DE3908928C2 - - Google Patents

Description

Die Erfindung geht aus von einem Verfahren und einer Vorrichtung zum Steuern von Laserstrahlung gemäß den Oberbegriffen der Patentansprüche 1 bzw. 13.

Laser werden in der Chirurgie häufig eingesetzt, insbesondere zum Schweißen, Schneiden und Koagulieren von biologischem Gewebe. Mit Laserstrahlung lassen sich Tumore, z. B. im Gesichts- und Kehlkopfbereich und im Körperinneren (Magen, Darm), entfernen. Durch die thermische Einwirkung der Laserstrahlung auf biologisches Gewebe kann dieses in Abhängigkeit von der Laserwellenlänge und den Gewebebeschaffenheit bis zu einer Tiefe von ca. 50 mm zur Koagulation gebracht werden. In Verbindung mit Endoskopen werden Laser z. B. im Körperinneren zur Stillung massiver und gastrointestinaler Blutungen herangezogen, ebenso wie zur Tumorkoagulation, Materialabtragung in Gefäßen und Gallen- und Nierensteinzertrümmerung über thermischen Schock. Wellenlängenspezifische Laseranwendungen, wie die photodynamische Therapie (PDT) zur Krebstherapie gewinnen immer mehr an Bedeutung.

Der Vorteil der Lasertechnik in der Medizin, d. h. insbesondere die punktgenaue thermische Einwirkung auf biologisches Gewebe, wird jedoch gerade durch diese Genauigkeit beschränkt. Die Grenze etwa zwischen einer gewünschten Koagulation und einer nichterwünschten Verbrennung des Gewebes ist schmal und kann von einem Chirurgen nur nach langer Erfahrung abgeschätzt und erkannt werden.

Es hat nicht an Versuchen gefehlt, dieses Operationsrisiko zu vermindern.

Aus der DE-OS 33 06 981 ist es bekannt, das Reflexionsverhalten der jeweils von Laserstrahlung beaufschlagten Gewebeoberfläche in Teilbereichen zu untersuchen und zu überwachen, um den Koagulationszeitpunkt genauer bestimmen zu können, zu dem der Laser abgeschaltet werden muß. Die unterschiedlichen Reflexionseigenschaften von bestrahltem und unbestrahltem Gewebe werden auch dazu ausgenutzt, den nächsten benachbarten Behandlungspunkt einzustellen. Des weiteren wird vom Chirurgen das behandelte Gewebe optisch, z. B. mit Hilfe von Videokameras, überwacht. Gleichwohl wird dem Chirurgen kein schneller Überblick über den Gesamtzustand des behandelten Gewebes gegeben. Die Beurteilung, welche Teilbereiche des biologischen Gewebes noch behandelt werden müssen, unterliegt der Sichtkontrolle des Chirurgen und wird von diesem anhand seiner Erfahrung vorgenommen auch wenn durch eine Punkt-für-Punkt-Vermessung des Gewebes dieser Vorgang - allerdings umständlich - unterstützt werden kann.

Aus der DE-OS 36 07 721 ist es bekannt, die zu behandelnde Gewebeoberfläche, z. B. die Netzhaut des menschlichen Auges, mit Markierungen, z. B. kleinen Brandflecken, zu versehen, die während der Operation mit Hilfe einer Videokamera sichtbar sind und als Orientierungshilfen bei der Führung des Operationsinstrumentes verwendet werden. Auch bei dieser Methode sieht der Chirurg nur die gerade behandelte Fläche und deren Umgebung, eine Übersicht über das gesamte Operationsfeld wird ihm nicht gegeben.

Aus der US-PS 47 88 975 ist es bekannt, insbesondere zur Gewebebehandlung innerhalb von Körpergefäßen den Laser nur dann automatisch einzuschalten, wenn der Laserstrahl auf tatsächlich zu behandelndes Gewebe gerichtet ist. Hierzu wird ein Rechner mit Bildverarbeitung sowie ein Monitor eingesetzt, auf dem die Position des Lasers in bezug zum Gewebe dargestellt ist und außerdem die zu behandelnden Fläche markiert wird: dies erfolgt aufgrund der Tatsache, daß behandelte und unbehandelte Gefäßwände unterschiedliche Fluoreszenzeigenschaften aufweisen. Zur Unterstützung der Operation sind auch weitere Sensoren, z. B. Entfernungssensoren, einsetzbar.

Es wäre wünschenswert, wenn der Chirurg Informationen über die thermische Wirkung der Laserstrahlung erhielte, die soweit wie möglich "intelligent" aufbereitet und halbautomatisch durchgeführt sein sollten, um zum einen seine Entscheidung über den weiteren Operationsverlauf präziser treffen zu können und sich zum anderen auf die eigentliche Operation konzentrieren zu können.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren bzw. eine Vorrichtung der in den Oberbegriffen der Patentansprüche 1 bzw. 13 genannten Art anzugeben, mit denen biologisches Gewebe ortsgenau und mit einer präzisen Dosis, die eingestellt und dann nicht überschritten wird, bestrahlt werden kann, womit gewährleistet sein soll, daß der Chirurg einen guten Überblick über das Operationsfeld und den Fortgang der Operation hat.

Diese Aufgabe ist gemäß der Erfindung für ein Verfahren durch die im kennzeichnenden Teil des Patentanspruches 1 angegebenen Merkmale gelöst. Die Lösungsmerkmale für die Vorrichtung sind im Patentanspruch 13 angegeben.

