CN116963701A - 一种用于活体组织的激光治疗装置 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于治疗活体组织（2）的激光治疗装置，包括脉冲激光光源（4），具有5 W至100 W的发射功率，由触发装置通过施加器触发激光（1）对活体组织的照射；检测装置（3）：测量由活体组织（2）中对激光吸收引起的体积与时间相关的体积变化；运算单元（6）：根据评估检测到的体积变化向控制装置发出控制命令，所述控制装置用于控制照射到活体组织（2）的激光（1）功率，其中：a.每次触发导致具有第一激光功率和第一激光脉冲持续时间的第一加热激光脉冲、和具有第二激光功率和第二激光脉冲持续时间的第二加热激光脉冲以预定脉冲间隔被施加到活体组织（2）；b，检测装置（3）记录由第一激光脉冲的上升和下降功率梯度引起的体积变化，并将测量值提供给运算单元（6）；C，所述运算单元（6）基于所述体积变化的测量值并且至少考虑所述第一加热激光脉冲的功率梯度的预定上升，来确定在所述第一加热激光脉冲的照射过程中所述活体组织（2）的温度升高的估计值；d，根据所述估计值，发出命令，调整所述第二激光脉冲的第二功率和/或第二激光脉冲持续时间，使得所述第二激光脉冲的照射将所述活体组织（2）加热到预定目标温度。

Description

一种用于活体组织的激光治疗装置
技术领域
本发明涉及一种用于活体组织的激光治疗装置，包括脉冲激光光源和照射功率的自动调节，是一种用于治疗眼睛后部的眼科激光装置。
背景技术
激光用于治疗各种视网膜疾病。在眼睛后部的激光照射过程中，主要是光吸收层，视网膜色素上皮(RPE)和脉络膜被加热，热量从此处扩散到邻接层中。除了吸收的激光能量之外，该扩散还取决于脉冲持续时间和照射区域。对于视网膜上的每个激光点，典型区域的直径为约100-500μm，照射持续时间通常为20-500ms。照射时间越短，扩散到被照射区域外部的体积中的热量越少。
根据治疗目的，需要不同的温度以避免治疗不足，即缺乏治疗效果，或过度治疗，即无意的附带损伤。在所述时间范围内，对于视网膜的亚致死刺激，需要约43-50℃(例如，用于干性年龄相关性黄斑变性AMD的预防性治疗的高热组织刺激)，亚可见(亚阈值)50-70℃或轻度光凝70-90℃(例如，糖尿病性黄斑病变)，强光凝90-120℃(用于糖尿病性视网膜病或视网膜脱离的全视网膜照射)。对于RPE的选择性热机械破坏(例如，对于浆液性中央视网膜病)，使用纳秒至微秒的脉冲，其中>140℃的温度仅在RPE中发生(选择性视网膜治疗，SRT)并且导致在细胞内黑素体上选择性产生微泡。在2μs脉冲持续时间时，除破裂外，还观察到热坏死。通常，2至50μs之间的脉冲持续时间被认为是热机械效应和热效应之间的过渡区域。
由于通过眼睛的光透射的巨大波动和RPE的非常可变的光吸收(在可见光谱范围内20-80％)，用固定的激光设置不能实现上述温度升高。因此，绝对需要测量和调节照射期间的温度升高。
为了测量温度，例如从文献US2003/032949 A1已知一种光声方法，其中借助于叠加在治疗激光辐射上的重复短脉冲激光辐射(脉冲持续时间在纳秒范围内，重复率通常为1kHz)，视网膜吸收器被热弹性地激励，并且在眼睛的角膜上发射的压力瞬变可以由超声换能器拾取。由于Grüneisen系数的温度依赖性，压力幅度随着视网膜温度而增加，并且在先前校准之后，指示视网膜上的当前平均温度升高。严格地说，只要目标组织仅被可逆地加热，但还没有被热转换和永久损伤，以这种方式确定温度才是可能的。尽管如此，已经开发了评估由于激光脉冲序列(“脉冲串”)引起的组织损伤的概念，并且在这样做时确定脉冲串的第一部分序列期间的温度，以便在应用相同脉冲串的第二部分序列期间调节激光，例如参见文献US2010/292763 A1。
目的是治疗医生只需要为每个要治疗的激光点精确地触发激光一次，并且在这样做时可以假定仅在那里发生有意的组织损伤而不引起过度的附带损伤。通常，通过这种“节约”激光治疗，在视网膜上仅出现微弱的或甚至不出现可见的损伤。在这方面，没有直接和客观的方式来检查医生可用的效果。
