LaserStrahlung

Technisches Anwendungsgebiet

Die vorliegende Erfindung betrifft eine

Vorrichtung zur Thermokoagulation mittels Laserstrahlung, die mindestens zwei Laserstrahlquellen mit unterschiedlicher Zentralwellenlänge emittieren, eine Einrichtung zur Überlagerung der Laserstrahlung der Laserstrahlquellen und eine Steuereinrichtung zur

Steuerung der Laserleistung der Laserstrahlquellen aufweist .

Eine derartige Vorrichtung lässt sich beispielsweise für das sog. Lasergewebeschweißen (LTW: laser tissue welding) , das Verbinden von Gewebe unter

Verwendung eines Proteinklebers (LTS: laser tissue soldering) , die Laserfixierung von Wundauflagen, das Kleben von Gefäßen, das Versiegeln von Wundflächen oder die Blutstillung und Koagulation von Weichgewebe einsetzen.

Der Ersatz von Nähten und Klammern durch Lasergewebeschweißen oder -kleben mit oder ohne Zusatz- materialien ermöglicht sofort flüssigkeitsdichte

Verbindungen von Hohlorganen. Der laserunterstützte

Wundverschluss ermöglicht eine keimdichte Versiegelung von Organ- und Körperflächen und liefert ein hervorragendes kosmetisches Ergebnis ohne Narbenbildung durch Stich- und Klammermarken. Stand der Technik

Das Lasergewebeschweißen (LTW) und das Verbinden von Gewebe unter Verwendung von Proteinkleber (LTS) wurden bereits intensiv für unterschiedliche

Anwendungen wie den Verschluss von Hautschnitten, die Fixierung von Wundauflagen, das Verschließen von

Blutgefäßen und das Aufkleben von Pflaster auf

Harnleiter, Blase und Hirnhaut untersucht. In den letzten Jahren wurde LTW in der Augenchirurgie als Ersatz für das Nähen erprobt. LTW beruht auf der

Absorption von Laserstrahlung und der Erwärmung der Gewebe, die oberhalb von Temperaturen von 60 °C zu einer thermischen Koagulation von Proteinen und einer

Vernetzung von Kollagenfasern führt. Werden zusätzlich Proteinlösungen aufgebracht, wird das Verfahren als LTS bezeichnet. Üblicherweise werden die Proteinlösungen aus humanem Serumalbumin (HSA) oder für Tierexperimente aus bovinem Serumalbumin (BSA) , mit einem Massenanteil von 30 bis 45% Albumin gelöst in Wasser, hergestellt.

Für die Thermokoagulation von Gewebe mittels

Laserstrahlung werden bevorzugt Laserstrahlquellen mit Wellenlängen im nahen Infrarotbereich von etwa 780 bis 1064 nm eingesetzt. In diesem Wellenlängenbereich ist die Eindringtiefe im Gewebe relativ hoch, so dass

Gewebsschichten bis zu einigen mm Dicke durchdrungen werden können. Da die Absorption von Proteinlösungen im sichtbaren und infraroten Spektralbereich der

Absorption von Wasser und damit von Gewebe entspricht, ist eine selektive Erwärmung des Klebers ohne gleichzeitige Erwärmung des umliegenden Gewebes kaum möglich. Daher wurde vorgeschlagen, dem Kleber zusätzliche Absorber beizufügen, um die Absorption der Strahlung im Kleber zu erhöhen. Die Konzentration der absorbierenden Chromophore wird dabei so gewählt, dass die optische Eindringtiefe etwa der Dicke der Kleberschicht

entspricht und so eine homogene Koagulation und gute Haftung auf dem Gewebe möglich wird.

Als zusätzlicher Absorber wurde hierbei der

Farbstoff Indocyaningrün (ICG) zum Verschluss von

Hautwunden im Tiermodell untersucht. Allerdings

bestehen starke Vorbehalte in Bezug auf den Einsatz von ICG als extrinsischer Absorber in Proteinklebern, da zelltoxische Wirkungen auftreten könnten, die die

Wundheilung verzögern und Entzündungsreaktionen

hervorrufen können.

