Vorrichtung zur schonenden Lasertherapie der Retina

Die Erfindung betrifft eine Laservorrichtung zur Therapie lebenden Gewebes, insbesondere der Netzhaut des lebenden Auges, wobei der Effekt der Laserbestrahhmg während der Bearbeitung automatisch überwacht und zur Steuerung des Lasers verwendet wird.

Die Laserphotokoagulation der Netzhaut wird seit mehr als 30 Jahren praktiziert. Ihr therapeutischer Erfolg ist aufgrund vieler Studien für unterschiedliche retinale Erkrankungen un- angefochten. Die Anwendungen des Lasers sind sowohl therapeutischer (z.B. Diabetes, Thrombosen des Auges, altersbedingte Makuladegeneration (AMD), als auch vorbeugender Art (z. B. zur Retinopexie). Zur Photokoagulation werden, je nach Erkrankung, zwischen wenigen Einzelexpositionen in der Makula und bis zu 3000 Herden bei panretinaler Photokoagulation appliziert. Je nach Spotgröße wird eine Laserleistung von 100 - 500 mW innerhalb von 50 - 300 ms pro Herd appliziert. Zur Behandlung werden hauptsächlich Laser im grünen Spektralbereich (Ar-Ionen-Laser mit 514 nm oder frequenzverdoppelte Nd-Laser bei 532 um) eingesetzt, aber auch Laser und Laserdioden im nahen IR.

Die derzeit einzige, praktizierte Dosierung der Laserphotokoagulation besteht in der nachträg- liehen Kontrolle des ophthalmologischen Erscheinungsbildes der Koagulationsstelle am Fundus. Die dabei auftretende Grau- bzw. Weißfärbung der Netzhaut zeigt eine irreversible thermische Nekrose der neuralen Netzhaut an, die -je nach Stärke und Ausdehnung der Koagulation - die gesamte Netzhaut vom retinalen Pigmentepithel (RPE) über die Photorezeptoren bis zur Nervenfaserschicht reichen und ebenfalls Nekrosen aller Aderhautschichten einschließen kann. Die große räumliche Ausdehnung der Koagulationseffekte resultiert aus der Wärmeleitung von den melaninhaltigen absorbierenden Schichten in die benachbarten Gewebeschichten.

BESTATIGUNGSKOPIE

Die panretinale Laserkoagulation der Netzhaut ist die häufigste Anwendung des Lasers in der Augenheilkunde. Hierbei sollen die inneren Schichten der peripheren Netzhaut in 3 - 10 Sitzungen mit bis zu 3000 Laserherden unterschiedlicher Größe thermisch zerstört werden, um das unkontrollierte Gefäßwachstum und die später damit verbundene Erblindung zu verhin- dem. Bei den meisten Patienten ist die Laserbehandlung äußerst schmerzhaft. Nur eine retrobulbäre Injektion kann zu Schmerzfreiheit führen. Dies hat allerdings eine Ausschaltung der zur Durchführung der Photokoagulation in der Peripherie notwendigen Bulbusbeweglichkeit zur Folge: Bei überkoagulationen und insbesondere bei Wiederholungsbehandlungen sind zusätzliche thermische Schäden der Ganglionzellschichten zu befürchten, die zu ausgedehnten Gesichtsfelddefekten führen können.

Da die absorbierenden Granula in ihrer örtlichen und räumlichen Dichte beträchtlich variieren, ist es nicht überraschend, dass die histologischen Befunde nach Laserkoagulation selbst bei gleichen Expositionsparametern erheblich unterschiedlich sind. Das Ausmaß der Schädi- gung hängt im Wesentlichen von der Höhe der laserinduzierten Temperaturerhöhung ab. Diese ist aufgrund unterschiedlicher Pigmentierung und damit Absorption der Netzhaut sowohl inter- als auch intraindividuell praktisch nicht vorhersagbar.

Automatische, temperaturgesteuerte online Dosimetrie bei der Laserbehandlung mit minimal invasiver Schädigung ist ein Wunschziel, das durch die zur Zeit übliche Applikationsmethode in der ophthalmoskopischen Kontrolle nicht möglich ist.

Die Physik bietet verschiedene Techniken zur Temperaturmessung an, jedoch sind fast alle für Messungen am Augenhintergrund praktisch ungeeignet.

Invasive Messtechniken wie zum Beispiel Thermosonden oder temperaturabhängig fluoreszierende Farbstoffe sind zu störend - u. a. wegen Nebenwirkungen - und/oder zu ungenau. Wärmebildkameras sind aufgrund der Absorption der Wärmestrahlung im Auge nicht einsetzbar.