US2003/032949 A1的方法的明显缺点是除了治疗激光器之外还需要使用单独的激光器，这增加了激光系统的复杂性和成本。
目前，正在开发用于视网膜的在绿色光谱带中具有10W量级的发射功率的连续发射高功率激光器。在当前上下文中，本发明涵盖5W量级的发射功率。预期在将来，具有100W量级的发射功率和在较长的持续时间上近似恒定的功率的激光器也将可用于医疗目的。当使用这样的高功率时，每个激光点的总照射时间必须在较低的μs时间间隔(2-50μs)或甚至更低并且被很好地调节，以便不在视网膜上产生严重的，不可控的损伤。更具体地，当使用这种激光器而不是激光脉冲序列时，单个脉冲可能已经是治疗有效的。
组织的非常快速的加热使得不可能使用US2003/032949 A1中类型的光声方法用于温度控制，因为压力瞬变总是需要高达约20μs的时间以从视网膜到达接触玻璃中的声传感器。测量信号到达太晚而不能调节热激光脉冲。
或者，可以使用在用激光加热期间通过可逆热膨胀和收缩对被照射组织的瞬时体积变化的光学检测。例如在文件US2013/102894 A1和US2015/011983A1中已经测试了这样的方法，并且这些方法使用干涉仪，并且特别是针对干涉测量法设想的，测量通常反射到治疗激光束中的光源。然而，这里的缺点也主要在于激光系统的复杂性和成本。
Xiahau Feng等人“激光共享光声反馈光热疗法的自我温度调节(Self-temperature regulation of photothermal therapy by laser-shared photoacousticfeedback)”第40卷，第19号，2015年10月1日，《光学快报》(Optics Letters)，第4492-2295页的工作中公开了一种具有光声(photoacoustic)(＝光声(optoacoustic))反馈的激光装置，用于仅用一个热激光来控制目标的温度。该激光器以脉冲调制的方式工作，其中用于温度测量的长加热脉冲和短脉冲的线性啁啾序列通过压力瞬变与超声换能器在时间上连续交替。这导致通过调制热激光的脉冲持续时间自动调节靶上的照射剂量，使得靶以高精度达到并保持预定温度。在这项工作中，目标是体模，激光的发射功率是1W，激光热脉冲的脉冲持续时间在毫秒到秒的范围内。啁啾序列占用40微秒，并且没有发生到超声换能器的时间延迟。这些简化的条件不允许直接应用于视网膜治疗的问题。
如US2010/292963 A1中已经描述的，这里也遵循使用加热激光本身来确定温度的思想。文献DE 10 2009 016184A1描述了一种方法，该方法具有交替施加的短测量激光脉冲和来自联合激光源的持续非常长的加热激光脉冲，该联合激光源特别用于在温度监测和调节下的眼睛后部的激光治疗。
Fei Gao等人“单激光脉冲产生用于差分对比度光声成像的双光声信号(Singlelaser pulse generates duel photo-acoustic signals for differential contrastphotoacoustic imaging)”，《科学报告》(Scientific Reports)7:626，DOI:10.138/s41598-017-00725-4的光声成像工作，其于2017年4月4日在线发表，公开了仅通过在长加热激光脉冲的开始和结束时触发和检测的两个压力瞬变对生物组织进行光声成像的可能性。通过分配应力限制，但保持热限制，显示出加热激光脉冲的开始和结束的压力瞬变具有相反的极性和不同的振幅，这可以提供关于在脉冲持续时间期间沉积在组织中的能量密度的信息。
发明内容
针对上述背景，本发明提出了一种用于活体组织的激光治疗装置，该激光治疗装置利用激光脉冲具有的相对高功率和脉冲持续时间进行自调节治疗；该装置还具有客观效果评估。
本发明的技术方案：
