EP2117488A1 - Koagulationssystem - Google Patents

Koagulationssystem

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Publication number
EP2117488A1
EP2117488A1 EP08707515A EP08707515A EP2117488A1 EP 2117488 A1 EP2117488 A1 EP 2117488A1 EP 08707515 A EP08707515 A EP 08707515A EP 08707515 A EP08707515 A EP 08707515A EP 2117488 A1 EP2117488 A1 EP 2117488A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
laser
coagulation system
coagulation
detector
signal
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP08707515A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Diego Zimare
Manfred Dick
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Carl Zeiss Meditec AG
Original Assignee
Carl Zeiss Meditec AG
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Carl Zeiss Meditec AG filed Critical Carl Zeiss Meditec AG
Publication of EP2117488A1 publication Critical patent/EP2117488A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • A61F9/00802—Methods or devices for eye surgery using laser for photoablation
    • A61F9/00817—Beam shaping with masks

Definitions

  • the invention relates to a coagulation system for the coagulation of organic tissues.
  • Light coagulation was first used in the late 1940s by the focused light of an axial high pressure lamp to treat various diseases of the retina, such as diabetic retinopathy.
  • various diseases of the retina such as diabetic retinopathy.
  • absorption of the laser beam in particular in the pigment epithelium, a lying in the retina, a dark dye, in particular melanin-bearing layer, the retina is heated and coagulated. This focuses the metabolism on the still healthy areas of the retina.
  • biochemical cofactors are stimulated. The course of the disease is significantly slowed down or stopped.
  • DE 30 24 169 describes a method for operating a photocoagulator for biological tissue.
  • DE 39 36 716 a device for the thermal modification of biological tissue is described.
  • a disadvantage of the devices described in the two publications, however, is that when they are used, tissue worth preserving, in particular the photoreceptor layer located in the beam direction in front of the retinal pigment epithelium, is destroyed.
  • the object of the present invention is therefore to provide a coagulation system for the coagulation of organic tissue which minimizes the destruction of tissue worthy of preservation.
  • a coagulation system for coagulating organic tissues comprising a laser, a detector, a control device and a breaker, wherein the laser is arranged to emit a working beam, the detector a Dimension meter and is arranged to detect a signal and forward the detection of a signal to the control device, the control device is configured to activate an interrupter, the interruption is arranged to emit the radiation of at least one wavelength of the working beam of the laser interrupt, and the signal corresponds to a degree of coagulation or degree of change of the tissue.
  • the control device is preferably set up to switch the interrupter when the detector signals exceed predetermined limit values.
  • Argon lasers, diode lasers, diode-pumped solid-state lasers, diode-pumped semiconductor lasers, frequency doubled Nd: YAG lasers, etc. are preferably used.
  • the lasers can be pulsed or used as CW lasers.
  • other light sources are also conceivable, such as, for example, focused light of a xenon lamp, of light-emitting diodes (LEDs), superluminescent diodes (SLDs), etc.
  • Laser systems, particularly preferably multi-length systems, which are set up, are preferably used Green, yellow, red and infrared wavelength to emit.
  • Wavelengths used in particular for coagulation lie in the green wavelength range (514 nm, 532 nm) where the comparatively highest absorption of the photopigment melanin is present or in the yellow spectral range (561-580 nm), where the absorption of the blood pigment hemoglobin is maximal.
  • red wavelengths 630-690 nm
  • infrared wavelengths e.g. 810 nm.
  • any device that can detect the presence of radiation is suitable.
  • the detector is preferably suitable for determining the radiation density and / or radiation direction and / or a wavelength of the radiation.
  • the detector is a smart sensor having a microprocessor.
  • the detector is a photocell, a photodiode or a photomultiplier, particularly
  • a semiconductor detector preferably of silicon or germanium, such as a charge-coupled device, particularly preferably a bolometer or pyrometer used.
  • the detectors are preferably arranged in a detection system.
  • the detection system is an interferometer.
  • any device is suitable, which can control a device depending on an input variable.
  • the controller preferably has both at least one input interface and at least one output interface.
  • the controller is programmable.
  • a connection-programmed control particularly preferably a stored-program control, is used.
  • the controller has a processor architecture.
  • any device is suitable which is adapted to interrupt the working beam of a laser in whole or in part.
  • a device which switches off the laser is used as a breaker.
  • a diaphragm which is suitable for limiting or interrupting the working beam of a laser.
  • the aperture is preferably positioned in an area through which the laser beam passes.
  • a filter is used. To interrupt the filter is preferably feasible in the working beam.
  • the filter interrupts only a part of the working jet, preferably the filter interrupts only waves of the working jet which have a certain length, more preferably the filter completely interrupts the working jet.
  • the interrupter is preferably set up to interrupt the emission of individual waves with specific wavelengths of a laser or laser system, which preferably emits waves with wavelengths in the visible range, particularly preferably waves with wavelengths in the infrared range. chen.
  • waves with wavelengths in the visible range, particularly preferably waves with wavelengths in the infrared range are interrupted.
  • the interrupter is also set up to interrupt waves independently of a detected coagulation. Thus, patient-specific pre-selected coagulation times can also be switched in series using the interrupter.
  • the intensity of waves with specific wavelengths with which the organic tissue is irradiated is preferably changed during the irradiation. More preferably, the emission of waves having a certain wavelength, or one of several specific wavelengths, is interrupted over the entire irradiation period. This makes it possible to stop the irradiation in response to the detection signal. In addition, it is possible to change the irradiation time-dependent. As a result, in particular the penetration depth of the radiation is controlled. In this way, it is possible to selectively irradiate the tissue over the irradiation period with the wavelengths which are most suitable for inducing coagulation and preventing damage to the surrounding tissue.
  • the emission of radiation having wavelengths in the infrared region is interrupted to limit penetration into the depth of the tissue. Infrared radiation has wavelengths of 780 nm to 1 mm.
  • the working beam is preferably parallel, more preferably bundled.
  • the working beam is preferably unpolarized, particularly preferably polarized.
  • a polarized working beam is elliptical, preferably circular, more preferably linear.
  • the working beam has a wavelength, preferably several different wavelengths. These wavelengths are preferably in the visible and / or infrared range.
  • the dimension meter is set up to evaluate the effect of the applied radiation.
  • a measuring microscope particularly preferably an interferometic device, a confocal device or an optical coherence tomography device or OCT device is used.
  • the OCT device preferably operates according to the "time domain principle", particularly preferably according to the "spectral domain (Fourier) principle".
  • An interferometric device is any device by which an interference pattern can be generated.
  • the interferometric device used is a Twyman-Green interferometer, preferably a Mach-Zehnder interferometer, particularly preferably a Fabry-Perot interferometer or a Michelson interferometer.
  • a confocal device a device is preferably used which has an objective for focusing light into the sample.
  • the confocal device has a light source, a beam splitter and two pinhole diaphragms.
  • light from the light source is passed through the pinhole, the beam splitter and the lens in the sample, and passed from there through the lens back to the beam splitter and the pinhole.
  • a device is preferably used which has a light source, a beam splitter, a measuring arm, a reference arm with mirror and a detector.
  • beams of the light source are directed to the mirror, the measuring arm and the detector by the beam splitter.
  • the transit time of the light on the reference arm and the measuring arm is preferably compared.
  • the interference of the individual spectral components is detected.
  • Light sources which provide a short coherence length are preferably used as the light source or radiation source.
  • An OCT signal is preferably based on scattering, particularly preferably on absorption.
  • the signal is in particular reflected and / or scattered, preferably fluorescently and particularly preferably generated thermally or acoustically.
  • the signal is preferably produced by exceeding a limit for certain properties of the radiation reflected by the organic tissue.
  • the signal is preferably the exceeding of a specific brightness value or a value for the scattering, particularly preferably the exceeding of a specific temperature value, an acoustic pressure gradient or a wavelength.
  • Waves are here spreading vibrations. Preferably, they are shock waves, more preferably periodic waves.
  • the wavelength here is the smallest distance between two points of the same phase of a wave.
  • the two points of the same phase have the same deflection and the same direction of movement over time.
  • the degree of change of the fabric preferably corresponds to a change in the spectral properties (color change) or a change in the mechanical properties such as hardness or elasticity, particularly preferably a temperature change of the fabric or its acoustic effects.
  • the laser has a clock for clocking the working beam for a period of between 10 ms and 10,000 ms.
  • clocks or fast switches for emission durations in the range of
  • the electric circuit of the pump energy is used for clocking or fast switching of the laser emission as a clock.
  • Electro-mechanical, acousto-optic (Bragg cells) or electro-optical switches (Pockels cells) are particularly preferably used for interrupting the intracavity or external resonator beam path. Pulsed power here means that a certain power is delivered in recurring equal time intervals. In this case, preferably, the period in which the power is delivered in each case the same.
  • pre-set irradiation times are preferably used in the time range of preferably 10 ms to 10 000 ms, particularly preferably about 100 ms.