Autofluoreszenzbasierte Techniken scheinen zwar geeignet zu sein, wie beispielsweise die DE 102 40 109 Al lehrt, allerdings wird hier eine in der Praxis nicht gegebene gleichmäßige Verteilung der Chromophore vorausgesetzt.

Die Analyse der temperaturabhängigen, thermomechanischen Expansion eines Absorbers und die damit emittierte Druckwelle nach Applikation eines kurzen Laserpulses ist in Sigrist M. W., „Laser Generation of Acoustic Waves in Liquids and Gases", Journal of Applied Physics 60(7):R83-R121, 1986 beschrieben worden. Auf dieser Grundlage entstand die optoakusti- sche Temperaturmessung an der Retina, wie sie in der DE 101 35 944 C2 dargestellt ist. Da- bei werden durch zusätzliche, repetitive Bestrahlung mit kurzen Laserpulsen Drucktransienten erzeugt, deren Amplitude sich mit einem im - zur Laserbehandlung ohnehin erforderlichen - Kontaktglas integrierten Ultraschallsensor (z.B. Piezo-Element) aufnehmen lassen. Aus der Amplitude lässt sich die momentane Temperaturerhöhung bestimmen. Hierbei konnte deutlich die Abhängigkeit der Temperatur von der Aderhaut-Perfusion und der Lichtabsorption und damit die absolute Notwendigkeit einer online temperaturbasierten Dosimetrie aufgezeigt werden.

Das Verfahren der DE 101 35 944 C2 wurde bisher für Temperaturmessungen bei der Transpupillaren Thermotherapie (TTT) und der selektiven Retina-Therapie (SRT) eingesetzt. Bei der SRT lassen sich die Therapiepulse selbst zur Bestimmung der Temperatur heranziehen. Die WO 2005/007002 Al beschreibt ferner Strategien, das optoakustische Signal zur Steuerung des Therapielasers zu benutzen. Allerdings geht die WO 2005/007002 Al davon aus, dass sich über kurz oder lang mikroskopische Blasen infolge der Lasereinwirkung bilden. Solche Blasen verändern das Verhalten der Drucktransienten signifikant und dienen somit zur Identifizierung der Beschädigungsschwelle, in deren Nähe der Laser arbeiten soll. Dies wird dann durch eine geeignete Rückkopplung realisiert.

Bei der Laserphotokoagulation werden am Augenhintergrund nur Temperaturen von maximal 40-80°C zur Behandlung realisiert. Blasenbildung kann nicht unter 100°C einsetzen, so dass hierin keine Option zur Lasersteuerung liegen kann.

Ziel der Photokoagulation ist die thermische Denaturierung von Proteinen und Gewebe. Insbesondere ist die Abhängigkeit der Ausdehnung und Schadenstiefe von Koagulationen der Netzhaut mit unterschiedlichen Laserparametem experimentell und theoretisch gut untersucht worden (z.B. Birngruber R, Hillenkamp F ₅ Gabel V P., „Experimental studies of laser thermal retinal injury", Health Phys 44(5):519-531 ₅ 1983 oder Birngruber R, Hillenkamp F, Gabel V P., „Theoretical investigations of laser thermal retinal injury", Health Phys 48(6):781-796, 1985). Man findet, dass die Schädigung des Gewebes sowohl von der Dauer der Laserbestrahlung als auch unmittelbar — und besonders kritisch — von der während dieser Dauer hervorgerufenen Temperaturerhöhung abhängt. Das Schädigungsintegral ω beschreibt dabei eine be- stimmte, von Schädigungskriterien und Gewebe abhängige Veränderung, in die der Temperaturverlauf T(t) über die Gesamtdauer der Temperaturerhöhung t _s eingeht.

Die Aktivierungsenergie δE und der Frequenzfaktor A lassen sich experimentell bestimmen, indem die Schwelle für thermische Schädigung für verschiedene Temperaturerhöhungen und Expositionszeiten bestimmt werden, k bezeichnet die Boltzmarm-Konstante. Die Konstanten unterscheiden sich für viele Gewebe. In ω geht die Temperatur exponentiell, die Zeit näherungsweise linear ein. Das bedeutet, dass die Auswirkungen einer überhöhten Temperatur weitaus gravierender sein können als die einer zu langen Bestrahlungsdauer. Um stärkere Denaturierung zu beschreiben wird ω»l gewählt (z.B. ω=100), bleibt man deutlich unterhalb von ω=l, ω«l, so sind keine thermischen Veränderungen zu erwarten.