Aus diesem Grunde gibt es Überlegungen, durch Wahl anderer Laserwellenlängen eine höhere intrinsische Absorption des Gewebes zu erzielen und so die optische Eindringtiefe an die Schichtdicke des Gewebes

anzupassen. Für eine möglichst gleichmäßige Erwärmung des Gewebes und zur Reduzierung von Temperaturgradienten wird in der US 2007/0179484 AI eine Technik beschrieben, bei der gleichzeitig mehrere Laserstrahl- quellen mit unterschiedlichen Wellenlängen zur

Erwärmung des Gewebes bei der Thermokoagulation

eingesetzt werden. Über einen Infrarot-Detektor wird die Temperatur der Gewebeoberfläche während des

Prozesses gemessen und die Laserstrahlleistung der eingesetzten Laser zur Einstellung und Aufrechterhaltung einer gewünschten Temperatur geregelt. In einem Ausführungsbeispiel wird demonstriert, dass beim gleichzeitigen Betrieb von zwei Lasern unterschied- licher Zentralwellenlänge eine höhere stabile

Temperatur erzielt werden kann als bei Betrieb nur eines Lasers. Eine derartige Technik ist auch in I. Gabay et al . , „ Temperature-Controlled Two-Wavelength Laser Soldering of Tissues", Lasers in Surgery and

Medicine 43:907-913 (2011) beschrieben. Zur Temperaturregelung wird die Laserleistung der beiden Laser dabei in analoger Weise variiert, so dass das Verhältnis der Laserleistungen jeweils gleich bleibt.

Aus WO 2011/143663 A2 ist eine medizinische

Laserbehandlungsvorrichtung bekannt, die mit zwei

Lasern unterschiedlicher Wellenlänge arbeitet und die die Gewebetemperatur mit einem Infrarot-Detektor erfasst.

Darstellung der Erfindung

Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine Vorrichtung zur Thermokoagulation mittels Laserstrahlung anzugeben, mit der eine über die Tiefe möglichst gleichmäßige Thermokoagulation erreicht werden kann.

Die Aufgabe wird mit der Vorrichtung gemäß

Patentanspruch 1 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen der Vorrichtung sind Gegenstand der abhängigen

Patentansprüche oder lassen sich der nachfolgenden Beschreibung sowie dem Ausführungsbeispiel entnehmen. Die vorgeschlagene Vorrichtung zur Thermokoagulation mittels Laserstrahlung weist mindestens zwei Laserstrahlquellen auf, die Laserstrahlung mit unterschiedlicher Zentralwellenlänge emittieren, eine Einrichtung zur Überlagerung der Laserstrahlung der Laserstrahlquellen sowie eine Steuereinrichtung zur Steuerung der Laserleistung der Laserstrahlquellen, die die Laserstrahlquellen in einem Betriebsmodus, hier als Bearbeitungsmodus bezeichnet, zur gleichzeitigen

Emission der Laserstrahlung für die Durchführung eines Thermokoagulationsprozesses ansteuert. Die Vorrichtung zeichnet sich dadurch aus, dass die Steuereinrichtung das Verhältnis der Laserleistungen der gleichzeitig betriebenen Laserstrahlquellen im Bearbeitungsmodus nach einem vorgegebenen Verlauf und/oder in der

Abhängigkeit von einem aus dem Koagulationsprozess erfassten Prozesssignal mit der Zeit ändert. Der vorgegebene Verlauf ist dabei vorzugsweise in einem Speicher hinterlegt, auf den die Steuereinrichtung Zugriff hat.

Unter der Thermokoagulation mittels Laserstrahlung sind hierbei vor allem Laserverfahren zu verstehen, bei denen Gewebe thermisch denaturiert wird, Gewebeteile durch Denaturierung und Vernetzung von Kollagenfasern verbunden werden, zusätzlich eingebrachte Proteine als Haftvermittler wirken oder Wundauflagen durch einen der Prozesse fixiert werden. Insbesondere sind damit die in der Beschreibungseinleitung genannten Techniken

umfasst .

