WO2005007002A1 - Verfahren zum betreiben eines lasers - Google Patents

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WO2005007002A1
WO2005007002A1 PCT/DE2004/001498 DE2004001498W WO2005007002A1 WO 2005007002 A1 WO2005007002 A1 WO 2005007002A1 DE 2004001498 W DE2004001498 W DE 2004001498W WO 2005007002 A1 WO2005007002 A1 WO 2005007002A1
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laser
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bubbles
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PCT/DE2004/001498
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Ralph Brinkmann
Georg Schuele
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Medizinisches Laserzentrum Luebeck
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Definitions

  • the invention relates to a method for operating a laser, in particular one with
  • Dosimetry control according to the preamble of the main claim, for example for use in ophthalmology, but also generally in the therapy of biological tissue.
  • laser systems are widely used both in the correction of visual acuity (e.g. corneal ablation, Lasik) and in the therapy of retinal diseases. Lasers are predestined for visible light due to the transparency of the eye.
  • RPE Retinal pigment epithelium
  • the highly multifunctional RPE regulates, among other things, the metabolism of the photoreceptors, the fluid balance of the retina and the phagocto Rhodopsin disks, the degradation products of the visual process: With increasing age, metabolic end products of constant receptor regeneration accumulate in the RPE (including lipofuszine), which leads to a continuously decreasing function of this cell layer.
  • age-related macular degeneration is the most common cause of blindness for people over 50 in industrialized countries.
  • AMD age-related macular degeneration
  • DR diabetic retinopathy
  • the retinal pigment epithelium appears to be at least involved in the development of AMD or DR, since it creates new vessels and edema in the vicinity of the RPE, which should not occur if the RPE is intact.
  • Laser treatment of dysfunctional RPE, especially in the early stages of a disease, is not without problems. Areas of the fundus of the eye can be thermally sclerosed by radiation, but there is good prospect of extensive restoration of the intact RPE through subsequent regeneration and lateral proliferation of RPE cells in the sclerotic zones. However, the generation of the fatal temperatures for the diseased cells by laser light absorption potentially causes further damage to the surrounding tissue, which in particular can lead to the death of the non-regenerating photoreceptors and thus to permanent loss of vision.
  • SRT Selective RPE therapy
  • repetitive radiation that is to say the use of pulsed laser radiation
  • the brief successive arrival of a plurality of light pulses allows the target substance to be heated, which would otherwise be achieved with a single pulse of significantly higher energy.
  • the temporal pulling apart of the energy deposition allows at the same time to utilize heat and energy transport mechanisms in the material and to narrow the area critically heated by the light to the surroundings of the target structures.
  • a burst ie a pulse sequence or pulse sequence, of approx. 30 laser pulses with a pulse duration of 1.7 ⁇ s each is in the green Spectral range with a pulse rate of 100 Hz used at a wavelength of 527 nm.
  • pulse durations in the range of a few microseconds are clearly to be preferred.
  • the generation of such laser pulses with approximately constant pulse power is set out in DE 44 01 917 C2. Due to the strong pigmentation of the RPE (approx.
  • the resulting microbubbles increase the cell volume for ⁇ s and ultimately lead to a high probability of disruption and disintegration of the RPE cell.
  • the radiation threshold for cell damage can be greatly reduced.
  • a laser system for eye treatment that monitors the mean pulse energy of the emitted radiation by means of sensors and controls it by feedback, i.e. for example to a predefined value, e.g. described in WO 91/19539 AI.
  • a predefined value e.g. described in WO 91/19539 AI.
  • the intended protection of healthy cells is no more ensured with such a system than its therapeutic effectiveness.
  • the requirements for laser therapy e.g. transparency of the lens or vitreous, pigmentation of the retina
  • Fluorescent angiography of the fundus was made.
  • the patient will to a dye (fluorescein or ICG) injected into the bloodstream, which diffuses from the choroid through the damaged RPE to the retina and in this way demarcates the RPE defects in fundus fluorescence photography.
  • ICG fluorescein or ICG
  • gas bubbles which is directly associated with the destruction of the RPE, can then be measured acoustically and used to control a treatment laser.
  • the material response is thermoelastic and reproducible, i.e. every incoming pulse generates e.g. a pressure wave that passes through the eyeball from the back of the eye and can be recorded as a function of time with a transducer (e.g. ring-shaped piezoceramic in a contact glass).
  • the pressure amplitude increases disproportionately and the course of the transients changes from pulse to pulse, even if the pulse shape and pulse energy of the applied radiation are otherwise the same, based on the statistics of the onset of microvaporization on the melanin granules.
  • the therapeutically effective pulse energy can be precisely determined, which acts on RPE cells and leaves their environment largely intact.
  • the first patient treatments have shown that the optoacoustic control is in principle very well suited to detect microvaporization online directly after the application of a laser burst. Based on previous knowledge, the result correlates excellently with the RPE leakages determined by fluorescence angiography after each treatment.
  • the resulting acoustic transients are measured using a sound transducer integrated in the contact glass. This does not affect the treatment, since contact glasses are required anyway to compensate for the refraction of light from the eye media.
  • the acoustic signals are pre-amplified, transferred to a PC and calculated.
  • Pulse energy can be applied again.
  • a major disadvantage of the existing procedure lies in its complexity, since the doctor may have to irradiate one and the same area several times with increasing pulse energy until an RPE effect occurs.
  • the doctor may have to irradiate one and the same area several times with increasing pulse energy until an RPE effect occurs.
  • there is the problem of the precise position of the application site on the retina if a certain time elapses between the measurement of the energy requirement and the actual therapy radiation, e.g. The slightest eye movements mean that a different location on the retina than the one measured is treated. Due to the already mentioned inhomogeneity of the energy requirement for RPE damage already in the eye of one and the same patient, this can question both the success of the therapy and the avoidance of collateral damage.
  • the irradiated area on the retina cannot be irradiated a second time, since the location of the radiation application is not visible to the doctor, regardless of the success of the irradiation, since an eye never remains motionless for more than a few seconds.
  • WO 01/91661 AI The optical detection of microvaporization on the retina is shown in WO 01/91661 AI, wherein the back reflection of treatment or sample laser light is used, which increases when blistering begins.
  • WO 01/91661 AI nor in the already mentioned DE 199 32 477 AI algorithms or instructions for controlling the treatment laser are listed, which make it possible to treat near the threshold at all locations of the retina, with threshold values for RPE effects that sometimes fluctuate strongly , It has already been shown clinically that radiation close to the threshold is absolutely necessary for selective RPE effects, since otherwise the retina will be damaged.
  • the object of the invention is therefore to provide a method for operating an irradiation laser in which laser pulse sequences or changing longer pulses are modified during application in such a way that the comparability of detected transients is maintained.
  • the work of seeking a therapeutically effective pulse energy no longer needs to be carried out separately.
  • the effectiveness of the treatment can be reliably assumed. This is particularly important for the dissemination of such treatment lasers in every ophthalmologist's practice, where the above-mentioned methods for monitoring success cannot be carried out or can only be carried out with great effort or otherwise a special training of the doctor for laser control would be required.
  • a method is further provided which has the central key points formulated for a machine-implementable program for controlling the laser.
  • a laser with dosimetry control is advantageously used, which has a device for detecting a thermally induced blistering in irradiated tissue and for using the signal to control the laser.
  • the device for detecting the formation of bubbles can be a pressure transducer or a piezoceramic pressure sensor is provided as a device for detecting pressure transients.
  • the device for detecting the formation of bubbles can be a photodetector.
  • Lasers with an integrated, compact fiber interferometer adapted to the ophthalmic application instrument are particularly suitable.
  • An attenuation unit arranged in the course of the laser beam for rapidly reducing the laser power applied to irradiated tissue enables comparable conditions for the detected transients.
  • a detection of any microvaporization on the irradiated tissue, i.e. The formation of bubbles is detected, which affects the application of at least one further pulse sequence that has changed compared to the first after the formation of bubbles has been detected for the first time.
  • the partial sequences or individual pulses should each have a duration between 0.05 and 50 microseconds and the power applied should be regulated by varying the duration of the individual pulses or the subsequent rate of the individual pulses.
  • Deflection devices performs a scanning pattern covering only a partial area of the tissue surface, while simultaneously detecting microvaporization on the irradiated tissue, and modulating the power of the laser in such a way that, for the most part, application is carried out just above the bubble formation threshold.
  • To detect the formation of bubbles and the associated change in the reflectivity of the tissue is recorded interferometrically via a change in optical path lengths (refractive index).
  • At least one color filter in front of the detector suppresses the detection of treatment light wavelengths.
  • This test light beam is advantageously tracked to the treatment light beam.
  • bursts initially laser pulse sequences of finite duration (“bursts”), each comprising at least two temporally successively applied partial pulse sequences comprising at least one pulse each, a first partial pulse sequence starting from a predetermined small number Pulse energy level has monotonically increasing pulse energy, and wherein a second sub-pulse train has substantially constant pulse energy in the range of the final value of the first pulse train; thereby to detect any bubbles at the radiation site during the application of the first sub-pulse train, and to end the first pulse train and the second pulse train to start as soon as blistering is detected in the tissue.
  • bursts finite duration
  • partial pulse sequences can also be used, so that approximately three partial pulse sequences of finite duration, each comprising at least three in succession, are used
  • Partial pulse sequences comprising at least one pulse each are worked, the first partial pulse sequence having constant pulse energy below the pulse energy threshold required for damage to the biological tissue, the second partial pulse sequence having monotonically increasing pulse energy starting from the pulse energy level of the first partial pulse sequence, the third partial pulse sequence essentially having constant pulse energy in the range of End value of the second pulse sequence, and any blistering in the biological tissue at the radiation site is detected during the application of the first and second partial pulse sequence, so that the second pulse sequence is ended and the third pulse sequence begins as soon as blistering is detected in the tissue for the first time.
  • This third partial pulse sequence can comprise a plurality of pulses, the pulse energy of which is slightly below the end value of the second partial pulse sequence.
  • the partial pulse sequence can have an initially constant pulse rate such that the total energy applied per unit of time is not sufficient to damage the biological tissue, the second partial pulse sequence starting from the pulse rate level of the first
  • Sub-pulse train has a monotonically increasing pulse rate
  • the third sub-pulse train essentially has a pulse rate in the range of the final value of the second pulse train, so that any blistering in the biological tissue at the radiation site is detected during application of the first and second sub-pulse train, and the second pulse train is terminated and the third pulse sequence begins as soon as blistering is detected in the tissue for the first time.
  • a measurement signal indicating the formation of bubbles should be recalibrated for each irradiation site during the first partial pulse sequence, and the laser pulse sequences should advantageously have pulse durations between 0.05 and 50 microseconds.
  • the laser power emitted should be attenuated outside of the resonator or increased by reducing the attenuation.
  • This weakening can e.g. by driving a polarizer.
  • the method of operating a biological tissue irradiating laser can also detect any blistering in the biological tissue by applying a single laser pulse of up to 50 microseconds in duration, the pulse energy of which increases monotonously during a first period of its emission and remains substantially constant during a second period of its emission at the radiation site during the first period of time when the laser pulse is emitted, and the laser pulse is broken off after a predetermined effective time, which begins as soon as blistering in the tissue is detected for the first time.
  • the laser pulse should be generated with a Q-switched laser that allows a pulse shape control so that blistering in the tissue can also be detected by recording pressure transients that run through the tissue, which originate from the location of the blistering, or an accompanying change in the reflectivity of the tissue ,
  • the formation of bubbles can also be detected interferometrically by changing the optical path lengths (refractive index), this being done by illuminating the examined tissue with a low-power test light source, in particular a laser, which has a significantly different wavelength than that of the therapeutically effective laser.
  • a color filter in front of the detector should suppress the detection of treatment light wavelengths.
  • test light be deflected with the same deflector as the treatment light in such a way that the illumination location of the test light follows the irradiation location of the treatment light.
  • FIG. 1 shows an overview sketch of an exemplary embodiment for an optoacoustic measurement on one eye
  • 3a shows an example of an increasing pulse energy sequence
  • 3b shows another example of an increasing pulse energy sequence
  • FIG. 3e shows an example of the change in the pulse spacing
  • FIG. 3f shows an example of single-pulse radiation
  • 1 shows that the ophthalmic treatment system basically consists of three components: a laser 10, a detection unit 12 for measuring the radiation effect in the tissue, and an evaluation and control unit which has at least one programmable microprocessor 14, in particular one PC, and usually also includes an amplifier 16 for the detector signals.
  • Reference numeral 18 stands for a slit lamp, 20 for an optoacoustic contact lens and 20 for the eye to be treated.
  • PZT lead zirconium titanate
  • Another possibility is the interferometric measurement of the bubble formation, in which the transit time of the laser light within the RPE cell layer is determined.
  • the occurrence of gas bubbles changes the refractive index of the layer particularly clearly.
  • Backscattered light from the two interfaces of the typically 300 ⁇ m thick RPE layer has a path difference, the change of which can be determined with an interferometer.
  • the pulse energy is sufficient to form bubbles, the statistical character of the evaporation causes a different course of the transients from pulse to pulse, even if the pulses always have the same characteristics (B). From this property of the ensemble of the measurement signals, it can be determined by means of a common computer analysis after the burst whether or not RPE damage has occurred due to thermal disruption.
  • the laser system according to the invention is designed to substantially increase the pulse energy within a single burst.
  • the signal comparison for successive pulses of different energy can also be carried out continuously in real time and used to decide whether the next pulse should have a slightly higher energy or not.
  • the speed of signal processing required is no longer a big challenge with today's GHz processors.
  • Varying the pulse energy can preferably be achieved by attenuating the treatment light external to the resonator in an attenuation unit.
  • the generally polarized laser radiation can thus be darkened in a controlled manner by a second polarizer which can be adjusted by the control unit and which is followed by a fixed polarization beam splitter.
  • Electrically switchable polarizers with sufficient switching speed and precision are available, e.g. Pockels cells.
  • Acoustic-optical modulators that work independently of polarization can also be used.
  • FIG. 3 shows an example of a selection of control strategies graphically, FIGS. 3a-e each for repetitively pulsed radiation, FIG. 3f for single-pulse radiation, FIG. 3 g for a scanning application.
  • the down arrow (D) in the figures marks the pulse at which the formation of bubbles is detected, the up arrow (D) the time when the microbubbles are no longer measured.
  • Strategy B begins with a multiple pulse sequence of low energy in order to find a better basic signal below the bubble threshold, from which the threshold energy can be derived as reliably as possible.
  • the burst ends conservatively at the first sign of gas bubbles, i.e. Strategy B is that of maximum caution.
  • strategy C is maximally effective by sending a series of others with the same energy after the first pulse with microvaporization.
  • Strategy D is somewhat more considerate here, in that the pulse energy after the swelling pulse (arrow) is reduced slightly. This corresponds to the finding that with repetitive radiation, therapeutic damage can be achieved with smaller pulse energies than with single pulses.
  • strategy E the pulse power is kept constant, but the average power is increased by increasing the pulse rate.
  • the RPE is warmed up selectively, whereby the remaining pulse energy, which leads to the evaporation temperature, is steadily reduced. If this is achieved, the pulse rate is kept constant.
  • This solution is particularly characterized by its simple implementation, since only the frequency transmitter has to be controlled and no fast high-voltage electronics are required. Measurements showed that the pulse shape and energy remain unchanged up to pulse repetition rates of 500 Hz.
  • Implement control unit and can also be stored there in parallel as selectable options that can be called up by the doctor at the push of a button.
  • the preferred embodiment of the controlled laser system comprises a Q-switched laser which, when activated, has a pulse train of variable pulse energy with a few
  • Half a microsecond corresponds approximately to the thermal relaxation time of the irradiated melanosomes, 50 ⁇ s approximately that of the RPE, i.e. the local warming generated by radiation in shorter application times than the relaxation time does not result in significantly increased temperatures which could lead to damage to adjacent tissue.
  • Another embodiment of the invention comprises a cw (abbreviation for continuous wave, a continuously emitting) laser. whose light is deflected in a controlled manner with the help of an optoacoustic deflector and is scanned across the entire retina. The scanning rate of the scanner determines the repetition rate of the "quasi-pulsed" light at every point of the retina.
  • cw abbreviation for continuous wave, a continuously emitting
  • the light of a second, low-power test laser is deflected by the modulator so that its point of impact on the retina immediately follows that of the treatment laser
  • the treatment light is increased during the scan until the backscattered treatment or test light can be used to detect blistering, and the treatment output is then reduced again after a short time until no more blistering is detected and the ramp increase begins again.
  • Fig. 3g A possible strategy for this is shown in Fig. 3g.
  • the pulse power at the output of the treatment laser thus corresponds to an irregular sawtooth function modulated by feedback.
  • numerous other variations in this structure are also conceivable.
  • the method presented guarantees that tissue damage intended in laser-assisted thermotherapy, in particular on the fundus of the eye, occurs when pulsed laser radiation is applied.
  • the proposed regulation using the example of repetitive pulsed radiation (flow diagram, FIG. 4), ensures that the laser system automatically seeks and uses the minimum necessary laser power. Similar algorithms can also be used for single pulse or scanning radiation.
  • RPE retinal pigment epithelium
  • the laser used is therefore provided with a dosiemetry control for delivering time-limited laser light controlled by a device for detecting thermally induced bubble formation and the associated fluctuations in density and changes in reflectivity in the irradiated tissue.
  • This density fluctuation can be detected opto-acoustically by a sound transducer.
  • a piezoceramic pressure sensor is particularly suitable.
  • To record the density fluctuations that change the reflectivity of the tissue the change in intensity (refractive index be detected opto-acoustically by a sound transducer.
  • a piezoceramic pressure sensor is particularly suitable.
  • the change in intensity can be recorded and evaluated directly with a photodiode.
  • the swinging up of the bladder can be recorded interferometrically by changing the optical path lengths, which offers the advantage of suppressing stray light from the eye and provides additional information about the size and extent of the bladder.
  • a beam attenuation unit is preferably arranged in the laser beam course, in particular for the rapid reduction of the laser power applied to irradiated tissue.
  • the applied average power can be modulated via the pulse rate.
  • the method according to the invention for operating a pulsed laser is then as follows: application of pulse sequences with gradually increasing power and simultaneous detection of any microvaporization on the irradiated tissue and application of further pulse sequences with essentially the same power at which the formation of bubbles is first detected.
  • All partial sequences of the pulse sequence are preferably of the same length and preferably consist of individual pulses, the partial sequences or individual pulses each having a duration between 50 nanoseconds and 50 microseconds.
  • the laser with dosimetry control can also be provided with a photodetector to detect the formation of bubbles, or even a detector line and light guide can be provided to set up an integrated interferometer.
  • Compact fiber interferometers adapted to the ophthalmic application instrument are preferably suitable for this.
  • the detection of treatment light wavelengths can be suppressed by means of a color filter in front of the detector.
  • a pulse sequence a long pulse with continuously increasing power and simultaneous detection of any microvaporization on the irradiated tissue can also be used, the pulse being ended after the microvaporization has been determined.
  • a cw laser can also be used, the light of which, e.g. an optoacoustic deflector is deflected in a controlled manner and is scanned over the entire retina, the output being varied essentially in the manner of a sawtooth.
  • the microvaporization can preferably take place optically on the basis of reflected light from the treatment laser or a sample laser with a different wavelength, which illuminates the area relating to the microvaporization.

