DE102010012809A1 - Device for determining e.g. three-dimensional temperature distribution within e.g. water-containing tissue, has evaluation unit determining temperature-dependent opto-acoustic effect by analyzing optical coherence tomography signal - Google Patents

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Carl Zeiss Meditec AG
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Abstract

The device has an opto-acoustic laser coupled with an optical coherence tomography (OCT) system for dynamic detection and evaluation of a speckle pattern resulting from reflectance and scattering of a coherent light at a tissue i.e. water-containing tissue. An evaluation unit (10) determines temperature-dependent opto-acoustic effect by analyzing an OCT signal and assigns the temperature to a spatial tissue structure. The evaluation unit determines the temperature assignable to the tissue structure by analyzing temperature-dependent time modulation of a Doppler signal. An independent claim is also included for a method for determining three-dimensional temperature distribution and/or change in temperature within in a water-containing tissue.

Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung und ein Verfahren zur dreidimensionalen optischen Temperaturmessung, welches es ermöglicht, in Gewebe bzw. für herkömmliche, im infraroten Spektralbereich messende Thermografiekameras oder optische Thermosensoren insbesondere aufgrund der Wasserabsorption nicht zugängliche Volumina, dreidimensional ein Temperaturprofil zu ermitteln.The invention relates to a device and a method for three-dimensional optical temperature measurement, which makes it possible to determine a temperature profile in tissue or for conventional, in the infrared spectral range measuring thermographic cameras or optical thermal sensors, in particular due to the water absorption inaccessible volumes.

Die aktuell bekannten kontaktfreien Methoden zur 2- oder 3-dimensionalen Temperaturmessung bzw. Thermografie beruhen auf dem im Folgenden beschriebenen PrinzipThe currently known non-contact methods for 2-dimensional or 3-dimensional temperature measurement or thermography are based on the principle described below

Jeder Körper mit einer Temperatur oberhalb des absoluten Nullpunktes sendet Wärmestrahlung aus. Im Idealfall entspricht das Spektrum der ausgesandten Strahlung dem eines Schwarzen Strahlers. Mit steigender Temperatur verschiebt sich das ausgesandte Spektrum zu kürzeren Wellenlängen. Bei einigen hundert Grad Celsius beginnt der Körper schließlich zu glühen, so dass die erzeugte Strahlung auch für den Menschen sichtbar ist. Die Thermographie wird bevorzugt im infraroten Bereich eingesetzt, also bei Objekttemperaturen, die im Bereich der gewöhnlichen Umgebungstemperaturen liegen.Every body with a temperature above the absolute zero emits heat radiation. Ideally, the spectrum of the emitted radiation corresponds to that of a blackbody. As the temperature increases, the emitted spectrum shifts to shorter wavelengths. At some hundred degrees Celsius, the body finally begins to glow, so that the generated radiation is also visible to humans. The thermography is preferably used in the infrared range, ie at object temperatures that are within the range of the usual ambient temperatures.

Damit bei Messungen an weiter entfernt liegenden Objekten die Wärmestrahlung der zwischen Objekt und Kamera liegenden Atmosphäre die Messung nicht verfälscht, arbeiten die Kameras in der Regel in eingeschränkten Wellenlängenbereichen, in denen die Atmosphäre wenig Eigenstrahlung emittiert (und absorbiert). Ein solches „Fenster” liegt beispielsweise im Bereich von etwa 8 bis 14 μm.In order to ensure that measurements of objects located farther away do not distort the thermal radiation of the atmosphere between the object and the camera, the cameras generally work in restricted wavelength ranges in which the atmosphere emits (and absorbs) little of its own radiation. Such a "window" is for example in the range of about 8 to 14 microns.

Die Kameras sind im Prinzip wie eine normale elektronische Kamera für sichtbares Licht aufgebaut: Durch ein Objektiv mit Linsen wird ein Bild auf einen elektronischen Bildsensor projiziert. Mit herkömmlichen Filmen ist die Aufzeichnung von sehr langwelliger Strahlung dagegen nicht möglich. Die Sensoren unterscheiden sich in Aufbau und Funktionsweise auch je nach zu detektierender Wellenlänge.The cameras are in principle like a normal electronic camera for visible light built: Through a lens with lenses, an image is projected onto an electronic image sensor. With conventional films, however, the recording of very long-wave radiation is not possible. The sensors also differ in structure and mode of operation depending on the wavelength to be detected.

