DE10135944C2

DE10135944C2 - Verfahren und Vorrichtung zur nichtinvasiven Bestimmung der Temperatur an mit einer Strahlung, insbesondere Laserstrahlung behandeltem biologischem Gewebe

Info

Publication number: DE10135944C2
Application number: DE10135944A
Authority: DE
Inventors: Georg Schuele; Ralf Brinkmann
Original assignee: MED LASERZENTRUM LUEBECK GmbH; Medizinisches Laserzentrum Luebeck GmbH
Current assignee: MED LASERZENTRUM LUEBECK GmbH; Medizinisches Laserzentrum Luebeck GmbH
Priority date: 2001-07-24
Filing date: 2001-07-24
Publication date: 2003-10-02
Anticipated expiration: 2021-07-25
Also published as: EP1279385A1; DE10135944A1; DE50212285D1; EP1279385B1; US20030032949A1; US6830567B2

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren nach dem Oberbegriff des Patentanspruches 1 und eine Vorrichtung nach dem Ober begriff des Patentanspruches 8 oder 9, zur nichtinvasiven Bestimmung der Temperatur an mit einer Strahlung, insbeson dere Laserstrahlung behandeltem biologischen Gewebe.

Stand der Technik

Es ist bekannt, mit Hilfe optoakustischer Techniken die Ge webetemperatur bei der thermischen Behandlung des biologi schen Gewebes zu ermitteln (K. V. Larin, I. V. Larina, M. Mo tamedi, R. O. Esenaliev: Monotoring temperature distribution with optoacustic technique in real time. SPIE Proc. 3916: 311-321, 2000).

Aus der DE 199 32 477 A1 ist es bekannt, an biologischem Ge webe durch gepulste Bestrahlung hervorgerufene Materialände rungen mit optoakustischen Techniken zu bestimmen.

Aus G. Schüle, G. Hüttmann, J. Roider, C. Wirbelauer, R. Birngruber, R. Brinkmann: Optacustic measurement during µs- irradiation of the retinal pigment epithelium, SPIE, Proc. Vol. 3914: 213-236, 200 ist es bekannt, bei der selektiven Mikrophotokoagulation am Augenhintergrund zur Behandlung von Netzhauterkrankungen mittels µs-Laserpulsen die Temperaturen am behandelten Augenhintergrund zu messen. Die vom ersten Behandlungspuls bewirkte Druckamplitude wurde zur Normierung der Druckamplitude auf die Temperatur des Augenhintergrundes verwendet. Aus der Druckamplitudenerhöhung der nachfolgenden Behandlungsimpulse wurden mit Hilfe der aus Eichmessungen bekannten Abhängigkeit der Temperatur von den Druckamplitu den die Temperaturerhöhung und ferner die jeweiligen Abso luttemperaturen bestimmt.

Aus der DE 199 16 653 A1 ist eine Vorrichtung zur opto akustischen Gewebsdifferenzierung zur patientenspezifischen Dosierung der Laserstrahlung bei Zyklophotokoagulation des Auges bekannt. Dabei werden die im Zielgewebe generierten Drucktransienten als Messgröße der optischen Eigenschaften im Zielgewebe herangezogen. Hierdurch wird dem Operateur präoperativ die Behandlungsplanung durch die visuelle Ausga be der optischen Eigenschaften ermöglicht. Die Generierung der Drucktransienten erfolgt bei der bekannten Vorrichtung mittels kurzer Diagnoseimpulse mit niedriger Energie, welche simultan zur Behandlungsstrahlung in das Zielgewebe ge schickt werden. Die optoakustischen Drucktransienten werden als Eingangsgrößen unmittelbar zur Steuerung der Behand lungsstrahlung genutzt. Eine Temperaturbestimmung findet da bei nicht statt.

Aus der EP 0 980 695 A2 ist es bekannt, biologisches Gewebe, beispielsweise durch Laserbestrahlung zu erhitzen, um das Gewebe, insbesondere Tumorgewebe zu denaturieren. Dabei soll eine dreidimensionale Temperaturverteilung in Realzeit er fasst werden.

