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WO2003065918A2 - Detektorvorrichtung für einen gegenstand in einem fluid und/oder gewebe sowie betriebsverfahren - Google Patents

Detektorvorrichtung für einen gegenstand in einem fluid und/oder gewebe sowie betriebsverfahren Download PDF

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WO2003065918A2
WO2003065918A2 PCT/DE2003/000368 DE0300368W WO03065918A2 WO 2003065918 A2 WO2003065918 A2 WO 2003065918A2 DE 0300368 W DE0300368 W DE 0300368W WO 03065918 A2 WO03065918 A2 WO 03065918A2
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WO
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detector device
cavitation
tissue
measuring
laser
Prior art date
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PCT/DE2003/000368
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English (en)
French (fr)
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WO2003065918A3 (de
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Alexander Christian Streicher
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WOM World of Medicine GmbH
Original Assignee
WOM World of Medicine GmbH
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Publication date
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Priority to AU2003208290A priority patent/AU2003208290A1/en
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Ceased legal-status Critical Current

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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
    • A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
    • A61B18/22—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor
    • A61B18/26—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor for producing a shock wave, e.g. laser lithotripsy
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    • A61B2018/263—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor for producing a shock wave, e.g. laser lithotripsy the conversion of laser energy into mechanical shockwaves taking place in a liquid

Definitions

  • the invention relates to a device according to the preamble of claim 1 and a method according to claims 17 and 18.
  • the present invention has for its object to provide a device and a method with which an inexpensive detection of an object, in particular a stone detection without stress on the patient is possible.
  • a detector device has a radiation means for generating at least one gas phase in the fluid and / or in the tissue and a measuring means for detecting reflections between an optically transparent medium, in particular a glass fiber, and a gaseous and / or liquid phase. It is thus possible, for example, to measure a cavitation period after generation of a vapor phase in order to recognize the object in a simple manner.
  • the device according to the invention evaluates different reflections in different phases (eg gas, liquid) by the measuring means.
  • the partial reflections on the optically transparent medium for example the end of a glass fiber
  • a gas and / or liquid phase in the fluid are evaluated according to the invention.
  • a change in density in a liquid phase before the end of a glass fiber can be detected and used for detection.
  • it is also possible to evaluate changes in the reflection behavior in the optically transparent medium for example as a result of changes in density).
  • the radiation means can generate a plasma pulse and subsequently a gas phase, in particular a cavitation bubble, in the fluid.
  • the physical properties of the gas phase generated are recorded by the measuring device.
  • Plasma pulse with a pulse energy between 20 and 200 mJ can be generated.
  • a means is used for the targeted selection of different, predetermined levels of
  • Pulse energies to select certain energy levels can be used a sample pulse to identify the object and a higher level to carry out processing of the object.
  • a first shock wave is generated by the expansion of the plasma in the fluid, and a second shock wave can be generated by the collapse of a cavitation bubble in the fluid.
  • the measuring device can advantageously measure the time between two shock waves in the fluid.
  • the measuring means has a functional relationship between the energy of the cavitation bubble and the cavitation time
  • the radiation means is as
  • an embodiment which is advantageous for use in the human body has a radiation means which operates in a wavelength range between 350 and 800 nm, in particular 532 nm.
  • the radiation means can also operate in a wavelength range from 700 to 1600 nm.
  • Circuit for noise suppression in particular to use an additional photodiode.
  • Optical interference is advantageously filtered out with at least one bandpass filter for the frequency of the measuring laser.
  • the detector device according to the invention is coupled to a working laser system (e.g. a laser lithropy system) for processing the object.
  • a working laser system e.g. a laser lithropy system
  • FIG. 4 shows a schematic representation of a cavitation implosion near a wall
  • FIG. 5 shows a schematic representation of the formation of a cavitation bubble
  • Fig. 6 shows a schematic representation of the measurement signal
  • Photodiode which receives the light returning via the laser fiber, for determining the cavitation period
  • FIG. 7 shows a schematic representation of the structure of an optical system for determining the cavitation period
  • Fig. 8 graphical representation of the transmission of the beam splitter depending on the
  • FIG. 9 shows a schematic representation of a measurement setup for determining the cavitation period T ⁇ ;
  • FIG. 11 circuit diagram for a Dif erenzierglied
  • FIG. 1 shows the basic components of a laser lithotripsy system for a gall stone 10. Even if the invention is explained here in connection with a gall stone 10, the detector device according to the invention can alternatively also be applied to other objects 10, such as e.g. Clots, foreign substances or kidney stones can be used. Non-medical applications are also part of the
  • the laser radiation of a laser system 20 is directed onto the gall stone 10 via a glass fiber 21.
  • Glass fiber 21 is guided through the bile duct 11.
  • a radial and axial fixation of the glass fiber 21 in the bile duct 11 is achieved in the example shown via a balloon catheter 12.
  • the laser radiation emitted is absorbed or reflected by the surface of the gallstone 10.
  • Plasma which is expanding at supersonic speeds induces a local shock wave which is coupled into the gall stone 10 and is responsible there for fragmentation effects.
  • the local temperature increase also evaporates a small amount of the liquid that surrounds the gall stone 1. This creates a vapor bubble (pseudocavitation).
  • the higher internal bladder pressure than the liquid pressure expands the bladder, which can reach a diameter of up to 10 mm and a lifespan of up to 0.8 ms.
  • Fig. 2 shown.
  • the bubble radius (y-axis) increases very strongly with time (x-axis) at the beginning, then increases linearly. After the maximum, the radius decreases linearly, with an abrupt collapse of the cavitation bubble starting at a certain point (here radius 5 mm).
  • shock waves are shown in FIG. 3, approximately 0.8 ms lying between the first shock wave (plasma expansion) and the second shock wave (cavitation bubble collapse).
  • a gas If a gas is heated to such an extent that its atoms are completely ionized, one speaks of a plasma, the so-called “fourth state of matter". Due to the high degree of ionization, a plasma can be strongly influenced by electrical and magnetic fields.
  • microplasma generated in this way behaves like a black absorber in relation to infrared radiation. This means that the infrared portion of the laser light is maximally absorbed by the plasma and the plasma is thus further heated ("pumped"). This process is also known as "plasma shielding".
  • shock wave This rapid expansion creates a shock wave, which is responsible for the first fragmentation of the gall stone 10.
  • shock waves are pressure amplitudes that move away from the point of origin at supersonic speed move away. Friction reduces the speed of the shock wave front until it reaches the speed of sound.
  • the shock wave can therefore only be measured in the immediate vicinity of its point of origin.
  • the strength of the shock wave depends on the energy content of the plasma and thus on the absorption properties of the stone and the energy of the laser pulse.
  • the infrared portion of the laser pulse in particular has a major influence on the energy stored in the plasma.
  • the plasma expansion also creates a cavitation bubble.
  • cavitation is the formation of "voids" (i.e. areas with much lower density than the surrounding liquid) in a liquid due to a rapid drop in pressure.
  • the cavitation bubble is generated by the plasma expansion.
  • the cavitation bubble essentially consists of gaseous water. After the water has evaporated, the cavitation bubble grows rapidly due to the higher internal pressure of the water vapor compared to the liquid pressure, until the maximum radius is reached with the same external and internal pressure. If the external pressure exceeds the internal pressure of the bladder, the bladder collapses slowly and then faster and faster.
  • one side of the bladder moves inward more and more rapidly and finally changes into a fine liquid jet which shoots out of the bladder at high speed.
  • the cavitation period T can be estimated as follows:
  • Cavitation bubble can be determined depending on the energy.
  • the plasma expansion determines the energy content and thus the period of the cavitation bubble.
  • the cavitation period can be determined by measuring the first and the second shock wave.
  • Previous measuring methods used needle hydrophones or piezo sensors to detect the pressure waves, which are glued to the glass fiber directly in front of the catheter. The disadvantage here is that the glass fiber must also be used for sound transmission. Measurements have shown that clamping and bending the glass fiber result in a loss of 50% of the sound power, and that touching the bare fiber or a stone contact on the side can cause sound power losses of up to 90%.
  • One solution would be to attach a pressure sensor directly to the tip of the fiber.
  • this sensor would have to be very small and, since the fiber is sterilized, it should also be designed to be very robust against heat, water vapor, etc.
  • the resulting bubble encloses the fiber end until it collapses. This is shown schematically in FIG. 5.
  • the tip of the glass fiber 21 is in a cavity filled with water vapor with the refractive index n of air of approximately 1.
  • the cavitation bubble 30 implodes after the cavitation period T ⁇ the fiber end is again in water with the refractive index n of approximately 1.333.
  • An embodiment of the device according to the invention uses the different reflection during the transition from the glass fiber 21 in water or from the glass fiber 21 in air
  • the measurement signal obtained is shown schematically in FIG. 6. At the beginning of the signal there is a peak which is attributed to the plasma glow at 650 nm. The subsequent, essentially rectangular signal continues until the cavitation bubble collapses.
  • the cavitation period T ⁇ here is approximately 0.8 ms.
  • FIG. 7 shows the schematic structure of an embodiment of a device for determining the cavitation period as a means for detecting an object.
  • the gall stone 10 is there for the sake of
  • a measuring laser beam is radiated onto the gall stone 10 by a measuring laser system 20 via a beam splitter 24, a deflecting mirror 22 and a glass fiber 21.
  • a cavitation bubble 30 is generated by the plasma expansion 31.
  • the change in the reflection factor R is measured
  • n x stands for the refractive index of the glass fiber 21, n 2 for the refractive index of the water.
  • Measuring laser beam is guided via the semitransparent deflecting mirror 22 and the beam splitter 24 to a fast photodiode 23, the signal of which is transmitted to a measuring device 25 (signal processing, oscilloscope, computer etc.).
  • the measuring means 25 registers the different reflection during the transition from glass fiber to water or glass fiber in the gas phase (air).
  • the measuring laser system 20 (as radiation means) and the measuring means 25 together form the components of the detector device according to the invention.
  • the parts framed in dashed lines in FIG. 7 are also referred to as measuring branch 27 of the system.
  • the reflected signal is passed over the glass fiber 21, with which the high-energy laser pulse of a working laser 26 is transmitted to destroy the gallstone 10. This has the great advantage that no additional sensor has to be attached to the glass fiber 21. Since optical signals are transmitted, the transmitted measurement signal is relatively insensitive to mechanical stress and electromagnetic influences. The state of aggregation of the water in front of the glass fiber caused by the formation of the cavitation bubble 30 is registered. The difference between that
  • Cavitation period T ⁇ which is used as a differentiating criterion for stone detection in this measurement method. Investigations with an acoustic stone detection system showed that a reliable distinction between dark gallstones and bile tissue is possible using T ⁇ . The pale stones cause problems because their absorption behavior is similar to that of bile tissue.
  • the additional laser emits radiation that differs from the working radiation and can therefore be separated from the working beam (for processing the object 10) in a simple manner.
  • Diode lasers are preferably used as an additional laser (measuring laser). The radiation is separated by dichroic mirrors.