  • the pulse is preferably triggered in single shot operation by the doctor for emission when he has found with the help of the aiming beam the position on the fundus.
  • the gentler selective retinal therapy preferably pulse lengths in the range from 0.1 ⁇ s to about 10 ms, more preferably 1-5 ⁇ s, are used.
  • the irradiation times are also fixed.
  • the pulse is triggered in the single-shot operation by the doctor to the emission, if he has also found with the help of the aiming beam, the position on the fundus.
  • the laser preferably has a pulse generator for pulsing the working beam with a pulse duration between 2 and 10 .mu.s, preferably between 3 and 7 .mu.s, particularly preferably 5 .mu.s.
  • a damper is preferably used in the optical resonator. It is particularly preferred to use an acousto-optic modulator or a saturable absorber as the pulse transmitter.
  • the damper which is inserted into the resonator, when switched on, prevents reflected light from being emitted. As a result, no radiation is emitted.
  • a switch is preferably used, which can switch very fast ( ⁇ 10 ns) between blocking and transmission.
  • an optical grating is produced in a transparent solid, on which the light beam is diffracted.
  • the sound waves responsible for this are generated electrically via the piezoelectric effect.
  • the saturable absorber a material having a transition whose normal state is normally occupied for the desired wavelength is preferably employed. When incorporated in the laser, this material preferably absorbs some of the laser radiation. If the absorber saturates, ie if many states are excited, the absorption preferably drops, the quality of the resonator exceeds the laser threshold and laser activity occurs for a short time.
  • the pulse duration is the period during which radiation is emitted. Preferably, this period begins with the onset of a radiation increase and ends when no radiation is emitted.
  • the pulse duration is 10 to 10000 ms, preferably 1 to 10 ⁇ s, particularly preferably lms.
  • the laser has a property control for emitting radiation in the wavelength range of 500-1064 nm.
  • a resonator is preferably used, particularly preferably in combination with a temperature control device or an electric current.
  • the temperature and / or the current sets an optical wavelength of the resonator which determines the wavelength of the wave.
  • the signal can be generated by the working beam. This is a simple way to generate a signal.
  • the signal is generated directly by the beam, which also causes the coagulation.
  • the signal is hereby preferably conducted to the detector by reflection from the organic tissue and / or scattering of the working beam.
  • the manner of reflection and / or scattering particularly preferably at least one property of the reflected and / or scattered beam, is preferably changed.
  • the signal can be generated by an auxiliary beam.
  • the signal is preferably generated independently of the working beam.
  • the characteristics of the signal can be determined by the properties of the auxiliary beam.
  • no limitation on the properties of the working beam is required. Other wavelengths and / or amplitudes and / or frequencies may be used.
  • An auxiliary beam is a beam, which is preferably used exclusively for generating the signal.
  • the auxiliary beam can be generated by a source other than the working beam.
  • the properties of the auxiliary beam can be determined in a particularly targeted manner. Thus, both the direction of the auxiliary beam and its wavelength or a composition of waves of different wavelengths, amplitude and frequency can be set independently.
  • the source can be any object that emits waves or particles.
  • light sources such as lamps, more preferably lasers are used.
  • the signal is preferably a signal that can be generated by scattering and / or reflection and / or fluorescence excitation and / or thermal excitation. This allows the signal to be generated easily.
  • the signal is generated directly by the changes in the organic tissue.
  • Scattering is the deflection of the beam through interaction with other objects. It is produced here in particular by the lens, the vitreous and / or the retina. A change in one of these objects preferably produces a change in the spread. Preferably, a change in the scattering by a change in the retina, in particular in the target area of the therapeutic laser radiation is used as a signal.
  • Reflection is the reflection of a wave from a surface. Also at the boundary layer of two media with strongly different characteristic resistances reflections occur.
  • the reflection is here preferably diffuse, particularly preferably directed. If the unevenness of the surface or boundary layer is small relative to the wavelength, directional reflection is achieved, otherwise the reflection is diffuse.
  • the signal is generated here by reflection at the retina. A change in the retina or its surface preferably alters the properties of the reflected one
  • Beam By changing the roughness and / or geometry of the surface of the retina becomes the direction of reflection affected.
  • properties of the reflected beam such as the wavelength or amplitude, are changed.
  • fluorescence excitation objects are irradiated with rays of specific wavelengths. This leads to the irradiated objects being excited to fluorescence radiation.
  • fluorescence radiation By changing the retina during coagulation, its fluorescence radiation is preferably also changed. From the change in fluorescence radiation, the degree of coagulation can be determined.
  • the signal is preferably generated by exceeding an intensity or characteristic of the fluorescence radiation.
  • thermal excitation light is preferably emitted.
  • bodies emit light.
  • solids already show additional light emissions at lower temperatures. This additional radiation occurs only on initial heating.
  • tissue is changed by thermal influence. These changes are preferably visually recognizable, particularly preferably determined by acoustic effects.
  • the signal is generated in each case by exceeding a limit value for a specific property.
  • the working beam and / or auxiliary beam preferably has waves with a wavelength in the VIS spectral range and / or IR spectral range.
  • the working beam particularly preferably has waves with a wavelength both in the VIS spectral range and in the IR spectral range.
  • the auxiliary beam particularly preferably has waves with a wavelength in the VIS range. Spectral range and not in the IR spectral range. This prevents the auxiliary beam from penetrating into the retina and unnecessarily heating the retina by waves with wavelengths in the IR spectral range.
  • the VIS spectral range has waves with wavelengths from 380 to 750 nm.
  • the IR spectral range includes waves with wavelengths from 780 nm to 1 mm.
  • the dimension meter is preferably a laterally and / or depth direction defined treatment zone scannable. Thereby, the state of the tissue in each area of the treatment zone can be determined.
  • the treatment zone is scanned without contact, preferably measured values are recorded and, with particular preference, stored.
  • the dimension meter has an OCT detector.
  • a detector is preferably used in which short-coherent light is used with the aid of an interferometer, preferably a Michelson interferometer for distance measurement.
  • the Michelson interferometer preferably has a beam splitter or semitransparent mirror in which radiation is split and reunited.
  • a photodetector more preferably a line sensor is used.
  • a time or a spectral domain or frequency domain method is used in the distance measurement.
  • the dimension meter preferably has a confocal detector.
  • a confocal detector is preferably a detector with a light source, two pinhole, a beam splitter and a lens used.
  • the excitation light is focussed into the sample through one of the pinhole apertures, the beam splitter and the objective. This excitation light is preferably reflected by the sample and imaged on a pinhole. Behind the pinhole is preferably an evaluation. Preferably, the light passing through the pinhole is evaluated. Preferably, the sample is scanned and an image composed of the results.
  • the confocal detector is set up in the coagulation system according to the invention to be aligned with a treatment area of the retinal tissue.
  • a detection signal which is registered by a single photodetector and of the scattering or absorption in it
  • Point directly depends on the invention can be used to assess the coagulation progress online.
  • a change of the detection signal can thus be assigned directly to the coagulation progress. If the change in the detection signal corresponds to a predetermined value that corresponds to the desired degree of coagulation, the laser exposure of the retinal tissue can be stopped online.
  • the dimension meter has a confocal OCT detector. It is preferably provided to use a confocal detector and an OCT detector combined in order to increase the significance of the signal, ie to improve the signal-to-noise ratio. In this confocal OCT arrangement, the change in the detection signal can also be evaluated and used for online shutdown of the laser exposure of the retinal tissue.
  • the dimension meter has a laser vibrometer.
  • a laser vibrometer With the help of a laser vibrometer, acoustic effects, which reflect the degree of change of the tissue, for example, during a laser therapy on the fundus of the eye, are detected.
  • Laser vibrometers work on the principle of Doppler frequency shift. The laser light backscattered by a vibrating object provides all information for the determination of object velocity and absolute oscillation amplitudes.
  • a scanning vibrometer detects the movement of several measuring points simultaneously.
  • a single-point vibrometer captures the movement of a single point of measurement.
  • a 3D laser vibrometer simultaneously acquires all three directions of acceleration at one measuring point.
  • laser vibrometry uses the acoustic signal of a damped oscillation or, in a pulsed multi-pulse irradiation, the induced tissue oscillations occurring thereby for analysis.
  • the pilot beam of the therapeutic laser system which is inevitably positioned at the site of the therapy on the ocular fundus, used in addition to its target function at the same time for laser vibrometry.
  • the described one-point vibrometer is sufficient.
  • a part of the reflected therapy laser light is used for laser vibrometry.
  • Particular preference is given to using a further independent laser wavelength for laser vibrometry.
  • this detection technique in the non-contact method is particularly advantageous.
  • it is used in a fundus camera with ophthalmoscope lens as a carrier system of the therapy laser. It is particularly preferably used in a slit lamp with contact glass.
  • the dimension meter has a laser vibrometer in an optically confocal arrangement to the treatment area on.
  • interference signals that are caused by areas not located in the focus area of the therapy spot of the laser are suppressed and the signal-to-noise ratio is improved.
