffhülse bis an das innere Schaftrohr gescho-

ben. Sie dient zur Fixierung eines Schaumröhrchens, welches das optische System ge-

genüber dem äußeren Schaft thermisch isoliert. Im ersten Labormuster konnte die

Kunststoffhülse aufgrund einer zu dicken Isolation der Motordrähte an der Lötstelle

nicht benutzt werden. Die innere Baugruppe ist damit vollständig montiert, siehe Abbil-

dung 8-8, und sie kann in die äußere eingesetzt werden.

101

Abb. 8-7 Montage von Hülse und Kabeln

Die äußere Baugruppe besteht aus dem Endoskopschaft, dem Endoskopgriff und ver-

schiedenen Kleinteilen zur Befestigung und Abdichtung. Das distale Ende des Schafts

ist mit einer Fassung mit zwei getrennten Frontgläsern für das Beleuchtungs- und das

abbildende System versehen. Durch die Verwendung von separaten Schutzgläsern wird

die sonst fast unvermeidlich auftretende Streulichteinkopplung infolge von Reflexionen

an den Glasoberflächen in das abbildende System deutlich reduziert, wodurch der er-

höhte Fertigungsaufwand gerechtfertigt ist.

Das andere Ende ist in eine Hülse zur Befestigung am Griff eingeklebt. Der Schaft mit

der Hülse wird in den vorderen Teil des Griffs eingeschoben und mit einem Deckel fest-

geschraubt. Zur Dichtung dienen zwei Dichtringe und für die genaue Justage Passschei-

ben, siehe Abbildung 8-9. Diese können vor oder hinter der Hülse platziert werden. Die

Anzahl bestimmt, wie weit der Deckel eingeschraubt werden kann. Ihre Verteilung er-

möglicht, die aus dem Griff heraus stehende Schaftlänge an die Länge des Wärmeleit-

stranges anzupassen. Zur Anpassung der beiden Baugruppen werden Schaftrohr und

Griff ohne Dichtringe verschraubt und die Anzahl der Passscheiben so gewählt, dass ein

kleiner Spalt zwischen Deckel und Griff verbleibt. Dies stellt eine ausreichend angezo-

gene Verschraubung zwischen Schaft und Griff sicher. Um eine Beschädigung der Optik

beim ersten Einschieben durch Anschlagen gegen das Frontglas zu vermeiden, werden

zunächst etwa drei Passscheiben mehr in der vorderen Position untergebracht als in der

hinteren.

Die innere Baugruppe wird von hinten in die äußere eingeschoben. Hierbei ist darauf zu

achten, dass das Schaumröhrchen um das optische System nicht beschädigt wird. So-

wohl das Schaumröhrchen als auch das Schaftrohr sind mit Fasen versehen, welche die

Zentrierung erleichtern. Die Aluminiumhülse über der Elektronik, siehe Abbildung 8-7

ist zur Verdrehsicherung mit einen Stift ausgeführt, der beim Einschieben in die zugehö-

rige Nut im Griff greift. Die Festlegung erfolgt über eine Überwurfmutter, die Dichtung

mit zwei Dichtringen. Nach diesem Arbeitsschritt kann der RS-232-Stecker an das Ka-

bel gelötet werden.

Da das Endoskop über zwei getrennte Frontgläser für die Beleuchtung und das abbil-

dende System verfügt, müssen die innere Baugruppe und der äußere Schaft mit der

102

Abb. 8-8 Innere Baugruppe

Frontglasfassung zueinander so ausgerichtet sein, dass die Frontgläser jeweils koaxial

zu den optischen Komponenten liegen. Ist dies nicht der Fall, kann der äußere Schaft

gedreht werden, nachdem der Deckel, mit dem der Schaft mit dem Griff verschraubt ist,

leicht gelöst wurde.

Zwischen optischem System und Frontglas befindet sich ein kleiner Spalt, der absicht-

lich eingestellt wurde, um eine Beschädigung während des ersten Einschiebens zu ver-

meiden. Durch diesen Spalt kann Streulicht von der LED in das optische System ein-

dringen und Bildstörungen verursachen. Der Spalt sollte so weit verringert werden, bis

keine Reflexionen mehr sichtbar sind. Dazu wird der Deckel abgeschraubt und das äu-

ßere Schaftrohr teilweise abgezogen. Es sollte nicht vollständig entfernt werden, da ein

erneutes Aufschieben die Gefahr einer Beschädigung der inneren Baugruppe erhöht.

Um eine Passscheibe auf der proximalen Seite der Hülse zu entfernen, muss diese

durchtrennt werden. Anschließend wird eine weitere Passscheibe auf der distalen Seite

hinzugefügt, das Rohr wieder aufgeschoben und der Deckel verschraubt. Der Vorgang

wird wiederholt, bis das Problem behoben ist.

Zum Abschluss der Montage werden die Dichtringe eingesetzt, einer zwischen Schaft-

rohr und Deckel und einer zwischen Deckel und Griff. Für den Dichtring zwischen

Schaftrohr und Deckel ist eine Montagehilfe sinnvoll, da die Schutzglasfassung aus

Platzgründen keine Montagefase besitzt. Der Dichtring zwischen Deckel und Griff kann

problemlos eingesetzt werden.