Es ist die Aufgabe der Erfindung, eine Laservorrichtung zur Netzhautbehandlung anzugeben, die aus optoakustischen Signalen die Expositionsparameter der Laserbestrahlung so steuert, dass eine vorgewählte, an jedem Laserspot gleichartige Veränderung (Schädigung) des Gewebes erzielt wird.

Die Aufgabe wird gelöst durch eine Vorrichtung mit den Merkmalen des Anspruchs 1. Die Unteransprüche geben vorteilhafte Ausgestaltungen an. Vorteilhaft ist dabei insbesondere, dass eine Vorrichtung zur Laserbehandlung lebenden Gewebes mit einem Therapielaser mit einer Quelle für gepulste elektromagnetische Strahlung, einer Steuereinrichtung zur Steuerung der auf dem Gewebe auftreffenden Intensität und/oder der Bestrahlungsdauer des Therapielasers, und einer Detektionseinrichtung zur Detektion optoakustischer Signale, die durch Bestrahlung des lebenden Gewebes mit der gepulsten elektromagnetischen Strahlung ausgelöst werden, geschaffen wird, bei der eine auf die Steuereinrichtung wirkende Auswerteeinrichtung zum Berechnen eines Bewertungsmaßes B(t) für einzelne Laserpulse auf der Grundlage der von der Detektionseinrichtung detektierten optoakustischen Signale und zum Bestimmen einer Fitfunktion f(t) zu einem vorbestimmten Zeitpunkt At ₁ , den mittleren Verlauf von B(t) mit von Null verschiedener Steigung für 0 < t < At ₁ so approximiert, dass die Laserintensität und/oder die Bestrahlungsdauer des Therapielasers durch die für die Fitfunktion f(t) ermittelten Parameter definiert sind.

Die nachfolgend beschriebene Erfindung ist zur Steuerung in der allgemeinen Therapie - also der Bearbeitung beliebigen lebenden Gewebes - geeignet, wenn während der Bearbeitung ein optoakustisches Signal erzeugt und gemessen wird, das Auskunft über den aktuellen Zustand des Gewebes geben kann. Die Anwendung der Erfindung ist also nicht auf die Ophthalmolo- gie und nicht nur auf Lasertherapien beschränkt, wird aber dort nach heutigem Stand vorrangig gesehen. Im Folgenden wird nur auf die Laserbehandlung des Augenhintergrundes eingegangen.

Der Grundgedanke der Erfindung besteht darin, basierend auf dem in DE 101 35 944 C2 vor- geschlagenen Messaufbau eine irreversible, thermisch bedingte Gewebeveränderung abzuschätzen, bevor sie tatsächlich eintritt. Dies wird durch die fortlaufende Verlaufsüberwachung des optoakustischen Signals und das Realisieren einer Rückkopplung erreicht. Insbesondere ist es bei der Anwendung der Erfindung nicht notwendig, Temperaturen zu bestimmen oder aus den Daten zu berechnen. Lediglich die zeitliche änderung der Drucktransienten wird er- fasst und findet zur Steuerung Verwendung.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung weist wenigstens die folgenden Komponenten auf:

• Eine Laserlichtquelle für die Therapiestrahlung (i. F. Therapielaser)

• Eine Steuereinheit für den Therapielaser zur Steuerung der auf dem Gewebe auftreffenden Strahlungsintensität (Strahlungsleistung und Strahldurchmesser),und/oder der Strahlungsdauer (i. F. Bestrahlungsparameter), • Eine Detektionseinrichtung zur Aufzeichnung von Drucktransienten, die durch gepulste Bestrahlung der Retina entstehen,

• Eine Auswerteeinrichtung mit einem internen Zeitmesser und einem elektronischen Datenspeicher, die die Drucktransienten fortlaufend aufzeichnet, auswertet und durch Schritt haltenden Vergleich mit im Datenspeicher tabellierten Werten entscheidet, welche Bestrahlungsparameter die Steuereinheit einzurichten hat.

