DE3319203A1

DE3319203A1 - Verfahren und vorrichtung zur dosismessung bei der photokoagulation

Info

Publication number: DE3319203A1
Application number: DE19833319203
Authority: DE
Inventors: Walter Dipl.-Phys. Dr. 7923 Königsbronn Lang; Gerhard Prof. Dr. 7080 Aalen Müller; Eugen Dipl.-Phys. 7081 Essingen Weimer
Original assignee: Carl Zeiss SMT GmbH; Carl Zeiss AG
Current assignee: Carl Zeiss SMT GmbH; Carl Zeiss AG
Priority date: 1983-05-27
Filing date: 1983-05-27
Publication date: 1984-11-29
Also published as: US4644948A; GB2141225A; GB2141225B; DE3319203C2; GB8413372D0; FR2546401A1; JPS59225057A

Description

	Z.	331920
5	Firma Carl Zeiss, 7920 Heidenheim (Brenz)
10
15	Verfahren und Vorrichtung zur Dosis
	messung der Photokoagulation
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25
30
35
		83014 P
		83014 G

ΊΤΓ5ΊΌ

Verfahren und Vorrichtung zur Dosismessung bei der Photokoagulation

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Dosismessung bei der Photokoagulation am Augenhintergrund. 5

Die Photokoagulation am Augenhintergrund wird entweder mit dem Licht einer Xenon-Hochdrucklampe oder mit Laserlicht durchgeführt. Dabei ist es erforderlich, die Dosis der zur Therapie verwendeten Strahlungsenergie zu bestimmen.
10

Üblicherweise benutzt der behandelnde Arzt die auftretende Weißfärbung des koagulierten Zellplasmas als subjektives Maß für die im Augenhintergrund absorbierte Strahlendosis. Es sind Vorschläge zur objektiven Dosisbestimrrrun/g gemacht worden, die vom Koagulationsort rückgestreute Intensität zur Dosierung der Therapiestrahlung zu verwenden. Auch diese Messungen sind mit Unsicherheiten behaftet, da die Zellstrukturen von. Patient zu Patient und auch auf der Retina ein und derselben Patienten stark unterschiedlich sind, und die vom Koagulationsort rückgestreute Intensität von der Zellstruktur abhängt.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen für die Dosismessung bei der Photokoagulation brauchbaren Parameter und eine Vorrichtung zur Bestimmung dieses Parameters anzugeben.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß das von der Therapiestrahlung im Augenhintergrund angeregte Fluoreszenzlicht von der Therapiestrahlung getrennt und einem Photodetektor zugeführt wird. Dabei ist im Therapiestrahlengang ein Verschluß zur Freigabe und Abschaltung der Strahlung angeordnet und ein Strahlenteiler, der einen Teil der Therapiestrahlung zu einem ersten Photodetektor und den anderen Teil zum Patientenauge lenkt sowie ein weiterer Strahlenteiler, der die vom Augenhintergrund emittierte Fluoreszenzstrahlung aus der auf das Auge auftreffenden Therapiestrahlung auskoppelt und einem zweiten Photodetektor zuführt.

Zweckmäßigerweise ist zwischen dem zweiten Strahlenteiler und dem zweiten Photodetektor ein Sperrfilter vorgesehen.

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In einem vorteilhaften Ausführungsbeispiel der Erfindung ist zwischen dem Sperrfilter und dem zweiten Photodetektor ein weiterer Strahlteiler vorgesehen, der eine Direktbeobachtung des Koagulationsvorganges durch den Arzt erlaubt. Zu diesem Zweck kann auch ein mit einem Loch versehener Umlenkspiegel verwendet werden.

Zur Leitung der Therapie- und der Fluoreszenzstrahlung kann vorteilhafterweise auch eine Glasfaser verwendet werden. Diese könnte auch intraokular geführt werden zur Endophotokoagulation. Mit besonderem Vorteil kann die Vorrichtung zur Dosismessung mit Spaltlampen oder Operationsmikroskopen verwendet werden.

In einem zweckmäßigen Ausführungsbeispiel der Erfindung ist zur Öffnung und Schließung des Verschlußes für die Freigabe und Abschaltung der Therapiestrahlung eine elektronische Schaltung vorgesehen.