  • the deflecting mirror 22 (see FIG. 7) is chosen to be almost transparent for the wavelength range from 590 to 720 nm and a laser diode with a wavelength of 655 nm is used as the measuring laser.
  • the mean laser energy of 20 mW in continuous wave mode ensures a sufficient signal-to-noise ratio during the measurement.
  • a fast sensor must be used to determine the cavitation period, which quickly subsides even in the event of a strong oversteer in order to be able to continue the measurement.
  • This override can e.g. B. caused by plasma lights.
  • a fast photodetector is therefore used as the sensor,
  • the measuring laser beam is coupled into the glass fiber via a suitable physical beam splitter, e.g. the deflecting mirror 22 of the working laser 26. Since both the laser and the mirror have a preferred direction, attention must be paid to this polarization direction when mounting the laser on the optical bench. This can be changed by rotating the laser diode until almost the entire light output can pass the deflecting mirror.
  • a beam splitter 24 is attached between the deflecting mirror 26 and the measuring laser 20 and directs the measuring signal reflected at the end of the glass fiber to the photodiode.
  • the beam price is designed so that for the
  • the senor is mounted on an additional optical bench.
  • the sensor surface is again made with a biconvex lens.
  • a cover of the sensor unit with a light-tight, absorbent cover e.g. a black lacquered sheet prevents interference from interference, e.g.
  • Operational amplifiers provide two capacities, each with 47 / F.
  • a bias voltage of U D 20 V reduces the
  • the laser power is very weak ( ⁇ 50 ⁇ W), so that the resistance R F with 940 k ⁇ is selected for these measurements, resulting in a cut-off frequency F-3dB of 2.7 MHz. This is sufficient for the determination of the cavitation period, which can be up to 1000 ⁇ s.
  • the measurement signal to be expected settles
  • the occurrence of a cavitation bubble theoretically consists of a 1 to 7 ⁇ s long pulse caused by the plasma lighting and a rectangular signal of the duration T ⁇ (Fig. 10).
  • a circuit which only amplifies a voltage change and thus the edges of a signal is referred to as a differentiator, and in the simple case is constructed like a first-order high-pass filter (FIG. 11).
  • the cut-off frequency f g of the circuit is determined by the capacitance C x and the feedback resistor R 2 .
  • the differentiating element is therefore designed in such a way that it is also suitable for detecting even steep slopes, and nevertheless a good suppression of the DC component
  • a capacitance of 10 pF is chosen for the capacitor C and 18 k ⁇ for the resistor R 2 .
  • the cut-off frequency f g of this circuit is 884 kHz.
  • the resistance R 2 is determined via the common mode gain A 0 of the circuit and the resistance R 2 .
  • An operational amplifier becomes higher for amplification
  • the cavitation time can be determined exactly.
  • Another possibility of signal processing is the delivery of a fixed voltage level of e.g. 5 V at
  • the voltage threshold U s is selected so that it is on the one hand above the noise and on the other hand below the amplitude of the rectangular portion of the measurement signal.
  • the voltage threshold U s is selected so that it is on the one hand above the noise and on the other hand below the amplitude of the rectangular portion of the measurement signal.
  • a rectangular pulse with an amplitude of 5 V and a pulse duration T ⁇ is generated, while the interference generated by the plasma lighting is suppressed (FIG. 13).
  • an operational amplifier (OPV) is operated without a feedback loop (comparator).
  • a small voltage difference at the input immediately leads to maximum modulation of the OPV.
  • the OPV TL 3116 used in this circuit sets the output to ground when the voltage threshold U s is undershot and the output to + 5 V when U s is exceeded
  • Threshold voltage U s can be regulated between 0 and 5 V using a potentiometer (Fig. 14).
  • An exemplary embodiment uses a digital counter (e.g. from HAMAG) to determine the pulse duration of the rectangle.
  • a digital counter e.g. from HAMAG
  • the laser of the measuring laser system 20 is operated in continuous wave mode, so that the reflection when the
  • Measuring laser beam only occurs in the form of a DC voltage.
  • This DC voltage can either be suppressed directly by a capacitance connected in series, preferably 100 nF, or by an oscilloscope. This DC voltage also affects the gain range of the amplifier in the
  • Bile tissue and live bladder and bile tissue and blood are bombarded at a distance of 5 mm, 2 mm and contact with a pulse energy of 20 to 120 J.
  • the reflected light output of the measuring laser system is measured once in air and once in water.
  • the glass fiber is immersed in water and the direct voltage component U w is measured.
  • the direct voltage component U L is obtained .
  • the signal coming from the amplifier is fed directly to a first channel of the oscilloscope, with a second channel the output of a comparator is shown and a third channel is used for triggering.
  • the pulse duration is recorded with a counter.
  • the comparator supplies the signal for the counter, since its output signal has only a low noise component.
  • the change in the reflected laser power is measured on four different gallstones. Dark and light stones are at a distance of 5 mm, 2 mm and 0 mm, i.e. direct contact with the
  • the cavitation time is determined via the rectangular pulse of the comparator. Since the cavitation time depends not only on the bombarded material, but also on the laser energy set, this relationship is shown separately in FIG. 17.
  • kidney and bile tissue is bombarded at a distance of 5 mm, 2 mm and in direct contact with the glass fiber and the resulting changes in the reflection behavior of the
  • the pulse energy E ou was increased from 20 mJ in 20 mJ steps to 120 mJ.
  • 10 laser pulses were emitted per energy level and the different cavitation times were measured.
  • the measurements were carried out with a laser diode with a power of 1.7 mW. Due to the correspondingly low signal-to-noise ratio, the measurement signal for the comparator was not can be clearly determined so that the cavitation time can be read directly on the oscilloscope. 20 shows the measurement signals during gallbladder bombardment.
  • the cavitation periods of dead and living tissue are compared in FIG. 21, the tissue of the bladder showing no difference from the kidney tissue. While cavitation can always be observed in the gallbladder, measurable cavitation effects only occur in light kidney and bladder tissue from an energy of 100 mJ.
  • FIGS. 22 to 24 contains the measured cavitation times of the four types of gallstones used, of the dead and living bile and kidney tissue and of blood, each of these three diagrams being associated with a specific energy range of the laser pulse emitted.
  • 22 shows the results of the time measurements at an energy E ou of 20 to 50 mJ.
  • 23 shows the cavitation times of different samples with an energy of 60 to 80 mJ.
  • 24 shows the results for high-energy pulses in the range from 90 to 120 mJ.
  • Tissue is absorbed, the stronger the radiated shock wave.
  • the plasma expansion 31 In addition to the shock wave, the plasma expansion 31 also forms a cavitation bubble 30 and light quanta are emitted.
  • the radiated shock wave leads to an increase in the water pressure in front of the glass fiber and a decrease in the reflected laser energy.
  • the cavitation bubble that arises during the plasma expansion is shown as Differentiation criterion between stone and fabric used.
  • the radius of the cavitation bubble and thus the cavitation period depends on the plasma energy. The more laser energy is absorbed by the bombarded test specimen, the larger the cavitation bubble and the longer the cavitation period T ⁇ .
  • the cavitation bubble grows from its center of origin up to a maximum radius R max and then collapses with increasing speed until it collapses completely, whereby a second shock wave is emitted.
  • the period between the first shock wave and the second shock wave is called the cavitation period. If the glass fiber is at a distance of less than 2 mm in front of the test specimen when the laser pulse is emitted, the cavitation bubble forms around the glass fiber end and the glass fiber tip is located inside the gas bubble.
  • the measurement of the cavitation time is caused by the transition of the glass fiber from water to air
  • the measurement signal should show the same voltage difference of 200 mV when measuring within the cavitation bubble as when measuring the reflected light output of the glass fiber in air and in water (see Fig. 15).
  • Voltage difference below 200 mV usually has a value of up to 300 mV for pulse energies above 90 mJ.
  • the lower voltage can be explained by the not exactly defined physical states in the cavitation bubble. This means that the fiber can still be partially wetted with water. Damage too the fiber tip can lead to a reduction in the tension difference.
  • the higher voltage difference than the 200 mV caused by the different refractive index of water and air was not further investigated because it is not a disadvantage for the measurement.
  • the measuring signal increasingly takes the form of an ideal rectangular pulse with increasing pulse energy, which simplifies the determination of the cavitation period for high pulse energies.
  • the edges of the measurement signal are less pronounced than for medium and high pulse energies. This effect is particularly evident when measuring the red-brown gallstone (see Fig. 19).
  • the 20 mW photodiode as a measuring laser, the signal-to-noise ratio is high enough for these measurements, too, to be able to measure a clear difference in voltage levels.
  • the threshold voltage of the comparator would have to be reset depending on the level of the pulse energy. Due to the not exactly predictable behavior of the
  • Cavitation bubbles during and after the implosion can lead to different signal patterns after the first transition from air to water.
  • the measured voltage level drops after the implosion to the value U 0 , which is also displayed in water, and remains constant.
  • the voltage of the signal can also rise to the value before the implosion after a short negative voltage peak or show other signal curves. Since after the collapse of the bladder the voltage drops to the value U 0 at least for a short time, detection of the
  • the cavitation period depends on the absorption behavior of the test specimen. A longer cavitation period should therefore be measured for gallstones than for tissue and blood. According to the measurement results shown in FIGS. 21 to 24, this prediction agrees except for the difference between light gallstones and living gallbladder tissue and blood. Especially with a high pulse energy between 90 and 120 mJ there is an overlap of the cavitation period of blood and light gallstone. The reason for this is the similar absorption behavior of light gallstones and blood.
  • the blood is also responsible for a longer period of cavitation in the living and thus perfused soft tissue of the gallbladder compared to the dead and therefore no longer perfused gallbladder tissue (see Fig. 21).
  • the cavitation period also increases with an increase in the pulse energy of the laser (see FIG. 17)
  • the difference between the cavitation period of the gallstones and the soft tissue is greatest at a pulse energy of 90 to 120 mJ (see FIG. 24).
  • a pulse energy of 90 to 120 mJ see FIG. 24.
  • Only the very bright and rarely occurring cholesterol stone cannot be detected with any pulse energy. Its very bright surface does not absorb enough laser energy at 532 nm to achieve plasma ignition. Cavitation bubble formation is therefore rarely the case.
  • the optical stone recognition method presented is able to distinguish between dark gallstones and soft tissue and blood by determining the cavitation period. In the case of light-colored stones, this is sometimes only possible with a low pulse energy after the delivery of more than two pulses. However, there is good detection for high energies.
  • the great advantage of the optical method compared to the acoustic method is that the glass fiber can be used as an optical sensor without the measurement signal being disturbed by contact or mechanical stress. With the acoustic measuring system, on the other hand, even light touches with the hand lead to losses of measurement signals up to 90%.
  • the integration of the stone detection system in the laser system and the use of glass fiber as a sensor make the system very robust in the clinical area against external influences. Since no 5 sensors have to be attached to the glass fiber, the system is also easy to use.
