"電磁放射吸収による局所加熱を使用して生体組織を検査又は処置するデバイスであって、電磁放射線を放出する少なくとも一つの電磁放射線源と、前記放射線源の照射パラメータを制御する制御ユニットと、前記電磁放射線が吸収されるエリアを照らすように前記生体組織に測定光を送達する光源を有する少なくとも一つのFD-OCT装置とを含み、計算ユニットが、前記組織上の所定測定部位に対する前記測定光の所定照射方向沿いの深さ分解組織速度を、前記FD-OCTの干渉光の位相情報に基づいて決定するステップと、決定された前記組織速度を時間積分するステップと、計算された前記時間積分を空間について微分するステップと、空間及び時間の関数として前記空間導関数を表示し、及び/又は空間及び時間の関数として前記空間導関数を評価モジュールに与え、及び/又は空間及び時間の関数として前記空間導関数を前記制御ユニットに与えるステップとを行うデバイス。前記計算ユニットは、前記組織の1次元変位場を時間積分として、及び前記測定光の照射方向の座標について前記組織の線形膨張を前記変位場の導関数として計算する、請求項1に記載のデバイス。前記FD-OCTの測定光のための制御可能偏向ユニットが、前記放射線源による最大加熱部位を取り囲む前記組織のエリアにわたって前記測定光のビームを掃引する、請求項1又は2に記載のデバイス。前記FD-OCT測定光を少なくとも3つの線形独立方向から前記組織に照射する光学手段を含む、請求項1から3のいずれか一項に記載のデバイス。前記計算ユニットは、前記組織の3次元変位場を時間積分として計算し、及び前記組織の体積膨張を前記変位場の発散として計算する、請求項4に記載のデバイス。前記計算ユニットは、前記組織の3次元変位場を時間積分として計算し、及び前記組織の局所的なねじれを前記変位場の回転として計算する、請求項4に記載のデバイス。前記計算ユニットは、前記組織の熱膨張係数を格納し、及び前記組織の膨張から温度分布を決定する、請求項2又は5に記載のデバイス。前記計算ユニットは、前記組織の吸収係数及び熱伝導係数を格納し、一の時間ステップにおいて現れる温度分布及び仮定される所定照射パラメータから、少なくとも次の時間ステップにおいて予測される温度分布を計算する、請求項7に記載のデバイス。前記計算ユニットは、測定された温度分布と予測された温度分布との偏差の関数として前記照射パラメータの変化をもたらすように前記放射線源の制御ユニットを制御する、請求項8に記載のデバイス。今日のFD-OCTシステムは、10μs以内のAスキャン、すなわち単一測定部位に対する単一深さプロファイルの記録、を許容する。当該測定の深さ分解能は約10μmに達する。FD-OCTの測定深さは500-1000μmに達し、試料の特性の関数でもある。図1は、測定光の照明が網膜の表面に沿って導かれる場合ラインスキャンに得られる典型的なFD-OCT画像を示す。この図は、測定可能な散乱強度を濃淡プロットとして示す。明るい画素が高い散乱強度を示す。FD-OCTは、干渉光Ik,tここでk=2π/λは測定光成分の波数であり、tは時間であるスペクトル強度分布を検出する。ステップbにおいて、この分布は、∫Ik,texpikzdkによる複素フーリエ変換を受けるのが好ましく、その結果、絶対値として散乱強度Sz,tが、及びフーリエ係数の位相としてφz,tが得られる。ここで、zは、測定光の照射方向又は後方散乱方向沿いの局所座標を示す。通常これは、組織表面に対して直角に設定されるが、必ずしもこうである必要はない。測定光の傾斜角度も適切であり得る例えば図4及びその説明を参照。いわゆるドップラーOCTから、時間に対する位相の導関数が、ビーム方向における散乱体の局所速度成分に対する測定値、すなわちdφ/dt~vz,t、となることが知られている。実際には、当該微分商の代わりに、微小すぎないΔtを有する微分商Δφ/Δtが計算される。統計的位相雑音を含む測定中の干渉源が多数存在するからである。Δtが微小すぎる場合、この情報なし雑音が数値的に過度に強調される。