103

Abb. 8-9 Justage mit Hilfe von Passscheiben

8.2 Montage des Zoom-Endoskops

In der Abbildung 8-10 ist der Gesamtaufbau des optischen Moduls für das Zoom-Endo-

skop schematisch ohne CCD-Chip dargestellt.

Der Läufer des Fokusaktors besteht aus der Linsenfassung, zwei Permanentmagneten

und drei Polschuhen, von denen die beiden äußeren auch als Gleitflächen dienen, siehe

Abbildung 8-11. Die Magnete und Polschuhe werden auf die Linsenfassung aufgescho-

ben und verklebt. Zur Sicherstellung der richtigen axialen Position dient eine Justier-

platte. Ist der Läufer montiert, können die beiden Gleitflächen und die Gleithülse des

Stators zueinander passend poliert werden. Um eine Verschmutzung oder ein Zerkratzen

des Fokus-Achromaten zu vermeiden, wird dieser erst anschließend durch Mitarbeiter

des Firmenpartners eingesetzt.

Der Stator des Aktors ist in der Abbildung 8-12 gezeigt. Auf die Gleithülse werden die

drei Spulen des Antriebs mit Hilfe einer weiteren Justierplatte ausgerichtet und verklebt.

Der Spulenanfang und das Spulenende liegen jeweils auf einer Seite. Die abgehenden

Drähte sollten bei allen drei Spulen in die gleiche Richtung weisen. Weiterhin ist darauf

104

Abb. 8-10 Optisches Modul ohne CCD-Chip

feststehendes

Linsensystem Zoom-Aktor Fokus-Aktor

FokuslinseZoomlinse

Abb. 8-11 Läufer des Fokusaktors

Permanentmagnete

Polschuhe

Linsenfassung

zu achten, dass alle Drähte in einer Achse liegen, damit sie ohne Beschädigung durch

das geschlitzte Rückschlussrohr geführt werden können. Von links wird ein metallischer

Ring und von rechts eine Fassung mit bereits eingekitteten feststehenden Linsen aufge-

schoben. Beim Aufschieben des Rückschlussrohrs ist wiederum eine Beschädigung der

dünnen Spulendrähte zu vermeiden. Mit dem Einsetzen des Läufers mit montiertem

Achromat in die Gleithülse ist der Fokusaktor vollständig aufgebaut, siehe Abbildung 8-

13.

Der Läufer des Zoomaktors besteht aus zwei Hülsen, da die Linse weit aus dem Aktor

selbst hinaus kragt. Auf die erste Hülse werden die beiden Polschuhe, der Permanent-

magnet und der Gleitschuh bis an den Absatz aufgeschoben und verklebt. Anschließend

werden der Gleitschuh und die Gleithülse des Stators zueinander passend poliert. Die

105

Abb. 8-12 Stator des Fokusaktors

Rückschluss-

rohr

Linsenfassung

Spulen

Gleithülse

Ring

Abb. 8-13 Fokusaktor mit Läufer und Linsen-system

andere, als Linsenfassung dienende Hülse wird ebenfalls passend zu ihrer Gleithülse po-

liert, bevor der Zoom-Achromat eingekittet und die beiden Hülsen miteinander verklebt

werden, siehe Abbildungen 8-14.

Die Montage des Stators, siehe Abbildung 8-15, beginnt mit dem Aufschieben des mitt-

leren von insgesamt fünf Polschuhen auf die Gleithülse. Hierfür kommt erneut eine Jus-

tageplatte zum Einsatz. Der Polschuh wird in der korrekten Lage verklebt. Beidseitig

des Polschuhs werden zwei Abstandshülsen verklebt. Es folgen ebenfalls beidseitig

zwei weitere Polschuhe und dann die beiden Spulen. Hierbei ist wiederum auf die richti-

ge Ausrichtung der Drähte zu achten. Sie sollten auf der gleichen Seite und in einer

Achse liegen. Die beiden letzten Polschuhe werden ebenfalls nach dem Aufschieben

verklebt. Mit dem Aufschieben des geschlitzten Rückschlussrohrs ist der Stator fertig.

Die Abbildung 8-16 zeigt die Einzelkomponenten des Aktors im Größenvergleich zu ei-

nem Streichholz.

106

Abb. 8-14 Zoom-Läufer schematisch

Hülse als Linsenfassung Hülse Permanentmagnet

Polschuhe

Gleitschuh

Um ein funktionsfähiges Gesamtsystem zu erhalten, werden die einzelnen Komponen-

ten in ein Hüllrohr eingebaut. Als erstes wird hierfür der Fokus-Aktor mit einer Monta-

gehilfe in dem Hüllrohr positioniert. Die insgesamt sechs Spulendrähte werden durch

eine Nut in dem Hüllrohr nach außen geführt, siehe Abbildung 8-17. Das Verkleben des

Stators in dem Hüllrohr erfolgt ebenfalls durch diese Nut. Der Zoom-Aktor wird an-

schließend von links in das Hüllrohr geschoben. Als Anschlag für den Stator dient hier-

bei der zuvor eingesetzte Fokus-Aktor. Auch dessen Spulendrähte werden durch die Nut

nach außen geführt. Für die Führung der Linsenfassung wird die entsprechende Gleit-

hülse eingesetzt und mit dem Stator im Hüllrohr verklebt. Anschließend wird das vorde-

107

Abb. 8-15 Stator für den Zoomaktor

Rückschlussrohr

Abstandshülsen

Polschuhe

Gleithülse

Spulen

Abb. 8-16 Einzelteile des Zoomaktors, Gleithülse, Läufer und Stator

re, feststehende Linsensystem montiert, in dem die Fassung bis zum Anschlag einge-

schoben und ebenfalls verklebt wird. Um ein Aufspreizen des geschlitzten Hüllrohrs zu

vermeiden, werden außen zwei Zentrierringe aufgeschoben, welche den Außendurch-

messer des Gesamtsystems auf 7,15 mm festlegen.