Aus US 5,354,323 A ist es bekannt, durch Erfassung der Schwarzkörperstrahlung eine Temperaturüberwachung am be strahlten Gewebe durchzuführen.

In vielen Bereichen der Augenheilkunde werden unterschiedli che Energiequellen, insbesondere Laser, zur Diagnostik und Behandlung eingesetzt. Dabei wird in aller Regel die gesamte eingestrahlte Energie vom biologischen Gewebe absorbiert und in Wärme umgewandelt, wobei durch die daraus resultierende Temperaturerhöhung der gewünschte Behandlungseffekt erreicht wird. Beispielsweise bei der Laserphotokoagulation wird die Retina des Auges gezielt thermisch koaguliert. Bei den übli chen Bestrahlungen mit Bestrahlungszeiten um 100 ms entste hen Temperaturen über 60°C. Auch bei der Transpupilären Thermotherapie (TTT) werden Temperaturerhöhungen ausgenützt, um einen Gefäßverschluss zu erreichen. Bei der Photodynami schen Therapie (PDT) wird ein vorher injizierter Farbstoff durch Laserbestrahlung am Augenhintergrund aktiviert. Der Wirkstoff entfaltet nur an den Zellen seine Wirkung, an de nen er gebunden ist. Hierbei wird ebenfalls fast die gesamte eingestrahlte Energie im Farbstoff und in der Retina absor biert und in Wärme umgewandelt. Während der jeweiligen Be strahlungszeit (Pulsdauer) mit relativ langen Behandlungs- und Strahlungspulsen in der Größenordnung von µs bis mehre ren hundert Sekunden kann es zu einer Temperaturerhöhung des behandelten biologischen Gewebes, insbesondere des Augenhin tergrundes kommen, die zu einer nicht beabsichtigen Schädigung von Netzhautbereichen führt. Eine nichtinvasive Real- Time-Temperaturbestimmung kann bei derartigen Augenbehand lungen bislang noch nicht durchgeführt werden.

Aufgabe der Erfindung

Aufgabe der Erfindung ist es daher, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur nichtinvasiven Bestimmung der Temperatur am behandelten biologischen Gewebe, insbesondere in der Augen heilkunde zu schaffen, bei denen für die Behandlungsstrah lung Strahlungspulse zum Einsatz kommen.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß beim Verfahren durch die kennzeichnenden Merkmale des Patentanspruches 1 und bei der Vorrichtung durch die kennzeichnenden Merkmale der Patentan sprüche 8 und 9 gelöst.

Bei der Erfindung werden während der jeweiligen Bestrah lungszeit der Behandlungsstrahlung zusätzliche Strahlungs pulse mit geringerer Pulsdauer und geringerer Energie als bei der Behandlungsstrahlung auf das behandelte biologische Gewebe gerichtet oder es wird die Behandlungsstrahlung kurz zeitig abgeschaltet und wieder eingeschaltet. Die zusätzli chen Strahlungspulse oder die kurzzeitigen Abschaltungen der Behandlungsstrahlung können im wesentlichen in gleichen Zeitabständen erfolgen. Die bei Anwendung der zusätzlichen Strahlungsimpulse entstehenden thermischen Gewebeexpansionen und die bei den kurzzeitigen Abschaltungen der Behandlungs strahlung entstehenden Gewebekontraktionen werden durch Druckmessung oder durch optische Messung erfasst. Aus den jeweiligen Messsignalen, welche von den zusätzlichen Strah lungspulsen (Messstrahlungspulsen) oder den kurzzeitigen Ab schaltungen der Behandlungsstrahlung veranlasst werden, wird die Temperaturerhöhung bestimmt, insbesondere werden die je weiligen Absolutwerte der Temperatur bestimmt.