Bei der Erfindung werden demnach Methoden der automatischen Bildverarbeitung gekoppelt mit Sensoren verwendet, um das Operationsfeld darzustellen, die Bestrahlungsdosis vorzugeben, eine genauere Führung der Laserstrahlung auf dem biologischen Gewebe zu ermöglichen, den Operationsverlauf hinsichtlich der aufgenommenen Dosis und der bereits ausreichend behandelten Gebiete zu überwachen und Risiken der Operation aufgrund zu hoher thermischer Einwirkung auf das Gewebe zu vermeiden. Dem Chirurgen wird hierdurch jederzeit eine quantitative und qualitative Information über den Verlauf der Operation gegeben.

Die Erfindung läßt sich beim direkten und endoskopischen Operationseinsatz benutzen. Der Bestrahlungsort, die örtlich aufgebrachten Dosiswerte und die durch die Bestrahlung eventuell im Gewebe verursachten Veränderungen werden über eine Videokamera aufgenommen, wobei die Bestrahlungsanalyse durch Bildverarbeitung gekoppelt mit Sensoren erfolgt. Die absolute Größe des bestrahlten Gebietes wird ermittelt und daraus auch die örtliche Strahlungsdosis des biologischen Gewebes errechnet und gespeichert. Aus den registrierten und gespeicherten Werten wird die Leistung der noch abzugebenden Laserstrahlung beeinflußt. Der Chirurg hat somit ein Instrument zur sehr feinen örtlichen und zeitlichen Dosierung der Laserleistung zur Verfügung. Damit können bisher noch zu kritische Laseroperationen durchgeführt werden, wobei die Gefahr von nicht beabsichtigten Laserverbrennung stark reduziert wird. Laseranwendungen, die nicht die thermischen, sondern die wellenlängenselektiven Lasereigenschaften einsetzen, werden möglich. Die genau dosierte Laserstrahlung wirkt wesentlich effektiver, die Operationsdauer nimmt wegen der Unterstützung des Chirurgen durch die Bildverarbeitung ab, gleichzeitig nehmen die Heilungschancen zu. Der gesamte Operationsverlauf kann zudem über Video gespeichert und später zu Demonstrations- und Lehrzwecken verwendet werden.

Die Erfindung hat ferner den Vorteil, daß die während der Operation empirisch ermittelten und abgespeicherten Daten, so z. B. hinsichtlich der Temperaturleitfähigkeit oder der Wärmeabsorption und des Schädigungsverhaltens des Gewebes, auch für spätere Operationen verwendet und bei der Bildverarbeitung zugrundegelegt werden können. Hiermit ist ein "Selbst-Lerneffekt" der Vorrichtung gegeben, so daß spätere Operationen optimiert werden können.

Weitere Ausgestaltungen der Erfindung sind Gegenstand der Unteransprüche.

Die Erfindung ist in einem Ausführungsbeispiel anhand der Zeichnung näher erläutert. In der Zeichnung stellt dar

Fig. 1 eine schematische Darstellung einer Vorrichtung gemäß der Erfindung zum Bestrahlen biologischen Gewebes;

Fig. 2 eine perspektivische Darstellung des vorderen Endes eines Operationsinstrumentes bzw. eines Endoskopes zum Bestrahlen von biologischem Gewebe;

Fig. 3 eine schematische Darstellung eines Referenzbildes zur Vorgabe von Dosiswerten und zur Beobachtung des Operationsverlaufes;

Fig. 4 einen Teil einer Vorrichtung gemäß der Erfindung zur Erläuterung einer möglichen Abstandsmessung zwischen dem distalen Ende eines Endoskops und dem bestrahlten Gewebe.

Eine Vorrichtung 1 zur Laserbehandlung von biologischem Gewebe 2 weist ein Operationsinstrument 3, einen Behandlungslaser 4, z. B. einen Neodym-YAG-Laser und einen Pilotlaser 5, z. B. einen Helium-Neon-Laser auf. Das Licht der beiden Laser wird über einen Strahlteiler 6 und eine Optik 7 in eine Lichtleitfaser 8 eingekoppelt, die in dem Operationsinstrument endet. Das Licht der beiden Laser 4 und 5 bestrahlt über das Laserobjektiv bzw. den Faserausgang 8′ einen Fleck 9 auf dem Gewebe. Das biologische Gewebe 2 wird außerdem großflächig mit Weißlicht beleuchtet, was über ein weiteres, hier nicht dargestelltes Lichtleitfaserbündel erfolgen kann, dem in der Stirnseite des Operationsinstrumentes eine entsprechende Optik 10 zugeordnet ist.

Das von dem biologischen Gewebe 2 reflektierte Licht wird über eine Eingangsoptik 11 in der Stirnseite des Operationsinstrumentes gesammelt und in ein Lichtleitfaserbündel 12 eingekoppelt, das für Licht beider Laser und sichtbares Licht durchlässig ist. Das Gesichtsfeld der Eingangsoptik 11 ist in Fig. 1 gestrichelt dargestellt und mit 13 bezeichnet. Dieses Gesichtsfeld ist wesentlich größer als der von den beiden Lasern 4 und 5 beleuchtete Fleck 9.

