DE102009016184A1

DE102009016184A1 - Verfahren und Vorrichtung zur nichtinvasiven Temperaturbestimmung an mit einer Behandlungsstrahlung behandeltem biologischen Gewebe

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Publication number: DE102009016184A1
Application number: DE102009016184A
Authority: DE
Inventors: Manfred Dr. Dick; René DENNER; Stefan Dr. Knoke
Original assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Current assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Priority date: 2009-04-03
Filing date: 2009-04-03
Publication date: 2010-10-14
Also published as: CN102355874B; EP2413854A1; US20120089132A1; US9180052B2; WO2010112209A1; CN102355874A; JP5629753B2; JP2012522546A; EP2413854B1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur nichtinvasiven Temperaturbestimmung an mit einer Behandlungsstrahlung behandeltem biologischen Gewebe, insbesondere an einem mittels Laserstrahlung behandelten Augenhintergrund (7), bei welchem mittels Messstrahlungspulsen (11) eine von der Behandlungstemperatur abhängige Reaktion, insbesondere eine Druckwelle, erzeugt und mittels Detektoren (8) erfasst wird. Erfindungsgemäß ist vorgesehen, dass Messstrahlungspulse (11) und Pulse (12) der Behandlungsstrahlung dem zu behandelnden Gewebe aus der gleichen Strahlungsquelle (1) aufeinander folgend, insbesondere alternierend zugeführt werden. Eine zur Durchführung der Erfindung geeignete Vorrichtung weist eine Strahlungsquelle (1), eine Bestrahlungsoptik (5), Detektoren (8) zur Bestimmung einer Reaktion, insbesondere einer Druckwelle, sowie eine zur Steuerung von Behandlungsstrahlung und Messstrahlungspulsen (11) geeigneten Systemsteuerung (10) auf, wobei die Systemsteuerung (10) zur Erzeugung von aufeinander folgenden, insbesondere alternierenden Pulsen (12) von Behandlungsstrahlung und Messstrahlungspulsen (11) aus nur einer Strahlungsquelle (1), insbesondere einem modulierbaren Laser, vorgesehen ist. Durch die Erzeugung von Behandlungsstrahlung und Messtrahlungspulsen mittels nur einer einzigen Strahlungsquelle wird der Bauaufwand ohne Verringerung der Messgenauigkeit reduziert. Darüber hinaus sind Behandlungsstrahlung und Messstrahlungspuls ohne weiteres Zutun auf dasselbe ...

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur nichtinvasiven Temperaturbestimmung an mit einer Behandlungsstrahlung behandeltem biologischen Gewebe, insbesondere an einem mittels Laserstrahlung behandelten Augenhintergrund, bei welchem mittels Messstrahlungspulsen eine von der Behandlungstemperatur abhängige Reaktion, insbesondere eine Druckwelle, erzeugt und mittels Detektoren erfasst wird. Die Erfindung betrifft ferner eine Vorrichtung zur nichtinvasiven Temperaturbestimmung an mit einer Behandlungsstrahlung behandeltem biologischen Gewebe, insbesondere an einem mittels Laserstrahlung behandelten Augenhintergrund, mit einer Strahlungsquelle, einer Bestrahlungsoptik, Detektoren zur Bestimmung einer Reaktion, insbesondere einer Druckwelle, sowie einer zur Steuerung von Behandlungsstrahlung und Messstrahlungspulsen geeigneten Systemsteuerung.
Stand der Technik
Der Einsatz von hochenergetischem Licht, beispielsweise gebündeltem Sonnenlicht, der Strahlung einer Xenon-Bogenlampe oder von Laserstrahlen in der Augenheilkunde, zum Beispiel zur Koagulation von retinalem Gewebe am Augenhintergrund, ist allgemein bekannt. Die Verwendung eines Laser als Strahlungsquelle hat dabei eine besondere Bedeutung erlangt, da sich einerseits die spektrale Wellenlänge des Laserlichts exakt festlegen lässt (monochromatisch, wahlweise definierte Wellenlängen im grünen, gelben, roten oder infraroten Spektralbereich) und andererseits eine präzise Lenkung des Laserlichts möglich ist.