Bei der Erfindung ist die Pulsenergie der zusätzlich einge strahlten Strahlungspulse bzw. die Abschaltzeit, während welcher die Behandlungsstrahlung mehrmals abgeschaltet wird, konstant. Die in das Gewebe applizierte Energie bewirkt eine temperaturabhängige, optoakustisch auswertbare thermische Expansion des Gewebes, für die ein Maß der Grüneisenkoeffi zient ist. Durch Eichmessungen gewinnt man eine Eichkurve, welche einen linearen Anstieg der akustischen Amplituden mit der Temperatur gemäß dem Grüneisenkoeffizient aufweist (G. Schüle, G. Hüttmann, J. Roider, C. Wirbelauer, R. Birngru ber, R. Brinkmann: Optoacustic measurement during µs- irradiation of the retinal pigment epithelium, SPIE, Proc., Vol. 3914: 230-236, 2000).

Vorzugsweise kommen bei der Erfindung kurzzeitige Laserpulse zum Einsatz mit wenigen ns, beispielsweise 8 ns und geringer Pulsenergie mit wenigen µJ, beispielsweise 5 µJ zum Einsatz. Die Laserpulse können auch länger sein. Aufgrund der hohen Lichtabsorption am Augenhintergrund, insbesondere des reti nalen Pigmentepitels (RPE) genügen die geringen Pulsener gien, um ausreichende Messwerte, insbesondere der Druckmes sung (akustische Messung) und der optischen Messung, zu er halten. Bei der Druckmessung wird vorzugsweise ein Maximal wert oder ein Integral der jeweils gemessenen Druckhalbwelle für die Auswertung bei der Temperaturbestimmung verwendet. Es können jedoch auch andere Algorithmen, beispielsweise die Steigung oder eine Fourier-Transformation der Messsignale bei der Auswertung verwendet werden.

Als optische Messung wird bevorzugt eine Interferenzmessung mit Hilfe eines Interferometers, insbesondere Faserinterfe rometers, dessen Messstrahl in die Behandlungsoptik der Be handlungsstrahlung eingekoppelt wird, verwendet.

Vorzugsweise wird beim Einschalten der Behandlungsstrahlung durch einen zusätzlichen kurzzeitigen Strahlungspuls oder unmittelbar nach Einschalten der Behandlungsstrahlung durch kurzzeitiges Ausschalten aus der dabei entstehenden Gewebe expansion bzw. -kontraktion ein Messsignal gewonnen, das auf die normale Körpertemperatur, beispielsweise die menschliche Körpertemperatur von 37°C normiert wird.

Aufgrund der ständigen Überwachung der Temperatur auch wäh rend der jeweiligen Bestrahlungszeit (Pulsdauer) der Behand lungsstrahlung ist eine Steuerung der Behandlungsstrahlung in Abhängigkeit von der jeweils ermittelten Temperatur am Bestrahlungsort möglich. Dabei kann insbesondere die Puls energie oder Pulsleistung des Behandlungsstrahles gesteuert werden, um die gewünschte Temperatur am Bestrahlungsort zu erhalten.

Beispiele

Anhand der Figuren wird die Erfindung noch näher erläutert.

Es zeigt

Fig. 1 ein erstes Ausführungsbeispiel für eine Vorrich tung zur Durchführung der Erfindung;

Fig. 2 ein zweites Ausführungsbeispiel einer Vorrichtung mit welcher die Erfindung durchgeführt werden kann; und

Fig. 3 ein drittes Ausführungsbeispiel;

Fig. 4 bis 12 Ausführungsbeispiele für Detektoranordnungen, mit denen die thermische Gewebeexpansion bzw. -kon traktion erfasst werden kann; und

Fig. 13 elektrische Signale, welche optoakustische Tran sienten darstellen.