Bei der vorgeschlagenen Vorrichtung wird während der Durchführung des Thermokoagulationsprozesses das Verhältnis der Laserleistungen der eingesetzten Laserstrahlquellen unterschiedlicher Wellenlänge verändert. Hierbei wurde berücksichtigt, dass sich durch die dynamisch veränderlichen Gewebseigenschaften bei der Thermokoagulation die effektive optische Eindringtiefe verringert. So ändern sich insbesondere Absorption und Streuung aufgrund der thermischen Koagulation und der Austrocknung des Gewebes. Die Absorption nimmt leicht ab, die Streuung jedoch stark zu. Die Stärke dieser Veränderungen hängt von der Gewebeart und dessen

Hämoglobin- und Wassergehalt ab und unterscheidet sich für die unterschiedlichen Wellenlängen der Laserstrahlung. Die Änderung des Verhältnisses der

Laserleistungen der eingesetzten Laserstrahlquellen unterschiedlicher Wellenlänge während des Bearbeitungs- bzw. Thermokoagulationsprozesses bei gleichzeitiger Laseremission beider Laserstrahlquellen ermöglicht eine dynamische Anpassung an die dynamisch veränderlichen Streu- und Absorptionseigenschaften des Gewebes, die die optische Eindringtiefe während der Bearbeitung verändern. Damit lässt sich eine über den Thermo- koagulationsprozess annähernd gleiche effektive

optische Eindringtiefe erreichen.

Der Strahlungstransport im Schichtsystem Wundauflage - Kleber - Gewebe kann durch den Absorptions- koeffizienten μ _Ά , den Streukoeffizienten μ ₃ und den Anisotropiefaktor g beschrieben werden, der die

Vorzugsrichtung der Streuung angibt. Die Abschwächung eines Laserstrahls einer Wellenlänge λ mit der

Intensität I entlang seiner Ausbreitungsrichtung x kann mit dem Extinktionskoeffizienten μ _εχ beschrieben

werden :

7(χ) = / ₀ ·βχρ(- „·χ) ; Wird ein streuendes und absorbierendes Material- system mit gerichteter Laserstrahlung beaufschlagt, so wird ein Teil der Strahlung gestreut und ein Teil absorbiert. Die gestreute Strahlung hat eine andere

Richtung als die eingestrahlte. Die an einer Stelle im Material umgesetzte optische Energie Q ist proportional zum Absorptionskoeffizienten Q = _a (I _0tüaa . exp(-//„ -x) + F _s ) , wobei I ₀ ,Laser den Energiefluss der Laserstrahlung an der Oberfläche der Probe und F _s den Energiefluss der

Streustrahlung darstellen.

Im Limes μ ₃ - 0 verschwindet auch der Term F _s und der Term Q nimmt exponentiell mit der Koordinate x ab. Ist μ ₃ größer als μ _Ά , nimmt die gerichtete Laserstrahlung in der Probe über eine kürzere Distanz

(1/μ _εχ ) ab, die Streustrahlung kann aber tiefer ins

Material eindringen.

Wichtig bei der Koagulation von Proteinklebern ist die vollständige Durchhärtung der Kleberschicht, damit die maximale Festigkeit des Klebers und eine gute

Adhäsion auf dem Gewebe erzielt werden können. Sinnvollerweise erfolgt die Auswahl der Laserwellenlänge in Abhängigkeit der Absorptionseigenschaften des Proteinklebers so, dass die effektive Absorptionslänge an die Dicke des Schichtsystems angepasst ist.