Dabei ist insbesondere der infrarote Spektralbereich von ca. 5–14 μm Wellenlänge, bei dem jedoch eine starke Wasserabsorption vorliegt von großem Nutzen Kameras für den Wellenlängenbereich von 8 bis 14 μm verwenden eine Optik aus Salzen wie Natriumchlorid (Kochsalz), Silbersalze oder aus Silicium und Germanium. Kameras für kürzere Wellenlängenbereiche um 2 bis 5 μm verwenden spezielle Gläser.In particular, the infrared spectral range of about 5-14 microns wavelength, but in which there is a strong water absorption is of great use cameras for the wavelength range of 8 to 14 microns use optics of salts such as sodium chloride (common salt), silver salts or of silicon and germanium. Cameras for shorter wavelength ranges of 2 to 5 μm use special lenses.

Elektronische BildsensorenElectronic image sensors

Es existieren verschiedene Verfahren, nach denen im Infrarot empfindliche Bildsensoren funktionieren. Bei sehr kurzen Wellenlängen um 800 nm kommen Siliziumsensoren zum Einsatz. Sie wandeln die Photonen über den photoelektrischen Effekt direkt in einen Photostrom um.There are several methods by which infrared sensitive image sensors work. At very short wavelengths around 800 nm, silicon sensors are used. They convert the photons directly into a photocurrent via the photoelectric effect.

Für Wellenlängen von 1 bis 2 μm (SWIR) verwendet man Indium-Gallium-Arsenid-Sensoren (InGaAs) oder Bleisulfid-Sensoren. Im Wellenlängenbereich 3–5 μm (MWIR) werden hauptsächlich Indium-Antimon-Detektoren (InSb) und Cadmium-Quecksilber-Tellurid-Detektoren (MCT) verwendet. Ein Kaltfilter begrenzt dabei die Wellenlänge nach unten. Indium-Antimon-Detektoren mit entsprechenden Kaltfiltern bieten einen empfindlichen Spektralbereich von 1 bis 5 μm. Für den langwelligen Bereich von 8 bis 14 μm (LWIR) werden häufig Gallium-Arsenid-Detektoren (QWIP) sowie Cadmium-Quecksilber-Tellurid-Detektoren verwendet. Mikrobolometerarrays, die die Strahlung über eine Erwärmung eines Sensorelements detektieren, sind für diesen Wellenlängenbereich ebenfalls gut geeignet. Gängige Materialien für Mikrobolometerarrays sind Vanadiumoxid (VOx) oder amorphes Silizium (a-Si).For wavelengths of 1 to 2 μm (SWIR), indium gallium arsenide sensors (InGaAs) or lead sulfide sensors are used. In the wavelength range 3-5 μm (MWIR) mainly indium antimony detectors (InSb) and cadmium mercury telluride detectors (MCT) are used. A cold filter limits the wavelength downwards. Indium-antimony detectors with corresponding cold filters offer a sensitive spectral range of 1 to 5 μm. For the long-wavelength range of 8 to 14 μm (LWIR), gallium arsenide detectors (QWIP) and cadmium mercury telluride detectors are frequently used. Microbolometer arrays, which detect the radiation via heating of a sensor element, are also well suited for this wavelength range. Common materials for Mikrobolometerarrays are vanadium oxide (VOx) or amorphous silicon (a-Si).

Die gesamte herkömmliche Thermografie versagt jedoch, wenn z. B. am Augenhintergrund, also im Prinzip durch eine cm-dicke Wasserschicht hindurch Temperaturen gemessen werden sollen.The entire conventional thermography fails, however, if z. B. on the fundus, so in principle by a cm-thick layer of water to be measured temperatures.