Als letztes Bauteil wird der CCD-Chip eingesetzt. Die Positionierung erfolgt unter Kon-

trolle des aufgenommen Bilds, wobei darauf zu achten ist, dass in allen Zoompositionen

die vorgegebenen Objektabstände scharf abgebildet werden können. Eine falsche Chip-

Position kann zum Teil durch entsprechendes Nachfokussieren kompensiert werden.

Wenn sich das Objekt sehr dicht vor dem Endoskop oder sehr weit entfernt befindet,

kann dies eventuell aufgrund des begrenzten Stellwegs nicht vollständig möglich sein.

Zu große Abweichungen von der Sollposition führen generell zu Aberrationen, die

durch Nachfokussieren nicht behebbar sind.

108

Abb. 8-17 Optikbaugruppe mit Zoom- und Fokusfunktion

9 Zusammenfassung und Ausblick

Im Rahmen des Projekts Endomed wurden zwei neuartige Laparoskope entwickelt, als

Labormuster aufgebaut und getestet. Bei beiden handelt es sich um Chip-on-the-Tip-En-

doskope, die gegenüber den derzeit am Markt befindlichen Endoskopen eine Reihe von

Innovationen aufweisen und damit Alleinstellungsmerkmale besitzen.

Bei dem ersten Aufbau, dem so genannten LED-Endoskop, stand der Verzicht auf das

von den Chirurgen als sehr hinderlich empfundene Lichtleitkabel sowie die Kostenre-

duktion im Vordergrund. Das Licht wird bei diesem Ansatz nicht von einer externen

Kaltlichtquelle unter hohen Verlusten zum und durch das Endoskop geleitet, sondern di-

rekt an dessen Spitze von einer LED erzeugt. Da bei dieser Anordnung weder Einkopp-

lungs- noch Leitungsverluste auftreten, ist die notwendige Lichtleistung der LED we-

sentlich geringer als die einer Halogen- oder Xenonlampe einer externen Quelle. Zu-

sammen mit der hohen Lichtausbeute moderner Pseudo-White-LEDs sinkt die entste-

hende Verlustleistung auf ein bis zwei Watt, welche sich von der Endoskopspitze abfüh-

ren lässt. Hierfür reicht jedoch die Wärmeleitung über den Schaft nicht aus, um die En-

doskopspitze im zulässigen Temperaturbereich unter 41°C zu halten. Dies ist wohl auch

der wichtigste Grund, warum bisher nur technische, jedoch keine medizinischen Endo-

skope mit derartiger Beleuchtung bekannt sind. Verschiedene Patente zur Reduzierung

der Abwärme erweisen sich bei näherer Betrachtung als untauglich und können daher

das Problem nicht lösen.

In dem hier entwickelten Endoskop wurde eine Wärmeleitung mittels Heatpipes in den

Griff vorgesehen, welcher aufgrund seiner großen Oberfläche gut als Kühlkörper geeig-

net ist. Die verwendete LED liefert einen Lichtstrom von 74,6 Lumen. Zusammen mit

dem lichtstarken Objektiv ergibt sich ein ausreichend helles Bild. Ein lichtstarkes opti-

sches System bedingt eine große Blendenöffnung, wodurch die Tiefenschärfe einge-

schränkt ist. Um das Endoskop dennoch in allen typischen Szenarien einsetzen zu kön-

nen, verfügt es über eine Scharfstellung auf unterschiedliche Objektabstände, welche

mittels motorisch bewegter Linse realisiert ist. Als Aktor kommt ein bistabiler elektro-

magnetischer Lineardirektantrieb zum Einsatz, welcher sich insbesondere durch seine

hohe Geschwindigkeit und kompakte Bauweise auszeichnet. Durch die bistabile Aus-

führung benötigt er keinen Haltestrom und erzeugt nur während des sehr kurzen Schalt-

vorgangs für 10 ms Verlustwärme, so dass er nicht zu einer Erwärmung der Endoskop-

spitze beiträgt.

109

Das zweite Endoskop nutzt ein konventionelles Beleuchtungssystem mit Lichtleitfasern

im Schaft und Lichtleitkabel zu einer externen Kaltlichtquelle, verfügt aber als Chip-on-

the-Tip-Endoskop über ein Objektiv mit Funktionen, die bisher externen Kameralösun-

gen vorbehalten waren. Aufgrund fehlender beweglicher Linse verfügen derzeitige

Chip-on-the-Tip-Endoskope weder über eine Scharfstellung des Bilds (Fokus), noch

können sie eine Änderung des Bildfeldwinkels herbeiführen (optischer Zoom). Beides

ist nur bei Endoskopen mit extern an das Okular anzubringender Kamera zu finden. Bei

dem hier vorgestellten, als Zoom-Fokus-Endoskop bezeichneten System, sind zwei be-

wegliche Linsengruppen für Fokus- und Zoomfunktion an der Endoskopsitze unterge-

bracht, die ebenfalls über Lineardirektantriebe verfahren werden. Es überwindet damit

maßgebliche Nachteile von Chip-on-the-Tip Endoskopen und lässt sie funktionell zu

den Lösungen mit externer Kamera aufschließen.