Da der Kleber zuerst in flüssigem Zustand eine schwach absorbierende Flüssigkeit mit vernachlässig- barer Streuung darstellt, wird die optische Eindring ^¬ tiefe im Wesentlichen durch den effektiven Absorptionskoeffizienten beschrieben: μ^(1) ^■ μ _α

Wenn Proteinkleber wie BSA-Lösungen koagulieren, entsteht aus der klaren Flüssigkeit ein stark

streuendes Material in gelartigem oder festem Zustand. Dieser Vorgang ist analog dem Braten eines Spiegeleis, wobei sich das klare Eiweiß zu einem kompakten, opaken Material verändert. Durch die starke Zunahme der

Streuung in der Kleberschicht nimmt die effektive

Schwächung zu und die effektive optische Eindringtiefe

M _e ff( ² ) = [ M _a ( _a 8)1' mit g > 0 und μ ₃ > μ _α ;

Dadurch ändert sich die Energieeinkopplung in den Kleber, so dass nur noch eine dünne oberflächennahe Schicht erwärmt wird. Die ursprüngliche Absorptions- länge μ _θ ίί(1) kann aber wieder erzielt werden, wenn der Absorptionskoeffizient μ ₃ soweit reduziert wird, dass μ _β££ (2) dem Anfangswert μ _e ff{l) entspricht. Dazu kann die Wellenlänge der Laserstrahlung geändert werden, so dass eine geringere Absorption im teilweise koagulierten Kleber erzielt wird und die effektive optische

Eindringtiefe zunimmt. In gleicher Weise kann dieser Effekt durch eine Änderung der spektralen Verteilung der eingesetzten Laserstrahlung erreicht werden, indem das Verhältnis der Laserleistungen der eingesetzten Laserstrahlquellen unterschiedlicher Wellenlänge verändert wird. Durch die Änderung des Verhältnisses der Laserleistungen bei der vorgeschlagenen Vorrichtung während des Bearbeitungsprozesses lässt sich die spektrale Verteilung der Laserstrahlung an den sich verändernden Koagulationszustand anpassen. Dabei werden die Laserstrahlquellen vorzugsweise so gewählt, dass die

Zentralwellenlänge einer der Laserstrahlquellen von dem biologischen Gewebe deutlich stärker absorbiert wird als die Zentralwellenlänge einer anderen eingesetzten Laserstrahlquelle. Eine der Wellenlängen ist damit gut zur Erwärmung der nicht koagulierten Schicht, die andere zur gleichmäßigen Erwärmung der koagulierten Schicht geeignet. Die Änderung des Verhältnisses der Laserleistungen ermöglicht eine variable Mischung der beiden Wellenlängen bei der Bearbeitung. Dadurch kann die effektive optische Eindringtiefe in einem weiten Bereich eingestellt werden, da die einzelnen spektralen Komponenten unterschiedliche Absorptions- und Streu- koeffizienten im Gewebe und Kleber aufweisen. Mit

Fortschreiten des Koagulationsprozesses ändern sich die Streueigenschaften der Kleberschicht, die Streuung nimmt zu. Dadurch wird die effektive Eindringtiefe der Strahlung verringert und die Laserstrahlung wird nun in kleineren Schichtdicken absorbiert. Dies kann zu dem oben beschriebenen Nachteil einer nicht vollständigen Koagulation und einer ungenügenden Haftung auf dem Gewebe führen. Durch Änderung des Verhältnisses der Laserleistungen der beiden Laserstrahlquellen mit den unterschiedlichen Zentralwellenlängen kann der

Verringerung der effektiven optischen Eindringtiefe entgegengewirkt werden. Da die typischen Bestrahlungs- zeiten bei diesen Anwendungen im Bereich von etwa 0,2 s bis 10 s liegen, kann die spektrale Leistungsverteilung, die sich aus der Mischung der Laserstrahlung der beiden Laserstrahlquellen ergibt, innerhalb von Millisekunden genügend schnell an die geänderten

Verhältnisse angepasst werden.