Daher wurden z. B. optoakustische Verfahren entwickelt um diesen Nachteil zu beseitigen:
In der DE 30 24 169 ist ein Verfahren zum Betreiben eines Photokoagulators für biologisches Gewebe beschrieben. In der DE 39 36 716 ist eine Vorrichtung zur thermischen Veränderung von biologischem Gewebe beschrieben.Therefore, z. B. optoacoustic method is developed to eliminate this disadvantage:
In the DE 30 24 169 For example, a method of operating a biological tissue photocoagulator is described. In the DE 39 36 716 a device for thermal modification of biological tissue is described.

Nachteilig bei den in den beiden Druckschriften beschriebenen Vorrichtungen ist jedoch, dass bei deren Anwendung erhaltungswürdiges Gewebe (insbesondere die in Strahlrichtung vor dem retinalem Pigmentepithel befindliche Photorezeptorenschicht) zerstört wird.A disadvantage of the devices described in the two publications, however, is that when they are used, tissue worth preserving (in particular the photoreceptor layer located in the beam direction in front of the retinal pigment epithelium) is destroyed.

Deshalb wurde bereits in der Vergangenheit die Aufgabe gelöst, ein Koagulationssystem zur Koagulation von organischen Geweben bereitzustellen, das die Zerstörung erhaltungswürdigen Gewebes minimiert, indem bei Erreichen einer definierten Temperatur im Koagulationspunkt die lokale Behandlung abgebrochen wird.Therefore, the problem has already been solved in the past to provide a coagulation system for coagulation of organic tissues, which minimizes the destruction of tissue worth preserving, by stopping local treatment when a defined temperature at the coagulation point is reached.

Ein Beispiel ist die DE 101 359 44 . Dort wird ein temperaturgesteuertes Koagulationssystem zur Koagulation von organischen Geweben, insbesondere der Retina beschrieben, aufweisend einen kontinuierlichen Koagulationslaser und einen gepulsten Meßlaser, einen Detektor, eine Steuerungseinrichtung und einen Unterbrecher, wobei der Koagulationslaser eingerichtet ist, einen Koagulationsstrahl zu emittieren und der Meßlaser eingerichtet ist im Zielgebiet des Koagulationslasers ein temperaturabängiges Meßsignal für den Detektor zu generieren, der Detektor einen die Wirkung der applizierten Strahlung bewertenden Temperatursensor aufweist und eingerichtet ist, ein Signal zu detektieren und die Detektion eines Signals an die Steuerungseinrichtung weiterzuleiten, die Steuerungseinrichtung eingerichtet ist, einen Unterbrecher zu aktivieren, der Unterbrecher eingerichtet ist, das Emittieren von Wellen mit mindestens einer Wellenlänge des Arbeitsstrahls des Lasers zu unterbrechen, und das Signal zu einem Koagulationsgrad bzw. der Temperatur des Gewebes korrespondiert.An example is the DE 101 359 44 , There is described a temperature-controlled coagulation system for coagulation of organic tissues, in particular the retina, comprising a continuous coagulation laser and a pulsed measuring laser, a detector, a control device and a breaker, wherein the coagulation laser is arranged to emit a coagulation and the measuring laser is set up in the target area of the coagulation laser to generate a temperaturabängiges measurement signal for the detector, the detector one of the effect of applied radiation-evaluating temperature sensor and is adapted to detect a signal and forward the detection of a signal to the control means, the control means is arranged to activate a breaker, the interrupter is arranged to emit waves having at least one wavelength of the working beam of the laser to interrupt, and the signal corresponds to a degree of coagulation or the temperature of the tissue.

Nachteilig an dieser Lösung zu einer temperaturgesteuerten Laser-Photokoagulation ist, dass man nur ein während einer Laserkoagulation zur Kontrolle des integralen Temperaturverlaufes innerhalb eines Koagulationsspots fähiges Temperaturmeßsystem zur Verfügung stellen kann und nur im Kontakt mit dem Auge die Meßsignale erhält.A disadvantage of this solution to a temperature-controlled laser photocoagulation is that you can only provide a temperature measuring system that is capable of controlling the integral temperature curve within a coagulation spot during a laser photocoagulation and only receives the measuring signals in contact with the eye.