一种用于治疗活体组织的激光治疗装置，包括：脉冲激光器，其具有5W至100W激光的发射功率；施加器，其用于引导激光；触发装置，其用于通过施加器触发激光对活体组织的照射；检测装置，其用于测量由所述活体组织中的激光吸收引起的体积随时间的变化关系；运算单元，其用于评估检测到的体积变化并向控制装置发出控制命令，控制照射到活体组织的激光功率；其中：
a.对活体组织照射的每次触发，导致具有第一激光功率和第一激光脉冲持续时间的第一加热激光脉冲、和具有第二激光功率和第二激光脉冲持续时间的第二加热激光脉冲，以预定脉冲间隔被施加到活体组织，其中
b.检测装置光学或声学地记录由第一激光脉冲的上升和下降功率梯度引起的体积变化，并将测量值提供给运算单元；
c.所述运算单元基于所述体积变化的测量值，并且至少考虑所述第一加热激光脉冲的功率梯度的预定上升，来确定在所述第一加热激光脉冲的照射过程中所述活体组织的温度升高的估计值，并且
d.根据所述估计值，所述运算单元向所述控制装置发出命令，所述命令使得所述控制装置调整所述第二激光脉冲的第二功率和/或第二激光脉冲持续时间，使得所述第二激光脉冲的照射将所述活体组织(2)加热到预定目标温度。
附图说明
图1示出了具有用于体积变化信号的运算单元和检测器的激光系统的简图；
图2示出了使用二极管激光器的示例的在各种脉冲持续时间和功率下的激光的梯度上升的实验数据；
图3a-3c示出了用不同功率加热具有可比脉冲持续时间的激光脉冲的实验测量的(时移)压力瞬变。
具体实施方式
一种用于治疗活体组织(2)的激光治疗装置，包括：脉冲激光器(4)，其具有5W至100W激光(1)的发射功率；施加器，其用于引导激光(1)；触发装置，其用于通过施加器触发激光(1)对活体组织(2)的照射；检测装置(3)，其用于测量由所述活体组织(2)中的激光吸收引起的体积随时间的变化关系；运算单元(6)，其用于评估检测到的体积变化并向控制装置发出控制命令，控制照射到活体组织(2)的激光(1)功率，其中：
a.每次触发导致具有第一激光功率和第一激光脉冲持续时间的第一加热激光脉冲、和具有第二激光功率和第二激光脉冲持续时间的第二加热激光脉冲以预定脉冲间隔被施加到活体组织(2)，其中
b.检测装置(3)光学或声学地记录由第一激光脉冲的上升和下降功率梯度引起的体积变化，并将测量值提供给运算单元(6)；
c.所述运算单元(6)基于所述体积变化的测量值，并且至少考虑所述第一加热激光脉冲的功率梯度的预定上升，来确定在所述第一加热激光脉冲的照射过程中所述活体组织(2)的温度升高的估计值，并且
d.根据所述估计值，所述运算单元(6)向所述控制装置发出命令，所述命令使得所述控制装置调整所述第二激光脉冲的第二功率和/或第二激光脉冲持续时间，使得所述第二激光脉冲的照射将所述活体组织(2)加热到预定目标温度。
从属权利要求涉及有利的实施例，更具体地涉及评估效果的进一步发展。
迄今为止，对于温度测定，通常使用短的低能量激光脉冲，其本身不应该或仅在很小程度上有助于组织的加热。如果可能，通常旨在避免在状况确定过程中改变组织状况。
根据本发明的装置现在免除了施加短激光脉冲或这种激光脉冲的脉冲串，而是仅施加中等至高激光功率的长加热激光脉冲，每个加热激光脉冲在其脉冲持续时间内引起几摄氏度的温度升高。对于单个激光点的治疗，特别是在视网膜上的治疗，仅需要非常少的脉冲，优选地甚至仅需要两个脉冲。
加热激光点的第一加热激光脉冲应当优选地不触发任何持续的组织损伤(例如变性)，而是仅通过在开始时组织的热膨胀和在加热激光脉冲结束时的收缩而引起足够快速的体积变化，这可以用光学或声学检测装置来记录。这样做时，检测装置产生音量变化信号，该信号被发送到能够对其进行评估的运算单元。
该检测装置例如可以用于在被照射组织中热触发的运动的光学记录，其由光漫射或光反射组织层制成，并且可以包括干涉仪以及至少一个光电检测器，其测量随时间变化的光强度并将其作为测量值发出，为此，例如，可以使用光学相干断层扫描(OCT)，或者也可以使用具有散斑记录的高相干光源(单纵模)。治疗激光器本身也可以发射具有足够高相干性的光，使得治疗光的一小部分可以同时是测量光。根据所确定的运动，例如两个扩散组织层之间的距离变化，可以直接推断所寻求的体积变化。