Das aus dem abbildenden Lichtleitfaserbündel 12 austretende Licht wird in einem Strahlteiler 14 aufgeteilt. Das transmittierte Licht wird über ein Helium-Neon-Filter 15 auf eine Videokamera 16 geleitet, die somit nur das vom Helium-Neon-Laser 5 ausgesendete und am Gewebe reflektierte Licht empfängt. Der vom Strahlteiler 14 reflektierte Lichtanteil fällt auf einen weiteren Strahlteiler 14a. Der hindurchgehende Anteil wird von einer weiteren Videokamera 17 empfangen, wohingegen der das zweite Mal umgelenkte Anteil über ein Neodym-YAG-Filter 18 auf eine dritte Videokamera 19 gerichtet wird. Die Videokamera 17 ist im wesentlichen für Weißlicht empfindlich und bildet somit das gesamte Gesichtsfeld 13 ab während die Videokamera 19 wegen des Filters 18 nur das von dem Neodym-YAG-Laser 4 beleuchtete Gewebe sichtbar macht. Die Signale aller drei Videokamers 16, 17 und 19 werden einem Analog-Digital-Wandler 20 zugeführt und digitalisiert. Die Ausgangssignale des Analog-Digital-Wandlers 20 werden auf einen Rechner 21 geleitet und dort verarbeitet, wie weiter unten erläutert, wobei diese Verarbeitung durch einen "Wissensspeicher" 22 unterstützt wird, in dem Daten, z. B. Erfahrungsdaten oder Daten von vorhergehenden Operationen gespeichert sind. Das im Rechner 21 aus den Bildern der Kamera 16, 17, 19 ermittelte Bild wird verarbeitet und auf zwei Monitoren, dem Operationsfeldmonitor 23 und dem Referenzbildmonitor 24 wiedergegeben.

In dem Operationsinstrument 3 sind noch weitere Sensoren vorhanden. In Fig. 2 sind die Stirnseiten einer lichtemittierenden Diode 25 und einer Detektor-PIN-Diode 26 gezeigt, mit denen die Entfernung zwischen der Stirnseite des Operationsinstruments und der Oberfläche des biologischen Gewebes 2 bestimmt wird. Diese Abstand zwischen der Stirnseite des Operationsinstrumentes 3 und der Oberfläche des biologischen Gewebes wird ebenfalls in den Rechner eingegeben. Ferner ist im Operationsinstrument noch ein IR-Sensor 27 vorgesehen, von dem wiederum nur die Optik in der Stirnseite dargestellt ist. Mit diesem Sensor wird die von dem bestrahlten Fleck 9 ausgehende Wärmestrahlung und daraus die Temperatur auf der Oberfläche des Gewebes bestimmt. Diese ist in Verbindung mit der gemessenen Entfernung ein Maß für die aufgenommene Dosis. Auch diese Daten werden dem Rechner übermittelt.

Derartige Sensoren zur Entfernungsmessung und Temperaturmessung sind bekannt und brauchen daher nicht weiter beschrieben zu werden.

Auf der Stirnseite des Operationsinstrumentes ist ferner noch mit Hilfe eines Haltebügels 28 ein Leistungsdetektor 29, z. B. eine PIN-Diode vorgesehen, die das Licht der ausgesandten Laserstrahlung sieht und die tatsächlich am Faserende 8′ abgestrahlte Laserleistung mißt. Da dieser Detektor 29 außerhalb des Endoskops angeordnet ist, werden hierbei unerwünschte Effekte wie z. B. Beschlagen oder Verschmutzen des Faserendes, bei der Berechnung der Strahlungsleistung mitberücksichtigt. Falls die Laserstrahlung durch Rauch oder Dampf in der Operationsumgebung hindurchgehen muß, werden zusätzlich geeignete Meßmethoden zur Bestimmung der Gesamttransmission eingesetzt, so daß die auf das Gewebe auftreffende Laserleistung durch derartige Transmissionsverluste o. dgl. wird dann durch Vergleich mit der direkt am Laser gemessenen Ausgangsleistung bestimmt. Die Daten der Sensoren 25, 26, 27 und 29 ggf. der erwähnten weiteren Sensoren werden über Leitungen 30 in den Rechner eingegeben.

Der zur Behandlung verwendete Neodym-YAG-Laser 4 kann wie üblich etwa mit Hilfe eines Fußschalters 31 ein- und ausgeschaltet werden. Der den Pilotfleck liefernde Helium-Neon-Laser 5 kann bei der Behandlung gleichzeitig geschaltet werden, ansonsten jedoch unabhängig von dem Behandlungslaser, z. B. zum Durchführen von Referenzmessungen.

Der Ablauf einer Operation ist nun folgender:

Zunächst wird, ohne daß die beiden Laser 4 und 5 eingeschaltet sind, mit Hilfe der Kamera 17 das mit Weißlicht bestrahlte Operationsfeld aufgenommen und in den Rechner 21 eingegeben. Von dem Operationsfeld wird jetzt ein maßstabs- und auch topographiegerechtes Referenzbild erzeugt, das auf dem Monitor 24 angezeigt wird. Hierzu wird auf dem Gewebe ein Absolutmaßstab durch feste Strukturpunkte eingerichtet. Solche Strukturen können z. B. durch Adern, Aderverzweigungen, Narben, markante Zellstrukturen, Organgrenzen etc. vorgegeben sein. Sind derartige Strukturpunkte nicht in einer für die Bildauswertung ausreichenden Anzahl vorhanden, werden sie durch künstliche Markierungen ersetzt, z. B. durch Farbaufbringung, punktförmiges Laserbestrahlen, d. h. Aufbringen eines kleinen Brandfleckmusters bei sehr kleinem Arbeitsabstand etc.