Die Anpassung bzw. die Änderung des Verhältnisses der Laserleistungen der Laserstrahlquellen im Bearbeitungsmodus, d. h. während der Bearbeitung des

Gewebes, kann durch Vorgabe fester vorher bestimmter

Werte bzw. eines festen zeitlichen Verlaufs der Laserleistungen erfolgen. Tritt bspw. die Trübung des

Klebers nach typisch 1 s die Bestrahlungszeit auf, so wird nach 1 s der Anteil der stark absorbierenden

Strahlung gegenüber der LaserStrahlung der anderen

Laserstrahlquelle verringert. Je nach zu bearbeitendem Gewebe bzw. eingesetztem Kleber kann hierbei ein beliebiger zeitlicher Verlauf der Änderung des Verhältnisses der beiden Laserleistungen fest vorgegeben werden. Ein für die entsprechende Anwendung optimaler zeitlicher Verlauf des Verhältnisses kann durch

Vorversuche ermittelt oder anhand einer Simulation abgeschätzt werden. Die dynamische Anpassung des Verhältnisses der

Laserleistungen kann auch anhand von Prozesssignalen erfolgen, die einen Hinweis auf geänderte Streueigenschaften während der Bearbeitung geben. Hierzu ist die Vorrichtung in einer vorteilhaften Ausgestaltung mit einer Einrichtung zur Erfassung von Rückstreusignalen von der bearbeiteten Oberfläche ausgestattet. Die

Einrichtung, die einen geeigneten Detektor zur

Erfassung der Stärke der rückgestreuten Laserstrahlung oder der Strahlung einer oder mehrerer zusätzlich eingesetzter Lichtquellen umfasst, liefert für die Steuereinrichtung ein Prozesssignal, anhand dessen die Steuereinrichtung das Verhältnis der Laserleistungen der beiden eingesetzten Laserstrahlquellen verändert. Die Abhängigkeit der Änderung des Verhältnisses von dem erfassten Rückstreusignal wird dabei vorgegeben. Eine geeignete Vorgabe für ein optimales Bearbeitungs- ergebnis kann wiederum durch Vorversuche oder durch eine Simulation vorab ermittelt werden. In einer einfachen Ausgestaltung wird das Verhältnis der

Laserleistungen der beiden Laser so geändert, dass die Laserleistung der Laserstrahlquelle mit der stärker absorbierenden Zentralwellenlänge proportional zum erfassten Rückstreusignal verringert wird, während die gleichzeitig die Laserleistung der Laserstrahlquelle mit der geringer absorbierten Zentralwellenlänge proportional zum Rückstreusignal erhöht wird. In einer Weiterbildung der Vorrichtung wird das

Rückstreusignal spektral aufgelöst erfasst und

analysiert. Auch die Erfassung und getrennte Auswertung des Rückstreusignals in mindestens zwei unterschiedlichen Spektralbereichen ist möglich. In beiden Fällen variiert die Steuereinrichtung auf Basis der spektralen Analyse der Rückstreuung bzw. der Stärke der in jedem Spektralbereich gemessenen Rückstreuung dann dynamisch das Verhältnis der Laserleistungen. Diese Berücksichtigung der spektralen Information bei der Rückstreuung ermöglicht eine genauere Anpassung der Laserleistungen an die veränderten Streueigenschaften. Zur Erweiterung des Wellenlängenbereiches der spektralen Auswertung können eine oder mehrere zusätzliche Lichtquellen, vorzugsweise mit größerer spektraler Bandbreite als die Laserstrahlquellen, eingesetzt werden, mit denen die Bearbeitungsoberfläche zur Erfassung und Analyse der Rückstreuung während der Bearbeitung beleuchtet wird.

In einer weiteren Ausgestaltung weist die

Vorrichtung auch einen Temperaturdetektor auf, mit dem die Temperatur an der Oberfläche der Bearbeitungsstelle erfasst werden kann. Bei dem Temperatursensor kann es sich bspw. um einen IR-Detektor oder um ein Pyrometer handeln. In Abhängigkeit vom TemperaturSignal regelt dann die Steuereinrichtung die Gesamtleistung der eingesetzten Laserstrahlquellen, um eine bestimmte Temperatur zu erreichen und/oder zu halten.