  • the coagulation system preferably has a localization system for locating the treatment zone (s) and / or assigning the treatment zone (s) to a fundus image. This can be used to determine where an organic tissue has been treated. This is helpful for a subsequent coagulation treatment of organic tissues after initial treatment.
  • a coordinate system is preferably used, on which the treatment zones are marked.
  • the coordinate system is preferably a Cartesian coordinate system, particularly preferably a polar coordinate system.
  • the fundus image used is preferably the inclusion of a retina. Particularly preferred is a recording of the retina of the treated patient is used.
  • the localization system preferably uses position data of the scanner system which aligns the therapeutic laser beam and the associated confocal and / or OCT detector with the respective treatment point on the fundus of the eye.
  • the reference of these position data to the individual eye fundus of the patient is preferably produced by establishing the reference to a retinal coordinate system at the beginning of the treatment in such a way that significant points such as the fovea and the optic disc are centrally positioned with the aiming beam containing the corresponding position data Scanner unit registered.
  • associated system parameters preferably the contact glass used and / or the magnification and / or the image angle are coregistered. Accordingly, the treatment data record is also available for later interventions and can perform a targeted treatment or safely assess the success of therapy.
  • the localization system preferably offers the possibility of treating areas which have already been treated intraoperatively during a follow-up examination and / or aftertreatment, e.g. with a correspondingly scanned pilot or aiming beam to mark and / or border.
  • a scaling for different image acquisition modalities is provided in the localization system.
  • a registration is provided on the basis of significant features, preferably of the nerve fiber head and / or the macula, particularly preferably of the blood vessels on the eye fundus, for the purpose of accurate image overlay.
  • a calibration of the position data of the laser scanner unit is provided on the respective target image to finally ensure a clear assignment of all data.
  • the localization system preferably has a memory for the subsequent localization of the treatment zones.
  • semiconductor memories such as flash memories, magnetic memories such as hard disks, or optical memories such as CDs may be used as memories.
  • Fig. 1 is a schematic view of a coagulation system according to the invention.
  • Fig. 2 is a schematic view of a second embodiment of a coagulation system according to the invention.
  • FIG. 1 an inventive coagulation system 1 is shown.
  • the coagulation system 1 has a laser 10 with an acousto-optical modulator 13 and a resonator 14, at whose output end a breaker 40 is arranged. Both the laser 10 and the breaker 40 are connected to a controller 30.
  • the control device 30 is in turn connected to a detector 20.
  • the laser 10 emits a working beam 15.
  • the working beam 15 is directed to the treatment zone 60 of a retina 50 of a human eye. From the retina 50, the working beam is reflected as a spherical wave 17. A part of the spherical wave 17 is redirected to the detector 20.
  • the indirectly backscattered laser light or fluorescent light is detected with a ring diaphragm.
  • the laser 10 selectively emits radiation at one wavelength or at up to four different wavelengths.
  • the acousto-optic modulator 13 switches very quickly between blocking and transmitting, so that the waves are pulsed.
  • Resonator 14 has a modular design and can optionally emit four different wavelengths (e.g., yellow, green, red, infrared).
  • This laser radiation causes a coagulation effect on the retina.
  • blood vessels of the retina are closed here, among other things.
  • the retina is divided into different areas that are assigned to different therapy zones. Different irradiation profiles, ie sequences of irradiation with waves which have specific wavelengths in the VIS and / or IR range, are used in the different therapy zones.
  • the output of the source is for Performing selective retinal therapy (SRT) pulsed.
  • SRT selective retinal therapy
  • the pulse duration in which power is delivered is 5 ⁇ s.
  • This short pulse radiation of 5 ⁇ s can be applied with a repetition frequency of 100 Hz (10-10000Hz).
  • RPE retinal pigment epithelium
  • an individually adapted pulse train length is generated in this operating regime with the aid of the detector 20.
  • a predetermined change of the detection signal to a limit value of, for example, 100 Hz / 5 ⁇ s quasi-continuous pulse train with the aid of the interrupter 40 or the acousto-optical modulator 13 is interrupted.
  • the light energy is absorbed by the tissue of the retina, converted into heat and thereby leads to denaturation or coagulation of the tissue. Complete coagulation destains the retina. The area of the retina, in which there is complete coagulation, no longer supports vision.
  • the reflected spherical wave 17 changes. This changed spherical wave 17 is deflected to a detector 20.
  • the detector 20 has an OCT detector 23, which radiates its measuring radiation coaxially to the treatment laser 10 onto the treatment zone 60 and at the same time superimposes the backscattered signal with an internal reference signal with respect to the treatment zone with exact position.
  • the detector 20 sends this information to the controller 30. Thereafter, the controller 30 shuts off the laser 10.
  • the laser 10 is switched off online even at first tissue changes in order to avoid collateral tissue damage, in particular the photoreceptor layer.
  • the coagulation equipped to interrupt different treatment wavelengths in the visual and infrared range independently. The effect on the tissue can therefore be controlled both temporally and spectrally.
  • waves with wavelengths in the infrared range are interrupted when sufficient coagulation has taken place in deeper tissue layers of the retina.
  • Fig. 2 shows a second embodiment of a coagulation system according to the invention.
  • the signal is generated by an auxiliary beam 16.
  • the auxiliary beam 16 here has a wavelength in the visual spectral range. It is directed to the retina 50, reflected from there as a spherical wave and directed to a detector 20.
  • the detector 20 has a confocal detector 24, by which the wavelength of the beam can be determined.
  • the detector 20 can check the condition of the retina in various areas.
  • the measuring point of this OCT detector 23 is aligned with the "coagulation" spot of the laser or therapy laser 10.
  • a detection signal which is registered by a single photodetector or a line sensor and by the scattering or absorption in this point directly The change in the detection signal can thus be directly associated with the coagulation progress If the change in the detection signal corresponds to a predetermined value that corresponds to the desired degree of coagulation, the laser exposure of the retinal tissue is stopped online.
  • the control device 30 is connected to a recording system 31. This recording system records the location and intensity of the treatment. It is set up to display the treatment locations on a previously recorded fundus image. This allows subsequent localization of the treatment zones. This is helpful for follow-up treatments.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Koagulationssystem (1) zur Koagulation von organischen Geweben, insbesondere der Retina (50), aufweisend einen Laser (10), einen Detektor (20), eine Steuerungseinrichtung (30) und einen Unterbrecher (40), wobei der Laser (10) eingerichtet ist, einen Arbeitsstrahl (15) zu emittieren, der Detektor einen Dimensionsmesser (22) aufweist und eingerichtet ist, ein Signal zu detektieren, das zu einem Koagulationsgrad des Gewebes korrespondiert und die Detektion des Signals an die Steuerungseinrichtung (30) weiterzuleiten, die Steuerungseinrichtung (30) eingerichtet ist, einen Unterbrecher (40) zu aktivieren, und der Unterbrecher (40) eingerichtet ist, das Emittieren von Strahlung mit mindestens einer Wellenlänge des Arbeitsstrahls (15) des Lasers (10) zu unterbrechen.

Description

Koagulationssystem
Die Erfindung betrifft ein Koagulationssystem zur Koagulation von organischen Geweben.
Die Lichtkoagulation wurde erstmals Ende der 40er Jahre durch das fokussierte Licht einer axialen Hochdrucklampe zur Behandlung verschiedener Erkrankungen der Netzhaut — beispiels- weise der diabetischen Retinopathie — eingesetzt. Durch Absorption des Laserstrahls insbesondere im Pigmentepithel, einer in der Netzhaut liegenden, einen dunklen Farbstoff, insbesondere Melanin tragenden Schicht, wird die Netzhaut erwärmt und koaguliert. Dadurch wird der Stoffwechsel auf die noch gesunden Bereiche der Netzhaut fokussiert. Außerdem werden biochemische Kofaktoren stimuliert. Der Krankheitsverlauf wird so deutlich verlangsamt oder gestoppt.
In der DE 30 24 169 ist ein Verfahren zum Betreiben eines Fo- tokoagulators für biologisches Gewebe beschrieben. In der DE 39 36 716 ist eine Vorrichtung zur thermischen Veränderung von biologischem Gewebe beschrieben.
Nachteilig bei den in den beiden Druckschriften beschriebenen Vorrichtungen ist jedoch, dass bei deren Anwendung erhaltungswürdiges Gewebe, insbesondere die in Strahlrichtung vor dem retinalem Pigmentepithel befindliche Photorezeptorenschicht zerstört wird. Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, ein Koagulationssystem zur Koagulation von organi- sehen Geweben bereitzustellen, das die Zerstörung erhaltungswürdigen Gewebes minimiert.