Zur Ermittlung der Topologie des Operationsfeldes werden u. a. die oben erwähnten Entfernungssensoren 25 und 26 eingesetzt. Der jeweils vermessene Punkt auf der Gewebeoberfläche wird auch im Videobild sichtbar gemacht und der Bildverarbeitung zugrundegelegt. Aus all diesen Daten wird im Rechner 21 das Referenzbild 41 des Operationsfeldes erzeugt und auf dem Monitor 24 dargestellt, wobei zusätzlich der Chirurg die Grenzen dieses Operationsfeldes durch Umrandung 42, z. B. mit Hilfe eines Lichtgriffels, definiert. Auf diesem Referenzbild sind die oben erwähnten, entweder körpereigenen oder künstlichen Markierungen schematisch durch Kreuze 43 dargestellt. Das Referenzbild 41 kann innerhalb der Umrandung 42 in einzelne Teilbereiche 44 rastermäßig aufgeteilt werden. Die Dreidimensionalität des Operationsfeldes kann durch Koordintatenverzerrungen simuliert werden, wie dieses im rechten Bereich des Referenzbildes 41 mit 45 bezeichnet ist. Jeder der Teilbereiche 44 erhält auf diese Weise die gleiche wirkliche Größe.

Vom Chirurgen werden nun für alle Teilbereiche 44 die Dosiswerte festgelegt, die für einen Erfolg der Laseroptik auf dem biologischen Gewebe erreicht werden müssen. Dies kann auf unterschiedliche Arten geschehen, z. B. durch unterschiedliches Colorieren des Referenzbildes. In Fig. 3 sind für einige Teilbereiche 44 des Referenzbildes 41 in der linken Ecke rechts- bzw. linksgeneigte Schraffuren eingezeichnet, die unterschiedlichen Dosiswerten D 1 und D 2 entsprechen sollen. Diese vorgegebenen Dosiswerte können noch anhand der in dem Wissensspeicher 22 gespeicherten Daten ergänzt oder korrigiert werden, ggf. noch während der Operation durch die tatsächlich vorgenommenen aktuellen Messungen mit Hilfe der angegebenen Sensoren. Solche Änderungen der Dosiswerte werden ebenfalls im Referenzbild 41 auf dem Monitor 24 angegeben. Damit sind die Vorarbeiten für die eigentliche Operation abgeschlossen.

Während der Operation wird von der Kamera 17 ständig der Teil des Operationsfeldes aufgenommen, der durch das Gesichtsfeld 13 bestimmt ist, und auf dem Monitor 23 als Echtzeitbild 46 abgebildet und auf dem Monitor 24 dem Referenzbild in sichtbarer Form überlagert. Dieses Bild bewegt sich auf dem Monitor entsprechend der Bewegungen des Operationsinstrumentes, wohingegen das Referenzbild 41 auf dem Monitor 24 feststeht.

Mit Hilfe der Kamera 16 wird der Pilotfleck 9 des Helium-Neon-Lasers 5 auf beiden Monitoren 23 und 24 durch Bildüberlagerung als herausgehobener Fleck 47, z. B. in starkem Farbkontrast abgebildet. Desgleichen wird mit Hilfe der Kamera 19 die gerade durch den Laser 4 bestrahlte, mit dem Pilotfleck 9 identische Fläche aufgenommen. Diese Darstellung des Pilotfleckes mit Hilfe der Bildverarbeitung ist für den Fortgang der Operation von großem Vorteil, da der Pilotfleck immer gut erkennbar ist. Bei einer sonst üblichen reinen optischen Sichtkontrolle ist oftmals der Pilotfleck vom Chirurgen nur schlecht sichtbar. Die Darstellung 47 des Pilotfleckes 9 auf den Monitoren kann im Rahmen der Bildauswertung direkt oder zur Stützung der Meßwerte von Entfernungssensoren zum Bestimmen der Entfernung zwischen der Stirnseite des Operationsinstrumentes und der Oberfläche des biologischen Gewebes verwendet werden.

Während der Operation wird durch die oben angesprochenen Sensoren die von dem biologischen Gewebe aufgenommene Dosis ständig bestimmt. Aus der gemessenen Strahlungsleistung der von dem Gewebe zurückgestreuten Strahlung und deren Intensität, der Bestrahlungsdauer und der jeweiligen Bestrahlungsfläche wird im Rechner 21 die tatsächlich aufgenommene Dosis berechnet, gespeichert und auf dem Monitor 24 dargestellt. Dem Chirurgen kann dabei durch verschiedene Effekte auf dem Referenzbild 41 gezeigt werden, ob die vorgegebenen Dosiswerte, in diesem Falle D 1 und D 2 bereits erreicht sind. Dies kann z. B. durch entsprechendes Colorieren erfolgen. Die Leistungen des Behandlungslasers 4 und ggf. auch des Pilotlasers 5 werden während der Behandlung automatisch vom Rechner 21 geregelt. Hierzu sind die beiden Laser mit Leitungen 50 und 51 mit dem Rechner verbunden. Sobald ein Teilbereich des Operationsfeldes entsprechend einem Teilbereich 44 im Referenzbild 41 die vorgegebene Dosis enthalten hat, wird der Behandlungslaser 4 automatisch abgeschaltet. Auch dieses wird dem Chirurgen angezeigt, so daß dieser das Operationsinstrument 3 auf einem weiteren Teilbereich bewegen kann, der noch nicht oder erst unzureichend bestrahlt ist. Im Rechner 21 werden die bereits ausreichend bestrahlten Teilbereiche abgespeichert, so daß auch dann, wenn der Chirurg einen solchen Teilbereich bestrahlen will, der Behandlungslaser 4 ausgeschaltet bleibt. Durch die Anzeige der bereits behandelten Bereiche des Operationsfeldes auf dem Monitor 24 erhält der Chirurg laufend Informationen, auf welche weiteren Teilbereiche er die Laser richten muß, um das Operationsziel zu erreichen.