Außerdem kann als zusätzliches Sicherheitssystem eine Zeitbegrenzung für die Dosisleistung vorgesehen sein.

Die mit der Erfindung erzielten Vorteile bestehen darin, daß die zur Koagulation notwendige Strahlendosis aus dem Fluoreszenzverhalten der in den Blutgefäßen bzw. in der Netzhaut vorhandenen Pigmente, etwa Hämoglobin, Melanin und Xanthophyll, objektiv bestimmbar ist. So durchläuft die Fluoreszenzintensität während der Koagulation ein Minimum, welches eine Beendigung des Denaturierungsvorganges anzeigt und somit ein objektives Maß für den Verlauf der Photokoagulation darstellt. Auch treten Unterschiede im spektralen Verlauf der Fluoreszenz auf, welche bei Mehrbandendetektion bei verschiedenen Wellenlängen sogar eine Un-' terscheidung des Fluoreszenzentstehungsortes ermöglichen, da in den Blutgefäßen hauptsächlich Hämoglobin als fluoreszierende Substanz vorhanden ist, während im Pigmentepithel vorrangig Melanin und Xanthophyll gemessen werden.

Als Beispiel für diese Zusammenhänge werden die Ergebnisse der Untersuchung der Absorption und des Fluoreszenzverhaltens vom Vollblut und durchblutetem Gewebe während der Koagulation in Form van Meßkurven dargestellt.

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Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in der Zeichnung dargestellt und werden im folgenden näher beschrieben. Es zeigen

Fig. 1 ein Beispiel für die Strahlführung in einem Laser-Photokoagulator mit Fluoreszenz-Detektion;

Fig. 2 ein weiteres Beispiel für die Strahlführung in einem Laser-

Photokoggulator mit Fluorenz-Detektion unter Verwendung einer Glasfaser für Endophotokoagulation; 10

Fig. 3 das Blockbild einer elektronischen Schaltung zur Steuerung des Verschlußes für die Therapiestrahlung;

Fig. 4 ein in einem Lasermikroskop integrierter Laser-Photokoagulator;

Fig. 5 Fluoreszenzspektren von Blut zu Beginn und nach Beendigung der Koagulation;

20Fig. 6 den zeitlichen Verlauf der Fluoreszenzintensität von Blut in Abhängigkeit von der Laserleistung;

Fig. 7 eine Zusammenstellung der Fluoreszenzspektren verschieden behandelter Blutseren.

Bei der in Fig. 1 dargestellten Vorrichtung ist die Laserlichtquelle mit 15 bezeichnet, der Laserstrahl 16c wird durch optische Elemente 13a, 13b auf den Durchmesser der Augenpupille aufgeweitet und als paralleles Bündel 16 auf eine optische Verschlußvorrichtung 12 gelenkt. Im weiteren Strahlengang ist ein Strahlteiler 3 angeordnet, der einen Anteil der als Therapiestrahlung verwendeten Laserstrahlung 16 auskoppelt und diesen Anteil 16b einem Photodetektor 4 zur Messung zuführt. Der Hauptteii der Therapiestrahlung 16a wird über den Strahlteiler 3 zu einem zweiten Strahlteiler 5 reflektiert und gelangt von dort in das Auge 11 des Patienten. Am Augenhintergrund lla findet die Photokoagulation statt. Durch die Bestrahlung werden das im Blut des Patienten enthaltene Hämoglobin und dessen Abbauprodukte zur Fluoreszenz ange-

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regt. Bei der Koagulation findet ein Ausbleichen dieser Fluoreszenz durch Deneaturierung und Maskierung der Hämoglobin-Moleküle statt. Das vom Auge 11 ausgehende Fluoreszenzlicht 17 wird durch den Strahlteiler 5 von der Therapiestrahlung 16a getrennt und durch einen Spiegel 6 auf Seinen zweiten Photodetektor 7 gelenkt. Durch ein Loch 9 im Spiegel 6 gelangt ein Anteil des Fluoreszenzlichtes und der Umgebuhgsbeleuchtung in das Auge 10 des Arztes. Zur vollständigen Unterdrückung der Therapiestrahlung, die im Ausführungsbeispiel eine Wellenlänge von = 488 nm aufweist, wird hinter dem Strahlteiler 5 ein Sperrfilter 8 angebracht, welches für Wellenlängen oberhalb von 495 nm durchlässig ist.