In Abhängigkeit von dem verwendeten Lasertyp werden Laserpulse (z. B. beim Nd:YAG Laser, Wellenlänge 1064 nm, bzw. 532 nm-frequenzverdoppelt) oder ein kontinuierlicher Laserstrahl (continuous wave = cw Laser, z. B. Argonlaser mit Wellenlängen von Blau = 488 nm und Grün = 514 nm, oder ebenfalls der frequenzverdoppelte Nd:YAG-Laser bei 532 nm) erzeugt. Argonlaser, Farbstoff- und Festkörper-Laser werden in der Regel zur Koagulation der Netzhaut bei diabetischer Retinopathie, bei peripherer Netzhautdegeneration, zur Behandlung von Netzhautlöchern sowie bei der Laser-Trabekuloplastik zur Verringerung des Augeninnendrucks eingesetzt. CO2-Laser dienen hingegen üblicherweise dem Durchtrennen von Gewebe.
Bei der thermischen Behandlung von Gewebe kommt der Temperaturführung eine besondere Bedeutung zu. Üblich sind bei der Laserphotokoagulation Bestrahlungszeiten von 20 ms bis 500 ms, insbesondere etwa 100 ms, zur Erzeugung von Temperaturen, die über 60°C liegen. Die Laserleistung beträgt dabei in der Regel 100 mW bis 500 mW. Bei zu geringen Temperaturen ist der Koagulationseffekt unzureichend, bei zu hohen Temperaturen hingegen können unerwünschte Gewebeschädigungen auftreten.
Ein Verfahren und eine Vorrichtung der eingangs genannten Art, bei welchen eine Kontrolle der Behandlungstemperatur erfolgt, sind aus der Patentschrift DE 101 35 944 C2 bekannt. Die dort offenbarte Behandlungseinrichtung besteht aus einer Strahlungsquelle in Form eines kontinuierlich arbeitenden Lasers (cw-Laser), dessen Laserstrahl mittels einer Koppeloptik in einen Lichtleiter eingespeist und einer Bestrahlungsoptik und von dort dem zu behandelnden Auge zugeführt wird. Der Laserstrahl tritt dabei durch ein auf dem Auge aufsitzendes Kontaktglas hindurch, welches mit einem akustischen oder optischen Detektor ausgestattet ist.
Nach einem ersten Ausführungsbeispiel ist eine zusätzliche gepulste Strahlungsquelle vorgesehen, welche in vorgegebenen oder gesteuerten Zeitabständen kurze Strahlungsimpulse erzeugt. Diese Lichtimpulse weisen eine hinsichtlich Pulsdauer und Energie von der Behandlungsstrahlung abweichende Charakteristik auf und werden über die Koppeloptik als Messstrahlung gleichfalls in den Lichtleiter eingespeist. Die Impulse der Messstrahlung führen im Auge zu einer thermischen Gewebeexpansion, welche von der vom Behandlungslaser verursachten Temperatur abhängig und mittels der zuvor genannten, beispielsweise piezoelektrischen Detektoren optoakustisch auswertbar ist. Die von der Messstrahlung hervorgerufene thermische Expansion ist dabei von der Temperatur linear abhängig, wobei die Abhängigkeit mittels einer Eichmessung bestimmt werden kann (Grüneisenkoeffizient).
Nach einem alternativen Vorschlag wird auf die zusätzliche Strahlungsquelle verzichtet und stattdessen der Behandlungsstrahl für einige Nanosekunden unterbrochen. Hierdurch wird eine Kontraktion des behandelten Gewebes am Augenhintergrund hervorgerufen, dessen Druckwelle ebenfalls zur Temperaturbestimmung herangezogen werden kann. Ein gesonderter Messstrahl ist in diesem Fall nicht vorgesehen.