  • the signal quality is dependent on the condition of the glass fiber tip. With up to 50 L0 pulses, which are emitted on a very dark stone with an energy of 120 J, stone detection is still possible.
  • the optical measuring system can be used to detect the fiber erosion. However, special signal processing is necessary for this.
  • Threshold voltages of comparators that are set can still detect small signals. The result can then be evaluated using a corresponding logic circuit (see FIG. 26).
  • an analog-digital converter can be used with which the entire signal curve can be evaluated.
  • a clearer signal can also be registered by improving the noise characteristics of the measuring circuit.
  • the thermal noise of the photodiode and the diode laser is critical here.
  • the light fluctuations of the diode laser can be minimized by installing a second photodiode, which measures the signal emitted by the laser before it enters the glass fiber. This is shown in Fig. 27.
  • the interference caused by the high-voltage power supply unit of the laser can be avoided by means of an adequate ground connection and shielding of the sensor and the evaluation electronics.
  • a bandpass filter with the frequency of the measuring laser can also filter out optical interference pulses, such as the reflected green component. This could avoid the signal increase caused by the reflected green portion of the laser pulse at the start of the measurement.
  • Beam splitter measuring laser / photodiode .5 25 signal processing means

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Abstract

Detektorvorrichtung für einen Gegenstand in einem Fluid und / oder Gewebe, sowie Verfahren zur Detektion und Bearbeitung des Gegenstandes.Die Erfindung betrifft eine Detektorvorrichtung und Verfahren zur Detektion und Bearbeitung für einen Gegenstand, insbesondere für einen Stein, für ein Gerinsel, für ein Gewebeteil und / oder für einen körperfremden Stoff in einer Flüssigkeit und / oder einem Gewebe, insbesondere im menschlichen Körpergewebe, gekennzeichnet durch ein Strahlungsmittel (20) zur Erzeugung mindestens einer Gasphase im Fluid und / oder im Gewebe und ein Messmittel (23, 25) zur Erfassung von Reflexionen an einer Phasengrenze zwischen einer Gasphase und einer Flüssigphase. Damit ist eine kostengünstige Erkennung eines Gegenstandes, insbesondere eines Steins ohne Belastung des Patienten möglich.

Description

Detektorvorrichtung für einen Gegenstand in einem Fluid und / oder Gewebe, sowie Verfahren zur Detektion und Bearbeitung des Gegenstandes.
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1 und Verfahren nach den Ansprüchen 17 und 18.
In der Medizin stellt sich häufiger die Aufgabe, einen Gegenstand, wie z.B. einen Gallenstein, zu detektieren, wenn er in einem Fluid und / oder einem Gewebe eingebettet ist. Diese Fragestellung ist insbesondere in der Laserlithotripsie von Bedeutung, bei der Gallen- oder Nierensteine durch Laserstrahlung zerstört werden.
Generell besteht bei der Laserlithotripsie das Problem, dass sehr hohe Impulsenergien für den Laser benötigt werden, um einen Stein zu fragmentieren. Aufgrund der hohen Impulsenergien besteht die Gefahr, dass das Gewebe in der Nähe des Steins verletzt wird. Daher ist eine genaue Kontrolle der Position des Steins notwendig. Eine Kontrolle mittels Röntgenstrahlen während der Operation führt zu einer unangemessen hohen Strahlenbelastung des
Patienten.
Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung und ein Verfahren zu schaffen, mit dem eine kostengünstige Erkennung eines Gegenstandes, insbesondere eine Steinerkennung ohne Belastung des Patienten möglich ist .
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch eine Vorrichtung mit den Merkmalen des Anspruchs 1 gelöst. Erfindungsgemäß weist eine Detektorvorrichtung ein Strahlungsmittel zur Erzeugung mindestens einer Gasphase im Fluid und / oder im Gewebe und ein Messmittel zur Erfassung von Reflexionen zwischen einem optisch transparenten Medium, insbesondere einer Glasfaser, und einer gasförmigen und / oder flüssigen Phase auf. Damit ist es z.B. in einfacher Weise möglich eine Kavitationsperiode nach Erzeugung einer dampfförmigen Phase zur Erkennung des Gegenstandes zu messen. Dafür wertet die erfindungsgemäße Vorrichtung durch das Messmittel unterschiedliche Reflexionen in unterschiedlichen Phasen (z.B. Gas, Flüssigkeit) aus. Grundsätzlich werden erfindungsgemäß die partiellen Reflexionen am optisch transparenten Medium (z.B. dem Ende einer Glasfaser) und einer gas- und / oder flüssigen Phase im Fluid ausgewertet . So kann insbesondere auch eine Dichteänderung in einer Flüssigphase vor dem Ende einer Glasfaser erfasst und zur Detektion verwendet werden. Es ist aber auch möglich, Änderungen des Reflexionverhaltens im optisch transparenten Medium (z.B. durch Dichteänderungen) auszuwerten.
Besonders vorteilhaft ist es, wenn durch das Strahlungsmittel ein Plasmaimpuls und nachfolgend eine Gasphase, insbesondere eine Kavitationsblase im Fluid erzeugbar ist . Die physikalischen Eigenschaften der erzeugten Gasphase werden vom Messmittel erfasst .
Für eine effiziente Erkennung des Gegenstandes ist es vorteilhaft, wenn durch das Strahlungsmittel ein
Plasmaimpuls mit einer Pulsenergie zwischen 20 und 200 mJ erzeugbar ist.
In vorteilhafter Weise dient ein Mittel zur gezielten Auswahl unterschiedlicher, vorbestimmter Stufen von
Pulsenergien dazu, bestimmte Energieniveaus auszuwählen. Dabei kann insbesondere eine niedrige Stufe zur Erzeugung eines Probepulses zur Identifikation des Gegenstandes und eine höhere Stufe zur Durchführung einer Bearbeitung des Gegenstandes gewählt werden.
Besonders vorteilhaft ist es, wenn eine erste Schockwelle durch die Expansion des Plasmas im Fluid erzeugt wird, eine zweite Schockwelle durch die Kollabierung einer Kavitationsblase im Fluid erzeugbar ist.
Mit Vorteil ist mit dem Messmittel die Zeit zwischen zwei Schockwellen im Fluid messbar.
Ferner ist es vorteilhaft, wenn das Messmittel einen funktioneilen Zusammenhang zwischen der Energie der Kavitationsblase und der Kavitationszeit zur
Gegenstandserkennung, insbesondere Steinerkennung verwendet .
In einer vorteilhaften Ausführungsform der Detektorvorrichtung ist das Strahlungsmittel als
Messlasersystem ausgebildet. Wobei insbesondere eine für die Anwendung im menschlichen Körper vorteilhafte Ausgestaltung ein Strahlungsmittel aufweist, das in einem Wellenlängenbereich zwischen 350 und 800 nm arbeitet, insbesondere 532 nm. Das Strahlungsmittel kann auch in einem Wellenlängenbereich von 700 bis 1600 nm arbeiten.
Aufgrund der auftretenden Signalform ist es vorteilhaft, mindestens ein Differenzierglied zur Messung der Kavitationsperiode zu verwenden. Mit Vorteil wird auch oder alternativ mindestens eine Komparatorschaltung zur Messung der Kavitationsperiode verwendet.
Eine besonders vorteilhafte Ausgestaltung der Komparatorschaltung weist zwei Komparatorschaltungen zur Detektion kleiner Signale auf, wobei diese auf unterschiedliche Schwellspannungen eingestellt sind. Ferner ist es vorteilhaft, einen AD-Wandler zur Auswertung des Signalverlaufes zu verwenden.
Zur Rauschunterdrückung ist es vorteilhaft, eine
Schaltung zur Rauschunterdrückung, insbesondere eine zusätzliche Photodiode zu verwenden.
Optische Störeinflüsse werden vorteilhafterweise mit mindestens einem Bandpassfilter für die Frequenz des Messlasers herausgefiltert.
Bei einer besonders vorteilhaf en Ausführungsform ist die erfindungsgemäße Detektorvorrichtung mit einen Arbeitslasersystem (z.B. einem Laserlithropsiesystem) zur Bearbeitung des Gegenstandes gekoppelt .
Die Aufgabe wird auch durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 17 gelöst .
Dabei wird erfindungsgemäß zunächst durch ein Strahlungsmittel ein Phasenwechsel in einem Fluid und / oder einem Gewebe erzeugt, wobei ein Messmittel dazu verwendet wird, Reflexionen an einer Phasengrenze zwischen einem optisch transparenten Medium und einer Gasphase und / oder einer Flüssigphase zu erfassen. Vorteilhaft ist es auch, wenn ein Gegenstand so detektiert wird und in Abhängigkeit von dem Detektionsergebnis eine Bearbeitung, insbesondere Zerstörung des Gegenstandes mit einem Arbeitslasersystem durchgeführt wird.
Die Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die Figuren der Zeichnungen an mehreren Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen: Fig. 1 eine schematische Darstellung eines Laserlithotripsiesystems;
Fig. 2 Abhängigkeit des Radius einer Kavitationsblase von der Zeit;
Fig. 3 Schockwellen bei einer Laserlithotripsie;
Fig. 4 schematische Darstellung einer Kavitationsimplosion nahe einer Wand;
Fig. 5 schematische Darstellung der Entstehung einer Kavitationsblase ;
Fig. 6 schematische Darstellung des Messsignals einer
Photodiode, die das über die Laserfaser rücklaufende Licht empfängt, zur Bestimmung der Kavitationsperiode;
Fig. 7 schematische Darstellung des Aufbaus eines optischen Systems zur Bestimmung der Kavitationsperiode;
Fig. 8 graphische Darstellung der Transmission des Strahlteilers in Abhängigkeit von der
Wellenlänge;
Fig. 9 schematische Darstellung eines Messaufbaus zur Bestimmung der Kavitationsperiode Tκ;
Fig. 10 graphische Darstellung eines idealen Messignals bei der Bestimmung der Kaviationsperiode Tκ;
Fig. 11 Schaltbild für ein Dif erenzierglied;
Fig. 12 graphische Darstellung des Signals nach dem Differenzierglied; Fig. 13 graphische Darstellung des Signals nach einem Komparato ;
Fig. 14 schematische Darstellung einer Komparatorschaltung;
Fig. 15 Messergebnisse des Gleichspannungsanteils des
Messsignals bei Luft und Wasser;
Fig. 16 Messergebnisse der Änderung des Reflexionsgrades in Abhängigkeit des Abstandes bei einem rotbraunen Gallenstein;
Fig. 17 Abhängigkeit der Kavitationsperiode von der
Laserenergie Eout bei einem dunkelbraunen Stein;
Fig. 18 Messergebnisse der Änderung des Reflexionsgrades in Abhängigkeit des Abstandes bei Nierengewebe;
Fig. 19 Messergebnisse der Änderung des Reflexionsgrades in Abhängigkeit des Abstandes bei Gallengewebe;
Fig. 20 Messergebnisse eines Beschüsses von Gallenblasengewebe mit 60 mJ;
Fig. 21 Vergleich der Kavitationszeit bei lebendem und totem Gewebe;
Fig. 22 Kavitationsperioden unterschiedlicher Proben bei niedriger Energie (Eout = 20 - 50 mJ) ;
Fig. 23 Kavitationsperioden unterschiedlicher Proben bei mittlerer Energie (Eout = 60 - 80 mJ) ;
Fig. 24 Kavitationsperioden unterschiedlicher Proben bei hoher Energie (Eout = 90 - 120 mJ) ; Fig. 25 Messsignal nach einem, 50 und 100 Laserpulsen;
Fig. 26 Ausführungsform mit einer erweiterten Logikschaltung zur Signalanalyse;
Fig. 27 Ausführungsform mit einer erweiterten Schaltung zur Rauschunterdrückung;
Fig. 28 Schaltbild für eine Verstärkerschaltung für eine Photodiode;
In Fig. 1 sind die grundsätzlichen Bestandteile eines Laserlithotripsiesystems für einen Gallenstein 10 dargestellt. Auch wenn hier die Erfindung in Zusammenhang mit einem Gallenstein 10 erläutert wird, so kann die erfindungsgemäße Detektorvorrichtung alternativ auch auf andere Gegenstände 10, wie z.B. Gerinsel, körperfremde Stoffe oder Nierensteine verwendet werden. Auch nicht- medizinische Anwendungen sind im Rahmen der
Materialbearbeitung möglich.