すなわち、好ましくない信号雑音比となる。他方、Δtは、せいぜい限られた大きさであれば、所定波長例えばFD-OCT白色光820±40nmにおける局所散乱体までの光路長及び所定速度は、時間間隔Δtの間で半波長この場合は例えば410ナノメートルを超えて動くことがない。そうでなければ、位相がπを超えて変化し、測定中に検出されなくなる。散乱体速度の対応する誤った推定がもたらされる。したがって、測定部位における散乱体速度の、位相からの安定した測定を行い得るためには、tmin<Δt<tmaxを維持するべき値tmin及びtmaxが存在する。ここで、tminが特定の測定デバイスの、特にその雑音挙動の、関数である一方、tmaxは平均測定光波長及び予測される最大散乱体速度の関数である。測定に関するコストを低減するべく可能な限り少ないAスキャンとするべく、Δtはtmaxの近傍で選択されるのが好ましい。例えば100μmまでの組織速度を測定するには、時間間隔Δt=5msでAスキャンを行いかつ評価すれば十分である。高い速度が予測される場合、Δtは低減する必要がある。図1からのFD-OCT測定中、所定時間ステップにおいて散乱強度、位相、及び組織速度が測定される一方、同じ時間においてレーザ照射が行われる。照射エリアは広い線EMで標識される。図1が得られた時点において、94mWのレーザ出力が約500msの間適用されている。RPEと示された白線が、当該レーザ光の大部分を周知のように吸収するRPE層の進路を標識する。2つの白い垂直線が、選択される深さプロファイル10及び20を標識する。これらに沿った測定データが図2においてさらに詳しく示される。ここで、深さプロファイル10はレーザ照射中心にあるが、深さプロファイル20は照明スポットの外側にある。図2a及びbは、プロファイル10及び20に対する散乱強度を示す。実際には、これらにおいて差異は検出できない。すなわち、散乱強度のみに基づく照射組織と非照射組織との区別は困難である。図2c及びdのグラフは、プロファイル10及び20それぞれに対して位相から決定される瞬間組織速度を示す。プロファイル10における著しく高い速度40μm/sまでから、レーザ照射を決定することができる。しかしながら、高すぎると、照射エネルギー深さのどの部分がどのステップにおいて吸収されたのかを検出することができない。速度の負の符号は、組織が網膜表面における平面z=0に向かって動くことを意味する。したがって、これは、予測し得るように、膨張の結果として放射方向の近くで動いている。2つの引き続いてのAスキャン間の位相差を形成することにより計算される瞬間組織速度は通常、統計学的に雑音性である。また、当該瞬間組織速度は、付加的な振動の構成要素を含み、生体組織の場合はそれ自体の動きにより影響を受け、及び、弾性効果と持続性効果との差異検出を許容しない。これとは対照的に、変位場Dとして以下に記載される時間積分は雑音平均がほとんどなく、当該積分はローパスフィルタとしても作用する。変位場Dは、当該組織における散乱ポイントの、時間及び放射方向の座標zの関数としての電磁放射吸収に起因する実際の変位にすぎない。原則的に、Dz,tはベクトル場であるが、ベクトルのz方向成分のみを測定することができる。時間積分は任意の時点間で形成することができる。積分の開始に際しては、吸収照射の開始前又はその間の時刻が選択され、積分の終了に際しては放射線源をオフに切り替えた後の時刻が選択される。図2e及びfは、プロファイル10及び20それぞれにおける変位場のz成分を示す。図2eの急峻な肩は、網膜表面下約200μmの画定深さにおいてすでに見ることができる。双方の変位が深さ座標zについて微分されると、図2g及びhそれぞれに示すグラフのように、照射組織と非照射組織との差異が特に明らかとなる。図2のすべてのグラフにおいて、垂直線は図2gからの最大位置を示す。各時点tにおいて、微分商[DzΔz,t-Dz,t]/Δzは、当初距離Δzだけ離間していた2点の距離の変化である。