Die einzelnen Komponenten sowie die Funktionsweise werden näher erläutert auch anhand der folgenden Figuren:

Fig. 1 zeigt den temperaturabhängigen Verlauf der Arrhenius-Parameter der Netzhaut (Schädigungsintegral ω, aus der Literatur) für ω=l (Kurve: 1, optisch sichtbare Schwelle) und ω=100 (Kurve: 2, deutliche Koagulation) sowie den errechneten Anstieg der Temperatur bei Bestrahlung eines 200 μm Spots mit verschiedenen Laserleistungen im grünen Spektralbereich im Zentrum des retinalen Pigmentepithels als stärkstem Ab- sorber (Kurve 3: 20 mW, Kurve 4: 30 mW, Kurve 5: 40 mW) unter Annahme gleicher

Absorption.

Fig. 2 zeigt unter der Annahme gleicher Absorption die für die jeweilige Leistung (wie in Fig. 1) bei einem Spotdurchmesser von 200 μm nötige Bestrahlungszeit bis zum Errei- chen der Schwelle (ω=l).

Fig. 3 zeigt den zu erwartenden Koagulationsbeginn (ω=l) gegenüber dem Anstieg der Druckamplitude nach 10 ms (Kurve 6, und 7). Lediglich zum Verständnis ist auf der Abszisse zusätzlich der aus Fig. 1 abgeleitete Temperaturanstieg nach 10 ms aufgetra- gen, da δρ~δT.

Der Therapielaser kann als cw-Laser oder als repetierend gepulster Laser ausgebildet sein. Um eine optoakustische Messung überhaupt durchfuhren zu können, muss notwendig gepulste elektromagnetische Strahlung auf die Netzhaut appliziert werden, vorzugsweise genau auf den vom Therapielaser bearbeiteten Laserspot. Diese Strahlungsimpulse müssen selbst nur für recht geringe Temperaturschwankungen (weniger als I ⁰ C) sorgen, um zu messbaren Druckwellen zu führen. Deshalb können sie aus einem zweiten, vom Therapielaser völlig unabhängigen Probelaser eingestrahlt werden (vgl. DE 101 35 944 C2), wobei man vorzugsweise beide Strahlen in denselben Strahlengang spiegelt. Tatsächlich ist die Verwendung eines Lasers zur Erzeugung des optoakustischen Signals keineswegs zwingend. Auch eine gepulst betrie- bene breitbandige Lichtquelle (z.B. SLD ₃ Superlumineszenzdiode) oder ein repetierendes Blitzlicht kommen in Frage (sogar modulierte Mikrowellen- oder Röntgenstrahlung wäre grundsätzlich möglich, wenn auch nicht vorzugsweise am Auge). Die genaue Begrenzung der gepulsten Anregungsstrahlung auf den Therapielaserspot ist günstig, aber durchaus nicht notwendig.

Ein repetierend gepulster Therapielaser (z.B. Pulsleistung 100 W, Pulsdauer um 100 ns, Repe- titionsrate um 10 kHz, also on/off- Verhältnis etwa 1:1000) ist aber auch allein ausreichend für die Realisierung der Erfindung. Der Effekt eines solchen „nanopulsing" Lasers auf biologisches Gewebe ist mit dem bei cw-Bestrahlung vergleichbar, jedoch erzeugt jeder einzelne Puls einen kurzzeitigen Temperaturanstieg des Gewebes um Bruchteile eines Grades Celsius. Dies zieht Druckwellen infolge Materialausdehnung nach sich, die ebenfalls mit dem Druckaufnehmer delektiert werden können.

im Folgenden wird stets davon ausgegangen, dass der Therapielaser dazu ausgebildet ist, re- petierend gepulstes Laserlicht auf die Retina zu applizieren, unabhängig davon, ob er dieses aus einer zusätzlichen Probelaserlichtquelle bezieht oder nicht, insbesondere kommt auch ein cw-Laser mit Chopper in Betracht. Andere Ausgestaltungen des Therapielasers etwa mit

Blitzlichtern usw. werden zur Vereinfachung nicht weiter diskutiert. Dem Fachmann wird die

übertragbarkeit der nachfolgend beschriebenen Funktionsweise auf solche Ausgestaltungen ohne weiteres einsichtig sein.

Die Steuereinheit umfasst alle an sich bekannten Mittel, den Strahl des Therapielasers zu verändern, also insbesondere Mittel zur Kontrolle der Pumpleistung oder auch einen akustoopti- schen Modulator, der einen Anteil des emittierten Laserlichts aus dem Strahlengang zur Retina ablenkt, sowie ansteuerbare Strahloptiken, die den Strahl insbesondere aufweiten können. Laserleistung, Strahldurchmesser und Bestrahlungsdauer sind die zu regelnden Parameter, die den erzielten Gewebeschaden kontrollieren.