Von jedem Endoskop wurden zwei Labormuster aufgebaut, getestet und an den Indus-

triepartner übergeben. In den Tests haben die Labormuster sämtliche an sie gestellten

Anforderungen erfüllt und gezeigt, dass die gewählten Konzepte und eingesetzten Kom-

ponenten geeignet sind, die vorgesehenen Funktionen zu erfüllen.

Die wichtigste Eigenschaft eines Endoskops ist die Bildqualität, welche von verschiede-

nen Teilaspekten beeinflusst wird. Die beiden Systeme liefern eine sehr gute, mit den

besten am Markt befindlichen Chip-on-the-Tip-Endoskopen vergleichbare Bildschärfe.

Das LED-Endoskop zeigt jedoch durch die LED-Beleuchtung eine leicht verfälschte

Farbwiedergabe gegenüber Lösungen mit externer Kaltlichtquelle und einige Probleme

mit Streulicht.

Grundsätzlich ist die Chip-on-the-Tip-Technik anfälliger für Streulicht als die klassische

Stablinsen-Variante. Da bei dem entwickelten System Optik und Beleuchtung direkt be-

nachbart liegen, kann ein Teil des abgestrahlten Lichts durch kleine Spalte oder teil-

transparente Kunststoffteile in die Optik einkoppeln. Da es sich bei dem Endoskop um

den ersten Aufbau dieser Art handelt, waren manche Schwierigkeiten nicht von vornher-

ein abzusehen. Das Streulicht äußert sich zum einen in etwas flau wirkenden Farben,

zum anderen in schlierenhaft helleren Bereichen des Bilds.

Um eine zügige Fertigung und Montage der Aufbauten zu ermöglichen, wurden diese

zwar so gestaltet, dass sie eine spätere Überführung in ein Produkt erlauben, jedoch war

es wichtig, die Konstruktion an verschiedenen Stellen zu vereinfachen. So sind die La-

bormuster beispielsweise nicht autoklavierbar, da die Verbindungen zwischen Schaft,

Griff und Kabeldurchführung nicht dampfdicht ausgeführt sind. Trotzdem wurde sicher-

110

gestellt, dass jede eingesetzte Komponente die Temperatur beim Autoklavieren ohne

Beeinträchtigung übersteht oder dass die Endoskopspitze die zulässige Temperatur ein-

hält. Dazu wurden entweder Bauteile, wie CCD-Chip und Elektronik verwendet, die

auch bei dem Industriepartner eingesetzt werden oder eigene Testreihen durchgeführt,

zum Beispiel bei der LED.

Festzuhalten bleibt, dass es erstmalig gelungen, ist ein Laparoskop zu bauen, welches

ohne Lichtleitkabel auskommt und sämtliche Anforderungen an Bildqualität, Ergonomie

und Sicherheit einhalten kann. Die noch vorliegenden Einschränkungen sind nicht von

prinzipieller Art, sondern in weiten Teilen der schnellen Fertigung zuzuschreiben und

durch weitere Optimierung lösbar.

In dem Nachfolgeprojekt LIVE werden in Absprache mit dem Industriepartner weitere

Verbesserungen erarbeitet und eine produktnähere Umsetzung angestrebt. Die Tests ha-

ben gezeigt, dass die Helligkeit der eingesetzten LED zwar ausreichend ist, eine Steige-

rung der Beleuchtungsstärke oder der Lichtempfindlichkeit aber Vorteile verspricht, ins-

besondere um auch bei großen Abständen eine mit externen Kaltlichtquellen vergleich-

bare Bildhelligkeit zu erzielen. Während der Projektlaufzeit sind einige neue LEDs am

Markt erschienen, von denen insbesondere die OSLON SSL von Osram interessant ist.

Sie besitzt einen Öffnungswinkel von 80° und einen mit mit dem der bisherigen LED

vergleichbaren Lichtstrom, der damit aber besser auf das auszuleuchtende Areal kon-

zentriert ist. Darüber hinaus könnten zwei dieser LEDs eingesetzt werden, wobei jede

mit geringerem Strom betrieben wird und sich die Lichtausbeute pro Watt erhöht. Die

höhere Lichtempfindlichkeit soll durch einen größeren und lichtempfindlicheren CCD-

Chip sowie gegebenenfalls durch eine Vergrößerung der Blende erzielt werden. Zwei

weitere Punkte sind die Beseitigung des Streulichts durch bessere Trennung von Be-

leuchtungs- und abbildendem System sowie die Berücksichtigung der Normen zur elek-

trischen Sicherheit für medizinische Endoskope.