したがって、無限小Δzに対しては、導関数dD/dzが線形組織膨張εz,t=dDz,t/dzを特定することとなる。組織が純粋な熱弾性膨張をする場合可逆膨張、非変性等、当該組織の温度増加は当該膨張から直接結論づけることができる。1εz,t=αLTΔTここでαLは、熱膨張の線形係数であって、通常は温度の関数であり、ΔTは温度増加である。生物学的組織に対しては及び水に対しては、膨張係数は既知である。体積膨張係数αVのみが既知であれば、等方性媒体に対する近似αL≒αV/3を使用して処理することができる。電磁放射吸収により組織に付与されるエネルギーが当該組織に変化をもたらすほど十分ではない程度までは、本発明に係るデバイスによれば、空間分解熱弾性組織膨張又は収縮を直接的に、及び放射方向のスキャンラインに沿った深さ分解温度分布を間接的に測定することができる。したがって、得られるデータは常に、時刻tにおけるスナップショットとなる。有利なことに、測定光ビームは、走査的にかつそれ自体周知の態様で組織エリア全体に導くことができる。これにより、組織表面の所定グリッドにおいて複数のAスキャンを行うことができるBスキャン、x及びy座標軸。すべてのAスキャンの測定データをまとめて当該組織の3次元画像を得ることが知られている。Bスキャンを行う本発明に係るデバイスに対する一実施例が図3に示される。多色測定光が、FD-OCT装置OCTに統合される光源から発生する。これは、ファイバを介して導かれ、当該出口端でコリメートされ、及び、周期的に旋回可能な偏向ミラー30に向けられる。このミラーは、当該測定光を、試料表面50に焦点を結ぶイメージング光学系40に導く。偏向ミラー30が動いている間、焦点が試料50全体を走査する。FD-OCT装置OCTはまた、試料から後方散乱された光を参照光ビームに重畳する手段及び従来技術に従って干渉光を検出する手段を含む。FD-OCT装置OCTの測定データは、分析及び記録を目的として図1に示されるデータラインを介して計算ユニットCPUに与えられる。計算ユニットCPUは例えば、偏向ミラー30の動きの全サイクルに対する測定データを、当該試料の測定部位及び時間をインデクスとするBスキャンデータとしてコンパイルし、完了時に格納する。当該計算ユニットは、FD-OCTの測定データから散乱強度及び位相を計算し、引き続いてのBスキャンの位相データ間の差分を形成し局所速度成分を計算するべく時間について微分し、これらの位相差を累積的に合計し局所変位成分Dx,y,z,tを計算するべく時間について積分し、及び、それぞれの更新された時間積分を深さ座標について微分する。各Bスキャンの完了後に同様に更新される空間導関数は、試料表面上の測定部位、当該試料の深さ、及び時間の関数として試料50の照射方向における線形膨張εx,y,z,tを記述する。図1はさらに電磁放射線源EMを示す。これの光が各自のファイバを介して導かれて別個に試料に照射される。ここで放射線源EMは、照射パラメータを制御する制御ユニットも含む。これは通常、従来技術に従って実際の光源と構造的に統合される。図1では、放射線源EMと計算ユニットCPUとの間にはデータリンクが与えられる。このデータリンクを介して、計算ユニットCPUは設定照射パラメータをポーリングし及び/又は変化した放射パラメータを事前決定し、これらにより放射線源EMを駆動する。放射線源EMにより放出される放射線に対しては、ほとんど制限が考えられない。唯一、当該試料50、ここでは生体組織に吸収される必要があるということぐらいである。ここでは、X線未満の電磁スペクトル全体が想定され得る。パルス又は連続波放射が可能であり、単色光又は多色光も同様に使用できる。特に、FD-OCT測定光放射であっても、高強度で照射される場合には、それ自体で組織を加熱することができる。通常、FD-OCT測定光の強度は低すぎるので、組織に明らかな影響を与えるものではない。吸収による組織の加熱を目的とする電磁エネルギー照射は通常、標的に対して行われ、かつ、小エリアスポットに限定される。これは特に、レーザ治療に対して当てはまる。