Gemäß des in Fig. 1 dargestellten Ausführungsbeispiels wird die Laserstrahlung eines Lasersystems 20 über eine Glasfaser 21 auf den Gallenstein 10 geleitet. Die
Glasfaser 21 wird dabei durch den Gallengang 11 geführt. Eine radiale und axiale Fixierung der Glasfaser 21 im Gallengang 11 wird dabei im dargestellten Beispiel über einen Ballonkatheter 12 erreicht.
Die Fragmentierung des Gallensteins 10 mit der Laserlithotripsie wird durch unterschiedliche Ursachen hervorgerufen. Untersuchungen der physikalischen Wirkmechanismen der Laserlithotripsie mit Mikrosekundenpulsen von Farbstofflasern wurden bereits
1992 von IHLER (Laser-Lithropsie; Untersuchung der invitro Fragmentierung mit MikroSekunden Impulsen; Dissertation Universität Karlsruhe, 1992) durchgeführt. Dabei wurde Folgendes festgestellt : Die abgegebene Laserstrahlung wird von der Oberfläche des Gallensteins 10 absorbiert bzw. reflektiert.
Durch die sehr schnelle lokale Temperaturerhöhung entsteht zwischen dem Ende der Glasfaser 21 und dem Gallenstein 10 ein Plasma. Das mit
Überschallgeschwindigkeit expandierende Plasma induziert eine lokale Schockwelle, die in den Gallenstein 10 eingekoppelt wird und dort für Fragmentierungswirkungen verantwortlich ist.
Durch die lokale Temperaturerhöhung verdampft außerdem eine kleine Menge der Flüssigkeit, die den Gallenstein 1 umgibt. Hierbei wird eine Dampfblase (Pseudokavitation) gebildet . Der gegenüber dem Flüssigkeitsdruck höhere Blaseninnendruck dehnt die Blase aus, wobei diese einen Durchmesser bis zu 10 mm und eine Lebensdauer bis zu 0,8 ms erreichen kann.
Die Expansion der Blase führt zu einer Herabsetzung von Temperatur und Druck in deren Innern, bis der statische Druck der umgebenden Flüssigkeit größer oder gleich dem Blaseninnendruck ist. Ist dieser Zustand erreicht, kollabiert die Kavitationsblase und eine zweite stärkere Schockwelle wird generiert. Dieser Zusammenhang ist in
Fig. 2 dargestellt. Der Blasenradius (y-Achse) steigt mit der Zeit (x-Achse) zu Beginn sehr stark, dann linear an. Nach dem Maximum sinkt der Radius linear, wobei ab einem gewissen Punkt (hier Radius 5mm eine abrupte Kollabierung der Kavitationsblase einsetzt.
Durch den Kollaps der Kavitationsblase strömt das umgebende Wasser mit großer Geschwindigkeit in den Hohlraum, so dass ein Wasserjet entsteht, der mit großem Druck auf die Steinoberfläche stößt. Diese komplexen Vorgänge führen zu lokalen Zerstörungen und bei mehrmaliger Wiederholung zur vollständigen Fragmentierung des Gallensteins . Verantwortlich für die Zerstörung des Steins, aber auch für eventuelle Schädigungen des Gewebes sind zu einem die Expansion des Plasmas und die daraus resultierende Schockwelle und zum anderen der Kollaps der durch das Plasma erzeugten Kavitationsblase .
Beide Schockwellen sind in Fig. 3 dargestellt, wobei zwischen der ersten Schockwelle (Plasmaexpansion) und der zweiten Schockwelle (Kavitationsblasenkollaps) ca. 0,8 ms liegen.
In den folgenden Abschnitten sollen diese beiden physikalischen Ursachen näher erläutert werden.
Wird ein Gas soweit erhitzt, dass seine Atome vollständig ionisiert sind, spricht man von einem Plasma, dem so genannten "vierten Aggregatzustand" . Auf Grund des hohen Ionisationsgrades kann ein Plasma durch elektrische und magnetische Felder stark beeinflusst werden.
Für das Entstehen eines Plasmas ist das Vorhandensein von freien Elektronen, die sich dann lawinenartig im Strahlenfeld des Lasers vervielfachen, entscheidend. Wird die Oberfläche eines Festkörpers mit einem Laserpuls beschossen, so wird ein Teil des Laserlichts absorbiert und der restliche Anteil reflektiert. Dabei gilt allgemein der Zusammenhang:
Absorption = 1 - Reflexion
Wie viel Energie vom Festkörper absorbiert wird, hängt von dessen Materialparametern, wie z.B. Farbe, Dichte sowie der Wellenlänge des verwendeten Lasers ab. Die meisten Gallensteine haben auf Grund ihrer dunklen Farbe besonders im sichtbaren Wellenlängenbereich (350-800nm) gute Absorptionseigenschaften. Wasser und Gewebe hingegen absorbieren im Bereich von 500 -900 nm nur etwa 5% des einfallenden Lichts. Im ultravioletten und infraroten Bereich steigt hingegen die Absorption von Wasser und Gewebe auf über 50% an.
Durch die Frequenzverdoppelung bei dem Lasersystem (z.B. gemäß EP 691 043 AI und US-A 5,963,575) wird dieses Absorptionsverhalten genutzt, um mit dem Grünanteil zum einen eine niedrige Plasmazündschwelle bei den Gallensteinen zu erreichen und zum anderen das Gewebe zu schonen. Reicht die absorbierte Energie aus, so wird die feste Struktur des Steins aufgebrochen und verdampft . Wird darüber hinaus durch den Laserstrahl soviel Energie eingekoppelt, dass Atome und Moleküle ionisiert werden können, dann wird die Plasmazündschwelle überschritten und es bildet sich eine Plasmawolke . Die darin enthaltenen Elektronen lösen durch Stöße weitere Ionisierungsprozesse aus, was zu einem exponentiellen
Anstieg der freien Ladungsträger führt. Das so erzeugte Mikroplasma verhält sich gegenüber infraroter Strahlung wie ein schwarzer Absorber. Das bedeutet, der infrarote Anteil des Laserlichts wird maximal vom Plasma absorbiert und das Plasma somit weiter aufgeheizt ("gepumpt"). Dieser Vorgang wird auch als "Plasma Shielding" bezeichnet .
Die Abstoßungskräfte zwischen den ionisierten Gasatomen und der Übergang vom festen in den gasförmigen Aggregatzustand bewirken eine rasche Expansion des
Plasmas . Diese rasche Ausdehnung erzeugt eine Schockwelle, welche für die erste Fragmentierung des Gallensteins 10 verantwortlich ist. Im Unterschied zu Schallwellen sind Schockwellen Druckamplituden, die sich mit Überschallgeschwindigkeit vom Entstehungsort wegbewegen. Durch Reibung verringert sich die Geschwindigkeit der Schockwellenfront so lange bis sie Schallgeschwindigkeit erreicht. Die Messung der Schockwelle kann daher nur in unmittelbarer Nähe ihres Entstehungsortes erfolgen. Die Stärke der Schockwelle ist von dem Energieinhalt des Plasmas und damit von den Absorptionseigenschaften des Steins und der Energie des Laserpulses abhängig. Insbesondere der infrarote Anteil des Laserpulses hat einen großen Einfluss auf die im Plasma gespeicherte Energie.
Neben der Schockwelle wird durch die Plasmaexpansion auch eine Kavitationsblase gebildet.
Allgemein versteht man unter Kavitation die Bildung von "Hohlräumen" (d.h. Bereichen mit viel geringerer Dichte als die umgebende Flüssigkeit) in einer Flüssigkeit infolge schnellen Absinkens des Druckes. Bei der hier auftretenden laserinduzierten Kavitation wird die Kavitationsblase durch die Plasmaexpansion erzeugt. Bei dieser Dampfkavitation oder "harten" Kavitation besteht die Kavitationblase im Wesentlichen aus gasförmigem Wasser. Nach dem Verdampfen des Wassers wächst die Kavitationsblase durch den höheren Innendruck des Wasserdampfes gegenüber dem Flüssigkeitsdruck rasch an, bis bei gleichem Außen- und Innendruck der maximale Radius erreicht ist. Übersteigt der Außendruck den Innendruck der Blase, dann fällt die Blase erst langsam und dann immer schneller in sich zusammen.
Dieser für die "harte" Kavitation typische Vorgang wird als Blasenimplosion oder Blasenkollaps bezeichnet. Begleitet wird dieser Kollaps von einer Schockwelle mit hoher Intensität, die auch für das typische Kavitationsgeräusch verantwortlich ist. Diese zweite Schockwelle ist der primäre Fragmentierungsprozess bei der Gallensteinzertrümmerung.
Implodiert eine Kavitationsblase dicht vor einer Wand, so 5. geht die auf den Blasenmittelpunkt bezogene
Radialsymmetrie der Strömung verloren. Dadurch bewegt sich die der Wand abgeneigte Seite der Blasenfront mit größerer Geschwindigkeit als die gegenüberliegende Seite.
0 Neben dieser Schockwelle entsteht bei der Blasenimplosion auch ein "Kavitationsjet" .
Wie in Fig. 4, angedeutet wandert eine Seite der Blase immer schneller nach innen und geht schließlich in einen feinen Flüssigkeitsstrahl über, der mit hoher 5 Geschwindigkeit aus der Blase schießt. Dieser
"Kavitationsjet" trägt ebenfalls zu der Fragmentierung des Gallensteins bei.