根据本发明，优选地，检测装置被配置为记录在被照射活体组织中热触发的压力波，并且包括至少一个超声换能器，其记录压力瞬变并将其作为测量值发出。超声波在长脉冲期间和脉冲之间都有足够的时间从加热的组织传播到超声接收器。
根据本发明，设想利用来自第一加热激光脉冲的信息来调节仅在记录和评估体积变化信号之后施加的第二加热激光脉冲。
优选地，第一和第二脉冲持续时间的间隔为2到50微秒。不排除其它脉冲持续时间，更具体地说是较短的脉冲持续时间。脉冲开始和结束时体积变化信号的可区分性-可分离性取决于检测类型：对于非常短的脉冲，光学检测也能够实现这一点。在设备方面，声学检测通常更简单。
脉冲间隔通常被定义为两个连续激光脉冲的两个相同特征之间的时间间隔，例如相同的上升脉冲梯度或脉冲最大值。另一方面，在每个具有大脉冲持续时间的几个脉冲的情况下，有利的是将脉冲间隔定义为两个脉冲之间的暂停持续时间，即加热激光脉冲的下降梯度和下一个加热激光脉冲的上升梯度之间的时间间隔。优选地，第一和至少第二加热激光脉冲之间的时间脉冲间隔应该是预先确定为大于活体组织的热弛豫时间。
先前关于热弛豫时间的知识存在于文献中，例如Brinkman和Birngruber，“选择性视网膜治疗(Selective Retina Therapy)”在《医学物理学杂志》(Z.Med.Phys.)17(2007)，第6-22页。其中陈述了热弛豫时间取决于用激光加热的物体的尺寸和结构，并且对于4μm厚度的假定的均匀RPE吸收层为约64μs。作者还得出结论：如果目的是均匀加热所有RPE细胞而不显著加热环境，则约5-30μs的脉冲持续时间是合适的。另一方面，如果想要在黑素体上产生显著的峰值温度，则应选择<5μs的脉冲持续时间。在脉冲持续时间>50μs时，细胞有限的温度升高丧失"。这也表示脉冲持续时间的上述优选间隔。
特别优选地，时间脉冲间隔被选择为使得在触发第二脉冲之前，用第一加热激光脉冲实现的组织中的温度升高被大大消除，即，在开始照射之前，组织已经返回到组织的基本温度，通常为37℃。
然而，根据本发明，第一加热激光脉冲用于获得关于所选择的激光点中的组织的信息，第二加热激光脉冲引起仅在那里加热到目标温度以达到治疗效果。第二加热激光脉冲的能量通常比第一加热激光脉冲的能量更丰富，即第二加热激光脉冲的激光功率和脉冲持续时间的乘积通常比第一加热激光脉冲的大。
如果第一和第二加热激光脉冲具有相同的脉冲持续时间并且仅针对第二加热激光脉冲调节激光功率，则认为是有利的。在迄今为止开发的高性能激光二极管中，这可以通过调节直接电源容易地实现。由此，不需要用于电子控制屏蔽或转向激光的昂贵光学部件，例如声光调制器。然而，光调制器的使用或改变所施加的功率也被本发明的框架所覆盖。
根据接通和断开加热激光脉冲时激光光源的发射功率显示出足够陡峭的上升和下降梯度，以及在它们之间的平滑、恒定的平稳过程的条件，如果在梯度持续时间δt期间照射的能量对应于迄今为止检测的样品脉冲的典型脉冲能量，则实际上仅产生两个显著的体积变化信号。对于光声检测，已知能量为5μJ的样本脉冲是足够的。在P最大＝10W的激光功率的情况下，这对应于δt＝1μs的梯度持续时间，其中所施加的激光功率在第一近似中从零线性增加到最大值，然后再次减小。
本发明的一个非常特别的优点在于，作为用于确定温度升高的估计值的第一加热激光脉冲的结果的体积变化的评估也可以容易地用在至少第二加热激光脉冲上，使得在处理激光点结束之后，产生由激光引起的实际治疗活性目标温度的估计值。该估计值可以实时显示给治疗医生，也可以记录，即电子保存，并且可以与医生想要的目标温度进行比较。因此，用户可以有效地监视他/她还可以用作治疗的电子证明或用于记录治疗历史的可用的并且根据请求存储的治疗协议。