Auf dem Referenzbild 41 des Monitors 24 werden diejenigen Teilbereiche, die noch nicht die vorgegebenen Dosiswerte aufgenommen haben, z. B. durch Blinken angezeigt.

Zur vollständigen Bestrahlung des gesamten Operationsfeldes ist es möglich, die einzelnen Teilbereiche 44 des Referenzbildes noch in Unterbereiche 52 zu zerlegen, wie das rechts unten in Fig. 3 dargestellt ist. Auch für diese Unterbereiche 52 errechnet der Rechner die bereits erreichten Dosiswerte, bringt diese zur Anzeige auf dem Monitor 24 und regelt die Laserleistung. Der Chirurg kann somit das Operationsfeld durch entsprechend näheres Heranführen des Operationsinstrumentes an das biologische Gewebe sozusagen fein "ausmalen", bis das gesamte Operationfeld die vorgegebene Bestrahlungsdosis erhalten hat, was z. B. sehr wichtig sein kann für kritische Adernverschweißungen.

Die Berechnung, ob die einzelnen Teilbereiche des Operationsfeldes die vorgegebene Dosis aufgenommen haben, erfolgt im Rahmen der Bildauswertung. Hierbei werden die vom Gewebe zurückgestreuten Intensitäten des Pilotlasers 5 und des Behandlungslasers 4 errechnet. Der Pilotlaser ist üblicherweise leistungsstabil, wobei Leistungsänderungen, z. B. durch Verschmutzungen der Austrittsoptik 8′ oder andere Transmissionshindernisse aus den entsprechenden Werten für den Behandlungslaser 4 abgeleitet werden. Geht man davon aus, daß die effektive Transmission beider verwendeter Laserwellenlängen gleich ist, was für die verwendeten Laser hinreichend genau der Fall ist, so können diese Messungen über die PIN-Diode 29 vorgenommen werden. In anderen Fällen, d. h. bei einer wellenlängenabhängigen Transmission kann noch eine zusätzliche PIN-Diode für den Pilotlaser 5 vorgesehen werden. Der Quotient der rückgestrahlten Intensitäten des Pilot- und Behandlungslasers ist zudem ein aussagekräftiger Diagnosewert, da die Reflexion an der Oberfläche des biologischen Gewebes wellenlängenabhängig und gewebespezifisch ist.

Die Bildauswertung und die Behandlung wird durch Erfahrungsdaten aus dem Wissensspeicher 22 unterstützt. So muß z. B. bei der Behandlung auch die Wärmeleitfähigkeit des bestrahlten Gewebes berücksichtigt werden. Die effektive, d. h. biologisch wirksame Dosis ist wegen der Wärmeableitung des Gewebes kleiner als die tatsächliche und auch durch die Messungen bestätigte Dosis. Nur bei sehr hohen Bestrahlungsintensitäten oder gepulstem Operationslaserbetrieb und daraus resultierenden sehr kurzen lokalen Bestrahlungszeiten bis zur Maximaldosis sind beide Werte angenähert gleich, da bei diesen kurzen Zeiten die Wärmeableitung kaum eine Rolle spielt. Die Wärmeleitfähigkeit des Gewebes in Abhängigkeit des Bestrahlungszustandes ist anhand von Versuchen bestimmbar. Diese Funktion ist im Wissensspeicher 22 gespeichert und wird zur Berechnung der effektiven Dosis herangezogen.

Auch Meßwerte, die durch Rauch, Dampf etc. während der Bestrahlung beeinflußt werden, können mit Hilfe der durch den Wissensspeicher 22 unterstützten Bildverarbeitung z. B. durch Kontrastbestimmungen und Kontrastvergleiche korrigiert werden. Reversible Kontrastverringerungen werden dann z. B. als Rauch oder Dampf interpretiert. Dem Chirurgen können ebenfalls auf den Monitoren Hinweise gegeben werden, daß derartige Störeinflüsse vorliegen, so daß er einen anderen Bereich des Operationsfeldes bestrahlen kann, bis sich diese Störeinflüsse wieder zurückgebildet haben.