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Abstract

Verfahren zum Betreiben eines Bestrahlungslasers indem Laserpulsfolgen oder sich ver­ändernde längere Pulse während des Applizierens dergestalt modifiziert werden, daß die Vergleichbarkeit erfaßter Transienten gewahrt bleibt.

Description

Verfahren zum Betreiben eines Lasers
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betreiben eines Laser insbesondere eines mit
Dosimetriesteuerung nach dem Oberbegriff des Hauptanspruches, zum Beispiel zum Einsatz in der Augenmedizin, aber auch allgemein in der Therapie biologischen Gewebes.
In der Ophthalmologie finden Lasersysteme breite Anwendung sowohl bei der Korrektur der Sehschärfe (z.B. Hornhaut- Ablation, Lasik) als auch bei der Therapie von Netzhauterkrankungen. Hierzu sind Laser aufgrund der Transparenz des Auges für sichtbares Licht prädestiniert.
Besonderes Interesse besteht dabei an der Behandlung der FeWfunktion des „Retinalen Pigmentepithels (RPE)", einer stark pigmentierten monozellulären Schicht zwischen A- derhaut und Netzhaut des Auges. Das hoch multifunktionale RPE regelt u.a. den Metabolismus der Photorezeptoren, den Flüssigkeitshaushalt der Netzhaut sowie die Phagozyto- se von Rhodopsin-Scheibchen, den Abbauprodukten des Sehvorgangs. Mit zunehmendem Alter werden metabolische Endprodukte der ständigen Rezeptorregeneration im RPE akkumuliert (u.a. Lipofuszine), was zu einer kontinuierlich abnehmenden Funktion dieser Zellschicht fuhrt.
Beispielsweise ist die altersabhängige Makuladegeneration (AMD) mit steigender Inzi- denz die häufigste Erblindungsursache von Menschen über 50 Jahren in den Industriena- tionen. Nach der Framingham-Eye-Study sind im Alter zwischen 52 und 64 Jahren 2%, zwischen 65 und 74 Jahren 11% und über ein Drittel aller Menschen zwischen 75 und 84 Jahren betroffen, allein in den USA sind 4 bis 10 Millionen Patienten für das Jahr 2000 geschätzt. Die zweithäufigste Erblindungsursache ist die diabetische Retinopathie (DR), die als Spätfolge der Volkskrankheit Diabetes mellitus auftritt. Mit zunehmender Dauer der Erkrankung nimmt die Häufigkeit der Netzhautveränderungen zu und steigt nach 30
Jahren auf nahezu 100 %. Aufgrund des zunehmenden Alters der Menschen gewinnt eine 0 möglichst frühzeitige, effiziente und schonende Therapie der AMD und DR zunehmend an Bedeutung.
An der Entstehung von AMD oder DR scheint das retinale Pigmentepithel zumindest be- teiligt zu sein, da hier Gefäßneubildungen und Ödeme in der Umgebung des RPE entstehen, die bei funktioneil intaktem RPE nicht auftreten sollten.
Die Laserbehandlung des dysfunktionalen RPE gerade auch im frühen Stadium einer Erkrankung ist grundsätzlich nicht unproblematisch. Zwar können durch Bestrahlung ge- zielt erkrankte Bereiche des Augenhintergrunds thermisch verödet werden, wobei durch anschließende Neubildung und laterale Proliferation von RPE-Zellen in die verödeten Zonen gute Aussichten auf eine weitgehende Wiederherstellung des intakten RPE besteht. Doch die Erzeugung der für die erkrankten Zellen tödlichen Temperaturen durch Laserlichtabsorption zieht für das umgebende Gewebe potentiell weitere Schädigungen nach sich, was insbesondere zum Absterben der nicht regenerierenden Photorezeptoren und damit zum permanenten Visusverlust führen kann.
Die selektive RPE-Therapie (SRT), die per Definition die Schädigung der RPE- Umgebung vermeidet, befindet sich bereits heute in einem fortgeschrittenen Entwick- lungsstadium und hat gute Aussichten, sich in naher Zukunft als weit verbreitete Therapiemethode zu etablieren. Dies setzt allerdings voraus, daß ein optimiertes und leicht handhabbares Lasersystem am Markt bereitgestellt wird, wozu die vorliegende Erfindung beitragen soll.
Nach dem Vorschlag aus der DE 39 36 716 C2 empfiehlt sich zur selektiven Beeinflussung eines gut absorbierenden Materials in einer Matrix mit geringerem Absorptionsvermögen die repetierende Bestrahlung, also etwa die Anwendung gepulster Laserstrahlung. Das kurzzeitig aufeinander folgende Eintreffen einer Mehrzahl von Lichtpulsen lässt eine Erwärmung der Zielsubstanz zu, die ansonsten auch mit einem Einzelpuls deut- lieh höherer Energie zu erreichen wäre. Das zeitliche Auseinanderziehen der Energiedeposition erlaubt aber zugleich, Wärme- und Energietransportmechanismen im Material auszunutzen und den vom Licht kritisch erwärmten Bereich eng auf die Umgebung der Zielstrukturen zu begrenzen.
In der Anwendung dieses Konzepts auf die SRT wird zur Zeit ein Burst, d. i. eine Pulsfolge oder Pulssequenz, von ca. 30 Laserpulsen einer Pulsdauer von je 1.7 μs im grünen Spektralbereich mit einer Pulsfolgerate von 100 Hz bei einer Wellenlänge von 527 nm verwendet. Natürlich sind zahlreiche Variationen dieser Behandlungsparameter ebenfalls anwendbar. Für die Thermotherapie biologischen Gewebes, insbesondere des Augenhintergrunds, sind dabei aber Pulsdauern im Bereich weniger Mikrosekunden klar zu bevor- zugen. Die Erzeugung solcher Laserpulse mit näherungsweise konstanter Pulsleistung ist in der DE 44 01 917 C2 dargelegt. Durch die starke Pigmentierung des RPE (etwa 50% des einfallenden Lichts im grünen Spektralbereich wird von den Pigmentgranula (Mela- nosomen) in den Zellen des RPE absorbiert) kommt es bei entsprechender Bestrahlung (pro Puls ca. 600 mJ/cm2) zu hohen Temperaturspitzen im RPE, die zu intrazellulärer Mikrovapoarisation an den stark erhitzten RPE-Melanosomen fuhren.
Die entstehenden Mikroblasen vergrößern dabei für μs das Zellvolumen und fuhren letztlich mit hoher Wahrscheinlichkeit zur Disruption und Desintegration der RPE-Zelle. Durch die Applikation von Mehrfachpulsen lässt sich die Bestrahlungsschwelle für Zell- Schädigung dabei stark senken.
Ein Lasersystem zur Augenbehandlung, das die mittlere Pulsenergie der emittierten Strahlung mittels Sensorik überwacht und durch Rückkopplung steuert, d.h. etwa auf einen vorab definierten Wert regelt, wird z.B. in der WO 91/19539 AI beschrieben. Die beabsichtigte Schonung gesunder Zellen wird mit einem solchen System allerdings ebenso wenig sichergestellt wie seine therapeutische Wirksamkeit. Denn gerade bei der Behandlung des Augenhintergrunds unterscheiden sich die Voraussetzungen für die Lasertherapie (z.B. Transparenz von Linse oder Glaskörper, Pigmentierung der Retina) von Patient zu Patient erheblich.
Forschungsergebnisse zeigen, dass die benötigten Pulsenergien zur Erzeugung der RPE- Effekte schon intraindividuell um bis zu 100 %, interindividuell sogar deutlich stärker schwanken. Nach bisheriger Erkenntnis darf die Pulsenergie aber nicht mehr als einen Faktor zwei über der Schwellpulsenergie zur Erzeugung der RPE-Schäden liegen, da es ansonsten bereits zu sichtbaren Schäden an der Netzhaut kommt. Andererseits kann eine vorab getroffene Wahl der Laserenergie aus denselben Gründen auch zu gering sein, um das RPE überhaupt zu beeinflussen, was den Eingriff wirkungslos macht.
Eine Erfolgskontrolle der RPE-Schädigung kann heute unter klinischen Bedingungen erst nach Ende der Behandlung stattfinden. Zur Dosimetriekontrolle wird postoperativ eine
Fluoreszenzangiographie des Augenhintergrunds vorgenommen. Den Patienten wird da- zu ein Farbstoff (Fluoreszein oder ICG) in die Blutbahn injiziert, der von der Aderhaut durch das geschädigte RPE hindurch zur Netzhaut diffundiert und auf diese Weise die RPE-Defekte bei einer Fundusfluoreszenzphotographie demarkiert. Dieses invasive Verfahren ist aber in der Praxis niedergelassener Augenärzte nicht anwendbar und limitiert so zur Zeit die Therapie auf gut ausgerüstete Kliniken bzw. Universitätsaugenkliniken.
Insbesondere kann bei mangelhaftem Behandlungserfolg bis zum Abbau der Farbstoffe keine unmittelbare Fortführung der Behandlung erfolgen. Deren grundsätzlich giftige Wirkung erfordert überdies oft eine längere Therapiepause.
Wesentlich für eine wirksame und zugleich schonende Behandlung ist deshalb die kontinuierliche Beobachtung der Strahlungswirkung auf das Gewebe während des Eingriffs.
Die bereits beschriebene Zerstörung der RPE-Zellen durch thermische Disruption bildet den Ansatzpunkt der DE 199 32 477 AI C2 zur Detektion der RPE-Schädigung anhand mechanischer Deformationen. Die kurzfristige Expansion bestrahlter RPE-Zellen bei der
Bildung von Gasblasen (Mikrovaporisation), die unmittelbar mit der RPE-Zerstörung einhergeht, lässt sich hiernach akustisch messen und zur Steuerung eines Behandlungslasers verwenden. Unterhalb der zur Blasenbildung erforderlichen Pulsenergieschwelle ist die Materialantwort thermoelastisch und reproduzierbar, d.h. jeder eintreffende Puls er- zeugt z.B. eine Druckwelle, die ausgehend vom Augenhintergrund den Augapfel durchläuft und als Funktion der Zeit mit einem Messwandler (z.B. ringförmige Piezokeramik in einem Kontaktglas) aufgezeichnet werden kann.
Zwei nacheinander applizierte identische Pulse erzeugen an derselben Materialstelle da- bei praktisch identische Drucktransienten. Die Amplituden der Drucktransienten skalieren darüber hinaus näherungsweise linear mit der Pulsenergie, sofern diese unter der Schwelle der Blasenbildung bleibt.
Beim Überschreiten der Schwelle steigt die Druckamplitude hingegen überproportional an und der Verlauf der Transienten ändert sich von Puls zu Puls auch bei ansonsten gleich bleibender Pulsform und Pulsenergie der applizierten Strahlung aufgrund der Statistik des Einsetzens der Mikrovaporisation an den Melaningranula. Auf diese Weise lässt sich die therapeutisch wirksame Pulsenergie genau ermitteln, die auf RPE-Zellen wirkt und ihre Umgebung weitestgehend unversehrt lässt. Mittlerweile haben erste Patientenbehandlungen gezeigt, dass sich die optoakustische Kontrolle prinzipiell sehr gut eignet, online direkt nach Applikation eines Laser-Bursts die Mikrovaporisation nachzuweisen. Nach bisheriger Erkenntnis korreliert das Ergebnis hervorragend mit den fluoreszenzangiographisch jeweils nach der Behandlung bestimm- ten RPE-Leckagen.