Auf Grund ihrer starken Nichtlinearität sind 0 Kavitationsprozesse nur schwer berechenbar und werden häufig sogar als typisches Beispiel für ein physikalisches Chaos betrachtet. Mit einigen Verallgemeinerungen lässt sich das Verhalten der Kavitationsblasen aber dennoch relativ exakt beschreiben. 5 Im Modell von Lord Rayleigh wird Wasser als inkompressible Flüssigkeit betrachtet, daher ist dieses Modell nur für kleine Amplituden der Blasenoszillation gültig. Für eine ungefähre Bestimmung der für die Steinerkennung relevanten ersten Kavitationsperiode T 0 ist das Rayleigh' sehe Blasenmodell jedoch ausreichend. Außerdem kann mit diesem Modell auch die Energie der Kavitationsblase abgeschätzt werden. Die Amplitude der Oszillation ist definiert als das Verhältnis vom maximalen Blasenradius Rmax zum Gleichgewichtsradius Requ- :
D
A _ymax
R equ
Nach dem Modell von Rayleigh zeigt eine Blase mit dem Radius R folgende Bewegungsgleichung:
RR + -R2 —^
Dabei steht p∞ für den Druck und p∞ für die Dichte der Flüssigkeit fernab der Blase. P ist der Druck in der Flüssigkeit am Blasenrand. Die Kollapszeit Tc, die sich aus der Differenz von T (Rmax) und T (R = 0) bestimmen lässt, ist durch folgenden Ausdruck gegeben:
Figure imgf000015_0001
wobei der Sättigungsdampfdruck von Wasser jc =2,6 * 10"2 bar beträgt. Da sich im Wasser das Anwachsen und Zusammenfallen der Blase relativ symmetrisch verhalten, kann die Kavitationsperiode T wie folgt abgeschätzt werden:
TK = 2*TC
Die Gesamtenergie der Blase kann aus der geleisteten Arbeit am Umkehrpunkt (R = Rmax) bestimmt werden:
E =-π*R3 m *(p∞ -Pv) Damit folgt :
Figure imgf000016_0001
Mit diesem Ausdruck für Tc kann die Periodendauer der
Kavitationsblase in Abhängigkeit von der Energie bestimmt werden .
Denn ähnlich wie die Plasmaenergie von dem unterschiedlichen Absorptionsverhalten von Stein und Gewebe abhängt, bestimmt die Plasmaexpansion den Energieinhalt und damit die Periodendauer der Kavitationsblase.
Später wird die Messung der Kavitationsperiode Tκ beschrieben.
Nach Beschreibung der Prozesse, die bei der Beschießung eines Steins oder Gewebes mittels eines Lasers auftreten, werden die bei der Bestrahlung auftretenden optischen und akustischen Signale näher untersucht, um sie für die Steindetektion zu nutzen.
Angeregt von dem Arbeitspuls entsteht bei Steinkontakt ein, je nach Material, mehr oder weniger starkes Plasma. Je höher die Energie des Plasmas ist, um so größer ist auch die durch die Plasmaexpansion hervorgerufene erste Schockwelle. Da bei Gewebe im Allgemeinen nur ein sehr energiearmes Plasma entsteht, könnte die erste Schockwelle als Unterscheidungskriterium zwischen Stein und Gewebe gewählt werden. Wie aber die Messungen gezeigt haben, ist dieses Verfahren besonders bei der Unterscheidung zwischen bei Verletzung des Gewebes auftretendem Blut und hellen Gallensteinen nicht ausreichend genau. Durch die Expansion des Plasmas entsteht die beschriebene Kavitationsblase, deren Größe und damit deren Kavitationsperiode Tκ von der Plasmaenergie abhängen und durch den oben abgeleiteten Zusammenhang
Figure imgf000017_0001
beschrieben werden. Da beim Kollaps der Kavitationsblase eine zweite sehr energiereiche Schockwelle erzeugt wird, kann die Kavitationsperiode durch Messen der ersten und der zweiten Schockwelle bestimmt werden. Bisherige Messverfahren nutzen zur Detektion der Druckwellen Nadelhydrophone oder Piezosensoren, welche direkt vor dem Katheter auf die Glasfaser geklebt werden. Der Nachteil hierbei ist, dass die Glasfaser auch für die Schallübertragung genutzt werden muss. Messungen haben ergeben, dass eine Klemmung und Krümmung der Glasfaser einen Verlust der Schallleistung von 50% nach sich ziehen, und dass das Berühren der blanken Faser oder ein seitlicher Steinkontakt Schallleistungsverluste bis zu 90% verursachen können. Eine Lösungsmöglichkeit wäre das Anbringen eines Drucksensors direkt an der Faserspitze.
Jedoch müsste dieser Sensor sehr klein sein und, da die Faser sterilisiert wird, auch sehr robust gegen Hitze, Wasserdampf, usw. ausgelegt werden.
Hat die Glasfaser 21 bei Ausbildung einer Kavitationsblase 30 Kontakt mit dem Gallenstein 10 oder dem Gewebe, so umschließt die entstehende Blase das Faserende bis sie kollabiert. Dies ist schematisch in Fig. 5 dargestellt.
Während dieser Zeit befindet sich die Spitze der Glasfaser 21 in einem mit Wasserdampf gefüllten Hohlraum mit dem Brechungsindex n von Luft von ungefähr 1. Wenn die Kavitationsblase 30 nach der Kavitationsperiode Tκ implodiert ist, befindet sich das Faserende wieder in Wasser mit dem Brechungsindex n von ungefähr 1,333.
Eine Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung verwendet die unterschiedliche Reflexion beim Übergang von der Glasfaser 21 in Wasser oder von der Glasfaser 21 in Luft
In Fig. 6 ist das dabei erhaltene Messsignal schematisch dargestellt. Zu Beginn des Signals liegt ein Peak vor, der auf das Plasmaleuchten bei 650 nm zurückgeführt wird. Das sich anschließende, im Wesentlichen rechteckförmige Signal hält bis zur Kollabierung der Kavitationsblase an. Die Kavitationsperiode Tκ beträgt hier ca. 0,8 ms.
In Fig. 7 ist der schematische Aufbau einer Ausführungsform einer Vorrichtung zur Bestimmung der Kavitationsperiode als Mittel zur Detektion eines Gegenstandes dargestellt. Der Gallenstein 10 befindet sich dabei aus Gründen der
Anschaulichkeit in einem Laborgefäß mit Wasser als Fluid. Durch ein Messlasersystem 20 wird ein Messlaserstrahl über einen Strahlteiler 24, einen Umlenkspiegel 22 und eine Glasfaser 21 auf den Gallenstein 10 gestrahlt. Durch die Plasmaexpansion 31 wird eine Kavitationsblase 30 erzeugt. Gemessen wird die Veränderung des Reflexionsfaktors R
Figure imgf000018_0001
wobei nx für die Brechzahl der Glasfaser 21, n2 für die Brechzahl des Wassers steht. Die Reflexion des
Messlaserstrahls wird über den semitransparenten Umlenkspiegel 22 und den Strahlteiler 24 zu einer schnellen Photodiode 23 geführt, dessen Signal an ein Messmittel 25 (Signalaufbereitung, Oszilloskop, Rechner etc.) übermittelt. Das Messmittel 25 registriert die unterschiedliche Reflexion beim Übergang von Glasfaser in Wasser oder Glasfaser in Gasphase (Luft) .
Das Messlasersystem 20 (als Strahlungsmittel) und das Messmittel 25 bilden zusammen die Bestandteile der erfindungsgemäßen Detektorvorrichtung. Die in Fig. 7 gestrichelt eingerahmten Teile werden auch als Messzweig 27 des Systems bezeichnet.
Das reflektierte Signal wird über die Glasfaser 21 geleitet, mit der auch der hochenergetische Laserpuls eines Arbeitslasers 26 zur Zerstörung des Gallensteins 10 übertragen wird. Dies hat den großen Vorteil, dass kein zusätzlicher Sensor an der Glasfaser 21 angebracht werden muss. Da optische Signale übertragen werden, ist das übertragene Messsignal relativ störunempfindlich gegen mechanische Belastung und elektromagnetische Einflüsse. Es wird die durch die Entstehung der Kavitationsblase 30 hervorgerufene Aggregatzustande nderung des Wassers vor der Glasfaser registriert. Der Unterschied zwischen dem
Reflexionsfaktor beim Übergang von Glasfaser in Wasser Rw und Glasfaser in Luft RL kann mit Hilfe der oben angegebenen Formel näherungsweise bestimmt werden. Mit dem Brechungsindex der Quarzglasfaser ni von ungefähr 1,46 und dem Brechungsindex nw von Wasser von ungefähr 1,333 ergibt sich ein Rw von 0,0022. Für Luft nL von ungefähr 1 ist der Reflexionsfaktor RL = 0,035 und damit rund 16-mal höher als Rw für Wasser.
Dieser große Unterschied der reflektierten Lichtleistung ermöglicht eine relativ genaue Vermessung der
Kavitationsperiode Tκ, die bei diesem Messverfahren als Unterscheidungskriterium für die Steinerkennung genutzt wird. Untersuchungen mit einem akustischen Steinerkennungssystem ergaben, dass eine sichere Unterscheidung zwischen dunklen Gallensteinen und Gallengewebe mittels Tκ möglich ist. Probleme bereiten die hellen Steine, da ihr Absorptionsverhalten ähnlich dem von Gallengewebe ist.
Im Folgenden wird die Bestimmung der Kavitationsperiode näher beschrieben.
Da bei der Messung der Kavitationsperiode Tκ über einen Zeitraum bis zu 1000 μs gemessen werden muss, wird die Detektion der zuvor beschriebenen Änderung des Reflexionsgrades ein zusätzlicher. Laser benötigt. Der zusätzliche Laser emittiert eine Strahlung, die sich von der Arbeitsstrahlung unterscheidet und sich daher auf einfache Weise vom Arbeitsstrahl (zur Bearbeitung des Gegenstandes 10) trennen lässt. Als zusätzlicher Laser (Messlaser) werden bevorzugt Diodenlaser verwendet . Die Trennung der Strahlung wird durch dichroitische Spiegel erreicht.
Dazu wird z.B. der Umlenkspiegel 22 (siehe Fig. 7) für den Wellenlängenbereich von 590 bis 720 nm fast transparent gewählt und eine Laserdiode mit einer Wellenlänge von 655 nm als Messlaser verwendet. Die mittlere Laserenergie von 20 mW im Dauerstrichmodus sorgt bei der Messung für einen ausreichenden Signal-Rauschabstand .
Figure imgf000020_0001
Wie beim Messen der Impulsdauer, muss für die Bestimmung der Kavitationsperiode ein schneller Sensor verwendet werden, der auch bei einer eventuellen starken Übersteuerung schnell abklingt, um die Messung fortführen zu können. Diese Übersteuerung kann z. B. vom Plasmaleuchten verursacht werden. Als Sensor wird daher ein schneller Photodetektor, z.B. eine Si PIN Photodiode FDD-100 verwendet, die neben entsprechenden elektrischen Eigenschaften auch eine relativ große Sensorfläche von As = 5,1 mm2 besitzt. Dies vereinfacht die Fokussierung des Laserstrahls auf die Sensorfläche mittels einer bikonvexen Linse und erhöht den mechanischen Toleranzbereich der speziell für diesen Sensor gefertigten Halterung .