Mittelfristig ergibt sich die Möglichkeit, ein komplett kabelloses und damit wesentlich

ergonomischeres Endoskop zu bauen. Durch die geringere Leistungsaufnahme, insbe-

sondere der LED-Beleuchtung, kann die Stromversorgung prinzipiell durch ein spei-

cherndes Element erfolgen. Mittlerweile stehen auch Funktechniken mit genügend ho-

her Bandbreite zur Verfügung, um die Bilder in Echtzeit an den Monitor zu übertragen,

bis hin zu voller HD-Auflösung. Derzeit sind Chip-on-the-Tip-Endoskope noch auf die

Standardauflösungen von PAL oder NTSC beschränkt, da keine ausreichend kleinen

HD-Bildaufnehmer zur Integration in den Schaft verfügbar sind. Dies wird sich jedoch

111

voraussichtlich in absehbarer Zeit ändern, so dass auch der letzte Nachteil dieser Tech-

nik gegenüber Stablinsenendoskopen mit externer Kamera behoben werden kann.

112

10 Begriffserklärung

3-Chip-Kamera: Aufbauprinzip für Farbkameras, bei dem die Farbtrennung nicht

durch ein Filtermosaik auf dem Kamerachip erfolgt, sondern durch Zerlegung des

Lichts in drei Farben und Weiterleitung jedes Teilstrahlengangs auf einen separaten

Schwarz-Weiß Kamerachip. Durch diese Anordnung steht für jedes Pixel die volle Farb-

information zur Verfügung, während bei den mit Farbfiltern arbeitenden 1-Chip-Lösun-

gen nur eine Farbe pro Pixel erfasst wird und das resultierende Bild durch Interpolation

entsteht.

Aberrationen: Geometrische Abbildungsfehler aufgrund der Nichtlinearität von Bre-

chungsgesetz und Kleinwinkelnäherung, beziehungsweise Wellenlängenabhängigkeit

des Brechungsindexes bei der chromatischen Aberration.

Airy-Scheibchen: Durchmesser des ersten Beugungsminimums. Da innerhalb dieses

Bereichs fast die gesamte transportierte Leistung enthalten ist, kann der Airy-Durchmes-

ser als bestmögliche Abbildung eines idealen Punktes angesehen werden.

Autofokus: System, welches die Fokussierung auf den aktuellen Objektabstand mit

dem Ziel einer scharfen Abbildung automatisch vornimmt, entweder durch Messung des

Abstands oder mittels Bildauswertung und anschließender Einstellung von Linsen oder

Linsengruppen.

Bildfeldwinkel: Öffnungswinkel des Sichtkegels eines optischen Systems.

Blendenzahl: Maßzah,l welche die Lichtstärke eines optischen Systems beschreibt, de-

finiert als Brennweite geteilt durch Durchmesser der Eintrittspupille. Je kleiner die

Blendenzahl, desto lichtstärker ist das Objektiv, wobei der Zusammenhang quadratisch

ist.

Blende: Mechanisches Bauteil, welches den Lichtstrom begrenzt, meist kreisförmig

ausgeführt. Zur Anpassung an wechselnde Lichtstärken lässt sich der Durchmesser bei

Irisblenden durch Verstellen von Lamellen anpassen.

113

Beugungsbegrenzt: System, dessen Abbildungsgenauigkeit nicht durch Aberrationen,

sondern durch die Beugung limitiert ist.

CCD: Charged Coupled Device, elektronischer Bildaufnehmer, bei dem die Bildinfor-

mation mit Hilfe eines Ladungs-Spannungs-Wandlers umgesetzt wird.

Chip-on-the-Tip-Endoskop: Endoskop, bei dem der Kamerachip direkt hinter dem

Objektiv am distalen Ende platziert ist. Dadurch entfällt die Bildweiterleitung mittels

Stablinsen oder Glasfasern zu einer externen Kamera.

CMOS: Complementary Metal Oxide Semiconductor, Bezeichnung für die derzeit am

weitesten verbreitete Technik zur Herstellung von Halbleitern. Kann auch zur Herstel-

lung von Bildaufnehmern eingesetzt werden. CMOS-Bildaufnehmer erreichen hohe

Bildraten, sind kostengünstig zu fertigen und bieten die Möglichkeit, zusätzliche Logik-

bausteine und Prozessoren auf dem gleichen Chip unterzubringen. Wegen der Auslesung

jedes einzelnen Sensorelements durch einen eigenen Wandler können Probleme bei der

Uniformität des Bilds auftreten. Lange zeigte diese Technik ein stärkeres Rauschen als

CCD-Chips. Mittlerweile konnte die Bildqualität soweit gesteigert werden, dass CMOS-

Bildaufnehmer zunehmend auch in hochwertigen Produkten eingesetzt werden.

Curie-Temperatur: Temperatur oberhalb der ein Permanentmagnet irreversibel entma-

gnetisiert oder ein ferroelektrischer Werkstoff depolarisiert.

Drape: Steriler Kunststoff-Einmalüberzug, um ein Medizinprodukt vor Kontamination

zu schützen oder dessen Sterilität zu bewahren oder herzustellen.

ESF: Abkürzung für Edge Spread Function, Kantenbildfunktion, gibt den Intensitäts-

verlauf an, der sich bei der Abbildung einer idealen Kante mit dem betrachteten opti-

schen System ergibt. Durch Beugung und Abbildungsfehler weicht die Kantenbildfunk-

tion stets von der Intensitätsverteilung des Objekts ab. Sie wird häufig zur Bewertung

der Abbildungsqualität eingesetzt, um anschließend rechnerisch die Linienbildfunktion

zu generieren, aus welcher schließlich die Modulationsübertragungsfunktion berechnet

werden kann.