Die Detektionseinrichtung ist vorzugsweise als am erforderlichen Kontaktglas angeordneter Ultraschallwandler ausgebildet, der auf Druckschwankungen mit der Erzeugung elektrischer Signale reagiert. Die Signale sind der Druckamplitude proportional und werden der Auswerteeinrichtung zugeführt. An dieser Stelle sei bemerkt, dass es noch andere mögliche Ausbildungen der Detektionseinrichtung gibt, insbesondere solche zur kontaktlosen Messung. Auf diese wird hier nicht näher eingegangen, aber die vorliegende Erfindung sollte nicht als eingeschränkt auf eine bestimmte Art der Messung der Drucktransienten angesehen werden. Der neue Aspekt der erfindungsgemäßen Vorrichtung liegt in der Art der Auswertung der aufgezeichneten Signale durch die Auswerteeinrichtung. Letztere hat zwei Aufgaben zu erfüllen:

1. Die Drucktransienten werden von der Detektionseinrichtung als Funktionen der Zeit abgetastet und an die Auswerteeinrichtung übermittelt. Die Auswerteeinrichtung misst kontinuierlich die verstrichene Zeit, solange der Therapielaser die Retina bestrahlt. Sie berechnet für jede Drucktransiente, die von einem einzelnen Lichtpuls hervorgerufen wird, eine Hilfsgröße, die hier als Bewertungsmaß bezeichnet werden soll. Als Bewertungsmaß kommen die Maximalamplitude oder die Fläche unter der Drucktransien- tenkurve (z.B. Absolutintegral) in Betracht, aber auch Phasenverschiebungen und Frequenzänderungen der Drucktransienten geben Auskunft über die Zustandsänderungen des Gewebes infolge der Therapiestrahlungeinwirkung. Es hat sich gezeigt, dass diese Größen im Mittel mit der Temperatur des Augenhintergrundes gut korrelieren, z.B. sind Druck- und Phasenänderungen über kleine Bereiche proportional zu Temperatur- änderungen. Da für jeden Lichtpuls ein Wert des Bewertungsmaßes der Drucktransienten gebildet wird, liegt das Bewertungsmaß hiernach als Funktion der Zeit, B(t), in

einem ersten Zeitintervall der Dauer δti vor. Dieses erste Zeitintervall beginnt bei Einsetzen der Therapiestrahlung (= Beginn der Zeitmessung) und sei als „Anlaufphase" bezeichnet.

2. B(t) ist zunächst gewöhnlich stark verrauscht und wird ggf. von der Auswerteeinrichtung durch eine Glättungsprozedur geglättet, etwa durch eine Fenstermittelung mit einer Fensterbreite sehr viel kleiner als At ₁ . Die geglättete Funktion <B(t)> wird am Ende der Anlaufphase mit einer gängigen Prozedur (z.B. Least Squares o. ä.) durch eine einfache analytische Funktion angefϊttet, die den zukünftigen Verlauf des Bewer- tungsmaßes bei Beibehaltung der aktuellen Bestrahlungsparameter durch Extrapolation vorausschätzt. Die Auswerteeinrichtung vergleicht die aufgefundenen Fitparameter für die einfache analytische Funktion mit im internen Datenspeicher tabellierten Daten. Auf der Basis dieses Vergleichs wird dann die Steuereinheit zur Anpassung der Bestrahlungsparameter kontrolliert.

Die Funktionsweise der erfϊndungsgemäßen Vorrichtung wird im Weiteren näher erläutert. Nach einigen Vorbemerkungen werden konkrete Ausgestaltungen der Erfindung aufgezeigt. In Fig. 1 sind Kurven zur Temperatur-Zeit- Abhängigkeit der Denaturierung von Proteinen in der Retina aus der Literatur (Kurven 1 und 2) wiedergegeben. Beide Kurven zeigen Iso- Linien gleichen Schadensausmaßes (Kurve 1: ω=l _> gerade sichtbare Koagulation; Kurve 2: ω=100, starke Koagulation) in Abhängigkeit von den gewählten Expositionsparametern (hier: Temperatur und Zeit). Ferner zeigt Fig. 1 den unter Annahme gleicher Absorption errechneten Anstieg der Temperatur bei Bestrahlung eines 200 μm Spots mit verschiedenen Laserleistungen im grünen Spektralbereich im Zentrum des retinalen Pigmentepithels als stärkstem Ab- sorber (Kurve 3 : 20 mW, Kurve 4: 30 mW, Kurve 5 : 40 mW). Die Berechnung berücksichtigt keine Veränderung des Gewebes.