Die entstehenden akustischen Transienten werden mit Hilfe eines im Kontaktglas integrierten Schallwandlers gemessen. Dies beeinträchtigt die Behandlung nicht, da Kontaktgläser zur Kompensation der Lichtbrechung der Augenmedien ohnehin benötigt wer- den. Die akustischen Signale werden vorverstärkt, auf einen PC übertragen und verrechnet.
Das Ergebnis in Form einer einzigen Zahl wird direkt nach der Applikation des Bursts angezeigt und vermittelt dem Arzt sofort, ob die Pulsenergie für RPE-Effekte an der ge- rade behandelten Stelle ausreichend war. Falls nicht, kann sofort ein Burst mit höherer
Pulsenergie nochmals appliziert werden.
Ein Hauptnachteil des soweit bestehenden Verfahrens liegt allerdings in seiner Umständlichkeit, da der Arzt eventuell mehrmals, mit steigender Pulsenergie, ein und dasselbe Areal bestrahlen muss, bis ein RPE-Effekt eintritt. Dabei ergibt sich zugleich das Problem der präzisen Position des Applikationsortes auf der Retina; wenn nämlich eine gewisse Zeit zwischen der Messung des Energiebedarfs und der tatsächlichen Therapiebe- strahlung vergeht, können z.B. geringste Augenbewegungen bewirken, dass ein anderer als der vermessene Ort auf der Netzhaut therapiert wird. Aufgrund der bereits erwähnten Inhomogenität des Energiebedarfs zur RPE-Schädigung schon im Auge ein und desselben Patienten kann dies sowohl den Therapieerfolg als auch die Vermeidung von Kolla- teralschäden in Frage stellen. Zudem läßt sich das bestrahlte Areal auf der Netzhaut nicht ein zweites Mal bestrahlen, da der Ort der Strahlungsapplikation für den Arzt nicht sichtbar ist, unabhängig von dem Erfolg der Bestrahlung, da ein Auge nie länger als wenige Sekunden unbewegt bleibt.
Die optische Erfassung von Mikrovaporisation an der Netzhaut ist in WO 01/91661 AI dargestellt, wobei die Rückreflektion von Behandlungs- oder Probelaserlicht ausgenutzt wird, die sich bei einsetzender Blasenbildung erhöht. Weder in WO 01/91661 AI noch in der bereits genannten DE 199 32 477 AI sind Algorithmen oder Hinweise zur Steuerung des Behandlungslasers aufgeführt, die es ermöglichen, an allen Orten der Retina, bei zum Teil stark schwankenden Schwellwerten für RPE-Effekte schwellennah zu behandeln. Es hat sich bereits klinisch gezeigt, dass die schwellennahe Bestrahlung für selektive RPE-Effekte unbedingt erforderlich ist, da es ansonsten zu Schädigungen an der Netzhaut kommt.
Erste Ergebnisse von Untersuchungen des Erfinders zeigten an einzelnen Patienten Behandlungsenergieschwellen zwischen 200 und 350 μJ pro Puls, die Schwellen zur Netz- hautschädigung (optische Sichtbarkeit der Effekte) lagen bei 300 μJ an den Arealen mit niedriger Schwelle. Das heißt Pulsenergie, die an bestimmten Arealen zu keinen Effekten führen, resultieren in anderen Arealen bereits in sichtbaren Netzhautschäden.
Es ist deshalb erwünscht, eine Steuerung des Behandlungslasers so vorzunehmen, dass eine Bestrahlung sehr dicht oberhalb der Schwelle für RPE-Schäden möglich ist, zur Minimierung des Risikos schwerwiegender Nebenwirkungen. Dabei soll eine mehrmalige Strahlungs-Applikation pro Bestrahlungsort vermieden werden. Der Arzt soll nur einmal applizieren müssen und sich sicher sein können, dass die gewollten RPE-Effekte eintreten.
Aufgabe der Erfindung ist demzufolge, ein Verfahren zum Betreiben eines Bestrahlungslasers anzugeben, bei dem Laserpulsfolgen oder sich verändernde längere Pulse während des Applizierens dergestalt modifiziert werden, daß die Vergleichbarkeit erfaßter Transienten gewahrt bleibt.
Die Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Hauptanspruches. Die Unteransprüche geben vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung an.
Die Arbeit des Aufsuchens einer therapeutisch wirksamen Pulsenergie braucht nicht mehr separat durchgeführt werden. Von einer Effektivität der Behandlung kann zuverlässig ausgegangen werden. Dies ist insbesondere wesentlich für die Verbreitung solcher Behandlungslaser in jede Augenarztpraxis, wo die oben genannten Methoden zur Erfolgskontrolle nicht oder nur mit großem Aufwand durchgeführt werden könnten bzw. ansonsten eine spezielle Ausbildung des Arztes zur Laserregelung erforderlich wäre.
Erfindungsgemäß wird weiter ein Verfahren bereitgestellt, das die zentralen Eckpunkte für ein maschinenimplementierbares Programm zur Steuerung des Lasers formuliert. Es wird vorteiilhafterweise ein Laser mit Dosimetriesteuerung verwendet, der eine Einrichtung zur Erfassung einer thermisch induzierten Blasenbildung in bestrahlten Gewebe und zur Nutzung des Signals zur Steuerung des Lasers aufweist. Die Einrichtung zur Erfas- sung der Blasenbildung kann ein Druckwandler sein oder ein piezokeramischer Drucksensor wird als Einrichtung zur Erfassung von Drucktransienten vorgesehen. Es ist aber auch möglich, dass die Einrichtung zur Erfassung der Blasenbildung ein Photodetektor ist.
Besonders Laser mit einem integrierten an das ophthalmologische Applikationsinstrument adaptierten, kompakten Faserinterferometer eignen sich.
Eine im Laserstrahlverlauf angeordnete Abschwächungseinheit zur schnellen Verringerung der auf bestrahltes Gewebe aufgebrachten Laserleistung ermöglicht vergleichbare Verhältnisse bei den erfaßten Transienten.
Um nun ein Verfahren zum Betreiben eines Lasers zur Applikation einer Pulsfolge oder eines langen Pulses mit sich stufenweise erhöhender Leistung anzugeben, muß gleichzeitig eine Erfassung von etwaiger Mikrovaporisation am bestrahlten Gewebe, d.h. Detekti- on der Blasenbildung erfolgen, die sich auf die Applikation wenigstens einer weiteren, gegenüber der ersten veränderten Pulsfolge, nachdem erstmals Blasenbildung festgestellt wurde, auswirkt. Dabei sollen die Teilsequenzen oder Einzelpulse je eine Dauer zwischen 0,05 und 50 Mikrosekunden besitzen und die applizierte Leistung durch Variation der Dauer der Einzelpulse oder der Folgerate der Einzelpulse geregelt werden.
Dabei ergeben sich die zwei Möglichkeiten zur Bestrahlung eines Gebietes 1) Betreiben eines Lasers durch Applizieren eines langen das gesamte Gebiet abdeckenden Pulses steigender Leistung bei gleichzeitigem Erfassen von etwaiger Mikrovaporisation am bestrahlten Gewebe, und Beenden des Pulses mit anderer Leistung sobald erstmals Blasen- bildung festgestellt wird und 2) Applizieren eines andauernden Laserstrahls, der mittels
Ablenkeinrichtungen ein Abtastmuster jeweils nur ein Teilgebiet der Gewebefläche abdeckend durchführt, bei gleichzeitigem Erfassen von Mikrovaporisation am bestrahlten Gewebe, und Modulation der Leistung des Lasers derart, dass größtenteils dicht oberhalb der Blasenbildungsschwelle appliziert wird. Zur Erfassung der Blasenbildung und der einhergehenden Änderung der Reflektivität des Gewebes interferometrisch über eine Veränderung optischer Weglängen (Brechungsindex) erfasst wird.
Dabei kann durch Beleuchtung des untersuchten Gewebes mit einer leistungsschwachen Probelichtquelle, insbesondere eines Lasers, der eine wesentlich andere Wellenlänge als die der therapeutisch wirksamen Laserpulsfolge aufweist, wobei wenigstens ein Farbfilter vor dem Detektor die Erfassung von Behandlungslichtwellenlängen unterdrückt.
Dieser Probelichtstrahl wird dem Behandlungslichtstrahl vorteilhafterweise nachgeführt.
Erfindungsgemäß wird nun vorgeschlagen, bei dem Verfahren zum Betreiben eines Bestrahlungslasers, zunächst Laserpulsfolgen endlicher Dauer („Bursts"), jeweils umfas- send wenigstens zwei zeitlich nacheinander applizierte Teilpulsfolgen umfassend mindestens je einen Puls zu applizieren, wobei eine erste Teilpulsfolge ausgehend von einem vorbestimmten geringen Pulsenergieniveau monoton steigende Pulsenergie aufweist, und wobei eine zweite Teilpulsfolge im wesentlichen konstante Pulsenergie im Bereich des Endwertes der ersten Pulsfolge aufweist; dabei etwaige Blasenbildung am Bestrahlung- sort während des Applizierens der ersten Teilpulsfolge zu erfassen, und die erste Pulsfolge zu beenden und die zweite Pulsfolge zu beginnen, sobald Blasenbildung im Gewebe festgestellt wird.
Es können aber auch Teilpulsfolgen verwandt werden, so daß etwa mit drei Teilpulsfol- gen endlicher Dauer, jeweils umfassend wenigstens drei zeitlich nacheinander applizierte
Teilpulsfolgen umfassend mindestens je einen Puls gearbeit wird, wobei die erste Teilpulsfolge konstante Pulsenergie unterhalb der zur Schädigung des biologischen Gewebes benötigten Pulsenergieschwelle aufweist, die zweite Teilpulsfolge ausgehend vom Pulsenergieniveau der ersten Teilpulsfolge monoton steigende Pulsenergie aufweist, die dritte Teilpulsfolge im Wesentlichen konstante Pulsenergie im Bereich des Endwertes der zweiten Pulsfolge aufweist, und etwaige Blasenbildung im biologischen Gewebe am Bestrahlungsort während des Applizierens der ersten und zweiten Teilpulsfolge erfaßt wird, so daß eine Beendigung der zweiten Pulsfolge und der Begin der dritten Pulsfolge erfolgt, sobald erstmals Blasenbildung im Gewebe festgestellt wird.
Diese dritte Teilpulsfolge kann eine Mehrzahl von Pulsen umfassen, deren Pulsenergie geringfügig unterhalb des Endwertes der zweiten Teilpulsfolge liegt.