In der DE 103 01 416 B1 , auf deren kompletten Inhalt hiermit Bezug genommen wird, ist eine Vorrichtung und ein Verfahren zur kontaktlosen Temperaturüberwachung und -regelung angegeben, bei welcher eine Temperaturänderung an der Koagulationsstelle interferometrisch bestimmt werden soll. Dabei geht diese Schrift davon aus, dass durch die Temperaturänderung eine Brechzahländerung in einem abgegrenzten Volumen erfolgt, welche dann interferometrisch bestimmt wird. Allerdings ist wie dort bereits beschrieben dieser Effekt sehr gering, da temperaturbedingte Brechzahländerung und Ausdehnung des Messvolumens sich teilweise aufheben. Als Analysemethode ist in dieser Schrift auch OCT (Optische Kohärenztomographie) erwähnt.In the DE 103 01 416 B1 , to the entire contents of which reference is hereby made, an apparatus and a method for contactless temperature monitoring and control is specified, in which a temperature change at the coagulation point is to be determined interferometrically. In this case, this document assumes that the change in temperature causes a refractive index change in a delimited volume, which is then determined interferometrically. However, as already described, this effect is very small, since temperature-induced refractive index change and expansion of the measuring volume cancel each other out. As an analysis method in this document also OCT (Optical Coherence Tomography) is mentioned.

Aufgabe der Erfindung ist es, die Nachteile des Standes der Technik zu überwinden und eine genauere Möglichkeit zur Bestimmung einer dreidimensionalen Temperaturverteilung insbesondere innerhalb von Gewebe oder am Augenhintergrund anzugeben.The object of the invention is to overcome the disadvantages of the prior art and to provide a more accurate way of determining a three-dimensional temperature distribution, especially within tissue or on the ocular fundus.

Diese Aufgabe wird durch die in den Ansprüchen 1 bis 4 angegebenen Merkmale gelöst.This object is achieved by the features specified in claims 1 to 4.

Die erfindungsgemäße Lösung sieht dazu eine Vorrichtung zur optischen Kohärenztomografie (OCT) vor, die ein dreidimensionales Bild von Gewebestrukturen aufgrund der Streu- und/oder Reflexionseigenschaften des Gewebes erzeugen kann. Dabei können die verschiedenen technologischen Ausführungsformen eines OCT Systems Anwendung finden. Das sind Systeme, die auf dem time-domain oder insbesondere auf dem spectral domain Prinzip basieren. Dabei führen diese Systeme einen A-scan in Richtung der optischen Einstrahlrichtung in das Gewebe aus, um die Tiefeninformation aus dem insbesondere wasserhaltigen Gewebe zu erhalten. Weiterhin kann durch die laterale Auslenkung des Meßstrahles ein sogenannter B-Scan durchgeführt werden, um Schnittbilder des Gewebes zu erhalten. Aus mehreren B-Scans kann so ein dreidimensionales Volumen dargestellt werden. Die Wellenlängen des OCT Systems werden im transparenten bzw. teiltransparenten Bereich des zu untersuchenden Gewebes, insbesondere im nahen Infrarotbereich von ca. 700–1400 nm ausgewählt.The solution according to the invention therefore provides an apparatus for optical coherence tomography (OCT), which can produce a three-dimensional image of tissue structures on the basis of the scattering and / or reflection properties of the tissue. The various technological embodiments of an OCT system can be used. These are systems based on the time-domain or in particular on the spectral domain principle. In this case, these systems perform an A-scan in the direction of the optical irradiation direction into the tissue in order to obtain the depth information from the tissue, in particular water-containing. Furthermore, a so-called B-scan can be performed by the lateral deflection of the measuring beam in order to obtain sectional images of the tissue. From several B-scans can be represented as a three-dimensional volume. The wavelengths of the OCT system are selected in the transparent or partially transparent region of the tissue to be examined, in particular in the near infrared range of about 700-1400 nm.