Hinsichtlich des grundsätzlichen Aufbaus und der Verwendung von Laserstrahlung in der Augenheilkunde sowie von zur Erfassung der Expansion geeigneten Detektoren wird ausdrücklich auf die in der Patentschrift DE 101 35 944 C2 beschriebenen Ausführungsbeispiele verwiesen.
In der Offenlegungsschrift DE 199 16 653 A1 wird eine Vorrichtung zur individuellen Laserstrahlungsdosierung bei der transskleralen Laser-Zyklophotokoagulation offenbart, bei welcher im Zielgewebe der Behandlung Drucktransienten erzeugt werden, mittels derer vorab eine Behandlungsplanung erfolgt. Darüber hinaus können diese Informationen im weiteren Behandlungsverlauf zur Steuerung der Therapie genutzt werden. Dabei werden simultan zur Behandlungsstrahlung Diagnoseimpulse mit niedriger Energie erzeugt, welche dem Behandlungslaserpuls aufmoduliert oder vorweggeschickt werden. Die Messstrahlung kann dabei entweder von einer zusätzlichen Strahlungsquelle vorweggeschickt oder aber durch eine Modulation während der Koagulationsbestrahlung mit der Behandlungsstrahlungsquelle erzeugt werden.
Aus der Patentschrift DE 30 24 169 C2 sind ein weiteres Verfahren und eine weitere Vorrichtung zum Betreiben eines Photokoagulators für biologisches Gewebe insbesondere in der Augenheilkunde bekannt. Hierbei ist eine Einrichtung vorgesehen, welche den zeitlichen Verlauf der an der Koagulationsstelle herrschenden Leuchtdichte misst, welche durch die Behandlungsstrahlungsquelle oder einen von einer zusätzlichen Strahlungsquelle erzeugten Messstrahl hervorgerufen wird. Der zeitliche Verlauf der Leuchtdichte während der Strahlungsbehandlung wird dabei zur Regelung der Expositionsparameter herangezogen.
Aufgabe
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, den apparativen Aufwand zu verringern und dennoch eine besonders genaue Temperaturführung bei der Bestrahlungsbehandlung zu ermöglichen.
Lösung
Die erfindungsgemäße Aufgabe wird hinsichtlich des gattungsgemäßen Verfahrens dadurch gelöst, dass Messstrahlungspulse und Pulse der Behandlungsstrahlung dem zu behandelnden Gewebe aus der gleichen Strahlungsquelle aufeinander folgend zugeführt werden. In Bezug auf eine Vorrichtung der eingangs genannten Art erfolgt die Lösung dadurch, dass die Systemsteuerung zur Erzeugung von aufeinander folgenden Pulsen der Behandlungsstrahlungen und Messstrahlspulsen aus nur einer Strahlungsquelle, insbesondere einem modulierbaren cw-Laser, vorgesehen ist. Zusätzliche interne oder externe Modulatoren kommen dabei vorzugsweise nicht zum Einsatz.
Die Abfolge ist vorzugsweise alternierend ausgebildet, wobei auf genau einen Messstrahlungspuls genau ein Puls der Behandlungsstrahlung vorgesehen ist. Grundsätzlich ist es jedoch auch vorstellbar, zur Kontrolle des Messergebnisses zwei oder mehrere Messstrahlungspulse aufeinander folgen zu lassen oder den Puls der Behandlungsstrahlung zu unterbrechen, sofern im Verlauf der Behandlung wenigstens einem Messstrahlungspuls ein Puls der Behandlungsstrahlung und/oder wenigstens einem Puls der Behandlungsstrahlung ein Messstrahlungspuls folgt.
Durch die Erzeugung von Behandlungsstrahlung und Messstrahlspulsen mittels nur einer einzigen Strahlungsquelle wird der Bauaufwand ohne Verringerung der Messgenauigkeit reduziert. Darüber hinaus sind Behandlungsstrahlung und Messstrahlungspuls ohne weiteres Zutun auf dasselbe Zielvolumen im zu behandelnden Gewebe justiert.