Die in den Fig. 1 bis 3 teilweise mit Blockschaltbild dargestellte Vorrichtung beinhaltet eine Behandlungsstrahl quelle, beispielsweise eine Laserstrahlquelle, insbesondere einen cw-Laser. Mit der Behandlungsstrahlquelle 1 wird die für die Behandlung des Augenhintergrundes verwendete Behand lungsstrahlung erzeugt. Die Behandlungsstrahlung wird aufbe reitet und über einen von einer zugeordneten Steuerelektro nik 13 gesteuerten Schalter 14, z. B., akustooptischen Modu lator, mechanischen Shutter oder dergleichen, und eine Kopp leroptik 15 in einen Lichtleiter, z. B. Glasfaser 12 einge koppelt. Am Glasfaserende befindet sich eine Bestrahlungsop tik 2, beispielsweise in Form einer Spaltlampe, mit der die Behandlungsstrahlung auf den Fundus, insbesondere die Retina eines Auges 16 gerichtet wird.

Die Behandlungsstrahlquelle 1 wird von einer Steuereinrich tung 5 gesteuert. Durch die Steuereinrichtung 5 kann insbe sondere die Strahlungsenergie und die Zeitdauer, mit welcher die Behandlungsstrahlung auf den Augenhintergrund gerichtet wird, gesteuert werden.

Die in den Fig. 1 bis 3 dargestellten Vorrichtungen besitzen ferner eine zusätzliche Strahlquelle 3 in Form eines gepuls ten Lasers. Die Strahlung der zusätzlichen Strahlquelle 3 kann mit Hilfe der Koppleroptik 15, welche hierzu einen halbdurchlässigen Spiegel aufweisen kann, in den Strahlen gang der Behandlungsstrahlung eingekoppelt werden. Bei den dargestellten Ausführungsbeispielen erfolgt diese Einkoppe lung vor oder gleichzeitig mit dem Einkoppeln der Behand lungsstrahlung in den Lichtleiter 12. Die dargestellten Vor richtungen kommen bevorzugt bei der Phototherapie bestimmter Stellen am Augenhintergrund, insbesondere pigmentierten Ge webes, beispielsweise der Photodynamischen Therapie (PDT) zum Einsatz. Dabei wird ein vorher injizierte Farbstoff durch Laserbestrahlung am Augenhintergrund aktiviert. Es werden hierzu beispielsweise Laserpulse mit einer Bestrah lungszeit (Pulsdauer) von ca. 90 sec zum Einsatz gebracht. Diese Pulsdauer entspricht in aller Regel bei der Photodyna mischen Therapie auch der Behandlungszeit.

Ferner können die dargestellten Vorrichtungen zur Photokoa gulation mit Laserstrahlung als Behandlungsstrahlung zum Einsatz gebracht werden. Die Behandlungsdauer beträgt ca. 100 ms. Es wird hierzu ein cw-Laserpuls mit entsprechender Pulsdauer zur Anwendung gebracht. Ferner kann eine Transpu pilläre Thermotherapie (TTT) durchgeführt werden. Hierzu wird im Sekundenbereich bestrahlt und durch die dabei er zielte Temperaturerhöhung wird ein Gefäßverschluss erreicht.

Außerdem kann eine selektive RPE-Behandlung durchgeführt werden. Hierbei kommen Laserpulse als Behandlungsstrahlung zum Einsatz mit einer Pulsdauer von ca. 30 µs während einer Behandlungszeit von ca. 300 ms.

Mit den dargestellten Vorrichtungen werden die Strahlungs pulse der Behandlungsstrahlung mit zusätzlichen kurzzeitigen Strahlungspulsen überlagert. Die Pulsdauer der zusätzlichen Strahlungspulse sind um das einige Hundert- bis einige Tau sendfache zeitlich kürzer bemessen als die Behandlungszeiten (Pulsdauern) der Behandlungsstrahlung. Die Pulsdauern der zusätzlichen Strahlung, insbesondere der zusätzlichen Laser pulse, welche von der zusätzlichen Strahlquelle 3 erzeugt werden, haben eine Pulsdauer von einigen ns, beispielsweise 5 bis 100 ns. Auch die Pulsenergie ist äußerst gering und beträgt einige µJ, beispielsweise etwa 5 µJ. Die in regelmäßigen zeitlichen Abständen von der Koppleroptik 15 in die Behandlungsstrahlung eingekoppelten zusätzlichen Strahlungs pulse besitzen eine konstante Pulsenergie. Durch die zusätz lichen Pulse werden kurzzeitige thermische Expansionen des behandelten biologischen Gewebes veranlasst, die durch Druckmessung (Fig. 1) oder durch Interferenzmessung (Fig. 2 und 3) erfasst werden können. Die Amplituden dieser kurzzei tigen Expansionen sind proportional der Temperatur des bio logischen Mediums.

