FR2546401A1 - Procede et dispositif de dosimetrie lors de la photocoagulation - Google Patents

Abstract

PROCEDE ET DISPOSITIF DE DOSIMETRIE LORS DE LA PHOTOCOAGULATION DU FOND DE L'OEIL. ON UTILISE UN RAYONNEMENT FLUORESCENT CREE SUR LE FOND DE L'OEIL SOUS L'EFFET D'UNE SOURCE DE LUMIERE LASER. L'INTENSITE DE FLUORESCENCE, APRES LA COAGULATION, PASSE PAR UN MINIMUM CARACTERISTIQUE. POUR MESURER CET EFFET, ON FAIT APPEL A DES DIVISEURS DE FAISCEAU 3, 5 POUR SEPARER LE RAYONNEMENT FLUORESCENT DU RAYONNEMENT THERAPEUTIQUE, ET UN OBTURATEUR 12, A COMMANDE ELECTRONIQUE, POUR LIBERER OU INTERROMPRE LE RAYONNEMENT THERAPEUTIQUE. L'INVENTION TROUVE SON APPLICATION PRINCIPALE DANS LE TRAITEMENT DES AFFECTIONS RETINIENNES.

Description

L'invention concerne un procédé et un dispositif de dosimétrie lors d'une

photocoagulation effectuée sur le fond

de l'oeil.

La photocoagulation du fond de l'oeil est effectuée ou bien par la lumière émanant d'une lampe au xénon haute pres- sion, ou par une lumière laser Il est alors nécessaire de déterminer la dose de l'énergie de rayonnement utilisée pour

la thérapie.

Habituellement, le médecin traitant fait appel à la coloration blanche que prend le plasma cellulaire coagulé et se sert de ce paramètre pour une évaluation subjective de la dose de rayonnement absorbée par le fond de l'oeil Il existe déjà des propositions tendant à une détermination objective de la dose, et consistant à utiliser, pour doser le rayonnement thérapeutique, l'intensité rétrodiffusée par le point de

coagulation Toutefois, ces mesures sont entachées d'incerti-

tudes car les structures cellulaires diffèrent fortement d'un patient à un autre et même, chez un même patient, d'un point à un autre de la rétine; de plus, l'intensité rétrodiffusée par

le point de coagulation dépend de la structure cellulaire.

L'invention a donc pour but de mettre en évidence un

paramètre pouvant être utilisé pour la dosimétrie en photo-

coagulation, et de créer un dispositif pour déterminer ce paramètre. L'invention concerne à cet effet un procédé dans lequel

la lumière fluorescente provoquée par le rayonnement thérapeu-

tique sur le fond de l'oeil est séparée de ce rayonnement

thérapeutique et est envoyée à un photodétecteur Un obtura-

teur, destiné à obturer ou libérer le rayonnement, est ins-

tallé sur la trajectoire des rayons thérapeutiques, et il est prévu en outre un diviseur de faisceau, qui renvoie une partie du rayonnement thérapeutique vers un premier photodétecteur et

l'autre partie vers l'oeil du patient, ainsi qu'un autre divi-

seur de faisceau, qui sépare le rayonnement fluorescent émis par le fond de l'oeil d'avec le rayonnement thérapeutique tombant sur l'oeil, et envoie le rayonnement fluorescent sur

un deuxième photodétecteur.

Il est avantageusement prévu entre le deuxième diviseur

de faisceau et le deuxième photodétecteur un filtre d'arrêt.

Dans une forme de réalisation avantageuse de l'invention, il est prévu entre le filtre d'arrêt et le deuxième photo-

détecteur un autre diviseur de faisceau, qui permet une obser-

vation directe du processus de coagulation par le médecin Dans ce but, on peut aussi faire appel à un miroir de déviation

pourvu d'un trou.

On peut avantageusement utiliser aussi une fibre op-

tique pour transmettre le rayonnement thérapeutique et le rayonnement fluorescent Cette fibre optique pourrait aussi

passer à l'intérieur de l'oeil, pour permettre une endophoto-

coagulation Il est particulièrement avantageux d'utiliser le

dispositif de dosimétrie avec des lampes à fente ou des micro-

scopes opératoires.

