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3-2020

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Fachzeitschrift für Medizintechnik-Produktion, Entwicklung, Distribution und Qualitätsmanagement

Lasertechnik Bild 2:

Lasertechnik Bild 2: Wellenlängen der CO-Laser-Erzeugung metern. Aber bis vor kurzem gab es keine kommerziellen Laser quellen mit chirurgisch relevanten Leistungsniveaus in der großen Lücke zwischen diesen beiden. Daher hat der CO-Laser eine viel größere (3x - 4x) Eindringtiefe in das Weichgewebe als die etablierten medizinischen Laser. Gleichzeitig wird die Wellenlänge des CO-Lasers nahe 6 µm jedoch deutlich stärker vom Weichgewebe absorbiert als bei 10,6 µm (man beachte die exponentielle Skala für die Absorption), was zu einer besseren Abtrags effizienz führt, wenn der Laserstrahl auf das Gewebe fokussiert wird. Gewebe-Interaktion - Koagulation vs. Ablation (Schneiden) Unterschiede in der Absorption und Penetration aufgrund der Laserwellenlänge bedeuten, dass die gesamte Laser-Gewebe-Wechselwirkung mit dem CO-Laser im Vergleich zum CO 2 -Laser weniger intensiv und besser lokalisiert ist. Dies wirkt sich direkt auf die Fähigkeit des Lasers aus, Gewebe zu verschweißen und Blutgefäße und anderes Gewebe tiefer zu koagulieren, im Verhältnis zu seiner Fähigkeit, Gewebe zu zerstören. Diese drei Prozesse sind stark abhängig von der lokalisierten erhöhten Temperatur, die in der Laser-/Gewebe- Wechselwirkungszone erreicht wird, und hängen auch vom Gewebetyp ab. So wird beispielsweise Fettgewebe im Gegensatz zu Muskelgewebe geschmolzen, aber nicht koaguliert. Ein tieferes Eindringen des Lasers in stark vaskularisiertes Gewebe ist immer erforderlich, um gefäßreiche Organe wie Lunge, Leber, Niere usw. - wo eine sehr hohe Laserabsorption einen besseren Ablations- (Schneide-) Effekt an der Gewebeoberfläche ermöglicht, aber zu nicht zu stoppenden Blutungen führen kann, wenn auch kleine Arterien durchtrennt werden. Ein tieferes Eindringen des CO- Lasers in das Gewebe führt auch zu einer Erwärmung des Gewebes unterhalb der Ablationszone - was die Effizienz der Gewebeablation erhöht. Temperatur ist wichtig Die detaillierte Wirkung eines Lasers auf das Gewebe hängt von der tatsächlichen Temperatur ab. Bild 3: Transmissionsabhängigkeit vom Biegeradius 1/R bei Hohlwellenleitern im Vergleich zu PIR-Fasern unter 10 W CO 2 -Laserleistung. Die PIR-Faserenden wurden mit der Anti-Reflexions-Steckertechnologie abgeschlossen. Bei der mäßig erhöhten Temperatur von >45 °C beginnt sich das Hauptstrukturprotein Kollagen aufzulösen (abzuwickeln), wodurch das Gewebeschweißen ermöglicht wird. Wenn die Lasererwärmung die lokale Temperatur auf bis zu 60 °C erhöht, wird das meiste Gewebe koaguliert und versiegelt. Dies geht mit einem Farbverlust einher: Das Gewebe wird blanchiert und kann recht weiß erscheinen. Eine optimierte Photokoagulation ist der Schlüssel beim Schweißen und Schneiden von hochvaskularisiertem Gewebe, wie es z. B. bei der Operation bestimmter Organe zur Entfernung von Krebs oder aus anderen Gründen vorkommen kann. Aus medizinischer Sicht führt die Fotokoagulation zur Blutstillung der Blutgefäße und minimiert die Blutung von Gewebe. Dies ist ein zentrales Anliegen bei einer Vielzahl von chirurgischen Eingriffen und ein wesentlicher Vorteil der Laserchirurgie. Oberhalb von 100 °C kocht Wasser und hilft beim Abtragen von Weichgewebe, so dass das Gewebe geschnitten werden kann, während noch höhere Temperaturen >125 °C in der Regel vermieden werden, um Gewebeverbrennungen und Karbonisierung zu verhindern. Wirkung auf Gewebeproben Anwendungswissenschaftler der art photonics GmbH, Berlin, haben ex-vivo untersucht, wie das Gewebe von Herz, Muskel und Leber eines Tieres unter ähnlichen Schnittbedingungen mit einem CO 2 -Laser (Coherent GEM 40A) und einem CO-Laser (Coherent C-55L-5) reagiert hat. Die frischen Gewebeproben wurden von human getöteten Tieren gewonnen. Die Schnittbedingungen wurden so ausgelegt, dass die beiden Laser nahezu identisch sind - mit einem Laserausgangsfleck von 0,5 mm Durchmesser, der in einer Tiefe von 2 mm im Gewebe fokussiert ist, und mit einer auf 8 W eingestellten Leistungsstufe an der Gewebeprobe. Beide Laser wurden im CW-Betrieb ohne Pulsung betrieben. Die hydratisierten Gewebeproben wurden auf einer Verstellbühne unter fester Optik montiert, so dass auch die Ergebnisse aus unterschiedlichen Schnittgeschwindigkeiten (1, 2 und 4 mm/sec) verglichen werden konnten. Nach dem Schneiden wurden die Pro- 24 meditronic-journal 3/2020