Bei dem in der Fig. 1 dargestellten Ausführungsbeispiel wer den diese thermischen Expansionen am Augenhintergrund von einem akustischen Wandler 6, welcher die durch die Gewebeex pansionen ausgesendeten Druckwellen empfängt und in elektri sche Signale wandelt, erfasst. Hierzu ist der akustische Wandler 6 in oder an einem Kontaktglas 17, welches auf das Auge aufsetzbar ist und über den Augenbulbus die Druckwellen aufnimmt, angeordnet. Als akustische Wandler 6 können Schalldetektoren mit den in den Fig. 4, 5 und 6 gezeigten Anordnungen vorgesehen sein. Die Schalldetektoren können beispielsweise aus piezoelektrischen Material bestehen. Bei dem in der Fig. 7 dargestellten Ausführungsbeispiel ist ein ringförmiger akustischer Wandler 6 vorgesehen, der ebenfalls aus piezoelektrischen Material bestehen kann. Bei dem in der Fig. 8 dargestellten Ausführungsbeispiel befindet sich der Wandler 6 an einer Seite des Kontaktglases 17.

Bei den Ausführungsbeispielen der Fig. 9 und 10 besteht der akustische Wandler 6 aus Polyvinylidenfluorid (PVDF). Bei dem in der Fig. 10 dargestellten Ausführungsbeispiel wird ein PVDF-Film als piezoelektrisches Element vorgesehen. An ihrer Vorderseite besitzen die in den Fig. 7 bis 10 dar gestellten akustischen Wandler 6 eine akustische Impedanzan passung 26 in Form eines konischen, des Auge angepassten Aufsetzrandes des Kontaktglases 17, um eine bessere Schalleinleitung in den Wandler 6 zu erreichen. Durch die abgeschrägte Kontaktfläche wird eine verbesserte Berührung mit der Augenoberfläche gewährleisten. An der Rückseite be sitzen der Wandler 6 eine akustisch absorbierende Schicht 18, um Reflektionen der Schallwellen zu verringern. Bei dem in der Fig. 12 dargestellten Ausführungsform wird ein ex terner auf das Auge 16 aufsetzbarer Wandler 6 verwendet.

Bei dem in der Fig. 11 dargestellten Ausführungsbeispiel ist in das Kontaktglas 17 ein interferrometrischer Detektor 7 eingebaut. In Abhängigkeit von den durch thermische Expansi on erzeugten Druckwellen am Augenhintergrund ändern sich In terferenzerscheinungen am Detektor 7. Diese können dann bei spielsweise mit Hilfe einer Photodiode 22, wie in den Aus führungsbeispielen der Fig. 2 und 3, erfasst werden und mit Hilfe eines Transientenrecorders 9 in einem Rechner 10 einer Auswerteeinrichtung 8 im Hinblick auf absolute Temperatur werte ausgewertet werden.

Auch die Messwerte der Detektoren, welche in den Fig. 3 bis 9 dargestellt sind, werden als elektrische Transienten dem Transientenrecorder 9 in Fig. 1 zugeleitet und in dem Rech ner 10 in die Absolutwerte der Temperatur umgerechnet. Die Absolutwerte der Temperatur können von einer Temperaturan zeigeeinrichtung 11 angezeigt werden. Diese ist an den Rech ner 10 angeschlossen.