Die Einkopplung des Messlaserstrahls in die Glasfaser erfolgt über einen geeigneten physikalischen Strahlteiler, z.B. den Umlenkspiegel 22 des Arbeitslasers 26. Da sowohl Laser als auch Spiegel eine Vorzugsrichtung aufweisen, muss beim Montieren des Lasers auf der optischen Bank auf diese Polarisierungsrichtung geachtet werden. Dies kann durch Drehung der Laserdiode soweit verändert werden, bis fast die gesamte Lichtleistung den Umlenkspiegel passieren kann. Zwischen dem Umlenkspiegel 26 und dem Messlaser 20 ist ein Strahlteiler 24 angebracht, der das am Glasfaserende reflektierte Messsignal zur Photodiode leitet . Der Strahlteuer ist so konzipiert, dass für den
Wellenlängenbereich von 600 bis 700 nm ein Teilerverhältnis von 50 : 50 gilt und die anderen Wellenlängen nahezu ungehindert durchgelassen werden.
Damit kann eine Übersteuerung des Sensors durch den reflektierten grünen und infraroten Anteil vermieden werden. Der Sensor ist wie in Fig. 9 gezeigt auf einer zusätzlichen optischen Bank montiert.
Die Fokussierung des reflektierten Lasersignals auf die
Sensorfläche erfolgt wiederum mit einer bikonvexen Linse.
Eine Abdeckung der Sensoreinheit mit einer lichtdichten, absorbierenden Abdeckung, z.B. einem schwarz lackierten Blech verhindert die Einstreuung von Störungsimpulsen, wie z.B.
Licht der Laserblitzlampe. Die Triggerung der Messung erfolgt wie bei der Untersuchung der Plasmaexpansion mit dem Sensor PEM 21, der hinter dem Umlenkspiegel 1 (Fig. 9) angebracht ist .
Für die Verstärkung des Diodenstromes wird eine Verstärkerschaltung mit einer Photodiode im
Widerstandsbetrieb mit Vorspannung eingesetzt. Die zeitliche Charakteristik wird durch die nachgeschaltete Verstärkerstufe und deren Beschaltung im Rückkopplungszweig angepasst . Ein solcher Schaltkreis ist in Fig. 28 dargestellt. Bei dieser Schaltung wird die Amplitude der AusgangsSpannung Uout über den Rückkoppelwiderstand RF der Schaltung bestimmt. Dabei gilt:
Figure imgf000022_0001
Da die Schaltung gemäß Fig. 28 zum Schwingen neigt, wird parallel zu einem der beiden Widerstände RF/2 die Kapazität CF = 1 pF geschaltet, welche die hochfrequenten Rauschanteile des Signals verstärkt zurückkoppelt. Für eine zusätzliche Rauschunterdrückung bei der Stromversorgung des
Operationsverstärkers sorgen zwei Kapaziäten mit jeweils 47 /F. Eine Vorspannung von UD = 20 V verringert die
Anstiegszeit der Photodiode auf 3,5 ns .
Bei dem vorliegenden Beispiel ist die Laserleistung sehr schwach (~ 50μW) , so dass für diese Messungen der Widerstand RF mit 940 kΩ gewählt wird, wobei sich eine Grenzfrequenz F-3dB von 2,7 MHz ergibt. Diese ist für die Bestimmung der Kavitationsperiode, die bis 1000 μs betragen kann, ausreichend. Das zu erwartende Messsignal setzt sich bei
Auftreten einer Kavitationsblase theoretisch aus einem 1 bis 7 μs langen durch das Plasmaleuchten verursachten Impuls und einem Rechtecksignal der Dauer Tκ zusammen (Fig. 10) .
Durch diese anfängliche Spannungsspitze und das verrauschte Rechtecksignal ist eine exakte Bestimmung der Kavitationsperiode mittels eines Zählers nur sehr schwer möglich. Auch die Auswertung einer Logikschaltung ist wegen des nicht fest definierten Spannungspegels nicht durchführbar. Daher ist die Signalaufbereitung des Sensorsignals notwendig.
Da die ansteigenden und abfallenden Flanken des Signals sehr steil sind, können sie für die Bestimmung von Tκ herangezogen werden. Eine Schaltung die nur eine Spannungsänderung und damit die Flanken eines Signals verstärkt, wird als Differenzierglied bezeichnet, und ist im einfachen Fall wie ein Hochpass erster Ordnung aufgebaut (Fig. 11) .
Die Grenzfrequenz fg der Schaltung wird von der Kapazität Cx und dem Rückkoppelwiderstand R2 bestimmt.
Figure imgf000023_0001
Das Differenzierglied wird daher so ausgelegt, dass es geeignet ist, auch weniger steile Flanken noch zu erfassen, und trotzdem eine gute Unterdrückung des Gleichanteils der
Spannung zu erhalten. Dazu werden im vorliegenden Beispiel für den Kondensator C eine Kapazität von 10 pF und für den Widerstand R2 18 kΩ gewählt. Mit diesen Werten liegt die Grenzfrequenz fg dieser Schaltung bei 884 kHz. Der Widerstand R2 wird über Gleichtaktverstärkung A0 der Schaltung und dem Widerstand R2 bestimmt.
*-£
4
Zur Verstärkung wird ein Operationsverstärker hoher
Bandbreite, ähnlich wie bei einer Verstärkerschaltung der 0PA655 , verwendet .
Durch Bestimmung der Zeit zwischen der ersten und der zweiten negativen Spannungsspitze des in Fig. 12 dargestellten aufbereiteten Signals, kann die Kavitationszeit exakt ermittelt werden.
Eine weitere Möglichkeit der Signalaufbereitung ist die Abgabe eines festen Spannungspegels von z.B. 5 V bei
Überschreitung einer vorher festgelegten Spannungsschwelle Us. Zum Beispiel wird die Spannungsschwelle Us so gewählt, dass sie zum einen über dem Rauschen und zum anderen unter der Amplitude des rechteckigen Anteils des Messsignals liegt. Dadurch wird ein Rechteckimpuls mit einer Amplitude von 5 V und einer Pulsdauer Tκ erzeugt, während die durch das Plasmaleuchten erzeugte Störung unterdrückt wird (Fig. 13).
Hierfür wird ein Operationsverstärker (OPV) ohne Rückkopplungsschleife betrieben (Komparator) . Eine kleine Spannungsdifferenz am Eingang führt damit sofort zu einer maximalen Aussteuerung des OPVs . Der in dieser Schaltung verwendete OPV TL 3116 setzt beim Unterschreiten der Spannungsschwelle Us den Ausgang auf Masse und beim Überschreiten von Us den Ausgang auf + 5 V. Die
SchwellSpannung Us kann mittels eines Potentiometers zwischen 0 und 5 V reguliert werden (Fig. 14) .
Das so erzeugte Rechtecksignal kann direkt mittels einer geeigneten Logik ausgewertet werden. Im vorliegenden
Ausführungsbeispiel wird zur Bestimmung der Impulsdauer des Rechtecks ein Digital-Zähler (z.B. der Firma HAMAG) verwendet .
Der Laser des Messlasersystems 20 wird im Dauerstrichmodus betrieben, so dass die Reflexion bei der Einkopplung des
Messlaserstrahls nur in Form einer Gleichspannung auftritt. Diese Gleichspannung kann entweder direkt durch eine in Reihe geschaltete Kapazität bevorzugt 100 nF oder durch ein Oszilloskop unterdrückt werden. Durch diese Gleichspannung wird auch der AusSteuerungsbereich des Verstärkers in der
Signalverarbeitung um diesen Spannungsbetrag verringert . Dies kommt besonders beim ersten Impuls zum Tragen, da dessen hohe Energie den Operationsverstärker übersteuert . Da aber dieser Impuls mit 1,8 μs im Vergleich zur Kavitationsperiode Tκ mit 100 bis 1000 μs sehr kurz ist, kann der Effekt für die eigentliche Messung vernachlässigt werden.
Um die Funktionsfähigkeit des Messsystems bei der Stein- bzw. Gewebeerkennung zu testen, werden folgende Versuche beschrieben: • Zur Untermauerung der theoretischen Annahme, dass der Übergang des Glasfaserendes von Wasser in Luft beim optischen Messverfahren detektiert wird, wird die reflektierte Laserleistung in Luft und in Wasser vermessen. • Die vier verschieden Gallensteintypen werden mit einer Pulsenergie von 20 bis 120 J beschossen, wobei die Messung bei einem Abstand der Glasfaser zum Stein von 5 mm, 2 mm und bei Steinkontakt durchgeführt wird. Diese beispielhaften Werte können analog auf vergleichbare Daten und Situationen angewendet werden.
• Wie bei den Gallensteinen wird totes Nieren- und
Gallengewebe und lebendes Blasen- und Gallengewebe und Blut bei einem Abstand von 5 mm, 2 mm und Kontakt mit einer Pulsenergie von 20 bis 120 J beschossen.
Um die aufgestellte Hypothese einer Aggregatzustandsanderung zu verifizieren, wird die reflektierte Lichtleistung des Messlasersystems einmal in Luft und einmal in Wasser gemessen. Hierzu wird die Glasfaser in Wasser getaucht und der Gleichspannungsanteil Uw gemessen. Durch Wiederholung der Messung in Luft erhält man den Gleichspannungsanteil UL. Die
Differenz der beiden Spannungen ergibt UDiff. Dieser Spannungswert sollte mit dem Rechtecksignal, das bei Kavitation auftritt, übereins immen. Dadurch würde die Annahme bestätigt, dass die Änderung des Reflexionsgrades mit der Änderung des Aggregatzustands in der Blase zusammenhängt. Die Messergebnisse sind in Fig. 15 dargestellt. Wie aus Fig. 15 zu entnehmen ist, ergibt sich für die DifferenzSpannung UDiff ein Wert von 200 mV.
Bei den nachfolgenden Messungen wird das aus dem Verstärker kommende Signal direkt auf einen ersten Kanal des Oszilloskops gegeben, mit einem zweiten Kanal wird der Ausgang eines Komparators dargestellt und ein dritter Kanal wird für die Triggerung verwendet . Die Pulsdauer wird mit einem Zähler aufgenommen. Das Signal für den Zähler liefert der Komparator, da sein Ausgangssignal nur einen geringen Rauschanteil aufweist.
Bei diesen Messungen wird der Laser mit einer Pulsrate von einem Puls pro Sekunde betrieben. Die Ausgangsenergie wird von 20 auf 120 mJ in Schritten von 10 mJ erhöht. Pro Schritt werden 10 Pulse gemessen und die Kavitationsperioden notiert, wobei jeweils ein typischer Impuls abgespeichert wird. Die Glasfaser wird nach jeder Erhöhung der Energie auf Faserabbrand untersucht und bei Beschädigung durch Kürzen repariert.