Alternativ können die Teilpulsfolge eine zunächst konstante Pulsrate derart aufweisen, dass die pro Zeiteinheit applizierte Gesamtenergie nicht zur Schädigung des biologischen Gewebes ausreicht, die zweite Teilpulsfolge ausgehend vom Pulsratenniveau der ersten
Teilpulsfolge eine monoton steigende Pulsrate aufweist, und die dritte Teilpulsfolge im Wesentlichen eine Pulsrate im Bereich des Endwertes der zweiten Pulsfolge aufweist, so daß ein Erfassen etwaiger Blasenbildung im biologischen Gewebe am Bestrahlungsort während des Applizierens der ersten und zweiten Teilpulsfolge, und ein Beenden der zweiten Pulsfolge und Beginnen der dritten Pulsfolge erfolgt, sobald erstmals Blasenbildung im Gewebe festgestellt wird.
Dabei sollte ein die Blasenbildung indizierendes Messsignal während der ersten Teilpulsfolge für jeden Bestrahlungsort neu kalibriert werden, und die Laserpulsfolgen vorteil- hafterweise Pulsdauern zwischen 0,05 und 50 Mikrosekunden aufweisen.
Aber auch das Applizieren eines kontinuierlich emittierenden Laserstrahls, der über einen steuerbaren Deflektor auf eine Vielzahl von Bestrahlungsorten auf dem biologischen Gewebe nacheinander gelenkt wird, wobei sich die Ablenkung des Laserstrahls peri- odisch wiederholt ist möflich, wenn etwaiger Blasenbildung im biologischen Gewebe an den Bestrahlungsorten, während die Laserleistung monoton erhöht wird, erfaßt wird, und eine Reduktion der Laserleistung nach einer vorgegebenen Wirkzeit, die beginnt, sobald erstmals Blasenbildung im Gewebe festgestellt wird, erfolgt.
Dabei sollte die emittierte Laserleistung resonatorextern abgeschwächt bzw. durch Rücknahme der Abschwächung gesteigert werden. Diese Abschwächung kann z.B. durch das Ansteuern eines Polarisators erfolgen.
Das Verfahren zum Betreiben eines biologisches Gewebe bestrahlenden Laserskann auch durch Applizieren eines einzelnen Laserpulses von bis zu 50 Mikrosekunden Pulsdauer, dessen Pulsenergie während einer ersten Zeitspanne seines Aussendens monoton ansteigt und während einer zweiten Zeitspanne seines Aussendens im Wesentlichen konstant bleibt, Erfassen etwaiger Blasenbildung im biologischen Gewebe am Bestrahlungsort während der ersten Zeitspanne des Aussendens des Laserpulses, und Abbrechen des La- serpulses nach einer vorgegebenen Wirkzeit, die beginnt, sobald erstmals Blasenbildung im Gewebe festgestellt wird, angegeben werden. Dabei sollte der Laserpuls mit einem gütegeschalteten Laser erzeugt werden, der eine Pulsformkontrolle erlaubt, damit auch eine Blasenbildung im Gewebe durch das Aufzeichnen von durch das Gewebe laufenden Drucktransienten, die vom Ort der Blasenbildung ausgehen, oder eine einhergehende Änderung der Reflektivität des Gewebes erfasst werden kann. Die Blasenbildung kann aber auch interferometrisch über eine Veränderung optischer Weglängen (Brechungsindex) erfaßt werden, wobei dies durch Beleuchtung des untersuchten Gewebes mit einer leistungsschwachen Probelichtquelle, insbesondere einem Laser, der eine wesentlich andere Wellenlänge als die des therapeutisch wirksamen Lasers aufweist erfogen kann. Ein Farbfilter vor dem Detektor sollte dabei die Erfassung von Behandlungslichtwellenlängen unterdrücken.
Vorgeschlagen wird, daß das Probelicht mit demselben Deflektor wie das Behandlungslicht derart abgelenkt wird, dass der Beleuchtungsort des Probelichts dem Bestrahlungsort des Behandlungslichts folgt.
Weitere Vorteile und Merkmale der Erfindung werden anhand der Vorgehensweise und anhand der Zeichnung erläutert. Dabei zeigt :
Fig. 1 eine Übersichtsskizze eines Ausführungsbeispiels für eine optoakustische Messung an einem Auge,
Fig. 2 Meßergebnisse in Kurvenform die die Superposition der Drucktransienten unterhalb (A) und oberhalb (B) der Schwellenergie zur Blasenbildung verdeutlichen, wobei Zeit auf der x-Achse und Druck in willkürlichen Einheiten auf der y- Achse aufgetragen sind (jeweils dreißig Spuren),
Fig. 3a ein Beispiel für eine ansteigende Pulsenergiefolge
Fig. 3b ein weiteres Beispiel für eine ansteigende Pulsenergiefolge
Fig. 3c ein Beispiel eines nicht weiter Anhebens der Pulsenergie ab Detektion,
Fig. 3e ein Beispiel für die Veränderung des Impulsabstandes, Fig. 3f ein Beispiels einer Ein-Puls-Bestrahlung, Aus Fig. 1 ist ersichtlich, dass das ophthalmologische Behandlungssystem im Prinzip aus drei Komponenten besteht: aus einem Laser 10, aus einer Detektionseinheit 12 zur Messung der Bestrahlungswirkung im Gewebe sowie aus einer Auswerte- und Steuereinheit, die wenigstens einen programmierbaren Mikroprozessor 14, insbesondere einen PC, und gewöhnlich auch einen Verstärker 16 für die Detektorsignale umfasst. Bezugszeichen 18 steht für eine Schlitzlampe, 20 für eine optoakustische Kontaktlinse und 20 für das zu behandelnde Auge.
Konkret ist in Fig. 1 die Messung von Drucktransienten mit einem Piezodetektor 12 aus
PZT (Bleizirkoniumtitanat) vorgesehen, weil für diesen Aufbau bereits gesicherte Erkenntnisse vorliegen.
Im Prinzip ist eine Vielzahl alternativer Verfahren zum Nachweis von Blasenbildung im bestrahlten Gewebe denkbar, wobei besonders rein optische zu bevorzugen sind. So ändert sich beispielsweise bei der Blasenbildung die Reflektivität des Gewebes erheblich, wenn zusätzliche Grenzflächen Flüssigkeit/Gasphase erstmals in Erscheinung treten. Dies kann durch direkte Messung der reflektierten Lichtintensität festgestellt werden, wobei man vorzugsweise einen leistungsschwachen Probelaser parallel zum Behand- lungslaser einsetzen würde. Beide Laser sollten bevorzugt unterschiedliche Wellenlängen emittieren, so dass mittels eines farbselektiven Filters nur das Probelicht, das selbst möglichst wenig vom Gewebe absorbiert wird, zur Detektionseinheit (Photorezeptor, z.B. CCD) gelangt.
Eine weitere Möglichkeit ist die interferometrische Messung der Blasenbildung, bei der die Laufzeit des Laserlichts innerhalb der RPE-Zellschicht ermittelt wird. Das Auftreten von Gasblasen ändert den Brechungsindex der Schicht besonders deutlich. Von den beiden Grenzflächen der typisch 300 μm dicken RPE-Schicht rückgestreutes Licht besitzt einen Gangunterschied, dessen Änderung mit einem Interferometer festgestellt werden kann.
Im folgenden beschränkt sich die Erläuterung der Erfindung auf die optoakustische Gewebeantwort, d.h. auf aufnehmbare Drucktransienten.
Fig. 2 (A) und (B) zeigen je die Überlagerung von 30 aufgezeichneten Drucktransienten für 30 gleichförmige Laserpulse, die während eines Laserbursts emittiert werden. Liegt die Pulsenergie unter der Blasenbildungsschwelle, so zeigen alle Transienten praktisch identischen Verlauf (A). Ursache ist die thermoelastische Expansion des Gewebes unter Bestrahlung, wobei das Gewebe nach Pulsende offenbar in seinen Ausgangszustand zurückkehrt. Der Transientenverlauf ändert sich auch dann nicht wesentlich, wenn höhere Pulsenergien - immer noch unterhalb der Schwelle - benutzt werden.
Es empfiehlt sich, die gemessenen Amplituden der Transienten jeweils durch die Pulsenergie zu teilen und so das elektrische Messsignal für verschiedene Pulsenergien zu normieren. Reicht die Pulsenergie hingegen zur Blasenbildung aus, bewirkt der statisti- sehe Charakter der Verdampfung einen jeweils anderen Verlauf der Transienten von Puls zu Puls, auch dann, wenn die Pulse stets dieselben Merkmale besitzen (B). Aus dieser Eigenschaft des Ensembles der Messsignale kann mittels einer gängigen Rechneranalyse nach dem Burst festgestellt werden, ob eine RPE-Schädigung durch thermische Disrupti- on eingetreten ist oder nicht.
Um nun mehrfaches Applizieren der Laserstrahlung auf dieselbe Stelle der Netzhaut ü- berflüssig zu machen, wird das erfindungsgemäße Lasersysteme dafür ausgelegt, die Pulsenergie innerhalb eines einzigen Bursts zu verändern, im wesentlichen zu steigern. Mit Hilfe der oben genannten Normierung der Signale kann der Signalvergleich für auf- einander folgende Pulse unterschiedlicher Energie auch in Echtzeit kontinuierlich durchgeführt und zur Entscheidung benutzt werden, ob der nächste Puls eine etwas höhere Energie besitzen soll oder nicht. Die benötigte Geschwindigkeit der Signalverarbeitung stellt mit heutigen GHz-Prozessoren keine große Herausforderung mehr dar.
Das Variieren der Pulsenergie lässt sich bevorzugt durch resonatorexterne Abschwächung des Behandlungslichts in einer Abschwächungseinheit realisieren. So kann die in der Regel polarisierte Laserstrahlung durch einen zweiten von der Steuereinheit verstellbaren Polarisator, dem ein fester Polarisationstrahlteiler folgt, kontrolliert abgedunkelt werden. Elektrisch schaltbare Polarisatoren mit ausreichender Schaltgeschwindigkeit und Präzision sind verfügbar, z.B. Pockelszellen. Auch akusto-optische Modulatoren, die polarisationsunabhängig arbeiten, sind einsetzbar.
Es ist hier zu betonen, dass das Verändern der Pulsenergie durch eine Regelung der
Pumpleistung nachteilig ist, da sie in der Regel zugleich die Pulsform beeinflusst, was nur durch aufwendige Elektronik vermeidbar ist. Bei Änderung der Pulsform werden auch die Drucktransienten jeweils andere Verläufe zeigen, selbst wenn keine Blasenbildung stattfindet.
Es sind eine Reihe von Strategien denkbar, in welcher Weise die Pulsenergie dem Messbefund (Mikrovaporisation: ja oder nein) anzupassen ist. Der Einfachheit halber wird im Weiteren davon ausgegangen, dass Signalbewertung und Energieregelung jeweils zwischen zwei Einzelpulsen stattfinden. Dies ist sicherlich eine bevorzugte Ausführung des Verfahrens, doch können im Prinzip anstelle der Einzelpulse auch mehrpulsige Teilsequenzen des gesamten Laserbursts pro Anpassungszyklus berücksichtigt werden.