In Fig. 4 ist das vordere, d. h. distale Ende eines Operationsinstrumentes 3′ sowie eine Einrichtung zur Entfernungsmessung und zur Beobachtung des Operationsfeldes dargestellt. Das Gewebe 2 wird mit dem Behandlungslaser und dem Pilotlaser über die gemeinsame Lichtleitfaser 8′ bestrahlt, so daß auf dem Gewebe ein Fleck 9′ angeleuchtet wird. Die reale Größe dieses Fleckes ist abhängig von der Entfernung b zwischen dem distalen Ende der Lichtleitfaser 8′ und der Gewebeoberfläche. Das Operationsinstrument 3′ weist ein Lichtleitfaserbündel 61 auf, das am distalen Ende des Operationsinstrumentes in einer Optik 62 endet, deren optische Achse A angedeutet ist. In dieser Optik 62 wird das Bild des bestrahlten Fleckes 9′ bzw. 9′′ aufgenommen und über das Lichtleitfaserbündel 61 einem dichroitischen Spiegel 63 zugeführt. An diesem dichroitischen Spiegel wird das sichtbare Licht des Pilotlasers oder Weißlicht umgelenkt und durch ein Okular 64 geführt. Über dieses Okular kann dann das Operationsfeld optisch betrachtet werden. Durch den dichroitischen Spiegel 63 geht das den Fleck 9′ bzw. 9′′ hervorrufende Laserlicht hindurch und wird über ein Objektiv 65 auf einem Positionsdetektor 66 gelenkt, z. B. einer Matrixanordnung aus Fotoelementen. Nachdem die optische Achse A der Optik 62 außerhalb der Achse der Laserstrahlung liegt, wird der Fleck 9′ bzw. 9′′ von der Optik 62 unter einem gewissen Winkel phi gesehen. Die optische Achse des Objektives 65 ist koaxial zur Achse A, so daß der Fleck auf dem Positionsdetektor 66 ebenfalls unter dem Winkel phi bzw. einem proportionalen Winkel abgebildet wird. Da der Abstand zwischen der optischen Achse A des Objektives 62 und der Achse der Laserstrahlung bekannt ist, kann aus der Lage des Bildes des Fleckes auf dem Positionsdetektor 66 auf die Entfernung zwischen dem distalen Ende des Lichtleiters 8′ und der Gewebeoberfläche geschlossen werden. Diese Werte werden dem Rechner zugeführt. Mit dem Positionsdetektor 66 kann zusätzlich noch die Intensität bzw. Leuchtkraft des Fleckbildes bestimmt werden. Diese Intensität ist u. U. abhängig von der Atmosphäre zwischen dem distalen Ende des Operationsinstrumentes und der Gewebeoberfläche, die z. B. durch die Laserbehandlung Rauch oder Dampf enthalten kann. Diese Intensitätswerte werden dem Rechner zugeführt. In dem Rechner kann dann eine Bildauswertung auch hinsichtlich der von dem Gewebe aufgenommenen Dosis erfolgen, wenn vor der Behandlung des Gewebes, z. B. allein mit dem Pilotlaser die Extrinktion und damit auch die Intensität des Fleckes 9′ mit Hilfe des Detektors 66 gemessen wurde, d. h. ohne die erwähnten Störungen von Dampf oder Rauch.

Das Operationsinstrument 3′ kann am distalen Ende noch eine verschiebbare Meßplatte 71, z. B. einen dünnen Lichtleiter, aufweisen, der aus dem Endoskop heraus, und bis zu einer Mikrometerschraube 72 oder einer anderen Stelleinrichtung geführt ist. Durch Herausfahren der Meßplatte 71 kann dann die Entfernung zwischen dem distalen Ende des Endoskopes und der Gewebeoberfläche 2 mechanisch gemessen werden. Es kann auch die Operationslaserfaser 8 als verschiebbare Meßlatte eingesetzt werden.

Im vorhergehenden sind nur einige Möglichkeiten zum Erstellen des Referenzbildes und der Überwachung der Behandlung dargestellt worden. Einige Varianten seien im folgenden angegeben:

Die topographische Vermessung der Oberfläche des Gewebes kann z. B. stereometrisch erfolgen, d. h., daß das Operationsfeld mit zwei Optiken unter unterschiedlichen Blickwinkeln aufgenommen und abgebildet wird, wobei dann dieses Bild von dem Rechner nach bekannten Verfahren ausgewertet wird.

Eine Entfernungsmessung zwischen dem distalen Ende des Operationsinstrumentes und der Gewebeoberfläche kann auch anhand der für die Scharfstellung der auf der Gewebeoberfläche vorhandenen Markierungspunkte notwendigen optischen Daten im Rechner ermittelt werden. Ebenso ist eine Entfernungsmessung dadurch möglich, daß auf die Gewebeoberfläche z. B. ein Raster oder ein Gitter bekannter Dimension projiziert und scharf eingestellt wird. Wird ein Gittermuster bekannter Dimension auf das Gewebe projiziert, und dann das von dem Gewebe reflektierte Licht über ein gleiches mit einer Optik kombiniertes Gittermuster aufgenommen, dann kann das resultierende Moir´muster ausgewertet und ebenfalls zur Entfernungsbestimmung herangezogen werden.

Zur Entfernungsbestimmung ist auch eine herkömmliche Triangulation möglich, die auch für die Bestimmung der absoluten Lineardimensionen auf der Oberfläche des Operationsfeldes herangezogen werden kann. Hierzu werden von einem Objektiv im distalen Ende des Operationsinstrumentes zu mindestens 3 Punkten des Operationsfeldes die Entfernung und deren Winkelabstand bestimmt. Dieser Winkelabstand kann z. B. mit Hilfe des erwähnten Positionsdetektors oder direkt im Bildfeld des Sichtschirmes 23 bestimmt werden.

Der von dem Pilot- bzw. Behandlungslaser auf dem Gewebe erzeugte Fleck (Fußabdruck) kann ferner durch den Rechner in seiner Größe und Form ausgewertet werden. Der Größe wird eine bestimmte Pixelzahl zugeordnet, die dann durch den Rechner mit einer Referenzpixelzahl verglichen wird, so daß aus dem Flächenverhältnis bei zwei verschiedenen Bestrahlungsabständen bei bekanntem Gesichtsfeldwinkel und bekannter Laserdivergenz und festem Abstand zwischen der Achse der Laserstrahlung und derjenigen der Optik die Entfernung bestimmt wird. Dieser Vergleich kann in Echtzeit sowohl zur topographischen Vermessung des Operationsfeldes als auch zum Bestimmen der Entfernung zwischen dem distalen Ende des Operationsinstrumentes und der Oberfläche des Gewebes herangezogen werden.