当該エリアすなわち興味エリアは通常、このスポット周辺に限られる。したがって、本発明に係るデバイスは、FD-OCT測定光を偏向させるスキャナを有するのが好ましい。当該スキャナは、中心としてスポットを有するスキャンエリアを含む。これは、吸収される放射を適用するアプリケータがスキャナに堅固に接続されることで構成上促すことができる。スキャナには測定光が光伝導ファイバを介して供給される。代替例として、スキャナは波長選択設計を有することもできる。測定光は、測定光放射の波長範囲のみを偏向させる一方で治療上能動的な放射例えばマイクロ波は偏向させずにスキャナを通過するようにして、ミラーによって治療ビームのビーム経路に向けることができる。スキャナはエリアスキャナ又はラインスキャナであり得る。ここで、ラインスキャナは、スポット中心を横切る掃引をするのが好ましい。z方向∂Dx,y,z,t/∂zにおける組織膨張を当該生体組織の温度分布上にマッピングすることは、熱弾性的な動きのみが生じている限り可能となる。∂D/∂zは、微小機械的等方性が仮定できる限り、組織膨張を評価するのに十分な測定値である。有利なことに、必ずしも等方性の仮定に依存する必要はない。記載される本発明に係るデバイスはこれまでのところ、変位場の照射方向成分を常に測定するので、複数の同時かつ非平行の測定光ビームを仮定することに好ましい設計を見出すことができる。特に、3つの線形独立方向からの同時傾斜照射の場合には、変位場の3つの線形独立成分を測定することもできる。図2は本発明の設計を示す。図1との唯一の違いは、FD-OCT測定光が、3つの平行に配向されたファイバからコリメートされて出て、偏向ミラーに当たることにある。ここで、3つのファイバは、三角形の頂点を形成する。したがって、各ファイバからの光は、イメージング光学系の他方の点に到達し測定部位に向けて偏向される。実際には、3つの測定光ビームはその後、3つの線形独立方向から各測定部位に照射され、当該プロセスにおいて、試料全体に測定光ビームすべてを集合的に導くのに単一のスキャナのみが必要とされる。異なる照射方向は代替例として、試料に対して異なる配向にして固定される3つのファイバを使用することによっても実現され、測定光を当該試料に導いて直接照射することができる図示せず。しかしながら、これらのビームを常に試料の同じエリア全体に同時に導くことは複雑である。ここで、3つのFD-OCTシステムを並行して動作させることは絶対必要というわけではない。むしろ、測定光は、3つのファイバそれぞれを介して固定クロックレートで周期的に導くことができる。例えば、Bスキャンの各完了後に他方のファイバをアクティブにすることができる。ファイバの使用が必ずしも必要というわけではないので、上述は限定としてみなすべきではない。周知のとおり、各ファイバ誘導光学系設定はファイバなしでも実現することができる。これは通常、単に実用的でないというだけである。3つの線形独立空間方向からのFD-OCT測定は、以下に指摘されるいくつかのレジストレーション問題をもたらす。一方で、すべての測定データが斜交座標系において事前に得られる。他方で、個々の速度成分が常に、これらの座標軸の一方向において同時に得られる。測定光スキャナによるスキャンの量子化に起因して、2つ又は3つもの速度場成分が直接測定される試料体積のいくつかの3D画素のみが存在するのが通例である。また、その場合であっても、異なる成分が異なる時点でさらに決定される。合理的精度を有する3次元補間により位置及び時間の関数として完全な速度場を決定するには、計算上のコストが相当なものとならざるを得ない。本発明を実行するべく、当該タスクは幸運にも単純化される。時間についての積分が時間軸方向の補間の必要性をなくすからである。ただし、位置レジストレーションの場合、補間時間積分の、すなわち変位のは好都合である。なお、試料の3D画素すべてに対して変位場の3つの成分すべてが存在するわけでは全くない。3つの深さスキャンすべてによる浸透を受ける部分体積の外側では、対応測定データが欠如する。