Weiterhin sieht die erfindungsgemäße Lösung ein optoakustisch wirkendes Lasersystem vor, dessen insbesondere gepulste Strahlung auf das mittels des OCT-Systems zu untersuchende Volumen gestrahlt wird. Dabei kann die Strahlung großflächig auf das insgesamt zu untersuchende Volumen gestrahlt werden oder auch als gebündelter Strahl parallel zum gescannten OCT-Strahl geführt werden. Geeignete Wellenlängen des optoakustisch wirkenden Lasersystems werden insbesondere auch im transparenten oder teilstransparenten Bereich des zu untersuchenden Gewebes ausgewählt. So sind Wellenlängen von ca. 300–1400 nm vorgesehen. Als Pulslängen sind ca. 1 p5–ca. 100 ms, besonders von 0,5 ns bis 1 ms und insbesondere von ca. ins bis 10 μs vorgesehen. Dabei ist eine optoakustische Wirkung ganz besonders bei ca. ins Pulslänge des Lasers mit höchster Effizienz zu erwarten. Da die Optoakustik auf der Absorption von Gewebebestandteilen, insbesondere von Chromophoren wie Melanin und Hämoglobin beruht, ist erfindungsgemäß vorgesehen, geeignete Wellenlängen für die ausgewählten Ziele im Gewebe zu benutzen. So ist eine grüne Wellenlänge von 514 oder 532 nm bei der Untersuchung der Retina des Auges aufgrund der hohen Melaninabsorption des retinalen Pigmentepithels (RPE) vorteilhaft. Andererseits ist zur Minimierung von Blendungseffekten bei Augenuntersuchungen eine infrarote Wellenlänge vorteilhaft, die jedoch tiefer in das Gewebe eindringt und auch Einblicke hinter das RPE der Retina des Auges gestattet. Bei Augenuntersuchung ist gemäß den Sicherheitsstandards die maximal zulässigen Bestrahlungswerte (MZB) insbesondere des Auges bei Augenuntersuchungen zu beachten. Diese ist in W/cm2 oder J/cm2 je nach eingesetzter Wellenlänge und Pulslänge des optoakustisch wirkenden Lasers innerhalb der erfindungsgemäßen Vorrichtung zu unterschreiten. Die entsprechende Daten sind der Norm DIN EN 60825-1 (insbesondere Tab.6 bzw. 8) zu entnehmen.Furthermore, the solution according to the invention provides for an opto-acoustically acting laser system whose pulsed radiation, in particular, is irradiated onto the volume to be examined by means of the OCT system. In this case, the radiation can be irradiated over a large area to the total volume to be examined or as a bundled beam parallel to the scanned OCT beam. Suitable wavelengths of the optoacoustically acting laser system are selected in particular also in the transparent or partially transparent region of the tissue to be examined. Thus, wavelengths of about 300-1400 nm are provided. As pulse lengths are approx. 1 p5-approx. 100 ms, especially from 0.5 ns to 1 ms and in particular from about ins to 10 μs provided. An optoacoustic effect is to be expected especially at about the pulse length of the laser with the highest efficiency. Since optoacoustics is based on the absorption of tissue components, in particular of chromophores such as melanin and hemoglobin, it is provided according to the invention to use suitable wavelengths for the selected targets in the tissue. Thus, a green wavelength of 514 or 532 nm is advantageous in examining the retina of the eye due to the high melanin absorption of the retinal pigment epithelium (RPE). On the other hand, to minimize dazzle effects in ocular examinations, an infrared wavelength is advantageous, but penetrates deeper into the tissue and also allows for insights behind the RPE of the retina of the eye. For eye examinations, according to the safety standards, the maximum permissible irradiation values (MZB) especially of the eye for eye examinations must be observed. This is to be exceeded in W / cm 2 or J / cm 2 depending on the wavelength and pulse length of the opto-acoustically acting laser within the device according to the invention. The corresponding data is the Standard DIN EN 60825-1 (in particular Tab.6 or 8).