Offensichtlich schneiden sich die ω-Kurvenschar (1, 2) und die Kurvenschar (3, 4, 5) über kurz oder lang, und insbesondere die Schnittpunkte mit Kurve 1 geben für die verschiedenen Laserleistungen jene Zeitpunkte an, bei denen erstmals Koagulation sichtbar wird. Zur besse-

ren Veranschaulichung zeigt Fig. 2 die Abhängigkeit dieses Zeitpunktes t _coag von der Laserleistung als Kurve.

Verschiedene Laserleistungen fuhren - bei gleicher Absorption - zu unterschiedlichen Tem- peraturanstiegen kurz nach Einschalten des Therapielasers. Fig. 3 zeigt deshalb alternativ die Zeit t _coag als Funktion des Temperaturanstieges (Kurve 6). Da der Grüneisenkoeftizient über kleine Temperaturbereiche sehr gut linear approximiert werden kann, ist in Fig. 3 die änderung der Druckamplitude δp auf der Abszisse aufgetragen, die direkt messbar ist. (Erinnerung: Die Drackamplitude ist ein mögliches Bewertungsmaß der Drucktransienten.) Eine Um- rechnung in Temperaturen ist also nicht notwendig. Selbst wenn man die zweite Nährung (parabolische Entwicklung der Temperatur mit dem Druck) berücksichtigt, so ändern sich die Zeiten bis zur Koagulation nur wenig (Kurve 7).

Der Druckanstieg zu Beginn der Behandlung ist damit ein direktes Maß dafür, wann die Koa- gulation einsetzt. Die Geschwindigkeit dieses Anstieges ist vor Beginn der Bestrahlung unvorhersehbar, wenn die Materialeigenschaften am gewählten Ort des Laserspots nicht genau bekannt sind (dies ist speziell für Retina-Gewebe immer der Fall).

Aus dem Verlauf des Bewertungsmaßes während der Anfangsphase, in der noch keine Gewe- beveränderungen eintreten, erfolgt erfindungsgemäß durch Extrapolation und Schnittpunktsbestimmung mit den vorab bekannten ω-Kurven, die das Schadensausmaß beschreiben, eine vernünftige Abschätzung der Gesamtzeit bis zur Koagulation. Die ω-Kurven liegen beispielsweise als Wertetabellen im Datenspeicher der Auswerteeinrichtung vor, die die Fitprozedur vornimmt und den Schnittpunkt der Fitkurve mit einer gewählten ω-Kurve berechnet. Da diese Berechnung unmittelbar nach der Anfangsphase erfolgt, ergibt sich die Restzeit bis zum Erreichen des gewünschten Gewebeschadens.

In einer ersten Ausfαhrungsform der Erfindung steuert die Auswerteeinrichtung die Steuereinrichtung nach Verstreichen der zuvor berechneten Restzeit an und veranlasst das Abschalten des Therapielasers.

Der behandelnde Arzt kann den Therapielaser vorzugsweise nur manuell i. a. nach dem Wechsel zu einem anderen Laserspot wieder aktivieren. Das Ausmaß des gewünschten Gewebeschadens kann der Arzt vor Behandlungsgewinn durch manuelle Programmierung der Auswerteeinrichtung auswählen. Vorzugsweise stellt er rnenügeführt einen bestimmten ω- Wert ein.

Die erste Ausgestaltung der Erfindung geht von zwei Grundvoraussetzungen aus:

1. Es müssen gesicherte Erkenntnisse über den Verlauf der ω-Kurvenschar, beispielswei- se aus der Literatur oder durch eigene - ggf. auch aufwendige - Voruntersuchungen existieren. Dabei ist das im Stand der Technik diskutierte Arrhenius-Modell nicht die einzige Möglichkeit, die Gewebeschädigung zu definieren. Insbesondere kann es für verschiedene Krankheitsbilder oder Therapieansätze zweckmäßig sein, ganz andere Modelle oder neue Wertetabellen zu ermitteln und im Speicher der Auswerteeinrich- tung vorzuhalten. Letzten Endes muss die Kurvenschar vor der Therapienutzung der

Vorrichtung für das jeweils in Betracht zu ziehende Bewertungsmaß empirisch ausreichend genau bestimmt worden sein.