Bei den in den Fig. 2 und 3 dargestellten Ausführungsbei spielen wird zur Erfassung der thermischen Gewebeexpansionen ein Interferrometer 19, welches als zweistrahliges Interfer rometer ausgebildet ist, verwendet. Das Interferometer 19 der Fig. 3 ist als Faserinterferometer ausgebildet. Das dargestellte Interferrometer 19 besitzt in bekannter Weise eine Strahlquelle 24, welche als cw- oder gepulster Laser ausgebildet sein kann. Die von der Strahlquelle 24 ausgesen dete Strahlung wird in einem Messstrahlengang 20, beispiels weise über einen Strahlteiler 27 an der Bestrahlungsoptik 2 in den Behandlungsstrahlengang eingeleitet und trifft am Au genhintergrund auf die vom Behandlungsstrahl behandelte Stelle auf. Ferner besitzt das dargestellte Interferrometer 19 einen Referenzreflektor 23, dem die von der Strahlquelle 24 ausgesendete Strahlung über einen Strahlteiler 25 in ei nem Referenzstrahlengang 21 zugeleitet wird. Der Referenzre flektor 23 kann zu Instagezwecken in Richtung des Referenz strahlenganges 21 bewegt werden. Während der Behandlung und Temperaturmessung bleibt der Abstand zum Strahlteiler 25 konstant.

Die vom Augenhintergrund reflektierte Strahlung der Strahl quelle 24 und die vom Referenzreflektor 23 reflektierte Strahlung werden am Strahlteiler 25 zusammengeführt und es entstehen in Abhängigkeit von den thermischen Expansionen am Augenhintergrund Interferenzen, die von einer Photodiode 22 erfasst werden. Die Änderungen bzw. Übergänge der Referenz erscheinungen werden dem Transientenrecorder 9 in Form e lektrischer Signale zugeleitet. In der Fig. 13 sind optoa kustische Transienten dargestellt, welche beim Ein- und Aus schalten eines auf RPE applizierten 5 µs Laserpulses gemessen werden. Beim Einschalten ergibt sich eine positive Druckwel le durch die thermische Ausdehnung. Beim Abschalten entsteht durch das Abkühlen eine negative Druckwelle (Zugwelle). Die se Amplitude ist wegen der nun höheren Temperatur größer. Dies entspricht der absoluten Temperaturerhöhung. Im Rechner 10 der Auswerteeinrichtung 8 werden dann hieraus die Tempe raturwerte, wie beim Ausführungsbeispiel der Fig. 1 be stimmt. Die Absolutwerte der Temperatur können von der An zeigeeinrichtung 11 ebenfalls angezeigt werden.

Bei beiden Ausführungsbeispielen der Fig. 1 und 2 werden die Temperaturwerte der Steuereinrichtung 5 zugeleitet. In Ab hängigkeit von diesen Temperaturwerten erfolgt die Steuerung bzw. Betätigung der Behandlungsstrahlquelle 1, wie oben schon erläutert wurde.

Die Ausführungsbeispiele der Fig. 1 bis 3 wurden im Zusam menhang mit einer zusätzlichen gepulsten Strahlquelle 3 er läutert. Diese gepulste Strahlquelle 3 kann vorzugsweise in fest vorgegebenen Zeitabständen die kurzzeitigen zusätzli chen Strahlungspulse erzeugen, welche mit Hilfe der Koppler optik 15 in den Strahlengang der Behandlungsstrahlquelle 1 eingekoppelt werden. Es ist auch möglich, dass die zusätzli che Strahlquelle 3 durch die Steuereinrichtung 5 gesteuert wird.