Die erfindungsgemäße Lösung besteht nun in der Kombination der optoakustischen Anregung des thermografisch zu untersuchenden Gewebes und einer gleichzeitigen, insbesondere synchronisierten Untersuchung genau dieses Gewebes mit einem schnellen OCT-System. Dabei beruht die Signalgebung des OCT-Systems auf der Streuung und/oder Reflexion des Gewebebestandteile, die normalerweise innerhalb von Zeitbereichen kleiner 10 ms in relativer Ruhe zum OCT System angeordnet sind. Durch die parallele optoakustische Anregung des vom OCT untersuchten Zielgebietes im Gewebe, werden die streuenden/reflektierenden Gewebepartikel zusätzlich aufgrund Ihrer Absorptionseigenschaften bewegt und prägen dementsprechend dem A-Scan OCT Signal eine zusätzliche Dopplerfrequenz bzw. Schwebungsfrequenz auf, die analysiert werden kann.The solution according to the invention now consists in the combination of optoacoustic excitation of the tissue to be thermographically examined and a simultaneous, in particular synchronized examination of exactly this tissue with a fast OCT system. In this case, the signaling of the OCT system is based on the scattering and / or reflection of the tissue components, which are normally arranged within time ranges of less than 10 ms in relative quiet to the OCT system. Due to the parallel optoacoustic excitation of the target area examined by the OCT in the tissue, the scattering / reflecting tissue particles are additionally moved due to their absorption properties and accordingly characterize the A-Scan OCT signal an additional Doppler frequency or beat frequency, which can be analyzed.

Die am Fundus des Auges, insbesondere im RPE absorbierte Strahlung des optoakustischen Lasers führt zu einer instantanen Erwärmung. Diese führt zu einem Druckanstieg, da die Dichte des Gewebes bei Erwärmung abnimmt. Die Druckerhöhung innerhalb des Absorbers (z. B. RPE) steigt und skaliert mit dem dimensionslosen temperaturabhängigen Grüneisenkoeffizienten. Somit ist ein Zusammenhang der optoakustischen Bewegung der absorbierenden Partikel, die gleichzeitig als streuende/reflektierende Partikel im OCT Bild erscheinen und der Temperatur gegeben, die erfindungsgemäß über die Analyse des A-Scan-OCT Signals ermittelt und räumlich der Gewebestruktur zugeordnet wird.The radiation of the optoacoustic laser absorbed at the fundus of the eye, in particular in the RPE, leads to an instantaneous heating. This leads to an increase in pressure, since the density of the tissue decreases when heated. The pressure increase within the absorber (eg RPE) increases and scales with the dimensionless temperature-dependent green iron coefficient. Thus, there is a relationship between the optoacoustic movement of the absorbing particles, which simultaneously appear as scattering / reflecting particles in the OCT image and the temperature determined according to the invention via the analysis of the A-scan OCT signal and spatially associated with the tissue structure.

Alternativ zu einer Detektion des Signals über einen A-scan kann die mit der Temperaturänderung verbundene Veränderung des Spektrums des gestreuten Lichts (durch die Bewegung von Streuzentren im Gewebe) auch im gesamten Bildfeld parallel analysiert werden. Hierfür wird entweder das reflektierte Licht mit Licht aus einem Referenzarm überlagert oder das durch das reflektierte und gestreute Licht verursachte Speckle-Muster wird detektiert und analysiert. Im ersten Fall entspricht dies einer Anordnung, die als Full-field OCT z. B. aus Dubois et al., APPLIED OPTICS Vol. 43, No. 14 May 2004, pp. 2874–2883 bekannt ist. Um allerdings die erforderliche hohe Samplingrate im Mikrosekunden-Bereich zu erhalten, ist die Verwendung einer intelligenten CMOS Kamera (siehe z. B. Laubscher et al., Optics Express, Vol. 10 Issue 9, pp. 429–435 (2002) ) vorteilhaft. Durch die Verwendung kurzkohärenten Lichts (z. B. einer konventionellen Weißlichtquelle) kann das Dopplersignal tiefenselektiv z. B. unmittelbar vom RPE erhalten werden. Im Falle der Detektion eines durch Streuung einer zeitlich kohärenten Lichtquelle (z. B. ein schmalbandiger Laser) am Gewebe verursachten Speckle Musters erhält man ein integrales Signal über die Tiefe der Retina. Die Anordnung und das Messprinzip ähnelt dem in Serov et al., OPTICS EXPRESS Vol. 13, No. 10 May 2005, pp. 3681–3689 beschriebenen Stand der Technik. Parallele Verfahren sind besonders dann vorteilhaft, wenn die Erwärmung des Gewebes in einem größeren Areal oder an mehreren Punkten auf der Retina gleichzeitig durchgeführt wird.As an alternative to detection of the signal via an A-scan, the change in the spectrum of the scattered light associated with the temperature change (due to the movement of scattering centers in the tissue) can also be analyzed in parallel in the entire image field. For this purpose, either the reflected light is superimposed with light from a reference arm or the speckle pattern caused by the reflected and scattered light is detected and analyzed. In the first case, this corresponds to an arrangement which is known as full-field OCT z. B. off Dubois et al., APPLIED OPTICS Vol. 14 May 2004, pp. 2874-2883 is known. However, in order to obtain the required high sampling rate in the microsecond range, the use of a smart CMOS camera (see e.g. Laubscher et al., Optics Express, Vol. 10 Issue 9, pp. 429-435 (2002) ) advantageous. By using short coherent light (eg, a conventional white light source), the Doppler signal can be deeply selective z. B. can be obtained directly from the RPE. In the case of detection of a speckle pattern caused by scattering of a temporally coherent light source (eg a narrowband laser) on the tissue, an integral signal is obtained about the depth of the retina. The arrangement and the measuring principle are similar to those in Serov et al., OPTICS EXPRESS Vol. 13, no. 10 May 2005, pp. 3681-3689 described prior art. Parallel procedures are particularly advantageous if the heating of the tissue is performed simultaneously in a larger area or at several points on the retina.