Zur topographischen Vermessung des Operationsfeldes und insbesondere zur Beobachtung des Operationsfeldes während der Behandlung werden Weitwinkelobjektive eingesetzt, die das Bild des Operationsfeldes kissenförmig verzerren. Diese Verzerrungen können bei der Bildbearbeitung kompensiert werden.

Zum Bestimmen der aufgenommenen Strahlungsdosis wird vorzugsweise auch noch die Verweildauer der Strahlung des Behandlungslasers auf dem Gewebe auf dem jeweiligen Teilbereich gemessen und gespeichert. Durch Aufaddieren dieser Meßwerte kann - unterstützt durch Meßwerte anderer Sensoren - die aufgenommene Dosis sehr fein bestimmt werden. In dem Rechner werden hierzu z. B. die örtliche Verweildauer, die von dem Gewebe absorbierte Laserleistung und die durch die obenerwähnten Entfernungsmessungen und Beobachtungen absolut bestimmbare Laserfleckgröße auf der Oberfläche des Gewebes miteinander verknüpft und daraus die Dosis berechnet. Diese Dosis kann dann in quasi Echtzeit auf dem Referenzbild angezeigt werden, z. B. durch Colorieren oder direkt durch Zahlenwerte in Joule pro cm². Die von dem Behandlungslaser abgestrahlte Laserenergie kann selbstverständlich auch fein reguliert werden, und zwar anhand der dynamisch gewonnenen Daten der bereits von dem Gewebe aufgenommenen Dosis. Zur Feinregulierung kann der Einkoppelgrad des Lasers in die Lichtleitfaser geändert werden, z. B. durch Variieren der Brennweite, des Abstandes oder durch mechanisches Ein- oder Verschieben von Filtern bzw. Graukeilen. Eine Regulierung der abgestrahlten Laserenergie ist auch durch eine Zeitsteuerung von gepulsten Lasern möglich. Die Anzahl der Impulse wird z. B. direkt vom Rechner anhand der gewonnenen Daten gesteuert.

Bei der Auswertung der aufgenommenen Dosis können neben der Auswertung von thermischen Effekten der Laserstrahlung auch wellenlängenspezifische Effekte berücksichtigt werden. Dies gilt z. B. für die sog. photodynamische Therapie (PDT) oder für sonstige, durch Photonenanregung im Gewebe stimulierte chemische Reaktionen. Hiermit können Dosiswerte appliziert werden, deren Maximalwerte weit unterhalb der durch thermische Effekte erzielbaren Reaktionen liegt.

Mit der geschilderten Vorrichtung werden sämtliche erfaßten Parameter und Videobilder fortlaufend abgespeichert und können später jederzeit in Echtzeit wieder abgespielt werden. Damit sind kritische Überprüfungen der Operationsausführung und der jeweiligen momentanen erreichten Zustände möglich. Dies gibt auch die Möglichkeit, simulierte Operationen bzw. Operationssimulatoren zum Training von Chirurgen einzusetzen. Ferner ist eine statistische Auswertung sowie eine Überprüfung und Ergänzung der in dem Wissensspeicher 22 vorliegenden Daten möglich. Eine Dokumentation zu Lehr- und Lernzwecken ist ebenfalls ein Vorteil, der mit der Erfindung erreicht wird.

Für die Abbildung und ggf. Beobachtung des Operationsfeldes werden bei den beschriebenen Ausführungsbeispielen Laser mit Lichtleitfasern verwendet. Es versteht sich von selbst, daß auch andere Arten der Abbildung möglich sind, so z. B. verstärkt "elektronische" Abbildungsverfahren, etwa mit Hilfe von ladungsgekoppelten Speichern, sogenannten CCD.

Claims (18)

1. Verfahren zum Steuern von Laserstrahlung, mit der biologisches Gewebe im Bereiche eines Operationsfeldes dosiert bestrahlt wird, wobei das Operationsfeld aus mehreren jeweils zu bestrahlenden Teilbereichen zusammengesetzt ist, während der Bestrahlung das momentane Operationsfeld optisch aufgenommen und dargestellt wird, die Dosis auf das Gewebe gemessen sowie mit einer vorgegebenen Dosis verglichen und die Laserstrahlung aufgrund dieses Vergleiches gesteuert und geregelt wird, gekennzeichnet durch folgende Verfahrensschritte.

• a) Herstellen eines Referenzbildes, das das gesamte Operationsfeld und die Teilbereiche flächentreu abbildet und die in den Teilbereichen vorgegebenen Dosiswerte enthält;
• b) Darstellen des Referenzbildes während der Operation zusätzlich zu der optischen Darstellung des momentanen Operationsfeldes;
• c) Einblenden des momentanen Operationsfeldes in das Referenzbild sowie Markieren des gerade bestrahlten Teilbereiches in dem Referenzbild;
• d) Kenntlichmachen derjenigen Teilbereiche im Referenzbild, in denen die vorgegebene Dosis erreicht bzw. nicht erreicht ist.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß von dem momentanen Operationsfeld lediglich die mit der Laserstrahlung gerade bestrahlte Gewebefläche im Referenzbild dargestellt wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die für die Teilbereiche vorgegebenen Dosiswerte durch Colorieren der Teilbereiche im Referenzbild kenntlich gemacht werden.