Lasertechnik ben eingefroren und mit einem Skalpell senkrecht zur Laserschnittrichtung geschnitten. Dies ermöglichte eine einfache Abbildung von Querschnittsansichten der Laserschnitte, um qualitative und quantitative Unterschiede beurteilen zu können. CO-Laserstrahlung dringt tiefer ein In einer Studie wurde festgestellt, dass der CO 2 -Laser tiefere, schmalere Schnitte erzeugt, während der CO-Laser zu breiteren Schnitten und einer tieferen Koagulationszone führt. Dies bestätigt, dass die geringere Absorption ein tieferes Eindringen der CO- Laserstrahlung in das Gewebe ermöglicht und dazu führt, dass die Laserleistung in einem größeren Gewebevolumen deponiert wird, d. h. ein geringerer Temperaturanstieg über ein größeres Volumen verteilt. Umgekehrt bedeutet die höhere Absorption des CO 2 - Lasers, dass die Energie dieses Lasers in einem kleineren Oberflächenvolumen des Gewebes deponiert wird, was zu einer intensiveren, begrenzten Erwärmung und einem höheren Verhältnis von Ablation/Koagulation im Vergleich zum CO-Laser führt. Es ist wichtig zu beachten, dass all diese ersten Daten vorläufig sind - da die Laserinteraktion mit Gewebe in vivo nicht zuletzt wegen der Kühlung durch den Blutfluss ganz anders sein wird als bei Ex-vivo-Studien, während die Gefäßhämostase insbesondere in den Arterien aufgrund des hohen Blutdrucks schwieriger sein wird. Daher werden zukünftige in-vivo-Studien an verschiedenen Organen als nächster Schritt für einen gründlicheren Vergleich von CO- und CO 2 -Lasern erforderlich sein. Jetzt kann nur ein einziger experimenteller Fakt für einen CO-Laser genannt werden, der in vivo für eine Kaninchenarterie verwendet wurde (das Kaninchen war hierbei unter Vollnarkose - Ref. 2). Zuerst wurde die Haut entfernt, um die Oberschenkelarterie von 2 mm Außendurchmesser freizu legen. Diese wurde mit einem defokussierten Strahlfleck (Durchmesser 4 - 5 mm) koaguliert, der von einem IR-Faserkabel eines versiegelten cw-CO-Lasers geliefert wurde. Insbesondere 15 Sekunden Beleuchtung mit 2 W Ausgangsleistung führten zu einer Aufhellung und Verengung der Arterie. Dann wurde sie durch den fokussierten Strahl innerhalb weniger Sekunden - ohne Blutung - durchtrennt, obwohl der Blutdruck in der Oberschenkelarterie hoch war. Uns ist derzeit kein anderer Laser bekannt, der ein solches Ergebnis mit nur 2 W Ausgangsleistung erzielen kann. Fasern - mögliche flexible chirurgische Optionen Ein nächster Schritt wäre die Wiederholung dieser Studien an lebendem Säugetiergewebe. Diese vorläufigen Ergebnisse deuten darauf hin, dass der CO-Laser vor allem dort eingesetzt werden könnte, wo die Photokoagulation eine wesentliche Voraussetzung für eine zuverlässige Gefäßhämostase ist. Beispiele sind Gewebeschweißen, Gefäßbefestigung, Transplantation und Mikrochirurgie an vaskularisierten Organen. Diese Arten von Operationen sind mit den üblicherweise verwendeten hohlen Gelenkspiegelarmen, die häufig zur Abgabe der 10,6 µm Wellenlänge des CO 2 -Lasers verwendet werden, nur schwer oder gar nicht zu realisieren. Im Gegensatz dazu kann die flexible Faserzuführung des chirurgischen Lasers für viele Verfahren entscheidend sein. Gegenwärtig sind flexible Kabel auf Basis herkömmlicher Silika- Fasern auf den Spektralbereich unter 2,1 µm beschränkt. Für das mittlere Infrarot könnte ein geeignetes Zuführungskabel auf drei möglichen Alternativen basieren: Hohlwellenleiter (HWG), Chalkogenid-IR-Glasfasern und polykristalline Silber halogenid-PIR-Fasern (Ref. 3). Chalko genid-Glasfasern sind nicht optimal, da sie spröde und das Material giftig ist, während Hohlwellenleiter bereits seit vielen Jahren als flexible Kabel für medizinische CO 2 -Laser verwendet werden. Ihr Design basiert auf Siliziumdioxidkapillaren mit intern abgeschiedenen Ag/AgI-Schichten, und sie werden von Molex (Ref. 4) kommerziell hergestellt. Die Innendurchmesser sind im Bereich von 0,5 - 1 mm für die CO 2 -Laser übertragung bei 10,6 µm bis zu 85 - 90 % (bei einer Länge von 1 m ohne Biegung - Ref. 4) erhältlich. Polykristalline PIR-Fasern Leider sind Hohlwellenleiter sehr biegeempfindlich, mit einem schnellen Abfall der Übertragung selbst bei einem Biegeradius von bis zu 20 cm. Glücklicherweise gibt es jetzt eine bessere Alternative - polykristalline PIR-Fasern, die aus Silberhalogenid-Mischkristallen hergestellt werden. Im Gegensatz zu Hohlwellenleitern ist die ungiftige PIR-Faser sehr flexibel, nicht spröde und selbst bei Biegungen von 2,5 cm Radius wesentlich weniger biegeempfindlich. PIR-Fasern übertragen auch bei einem Biegeradius von 2 - 3 cm fast die gleiche Leistung, was zum Teil auf ihre höhere numerische Apertur (NA = 0,2 - 0,25) im Vergleich zu HWG zurückzuführen ist, wo die niedrige NA von

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