Fig. 3 stellt exemplarisch eine Auswahl von Regelstrategien grafisch dar, Fig. 3a-e jeweils für repetierend gepulste Bestrahlung, Fig. 3f für eine Ein-Puls-Bestrahlung, Fig. 3 g für eine scannende Anwendung. Der Pfeil nach unten (D) in den Abbildungen markiert jeweils den Puls, bei dem die Blasenbildung nachgewiesen wird, der Pfeil nach oben (D) den Zeitpunkt wo keine Messung der Mikroblasen mehr erfolgt.
Allen Strategien ist gemein, dass eine monoton ansteigende Rampe der Laserleistung verfolgt wird, die erst endet, sobald Mikrovaporisation auftritt. Beispielsweise wird bei Strategie A nach dem Erkennen der Verdampfung noch ein weiterer Puls etwas höherer Energie appliziert, um sicher therapeutische Wirkung zu erzielen. Der Burst wird danach abgebrochen.
Strategie B beginnt mit einer multiplen Pulssequenz niedriger Energie, um ein besseres Grundsignal unterhalb der Blasenschwelle aufzufinden, aus dem sich die Schwellenergie möglichst zuverlässig ableiten lässt. Der Burst endet konservativ beim ersten Anzeichen von Gasblasen, d.h. Strategie B ist die der maximalen Vorsicht.
Strategie C ist demgegenüber maximal wirksam, indem man dem ersten Puls mit Mikrovaporisation gleich eine Reihe weiterer mit derselben Energie hinterherschickt.
Strategie D ist hier etwas rücksichtsvoller, indem die Pulsenergie nach dem Schwellpuls (Pfeil) geringfügig reduziert wird. Dies entspricht der Erkenntnis, dass bei repetierender Bestrahlung therapeutische Schäden mit kleineren Pulsenergien zu erzielen sind als bei Einzelpulsen. In Strategie E wird die Pulsleistung konstant gehalten, jedoch die mittlere Leistung durch Erhöhung der Pulsfolgerate gesteigert. Hierbei wird das RPE gezielt etwas erwärmt, wodurch die restliche Pulsenergie, die zur Verdampfungstemperatur führt, stetig kleiner wird. Wird diese erreicht, hält man die Pulsfolgerate konstant. Diese Lösung zeichnet sich besonders durch ihre einfache Implementierung aus, da lediglich der Frequenzgeber angesteuert werden muss und keine schnelle Hochspannungselektronik nötig ist. In Messungen zeigte sich, dass die Pulsform und Energie bis zu Pulsfolgeraten von 500 Hz unverändert bleibt.
Die geschilderten Strategien lassen sich alle ohne Aufwand in die Mikroelektronik der
Steuereinheit implementieren und können dort auch parallel als wählbare Optionen gespeichert vorliegen, die per Knopfdruck durch den Arzt aufgerufen werden.
Weitere Fortbildungen können in der Art der Leistungssteigerung liegen, die in Fig. 3a-d beispielhaft linear gewählt ist. Auch eine geometrische Progression (z.B. Anstieg um jeweils 5 %) der Leistung oder irgendeine andere Wachstumsvorschrift kommen in Frage, solange zugleich das deutliche Überschreiten der Schwellenergie vermieden wird.
Bei Umsetzung der Strategien C oder D kann es zudem sinnvoll sein, die Anzahl der the- rapeutisch wirksamen Pulse nach Erreichen der Verdampfungsschwelle bei jedem Burst gleich einzurichten, insbesondere einer vorab programmierten Vorgabe durch den behandelnden Arzt folgend.
Die bevorzugte Ausführungsform des gesteuerten Lasersystems umfasst einen gütege- schalteten Laser, der bei Aktivierung eine Pulsfolge variabler Pulsenergie mit wenigen
Mikrosekunden Pulsdauer emittiert. Eine halbe Mikrosekunde entspricht ungefähr der thermischen Relaxationszeit der bestrahlten Melanosomen, 50 μs etwa der des RPE, d.h. die durch Bestrahlung erzeugte lokale Erwärmung in kürzeren Applikationszeiten als der Relaxationszeit zieht keine signifikant erhöhten Temperaturen nach sich, die zu einer Schädigung angrenzenden Gewebes führen könnten.
Demnach kann auch ein langer Einzelpuls, z.B. von 50 μs Pulsdauer, den schonenden
Therapieeffekt erzielen, wenn die Pulsleistung erst im Verlauf seines Aussendens den o- bigen Strategien entsprechend ansteigt (Fig. 3f). Wichtig ist, den langen Puls kurz nach dem Eintreten von Blasenbildung abzuschalten. Die Energierampe wird dann bei jedem Eine weitere Ausführungsform der Erfindung umfasst einen cw-(engl. Abkürzung für continuous wave, einen fortlaufend emittierenden)-Laser. dessen Licht mit Hilfe eines optoakustischen Deflektors kontrolliert abgelenkt und scannend über die gesamte Netzhaut geführt wird. Die Abtastrate des Scanners bestimmt hier die Repetitionsrate des „quasi -gepulsten" Lichts auf jedem Punkt der Retina. Das Licht eines zweiten, leistungsschwachen Probelasers wird durch den Modulator so abgelenkt, dass sein Auftreffpunkt auf der Netzhaut dem des Behandlungslasers unmittelbar folgt. Die Leistung des Behandlungslichts wird während des Scans gesteigert, bis sich anhand des rückgestreuten Behandlung- oder Probelichts Blasenbildung erkennen lässt. Die Behandlungsleistung wird dann nach kurzer Zeit wieder abgesenkt, bis keine Blasenbildung mehr detektiert w rd und der Rampenanstieg beginnt von vorn.
Eine mögliche Strategie hierzu ist in Abb. 3g aufgezeigt. Die Pulsleistung am Ausgang des Behandlungslasers entspricht somit einer durch Rückkopplung modulierten, unre- gelmäßigen Sägezahn-Funktion. Selbstverständlich sind auch zahlreiche weitere Variationen bei diesem Aufbau denkbar.
Das vorgestellte Verfahren garantiert durch das messtechnische Erfassen von Gewebeverdampfung, dass bei der lasergestützten Thermotherapie beabsichtigte Gewebeschä- den, insbesondere am Augenhintergrund, beim Applizieren gepulster Laserstrahlung eintreten. Zugleich ist durch die vorgeschlagene Regelvorschrift am Beispiel für repetierend gepulste Bestrahlung (Flussdiagramm Fig. 4) sichergestellt, dass das Lasersystem automatisch die minimal notwendige Laserleistung aufsucht und anwendet. Ähnliche Algorithmen sind auch für Einzelpuls oder scannende Bestrahlung anwendbar.
In der Anwendung auf das Retinale Pigmentepithel (RPE) kann hierdurch Schaden an nicht zu behandelnden Zellen, insbesondere an Photorezeptoren, ohne das aktive Eingreifen des Arztes zwecks Dosimetriekontrolle vermieden werden.
Der verwendete Laser ist demzufolge mit einer Dosiemetrie Steuerung versehen zur Abgabe von zeitlich begrenztem Laserlicht gesteuert durch eine Einrichtung zur Erfassung einer thermisch induzierten Bläschenbildung und den einhergehenden Dichteschwankungen und Reflektivitätsänderungen im bestrahlten Gewebe. Diese Dichteschwankung kann durch einen Schallwandler optoakustisch erfaßt werden. Ein piezokerami scher Drucksen- sors ist besonders geeignet. Zur Erfassung der Dichteschwankungen, die die Reflektivität des Gewebes verändern, kann zum einen die Änderung der Intensität (Brechungsindex- durch einen Schallwandler optoakustisch erfaßt werden. Ein piezokeramischer Drucksensors ist besonders geeignet. Zur Erfassung der Dichteschwankungen, die die Reflektivität des Gewebes verändern, kann zum einen die Änderung der Intensität (Brechungsindexsprung) direkt mit einer Photodiode erfasst und ausgewertet werden. Zum anderen kann das Aufschwingen der Blase über eine Veränderung optischer Weglängen interferome- trisch erfasst werden, was den Vorteil der Streulichtunterdrückung aus dem Auge bietet und Zusatzinformationen über die Größe und Ausdehnung der Blase ergibt.
Zur schnellen Steuerung der Leistung ist im Laserstrahlverlauf bevorzugt eine Strahlab- Schwächungseinheit insbesondere zur schnellen Verringerung der auf bestrahltes Gewebe aufgebrachten Laserleistung angeordnet. Alternativ lässt sich bei repetierender Bestrahlung die applizierte mittlere Leistung über die Pulsfolgerate modulieren.
Das erfindungsgemäße Verfahren zum Betreiben eines gepulsten Lasers stellt sich dann wie folgt dar: Applizieren von Pulsfolgen mit sich stufenweise erhöhender Leistung und gleichzeitiges Erfassen von etwaiger Mikrovaporisation am bestrahlten Gewebe und Applizieren weiterer Pulsfolgen im Wesentlichen mit derselben Leistung, bei der erstmals Blasenbildung festgestellt wird. Dabei sind bevorzugt alle Teilsequenzen der Pulsfolge gleich lang und bestehen vorzugsweise aus einzelnen Pulsen, wobei die Teilsequenzen oder Einzelpulse je eine Dauer zwischen 50 Nanosekunden und 50 Mikrosekunden besitzen.
Der Laser mit Dosimetriesteuerung kann zur Erfassung der Blasenbildung auch mit einem ein Photodetektor versehen sein oder es können sogar eine Detektorzeile und Licht- leiter zum Aufbau eines integrierten Interferometers vorgesehen werden. Bevorzugt sind hierfür kompakte, an das ophthalmologische Applikationsinstrument adaptierte Faserin- terferometer geeignet.
Bei Beleuchtung des untersuchten Gewebes zur Detektion der Blasenbildung mit einer leistungsschwachen Probelichtquelle, insbesondere eines Lasers, der eine wesentlich andere Wellenlänge als die der therapeutisch wirksamen Laserpulsfolge aufweist, kann dabei über ein Farbfilter vor dem Detektor die Erfassung von Behandlungslichtwellenlängen unterdrückt werden. Weiter kann statt einer Pulsfolge auch ein langer Puls mit kontinuierlich steigender Leistung bei gleichzeitigem Erfassen von etwaiger Mikrovaporisation am bestrahlten Gewebe verwandt werden, wobei nach Feststellen der Mikrovaporisation der Puls beendet wird.
Femer kann ein cw-Laser, dessen Licht mit Hilfe z.B. eines optoakustischen Deflektors kontrolliert abgelenkt und scannend über die gesamte Netzhaut geführt wird, benutzt werden, wobei die abgegebene Leistung im wesentlichen sägezahnartig variiert wird. Die Mikrovaporisation kann dabei vorzugsweise optisch anhand reflektierten Lichts des Behandlungslasers oder eines in der Wellenlänge anderen Probelasers erfolgen, welcher das die Mikrovaporisation betreffende Areal beleuchtet.