Die Aufgabe wird gelöst durch ein Koagulationssystem zur Koagulation von organischen Geweben, insbesondere der Retina, aufweisend einen Laser, einen Detektor, eine Steuerungseinrichtung und einen Unterbrecher, wobei der Laser eingerichtet ist, einen Arbeitsstrahl zu emittieren, der Detektor einen Dimensionsmesser aufweist und eingerichtet ist, ein Signal zu detektieren und die Detektion eines Signals an die Steuerungseinrichtung weiterzuleiten, die Steuerungseinrichtung eingerichtet ist, einen Unterbrecher zu aktivieren, der Un- terbrecher eingerichtet ist, das Emittieren von Strahlung mit mindestens einer Wellenlänge des Arbeitsstrahls des Lasers zu unterbrechen, und das Signal zu einem Koagulationsgrad oder Veränderungsgrad des Gewebes korrespondiert. Vorzugsweise ist die Steuerungseinrichtung eingerichtet, den Unterbrecher zu schalten, wenn die Detektorsignale vorgegebene Grenzwerte ü- berschreiten.
Bevorzugt werden Argonlaser, Dioden-Laser, diodengepumpte Festkörperlaser, diodengepumpte Halbleiterlaser, frequenzver- doppelte Nd:YAG-Laser, , etc. eingesetzt. Die Laser können gepulst oder als CW-Laser eingesetzt werden. Daneben sind auch weitere Lichtquellen denkbar, wie beispielsweise fokus- siertes Licht einer Xenonlampe, von Licht emittierenden Dioden (LED's), Superlumineszenzdioden (SLD's), etc. Vorzugswei- se werden Lasersysteme, besonders bevorzugt Multilängensyste- me eingesetzt, die eingerichtet sind, Wellen mit grüner, gelber, roter und infraroter Wellenlänge zu emittieren. Zur Koagulation insbesondere eingesetzte Wellenlängen liegen im grünen Wellenlängenbereich (514 nm, 532 nm) wo die vergleichs- weise höchste Absorption des Photopigmentes Melanin vorliegt oder im gelben Spektralbereich (561-580 nm) wo die Absorption des Blutfarbstoffes Hämoglobin maximal ist. Für Koagulationen hoher Eindringtiefe nutzt man rote Wellenlängen (630-690 nm) oder infrarote Wellenlängen wie z.B. 810 nm.
Als Detektor ist jede Einrichtung geeignet, die das Vorhandensein von Strahlung erfassen kann. Vorzugsweise ist der Detektor geeignet, Strahlungsdichte und/oder Strahlungsrichtung und/oder eine Wellenlänge der Strahlung festzustellen. Vor- zugsweise ist der Detektor ein Smartsensor, der einen Mikroprozessor aufweist. Vorzugsweise wird als Detektor eine Fotozelle, eine Fotodiode oder ein Fotomultiplier, besonders be- vorzugt ein Halbleiterdetektor, vorzugsweise aus Silizium o- der Germanium, wie beispielsweise ein Charge-coupled Device, besonders bevorzugt ein Bolometer oder Pyrometer, eingesetzt. Die Detektoren sind vorzugsweise in einem Detektionssystem angeordnet. Vorzugsweise ist das Detektionssystem ein Inter- ferometer.
Als Steuerungseinrichtung ist jede Einrichtung geeignet, die ein Gerät abhängig von einer Eingangsgröße steuern kann. Die Steuerung weist vorzugsweise sowohl mindestens eine Eingabe- als auch mindestens eine Ausgabeschnittstelle auf. Vorzugsweise ist die Steuerung programmierbar. Vorzugsweise wird eine verbindungsprogrammierte Steuerung, besonders bevorzugt eine speicherprogrammierte Steuerung, eingesetzt. Vorzugswei- se weist die Steuerung eine Prozessorarchitektur auf.
Als Unterbrecher ist jede Einrichtung geeignet, die dazu eingerichtet ist, den Arbeitsstrahl eines Lasers ganz oder teilweise zu unterbrechen. Vorzugsweise wird als Unterbrecher ei- ne Einrichtung eingesetzt, die den Laser abschaltet. Besonders bevorzugt wird eine Blende eingesetzt, die geeignet ist, den Arbeitsstrahl eines Lasers zu begrenzen oder zu unterbrechen. Dazu wird die Blende vorzugsweise in einem Bereich positioniert, durch den Laserstrahl hindurchgeht. Besonders be- vorzugt wird als Unterbrecher ein Filter eingesetzt. Zum Unterbrechen ist der Filter vorzugsweise in den Arbeitsstrahl führbar. Der Filter unterbricht insbesondere nur einen Teil des Arbeitsstrahls, vorzugsweise unterbricht der Filter nur Wellen des Arbeitsstrahls, die eine bestimmte Länge aufwei- sen, besonders bevorzugt unterbricht der Filter den Arbeitsstrahl vollständig.
Der Unterbrecher ist vorzugsweise eingerichtet, die Emission einzelner Wellen mit bestimmten Wellenlängen eines Lasers bzw. Lasersystems, der bzw. das vorzugsweise Wellen mit Wellenlängen im sichtbaren Bereich, besonders bevorzugt Wellen mit Wellenlängen im Infrarotbereich emittiert, zu unterbre- chen. Vorzugsweise werden dabei Wellen mit Wellenlängen im sichtbaren Bereich, besonders bevorzugt Wellen mit Wellenlängen im Infrarotbereich unterbrochen. Besonders bevorzugt ist der Unterbrecher auch dazu eingerichtet, Wellen unabhängig von einer detektierten Koagulation zu unterbrechen. So können patientenindividuell vorgewählte Koagulationszeiten mit Hilfe des Unterbrechers auch serienhaft geschaltet werden.
Dadurch wird vorzugsweise während der Bestrahlung die Inten- sität von Wellen mit bestimmten Wellenlängen, mit denen die organischen Gewebe bestrahlt werden, geändert. Besonders bevorzugt wird die Emission von Wellen, die eine bestimmte Wellenlänge, oder eine von mehreren bestimmten Wellenlängen aufweisen, über die gesamte Bestrahlungsdauer unterbrochen. So wird es ermöglicht, die Bestrahlung in Abhängigkeit des Detektionssignals zu stoppen. Außerdem ist es möglich, die Bestrahlung zeitabhängig zu verändern. Dadurch wird insbesondere die Eindringtiefe der Strahlung gesteuert. Auf diese Weise ist es möglich, das Gewebe über die Bestrahlungsdauer hinweg gezielt jeweils mit den Wellenlängen zu bestrahlen, die zur Hervorrufung einer Koagulation und zur Vermeidung einer Schädigung des umliegenden Gewebes am besten geeignet sind. Vorzugsweise wird die Emission von Strahlung mit Wellenlängen im Infrarotbereich unterbrochen, um ein Eindringen in die Tiefe des Gewebes zu begrenzen. Infrarotstrahlung weist Wellenlängen von 780 nm bis 1 mm auf.
Der Arbeitsstrahl ist vorzugsweise parallel, besonders bevorzugt gebündelt. Der Arbeitsstrahl ist vorzugsweise unpolari- siert, besonders bevorzugt polarisiert. Ein polarisierter Arbeitsstrahl ist elliptisch, vorzugsweise zirkulär, besonders bevorzugt linear. Der Arbeitsstrahl weist eine Wellenlänge, bevorzugt mehrere unterschiedliche Wellenlängen auf. Diese Wellenlängen liegen vorzugsweise im sichtbaren und/oder Infrarotbereich. Als Dimensionsmesser kann jede Einrichtung eingesetzt werden, die eingerichtet ist, um Dimensionen bzw. entsprechende Wirkungen der Strahlungseinwirkung zu messen. Vorzugsweise ist der Dimensionsmesser eingerichtet, die Wirkung der applizier- ten Strahlung zu bewerten. Vorzugsweise wird ein Messmikroskop, besonders bevorzugt eine interferometische Einrichtung, eine konfokale Einrichtung oder eine Optische Kohärenztomographie-Einrichtung bzw. OCT-Einrichtung eingesetzt. Die OCT- Einrichtung arbeitet vorzugsweise nach dem „time domain Prin- zip", besonders bevorzugt nach dem „spectral domain (Fourier) Prinzip". Eine interferometrische Einrichtung ist jede Einrichtung, durch die ein Interferenzmuster erzeugbar ist. Als interferometrische Einrichtung wird ein Twyman-Green- Interferometer, vorzugsweise ein Mach-Zehnder-Interferometer, besonders bevorzugt ein Fabry-Perot-Interferometer oder ein Michelson-Interferometer eingesetzt. Als konfokale Einrichtung wird vorzugsweise eine Einrichtung eingesetzt, die ein Objektiv zum Fokussieren von Licht in die Probe aufweist. Besonders bevorzugt weist die konfokale Einrichtung eine Licht- quelle, einen Strahlteiler und zwei Lochblenden auf. Vorzugsweise wird Licht aus der Lichtquelle durch die Lochblende, den Strahlteiler und das Objektiv in die Probe geleitet, und von dort durch das Objektiv wieder auf den Strahlteiler und die Lochblende geleitet. Als OCT-Einrichtung wird vorzugswei- se eine Einrichtung eingesetzt, die eine Lichtquelle, einen Strahlteiler, einen Messarm, einen Referenzarm mit Spiegel und einen Detektor aufweist. Vorzugsweise werden durch den Strahlteiler Strahlen der Lichtquelle zu dem Spiegel, dem Messarm und dem Detektor geleitet. Dabei wird vorzugsweise die Laufzeit des Lichts auf dem Referenzarm und dem Messarm verglichen. Besonders bevorzugt wird die Interferenz der einzelnen spektralen Komponenten erfasst. Als Lichtquelle bzw. Strahlungsquelle werden vorzugsweise Lichtquellen eingesetzt, die eine kurze Kohärenzlänge bereitstellen. Vorzugsweise wer- den breitbandige Superlumineszenzdioden, fs-Laser oder swept- source Systeme eingesetzt. Ein OCT-Signal beruht vorzugsweise auf Streuung, besonders bevorzugt auf Absorption. Das Signal ist insbesondere reflektiert und/oder gestreut, vorzugsweise fluoreszierend und besonders bevorzugt thermisch oder akustisch generiert. Das Signal entsteht vorzugsweise durch die Überschreitung eines Grenzwertes für bestimmte Eigenschaften der von dem organischen Gewebe zurückgeworfenen Strahlung. Vorzugsweise ist das Signal das Überschreiten eines bestimmten Helligkeitswertes oder eines Wertes für die Streuung, besonders bevorzugt das Überschreiten eines be- stimmten Temperaturwertes, eines akustischen Druckgradienten oder einer Wellenlänge.