Als Laserstrahlquellen werden bei der vorgeschlagenen Vorrichtung vorzugsweise Diodenlaser bzw. Diodenlaserbarren eingesetzt, deren Laserstrahlung in eine Lichtleitfaser gekoppelt und so gleichzeitig und koaxial zur Bearbeitungs- bzw. Koagulationsstelle transportiert wird. Die Diodenlaser oder Diodenlaserbarren mit unterschiedlichen Zentralwellenlängen können dabei elektrisch unabhängig voneinander angesteuert werden, so dass eine schnelle Änderung der einzelnen Anteile bzw. des Verhältnisses der einzelnen Anteile innerhalb von Millisekunden möglich wird. Vorzugsweise erzeugt einer der Diodenlaser oder Diodenlaserbarren hierbei eine Wellenlänge von < 1250 nm, die von

biologischem Gewebe nur schwach absorbiert wird, und ein anderer Diodenlaser bzw. Diodenlaserbarren eine

Wellenlänge von > 1250 nm, die von biologischem Gewebe stark absorbiert wird. Bevorzugte Wellenlängen bzw. Wellenlängenbereiche mit schwacher Absorption liegen zwischen 805 und 810 nm, bei 940 nm, zwischen 976 und 980 nra, bei 1064 nm sowie zwischen 1200 und 1230 nm. Für eine starke

Absorption werden bevorzugt Wellenlängen zwischen 1320 und 1350 nm, zwischen 1460 und 1480 nm, zwischen 1520 und 1550 nm, bei 1700 nm oder bei 1940 nm eingesetzt. Für diese Wellenlängen bzw. Wellenlängenbereiche existieren bereits geeignete Diodenlaser bzw.

Diodenlaserbarren oder -module.

Selbstverständlich lassen sich bei der

vorgeschlagenen Vorrichtung nicht Laserstrahlquellen mit zwei unterschiedlichen Zentralwellenlängen sondern auch weitere Laserstrahlquellen einsetzen, die wiederum bei anderen Zentralwellenlängen emittieren. So kann bspw. ein Diodenlasermodul eingesetzt werden, das mit drei bei unterschiedlichen Wellenlängen emittierenden Emittern oder Barren bestückt ist, deren Strahlung dann gemeinsam in eine Lichtleitfaser eingekoppelt wird. Damit kann ggf. eine nochmals feinere dynamische

Anpassung der effektiven optischen Einringtiefe an die sich ändernden Streu- und Absorptionseigenschaften des Gewebes erreicht werden.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Die vorgeschlagene Vorrichtung wird nachfolgend anhand eines Ausführungsbeispiels in Verbindung mit den Zeichnungen nochmals näher erläutert. Hierbei zeigen: Fig. 1 eine schematische Darstellung eines

Beispiels der vorgeschlagenen Vorrichtung für die Thermokoagulation; Fig. 2 ein Beispiel für die Variation der

effektiven optischen Eindringtiefe durch Änderung des Leistungsverhältnisses zweier Laserstrahlquellen mit unterschiedlichen Zentralwellenlängen für die Absorption von Laserstrahlung in Haut;

Fig. 3 ein Beispiel für das Remissionsspektrum bei breitbandiger Beleuchtung einer

Gewebeprobe zu unterschiedlichen Zeiten einer Thermokoagulation;

Fig. 4 ein Beispiel für den Quotienten der

Remission im Spektralbereich von 720 nm zu 550 nm mit zunehmender Koagulations- dauer; und

Fig. 5 ein Beispiel für die zeitliche Änderung der Remission im Wellenlängenintervall von 500 bis 550 nm mit zunehmender

Koagulationsdauer.