114

Farbtemperatur: Temperatur die ein schwarzer Körper besitzen müsste, um den glei-

chen Farbeindruck der betrachteten Lichtquelle hervorzurufen.

Fixfokus-Optik: Optisches System, das kein Fokussieren erlaubt. Das System erfüllt

für genau einen Objektabstand die Abbildungsgleichung, wobei das Bild bestmöglich

scharf ist. Bei Abweichungen von diesem nominellen Objektabstand entsteht in einem

gewissen Rahmen durch die Tiefenschärfe des abbildenden Systems noch ein ausrei-

chend scharfes Bild. Objekte außerhalb des Tiefenschärfebereichs werden unscharf ab-

gebildet.

Flüssiglinse: Linse aus einer elektrisch leitfähigen und einer nicht leitfähigen Flüssig-

keit. Durch Anlegen eines elektrischen Felds verformt sich die Grenzschicht der beiden

Flüssigkeiten, wodurch sich die Brennweite ändert.

Fokussieren: Scharfstellung des Bilds auf die aktuelle Objektentfernung durch Ver-

schiebung mindestens eines optischen Elements oder seltener, des Bildaufnehmers, so

dass die Abbildungsgleichung erfüllt wird.

Fourier-Transformation: Integraltransformation, in der Technik häufig eingesetzt, um

ein Signal in seine Frequenz- oder Ortsfrequenzanteile zu zerlegen.

Grenzfrequenz: Frequenz, bzw. Ortsfrequenz bis zu welcher ein System ein Eingangs-

signal nahezu unabgeschwächt zum Ausgang überträgt. In der Mechanik und Elektronik

wird typisch ein Abfall des normierten Ausgangssignals auf -3 dB als Grenzfrequenz

bezeichnet. In der Optik wird häufig ein Kontrastabfall auf 10 % oder 20 % benutzt.

HD: High Definition, Begriff für Videoübertragung mit höherer Auflösung als die Nor-

men PAL oder NTSC. Gebräuchlich ist ein Bildformat von 16 : 9 mit 1.280 mal 720

oder 1.920 mal 1.080 Bildpunkten. Für den medizinischen Bereich wurde speziell ein

medical HD mit 1.280 mal 1.024 eingeführt, welches ein annähernd quadratisches Bild

liefert, Produkte, die dieses Format nutzen, werden aber nur von wenigen Herstellern

angeboten.

Heatpipe: Rohrförmiges Bauteil zur Wärmeabfuhr durch Verdampfung und Konvektion

115

ohne Pumpe. Das im Inneren befindliche Arbeitsmedium verdampft an der zu kühlen-

den Seite und strömt als Dampf an das andere Ende des Rohrs, wo es aufgrund der dort

geringeren Temperatur kondensiert. Die Flüssigkeit wird durch Kapillarstrukturen zu-

rück transportiert, so dass der Kreislauf weitgehend schwerkraftunabhängig funktio-

niert. Die Wärmeleitfähigkeit liegt um etwa drei Größenordnungen höher als bei einem

massiven Kupferstab gleicher Abmessungen.

Hill-climbing-Algorithmus: Algorithmus zur Maximumsuche nach dem Gradienten-

verfahren.

JPEG: Standard zur verlustbehafteten Kompression von Standbildern.

Kaltlichtquelle: Mit Infrarotfilter versehene Lichtquelle, wodurch der Lichtstrom nur

zu einer sehr geringen Erwärmung führt. Als Lichtquellen dienen meist Halogen- oder

Xenonlampen.

Kulisse: Rotatorisch bewegliche Hülse mit geschlitzten Bahnen, wodurch eine Drehbe-

wegung in eine Linearbewegung der darin gelagerten Linsen umgesetzt wird. Standard-

verfahren, um Zoom- und Fokuslinsen zu bewegen.

Laparoskopie: Endoskopische Inspektion des Bauchraums.

LED: Leuchtdiode (light emitting diode), Halbleiter-Lichtquelle im nahen Infrarot,

Sichtbaren oder Ultravioletten, ursprünglich als einfarbige Signalleuchten benutzt, mitt-

lerweile durch den gestiegenen Lichtstrom und den hohen Wirkungsgrad auch in Kom-

bination als weiße Lichtquelle für Beleuchtungszwecke vermehrt eingesetzt.

Lichtwellenleiter: Aus Glas oder Kunststoff gefertigtes Bauteil, um Licht zu führen.

Basiert auf Totalreflexion zwischen Kern- und Mantelglas.

LSF: Abkürzung für Line Spread Function, Linienbildfunktion, gibt den Intensitätsver-

lauf an, der sich bei der Abbildung einer idealen unendlich dünnen Linie ergeben wür-

de. Da dies messtechnisch nicht umgesetzt werden kann, wird die Funktion normaler-

weise aus der Kantenbildfunktion gewonnen und dient ihrerseits zur Berechnung der

116

Modulationsübertragungsfunktion.

Moirée-Muster: Muster, welches durch Überlagerung zweier regelmäßiger Strukturen

entsteht. Tritt bei elektronisch erfassten Bildern auf wenn das Abtasttheorem verletzt ist

und sich feine wiederkehrende Objektstrukturen mit dem Raster des Bildaufnehmers

überlagern. Kann durch eine auf den Bildaufnehmer angepasste Tiefpasswirkung des

Linsensystems vermieden werden.