如果在μs时间范围内将加热激光脉冲以W范围内的激光功率施加到吸收性组织上，则在激光的功率变化dp1和dp2期间-在上升(dp1)和下降(dp2)激光脉冲梯度良好可检测时，如果功率变化分别在短梯度持续时间dt1和dt2内足够快速地发生，则通过组织的膨胀dV1和收缩dV2发生快速体积变化。因此，加热激光脉冲梯度确定了要记录的测量信号，即组织对打开和关闭激光器的直接响应。在具有恒定平稳过程的脉冲的情况下，考虑脉冲梯度上激光功率的上升足以进行信号评估。
扩张速度dV1/dt1和收缩速度dV2/dt2可以直接通过光干涉测量法测量，其中组织层(例如组织表面)的位置位移被跟踪。在加热激光脉冲的梯度期间，这些速度处于它们的最大值并且允许估计组织的热膨胀系数，这又可以从作为宽温度范围上的温度相关材料参数的初步工作中导出。
同时，快速体积变化在辐射区域中触发压力波，该压力波传播通过组织并且可以由超声接收器记录为时间相关的压力信号(压力瞬变)。在这种情况下，也使用先前已知的Grüneisen系数的温度依赖性来从压力瞬变直接外推温度。被认为是具体的测量值dD1和dD2可以例如是压力瞬变的最大幅度或在增加幅度的周期上的积分或压力瞬变，或者压力瞬变的频率。
实验上，通过声学检测发现，如果在两个脉冲末端处的功率变化和梯度持续时间相同，则在加热激光脉冲期间，来自激光脉冲末端的压力测量信号与激光脉冲起始处的压力测量信号的比可用作组织加热的测量。然而，通常情况下并非如此，但是激光脉冲梯度可以在每个脉冲期间测量，或者在激光脉冲之间具有足够的稳定性的情况下，可以根据激光光源的制造商能够提供的先前列表数据来测量。
在加热激光脉冲的开始和结束处的不同梯度过程的情况下，压力测量信号的比可以标准化为梯度上升，例如根据
值ΔP在此可以被引入作为激光梯度的最大上升或者可替代地作为在梯度持续时间δt上平均的平均上升/>在这个意义上的其它标准化也是可能的。
激光的功率变化越陡，组织的体积变化发生得越快。这样就产生了更高的膨胀和收缩速度以及更高的压力幅度。
关于声学检测，值α是可确定的，换言之，其表示在脉冲结束梯度和脉冲开始梯度彼此相关的每种情况下触发的压力波的能量与照射的激光能量的比。从比α和组织的Grüneisen系数的已知温度依赖性，可以导出直到脉冲结束的组织产生的温度升高。
特别是在脉冲持续时间小于组织的热弛豫时间的情况下，根据辐射的吸收和扩散μa(z)和μs(z)在辐射传播方向z上产生温度梯度。因此，值α仅导致平均加权温度值，其取决于所有照射和组织参数。
为了近似外推温度升高，必须知道Grüneisen系数的温度依赖性过程以及照射前的起始温度(体温，室温)。Grüneisen系数的温度依赖性可以例如用以下形式的二次方程来近似
对于0＝100℃温度范围内的组织。对于来自比色皿中的猪的视网膜组织，抛物线Tm＝105.4℃和零交叉T0＝-21℃的最大值是近似的(参见：Kandula等人，《生物医学光学杂志》(Journal of Biomedical Optics)11(4)2006)，其中C是比例常数。
计算组织中平均温度升高的一种可能性是直接通过拟合函数计算。根据前述抛物线近似，平均温度升高是
其中
TB是基础温度(例如室温或体温)。为了从平均温度升高能够外推在较高温度处通常更感兴趣的最大温度升高T最大(Tmax)，可以确定常数f。
通常，常数f取决于照射几何形状和照射持续时间以及热组织参数。在没有扩散的拉伸均匀吸收剂的情况下，在脉冲持续时间低于热弛豫时间的照射下，这导致f＝2。一般而言，可以通过理论模型或实验(例如通过热传感器、温度依赖性荧光纳米颗粒等)来确定特定样品类型或在这种情况下组织类别的f。
为了将照射过程控制在限定的目标温度TZiel，施加至少两个加热激光脉冲，其中第一加热激光脉冲具有能量E1，该能量E1尚未达到目标温度，并且优选地还不会对组织造成热损伤。根据在第一脉冲之后测量的温度可以通过设置功率和/或脉冲持续时间来调节第二听觉激光脉冲的能量E2，使得在第二脉冲结束之后达到目标温度，例如通过