Claims

PATENTANSPRUCHE
1. Verfahren zum Betreiben eines biologisches Gewebe bestrahlenden Lasers, gekennzeichnet durch die Schritte :
- Applizieren von Laserpulsfolgen endlicher Dauer („Bursts"), jeweils umfassend wenigstens zwei zeitlich nacheinander applizierte Teilpulsfolgen umfassend mindestens je einen Puls, wobei eine erste Teilpulsfolge ausgehend von einem vorbestimmten geringen Puls- energieniveau monoton steigende Pulsenergie aufweist, und wobei eine zweite Teilpulsfolge im wesentlichen konstante Pulsenergie im Bereich des Endwertes der ersten Pulsfolge aufweist,
- Erfassen etwaiger Blasenbildung am Bestrahlungsort während des Applizierens der ersten Teilpulsfolge,
Beenden der ersten Pulsfolge und Beginnen der zweiten Pulsfolge, sobald Blasenbildung im Gewebe festgestellt wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die zweite Teilpulsfolge eine Mehrzahl von Pulsen umfasst, deren Pulsenergie geringfügig unterhalb des Endwertes der ersten Teilpulsfolge liegt.
3. Verfahren zum Betreiben eines biologisches Gewebe bestrahlenden Lasers, gekennzeichnet durch die Schritte :
- Applizieren von Laserpulsfolgen endlicher Dauer („Burst") mit konstanter Pulsenergie, jeweils umfassend wenigstens drei zeitlich nacheinander applizierte Teil- pulsfolgen, wobei eine die erste Teilpulsfolge eine konstante Pulsrate derart aufweist, dass die pro Zeiteinheit applizierte Gesamtenergie einen vorbestimmten Schädin- gungsschwellwert nicht erreicht, eine zweite Teilpulsfolge ausgehend vom Pulsratenniveau der ersten Teilpulsfolge eine monoton steigende Pulsrate aufweist, eine dritte Teilpulsfolge im Wesentlichen eine Pulsrate im Bereich des Endwertes der zweiten Pulsfolge aufweist,
Erfassen etwaiger Blasenbildung am Bestrahlungsort während des Applizierens der ersten und zweiten Teilpulsfolge,
Beenden der zweiten Pulsfolge und Beginnen der dritten Pulsfolge, sobald erstmals Blasenbildung am Bestrahlungsort festgestellt wird.
4. Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein die Blasenbildung indizierendes Messsignal während der ersten Teilpulsfolge für jeden Bestrahlungsort neu kalibriert wird.
5. Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Laserpulsfolgen Pulsdauem zwischen 0,05 und 50 Mikrosekunden aufweisen.
6. Verfahren zum Betreiben eines biologisches Gewebe bestrahlenden Lasers, gekenn- zeichnet durch die Schritte :
Applizieren eines einzelnen Laserpulses von bis zu 50 Mikrosekunden Pulsdauer, dessen Pulsenergie während einer ersten Zeitspanne seines Aussendens monoton ansteigt und während einer zweiten Zeitspanne seines Aussendens im wesentlichen konstant bleibt, Erfassen etwaiger Blasenbildung im biologischen Gewebe am Bestrahlungsort während der ersten Zeitspanne des Aussendens des Laserpulses,
Abbrechen des Laserpulses nach einer vorgegebenen Wirkzeit, die beginnt, sobald erstmals Blasenbildung im Gewebe festgestellt wird.
Verfahren zum Betreiben eines biologisches Gewebe bestrahlenden Lasers, gekennzeichnet durch die Schritte :
Applizieren eines kontinuierlich emittierenden Laserstrahls, der über einen steuerbaren Deflektor auf eine Vielzahl von Bestrahlungsorten auf dem biologischen Gewebe nacheinander gelenkt wird, wobei sich die Ablenkung des Laserstrahls periodisch wiederholt,
Erfassen etwaiger Blasenbildung im biologischen Gewebe an jedem der Bestrahlungsorte, während die Laserleistung monoton erhöht wird,
Beibehaltung der Laserleistung über eine vorgegebene Wirkzeit, sobald erstmals Blasenbildung im Gewebe festgestellt wird,
Steuerung des Deflektors derart, das die Bestrahlzeit eines jeden einzelnen Bestrah- lungsortes solange bei jeder Wiederholung verkürzt wird, wie Blasenbildung am jeweiligen Bestrahlungsort beobachtet wird.
8. Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die emittierte Laserstrahlung außerhalb des Resonators zur Regelung einer steuerbaren Abschwächung unterworfen wird.
9. Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass vorbestimmte Laserpulse einer Pulsformkontrolle unterliegen, die an einem gütegeschalteten Laser vorgenommen wird.
10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass zur Erfassen der Blasenbildung die einhergehende Phasenänderung erfasst wird.
11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Blasenbildung interferometrisch über eine Veränderung optischer Weglängen (Brechungsindex) erfaßt wird.
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AT04762360T ATE513523T1 (de) 2003-07-11 2004-07-09 Laser zur bestrahlung biologischen gewebes
EP04762360A EP1643924B1 (de) 2003-07-11 2004-07-09 Laser zur Bestrahlung biologischen Gewebes
JP2006517960A JP2007506472A (ja) 2003-07-11 2004-07-09 レーザーの操作方法
CA002532233A CA2532233A1 (en) 2003-07-11 2004-07-09 Method for operation of a laser
AU2004257388A AU2004257388A1 (en) 2003-07-11 2004-07-09 Method for operation of a laser
US11/327,939 US7836894B2 (en) 2003-07-11 2006-01-09 Phototherapy method for irradiating biological tissue with a series of laser pulse sequences
IL173066A IL173066A (en) 2003-07-11 2006-01-10 Apparatus for applying laser irradiation at tissue