Unabhängig von der Art der Detektion ist die Unterscheidung von durch Blutfluss und schnellen Mikrobewegungen von den durch die lokale Temperaturerhöhung verursachten Dopplereffekten erforderlich. Hierzu ist der besonders der dynamische, mit der Laserbestrahlung synchrone Charakter der Dopplerverschiebung geeignet. Zusätzlich kann bei Messung in einem Bildfeld auch der Aspekt der räumlichen Lokalisierung zur Differenzierung herangezogen werden. Dafür und zur Kalibrierung des Messsystems ist mindestens eine Referenzmessung jeweils unmittelbar vor und/oder nach dem die Erwärmung verursachenden Laserpuls(en) erforderlich.Regardless of the type of detection, the distinction of blood flow and fast micromotion from the Doppler effects caused by the local temperature increase is required. Particularly suitable for this purpose is the dynamic nature of the Doppler shift, which is synchronous with the laser irradiation. In addition, when measuring in an image field, the aspect of spatial localization can also be used for differentiation. For this and for the calibration of the measuring system, at least one reference measurement is required in each case immediately before and / or after the laser pulse (s) causing the heating.

Die Erfindung wird im Folgenden anhand von 1 näher erläutert.The invention will be described below with reference to 1 explained in more detail.

Die in 1 schematisch dargestellte Vorrichtung besteht aus einer einen Messstrahl 1 erzeugenden Strahlquelle/Analysator 2 (z. B. einem OCT-System), einem dichroitischen Spiegel 3, welcher den von einer Therapiestrahlquelle 4 erzeugten Therapiestrahl 5 mit dem Messstrahl 1 vereinigt und über eine Abbildungsoptik 6 auf das Zielgebiet 7 einer Retina 8 des Auges 9 fokussiert. Die Therapiestrahlquelle 4 sendet Lichtpulse von z. B. 1 ns aus mit z. B. 532 nm Wellenlänge aus, welche bei Auftreffen auf die Retina einen optoakustischen Impuls auslösen, welcher durch den Analysator 2 optisch detektiert und durch die Auswerteeinheit 10 bewertet wird, z. B. mittels Analyse eines OCT-Bildes. Wie bereits beschrieben kann aus dieser Analyse auf die Temperatur des Gewebes geschlossen werden, diese Information wird dann zur Steuerung der Therapiestrahlquelle 4 genutzt.In the 1 schematically illustrated device consists of a measuring beam 1 generating beam source / analyzer 2 (eg an OCT system), a dichroic mirror 3 which receives the from a therapy beam source 4 generated therapy beam 5 with the measuring beam 1 united and via an imaging optics 6 to the target area 7 a retina 8th of the eye 9 focused. The therapy beam source 4 sends light pulses from z. B. 1 ns off with z. B. 532 nm wavelength, which trigger an opto-acoustic pulse when hitting the retina, which by the analyzer 2 optically detected and by the evaluation unit 10 is assessed, for. By analyzing an OCT image. As already described, the temperature of the tissue can be deduced from this analysis, this information then becomes the control of the therapy beam source 4 used.