还可以施加几个脉冲来分阶段地接近目标温度。
只要通过激光吸收沉积在组织中的热能不能经由热传输机制(热包含)离开照射体积，则增加的能量E2是否通过增加至少一个第二加热激光脉冲的功率或脉冲持续时间来实现原则上是无关紧要的。最初只有功率和脉冲持续时间的乘积是相关的。然而，可以看出，不增加第二脉冲持续时间而是将其设置为等于第一持续时间并且仅增加功率是有利的。热传输是时间相关的，并且在第二加热激光脉冲期间的传输过程自然最类似于第一加热激光脉冲的传输过程。此外，可以看出，在激光光源的功率调节期间，接通和断开过程可以导致不同脉冲持续时间的不同激光功率过程。通过分配光调制器来控制连续激活的激光器的发射，并代之以用具有不同脉冲持续时间的功率脉冲来操作激光器，不一定假设保持脉冲形式。这可能使测量值的评估复杂化，并且如果将所有脉冲持续时间选择为相同的，则很容易避免。
有利的是，这样选择脉冲序列，使得在各个脉冲之间尽可能完全地将组织冷却到基本温度。或者，剩余的剩余热量可包括在计算中。
如已经提到的，本发明的重要优点是可以测量组织中实际达到的目标温度，因为检测装置记录分别由第二加热激光脉冲的增加和减小的斜率引起的体积变化，并将测量结果提供给运算单元，该运算单元确定并显示和/或记录第二加热激光脉冲期间温度升高的估计值。与迄今为止使用的治疗激光相比，这种激光治疗的数值，客观效果评估被视为重要进展。
此外，使用5W至100W量级的功率激光器，开启了热机械治疗方法的通路，该方法集中于通过蒸发破坏细胞。这里，如果仅扩展运算单元的软件，则利用根据本发明的同一激光装置的治疗和甚至某种效果监控也是可能的。
优选地，在这种情况下，即，具有例如超过140℃的目标温度的预期热机械组织损伤，在第二引导激光脉冲开始时，运算单元被配置为确定并记录加热激光脉冲的上升梯度上的体积变化开始的时间与体积变化开始的下一时间之间的差异。如果该测量的差小于第二脉冲持续时间，则显示体积变化的测量信号早到达，因此不能源自下降的激光梯度。相反，记录由于组织中形成微泡而引起的体积变化。气泡形成通常与压力振幅相关，当加热激光脉冲的梯度不陡峭时，该压力振幅比纯粹热触发的压力振幅大两个数量级。因此它们实际上不能被监视，它们开始的时间标志着气泡形成的开始。反过来，气泡形成的开始和加热激光脉冲的结束之间的时间差是可测量的，并且可以用作热机械处理剂量的测量。利用已知的脉冲持续时间，可以从在运算单元中在激光脉冲的开始和气泡形成的开始之间确定的时间差直接看到该测量。
下面通过附图更详细地描述本发明：
图1中看到是在用于视网膜治疗的实施例中的根据本发明的激光装置的简图，在示意图中，没有示出光导装置，施加器以及用于施加器的触发器。
激光器(4)将加热脉冲激光(1)发射到活体组织(2)上。检测装置记录活体组织体积的变化并产生提供给运算单元(6)的电信号。运算单元(6)可以是可编程微处理器或个人计算机。它处理从检测装置(3)到达的原始数据，如果需要，以非易失性方式存储这些数据，并基于处理结果确定对激光器(4)的控制命令。激光器(4)的控制装置没有单独示出，而是通常集成到激光器(4)的结构单元中。如这里优选地假设的，如果激光器(4)的工作电流强度被改变以控制激光器功率，则控制装置可以被设计为简单的模拟电路，其直接以电流形式传送源自运算单元(6)的电压值。可替代地，控制装置也可以集成到运算单元(6)中。控制装置还可以被设计成数字地接收运算单元(6)的元命令，例如脉冲持续时间和脉冲功率的值，并将这些转换成模拟信号以控制激光器(4)。
根据本发明，激光器(4)具有5W到100W量级的发射功率。这里，作为示例，集成到激光源(4)中并且未单独示出的优选是用于时间记录激光(1)的至少一部分的发射激光功率。所检测到的激光功率的测量值被提供给运算单元(6)，用于运算单元(6)确定激光脉冲的功率上升梯度。这种辐射监控是当前的技术状态。在非常稳定的激光光源的情况下，可以考虑对具有不同脉冲持续时间和功率的激光脉冲的梯度的表格的编译，而不是不断重复的测量。