Wellen sind hier sich ausbreitende Schwingungen. Vorzugsweise sind sie Stoßwellen, besonders bevorzugt periodische Wellen.
Die Wellenlänge ist hier der kleinste Abstand zweier Punkte gleicher Phase einer Welle. Die beiden Punkte gleicher Phase haben im zeitlichen Ablauf die gleiche Auslenkung und die gleiche Bewegungsrichtung.
Der Veränderungsgrad des Gewebes entspricht vorzugsweise einer Änderung der spektralen Eigenschaften (Farbänderung) oder einer Änderung der mechanischen Eigenschaften wie beispielsweise Härte oder Elastizität, besonders bevorzugt einer Tem- peraturänderung des Gewebes oder deren akustischer Effekte.
Vorzugsweise weist der Laser einen Taktgeber zum Takten des Arbeitsstrahls über einen Zeitraum, der zwischen 10 ms und 10.000 ms liegt, auf. Besonders bevorzugt werden Taktgeber bzw. schnelle Schalter für Emissionsdauern im Bereich von
0,lμs bis 10 ms eingesetzt. Vorzugsweise wird als Taktgeber die elektrische Schaltung der Pumpenergie zur Taktung oder schnellen Schaltung der Laseremission genutzt. Besonders bevorzugt werden elektromechanische, akustooptische (Bragg- Zellen) oder elektrooptische Schalter (Pockels-Zellen) zur Unterbrechung des resonatorinternen oder resonatorexternen Strahlenganges eingesetzt. Getaktete Leistung bedeutet hier, dass in wiederkehrenden gleichen Zeitabständen eine bestimmte Leistung abgegeben wird. Dabei ist vorzugsweise auch der Zeitraum, in dem die Leistung abgegeben wird jeweils gleich.
Bei der traditionellen Laserkoagulation setzt man vorzugsweise voreingestellte Bestrahlungszeiten im Zeitbereich von vorzugsweise 10 ms bis 10 000 ms besonders bevorzugt ca. 100 ms ein. Dabei wird der Puls vorzugsweise im Einzelschuß- betrieb vom Arzt zur Emission ausgelöst, wenn er mit Hilfe des Zielstrahles die Position am Augenhintergrund gefunden hat. Bei der schonenderen Selektiven Retina Therapie (SRT) setzt man vorzugsweise Pulslängen im Bereich von 0,1 μs bis ca 10 ms, besonders bevorzugt 1-5 μs ein. Die Bestrahlungs- zeiten sind ebenfalls fest voreingestellt. Dabei wird der Puls im Einzelschußbetrieb vom Arzt zur Emission ausgelöst, wenn er ebenfalls mit Hilfe des Zielstrahles die Position am Augenhintergrund gefunden hat.
Während der Arzt bei der traditionellen Laserkoagulation auch bei Nachuntersuchungen visuell leicht die gesetzten Koagulationsherde erkennen kann, ist dies bei einer schonenden SRT- Behandlung nur noch in einem Angiografiebild möglich. Im Farbbild einer normalen Spaltlampendiagnose mit Kontaktglas oder einer Funduskamera ist keine ausreichende Sichtbarkeit vorangegangener Behandlungsareale erkennbar.
Der Laser weist vorzugsweise einen Pulsgeber zum Pulsen des Arbeitsstrahls mit einer Pulsdauer zwischen 2 und 10 μs, vor- zugsweise zwischen 3 und 7 μs, besonders bevorzugt 5 μs auf.
Als Pulsgeber wird vorzugsweise ein Dämpfer in den optischen Resonator eingesetzt. Besonders bevorzugt wird als Pulsgeber ein akustooptischer Modulator oder ein sättigbarer Absorber eingesetzt. Der Dämpfer der in den Resonator eingesetzt wird, verhindert im eingeschalteten Zustand, dass Licht, das emittiert wird, zurückgeworfen wird. Dadurch wird keine Strahlung abgegeben.
Als akusto-optischer Modulator wird vorzugsweise ein Schalter eingesetzt, der sehr schnell (< 10 ns) zwischen Blockieren und Durchlassen schalten kann. Vorzugsweise wird in einem transparenten Festkörper ein optisches Gitter erzeugt, an dem der Lichtstrahl gebeugt wird. Besonders bevorzugt werden die dafür verantwortlichen Schallwellen über den Piezoeffekt e- lektrisch erzeugt. Dadurch ist eine sehr rasche elektrische Beeinflussung des Lichtstrahls möglich.
Als sättigbarer Absorber wird vorzugsweise ein Material, das für die gewünschte Wellenlänge einen Übergang besitzt, dessen Grundzustand normalerweise besetzt ist, eingesetzt. Im Laser eingebaut absorbiert dieses Material vorzugsweise einen Teil der LaserStrahlung. Gerät der Absorber in die Sättigung, sind also viele Zustände angeregt, sinkt vorzugsweise die Absorp- tion, die Güte des Resonators übersteigt die Laserschwelle und es tritt für kurze Zeit Laseraktivität ein.
Die Pulsdauer ist der Zeitraum, in dem Strahlung abgegeben wird. Vorzugsweise beginnt dieser Zeitraum mit dem Einsetzen einer Strahlungserhöhung und endet, wenn keine Strahlung mehr emittiert wird. Die Pulsdauer beträgt 10 bis 10000 ms, vorzugsweise 1 bis 10 μs, besonders bevorzugt lms.
Vorzugsweise weist der Laser eine Eigenschaftssteuerung zur Emission einer Strahlung im Wellenlängenbereich von 500 — 1064 nm auf.
Als Eigenschaftssteuerung wird vorzugsweise ein Resonator, besonders bevorzugt in Kombination mit einer Temperaturre- geleinrichtung oder einem elektrischen Strom eingesetzt. Durch die Temperatur und/oder den Strom wird eine optische Wellenlänge des Resonators eingestellt, die die Wellenlänge der Welle bestimmt.
In einer bevorzugten Ausführungsform ist das Signal durch den Arbeitsstrahl erzeugbar. So wird auf einfache Weise ein Signal erzeugt. Außerdem wird das Signal unmittelbar durch den Strahl, der auch die Koagulation bewirkt, erzeugt.
Das Signal wird hier vorzugsweise durch Reflexion von dem organischen Gewebe und/oder Streuung des Arbeitsstrahls zu dem Detektor geleitet. Durch die Veränderung des organischen Gewebes bei der Koagulation wird vorzugsweise die Art und Weise der Reflexion und/oder Streuung, besonders bevorzugt mindes- ten eine Eigenschaft des reflektierten und/oder gestreuten Strahls, geändert.
In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform ist das Signal durch einen Hilfsstrahl erzeugbar. Dadurch wird das Signal vorzugsweise unabhängig von dem Arbeitsstrahl erzeugt. Außerdem ist es bei Verwendung einer Strahlung als Signal möglich, die Richtung des Signals festzulegen. Weiterhin können durch die Eigenschaften des Hilfsstrahls die Eigenschaften des Signals festgelegt werden. Hier ist keine Begrenzung auf die Ei- genschaften des Arbeitsstrahls erforderlich. Es können andere Wellenlängen und/oder Amplituden und/oder Frequenzen benutzt werden.
Ein Hilfsstrahl ist ein Strahl, der vorzugsweise ausschließlich zur Erzeugung des Signals genutzt wird.