Nach einer besonderen Ausbildung des erfindungsgemäßen Verfahrens werden Messstrahlungspulse und die Pulse der Behandlungsstrahlung von einem cw-Laser erzeugt, welcher durch eine entsprechende Modulation in besonderer Weise zur Erzeugung von schnell aufeinander folgenden Strahlungspulsen unterschiedlicher Charakteristik geeignet ist.
Der Messstrahlungspuls besitzt vorzugsweise eine Pulsenergie von 1 μJ bis 20 μJ, vorzugsweise größer 5 μJ, und/oder eine Pulslänge von 0,2 μs bis 2 μs. Hierdurch wird eine für eine genaue Messung besonders geeignete Druckwelle erzeugt, ohne dass der Messstrahlungspuls seinerseits signifikant zur Koagulation des Gewebes beiträgt. Mit besonderem Vorteil beträgt die Pulsspitzenleistung des Messstrahlungspulses dabei das 1,5 bis 5fache der Pulsleistung der Behandlungsstrahlung. Weiterhin ist eine Pulsfolge besonders günstig, bei welcher die Pulslänge des Behandlungsstrahles das 100fache bis 1000fache der Pulslänge des Messstrahlungspulses beträgt.
Mit Vorteil wird der Messstrahlungspuls mit einer Repetitionsrate von 500 Hz bis 10 kHz, vorzugsweise kleiner 1 kHz, erzeugt. Bei zu hohen Repetitionsraten würden sich die optisch erzeugten akustischen Wellen innerhalb des Auges und/oder des Detektors überlagern und zu einer Verfälschung oder zum Verlust von Primärinformation führen.
Ein besonders genaues Messergebnis wird erzielt, wenn die ansteigende Flanke des Messstrahlungspulses steiler als die ansteigende Flanke des Pulses des Behandlungsstrahles und/oder die abfallende Flanke des Messstrahlungspulses steiler als die abfallende Flanke des Pulses des Behandlungsstrahles eingestellt werden. Die Anstiegs- und/oder Abfallzeit des Messstrahlpulses beträgt besonders bevorzugt etwa das 0,01fache bis 0,1fache, insbesondere etwa das 0,05fache, der Anstiegs- und/oder Abfallzeit des Pulses der Behandlungsstrahlung. Ebenfalls ist bevorzugt vorgesehen, dass zwischen Messstrahlungspuls und dem darauf folgenden Puls der Behandlungsstrahlung eine Phase vollständiger oder insbesondere unvollständiger Leistungsreduzierung über einen Zeitraum von 0,5 μs bis 100 μs und/oder zwischen Puls der Behandlungsstrahlung und dem darauf folgenden Messstrahlungspuls eine Phase einer Leistungsreduzierung über einen Zeitraum von 50 μs bis 350 μs erfolgt.
Der zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens und zur Verwendung in der genannten Vorrichtung vorzugsweise vorgesehene modulierbare Laser weist mit Vorteil ein aktives Medium auf, welches die beim Pumpprozess zugeführte Energie für einen gewissen Zeitraum beispielsweise in Form einer Besetzungsinversion speichert und bei einem Anschwingen des Lichtfeldes im Laserresonator im Wesentlichen als Einzelimpuls/Erstimpuls abgibt. Ein geeignetes Medium weist beispielsweise Festkörperlaser auf, deren energetische Speicherzeit (auch Fluoreszenzlebensdauer oder Lebensdauer im oberen Laserniveau) üblicherweise im Bereich von 50 μs bis 1 ms liegt. Eine Besetzungsinversion liegt vor, wenn die Besetzung des energetisch höheren, am Laserverstärkungsprozess beteiligten oberen Laserniveaus größer ist als die des beteiligten unteren Laserniveaus.
Bevorzugt erfolgt die Modulation des Lasers in der Weise, dass zunächst eine Auszeit der Laserpumpquelle eingestellt wird, welche in etwa der genannten Speicherzeit des aktiven Lasermediums entspricht, um das vorhandene Strahlungsfeld im Laserresonator zu löschen und eine restliche Besetzungsinversion durch spontanen Zerfall abzubauen.