Monte-Carlo-Analyse: Verfahren, das mit Hilfe von vielen Zufallsexperimenten statis-

tische Aussagen über das Verhalten eines Systems erlaubt. In der Optik wird es einge-

setzt, um die Toleranzanalyse durchzuführen. Alle tolerierten Größen werden zufällig

mit einer vorgegebenen Wahrscheinlichkeitsverteilung variiert. Durch Bahnverfolgung

vieler Lichtstrahlen (Raytracing) lässt sich jeweils die Abbildungsqualität bestimmen.

Einer große Anzahl von Durchläufen liefert die Varianz der Abbildungsqualität der mit

Toleranzen gefertigten Optiken.

MOPP: Means of Patient Protection, Begriff aus der Norm EN 60601, Maßnahme zum

Schutz des Patienten vor einem elektrischen Schlag.

MTF: Abkürzung für Modulationsübertragungsfunktion, Darstellung des normierten

Bildkontrasts über der Ortsfrequenz. Es ist das Diagramm mit der besten Aussagekraft

über die Abbildungsleistung eines optischen Systems, erfordert jedoch hohen Rechen-

aufwand und damit Rechenzeit, weswegen es eher zur endgültigen Beurteilung der Qua-

lität eines optischen Systems und weniger als Optimierungsziel geeignet ist.

Nomineller Objektabstand: Abbildende Systeme ohne bewegliche Linsengruppe kön-

nen nur Objekte in einem festen Abstand mit voller Qualität abbilden. Diesen bezeich-

net man als nominellen Objektabstand. Abweichungen von diesem sind im Bereich der

Tiefenschärfe möglich, darüber hinaus äußern sie sich in einer unscharfen Abbildung.

Optiken mit diskreten Fokuspositionen besitzen mehrere nominelle Objektabstände, de-

ren Tiefenschärfebereiche sich überlappen sollten, um einen durchgängigen Arbeitsbe-

reich zu ermöglichen.

Ortsfrequenz: Maß zur Beschreibung der örtlichen Oszillationsfrequenz, typisch aus-

117

gedrückt in Linienpaaren pro Millimeter.

Peltier-Element: Halbleiterbauelement dessen eine Seite sich bei Stromdurchfluss er-

wärmt, während sich die andere abkühlt. Sie werden dort eingesetzt, wo auf kleinem

Raum oder ohne bewegliche mechanische Teile ein Wärmetransport erzielt werden soll,

erreichen jedoch nur einen geringen Wirkungsgrad.

Phasenfläche: Begriff aus der Elektronenoptik und Optik zur Beschreibung des Strah-

lenverlaufs. Berechnet sich aus dem Produkt von Strahldurchmesser und Divergenzwin-

kel. Soll die Intensität erhalten bleiben, ist die Phasenfläche eine Konstante. Sie kann

zwar geformt, aber nicht verkleinert werden. Eine Verkleinerung ist nur unter Verlust ei-

nes Teils der Intensität möglich.

Photolumineszenz: Die optische Anregung eines Materials durch Absorption von Pho-

tonen führt zur Aussendung von Licht. Meist ist die anregende Strahlung kurzwelliger

als das emittierte Licht. Zeigt sich ein Nachleuchten, heißt der Effekt Phosphoreszenz,

ansonsten Fluoreszenz.

Pixel: Kleinste Bildeinheit eines Bildaufnehmers oder Anzeigegeräts, liefert einen ein-

zelnen Punkt des Bilds. Es besteht bei Farbbildschirmen aus drei Subpixeln für die drei

Grundfarben.

Polardiagramm: Graphische Darstellung der abgestrahlten Intensität einer Lichtquelle

über dem Winkel zur Beschreibung der Abstrahlcharakteristik.

Pupille: Abbildung der Blende. Als Eintrittspupille wird das Bild der Blende bei Be-

trachtung des optischen Systems von der Objektseite aus bezeichnet, als Austrittspupille

das Bild bei Betrachtung von der Bildseite.

Schwarzer Körper: Idealisierter Körper, der sämtliche auftreffende Strahlung absor-

biert und Strahlung entsprechend seiner Temperatur aussendet. Er wird in der Praxis

durch einen geschwärzten Hohlkörper mit kleiner Öffnung angenähert.

SFR: Abkürzung für Spatial Frequency Response, vergleichbar mit der MTF, jedoch

118

wird bei der SFR die Ortsfrequenz auf den Pixelabstand des Bildaufnehmers bezogen

und nicht auf eine Längeneinheit. Bei Kenntnis des Bildaufnehmers ist eine Umrech-

nung in die MTF möglich.

Spotdiagramm: Zur Beurteilung der Qualität eines abbildenden optischen Systems

wird der Verlauf der von einem Objektpunkt ausgehenden Strahlen berechnet. Im Spot-

diagramm werden die Auftreffpunkte der Strahlen in der Bildebene in einem x-y-Dia-

gramm dargestellt. Das hierbei entstehende Muster wird kurz als Spot bezeichnet. Je

kleiner dieser ist, desto besser ist die Abbildungsqualität. Statt der maximalen Ausdeh-

nung, dem geometrischen Durchmesser, wird meist das quadratische Mittel (englisch:

root mean square, kurz rms) des Durchmessers verwendet. Die Form des Spots ermög-

licht Rückschlüsse auf die auftretenden Fehler, auch wenn hierfür andere Diagramme

wie der ray intercept plot oder der optische Gangunterschied besser geeignet sind. Eine

detaillierte Beschreibung der Diagramme zur Bewertung der Bildqualität erfolgt in [16].