Vorzugsweise ist der Hilfsstrahl durch eine andere Quelle als der Arbeitsstrahl erzeugbar. Dadurch ist es möglich, den Hilfsstrahl unabhängig von dem Arbeitsstrahl zu erzeugen. Es ist möglich, den Hilfsstrahl zu erzeugen, ohne dass ein Arbeitsstrahl vorhanden ist oder umgekehrt. Außerdem bestehen so besonders große Freiheiten bei der Festlegung der Eigen- Schäften des Hilfsstrahls. Die Eigenschaften des Hilfsstrahls können besonders gezielt festgelegt werden. So können sowohl die Richtung des Hilfsstrahls als auch dessen Wellenlänge o- der eine Zusammensetzung von Wellen aus verschiedenen Wellen- längen, Amplitude und Frequenz unabhängig festgelegt werden.
Als Quelle kann jeder Gegenstand eingesetzt werden, der Wellen oder Teilchen aussendet. Vorzugsweise werden Lichtquellen, wie Lampen, besonders bevorzugt Laser eingesetzt.
Vorzugsweise ist das Signal ein durch Streuung und/oder Reflexion und/oder Fluoreszenzanregung und/oder thermische Anregung erzeugbares Signal. Dadurch kann das Signal auf einfache Weise erzeugt werden. Das Signal wird unmittelbar durch die Veränderungen des organischen Gewebes erzeugt.
Streuung ist die Ablenkung des Strahls durch Wechselwirkung mit anderen Objekten. Sie wird hier insbesondere durch die Linse, den Glaskörper und/oder die Netzhaut erzeugt. Eine Veränderung in einem dieser Objekte erzeugt vorzugsweise eine Änderung der Streuung. Vorzugsweise wird eine Änderung der Streuung durch eine Änderung an der Netzhaut, insbesondere im Zielareal der therapeutischen Laserstrahlung als Signal genutzt.
Reflexion ist das Zurückwerfen einer Welle von einer Oberfläche. Auch an der Grenzschicht zweier Medien mit stark unterschiedlichen Wellenwiderständen kommt es zu Reflexionen. Die Reflexion ist hier vorzugsweise diffus, besonders bevorzugt gerichtet. Bei einer gegen die Wellenlänge kleinen Unebenheit der Oberfläche bzw. Grenzschicht wird eine gerichtete Reflexion erreicht, andernfalls ist die Reflexion diffus. Vorzugsweise wird das Signal hier durch Reflexion an der Retina erzeugt. Eine Veränderung der Retina bzw. ihrer Oberfläche än- dert vorzugsweise die Eigenschaften des reflektierten
Strahls. Durch eine Änderung der Rauhigkeit und/oder Geometrie der Oberfläche der Retina wird die Richtung der Reflexion beeinflusst. Durch die Änderung des Gewebes der Retina werden vorzugsweise Eigenschaften des reflektierten Strahls, wie beispielsweise die Wellenlänge oder Amplitude, verändert.
Bei der Fluoreszenzanregung werden Objekte mit Strahlen von bestimmten Wellenlängen bestrahlt. Dies führt dazu, dass die bestrahlten Objekte zu einer Fluoreszenzstrahlung angeregt werden. Durch die Veränderung der Retina bei der Koagulation wird vorzugsweise auch deren Fluoreszenzstrahlung verändert. Aus der Veränderung der Fluoreszenzstrahlung lässt sich der Koagulationsgrad bestimmen. Das Signal wird vorzugsweise durch das Überschreiten einer Intensität oder Eigenschaft der Fluoreszenzstrahlung erzeugt.
Durch thermische Anregung wird vorzugsweise Licht abgegeben. Beim Erhitzen emittieren Körper Licht. Unter bestimmten Voraussetzungen zeigen Festkörper bereits bei tieferen Temperaturen zusätzliche Lichtemissionen. Diese zusätzliche Strahlung tritt nur bei erstmaligem Erhitzen auf. Besonders bevor- zugt wird Gewebe durch thermische Einflussnahme verändert. Diese Veränderungen sind vorzugsweise optisch erkennbar, besonders bevorzugt durch akustische Auswirkungen ermittelbar. Das Signal wird jeweils durch die Überschreitung eines Grenzwertes für eine bestimmte Eigenschaft erzeugt.
Vorzugsweise weist der Arbeitsstrahl und/oder Hilfsstrahl Wellen mit einer Wellenlänge im VIS-Spektralbereich und/oder IR-Spektralbereich auf.
Dadurch können die Eigenschaften des Arbeitsstrahls bzw. des Hilfsstrahls gezielt gesteuert werden. Besonders bevorzugt weist der Arbeitsstrahl Wellen mit einer Wellenlänge sowohl im VIS-Spektralbereich als auch im IR-Spektralbereich auf. Dadurch kann ein Eindringen der Wellen in die Tiefe der Reti- na erzeugt werden und die Bestrahlung der Retina über deren Tiefe gezielt vorgenommen werden. Besonders bevorzugt weist der Hilfsstrahl Wellen mit einer Wellenlänge im VIS- Spektralbereich und nicht im IR-Spektralbereich auf. Dadurch wird verhindert, dass der Hilfsstrahl in die Retina eindringt und durch Wellen mit Wellenlängen im IR-Spektralbereich die Retina unnötig aufgeheizt wird.
Der VIS-Spektralbereich weist Wellen mit Wellenlängen von 380 bis 750 nm auf. Der IR-Spektralbereich umfasst Wellen mit Wellenlängen von 780 nm bis 1 mm.
Durch den Dimensionsmesser ist vorzugsweise eine lateral und/oder in Tiefenrichtung definierte Behandlungszone scanbar. Dadurch kann der Zustand des Gewebes in jedem Bereich der Behandlungszone bestimmt werden. Beim Scannen wird die Behandlungszone berührungsfrei abgetastet, vorzugsweise wer- den Messwerte aufgenommen und besonders bevorzugt abgespeichert.
Vorzugsweise weist der Dimensionsmesser einen OCT Detektor auf.
Als OCT Detektor wird vorzugsweise ein Detektor eingesetzt, bei dem zeitlich kurzkohärentes Licht mit Hilfe eines Inter- ferometers vorzugsweise eines Michelson-Interferometers zur Entfernungsmessung genutzt wird. Das Michelson-Interferometer weist vorzugsweise einen Strahlteiler bzw. halbdurchlässigen Spiegel auf, in dem Strahlung aufgespalten und wieder vereinigt wird. Vorzugsweise wird ein Photodetektor, besonders bevorzugt ein Zeilensensor eingesetzt. Vorzugsweise wird bei der Entfernungsmessung ein time- oder ein spectral-domain bzw. frequency-domain Verfahren eingesetzt.
Der Dimensionsmesser weist vorzugsweise einen konfokalen Detektor auf.
Als konfokaler Detektor wird vorzugsweise ein Detektor mit einer Lichtquelle, zwei Lochblenden, einem Strahlteiler und einem Objektiv eingesetzt. Das Anregungslicht wird durch eine der Lochblenden, den Strahlteiler und das Objektiv in die Probe hineinfokussiert. Dieses Anregungslicht wird vorzugsweise von der Probe reflektiert und auf eine Lochblende abge- bildet. Hinter der Lochblende befindet sich vorzugsweise eine Auswerteeinheit. Vorzugsweise wird das durch die Lochblende hindurchtretende Licht ausgewertet. Vorzugsweise wird die Probe abgerastert und aus den Ergebnissen ein Bild zusammengesetzt.
Der konfokale Detektor ist in dem erfindungsgemäßen Koagulationssystem dazu eingerichtet, auf ein Behandlungsareal des retinalen Gewebes ausgerichtet zu werden. Ein Detektions- signal, welches durch einen einzelnen Photodetektor regist- riert wird und von der Streuung bzw. Absorption in diesem
Punkt direkt abhängt, ist erfindungsgemäß nutzbar, um den Koagulationsfortschritt online zu bewerten. Eine Änderung des Detektionssignals kann somit direkt dem Koagulationsfortschritt zugeordnet werden. Entspricht die Änderung des Detektionssignales einem vorbestimmten Wert, der dem gewünschten Koagulationsgrad entspricht, kann online die Laserexposition des retinalen Gewebes gestoppt werden.
Vorzugsweise weist der Dimensionsmesser einen konfokalen OCT Detektor auf. Es ist vorzugsweise vorgesehen, einen konfokalen Detektor und einen OCT Detektor kombiniert zu nutzen, um die Signifikanz des Signals zu erhöhen, also das Signal- Rausch-Verhaltnis zu verbessern. In dieser konfokalen OCT- Anordnung ist die Änderung des Detektionssignales ebenfalls bewertbar und zur online Abschaltung der Laserexposition des retinalen Gewebes nutzbar.
Vorzugsweise weist der Dimensionsmesser ein Laservibrometer auf. Mit Hilfe eines Laservibrometers werden Akustische Ef- fekte, die den Veränderungsgrad des Gewebes beispielsweise während einer Lasertherapie am Augenhintergrund widerspiegeln detektiert. Laser-Vibrometer arbeiten nach dem Prinzip der Dopplerfre- quenzverSchiebung. Dabei liefert das von einem vibrierenden Objekt rückgestreute Laserlicht alle Informationen für die Bestimmung von Objektgeschwindigkeit und absoluten Schwingamplituden.