Wege zur Ausführung der Erfindung

Figur 1 zeigt stark schematisiert ein Beispiel für eine Ausgestaltung der vorgeschlagenen Vorrichtung zur Thermokoagulation mittels Laserstrahlung. Die Vorrichtung umfasst in diesem Beispiel ein Diodenlaser- modul mit zwei Diodenlaserbarren 2, 4 unterschiedlicher Wellenlänge, deren Strahlung über dichroitische Spiegel 6 und eine Koppeloptik 7 in eine Lichtleitfaser 8 eingekoppelt wird. Der Diodenlaserstrom kann über getrennt steuerbare Stromquellen 1, 3 für jeden

Laserbarren 2, 4 getrennt eingestellt und damit die spektrale Leistungsverteilung am Bearbeitungsort gesteuert werden. Die Steuerung erfolgt über eine

Steuereinrichtung 12, die in der Figur schematisch angedeutet ist .

Die Steuerung der Laserleistung der beiden Laserbarren 2, 4 und somit der spektralen Leistungsverteilung der in die Lichtleitfaser 8 eingekoppelten Laserstrahlung kann über die Bearbeitungsdauer fest vorgegeben sein, d. h. einem entsprechend programmierten Verlauf folgen, der in der Steuereinrichtung gespeichert wird. Die zeitliche Änderung der Leistungsanteile über die Bearbeitungs- bzw. Bestrahlungsdauer kann dabei bspw. anhand von Erfahrungswerten oder gezielter Vorexperimente oder Simulationen vorgegeben sein .

Im vorliegenden Beispiel erfolgt die Änderung des Verhältnisses der beiden Laserleistungen und somit die Änderung der spektralen Leistungsverteilung anhand eines Rückstreusignals 11 aus der Koagulationszone . Dazu ist die Vorrichtung mit einem Rückstreukanal und einem Detektor ausgestattet. Über den optischen

Rückstreukanal wird das Rückstreusignal 11 koaxial zur Bearbeitungslaserstrahlung aus der Koagulationszone über einen dichroitischen Spiegel 6 zum Detektor 5 geführt. Die aus der Lichtleitfaser 8 austretende

Bearbeitungsstrahlung 10 der Laserquellen wird dabei bspw. mit einer Kollimationsoptik 9 auf Körpergewebe 16 gerichtet, das mit einer Kleberschicht 15 und einer Wundauflage 14 bedeckt ist. Durch die Einwirkung der Laserstrahlung wird die Wundauflage mit dem Gewebe verbunden, um den Verschluss einer Wunde zu erreichen. Das erfasste Rückstreusignal 11 wird der Steuereinrichtung 12 zugeführt, die dann die Leistungsanteile der beiden Laserbarren 2, 4 in Abhängigkeit vom

Rückstreusignal 11 verändert. Damit wird eine

dynamische Anpassung der effektiven optischen Eindringtiefe an die veränderlichen Eigenschaften des Gewebes und der Wundauflage, insbesondere aufgrund der sich ändernden Streuung an der Oberfläche, und damit ein gleichmäßiger Koagulationsprozess erreicht.

Dabei wird ausgenutzt, dass die Einstellung der effektiven optischen Eindringtiefe in einem weiten Bereich über die Änderung des Mischungsverhältnisses der einzelnen Anteile erfolgen kann, wobei die

einzelnen spektralen Komponenten unterschiedliche

Absorptions- und Streukoeffizienten in Gewebe und

Kleber aufweisen. Figur 2 zeigt hierzu ein Beispiel für den Einfluss der Mischung zweier Wellenlängen am

Beispiel der Eindringtiefe in Haut. Durch Änderung der Leistungsanteile zweier Laserwellenlängen von (0 W, 12 W) über (50 W, 12 W) und (50 W, 3 W) zu (50 W, 0 W) kann die effektive optische Eindringtiefe von etwa 0,12 mm auf 0,4 mm erhöht werden. Der Detektor 5 für die Erfassung des Rückstreusignals kann als passiver Detektor ausgestaltet sein, der aus lichtempfindlichen Elementen, wie Photo- multiplier, Photodioden oder CCD-Arrays besteht. Es kann jedoch auch ein aktiver Detektor eingesetzt werden, der darüber hinaus über eine oder mehrere