2. Da die Fitprozedur der Auswerteeinrichtung zur Extrapolation von <B(t)> nach der Anfangsphase dienen soll, muss eine angemessene Fitfunktion vorgegeben werden.

Eine physikalisch sinnvolle Wahl ist eine solche, die sicherstellt, dass sich die Fitfunktion für große Expositionszeit einem endlichen Endwert annähert. Hier wird konkret die Funktion

(1) f(t) = a - b exp(-λt) mit a, b, λ als Fitparametern

vorgeschlagen. Diese beginnt bei t=0 (Start der Therapiestrahlung) beim Startwert a-b, weist eine Arrfangssteigung von bλ auf und nähert sich allmählich dem Endwert a an. Die Fitparameter sind leicht aus den während der Anfangsphase ermittelten Werten von <B(t)> zu bestimmen, so dass in guter Näherung

(2) <B(t)> ≡ f(t) fur O ≤ t ≤ δt _!

gilt. Die Auswerteeinrichtung berechnet nun den Schnittpunkt von f(t) mit der vorgewählten ω-Kurve aus dem Datenspeicher und berechnet den Zeitpunkt t _coa g > At ₁ , an dem der Therapielaser abzuschalten ist. Dieser Zeitpunkt hängt offensichtlich von der

Wahl der Fitfunktion f(t) ab, die durchaus auch eine andere Gestalt haben könnte. Beispielsweise käme auch ein Polynom in Betracht. Auch hier mag es günstig sein, für verschiedene Therapiezwecke und/oder Krankheitsbilder verschiedene Fitfunktionen heranzuziehen.

Es bleibt auch bei Verwendung der bis hierher vorgestellten erfindungsgemäßen Vorrichtung eine gewisse Unsicherheit über den tatsächlich erzielten Gewebeschaden bestehen. Diese Unsicherheit ist jedoch gegenüber den Maßnahmen nach Stand der Technik - visuelle Inspektion durch den Arzt - erheblich verringert.

Eine weitere Verbesserung lässt sich mit einer zweiten Ausgestaltung der Erfindung erzielen. Eine optimale Fitfunktion f(t) ist nach dem oben Gesagten höchstens im Einzelfall eindeutig festlegbar. Bei ihrer Wahl kann man dennoch die wahre Entwicklung des Bewertungsmaßes systematisch über- oder unterschätzen, so dass die Therapiestrahlung dann durchweg zu kurz oder zu lang appliziert wird. Dies zieht nach sich, dass die Gewebeschädigungen besonders unterschiedlich ausfallen können zwischen zwei Laserspots, die sich stark in ihrer Absorption - und damit in der Anfangssteigung des Bewertungsmaßes - unterscheiden.

Erfindungsgemäß wird deshalb zusätzlich ein wiederholbarer Mess- und B ewertungs Vorgang vorgesehen. Für die während der Anfangsphase ermittelten Fitparameter wird überprüft, ob der Verlauf von f(t) einem vorgegeben Positivkriterium entspricht. Falls ja, wird das Lasem wie zuvor beschrieben fortgesetzt, anderenfalls wird die Laserleistung verändert.

Das Positivkriterium soll insbesondere sein, dass sich die berechnete Fitfunktion über den Zeitbereich der Anfangsphase At ₁ vollständig innerhalb eines vorgegebenen Korridors befindet, d.h. es wird nur eine begrenzte Auswahl von Anfangsverläufen erlaubt. Insbesondere sind

die Anfangssteigungen (z.B. nach Gleichung (1): bλ) auf einen bestimmten Wertebereich begrenzt, aber auch das Krümmungsverhalten von f(t) kann so eingeschränkt werden. Die Einschränkung ist insbesondere sinnvoll, um die Bestrahlungsdauern in gewissen Grenzen zu halten. So ist beispielsweise bekannt, dass zu lange Bestrahlungszeiten (etliche 100 ms) die Gefahr von unwillkürlichen Augenbewegungen des Patienten mit sich bringen. Besonders bei der Lasertherapie im Bereich der Makula will man dies vermeiden. Legt die erfindungsgemäße Messung der Anfangssteigung des Bewertungsmaßes indes nahe, dass nur eine sehr kurze Bestrahlungszeit (z.B. < 30 ms) zur Koagulation nötig wäre, so bestünde aufgrund der dann sehr schnellen Erhitzung und beginnender Vaporisation die Gefahr von retinalen Blutungen, wie in der Literatur für Pulsdauern weniger Millisekunden gut dokumentiert ist.