Dem Anwender stehen, dabei je nach Aufgabenschwerpunkt verschiedenen Arten von Laservibrometern zur Verfügung. Ein Scanning-Vibrometer erfasst die Bewegung mehrerer Meßpunkte gleichzeitig. Ein Einpunkt-Vibrometer erfasst die Bewegung eines einzigen Messpunktes. Ein 3D Laser Vibrometer erfasst simultan alle drei Beschleunigungsrichtungen an einem Meßpunkt Dabei nutzt die Laservibrometrie in einem Einpulsbe- strahlungsmodus das akustische Signal einer gedämpften Schwingung, oder in einer getakteten Mehrpulsbestrahlung die dadurch auftretenden induzierten Gewebeschwingungen zur Analyse.
Vorzugsweise wird der Pilotstrahl des therapeutischen Laser- Systems, der an der Stelle der Therapie am Augenhintergrund zwangsläufig positioniert ist, neben seiner Zielfunktion gleichzeitig zur Laservibrometrie benutzt. Hierzu ist das beschriebene Einpunkt-Vibrometer ausreichend. In einer weiteren Ausführungsform wird ein Teil des reflek- tierten Therapielaserlichtes zur Laservibrometrie verwendet. Besonders bevorzugt wird eine weitere unabhängige Laserwellenlänge für die Laservibrometrie eingesetzt.
Besonders vorteilhaft ist die Anwendung dieser Detekti- onstechnik im non Kontakt Verfahren. Vorteilhafterweise wird es bei einer Funduskamera mit Ophthalmoskoplinse als Trägersystem des Therapielasers eingesetzt. Besonders bevorzugt wird es bei einer Spaltlampe mit Kontaktglas verwendet.
Vorzugsweise weist der Dimensionsmesser ein Laservibrometer in einer optisch konfokalen Anordnung zum Behandlungsareal auf. Dadurch werden Störsignale, die von nicht im Fokusbereich des Therapiespots des Lasers gelegenen Stellen herrühren unterdrückt und das Signal-Rausch-Verhältnis verbessert.
Das KoagulationsSystem weist vorzugsweise ein Lokalisierungssystem zur Lokalisierung der Behandlungszone/n und/oder einer Zuordnung der Behandlungszone/n zu einem Fundusbild auf. Dadurch kann bestimmt werden, an welchen Stellen ein organisches Gewebe behandelt worden ist. Dies ist für eine spätere Koagulationsbehandlung von organischen Geweben nach einer Erstbehandlung hilfreich.
Als Lokalisierungssystem wird vorzugsweise ein Koordinatensystem eingesetzt, auf dem die Behandlungszonen markiert sind. Das Koordinatensystem ist vorzugsweise ein karthesi- sches Koordinatensystem, besonders bevorzugt ein Polarkoordinatensystem.
Als Fundusbild wird vorzugsweise die Aufnahme einer Retina eingesetzt. Besonders bevorzugt wird eine Aufnahme der Retina des behandelten Patienten eingesetzt.
Vorzugsweise nutzt das erfindungsgemäße Lokalisierungssystem Positionsdaten des Scannersystems welches den therapeutischen Laserstrahl und den zugehörigen konfokalen und/oder OCT Detektor auf den jeweiligen Behandlungspunkt am Augenhintergrund ausrichtet. Der Bezug dieser Positionsdaten zum individuellen Augenfundus des Patienten wird vorzugsweise dadurch hergestellt, dass man am Beginn der Behandlung den Bezug zu einem retinalen Koordinatensystem derart herstellt, dass man signifikante Punkte wie die Fovea und die Papille zentrisch mit dem Zielstrahl positioniert, der die entsprechenden Positionsdaten der Scannereinheit registriert. Weiterhin werden vorzugsweise zugehörige Systemparameter, vorzugsweise das verwendete Kontaktglas und/oder die Vergrößerung und/oder der Bildwinkel koregistriert. Dementsprechend hat man auch bei späteren Eingriffen den Behandlungddatensatz zur Verfügung und kann eine Zielgerichtete Nachbehandlung durchführen bzw. den Therapieerfolg sicher bewerten.
Vorzugsweise bietet das erfindungsgemäße Lokalisierungssystem die Möglichkeit, bereits behandelte Areale intraoperativ bei einer Nachuntersuchung und/oder Nachbehandlung flächig z.B. mit einem entsprechend gescannten Pilot- oder Zielstrahl zu markieren und/oder zu umranden.
Vorzugsweise ist in dem Lokalisierungssystem eine Skalierung für unterschiedliche Bildaufnahmemodalitäten vorgesehen.
Vorzugsweise ist eine Registrierung anhand signifikanter Merkmale vorzugsweise des Nervenfaserkopfes und/oder der Makula, besonders bevorzugt der Blutgefäße am Augenfundus zur zielgenauen Bildüberlagerung vorgesehen.
Vorzugsweise ist eine Kalibrierung der Positionsdaten der Laserscannereinheit auf das jeweilige Zielbild vorgesehen um schließlich eine eindeutige Zuordnung aller Daten sicherzustellen.
Vorzugsweise weist das Lokalisierungssystem einen Speicher zur nachträglichen Lokalisierung der Behandlungszonen auf- weist.
Als Speicher können beispielsweise Halbleiterspeicher, wie Flashspeicher, magnetische Speicher, wie Festplatten, oder optische Speicher, wie CDs, verwendet werden.
Die Erfindung soll nun anhand von Figuren veranschaulicht werden, in denen weitere vorteilhafte Ausführungsformen dargestellt sind. In den Figuren zeigt:
Fig. 1 eine schematische Ansicht eines erfindungsgemäßen Koagulationssystems . Fig. 2 eine schematische Ansicht einer zweiten Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Koagulationssystems .
In Fig. 1 ist ein erfindungsgemäßes Koagulationssystem 1 dargestellt. Das Koagulationssystem 1 weist einen Laser 10 mit einem akustooptischen Modulator 13 und einem Resonator 14 auf, an dessen Ausgangsende ein Unterbrecher 40 angeordnet ist. Sowohl der Laser 10 als auch der Unterbrecher 40 sind mit einer Steuerungseinrichtung 30 verbunden. Die Steuerungseinrichtung 30 ist wiederum mit einem Detektor 20 verbunden. Im eingeschalteten Zustand des Lasers 10 emittiert der Laser 10 einen Arbeitsstrahl 15. Der Arbeitsstrahl 15 ist auf die Behandlungszone 60 einer Retina 50 eines menschlichen Auges gerichtet. Von der Retina 50 wird der Arbeitsstrahl als Kugelwelle 17 reflektiert. Ein Teil der Kugelwelle 17 wird zu dem Detektor 20 umgeleitet. In einer konfokalen Anordnung des Detektors 20, die zu der Behandlungszone 60 ausgerichtet ist, wird mit einer Ringblende das indirekt zurückgestreute Laser- licht bzw. Fluoreszenzlicht detektiert.
Der Laser 10 emittiert wahlweise Strahlung mit einer Wellenlänge oder mit bis zu vier unterschiedlichen Wellenlängen. Der akustooptische Modulator 13 schaltet sehr schnell zwi- sehen Blockieren und Durchlassen, so dass die Wellen gepulst werden. Der Resonator 14 ist modular aufgebaut und kann wahlweise vier unterschiedliche Wellenlängen zur Emission bringen (z.B. gelb, grün , rot, infrarot)..
Diese Laserstrahlung ruft auf der Retina eine Koagulationswirkung hervor. Dadurch werden hier u.a. Blutgefäße der Retina geschlossen. Die Retina ist in verschiedene Bereiche unterteilt, denen verschiedene Therapiezonen zugeordnet sind. In den verschiedenen Therapiezonen werden unterschiedliche Bestrahlungsprofile, d. h. Abfolgen von Bestrahlung mit Wellen, die bestimmte Wellenlängen im VIS- und/oder IR-Bereich aufweisen, angewandt. Die Leistungsabgabe der Quelle ist zur Durchführung der Selektiven Retina Therapie (SRT) gepulst. Die Pulsdauer, in der Leistung abgegeben wird, beträgt 5 μs. Diese Kurzpulsstrahlung von 5 μs kann mit einer Folgefrequenz von 100 Hz (10-10000Hz) appliziert werden. Hier wird bereits durch das Prinzip der selektiven Thermolyse weitestgehend die Photorezeptorenschicht geschont und nur das retinale Pigmentepithel (RPE) lokal koaguliert. Erfindungsgemäß wird in diesem Betriebsregime mit Hilfe des Detektors 20 eine individuell angepasste Impulszuglänge erzeugt. So wird bei vorbe- stimmter Änderung des Detektionssignales auf einen Grenzwert der z.B. mit 100 Hz / 5 μs quasikontinuierliche Impulszug mit Hilfe des Unterbrechers 40 oder auch des akustooptischen Modulators 13 unterbrochen.