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IL (1) IL173066A (de)
WO (1) WO2005007002A1 (de)

Cited By (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20070056596A1 (en) * 2005-08-31 2007-03-15 Alcon, Inc. Pulse manipulation for controlling a phacoemulsification surgical system
WO2007041304A1 (en) * 2005-09-29 2007-04-12 Alcon, Inc. Variable continuous wave laser
WO2008015175A1 (en) * 2006-08-02 2008-02-07 Technolas Gmbh Ophthalmologische Systeme Method and apparatus for calculating a laser shot file for use in an excimer laser
JP2008029833A (ja) * 2006-06-30 2008-02-14 Alcon Inc レーザを自動斬増するための装置およびその方法
DE102007052103A1 (de) 2007-10-31 2009-05-07 Medizinisches Laserzentrum Lübeck GmbH Vorrichtung zur schonenden Lasertherapie der Retina
EP2079383A2 (de) * 2006-11-10 2009-07-22 Optimedica Corporation System und verfahren zur bestimmung der dosimetrie in einem ophthalmischen lichtmedikament
US8303578B2 (en) 2005-09-27 2012-11-06 Technolas Perfect Vision Gmbh System and method for the treatment of a patients eye working at high speed
US8388610B2 (en) 2008-06-16 2013-03-05 Technolas Perfect Vision Gmbh Treatment pattern monitor
AU2011203543B2 (en) * 2006-11-10 2013-03-14 Topcon Medical Laser Systems, Inc. System and method for determining dosimetry in ophthalmic photomedicine
WO2013057175A1 (de) * 2011-10-20 2013-04-25 Carl Zeiss Meditec Ag Ophthalmologisches lasersystem und verfahren zum durchtrennen von augengewebe
US8475438B2 (en) 2006-11-10 2013-07-02 Lars Michael Larsen Method and apparatus for non- or minimally disruptive photomanipulation of an eye
WO2013107468A1 (en) * 2012-01-18 2013-07-25 Wavelight Gmbh Adjusting laser energy in accordace with optical density
US8556886B2 (en) 2008-08-01 2013-10-15 Gerhard Youssefi Combination of excimer laser ablation and femtosecond laser technology
EP2907471A1 (de) * 2014-02-13 2015-08-19 Fotona d.d. Lasersystem und Verfahren zum Betreiben des Lasersystems
US9345620B2 (en) 2008-10-30 2016-05-24 Gerhard Youssefi Apparatus and method for providing a laser shot file
WO2017174785A1 (de) * 2016-04-08 2017-10-12 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren zur minimal invasiven, zellselektiven lasertherapie am auge
US9849034B2 (en) 2011-11-07 2017-12-26 Alcon Research, Ltd. Retinal laser surgery
EP3915336B1 (de) * 2019-01-22 2023-11-08 Meridian AG Treiberschaltung, verfahren zur laseransteuerung, sowie ophthalmologische laserbehandlungsvorrichtung

Families Citing this family (53)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2001091661A1 (en) 2000-06-01 2001-12-06 The General Hospital Corporation Selective photocoagulation
DE10331792A1 (de) * 2003-07-11 2005-02-17 Medizinisches Laserzentrum Lübeck GmbH Laser mit Dosiemetriesteuerung
US7771417B2 (en) 2005-02-24 2010-08-10 Iridex Corporation Laser system with short pulse characteristics and its methods of use
DE102005032041A1 (de) * 2005-07-08 2007-01-18 Carl Zeiss Meditec Ag Vorrichtung und Verfahren zum Ändern einer optischen und/oder mechanischen Eigenschaft einer in ein Auge implantierten Linse
US9889043B2 (en) 2006-01-20 2018-02-13 Lensar, Inc. System and apparatus for delivering a laser beam to the lens of an eye
US8262646B2 (en) 2006-01-20 2012-09-11 Lensar, Inc. System and method for providing the shaped structural weakening of the human lens with a laser
US9545338B2 (en) 2006-01-20 2017-01-17 Lensar, Llc. System and method for improving the accommodative amplitude and increasing the refractive power of the human lens with a laser
US10842675B2 (en) 2006-01-20 2020-11-24 Lensar, Inc. System and method for treating the structure of the human lens with a laser
US8147484B2 (en) 2006-10-23 2012-04-03 Biosense Webster, Inc. Apparatus and method for monitoring early formation of steam pop during ablation
CA2667673C (en) * 2006-10-25 2016-08-23 Ellex R&D Pty Ltd Retinal regeneration
DE102007003600B4 (de) 2007-01-18 2009-06-10 Universität Zu Lübeck Laserdosimetrie für die Optoperforation einzelner Zellen
CA2688564C (en) * 2007-05-30 2015-02-03 Ellex R & D Pty Ltd Retinal rejuvenation laser
US8486055B2 (en) * 2007-06-26 2013-07-16 Bausch & Lomb Incorporated Method for modifying the refractive index of ocular tissues
US8403862B2 (en) * 2007-12-20 2013-03-26 Yeda Research And Development Co. Ltd. Time-based imaging
US8480659B2 (en) 2008-07-25 2013-07-09 Lensar, Inc. Method and system for removal and replacement of lens material from the lens of an eye
US8500723B2 (en) 2008-07-25 2013-08-06 Lensar, Inc. Liquid filled index matching device for ophthalmic laser procedures
JP5202739B2 (ja) * 2008-09-09 2013-06-05 メディズィニシェス レーザーゼントラン リューベック ゲーエムベーハー レーザー照射を用いた生体組織の処理装置
KR101018785B1 (ko) * 2008-11-28 2011-03-03 삼성전기주식회사 전자기 밴드갭 구조물 및 회로 기판
US8968280B2 (en) 2009-01-23 2015-03-03 The General Hospital Corporation Dose determination for inducing microcavitation in retinal pigment epithelium (RPE)
US8617146B2 (en) 2009-07-24 2013-12-31 Lensar, Inc. Laser system and method for correction of induced astigmatism
US8382745B2 (en) 2009-07-24 2013-02-26 Lensar, Inc. Laser system and method for astigmatic corrections in association with cataract treatment
AU2010275482A1 (en) 2009-07-24 2012-02-16 Lensar, Inc. System and method for providing laser shot patterns to the lens of an eye
US8758332B2 (en) 2009-07-24 2014-06-24 Lensar, Inc. Laser system and method for performing and sealing corneal incisions in the eye
CA2769097A1 (en) 2009-07-24 2011-01-27 Lensar, Inc. System and method for performing ladar assisted procedures on the lens of an eye
US20110166560A1 (en) * 2010-01-07 2011-07-07 Solar System Beauty Corporation Skin care laser device
EP2531089B1 (de) 2010-02-01 2023-04-05 LENSAR, Inc. Auf purkinjie-bildern basierende ausrichtung eines saugrings in augenärztlichen anwendungen
USD694890S1 (en) 2010-10-15 2013-12-03 Lensar, Inc. Laser system for treatment of the eye
WO2012051490A1 (en) 2010-10-15 2012-04-19 Lensar, Inc. System and method of scan controlled illumination of structures within an eye
USD695408S1 (en) 2010-10-15 2013-12-10 Lensar, Inc. Laser system for treatment of the eye
US10463541B2 (en) 2011-03-25 2019-11-05 Lensar, Inc. System and method for correcting astigmatism using multiple paired arcuate laser generated corneal incisions
WO2013095695A1 (en) * 2011-04-10 2013-06-27 Vanessa Vera Systems and methods to deliver laser pulses into the eye
US10219946B2 (en) 2012-01-20 2019-03-05 Medizinisches Laserzentrum Luebeck Gmbh Speckle interferometric method and system for detecting a movement of a surface
KR101421653B1 (ko) * 2012-07-13 2014-07-23 주식회사 루트로닉 안과용 치료장치 및 이의 빔 제어방법
KR101435435B1 (ko) 2013-07-25 2014-09-01 주식회사 루트로닉 컨택트 렌즈 및 이를 갖는 안과용 치료장치
ES2749380T3 (es) * 2014-02-28 2020-03-20 Excel Lens Inc Cirugía de cataratas asistida por láser
US10206817B2 (en) 2014-02-28 2019-02-19 Excel-Lens, Inc. Laser assisted cataract surgery
US10231872B2 (en) 2014-02-28 2019-03-19 Excel-Lens, Inc. Laser assisted cataract surgery
US10327951B2 (en) 2014-02-28 2019-06-25 Excel-Lens, Inc. Laser assisted cataract surgery
US20150342678A1 (en) * 2014-05-28 2015-12-03 Institut National D'optique Laser-directed microcavitation
CN105938974B (zh) * 2016-06-08 2019-02-05 北京牙科通医疗科技股份有限公司 一种激光变脉宽保护系统
KR101859571B1 (ko) * 2016-07-27 2018-05-21 주식회사 루트로닉 안과용 치료장치 및 이의 제어방법
US10965093B2 (en) 2017-05-05 2021-03-30 Institut National D'optique Light modulation for improved photoacoustic feedback on light-induced treatments and procedures
WO2019033334A1 (en) 2017-08-17 2019-02-21 Xinova, LLC CONTACT LENSES HAVING BIFOCAL CHARACTERISTICS
US11696952B2 (en) 2017-08-17 2023-07-11 Lutronic Vision Inc. Nanocapsule-based ocular therapy
WO2019033339A1 (en) 2017-08-17 2019-02-21 Xinova, LLC DISPOSABLE CONTACT LENS FOR OPTICAL PROCESSING SYSTEMS
DE102017217375A1 (de) 2017-09-29 2019-04-04 Carl Zeiss Meditec Ag Vorrichtung zur Einspiegelung von Parameter und/oder Bilddaten in den stereoskopischen Beobachtungsstrahlengang ophthalmologischer Geräte
US11554049B2 (en) 2017-10-25 2023-01-17 Lutronic Vision Inc. Distributed acoustic detector system
KR102038008B1 (ko) * 2018-04-03 2019-10-29 주식회사 루트로닉 안과용 치료장치 및 이의 제어방법
US11684514B2 (en) 2018-09-26 2023-06-27 Norlase Aps Direct diode laser module for delivering pulsed visible green laser energy
CN110200585B (zh) * 2019-07-03 2022-04-12 南京博视医疗科技有限公司 一种基于眼底成像技术的激光束控制系统及其方法
DE102021201080B3 (de) * 2021-02-05 2022-04-07 Medizinisches Laserzentrum Lübeck GmbH Lasertherapievorrichtung zur Therapie eines lebenden Gewebes
KR20230096208A (ko) * 2021-12-22 2023-06-30 주식회사 트레숄드 마이크로펄스의 개수 제어를 통한 망막 레이저장치 및 이의 제어방법
CN116421305B (zh) * 2023-06-08 2023-09-15 上海瑞柯恩激光技术有限公司 一种激光手术控制系统、耦合系统及激光手术设备