Die Berechnung der Strahlenverläufe beruht auf der geometrischen Optik und berück-

sichtigt somit keine Beugungseffekte. Zum Vergleich der Spotgröße mit der Beugungs-

grenze wird häufig ebenfalls der Airy-Durchmesser angegeben und eingezeichnet. Das

Spotdiagramm ist zur Beurteilung des optischen Systems sowie für dessen Optimierung

geeignet. Es erlaubt nicht ganz so präzise Aussagen wie die Modulationsübertragungs-

funktion, kann aber deutlich schneller berechnet werden und ergibt somit einen guten

Kompromiss aus Rechenzeit und Aussagekraft.

Stablinsensystem: Linsenanordnung zur Bildweiterleitung durch den Endoskopschaft,

aufgebaut aus Linsen mit sehr großer Mittendicke und kleinen Luftzwischenräumen.

Wurde von Harold Hopkins entwickelt und wird seit Auslaufen des Patents von der Fir-

ma Storz nach seinem Erfinder unter dem geschützten Namen Hopkins-Optik verkauft.

Sterilisation, speziell in der Medizintechnik: Abtötung bzw. Inaktivierung aller Mikro-

organismen in oder auf einem Medizinprodukt. Am häufigsten werden hierfür Autokla-

vieren (heißer Dampf unter Druck von 2 bar, Temperatur 134°C für mindestens 5 Minu-

ten), Äthylenoxid oder γ-Bestrahlung eingesetzt.

Testchart: Mit standardisierten Prüfmustern oder Farben in hoher Qualität bedrucktes

Objekt zur Ermittlung der Abbildungsqualität oder Farbwiedergabe eines optischen Sys-

119

tems. Ein häufig eingesetztes Prüfmuster ist in der Norm ISO 12233 beschrieben.

Textur: Beschreibung zweidimensionaler Oberflächenerscheinungen, z.B. Bedruckung.

Der Begriff wird insbesondere in der Computergrafik eingesetzt, wo als Texturen Bilder

bezeichnet werden, die auf dreidimensionale Objekte gelegt werden, um diesen ein rea-

listisches Aussehen zu geben.

Tiefenschärfe: Bereich, in dem das Objekt aus dem nominellen Objektabstand verscho-

ben werden kann, ohne dass eine signifikante Verschlechterung der Bildschärfe auftritt.

Verzeichnung: Geometriefehler in der Abbildung aufgrund eines sich über der Bildhö-

he ändernden Abbildungsmaßstabs. Nimmt der Abbildungsmaßstab zum Rand hin zu,

spricht man von einer kissenförmigen, bei einer Abnahme von tonnenförmiger Ver-

zeichnung.

Weißabgleich: Einstellung der Kamera auf die Farbtemperatur der Beleuchtung, um

Bilder mit natürlichen Farben aufzunehmen.

ZEMAX: Software zur Optikberechnung und -optimierung. Sie nutzt zur Berechnung

des Strahlenverlaufs die Strahlverfolgung (englisch: raytracing), wobei an jeder Grenz-

fläche die Brechung exakt eingeht.

Zoom: Änderung des Bildauschnitts und des Abbildungsmaßstabs, entweder durch Va-

riation der Brennweite im Fall eines optischen Zooms oder durch Bildverarbeitung bei

einem digitalen Zoom.

Zoom, digitaler: Hierunter wird eine Vergrößerung eines Bildausschnitts verstanden.

Aus einem mit kleiner Brennweite und großem Feldwinkel aufgenommenen Bild wird

ein Ausschnitt vergrößert. Dies entspricht einer Aufnahme mit großer Brennweite. Die

Auflösung (Anzahl der Pixel) ist jedoch auf das Ausgangsbild beschränkt, so dass feine

Details, im Gegensatz zu einem optischen Zoom, verloren gehen können.

Zoom, optischer: Bei einem optischen Zoom kann die Brennweite des Objektivs geän-

dert werden, die Bildfläche bleibt konstant, da diese durch den Bildaufnehmer vorgege-

120

ben ist. Hierdurch ändert sich der objektseitige Feldwinkel 2w und damit der Abbil-

dungsmaßstab. Bei kurzer Brennweite ergibt sich ein großer Feldwinkel, wodurch ein

großer Objektraum im Bild dargestellt wird. Die einzelnen Objekte werden hierdurch je-

weils klein abgebildet. Bei großer Brennweite ist der Feldwinkel klein, entsprechend

wird nur ein kleiner Objektraum erfasst, die darin befindlichen Objekte jedoch groß ab-

gebildet.

Zoom, parfokaler: Spezielle Ausführungsform eines Zoomobjektivs, bei dem kein

Nachfokussieren beim Zoomen erforderlich ist, da die Änderung der Brennweite durch

eine angepasste Verschiebung der Hauptebenen kompensiert ist, so dass immer ein

scharfes Bild entsteht.

121

11 Literaturverzeichnis

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