4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß diejenigen Teilbereiche, in denen die vorgegebenen Dosiswerte noch nicht erreicht sind, im Referenzbild durch Blinken angezeigt werden.

5. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß für die flächentreue Abbildung des Operationsfeldes und der Teilbereiche in dem Referenzbild die Lage charakteristischer, in dem Operationsfeld vorhandener bzw. dort aufgebrachter Strukturelemente durch Messen der absoluten Entfernungen und Richtungen der Strukturelemente bezüglich eines auf die Laserstrahlung abgebenden Operationsinstrumentes gemessen wird.

6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Entfernung durch einen mechanischen Maßstab oder einen Laser-Entfernungsmesser gemessen wird.

7. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Entfernung aus dem Größenverhältnis der für die Behandlung mit Laserlicht auf dem Operationsfeld bestrahlten Fläche bei festen Beobachtungsabstand, jedoch zwei verschiedenen Bestrahlungsabständen mit bekanntem Versatz errechnet wird.

8. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Entfernung aus dem Intensitätsverhältnis der vom Gewebe rückgestreuten Laserintensität bei hinreichend niedriger Laserintensität und festem Beobachtungsabstand, jedoch zwei verschiedenen Bestrahlungsabständen mit bekanntem Versatz berechnet wird.

9. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Entfernung aus der Position eines Aufnahmeobjektivs einer das Operationsfeld aufnehmenden Kamera bei Scharfstellung ermittelt wird.

10. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Entfernung mittels zweier Aufnahmeobjektive stereometrisch gemessen wird.

11. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Entfernung durch Triangulation abgeleitet wird.

12. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß ein Gittermuster bekannter Dimension auf das Gewebe projiziert und das von dem Gewebe reflektierte Licht über ein gleiches Gittermuster optisch aufgenommen wird, und daß zur Bestimmung der Entfernung das resultierende Moir´muster ausgewertet wird.

13. Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch folgende Merkmale:

• a) eine Einrichtung (Kamera 17) zur Aufnahme des Operationsfeldes;
• b) ein Operationsinstrument (3, 3′) mit Führungseinrichtungen zur Bestrahlung des Gewebes (2) mit Laserlicht;
• c) einen Operationsbildmonitor (23) zur Darstellung des momentanen Operationsfeldes ggf. mit dessen Umgebung (46);
• d) Einrichtungen (8, 8′, 11, 16, 19, 25, 26, 62, 65, 66, 71, 72) zum topographischen Vermessen der Oberfläche des Gewebes (2) innerhalb des Operationsfeldes;
• e) Einrichtungen (28) zum Bestimmen und Überwachen der vom Gewebe aufgenommenen Dosis;
• f) einen Rechner (21) zur Bildverarbeitung, der vor der Bestrahlung des Gewebes aus den Signalen der Kamera sowie der Einrichtungen zum topographischen Vermessen das aus Teilbereichen (44, 52) zusammengesetzte Referenzbild (41) berechnet;
• g) einen Referenzbildmonitor (24) zur Darstellung des Referenzbildes (41), der gerade bestrahlten Fläche (9, 47) des Gewebes in einem Teilbereich und zur Anzeige derjenigen Teilbereiche, in denen die vorgegebene Dosis erreicht bzw. nicht erreicht ist;
• h) rechnergestützte Einrichtungen zum Speichern von Bildern, Meßwerten und Bestrahlungszeiten und zum Steuern und Regeln der Laserstrahlung.

14. Vorrichtung nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung (1) einen Operationslaser (4) und einen Pilotlaser (5) aufweist, die beide in unterschiedlichen Frequenzbereichen deckungsgleich das Gewebe (2) bestrahlen, wobei lediglich die Strahlung des Operationslasers (4) wirksam ist, daß jeweils eine Kamera (16, 19) zur Aufnahme des von dem Gewebe (2) reflektierten Lichtes von Operations- und Pilotlaser (4, 5) vorgesehen ist, daß die Kameras mit der Bildverarbeitungseinrichtung des Rechners (21) verbunden sind, die das Bild (47) der von dem Pilotlaser (5) bestrahlten Gewebefläche (9, Fußabdruck) auf den Referenz- und den Operationsbildmonitor (23, 24) weiterleitet, und daß eine dritte Kamera (17) zur Aufnahme eines die von Operations- und Pilotlaser (4, 5) bestrahlte Gewebefläche (9) umgebenden Bereiches (13) vorgesehen ist, wobei die Kamera (17) ebenfalls mit der Bildverarbeitungseinrichtung des Rechners (21) verbunden ist, welche das Bild (46) dieses größeren Bereiches (46) dem Operationsfeldmonitor (23) zuführt.

15. Vorrichtung nach Anspruch 13 oder 14, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtungen zum topographischen Vermessen der Gewebeoberfläche Einrichtungen (25, 26, 71, 62, 65, 66) zum Bestimmen der Entfernung zwischen Operationsinstrument (3, 3′) und Gewebeoberfläche (2) aufweisen.

16. Vorrichtung nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß ein Laserentfernungsmesser (25, 26) vorgesehen ist.

17. Vorrichtung nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß das Operationsinstrument (3′) einen herausschiebbaren mechanischen Meßstab (71) zum Bestimmen der Entfernung aufweist.

18. Vorrichtung nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß Lichtleiter (8) und/oder Objektive (8′) für die Führung der Laserstrahlung in dem Operationsinstrument (3′) meßbar und verschiebbar sind.