Im Folgenden wird die Änderung der reflektierten Laserleistung an vier verschiedenen Gallensteinen gemessen. Dunkle und helle Steine werden im Abstand von 5 mm, 2 mm und 0 mm, also direktem Kontakt mit der
Glasfaser 21, beschossen. Dabei zeigt sich je nach Stein und abgegebener Energie der in Fig. 16 dargestellte Spannungsverlauf (Eout = 60 mJ) .
Über den Rechteckimpuls des Komparators wird die Kavitationszeit ermittelt. Da die Kavitationszeit nicht nur von dem beschossenen Material, sondern auch von der eingestellten Laserenergie abhängt, wird dieser Zusammenhang in Fig. 17 gesondert dargestellt. Bei der Untersuchung toten Gallen- und Nierengewebes wird Nieren- und Gallengewebe im Abstand von 5 mm, 2 mm und in direktem Kontakt mit der Glasfaser beschossen und die resultierenden Änderungen im Reflexionsverhalten der
Glasfaser 21 aufgezeichnet. Es wird ein 2 x 2 cm großes Stück Gewebe herausgeschnitten und mit Holzstreifen in einem Glas befestigt. Bei totem Nierengewebe erhält man die Fig. 18 dargestellte Signalkurve, bei der eine sehr kurze Kavitationsperiode zu erkennen ist. Die
Messergebnisse für totes Gallengewebe sind in Fig. 19 dargestellt .
Da sich die Eigenschaften von totem zu lebendem Gewebe stark unterscheiden, wurden im Rahmen eines angemeldeten
Tierversuches, die Kavitationsblasen bei Laserbeschuss einer Gallenblase und einer Harnblase näher untersucht. Hierzu wurde das noch durchblutete Gewebe bei direktem Kontakt mit der Glasfaser mit unterschiedlicher Ausgangsenergie Eout beschossen und das reflektierte Signal aufgezeichnet. Da die
Glasfaser nicht direkt in den Gallengang eingeführt werden konnte, wurden die Versuche an der offenen Gallen- und Harnblase durchgeführt .
Die für die Kavitation nötige Flüssigkeit wurde mittels eines auch als Halter für die Glasfaser dienenden kurzen Katheters zugeführt .
Die Pulsenergie Eou wurde wie bei den vorhergehenden Messungen von 20 mJ in 20 mJ Schritten auf 120 mJ erhöht. Um ein aussagekräftiges Ergebnis zu bekommen, wurden pro Energiestufe 10 Laserimpulse abgegeben und die unterschiedlichen Kavitationszeiten gemessen. Die Messungen wurden mit einer Laserdiode der Leistung 1,7 mW durchgeführt. Durch den entsprechend niedrigen Rausch- Signalabstand war das Messsignal für den Komparator nicht eindeutig bestimmbar, so dass die Kavitationszeit direkt am Oszilloskop abgelesen wurde. In Fig. 20 sind die Messsignale bei Gallenblasenbeschuss dargestellt .
In Fig. 21 sind die Kavitationsperioden von totem und lebendem Gewebe gegenübergestellt, wobei das Gewebe der Harnblase gegenüber dem Nierengewebe keinen Unterschied zeigt. Während bei der Gallenblase immer Kavitation zu beobachten ist, treten bei hellem Nieren- und Blasengewebe erst ab einer Energie von 100 mJ messbare Kavitationseffekte auf .
Die Untersuchungen haben weiterhin ergeben, dass die Kavitationszeiten bei lebendem Gallengewebe weitaus höher liegen als bei totem Gewebe. Ein Grund hierfür ist die Durchblutung des lebenden Gewebes .
Um diese Annahme zu bestätigen, wird die Kavitationszeit von Blut näher untersucht . Hierzu werden wie bei dem Gewebeversuch 10 Laserpulse pro Energiestufe in das Blut abgegeben und die Kavitationszeiten notiert. Die Ergebnisse werden in den Fig. 22 bis 24 dargestellt.
Jede der Fig. 22 bis 24 enthält die gemessenen Kavitationszeiten der vier verwendeten Gallensteintypen, des toten und lebenden Gallen- und Nierengewebes sowie von Blut, wobei jedes dieser drei Diagramme einem bestimmten Energiebereich des abgegebenen Laserpulses zugeordnet ist. In Fig. 22 sind die Ergebnisse der Zeitmessungen bei einer Energie Eou von 20 bis 50 mJ enthalten. Fig. 23 zeigt die Kavitationszeiten verschiedener Proben bei einer Energie von 60 bis 80 mJ. In Fig. 24 sind die Ergebnisse bei hochenergetischen Pulsen im Bereich von 90 bis 120 mJ dargestellt. Bevor die mit der erfindungsgemäßen Vorrichtung erzielten Messergebnisse erläutert werden, soll hier noch auf eine technische Besonderheit eingegangen werden.
Da für die Fragmentierung der Gallensteine hohe Pulsenergien von 120 mJ verwendet werden, wird das Glasfaserende stark beansprucht, so dass es zu einem Faserabbrand kommen kann. Zur Untersuchung des Einflusses des Faserabbrandes wird bei Steinkontakt mit einem sehr dunklen Stein mehrmals ein Laserimpuls mit einer Energie von 120 mJ auf den Stein geschossen und das Messsignal aufgenommen. Das Messsignal wird nach dem ersten, dem 50. und dem 100. Impuls abgespeichert, wobei bei jedem Puls eine Plasmazündung eingetreten ist. Das Ergebnis dieser Untersuchung ist in Fig. 25 dargestellt.
Nun sollen die erzielten Ergebnisse diskutiert werden.
Die Stärke der durch die Plasmaexpansion erzeugten Schockwelle hängt von der im Plasma gespeicherten Energie und damit von dem Absorptionsverhalten der beschossenen Oberfläche ab. Je mehr Laserenergie von dem Gallenstein bzw.
Gewebe absorbiert wird, desto stärker ist die abgestrahlte Schockwelle.
Neben der Schockwelle wird durch die Plasmaexpansion 31 auch eine Kavitationsblase 30 gebildet und es werden Lichtquanten ausgestrahlt. Die abgestrahlte Schockwelle führt zu einer Erhöhung des Wasserdruckes vor der Glasfaser und zu einer Verringerung der reflektierten Laserenergie.
Da die Schockwelle noch während der Laserpulsdauer von 1,7 μs erzeugt wird, kann eine Veränderung des Reflexionsverhaltens der Glasfaser mit dem am Glasfaserende reflektierten Anteil des abgegebenen Laserpulses gemessen werden.
Bei der Messung der Kavitationsperiode T wird die bei der Plasmaexpansion entstehende Kavitationsblase als Unterscheidungskriterium zwischen Stein und Gewebe genutzt. Wie beschieben, ist der Radius der Kavitationsblase und damit die Kavitationsperiode abhängig von der Plasmaenergie. Je mehr Laserenergie von dem beschossenen Probekörper absorbiert wird, umso größer wird die Kavitationsblase und umso länger ist die Kavitationsperiode Tκ.
Die Kavitationsblase wächst dabei ausgehend von ihrem EntstehungsZentrum bis zu einem maximalen Radius Rmax an und fällt dann mit steigender Geschwindigkeit in sich zusammen bis sie vollständig kollabiert, wobei eine zweite Schockwelle abgestrahlt wird. Der Zeitraum zwischen der ersten Schockwelle und der zweiten Schockwelle wird als Kavitationsperiode bezeichnet. Befindet sich die Glasfaser bei Abgabe des Laserpulses im Abstand von weniger als 2 mm vor dem Probekörper, bildet sich die Kavitationsblase um das Glasfaserende aus, und die Glasfaserspitze befindet sich innerhalb der Gasblase .
Bei der Messung der Kavitationszeit wird die durch den Übergang der Glasfaser von Wasser in Luft verursachte
Erhöhung des Reflexionsgrades gemessen. Diese Erhöhung bleibt so lange erhalten, bis das Glasfaserende wieder mit Wasser benetzt ist. Theoretisch müsste das Messsignal bei der Messung innerhalb der Kavitationsblase die gleiche Spannungsdifferenz von 200 mV anzeigen wie bei der Messung der reflektierten Lichtleistung der Glasfaser in Luft und in Wasser (siehe Fig. 15) .
Je nach Steintyp und Pulsenergie zeigen sich jedoch Unterschiede beim Signalverlauf des Messsignals (siehe Fig. 18) . Liegt bei niedrigen Pulsenergien bis 50 mJ die
Spannungsdifferenz unter 200 mV hat sie bei Pulsenergien über 90 mJ meist einen Wert bis zu 300 mV. Die niedrigere Spannung lässt sich durch die nicht exakt definierten Aggregatzustände in der Kavitationsblase erklären. So kann die Faser zum Teil immer noch mit Wasser benetzt sein. Auch eine Beschädigung der Faserspitze kann zu einer Verringerung des Spannungsunterschiedes führen. Die höhere Spannungsdifferenz als die durch den unterschiedlichen Brechungsindex von Wasser und Luft verursachten 200 mV wurde, da sie für die Messung nicht von Nachteil ist, nicht weiter untersucht. Neben der oben erwähnten höheren Spannungsdifferenz nimmt das Messsignal mit steigender Pulsenergie immer mehr die Form eines idealen Rechteckimpulses an, was die Bestimmung der Kavitationsperiode für hohe Pulsenergien vereinfacht. Für niedrige Pulsenergien im Bereich von 20 bis 50 mJ sind, abhängig vom verwendeten Gallenstein, die Flanken des Messsignals weniger ausgeprägt als bei mittleren und hohen Pulsenergien. Dieser Effekt zeigt sich besonders bei der Vermessung des rotbraunen Gallensteins (siehe Fig. 19) . Durch die Verwendung der 20 mW Photodiode als Messlaser ist der Signal-Rauschabstand jedoch auch bei diesen Messungen hoch genug, um einen eindeutigen Unterschied der Spannungspegel messen zu können. Hierbei müsste jedoch die Schwellenspannung des Komparators je nach Höhe der Pulsenergie neu eingestellt werden. Durch das nicht exakt vorhersehbare Verhalten der
Kavitationsblase während und nach der Implosion kann es nach dem ersten Übergang von Luft in Wasser zu unterschiedlichen Signalverläufen kommen. Idealerweise fällt der gemessene Spannungspegel nach der Implosion auf den Wert U0 ab, der auch in Wasser angezeigt wird, und bleibt konstant. Die
Spannung des Signals kann aber auch nach einer kurzen negativen Spannungsspitze wieder auf den Wert vor der Implosion ansteigen oder andere Signalverläufe zeigen. Da nach dem Kollaps der Blase die Spannung zumindest kurzzeitig auf den Wert U0 absinkt, ist eine Detektion der
Kavitationsperiode Tκ mit diesem Messsystem möglich.