用于将照射参数用户输入到运算单元(6)中的操作装置(5)优选地被配置为显示照射参数的用户可选择间隔，其中间隔限制分级地取决于用户输入。这意味着操作装置(5)可以处于遵守某些安全规则和拒绝与这些规则相矛盾的条目的位置。当使用具有导致损害的高可能性的功率激光器时，特别是在视网膜治疗中，因此可以在早期避免用户的不正确参数设置。作为示例，并且优选地，操作装置(5)可以被设计成基于使用者对脉冲持续时间的输入来选择第一加热激光脉冲的功率，其方式为使得第一加热激光脉冲不引起任何持续的组织损伤。如果操作装置(5)被设计成仅允许作为第一和至少第二加热激光脉冲之间的时间脉冲间隔的用户输入的值，且是大于从第一脉冲持续时间预先确定的对活体组织的热弛豫时间，则也是有利的。这里，分层依赖性意味着一些用户的选择选项在实现中是优先的，而其它选择选项被认为是从属的，并且服从预定，例如编程的安全规则，取决于较高优先级的用户输入而被适当地限制。
在这方面，操作装置(5)可以包括其自己的用于数据处理的处理器和用于非易失性数据存储的数据存储器。
操作装置(5)可以以这样的方式设计，即设想用户输入至少是目标温度和激光脉冲持续时间，例如作为优先级，以及可选地和从属地第一加热激光脉冲的时间激光脉冲间隔和第一功率。此外，操作装置(5)的处理器可以执行加密算法，以便加密由运算单元(6)与用户输入一起发送的数据，从而以不可分离和不可修改的方式保存它们。这种安全数据随后只能一起读取，并且可以用作可认证的治疗协议(也具有时间戳)。
通过实验研究了加热激光脉冲的梯度上升比ΔP2/ΔP1随脉冲持续时间和激光功率的变化。图2仅作为示例性说明示出了在高达14W的功率下5μs和50μs的脉冲持续时间的测量值。示出了脉冲的梯度上升的比以及梯度上升本身通过激光器的改变的激励条件(包括泵流)随着施加的功率而改变。显然，如果不想对激光光源进行费力的校准，则梯度上升的脉冲式测量对于这里描述的评估是有利的。此外，激光器的老化效应是可能的，使得一次性工作校准不一定总是足够的。
图3a-c示出了在不同激光功率下测量的压力瞬变的三个示例。压力瞬变在每种情况下是下部曲线，加热激光脉冲的导数是上部曲线。为了比较在所有图中的可呈现性，以这样的方式对它们进行标准化，使得根据数值的第一压力瞬变的第一最大值对应于第一加热激光脉冲的上升梯度的最大梯度ΔP1。可以容易地看出在加热激光脉冲结束时温度升高对压力瞬变的贡献有多高。为了更好地呈现，从样品到传感器的声学持续时间被去除，即压力瞬变被该持续时间移位。
图3a示出了在以614mJ/cm2照射的情况下的压力瞬变：脉冲持续时间为35μs的照射脉冲具有两个梯度上升ΔP1和ΔP2，每个梯度上升触发压力瞬变A1和A2。这里，压力瞬变在与加热激光脉冲相同的时间轴上示出，即从视网膜到超声换能器移位恒定的信号持续时间，以便更好地分配。能量测量图dD1和dD2被分配给压力瞬变，其在此例如是从信号A1和A2的最大幅度确定的。由此计算比α，并且作为脉冲结束时的温度为55℃。这种短时间的温度升高通常不会损伤活的视网膜组织。所示曲线表示根据本发明的方法的第一加热激光脉冲的示例。
图3b示出了在用1245mJ/cm2照射的情况下的压力瞬变：当施加与图3a相比具有两倍功率的脉冲时，可以看到具有现在增加的值的相同信号。激光脉冲梯度上升得更快，压力瞬变的振幅明显增大。使用与图3a相同的计算，这导致脉冲结束时的温度为82℃，其已经在光凝固的目标温度的通常范围内。因此，图3b表示根据本发明的可能的第二加热激光脉冲，其直接产生治疗效果。
图3c示出了在用1488mJ/cm2照射的情况下的压力瞬变：这种辐射导致组织中形成气泡。第二压力瞬变已经发生在激光功率降低之前。因此，它不是基于组织冷却时的热弹性松弛，而是基于材料蒸发。双箭头1表示声信号开始和照射结束的时间差。将修改后的比例与图3a和3b进行比较。增加10倍的振幅也是微泡形成的指标并证实了该假设。由于照射的功率以及微泡形成的时间是已知的，因此可以确定利用哪个照射强度可以实现超过约140℃的微泡形成温度。直到加热激光脉冲结束的热机械中断的持续时间也可以用作剂量测量，并且可能地，尽管调节激光，但是对于另外的激光脉冲进行调整和优化。