Die Lichtenergie wird vom Gewebe der Retina absorbiert, in Wärme umgewandelt und führt dadurch zu einer Denaturierung bzw. Koagulation des Gewebes. Durch eine vollständige Koagulation wird die Retina verfärbt. Der Bereich der Retina, in dem eine vollständige Koagulation vorliegt, unterstützt das Sehen nicht mehr. Wenn der Bereich der Retina, auf den der Laser gerichtet ist, eine Koagulation aufweist, verändert sich die reflektierte Kugelwelle 17. Diese veränderte Kugelwelle 17 wird zu einem Detektor 20 umgelenkt. Der Detektor 20 weist einen OCT-Detektor 23 auf, der seine Messstrahlung ko- axial zum Therapielaser 10 auf die Behandlungszone 60 einstrahlt und gleichzeitig das rückgestreute Signal mit einem internen Referenzsignal bzgl. der Behandlungszone positionsgenau überlagert. Wenn eine vorher festgelegte Änderung des OCT Signals erreicht ist, sendet der Detektor 20 diese Infor- mation an die Steuerungseinrichtung 30. Daraufhin schaltet die Steuerungseinrichtung 30 den Laser 10 ab. Der Laser 10 wird online schon bei ersten Gewebeveränderungen abgeschaltet, um kollaterale Gewebeschädigung, insbesondere der Photorezeptorenschicht zu vermeiden. Um die unterschied- liehen Behandlungsbedürfnisse und die unterschiedlichen optischen und thermischen Eigenschaften der verschiedenen Gewebs- schichten der Retina zu berücksichtigen, ist das Koagulati- onssystem eingerichtet, unterschiedliche Behandlungswellenlängen im visuellen und infraroten Bereich unabhängig voneinander unterbrechen zu können. Die Einwirkung auf das Gewebe kann daher sowohl zeitlich als auch spektral gesteuert wer- den. Hier werden Wellen mit Wellenlängen im Infrarotbereich unterbrochen, wenn in tieferen Gewebeschichten der Retina eine ausreichende Koagulation erfolgt ist.
Die Schädigung des umliegenden Gewebes kann mit diesem Koagu- lationssystem weitestgehend verhindert werden.
Fig. 2 zeigt eine zweite Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Koagulationssystems. In Fig. 2 wird das Signal im Unterschied zu dem in Fig. 1 dargestellten Koagulationssystem durch einen Hilfsstrahl 16 erzeugt. Der Hilfsstrahl 16 weist hier eine Wellenlänge im visuellen Spektralbereich auf. Er wird auf die Retina 50 geleitet, von dort als Kugelwelle reflektiert und auf einen Detektor 20 geleitet. Der Detektor 20 weist einen konfokalen Detektor 24 auf, durch den die Wellenlänge des Strahls bestimmt werden kann. Durch eine Verände- rung der Richtung des Hilfsstrahls 16 wird der Bereich der Retina 50, auf dem der Hilfsstrahl 16 auftrifft, verändert. So kann der Detektor 20 den Zustand der Retina in verschiedenen Bereichen überprüfen.
Dabei wird der Messpunkt dieses OCT-Detektors 23 auf den „Ko- agulations"-Spot des Lasers bzw. Therapielasers 10 ausgerichtet. Ein Detektionssignal welches durch einen einzelnen Photodetektor bzw. einen Zeilensensor registriert wird und von der Streuung bzw. Absorption in diesem Punkt direkt abhängt wird erfindungsgemäß genutzt, um den Koagulationsfortschritt online zu bewerten. Die Änderung des Detektionssignales kann somit direkt dem Koagulationsfortschritt zugeordnet werden. Entspricht die Änderung des Detektionssignales einem vorbestimmten Wert, der dem gewünschten Koagulationsgrad ent- spricht, wird die Laserexposition des retinalen Gewebes online gestoppt. Ein weiterer Unterschied zu dem in Fig. 1 dargestellten Koagulationssystem besteht darin, dass die Steuerungseinrichtung 30 mit einem Aufzeichnungssystem 31 verbunden ist. Dieses Aufzeichnungssystem zeichnet den Ort und die Intensität der Behandlung auf. Es ist eingerichtet, die Behandlungsorte auf einem vorher aufgenommenen Fundusbild anzuzeigen. Dadurch ermöglicht es eine nachträgliche Lokalisierung der Behandlungszonen. Dies ist für Folgebehandlungen hilfreich.
Bezugszeichenliste
Koagulationssystem Laser Kontinuierlich abstrahlende Quelle Taktgeber Akustooptischer Modulator Resonator Arbeitsstrahl Hilfsstrahl Kugelstrahl Detektor Dimensionsmesser OCT-Detektor Konfokaler Detektor Steuerungseinrichtung Aufzeichnungssystem Unterbrecher Wellenlängenunterbrecher Retina Behandlungszone Lokalisierungssystem Speicher

Claims

Patentansprüche
1. Koagulationssystem (1) zur Koagulation von organischen
Geweben, insbesondere der Retina (50), aufweisend einen Laser (10), einen Detektor (20), eine Steuerungseinrichtung (30) und einen Unterbrecher (40), wobei der Laser (10) eingerichtet ist, einen Arbeitsstrahl (15) zu emittieren, der Detektor (20) einen Dimensionsmesser (22) aufweist und eingerichtet ist, ein Signal zu detektieren, das zu einem Koagulationsgrad oder Veränderungsgrad des Gewebes korrespondiert und die Detektion des Signals an die Steuerungseinrichtung (30) weiterzuleiten, die Steuerungseinrichtung (30) eingerichtet ist, einen Unterbrecher (40) zu aktivieren, und der Unterbrecher (40) eingerichtet ist, das Emittieren von Strahlung mit mindestens einer Wellenlänge des Arbeitsstrahls (15) des Lasers (10) zu unterbrechen.
2. Koagulationssystem (1) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Laser (10) einen Taktgeber (12) zum Takten des Arbeitsstrahls über einen Zeitraum, der zwischen 10 ms und 10.000 ms liegt, aufweist.
3. Koagulationssystem (1) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Laser (10) einen Pulsgeber (13) zum Pulsen des Arbeitsstrahls mit einer Pulsdauer zwischen 2 und 10 μs, vorzugsweise zwischen 3 und 7 μs, besonders bevorzugt 5 μs aufweist.
4. Koagulationssystem (1) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Laser (10) eine Eigenschaftssteuerung (14) zur Emission einer Strahlung im Wellenlängenbereich von 500 — 1064 nm aufweist.
5. Koagulationssystem (1) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Unterbrecher (40) einen Wellenlängenunterbrecher (41), der eingerichtet ist, die Emission des Lasers (10) von Wellen mit bestimmten Wellenlängen, vorzugsweise Wellenlängen im Infrarotbereich, unabhängig von einer detektierten Koagula- tion zu unterbrechen, aufweist.
6. Koagulationssystem (1) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Signal durch den Arbeitsstrahl (15) erzeugbar ist.
7. Koagulationssystem (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass das Signal durch einen Hilfsstrahl (16) erzeugbar ist.
8. Koagulationssystem (1) nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass der Hilfsstrahl (16) durch eine andere Quelle als der Arbeitsstrahl (15) erzeugbar ist.
9. Koagulationssystem (1) nach einem der vorhergehenden An- Sprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Signal ein durch Streuung und/oder Reflexion und/oder Fluoreszenzanregung und/oder thermische Anregung erzeugbares Signal ist.
10. Koagulationssystem (1) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Arbeitsstrahl (15) und/oder Hilfsstrahl (16) Wellen mit einer Wellenlänge im VIS-Spektralbereich und/oder IR-Spektralbereich aufweist.
11. Koagulationssystem (1) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass durch den Dimensionsmesser (22) eine lateral und/oder in Tiefenrichtung definierte Behandlungszone (60) scanbar ist.
12. Koagulationssystem (1) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Dimensionsmesser (22) einen OCT Detektor (23) aufweist.
13. Koagulationssystem (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass der Dimensionsmesser (22) einen konfokalen Detektor (24) aufweist.
14. Koagulationssystem (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass der Dimensionsmesser
(22) einen konfokalen OCT Detektor (24) aufweist.
15. Koagulationssystem (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass der Dimensionsmesser (22) ein Laservibrometer aufweist.
16. Koagulationssystem (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass der Dimensionsmesser (22) ein Laservibrometer in einer optisch konfokalen An- Ordnung zum Behandlungsareal aufweist.
17. Koagulationssystem (1) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass es ein Lokalisierungssystem (70) zur Lokalisierung der Behandlungszone/n (60) und/oder einer Zuordnung der Behandlungszone/n (60) zu einem Fundusbild aufweist.
18. Koagulationssystem (1) nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass das Lokalisierungssystem (70) einen Spei- eher (71) zur nachträglichen Lokalisierung der Behandlungszonen (60) aufweist.
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