Dans une forme de réalisation avantageuse de l'invention, il est prévu, pour ouvrir et fermer l'obturateur destiné à la libération et à l'interruption du rayonnement thérapeutique,

un montage électronique.

On peut par ailleurs prévoir, en tant que système de sécu-

rité supplémentaire, une limite de temps pour le débit de dose.

Le procédé selon l'invention présente des avantages, qui résident en ce qu'il est possible de déterminer d'une manière objective la dose de rayonnement nécessaire à la coagulation, à partir du phénomène de fluorescence des pigments se trouvant dans les vaisseaux sanguins ou dans la rétine, comme par exemple l'hémoglobine, la mélanine et la xanthophylle C'est ainsi que l'intensité de fluorescence atteint un minimum au cours de la coagulation Ce minimum indique la fin d'un

processus de dénaturation et représente donc une mesure objec-

tive de l'évolution de la photocoagulation Il se présente aussi des différences au niveau de l'évolution spectrale de la fluorescence, différences qui permettent, dans le cas d'une détection multibande, et en présence de différentes longueurs d'onde, de distinguer le point de création de la fluorescence: en effet, la substance fluorescente que l'on trouve dans les vaisseaux sanguins est essentiellement l'hémoglobine, tandis que, dans l'épithélium pigmentaire, on mesure essentiellement

la mélanine et la xanthophylle.

A titre d'exemple de ces relations, on a présenté sous la forme de courbes les résultats de l'étude de l'absorption et de la fluorescence du sang total et des tissus traversés

par le sang au cours de la coagulation.

L'invention sera mieux comprise en regard de la descrip-

tion ci-après et des dessins annexés, qui représentent des exemples de réalisation de l'invention, dessins dans lesquels La Figure 1 présente à titre d'exemple la trajectoire des rayons dans un photocoagulateur à laser avec détecteur de fluorescence La Figure 2 présente un autre exemple de trajectoire des rayons dans un photocoagulateur à laser avec détection de la

fluorescence et utilisant une fibre optique pour 1 'endophoto-

coagulation; La Figure 3 est un diagramme schématique d'un montage électronique destiné à commander l'interruption du rayonnement thérapeutique; La Figure 4 présente un photocoagulateur à laser intégré dans un microscope à laser; La Figure 5 présente les spectres de fluorescence du sang au début et à la fin de la coagulation La Figure 6 présente les variations, en fonction du temps, de l'intensité de fluorescence du sang, pour différentes puissances du rayonnement laser; La Figure 7 regroupe les spectres de fluorescence de

plusieurs sérums sanguins ayant subi différents traitements.

Sur le dispositif présenté sur la Figure 1, la source de lumière laser porte le repère 15 Le rayon laser 16 c est élargi au diamètre de la pupille de l'oeil grâce à des éléments optiques 13 a, 13 b Il est dévié, sous la forme d'un faisceau parallèle 16, sur un dispositif d'obturation optique 12 De là, le trajet des rayons rencontre un diviseur de faisceau 3,

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qui sépare du faisceau laser 16 utilisé en tant que rayonne-

ment thérapeutique une partie 16 b, laquelle est envoyée à un

photodétecteur 4, pour mesure La partie principale du rayon-

nement thérapeutique 16 a se réfléchit sur le diviseur de faisceau 3 et tombe sur un deuxième diviseur de faisceau 5 pour arriver ensuite dans l'oeil Il du patient C'est sur le

fond de l'oeil lia qu'a lieu la photocoagulation Le rayonne-

ment tombant sur le fond de l'oeil provoque une fluorescence de l'hémoglobine se trouvant dans le sang du patient, ainsi que de ses produits de dégradation Lors de la coagulation, on a une décoloration de cette fluorescence, en raison d'une dénaturation et d'un masquage des molécules d'hémoglobine La lumière fluorescente 17 sortant de l'oeil 11 est séparée du rayonnement thérapeutique 16 a par le diviseur de faisceau 5 puis est déviée par un miroir 6 sur un deuxième photodétecteur 7 Grâce à un trou 9 aménagé dans le miroir 6, une partie de la lumière fluorescente et de l'éclairage ambiant arrive dans

l'oeil 10 du médecin Pour interrompre complètement le* rayonne-

ment thérapeutique, qui, dans l'exemple de réalisation pré-

senté, possède une longueur d'onde de X = 488 nm, on installe en arrière du diviseur de faisceau 5 un filtre d'arrêt 8, qui

est transparent pour les longueurs d'onde supérieures à 495 nm.