这里还应当注意，图3a-c的曲线没有记录在相同的激光点处。因此，实验之间组织的吸收系数不同。

Claims (10)

1.一种用于治疗活体组织（2）的激光治疗装置，包括：脉冲激光器（4），其具有5 W至100W激光（1）的发射功率；施加器，其用于引导激光（1）；触发装置，其用于通过施加器触发激光（1）对活体组织（2）的照射；检测装置（3），其用于测量由所述活体组织（2）中的激光吸收引起的体积随时间的变化关系；运算单元（6），其用于评估检测到的体积变化并向控制装置发出控制命令，控制照射到活体组织（2）的激光（1）功率，其特征在于：
a．对活体组织照射的每次触发，导致具有第一激光功率和第一激光脉冲持续时间的第一加热激光脉冲、和具有第二激光功率和第二激光脉冲持续时间的至少第二加热激光脉冲，以预定脉冲间隔被施加到活体组织（2），其中
b．检测装置（3）光学或声学地记录由第一激光脉冲的上升和下降功率梯度引起的体积变化，并将测量值提供给运算单元（6）；
c．所述运算单元（6）基于所述体积变化的测量值，并且至少考虑所述第一加热激光脉冲的功率梯度的预定上升，来确定在所述第一加热激光脉冲的照射过程中所述活体组织（2）的温度升高的估计值，并且
d．根据所述估计值，所述运算单元（6）向所述控制装置发出命令，所述命令使得所述控制装置调整所述第二激光脉冲的第二功率和/或第二激光脉冲持续时间，使得所述第二激光脉冲的照射将所述活体组织（2）加热到预定目标温度。
2.根据权利要求1所述的激光治疗装置，其特征在于，所述控制装置设置成使得在触发时施加的所有加热激光脉冲的脉冲持续时间相同。
3.根据前述权利要求中任一项所述的激光治疗装置，其特征在于，所述检测装置（3）记录由所述第二加热激光脉冲的上升和下降功率梯度引起的体积变化，并将所述测量值提供给所述运算单元（6），并且所述运算单元（6）确定并显示和记录在所述第二激光脉冲的照射期间的温度升高的估计值。
4.根据前述权利要求中任一项所述的激光治疗装置，其特征在于，根据发射的激光功率进行的时间记录，将至少一部分检测激光（1）的激光功率测量值提供给运算单元（6），用于确定加热激光脉冲的功率上升梯度。
5.根据前述权利要求中任一项所述的激光治疗装置，其特征在于，所述检测装置（3）设计成用于记录被照射活体组织中的热触发压力波，并包括至少一个超声换能器，所述超声换能器记录压力瞬变并将其作为测量值发出。
6.根据权利要求1至4中任一项所述的激光治疗装置，其特征在于，所述检测装置（3）设计成用于光学记录受照射活体组织中的光漫射或反射组织层的热触发运动；包括干涉仪以及至少一个光电检测器，所述光电检测器记录随时间变化的光强度并将其作为测量值发出。
7.根据前述权利要求中任一项所述的激光治疗装置，其特征在于，所述运算单元被设计成确定并记录从所述第二加热激光脉冲开始时起所述加热激光脉冲的上升梯度上的体积变化开始时间与下一次体积变化开始时间之间的差值。
8.根据前述权利要求中任一项所述的激光治疗装置，其特征在于，用于用户将照射参数输入到所述运算单元（6）中的操作装置（5）显示照射参数的可选择间隔，其中所述间隔限制分级取决于用户输入。
9.根据权利要求8所述的激光治疗装置，其特征在于，所述操作装置（5）基于用户输入所述脉冲持续时间来选择所述第一加热激光脉冲的功率，使得所述第一加热激光脉冲不引起任何持续的组织损伤。
10.根据权利要求8或9所述的激光治疗装置，其特征在于，所述操作装置（5）仅允许用户输入大于至少由用户预先确定的所述活体组织的热弛豫时间的值作为第一加热激光脉冲和至少第二加热激光脉冲之间的时间脉冲间隔值。
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