Sofern die berechnete Fitfunktion den Korridor, der vorzugsweise zum Vergleich im Datenspeicher vorgehalten wird z.B. in der Form zweier Limitfunktionen f _m i _n (t) und f _ma χ(t), zwischen denen sich f(t) bewegen darf, während der Anfangsphase nicht einhält, wird der Thera- pielaser vorzugsweise deaktiviert bis das Gewebe wieder auf seine Ausgangstemperatur abgekühlt ist. Da die Anfangsphase nur kurz ist, ist dies sehr schnell der Fall, und das Gewebe hat noch keinen Schaden genommen. Die Auswerteeinrichtung gibt der Steuereinrichtung die Anweisung, die Leistung des Therapielasers zu steigern, wenn die Fitfunktion den Korridor nach unten verläßt, oder anderenfalls zu verringern. Das Ausmaß der Leistungsanpassung sollte sich vorzugsweise am Ausmaß der Abweichung zwischen Fitfunktion und Korridor orientieren. Die einfachste zweckmäßige Anpassung besteht in der Multiplikation der Laserleistung mit dem Verhältnis der mittleren gewünschten Steigung des Bewertungsmaßes (die ja vorgegeben ist) zur tatsächlich am Laserspot gemessenen Steigung. Anstelle der Laserleistung kann auch die Strahlungsintensität (Leistung/Fläche) durch entsprechende Strahlaufweitαng oder -Verengung geändert werden.

Wenn der Therapielaser schließlich wieder aktiviert wird, beginnt der obige Mess- und Bewertungsvorgang am selben Laserspot mit der nunmehr veränderten Leistung von vorn. Die Anpassungsschritte werden solange wiederholt, bis das Positivkriterium schließlich erfüllt ist. Das erneute Aktivieren des Therapielasers muss - im Unterschied zur oben genannten manuellen Aktivierung beim übergang von einem Laserspot zum nächsten — zwischen den ver-

schiedenen Anpassungen der Laserleistung vollautomatisch geschehen. Verschiedene Leistungseinstellungen kann die Vorrichtung in Bruchteilen einer Sekunde vornehmen und an der Retina „ausprobieren". Der behandelnde Arzt sieht die Automatik nicht und hält den Applikator währenddessen nur auf den von ihm gewählten Therapiepunkt gerichtet. Müsste er den Therapielaser selbst aktivieren, würde er durch die Bewegung höchstwahrscheinlich den Laserspot verschieben, und die Anpassung würde ggf. nie gelingen.

Ein Spezialfall der vorangehenden Ausgestaltung mit iterativer Anpassung der Laserintensität (Leistung und/oder Bestrahlungsfläche) ist die Ein-Schritt-Iteration, die besonders erwähnt werden sollte. Hierbei wird bei Feststellen einer Abweichung des Anfangsverlaufs des Bewertungsmaßes vom vorgegebenen Korridor keine Deaktivierung des Therapielasers vorgenommen. Stattdessen erfolgt die Anpassung der Therapielaserleistung - wie beschrieben durch Multiplikation mit einem Verhältniswert - im laufenden Betrieb. Die Zeit t _coag bis zum Einsetzen der Koagulation wird hier nicht gesondert berechnet, sondern ergibt sich aus dem vor- ab bekannten Verlauf der gewünschten Kurve, z.B. in der Mitte des Korridors, d.h. sie ist vorgegeben.

Diese spezielle Ausgestaltung der Erfindung ist gewiss etwas ungenauer als oben beschriebene Vorrichtung mit Iteration, denn sie verzichtet auf die Kontrolle des Erfolges der Steuer- maßnähme und auf deren Optimierung. Jedoch hat sie den Vorteil, zu garantieren, dass die Behandlungsdauer eines einzelnen Laserspots der heute üblichen entspricht.

Im Unterschied dazu sorgt die iterativ arbeitende Vorrichtung sicher für eine Annäherung des Bewertungsmaßes an den Sollverlauf bzw. Korridor. Praktisch wird das am aktuellen Laser- spot vorliegende Absorptionsvermögen gemessen, und eine vollautomatische Anpassung der Laserleistung bewirkt, dass die Energiedeponierung an allen Laserspots in gleicher Weise, insbesondere mit demselben zeitlichen Verlauf, erfolgt. Hierin wird die derzeit bestmögliche Garantie gesehen, eine gleich bleibende Schädigung während der gesamten Behandlung hervorzurufen.