したがって、興味部分体積は十分なサイズを有することが条件として必要であり、その中に位置しない測定データは評価から除外しなければならない。変位場の3つの成分すべてが測定されると、非等方性試料に対して変位場Dx,y,z,tの発散を計算することもできる。これは、電磁放射吸収に起因する3次元組織膨張を特定する。2εx,y,z,t=divDx,y,z,t=αVTΔT物理学では、場の発散は、その線源強度を意味する。これは、当該場の並進については不変である。したがって、生体組織それ自体の動きは、問題の組織全体に関連する程度まで、当該測定から排除される。例えば、問題の組織内にある毛細血管の血圧に起因する膨張のみが、依然として検出される。しかしながら、これは、特徴周波数約1Hzを特徴とするので隔離することができる。変位場の発散の時間的挙動も同様に物理的に解析することができる。以下の記載は、冒頭で述べた組織膨張の3次元測定及び1次元測定双方に当てはまる。ここで、最初に述べた計算ユニットのタスクのステップgをどのように遂行するかについて説明する。電磁放射が吸収体積に適用されるとその温度は最初は線形的に増加する。有効な熱輸送を可能にするほど十分に高い温度勾配が存在するとすぐに、照射エネルギーの一部が熱拡散により周辺に輸送される。当該吸収位置における温度増加は、連続放射において小さくなる。熱伝導理論を使用すれば、変化しない吸収体体積における温度の時間的推移は、吸収容量及び熱拡散定数が局所的に既知であれば精密に予測することができる。逆に、双方の値は、当該組織が不可逆的変化例えば位相遷移、変性を何も経験しないことが保証されていれば、測定温度分布の時間的推移から計算することができる。電磁放射が、不可逆的な組織変化を開始するのに明らかに十分ではない線量で組織内に照射される場合、時間について測定される組織膨張ε=divDは、式2が適用されることにより、深さ又は空間分解の達成すべき動的温度増加に対する直接的な尺度となる。また、熱伝導モデルを使用することにより、深さ又は空間分解の吸収容量及び熱拡散定数について結果を引き出すことができる。ここで、これらの組織パラメータを使用して、本発明に係るデバイスの計算ユニットは、処置放射のパワーが所定増分だけ増加する場合にもたらされるはずの温度場予測を計算することができる。当該計算ユニットはその後、この増分例えば強度の増加、パルスレーザのパルスレートの上昇等を実現する対応設定を行うように放射線源の制御ユニットに指示する。当該FD-OCTデバイスのその後のスキャンが終了すると、計算ユニットは、D、ε=divDの更新及びモデル化された温度場の更新を行い、これらを予測と対比する。決定温度分布と予測温度分布との差分が測定不安定要素に起因する許容可能限界内であれば、次の予測が、現行測定値に基づいて行われ、制御デバイスにはさらなる増分コマンドが与えられる。しかしながら、測定不安定要素によってはもはや説明できない程度までの差分が現れる場合は、組織変化に起因する付加的な膨張又は収縮が生じていると仮定される。その原因としては、特にタンパク質の変性が考えられる。加えて、組織はその後、その光学的特性、特に散乱及び吸収容量、が局所的に変わる。その結果、当該変化の開始により、不活性媒体における熱伝導にのみ基づく予測からの著しい偏差がもたらされる。当該偏差は処置放射を終了させる根拠を与え得る。ここで、計算ユニットは、物理的に確立された終了基準が利用可能なだけではなく、経験的なものが利用可能なだけでもなく、その上、組織変化開始時点での組織膨張のスナップショットもまた利用可能である。これはおそらくすぐに保存される。これにより、得られた組織損傷の精密な分析が、後期段階であっても可能となる。線量測定チェックを目的として、照射開始時に治療放射線源を、組織に何ら損傷をもたらし得ないことが確実なパラメータに対して設定することが望ましい。開始位相の後に計算ユニットが、安定した温度モデル化に十分なデータを利用することができて初めて、治療上能動的な放射分量を増加させることが意味をなす。