Dans l'exemple de réalisation de l'invention présenté sur la Figure 2, on utilise pour des éléments optiques équivalents les mêmes numéros de repère que sur, la Figure 1 L'exemple de réalisation présenté sur la Figure 2 se distingue de celui de la Figure 1 par le fait que le rayonnement thérapeutique 16 passe par une fibre optique 14, terminée par une lentille terminale 18, pour arriver dans l'oeil 11 du patient pour provoquer une endophotocoagulation La lumière fluorescente sortant de l'oeil repasse par la fibre optique 14 puis est séparée du rayonnement thérapeutique 16 par le diviseur de faisceau 3 On utilise aussi, dans cet exemple de réalisation, un filtre d'arrêt supplémentaire 8 en avant du photodétecteur

7 Le photodétecteur 4 mesure l'intensité du rayonnement thé-

rapeutique. Le montage électronique représenté sur la Figure 3 permet la libération et l'interruption du rayonnement thérapeutique

à l'aide de l'obturateur 12 utilisé sur les Figures 1 et 2.

L'interruption du rayonnement doit avoir lieu après achèvement de la coagulation ponctuelle Elle est déclenchée dès qu'une certaine quantité de lumière a pénétré dans l'oeil 11 du patient (montage de sécurité), ou bien après que l'intensité de la fluorescence a atteint un minimum Ce minimum est déterminé par un montage électronique qui reconnaît le passage à zéro du signal de fluorescence différencié De cette manière, la lumière thérapeutique mesurée par le photodétecteur 4 est intégrée dans le temps (Xdt) par le montage de sécurité, et la lumières fluorescente provenant du photodétecteur 7 est différenciée par rapport au temps Ail) Dans le microscope à laser représenté sur la Figure 4, la lumière monochromatique provenant du laser 425 est, après déviation sur un miroir 424 et divergence grâce à des éléments optiques 423, 422, 418, introduite dans le microscope à l'aide d'un diviseur de faisceau chromatique-417, par l'intermédiaire d'une lentille auxiliaire 415 et d'un autre diviseur de

faisceau 43, pour être ensuite focalisée, à travers l'objec-

tif 42, sur l'échantillon 41 Cet échantillon 41 peut se dépla-

cer dans les directions x,y, tandis que la lentille 418 peut se déplacer dans les directions x,y,z Un filtre 421 est

placé en avant de la lentille 418 Il est prévu pour l'éclaire-

ment de l'objet une lampe 420 et un collecteur 419 La lumière fluorescente sortant de l'échantillon est mesurée par un photomultiplicateur 414 à large bande ou bien encore, après une décomposition spectrale, est enregistrée à l'aide d'un monochromateur non- représenté, possédant un système détecteur à quatre canaux Il est prévu sur la trajectoire "rayonnement" un diaphragme de champ 416 et, sur la trajectoire "lumière fluorescente" un filtre d'arrêt 44 Il est prévu en tant que constituants du microscope à laser un autre diviseur de faisceau 45, qui, pour assurer une observation directe, dévie une partie de la lumière fluorescente, par l'intermédiaire d'une lentille 46 et d'un oculaire 47, dans l'oeil 48 d'un observateur Il est en outre prévu dans le microscope à laser une lentille 49 qui focalise la lumière fluorescente sur un

diaphragme de mesure situé en avant du photomultiplicateur 414.