Als Alternative zur zusätzlichen Strahlungsquelle 3 kann ei ne Schalteinrichtung 4 vorgesehen sein, welche die Behand lungsstrahlquelle 1 während der jeweiligen Bestrahlungszeit kurzzeitig (einige Nanosekunden) und bei langer Behandlungs- Bestrahlungszeit bis zu einigen Sekunden abschaltet und wie der einschaltet. Die Schalteinrichtung 4 kann hierzu, wie strichpunktiert dargestellt ist, von der Steuereinrichtung 5 entsprechend gesteuert werden. Beim kurzzeitigen Abschalten der Behandlungsstrahlung erfolgt eine Kontraktion des behan delten Gewebes am Augenhintergrund, welches ebenfalls eine Druckwelle bewirkt, die von den oben beschriebenen Detekto ren (Detektoren der Fig. 4 bis 12) oder dem Interferrometer 19 (Fig. 2 und 3) erfasst werden können. Die Auswertung der so gewonnenen Messsignale erfolgt dann in der gleichen Wei se, wie oben erläutert wurde.

Bezugszeichenliste

1

Behandlungsstrahlquelle

2

Bestrahlungsoptik (z. B. Spaltlampe)

3

Zusätzliche Strahlquelle

4

Schalteinrichtung

5

Steuereinrichtung

6

Detektor (akustischer)

7

Detektor (optischer)

8

Auswerteeinrichtung

9

Transientenrecorder

10

Rechner

11

Temperatur-Anzeigeeinrichtung

12

Lichtleiter (Glasfaser)

13

Steuerelektronik für AO-Modulator

14

Schalter, z. B. akustooptischer Modulator

15

Koppleroptik

16

Auge

17

Kontaktglas

18

Akustisch absorbierende Schicht

19

Interferrometer

20

Messstrahlengang

21

Referenzstrahlengang

22

Photodiode

23

Referenzreflektor

24

Strahlquelle

25

Strahlteiler

26

Impedanzanpassung

Claims

1. Verfahren zur nichtinvasiven Temperaturbestimmung an mit einer Behandlungsstrahlung, insbesondere Laserstrahlung behandeltem biologischen Gewebe, insbesondere am Augen hintergrund, dadurch gekennzeichnet, dass
während der jeweiligen Bestrahlungszeit mit der Be handlungsstrahlung zusätzliche Strahlungspulse mit geringerer Pulsdauer und geringerer Energie als bei der Behandlungsstrahlung auf das behandelte biologi sche Gewebe gerichtet werden oder die Behandlungs strahlung kurzzeitig abgeschaltet und wieder einge schaltet wird, und
die Temperatur und/oder der Temperaturanstieg aus den durch die zusätzlichen Strahlungspulse oder die kurzzeitige Ab- und Wiedereinschaltung entstandenen Gewebeexpansionen und/oder -kontraktionen, welche durch Druckmessung oder durch optische Messung er fasst werden, bestimmt wird oder werden.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass bei der optischen Messung die Gewebeexpansion und/oder -kontraktion durch Interfe renzmessung erfasst wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Druckmessung eine elektrische Drucktransiente für die Auswertung bei der Temperaturbestimmung gebildet wird.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die zusätzlichen Strah lungspulse oder das kurzzeitige Abschalten der Behand lungsstrahlung in im wesentlichen gleichen Zeitabständen vorgesehen werden oder wird.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass das beim Einschalten der Behandlungsstrahlung gebildete Messsignal auf die norma le Körpertemperatur des bestrahlten biologischen Gewebes normiert wird.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass ein zusätzlicher Strah lungspuls vor oder beim Einschalten der Behandlungs strahlung appliziert wird, um das Messsignal auf Körper temperatur zu normieren.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass in Abhängigkeit von der er mittelten Temperatur die Behandlungsstrahlung gesteuert wird.