すでに明示的に述べた当該増分は、次の時間的ステップにおいても一定の照射パラメータの場合を含む。したがって、治療放射線のパワーの増分がゼロ以上となる。上述の線量測定チェックを実現又はアクティブにすることはオプションである。本発明に係るデバイスはまた、すでに述べた組織パラメータの測定又はマッピングのみを行うべく使用することもできる。したがって、本デバイスは治療及び診断装置である。局所加熱を目的として放射が生体組織に吸収される電磁放射線源は、エネルギー付与を精密に制御する双方の用途にとって不可欠である。このエネルギー付与が、FD-OCTスキャンによりモニタリングされる領域に直接生じることは、本発明の重要な側面である。最後に、本発明の拡張可能性について適切な言及をする。これは、3次元FD-OCT測定の場合、すなわち、ベクトル場Dx,y,z,tの3つの成分すべてが決定される場合に関する。すでに上述したように、レジストレーション問題に起因して、当該決定を可能とするには、深さスキャンにより所定の部分体積を浸透するべくBスキャンを行うことが必要とされる。したがって、3次元体積全体のベクトル値データ場が利用可能となる。これにより、この体積においてDの回転を計算することができる。当該回転は、変位場の渦度である。変位場Dにおける渦は、電磁放射の作用を受けて膨張する場合の当該組織の局所的ねじれに対応する。当該ねじれが常に予測されるのは、組織の吸収容量が局所的に大きく変わり、隣接エリアの加熱が異なる速度で生じる場合であって、放射性能が同じままの場合である。特に、組織表面に平行な渦を予測する必要がある。熱拡散がまだ何の役割も果たさない場合、rotDを決定することは依然として、特に短期間放射線照射を受ける可能性を表す。また、弾性係数又は剪断弾性係数のような機械的パラメータが、例えば生体外測定から既知であるか又は伝達可能である場合、例えば網膜において側方に変化する組織の空間分解吸収容量を検査するには、divD~ΔT~tは依然として良好な近似である。しかしながら、吸収容量が例えば、さらに上述されるように温度の時間的挙動の観測から所定であると仮定される場合、これらの微小機械的パラメータの精密な生体内測定は、当該吸収の強い差分がこれを許容する場合に行うことができる。まとめると、本発明は、電磁放射吸収による測定中に局所加熱される生体組織の測定エリアからのFD-OCTシステムの位相情報を、局所的な瞬間組織速度に変換して時間について積分し、変位場を計算することを教示する。当該変位場はこれ自体が、その後空間について微分される必要がある。その結果、観測可能物理量、特に組織膨張又は局所的な組織のねじれ、が得られる。本発明にとって本質的なステップは、コンピュータの使用に関してのみ不可欠な速度で行うことができるので、必ずデバイスに統合する必要がある。観測可能物理量が、純粋に光学的に非接触測定される。観測可能物理量には、生体試料の測定エリア内のそれ自体の動きによる並進が存在しない。本発明に係る手段を使用して、観測可能物理量を空間分解的にかつ時間の関数として記録することができる。観測可能物理量は、物理的に解析できる時間的挙動を示す。理論的な概念及びモデル、特に熱伝導理論、の適用が許容されるので、その時間的進展について、所定の仮定のもとで予測することができる。当該予測の開始をモニタリングすることができる。当該予測点からの著しい偏差は、行われた仮定が違反していることを示す。これが当てはまる場合、当該組織の照射を非アクティブにすることができる。このため、本発明に係るデバイスの線量測定チェックは、治療放射により引き起こされる効果の予測をモニタリングすることを基礎とする。組織損傷のための放射線量が低すぎて選択されることを理由に、吸収される放射の線量測定チェックが望ましくないいか又は必要でない場合、当該観測可能物理量はさらに、吸収容量、熱伝導率、又は剪断弾性係数のような物理的な組織パラメータを生体内でかつリアルタイムで決定するのにふさわしい。"