In dem in Fig. 2 dargestellten Ausführungsbeispiel der Erfindung sind für die gleichartigen optischen Elemente gleiche BezugSpeichen wie in Fig. 1 verwendet. Von dem Ausführungsbeispiel nach Fig. 1 unterscheidet sich das in Fig. 2 dargestellte Beispiel dadurch, daß die Therapiestrahlung 16 durch eine Glasfaser 14 mit der Endlinse 18 in das Auge des Patienten zum Zwecke der Endophotokoagulation geführt wird. Das vom Auge ausgehende Fluoreszenzlicht wird ebenfalls über die Glasfaser 14 geführt und durch den Strahlteiler 3 von der Therapiestrahlung Io getrennt. Auch bei diesem Ausführungsbeispiel wird ein zusätzliches Sperrfilter 8 vor dem Photodetektor 7 verwendet. Mit dem. Photodetektor 4 wird die Intensität der Therapiestrahlung gemessen.

Die in Fig. 3 dargestellte elektronische Schaltung sorgt für die Freigäbe und Abschaltung der Therapiestrahlung mit Hilfe des in Fig. 1 und Fig. 2 verwendeten Verschlußes 12. Die Abschaltung der Strahlung soll nach Beendigung der punktuellen Koagulation erfolgen. Sie wird ausgelöst, sobald entweder eine bestimmte Lichtmenge ins Auge 11 des Patienten gelangt ist (Sicherheitsschaltung), oder nach dem die Fluoreszenzintensität ein Minimum erreicht hat. Dieses Minimum wird durch eine elektronische Schaltung bestimmt, welche den Nulldurchgong des differenzierten Fluoreszenzsignales erkennt. Es wird also das vom Photodetektor 4 gemessene Therapielicht von der Sicherheitsschaltung zeitlich integriert ( dt) und das vom Photodetektor 7 kommende Fluoreszenzlicht zeitlich differenziert (_iL ).

dt

Bei dem in Fig. 4 dargestellten Lasermikroskop wird das vom Laser 425

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kommende monochromatische Licht nach Umlenkung an einem Spiegel 424 und Aufweitung durch optische Elemente 423, 422, 418 mit Hilfe eines chromatischen Strahltellers 417 über eine Hilfslinse 415 und einen weiteren Strahlteiler 43 in das Mikroskop eingekoppelt und durch das Objektiv auf die Probe 41 fokussiert. Die Probe 41 ist in x,y Richtung beweglich, die Linse 418 ist in x,y,z Richtung beweglich. Vor der Linse 418 ist ein Filter 421 angebracht. Zur Objektbeleuchtung sind die Lampe und der Kollektor 419 vorgesehen. Das von der Probe ausgehende Fluoreszenzlicht wird breitbandig mit einem Photomultiplier. 414 gemessen oder nach spektraler Zerlegung mit Hilfe eines nicht eingezeichneten Monochromators mit einem Vielkanaldetektorsystem registriert. Im Bestrahlungsstrahlengang ist eine Leuchtfeldblende 416, und im Fluoreszenzstrahlengang ein Sperrfilter 44 vorgesehen. Als Bestandteile des Lasermikroskops sind ein weiterer Strahlteiler 45 vorgesehen, der für Direktbeobachtung einen Anteil des Fluoreszenzlichtes über eine Linse 46 und ein Okular 47 in das Auge 8 eines Beobachters lenkt. Weiterhin sind im Lasermikroskop eine Linse 4? vorgesehen, welche das Fluoreszenzlicht am Ort einer Meßblende vor dem Photomultiplier 414 fokussiert.

In der Darstellung der Meßergebnisse in Fig. 5 sind auf der Abszissenachse die Werte für die Wellenlänge der Fluoreszenzstrahlung und auf der Ordinatenachse die relative Intensität aufgetragen. Das Fluoreszenzspektrum von Vollblut stimmt zu Beginn des Koagulationsprozesses weitgehend mit dem Spektrum des reinen Hämoglobins überein. Die breite Bande bei 570 nm im Spektrum von Hämoglobin entspricht einer Raman-Schwingungsbande des Lösungsmittels Wasser. Sie ist im Vollblut nicht vorhanden. Während des Koagulationsprozesses wird das Fluoreszenzspektrum breiter, was auch visuell durch den Wechsel von einem grünlichen Farbeindruck zu einem gelblichen Farbeindruck erkennbar ist.