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG QUOTES INCLUDE IN THE DESCRIPTION

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Claims (4)

Vorrichtung zur dreidimensionalen Bestimmung der Temperatur bzw. Temperaturänderung innerhalb von insbesondere wasserhaltigem Gewebe, dadurch gekennzeichnet, dass ein optoakustisch wirkender Laser mit einem optischen Kohärenztomografiesystem gekoppelt ist, sowie eine Auswerteeinheit vorgesehen ist, welche die temperaturabhängigen optoakustische Wirkung durch Analyse des OCT-Signals bestimmt und einer räumlichen Gewebestruktur eine Temperatur zuordnet.Device for the three-dimensional determination of the temperature or temperature change within in particular water-containing tissue, characterized in that an optoacoustic laser is coupled to an optical coherence tomography system, and an evaluation unit is provided which determines the temperature-dependent optoacoustic effect by analyzing the OCT signal and a spatial temperature structure assigns a temperature. Vorrichtung zur Bestimmung der Temperatur bzw. Temperaturänderung von insbesondere wasserhaltigem Gewebe, dadurch gekennzeichnet, dass ein optoakustisch wirkender Laser mit einem System zur dynamischen Detektion und Auswertung des durch Reflexion und Streuung von zeitlich kohärenten Licht am Gewebe entstehenden Speckle-Musters gekoppelt ist, sowie eine Auswerteeinheit vorgesehen ist, welche durch die Analyse der temperaturabhängigen zeitlichen Modulation der Speckle Intensität (Dopplersignal) eine der räumlichen Gewebestruktur zuordenbare Temperatur bestimmt.Device for determining the temperature or temperature change of in particular water-containing tissue, characterized in that an optoacoustically acting laser is coupled to a system for the dynamic detection and evaluation of the resulting by reflection and scattering of temporally coherent light on tissue speckle pattern, and an evaluation unit is provided, which determines by the analysis of the temperature-dependent temporal modulation of the speckle intensity (Doppler signal) one of the spatial tissue structure assignable temperature. Verfahren zur dreidimensionalen Bestimmung der Temperatur bzw. Temperaturänderung innerhalb von insbesondere wasserhaltigem Gewebe, dadurch gekennzeichnet, dass ein optoakustisch wirkender Laser mit einem optischen Kohärenztomografiesystem gekoppelt wird und die temperaturabhängige optoakustische Wirkung durch Analyse des OCT-Signals eine der räumlichen Gewebestruktur zuordenbare Temperatur ergibt.Method for the three-dimensional determination of the temperature or temperature change within in particular water-containing tissue, characterized in that an optoacoustically acting laser is coupled to an optical coherence tomography system and the temperature-dependent optoacoustic effect by analysis of the OCT signal results in a spatial tissue structure assignable temperature. Verfahren zur Bestimmung der Temperatur bzw. Temperaturänderung von insbesondere wasserhaltigem Gewebe, dadurch gekennzeichnet, dass ein optoakustisch wirkender Laser mit einem System zur dynamischen Detektion und Auswertung des durch Reflexion und Streuung von zeitlich kohärenten Licht am Gewebe entstehenden Speckle-Musters gekoppelt wird und die Analyse der temperaturabhängigen zeitlichen Modulation der Speckle Intensität (Dopplersignal) eine der räumlichen Gewebestruktur zuordenbare Temperatur ergibt.Method for determining the temperature or temperature change of, in particular, water-containing tissue, characterized in that an optoacoustically acting laser is coupled to a system for the dynamic detection and evaluation of the speckle pattern resulting from reflection and scattering of temporally coherent light on the tissue and the analysis of the temperature-dependent temporal modulation of the speckle intensity (Doppler signal) gives a temperature that can be assigned to the spatial tissue structure.
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