Durch ein schnelles Einschalten der Laserpumpquelle innerhalb von ca. 1–10 μs wird infolge des mangelnden Strahlungsfeldes im Resonator zunächst ein überhöhter Aufbau der Inversion induziert, welche sich nach der dann folgenden Einstellung eines Strahlungsfeldes im Resonator (Anschwingvorgang) schlagartig wieder abbaut, wobei ein kurzer, intensiver Puls (Erstimpuls) entsteht, der Impulsdauern von etwa 1 μs und Leistungsspitzenwerte von etwa 10 W (Pulsenergie 10 μJ), bei einer maximalen cw-Laserleistung des Lasers von ca. 2 W, erreicht. Diese so erzeugten Pulse sind geeignet, ein auswertbares, optoakustisches Signal zu erzeugen.
Um insbesondere die fallende Flanke des Erstimpulses für die optoakustische Wirkung zu optimieren, wird bevorzugt die Laserpumpleistung anschließend kurzzeitig (z. B. für etwa 2 μs) unter die danach folgende cw-Leistung geregelt.
Nach diesem Modulationszyklus bis höchstens zum Ende der durch die Repetition bestimmten Periodendauer wird die Laserpumpquelle kontinuierlich auf das für die Photokoagulation notwendige Niveau (z. B. für eine Laserausgangsleistung von 2 W) geregelt, bis ein erneuter Modulationszyklus einsetzt. Diese Regelung erfolgt bevorzugt über eine Steuereinrichtung.
Bevorzugt werden dabei die Anstiegs- und Abfallzeiten des Koagulationsimpulses möglichst lange gewählt, damit diese keine zusätzliche detektierbare optoakustische Drucktransiente generieren. Bevorzugt werden dazu Zeiten im Bereich von 10 μs–50 μs eingestellt.
Die periodische Ansteuerung des Lasers wird bevorzugt so lange fortgesetzt, bis das durch die erzeugte Photokoagulation bestimmte Abschaltkriterium erreicht ist und der Koagulationsprozess kontrolliert abgebrochen wird.
Zur Umsetzung der Erfindung besonders bevorzugt ist ein diodengepumpter Festkörperlaser, insbesondere ein Neodym-Yttrium-Vanadat-Festkörperlaser mit einer Wellenlänge von 1064 nm und Frequenzkonversion zur Wellenlänge 532 nm. Aufgrund der relativ kurzen Fluoreszenzlebensdauer des laseraktiven Mediums von 100 μs lässt sich die Ausschaltdauer bei der Modulation auf eine entsprechend geringe Zeitdauer begrenzen. Die Erzeugung und Steuerung der Strahlungspulse kann bei einem diodengepumpten Laser auf einfache Weise durch Modulation der Pumpquelle mittels geeigneter Beeinflussung des Diodenstroms durch die Systemsteuerung erfolgen.
Weiterhin kann mit Vorteil ein diodengepumpter Scheibenlaser, insbesondere ein Neodym-Yttrium-Vanadat-Scheibenlaser mit Frequenzverdopplung, zur Anwendung kommen. Durch die Ausbildung des Lasermediums als sehr dünne, in axialer Richtung gekühlte Scheibe wird der Aufbau einer thermischen Linse minimiert. Dies stellt insbesondere sicher, dass sich die Strahlungsparameter bei zeitlich variierender Ansteuerung während der Modulation und der Koagulationsdauer nicht verändern und somit der erfindungsgemäße Vorteil der Übereinstimmung von Mess- und Koagulationsvolumen in besonderer Weise zum Tragen kommt.
Weitere geeignete Strahlungsquellen können beispielsweise Diodenlaser, YAG-Laser oder diodengepumpte Halbleiterlaser sein. Weiterhin ist in nicht abschließender Aufzählung auch der Einsatz fokussierten Lichtes einer Xenonlampe, von Licht emittierenden Dioden (LED) oder Superlumineszenzdioden (SLD) möglich.