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3935528A1 (de) * 1989-10-25 1991-05-02 Berlin Laser Medizin Zentrum Verfahren und vorrichtung zur steuerung gepulster lasersysteme in der materialbearbeitung
DE19932477A1 (de) * 1999-07-12 2001-02-08 Med Laserzentrum Luebeck Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Messung von bei gepulster Bestrahlung an einem Material hervorgerufenen Dichteschwankungen
WO2001091661A1 (en) * 2000-06-01 2001-12-06 The General Hospital Corporation Selective photocoagulation
DE10135944A1 (de) * 2001-07-24 2003-02-20 Med Laserzentrum Luebeck Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur nichtinvasiven Bestimmung der Temperatur an mit einer Strahlung, insbesondere Laserstrahlung behandeltem biologischem Gewebe

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3936716C2 (de) * 1989-11-03 1997-09-18 Reginald Prof Dr Birngruber Vorrichtung zur Beeinflussung von Material durch gepulste Lichteinstrahlung sowie Verwendung hierzu
AU8205891A (en) * 1990-06-21 1992-01-07 Phoenix Laser Systems, Inc. Dynamic control of laser energy output
US5302259A (en) * 1991-04-30 1994-04-12 Reginald Birngruber Method and apparatus for altering the properties in light absorbing material
US6325792B1 (en) * 1991-11-06 2001-12-04 Casimir A. Swinger Ophthalmic surgical laser and method
US5549632A (en) * 1992-10-26 1996-08-27 Novatec Laser Systems, Inc. Method and apparatus for ophthalmic surgery
US5549596A (en) * 1993-07-07 1996-08-27 The General Hospital Corporation Selective laser targeting of pigmented ocular cells
DE4401917C2 (de) * 1994-01-24 1998-02-12 Med Laserzentrum Luebeck Gmbh Vorrichtung zur Erzeugung von Laserpulsen mit Pulslängen im Bereich weniger Mikrosekunden
JP3245426B2 (ja) * 1996-04-09 2002-01-15 サイノシュア・インコーポレーテッド 皮膚科学上の被検物を処置するためのアレキサンドライトレーザシステム
US6027515A (en) * 1999-03-02 2000-02-22 Sound Surgical Technologies Llc Pulsed ultrasonic device and method
AU1085801A (en) * 1999-10-14 2001-04-23 Iridex Corporation Therapeutic use of long-pulse laser photocoagulation in combination with other treatment modalities
US6464692B1 (en) * 2000-06-21 2002-10-15 Luis Antonio Ruiz Controllable electro-optical patternable mask, system with said mask and method of using the same
DE10331792A1 (de) * 2003-07-11 2005-02-17 Medizinisches Laserzentrum Lübeck GmbH Laser mit Dosiemetriesteuerung

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3935528A1 (de) * 1989-10-25 1991-05-02 Berlin Laser Medizin Zentrum Verfahren und vorrichtung zur steuerung gepulster lasersysteme in der materialbearbeitung
DE19932477A1 (de) * 1999-07-12 2001-02-08 Med Laserzentrum Luebeck Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Messung von bei gepulster Bestrahlung an einem Material hervorgerufenen Dichteschwankungen
WO2001091661A1 (en) * 2000-06-01 2001-12-06 The General Hospital Corporation Selective photocoagulation
DE10135944A1 (de) * 2001-07-24 2003-02-20 Med Laserzentrum Luebeck Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur nichtinvasiven Bestimmung der Temperatur an mit einer Strahlung, insbesondere Laserstrahlung behandeltem biologischem Gewebe

Non-Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
SCHUELE G ET AL: "OPTOACOUSTIC CONTROL SYSTEM FOR SELECTIVE TREATMENT OF THE RETINAL PIGMENT EPITHELIUM", PROCEEDINGS OF THE SPIE, SPIE, BELLINGHAM, VA, US, vol. 4256, 23 January 2001 (2001-01-23), pages 71 - 76, XP001105006, ISSN: 0277-786X *
SCHUELE G ET AL: "OPTOACOUSTIC DETECTION OF SELECTIVE RPE CELL DAMAGE DURING MUS-LASER IRRADIATION", PROCEEDINGS OF THE SPIE, SPIE, BELLINGHAM, VA, US, vol. 4433, 18 June 2001 (2001-06-18), pages 92 - 96, XP001105007, ISSN: 0277-786X *
SCHUELLE G ET AL: "OPTOACOUSTIC MEASUREMENTS DURING MUS-IRRADIATION OF THE RETINAL PIGMENT EPITHELIUM", PROCEEDINGS OF THE SPIE, SPIE, BELLINGHAM, VA, US, vol. 3914, 22 January 2000 (2000-01-22), pages 230 - 236, XP001105005, ISSN: 0277-786X *

Cited By (36)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20070056596A1 (en) * 2005-08-31 2007-03-15 Alcon, Inc. Pulse manipulation for controlling a phacoemulsification surgical system
US8303578B2 (en) 2005-09-27 2012-11-06 Technolas Perfect Vision Gmbh System and method for the treatment of a patients eye working at high speed
WO2007041304A1 (en) * 2005-09-29 2007-04-12 Alcon, Inc. Variable continuous wave laser
JP2008029833A (ja) * 2006-06-30 2008-02-14 Alcon Inc レーザを自動斬増するための装置およびその方法
US8308716B2 (en) 2006-06-30 2012-11-13 Novartis Ag Apparatus and method for auto-titrating a laser
WO2008015175A1 (en) * 2006-08-02 2008-02-07 Technolas Gmbh Ophthalmologische Systeme Method and apparatus for calculating a laser shot file for use in an excimer laser
US9636256B2 (en) 2006-08-02 2017-05-02 Technolas Perfect Vision Gmbh Method and apparatus for calculating a laser shot file for use in an excimer laser
EP2079383A4 (de) * 2006-11-10 2011-01-05 Topcon Medical Laser Systems Inc System und verfahren zur bestimmung der dosimetrie in einem ophthalmischen lichtmedikament
US8734433B2 (en) 2006-11-10 2014-05-27 Topcon Medical Laser Systems, Inc. System and method for determining dosimetry in ophthalmic photomedicine
US9387123B2 (en) 2006-11-10 2016-07-12 Topcon Medical Laser Systems, Inc. System and method for determining dosimetry in ophthalmic photomedicine
JP2012086090A (ja) * 2006-11-10 2012-05-10 Topcon Medical Laser Systems Inc 眼科用光医学における線量測定を求めるためのシステム
EP2079383A2 (de) * 2006-11-10 2009-07-22 Optimedica Corporation System und verfahren zur bestimmung der dosimetrie in einem ophthalmischen lichtmedikament
US9192518B2 (en) 2006-11-10 2015-11-24 Topcon Medical Laser Systems, Inc. System for treating ophthalmic target tissue using a treatment pattern of lesions
US8336555B2 (en) 2006-11-10 2012-12-25 Topcon Medical Laser Systems, Inc. System and method for determining dosimetry in ophthalmic photomedicine
JP2010508120A (ja) * 2006-11-10 2010-03-18 オプティメディカ・コーポレイション 眼科用光医学における線量測定を求めるためのシステム及び方法
AU2011203543B2 (en) * 2006-11-10 2013-03-14 Topcon Medical Laser Systems, Inc. System and method for determining dosimetry in ophthalmic photomedicine
US9872798B2 (en) 2006-11-10 2018-01-23 Topcon Medical Laser Systems, Inc. System and method for determining dosimetry in ophthalmic photomedicine
US8475438B2 (en) 2006-11-10 2013-07-02 Lars Michael Larsen Method and apparatus for non- or minimally disruptive photomanipulation of an eye
US10603215B2 (en) 2006-11-10 2020-03-31 Topcon Medical Laser Systems, Inc. System and method for determining dosimetry in ophthalmic photomedicine
US10052229B2 (en) 2006-11-10 2018-08-21 Topcon Medical Laser Systems, Inc. System and method for determining dosimetry in ophthalmic photomedicine
WO2009056099A2 (de) * 2007-10-31 2009-05-07 Medizinisches Laserzentrum Lübeck GmbH Vorrichtung zur schonenden lasertherapie der retina
DE102007052103A1 (de) 2007-10-31 2009-05-07 Medizinisches Laserzentrum Lübeck GmbH Vorrichtung zur schonenden Lasertherapie der Retina
WO2009056099A3 (de) * 2007-10-31 2009-07-23 Med Laserzentrum Luebeck Gmbh Vorrichtung zur schonenden lasertherapie der retina
US8388610B2 (en) 2008-06-16 2013-03-05 Technolas Perfect Vision Gmbh Treatment pattern monitor
US8556886B2 (en) 2008-08-01 2013-10-15 Gerhard Youssefi Combination of excimer laser ablation and femtosecond laser technology
US9345620B2 (en) 2008-10-30 2016-05-24 Gerhard Youssefi Apparatus and method for providing a laser shot file
WO2013057175A1 (de) * 2011-10-20 2013-04-25 Carl Zeiss Meditec Ag Ophthalmologisches lasersystem und verfahren zum durchtrennen von augengewebe
US9849034B2 (en) 2011-11-07 2017-12-26 Alcon Research, Ltd. Retinal laser surgery
AU2012366949B2 (en) * 2012-01-18 2015-05-21 Alcon Inc. Adjusting laser energy in accordance with optical density
EP2826447A3 (de) * 2012-01-18 2015-03-04 WaveLight GmbH Anpassen der Laserenergie in Abhängigkeit der optischen Dichte
WO2013107468A1 (en) * 2012-01-18 2013-07-25 Wavelight Gmbh Adjusting laser energy in accordace with optical density
US10736781B2 (en) 2012-01-18 2020-08-11 Alcon Inc. Adjusting laser energy in accordance with optical density
EP2907471A1 (de) * 2014-02-13 2015-08-19 Fotona d.d. Lasersystem und Verfahren zum Betreiben des Lasersystems
WO2017174785A1 (de) * 2016-04-08 2017-10-12 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren zur minimal invasiven, zellselektiven lasertherapie am auge
US10973687B2 (en) 2016-04-08 2021-04-13 Carl Zeiss Meditec Ag Method for minimally invasive, cell-selective laser therapy on the eye
EP3915336B1 (de) * 2019-01-22 2023-11-08 Meridian AG Treiberschaltung, verfahren zur laseransteuerung, sowie ophthalmologische laserbehandlungsvorrichtung

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