Wie oben beschrieben ist die Kavitationsperiode von dem Absorptionsverhalten des Probekörpers abhängig. Es müsste daher bei Gallensteinen eine längere Kavitationsperiode zu messen sein als bei Gewebe und Blut . Nach den in Fig. 21 bis 24 dargestellten Messergebnissen stimmt diese Vorhersage bis auf den Unterschied zwischen hellen Gallensteinen und lebendem Gallenblasengewebe und Blut überein. Besonders bei einer hohen Pulsenergie zwischen 90 und 120 mJ kommt es zu Überlappungen der Kavitationsperiode von Blut und hellem Gallenstein. Der Grund hierfür ist das ähnliche Absorptionsverhalten von hellen Gallensteinen und Blut. Das Blut ist auch bei dem lebenden und damit durchbluteten Weichgewebe der Gallenblase für eine längere Kavitationsperiode gegenüber dem toten und daher nicht mehr durchbluteten Gallenblasengewebe verantwortlich (siehe Fig. 21) . Da die Kavitationsperiode auch bei Erhöhung der Pulsenergie des Lasers anwächst (siehe Fig. 17) , ist der Unterschied zwischen der Kavitationsperiode der Gallensteine und dem Weichgewebe bei einer Pulsenergie von 90 bis 120 mJ am größten (siehe Fig. 24) . Doch auch bei einer niedrigen Laserenergie von 20 bis 50 mJ ist eine gute Unterscheidung zwischen dunklen Gallensteinen und Weichgewebe und Blut möglich (siehe Fig. 24) . Nur der sehr helle und selten vorkommende Cholesterinstein ist bei keiner Pulsenergie detektierbar. Seine sehr helle Oberfläche absorbiert bei einer Wellenlänge von 532 nm nicht genug Laserenergie, um eine Plasmazündung zu erreichen. Eine Kavitationsblasenbildung ist daher nur selten der Fall.
Das vorgestellte optische Steinerkennungsverfahren ist in der Lage mittels Bestimmung der Kavitationsperiode zwischen dunklen Gallensteinen und Weichgewebe sowie Blut zu unterscheiden. Bei hellen Steinen ist dies bei niedriger Pulsenergie manchmal erst nach der Abgabe von mehr als zwei Pulsen möglich. Für hohe Energien ist aber eine gute Detektion gegeben. Der große Vorteil des optischen Verfahrens gegenüber dem akustischen liegt darin, dass die Glasfaser als optischer Sensor verwendet werden kann, ohne dass es durch Berührung oder mechanischer Belastung zu Störungen des Messsignals kommt. Beim akustischen Messsystem hingegen führen bereits leichte Berührungen mit der Hand zu Verlusten der Messsignale bis zu 90%. Die Integration des Steinerkennungssystems in das Lasersystem und die Verwendung der Glasfaser als Sensor machen das System auch im klinischen Bereich sehr robust gegenüber äußeren Einflüssen. Da keine 5 Sensoren an der Glasfaser angebracht werden müssen, ist das System auch leicht zu handhaben.
Es besteht beim optischen Messsystem eine Abhängigkeit der Signalqualität von dem Zustand der Glasfaserspitze. Bei bis L0 zu 50 Pulsen, die auf einen sehr dunklen Stein mit einer Energie von 120 J abgegeben werden, ist aber eine Steinerkennung noch möglich.
Durch die Verwendung robusterer Glasfasern, die auch bei L5 hoher mechanischer Beanspruchung nur sehr geringe
Deformationen am Glasfaserende aufweisen, lassen sich Verbesserungen erzielen.
Da sich mit dem Faserabbrand auch die 20 Fragmentierungseigenschaften verschlechtern, kann das optische Messsystem zur Detektion des Faserabbrandes herangezogen werden. Hierfür ist jedoch eine besondere Signalaufbereitung notwendig.
25 Eine Verbesserung der Messgenauigkeit kann vor allem mit einer erweiterten Analyse des Messsignals erreicht werden, da die Signalverläufe je nach Farbe des Steins variieren können. Besonders ein rotbrauner Gallenstein erzeugt gegenüber einem dunkelbraunen und hellen Stein bei niedriger Energie ein
30 relativ "unsauberes" Signal. Ab einer Pulsenergie von 90 mJ ist der Übergang von Glasfaser in Luft zu Glasfaser in Wasser jedoch sehr scharf abgegrenzt.
Eine kostengünstige Lösung der Signalaufbereitung ist die 35 Verwendung von mehreren, auf unterschiedliche
Schwellspannungen eingestellter Komparatoren, die somit auch kleine Signale noch detektieren können. Das Ergebnis kann dann über eine entsprechende Logikschaltung ausgewertet werden (siehe Fig. 26) .
Alternativ kann ein Analog-Digitalwandler verwendet werden, mit dem der gesamte Signalverlauf ausgewertet werden kann.
Neben der besseren Signalanalyse kann auch durch eine Verbesserung der Rauscheigenschaften der Messschaltung ein deutlicheres Signal registriert werden. Kritisch ist hierbei das thermische Rauschen der Photodiode und des Diodenlasers. Die LichtSchwankungen des Diodenlasers können durch Einbau einer zweiten Photodiode, die das vom Laser abgegebene Signal vor dem Eintritt in die Glasfaser vermisst, minimiert werden. Dies ist in Fig. 27 dargestellt.
Die durch das Hochspannungsnetzteil des Lasers verursachten Störungen lassen sich mittels einer ausreichenden Masseverbindung und Abschirmung des Sensors und der Auswerteelektronik vermeiden.
Ein Bandpassfilter mit der Frequenz des Messlasers kann im Übrigen optische Störimpulse, wie den reflektierten Grünanteil, herausfiltern. Dadurch könnte die durch den reflektierten Grünanteil des Laserpulses erzeugte Signalüberhöhung zu Beginn der Messung vermieden werden.
Die Erfindung beschränkt sich in ihrer Ausführung nicht auf die vorstehend angegebenen bevorzugten Ausführungs- beispiele. Vielmehr ist eine Anzahl von Varianten denkbar, die von der erfindungsgemäßen Vorrichtung und den erfindungsgemäßen Verfahren auch bei grundsätzlich anders gearteten Ausführungen Gebrauch machen. Bezugszeichenliste
10 Gallenstein
11 Gallengang
5 12 Ballonkatheter
13 Photodiode zur Messung des über die Laserfaser laufenden Lichts
20 Messlasersystem
0 21 Glasfaser
22 Umlenkspiegel als Strahlteiler Arbeitslaser / Messzweig
23 Photodiode
24 Strahlteiler Messlaser / Photodiode .5 25 Signalverarbeitungsmittel
26 Arbeitslasersystem
27 Messzweig des Systems
30 Kavitationsblase
!0 31 Plasmaexpansion
32 Wand

Claims

Patentansprüche
1. Detektorvorrichtung für einen Gegenstand (10), insbesondere für einen Stein, für ein Gerinsel, für ein Gewebeteil und / oder für einen körperfremden Stoff in einer Flüssigkeit und / oder einem Gewebe, insbesondere im menschlichen Körpergewebe,
geke nzeichnet durch
ein Strahlungsmittel (20) zur Erzeugung mindestens einer Gasphase im Fluid und / oder im Gewebe und ein Messmittel (23, 25) zur Erfassung von Reflexionen an einer Phasengrenze zwischen einem optisch transparenten Medium, insbesondere einer Glasfaser, und einer gasförmigen und / oder flüssigen Phase.
2. Detektorvorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass durch das Strahlungsmittel (20) ein Plasmaimpuls und nachfolgend eine Gasphase, insbesondere eine Kavitationsblase (30) im Fluid erzeugbar ist, wobei die Eigenschaften der Gasphase zur Detektion verwendbar sind.
3. Detektorvorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass durch das Strahlungsmittel (20) ein Plasmaimpuls mit einer Pulsenergie zwischen 20 und 200 mJ erzeugbar ist.
4. Detektorvorrichtung nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch ein Mittel zur gezielten Auswahl unterschiedlicher, vorbestimmter Stufen von Pulsenergien, insbesondere einer niedrigen Stufe zur Erzeugung eines Probepulses und einer höheren Stufe zur Durchführung einer Bearbeitung des Gegenstandes (10) .
5. Detektorvorrichtung nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine erste Schockwelle durch die Expansion des Plasmas im Fluid erzeugt wird, eine zweite Schockwelle durch die Kollabierung einer Kavitationsblase (30) im Fluid erzeugbar ist.
6. Detektorvorrichtung nach Anspruch 5 dadurch gekennzeichnet, dass mit dem Messmittel (23, 25) die Zeit zwischen zwei Schockwellen im Fluid messbar ist,
7. Detektorvorrichtung nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Messmittel (23, 25) einen funktioneilen Zusammenhang zwischen der Energie der Kavitationsblase und der Kavitationszeit zur Erkennung des Gegenstandes (10) , insbesondere der Steinerkennung verwendet .
8. Detektorvorrichtung nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Strahlungsmittel als Messlasersystem (20) ausgebildet ist.
9. Detektorvorrichtung nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Strahlungsmittel (20) in einem Wellenlängenbereich zwischen 350 und 800 nm und / oder in einem Wellenlängenbereich von 700 bis 1600 nm arbeitet .
10. Detektorvorrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass das Strahlungsmittel (20) bei einer Wellenlänge von 532 n arbeitet.
11. Detektorvorrichtung nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch mindestens ein Differenzierglied zur Messung der Kavitationsperiode .
12. Detektorvorrichtung nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch mindestens eine Komparatorschaltung zur Messung der Kavitationsperiode .
13. Detektorvorrichtung nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet , dass mindestens zwei Komparatorschaltungen zur Detektion kleiner Signale auf unterschiedliche SchwellSpannungen eingestellt sind.
1 . Detektorvorrichtung nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch einen AD-Wandler zur Auswertung des Signalverlaufes.
15. Detektorvorrichtung nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch eine Schaltung zur Rauschunterdrückung, eine zusätzliche Photodiode .
16. Detektorvorrichtung nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch mindestens einen Bandpassfilter für die Frequenz des Messlasers zur Filterung optischer Störeinflüsse.
17. Detektorvorrichtung nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch ein Arbeitslasersystem (26) zur Bearbeitung des Gegenstandes (10) .
18. Verfahren zur Detektion eines Gegenstandes (10) in einem Fluid, insbesondere einen Stein, ein Gerinsel, Gewebeteil und / oder körperfremde Stoffe im menschlichen Körper,
gekennzeichnet durch
a ) Erzeugung eines Phasenwechsels im Fluid und / oder im Gewebe durch ein Strahlungsmittel (20) ,
b) Erfassung von Reflexionen an einer Phasengrenze zwischen einem optisch transparenten Medium, insbesondere einer Glasfaser, und einer Gasphase und / oder einer Flüssigphase durch ein Messmittel (23, 25) .
19. Verfahren zur Bearbeitung eines Gegenstandes (10) in einem Fluid, insbesondere einen Stein, ein Gerinsel, Gewebeteil und / oder körperfremde Stoffe im menschlichen Körper,
gekennzeichnet durch
a) eine Detektion des Gegenstandes gemäß dem Verfahren nach Anspruch 17,
b) eine Bearbeitung, insbesondere Zerstörung des Gegenstandes (10) mit einem Arbeitslasersystem (26) in Abhängigkeit vom Ergebnis der Detektion.
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