Grundsätzlich werden auch beispielsweise aus DE 10 2006 019 127 A1 bekannte Multiwellenlängen-Lasersysteme mit mehreren Strahlungsquellen von der beanspruchten Erfindung erfasst, sofern eine dieser Strahlungsquellen sowohl einen Messstrahlpuls als auch einen darauf folgenden Puls der Behandlungsstrahlung erzeugt. Die übrigen Strahlungsquellen werden dabei beispielsweise nur zusätzlich zur Koagulation verwendet und können die gleiche oder aber auch verschiedene Wellenlängen aufweisen.
Figuren
Die Figuren stellen beispielhaft und schematisch eine Ausführung der Erfindung dar.
Es zeigen:
1 eine Prinzipskizze des Aufbaus einer Vorrichtung gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung;
2 ein Diagramm der Strahlungsleistung über die Zeit bei der Durchführung eines erfindungsgemäßen Verfahrens.
Die in 1 dargestellte Vorrichtung besteht aus einer Strahlungsquelle 1 in Form eines diodengepumpten cw-Lasers 2, welcher einen zur Behandlung eines Auges 3 vorgesehenen Laserstrahl 4 erzeugt. Der Laserstrahl 4 wird dem Auge 3 üblicherweise mittels eines nicht dargestellten Lichtleiters und einer Bestrahlungsoptik 5 durch ein Kontaktglas 6 hindurch zugeführt und trifft auf dem Augenhintergrund 7 auf.
Das Kontaktglas 6 ist mit einem Detektor 8 ausgestattet, der durch das Auftreffen des Laserstrahls 4 auf den Augenhintergrund 7 erzeugte Druckwellen 9 erfasst und die ermittelten Informationen an die Systemsteuerung 10 weiterleitet. Die Systemsteuerung 10 ist ihrerseits mit der Strahlungsquelle 1 wirkverbunden.
Bei Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens zur nichtinvasiven Temperaturbestimmung an dem im Ausführungsbeispiel mit dem Laserstrahl 4 behandelten Augenhintergrund 7 werden von der an diesem Vorgang einzig beteiligten Strahlungsquelle 1, wie aus 2 ersichtlich, in alternierender Folge Messstrahlungspulse 11 und Pulse 12 der Behandlungsstrahlung erzeugt, welche am Augenhintergrund 7 dasselbe Zielvolumen treffen.
Jeder Messstrahlpuls 11 weist eine Impulsbreite von etwa 1 μs und eine Impulsspitzenleistung von rund 10 W bei einer Impulsenergie von etwa 10 μJ auf, wobei die mittlere Leistung des cw-Lasers nur rund 2 W betragen muss. Die ansteigende Flanke 13 und die abfallende Flanke 14 des Messstrahlpulses 11 verlaufen steil, so dass die Anstiegs- und/oder Abfallzeit des Messstrahlpulses 11 entsprechend kurz sind.
Die Anstiegs- und Abfallzeiten des auf den Messstrahlpuls 11 folgenden Pulses 12 des Behandlungsstrahles sind deutlich länger und betragen vorzugsweise 10 μs bis 50 μs. Ihre Dauer ist damit im Ausführungsbeispiel rund 20 mal höher als Anstiegs- und/oder Abfallzeit des Messstrahlpulses 11, wodurch die ansteigende Flanke 15 und die abfallende Flanke 16 vergleichsweise flach verlaufen. Diese Ausbildung ist für den Koagulationsprozess besonders vorteilhaft. Die Leistung der Behandlungsstrahlung liegt im Ausführungsbeispiel bei 2 W, wobei der Puls 12 des Behandlungsstrahles über die Systemsteuerung 10 auf Wunsch zusätzlich unterbrochen werden kann. Zur Unterbrechung kann beispielsweise eine nicht dargestellte, von der Systemsteuerung angesteuerte Blende dienen.