Lichtquellen 13, bspw. Halogenlampen oder LEDs, zur Beleuchtung der Bearbeitungsoberfläche verfügt. Damit kann zusätzlich auch die spektrale Verteilung des rückgestreuten Lichtes über einen größeren Spektral- bereich analysiert werden. So kann das Rückstreusignal spektral und zeitlich analysiert werden, um daraus ein Steuersignal abzuleiten, das die spektrale Leistungs- Verteilung der Laserstrahlquellen dynamisch an den Koagulationsprozess anpasst. In Figur 3 ist hierzu beispielhaft das Remissionsspektrum zu verschiedenen Zeitpunkten während der Koagulation von Muskelgewebe des Schweins dargestellt. Die Zeitpunkte Tl bis T7 entsprechen hierbei: Tl = 0s (nativ) , T2 = 5s, T3 = 7s, T4 = 10s, T5 = 13s, T6 = 15s und T7 = 20s (karbonisiert) . Das Rückstreusignal steigt dabei mit zunehmender Koagulationsdauer zunächst vorwiegend im roten Spektralbereich an (T2, T3) um dann mit zunehmender Gewebeänderung auf Werte unterhalb des nativen Anfangs- wertes abzusinken. Bei längerer Bestrahlung ist die Karbonisation zum Zeitpunkt T7 am Absinken des

Remissionsgrads insgesamt sowie der relativen Erhöhung des infraroten Anteils im Vergleich zum grünen Anteil zu erkennen. Dies ist in der Figur 4 verdeutlicht, die den Quotienten der Remission im Spektralbereich von 720 nm zu 550 nm mit zunehmender Koagulationsdauer darstellt. Das Auftreten der Karbonisation bei t = 20s ist durch den Anstieg des Quotienten erkennbar. Figur 5 zeigt die zeitliche Änderung der Remission im Wellenlängenintervall von 500 bis 550 nm mit zunehmender Koagulationsdauer . Mit der vorgeschlagenen Vorrichtung kann eine Anpassung der Absorptionslänge an spezifische

Aufgabenstellungen bei geeigneter Wahl der beiden

Wellenlängen in weiten Grenzen erfolgen, ohne dass ein Zusatz extrinsischer Absorber notwendig ist. Die effektive optische Eindringtiefe kann an unterschiedliche Dicken und optische Eigenschaften der Wundauflagen und vor allem optimal an den jeweiligen

Koagulationszustand angepasst werden. Auch die Tiefe einer Koagulation ist durch die Wahl der Wellenlängen in weiten Grenzen wählbar.

Die vorliegende Erfindung beschreibt somit eine Vorrichtung, mit der die zeitgleiche Bereitstellung und örtliche Überlagerung mindestens zweier unterschiedlicher Wellenlängen zur Thermokoagulation ermöglicht wird. Die spektralen Leistungsanteile werden entsprechend einem vorgegebenen zeitlichen Verlauf

gesteuert oder dynamisch entsprechend den Prozess- Signalen angepasst. Damit kann die spektrale Leistung der Laserquelle dynamisch an veränderliche optische Eigenschaften des Gewebes angepasst werden, so dass die effektive optische Eindringtiefe in Körpergewebe und Wundauflagen kontrolliert werden kann. Die Vorrichtung ist besonders für die Koagulation von Proteinklebern zur Fixierung von Wundauflagen, den Verschluss von Hautwunden, die Gefäßanastomose, zur Blutstillung und zur Koagulation von Körpergewebe geeignet. Bezugszeichenliste

1 erste steuerbare Stromquelle

2 erster Laserbarren

3 zweite steuerbare Stromquelle

4 zweiter Laserbarren

5 Detektor

6 dichroitischer Spiegel

7 Einkoppeloptik

8 Lichtleitfaser

9 ollimationsoptik

10 Bearbeitungslaserstrahl

11 Rückstreusignal

12 Steuereinrichtung

13 zusätzliche Lichtquelle

14 Wundauflage

15 Kleberschicht

16 Gewebe