Die mit 30 bezeichnete Kurve bezieht sich auf Vollblut zu Beginn der Koagulation, die Kurve 31 auf Vollblut nach Beendigung der Koagulation und 32 auf Hämoglobin 10""' molar in Wasser, wobei der Pfeil 33 auf die. Ramanbande hinweist.

In Fig. 6 ist eine Registrierung des zeitlichen Verlaufs der Fluoreszenzintensität von Vollblut dargestellt, wobei auf der Ordinatenachse

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wieder die Werte für die relative Intensität aufgetragen sind. Aus der Meßkurve geht hervor, daß die Fluoreszenzintensität je nach Bestrahlungsstärke schnell abfällt, ein Minimum durchläuft und dann langsam auf einen bestimmten Endwert ansteigt. Dieses Minimum ist besonders bei höherer Laserleistung gut ausgeprägt und wird bei den Modellmessungen bei einer Laserleistung von 600 mW nach ca. 0,2 s erreicht. Zu diesem Zeitpunkt beginnt auch die Verbreiterung des Fluoreszenzspektrums, was ebenfalls auf eine Beendigung des Koagulationsprozesses hinweist.

Durch Mehrbanddetektion der Fluoreszenz ist auch eine Unterscheidung des Fluoreszenzentstehungsortes möglich.

In der Zusammenstellung der Fluoreszenzspektren in Fig. 7 gelten die Bezeichnungen
50 für Blutserum hellgelb gefärbt

51 für Blutserum durch Hämolyse rot gefärbt

52 für Harn

53 für verdünntes und hämolysiertes Citratblut

54 für Bilirubin in CCl₄.
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Dargestellt ist die registrierte Intensität in Impulsen/See gegen die Frequenzverschiebung in cm"' und zwar ohne eine Korrektur der Absorption oder der spektralen Nachweisempfindlichkeit. Zum Vergleich ist der spektrale Verlauf der Nachweisempfindlichkeit 45 (Bezugiouf die Laserintensität in mW, in willkürlichen Einheiten) angegeben.

Claims

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Potentqnsprüchej

/ 1. (Verfahren zur Dosismessung bei der Photokoagulation am Augenhinter-

grurvd mitteis Laserlicht als Therapiestrahlung, dadurch gekennzeichnet, daß das von der Therapiestrahlung im Augenhintergrund angeregte Fluoreszenzlicht, von der Therapiestrahlung getrennt und einem Photodetektor zugeführt wird, wobei das Zeitverhalten des Fluoreszenz-Ausbleich Vorganges zur Bestimmung der absorbierten Strahlungsdosis
genutzt wirif.
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2. Vorrichtung^zur Durchführung des Verfahrens nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß im Strahlengang (16 in Fig. 1) eines Lasers (15.) ein Verschluß (12) zur Freigabe und Abschaltung der Therapiestrahlung (16) angeordnet ist, daß über einen Strahlenteiler (3) ein Teil der Therapiestrahlung (16b) zu einem ersten Photodetektor (4) und
der andere Teil der Therapiestrahlung (16a) zum Patientenauge (11)
gelenkt wird, daß die vom Augenhintergrund (lla) emittierte Fluoreszenzstrahlung (17) über einen Strahlenteiler (5) und ein Sperrfilter (8) auf einen zweiten Photodetektor (7) fällt.

3. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß zwischen
dem Sperrfilter (8) und dem Photodetektor (7) ein Strahlteiler vorgesehen ist, der eine Direktbeobachtung des Koagulationsvorganges
durch den Arzt erlaubt.

4. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß eine Glasfaser (14 in Fig. 2) zur Leitung der Anregungsstrahlung (16) und der Fluoreszenzstrahlung (17) vorgesehen ist.

305. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß zur Öffnung und Schließung des Verschlußes (12) eine elektronische Schaltung
vorgesehen ist.