Zwischen dem Messstrahlpuls 11 und dem darauf zeitlich folgenden Puls 12 der Behandlungsstrahlung ist eine Phase 17 reduzierter Laserleistung vorgesehen, in welcher der cw-Laser 2 aber weiterhin mit einer Restleistung (> 0 W) betrieben wird. Der Laserpumpstrom ist dabei so bemessen, dass er eine Stromstärke > 0 A aufweist, aber unterhalb der Laserschwelle des cw-Lasers 2 liegt. Eine weitere Phase 18 einer entsprechenden Reduzierung der Laserleistung wird über einen etwas längeren Zeitraum zwischen dem Puls 12 der Behandlungsstrahlung und dem darauf zeitlich folgenden Messstrahlpuls 11 eingeleitet.
Dieser Vorgang wiederholt sich vorzugsweise mit einer Repetitionsfrequenz von 1 kHz (Periodendauer 1000 μs). Jeder Modulationszyklus besteht dabei beispielsweise aus einer Abfolge von Verfahrensschritten folgender Dauer:
100 μs Auszeit der Pumpquelle des cw-Lasers 2 als Löschzeit des Strahlungsfelds, führt zu Inversionszerfall;
10 μs Einschalten der Pumpquelle (Anschwingen des Messstrahlpulses 11);
1 μs Dauer des Messstrahlpulses 11;
20 μs Nachregelzeit (Phase 17) mit reduzierter Pumpleistung;
869 μs Dauer des Pulses 12 der Behandlungsstrahlung (Koagulationsdauer) mit einer kontinuierlichen Pumpleistung für eine Laser-Ausgangsleistung von 2 W und Anstiegs- und Anfallzeiten von je 50 μs.
Die periodische Ansteuerung der Strahlungsquelle 1 wird fortgesetzt, bis das durch die Photokoagulation bestimmte Abschaltschaltkriterium erreicht ist und der Koagulationsprozess von der Systemsteuerung 10 kontrolliert abgebrochen wird. Die Dauer der Koagulationszeit verlängert sich gegenüber einer nicht erfindungsgemäß temperaturgeregelten Behandlung um rund 10%. Dieser zeitliche Mehraufwand wird jedoch durch die mit der Erfindung erzielten Vorteile überkompensiert.

1: Strahlungsquelle
2: cw-Laser
3: Auge
4: Laserstrahl
5: Bestrahlungsoptik
6: Kontaktglas
7: Augenhintergrund
8: Detektor
9: Druckwelle
10: Systemsteuerung
11: Messstrahlungspuls
12: Puls (der Behandlungsstrahlung)
13: Flanke (des Messstrahlungspulses, ansteigend)
14: Flanke (des Messstrahlungspulses, abfallend)
15: Flanke (Behandlungsstrahlpuls, ansteigend)
16: Flanke (Behandlungsstrahlpuls, abfallend)
17, 18: Phase (Strahlungsreduzierung)
A: Ampere
P: Leistung (der Strahlungsquelle)
s: Sekunde
t: Zeit
W: Watt

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

- DE 10135944 C2 [0005, 0008]
- DE 19916653 A1 [0009]
- DE 3024169 C2 [0010]
- DE 102006019127 A1 [0029]

Claims

Verfahren zur nichtinvasiven Temperaturbestimmung an mit einer Behandlungsstrahlung behandeltem biologischen Gewebe, insbesondere an einem mittels Laserstrahlung behandelten Augenhintergrund (7), bei welchem mittels Messstrahlungspulsen (11) eine von der Behandlungstemperatur abhängige Reaktion, insbesondere eine Druckwelle, erzeugt und mittels Detektoren (8) erfasst wird, dadurch gekennzeichnet, dass Messstrahlungspulse (11) und Pulse (12) der Behandlungsstrahlung dem zu behandelnden Gewebe aus der gleichen Strahlungsquelle (1) aufeinander folgend, insbesondere alternierend zugeführt werden.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass Messstrahlungspulse (11) und Pulse (12) der Behandlungsstrahlung von einem modulierten Cw-Laser erzeugt werden.
Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass der modulierte Cw-Laser eine alternierende Erstimpulserzeugung in Kombination mit einer zeitlich dominanten cw-Emission nutzt.
Verfahren nach Anspruch 1, 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Messstrahlungspuls (11) eine Pulsenergie von 1 μJ bis 20 μJ, vorzugsweise größer 5 μJ, und/oder eine Pulslänge von 0,2 μs bis 2 μs besitzt.
Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Pulsspitzenleistung des Messstrahlungspulses (11) das 1,5 bis 5fache der Spitzenleistung des Pulses (12) der Behandlungsstrahlung beträgt.
Verfahren nach Anspruch 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Länge des Pulses (12) des Behandlungsstrahles das 100fache bis 1000fache der Pulslänge des Messstrahlungspulses (11) beträgt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Messstrahlungspuls (11) mit einer Repetitionsrate von 500 Hz bis 10 kHz, vorzugsweise kleiner 1 kHz, erzeugt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die ansteigende Flanke (13) des Messstrahlungspulses (11) steiler als die ansteigende Flanke (15) des Pulses (12) des Behandlungsstrahles eingestellt wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die abfallende Flanke (14) des Messstrahlungspulses (11) steiler als die abfallende Flanke (16) des Pulses (12) des Behandlungsstrahles eingestellt wird.
Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Anstiegs- und/oder Abfallzeit des Messstrahlpulses (11) etwa das 0,01fache bis 0,1fache, insbesondere etwa das 0,05fache, der Anstiegs- und/oder Abfallzeit des Pulses (12) der Behandlungsstrahlung beträgt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen Messstrahlungspuls (11) und dem darauf folgenden Puls (12) der Behandlungsstrahlung eine Phase (17) einer Leistungsreduzierung über einen Zeitraum von 0,5 μs bis 100 μs erfolgt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen Puls (12) der Behandlungsstrahlung und dem darauf folgenden Messstrahlungspuls (11) eine Phase (18) einer Leistungsreduzierung über einen Zeitraum von 50 μs bis 350 μs erfolgt.
Vorrichtung zur nichtinvasiven Temperaturbestimmung an mit einer Behandlungsstrahlung behandeltem biologischen Gewebe, insbesondere an einem mittels Laserstrahlung behandelten Augenhintergrund (7), mit einer Strahlungsquelle (1), einer Bestrahlungsoptik (5), Detektoren (8) zur Bestimmung einer Reaktion, insbesondere einer Druckwelle, sowie einer zur Steuerung von Behandlungsstrahlung und Messstrahlungspulsen (11) geeigneten Systemsteuerung (10), dadurch gekennzeichnet, dass die Systemsteuerung (10) zur Erzeugung von aufeinander folgenden, insbesondere alternierenden Pulsen (12) von Behandlungsstrahlung und Messstrahlspulsen (11) aus nur einer Strahlungsquelle (1), insbesondere einem modulierbaren Laser, vorgesehen ist.
Vorrichtung nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlungsquelle (1) ein cw-Laser (continuous wave laser 12), ist.
Vorrichtung nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlungsquelle (1) ein modulierter cw-Laser (continuous wave laser 12), ist, der insbesondere eine alternierende Erstimpulserzeugung in Kombination mit einer zeitlich dominanten cw-Laseremission nutzt.
Vorrichtung nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass der cw-Laser (12) ein vorzugsweise diodengepumpter Festkörperlaser ist.
Vorrichtung nach Anspruch 14, durch gekennzeichnet, dass der cw-Laser (12) ein diodengepumpter Scheibenlaser, insbesondere ein Neodym-Yttrium-Vanadat-Scheibenlaser, ist.
Vorrichtung nach Anspruch 14, durch gekennzeichnet, dass der cw-Laser (12) ein diodengepumpter Halbleiterlaser ist.
Vorrichtung nach Anspruch 14, durch gekennzeichnet, dass der cw-Laser (12) ein elektrisch gepumpter Halbleiterlaser ist.