Sur les courbes de la Figure 5, les abscisses représentent

les longueurs d'onde du rayonnement fluorescent, et les ordon-

nées leur intensité relative Le spectre de fluorescence du sang total concorde parfaitement, au début de la coagulation, avec le spectre de l'hémoglobline pure La bande large que l'on constate à 570 nm dans le spectre de l'hémoglobine correspond à une bande d'oscillation Raman du solvant eau Elle n'existe pas dans le sang total Au cours de la coagulation proprement dite, le spectre de fluorescence s'élargit, ce que l'on peut aussi reconnaître à l'oeil nu, l'impression colorée verdâtre

se transformant en une impression colorée jaunâtre.

La courbe portant le repère 30 se rapporte au sang total au début de la coagulation, la courbe 31 à du sang total quand la coagulation est terminée, et la courbe 32 à l'hémoglobine 3 molaire dans l'eau, la flèche 33 correspondant à la bande

Raman.

La Figure 6 est un enregistrement de l'évolution de

l'intensité de fluorescence du sang total en fonction du temps.

Les ordonnées donnent l'intensité relative Il ressort de la courbe de mesure que l'intensité de fluorescence tombe plus ou moins vite en fonction de l'intensité du rayonnement, passe par un minimum puis remonte ensuite lentement jusqu'à une certaine valeur finale Ce minimum est nettement marqué, en particulier pour les puissances laser élevées, et, dans les mesures effectuées pour une puissance laser de 600 m W, est atteint au bout d'environ 0,2 s A ce moment-là commence aussi l'élargissement du spectre de fluorescence, ce qui est aussi

le signe que la coagulation est terminée.

Il est en outre possible de distinguer le point de créa-

tion de la fluorescence grâce à une détection multibande de la

fluorescence.

La Figure 7 présente une famille de spectres de fluo-

"7 2546401

rescence, les repères ayant la signification suivante correspond au sérum sanguin coloré en jaune clair 51 correspond au sérum sanguin coloré en rouge par hémolyse 52 correspond à l'urée 53 correspond au sang citraté dilué et hémolysé

54 correspond à la bilirubine dans C C 14.

Les courbes donnent l'intensité enregistrée, en impul-

sions par seconde, en fonction du déplacement de fréquence,

en cm, et sans correction de l'absorption ou de la sensi-

bilité de détection spectrale A titre de comparaison, cette figure présente aussi la courbe spectrale de la sensibilité de détection 45 (par rapport à l'intensité laser en m W, en unités arbitraires).

Claims (5)

Revendications

1 Procédé de dosimétrie lors d'une photocoagulation

effectuée sur le fond de l'oeil à l'aide d'une lumière laser-

servant de rayonnement thérapeutique D caractérisé en ce que la lumière fluorescente provoquée par le rayonnement thérapeutique sur le fond de l'oeil est séparée du-rayonnement thérapeutique et envoyée à un photodétecteur, la dose de rayonnement absorbée étant déterminée grâce à la décoloration de la fluorescence en

fonction du temps.

2 Dispositif pour la mise en oeuvre du procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'un obturateur ( 12) destiné à la libération et à l'interruption du rayonnement thérapeutique ( 16) est disposé sur la trajectoire ( 16 sur la

Figure 1) d'un laser ( 15); qu'une partie du rayonnement thé-

rapeutique ( 16 b) est déviée par l'intermédiaire d'un diviseur de faisceau ( 3) vers un premier photodétecteur ( 4), l'autre partie du rayonnement thérapeutique < 16 a) étant déviée vers l'oeil ( 11) du patient; et que le rayonnement fluorescent ( 17) émis par le fond de l'oeil ( 11 a) tombe, après avoir traversé un diviseur de faisceau ( 5) et un filtre d'arrêt ( 8),

sur un deuxième photodétecteur ( 7).

3 Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en

ce qu'il est prévu entre le filtre d'arrêt ( 8) et le phdtô-

détecteur ( 7) un diviseur de faisceau permettant une observa-

tion directe de la coagulation par le médecin.

4 Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'il est prévu une fibre optique ( 14 sur la Figure 2), pour transmettre le rayonnement d'excitation ( 16) et le rayonnement

fluorescent ( 17).

5 Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce qu'il est prévu pour l'ouverture et la fermeture de l'obturateur

( 12) un montage électronique.