8. Vorrichtung zur nichtinvasiven Temperaturbestimmung von biologischem Gewebe, das mit einer Behandlungsstrahlung, insbesondere Laserstrahlung mit einer vorgegebenen Be handlungszeit behandelt wird, mit
einer Behandlungsstrahlquelle (1) zur Erzeugung der Behandlungsstrahlung,
einer Steuereinrichtung (5), welche während der vor gegebenen Behandlungszeit die Behandlungsstrahlquel le (1) steuert,
einer Bestrahlungsoptik (2), mit welcher die Behand lungsstrahlung auf das biologische Gewebe gerichtet wird,
einer zusätzlichen Strahlquelle (3), insbesondere La serstrahlquelle, welche während der Behandlungszeit zum Liefern zusätzlicher Strahlungspulse in die Be strahlungsoptik (2) einkoppelbar ist, und
einem Detektor (6; 7; 19), mit welchem durch die Strahlung verursachte Expansionen und/oder Kontrak tionen des Gewebes akustisch und/oder optisch gemes sen werden,
dadurch gekennzeichnet, dass
an den Detektor (6; 7; 19) eine Auswerteeinrichtung (8) angeschlossen ist, welche eine die Proportiona lität der Gewebetemperatur angebende Eichkurve auf weist und das Messsignal des Detektors (6; 7; 19) in einen Temperaturwert wandelt.

9. Vorrichtung zur nichtinvasiven Temperaturbestimmung von biologischem Gewebe, das mit einer Strahlung, insbeson dere Laserstrahlung mit einer vorgegebenen Behandlungs zeit behandelt wird, mit
einer Behandlungsstrahlquelle (1) zur Erzeugung der Behandlungsstrahlung,
einer Steuereinrichtung (5), welche während der vor gegebenen Behandlungszeit die Behandlungsstrahlquel le (1) steuert,
einer Bestrahlungsoptik (2), mit welcher die Behand lungsstrahlung auf das biologische Gewebe gerichtet wird, und
einem Detektor (6; 7; 19), mit welchem durch die Strahlung verursachte Expansionen und/oder Kontrak tionen akustisch und/oder optisch gemessen werden,
dadurch gekennzeichnet, dass
eine zusätzliche Schalteinrichtung (4) vorgesehen ist, welche, gesteuert durch die Steuereinrichtung (5), während der jeweils vorgegebenen Bestrahlungs zeit die Behandlungsstrahlquelle (1) kurzzeitig aus- und wieder einschaltet, und
an den Detektor (6; 7; 19) eine Auswerteeinrichtung (8) angeschlossen ist, welche eine die Proportiona lität der durch die zusätzliche Schalteinrichtung (4) verursachten Gewebeexpansionen und -kontrak tionen zur Gewebetemperatur angebenden Eichkurve aufweist und das Messsignal des Detektors (6; 7; 19) in einen Temperaturwert wandelt.

10. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlungspulse der zu sätzlichen Strahlenquelle (3) eine geringere Energie aufweisen als die Behandlungsstrahlung und die Pulsdauer geringer ist als die jeweils vorgegebene Bestrahlungs zeit.

11. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Pulsdauer der zusätzli chen Strahlungspulse oder die Ausschaltzeit der Behand lungsstrahlung um einen Faktor 102 und einen höheren Faktor kleiner bemessen ist als die jeweilige Bestrah lungszeit.

12. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Pulsdauer der zusätzli chen Strahlungspulse oder die Ausschaltzeit der Behand lungsstrahlung im ns-Bereich liegt.

13. Vorrichtung nach Anspruch 8 oder 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerteeinrichtung (8) an die Steuereinrichtung (5) angeschlossen ist.

14. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerteeinrichtung (8) an eine Temperaturanzeigeeinrichtung (11) angeschlossen ist, welche die absoluten Temperaturwerte anzeigt.

15. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 14, dadurch gekennzeichnet dass der Detektor (6; 7; 19) als akustisch oder optisch an das menschliche Augen koppel barer Messwandler ausgebildet ist.

16. Vorrichtung nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass der Detektor (6; 7) mittels eines auf das Auge aufsetzbaren Kontaktglases (17) an das behandelte Auge ankoppelbar ist.

17. Verwendung eines der Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7 zur Bestimmung der Temperatur am Augenhinter grund, welcher mit der Behandlungsstrahlung, insbesonde re Laserstrahlung behandelt wird.

18. Verwendung einer Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 16 zur Bestimmung der Temperatur am Augenhinter grund, welcher mit der Behandlungsstrahlung, insbesonde re Laserstrahlung behandelt wird.