12 Laser in der Medizin - qnap.e3.physik.tu-dortmund.de · 12 Laser in der Medizin Abbildung 12.8: Güteschaltung dass Laseremission stattﬁndet. Durch die höhe-re Verstärkung

12 Laser in der Medizin

12.1 Laser

12.1.1 Eigenschaften von Laserlicht

Abbildung 12.1: Laser als kohärente Lichtquelle

Der wichtigste Unterschied zwischen Laserlicht undLicht aus konvetionellen Lichtquellen ist, dass einLaser kohärentes Licht erzeugt. Dies beeutet, dasszwischen den einzelnen Teilen des Lichtfeldes fe-ste Phasenbeziehungen bestehen. Insbesondere dieräumliche Kohärenz ist wichtig für Anwendungen inder Medizin: sie erlaubt es einem, Laserlicht auf sehrkleine Strahldurchmesser (im Bereich von wenigenoptischen Wellenlängen) zu fokussieren und damithohe Intensitäten zu erreichen.

Abbildung 12.2: Kohärenz

Die zeitliche Kohärenz kann ausgenutzt werden umentweder sehr monochromatisches Licht zu erzeu-gen ) interessant vor allem für diagnostische An-wendungen, oder um sehr kurze Pulse zu erzeugen.Diese erlauben einerseits eine hohe Zeitauflösung(z.B. für die Diagnostik), bieten aber auch wieder dieMöglichkeit, sehr hohe Intensitäten zu erreichen.

Abbildung 12.3: Stimulierte Emisssion

12.1.2 Laser: Funktionsweise

Die Erzeugung von Laserlicht basiert auf dem Prin-zip der stimulierten Emission: Trifft ein Photon aufein Elektron in einem angeregten Zustand (in einemAtom, Molekül oder Festkörper), so kann es die-ses dazu anregen, in den Grundzustand überzugehen.Die dabei freiwerdende Energie wird in der Form ei-nes Photons emittiert, welches die gleiche Frequenzund Phase besitzt wie das eingehende Photon: dieseswird praktisch geklont.

Abbildung 12.4: Laserresonator

Um diesen Prozess effizient ablaufen zu lassen mussdas Verstärkungsmedium jeweils in den angeregtenZustand gebracht werden: es muss eine Inversionvorliegen, d.h. es müssen sich mehr Elektronen imangeregten Zustand befinden als im Grundzustand.Um eine genügend hohe Verstärkung zu erhaltenmuss das Medium meistens in einen Resonator ge-bracht werden: dieser sorgt dafür, dass das Lichtmehrfach durch das Medium geleitet wird und da-durch eine hohe Verstärkung erreicht wird.

Auf diese Weise erhält man Resonatormoden: DasLicht wird verstärkt, wenn die Länge des Resona-tors ein ganzzahliges Vielfaches der Wellenlänge ist,

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L = nλ. Da im Allgemeinen L � λ ist diese Dis-kretisierung jedoch nicht immer direkt beobachtbar.

12.1.3 Beispiel: Rubinlaser

Abbildung 12.5: Rubinlaser

Einer der ersten Laser war der Rubinlaser, der in derFigur schematisch gezeigt ist. Das aktive Verstärker-material besteht aus Rubin, welches durch die Ein-strahlung von Licht elektronisch angeregt wird. DerLaserstrahl wird aus der Stirnfläche des Rubinstabesemittiert.

Abbildung 12.6: Energieniveauschema des Rubinla-sers

Um eine Inversion zu erreichen werden im RubinCr3+ Ionen durch Absorption von Licht in einen an-geregten Zustand gebracht. Das Pumplicht sollte imBereich von 2-3 eV liegen (grün-blau).

Von diesem Zustand können die Atome durch strah-lungslose Übergänge in einen metastabilen Zustandgelangen. Ist dessen Lebensdauer lange genug, sokann zwischen diesem Zustand und dem Grundzu-

stand eine Inversion erreicht werden. Der Laserüber-gang liegt bei 694.3nm.

Je nach Verstärkermaterial unterscheidet man zwi-schen Festkörper-, Gas- und Farbstofflaser. Bei denFestkörpern sind Halbleiterlaser in den letzten Jah-ren immer wichtiger geworden. Da sie direkt elektri-sche gepumpt werden dienen sie auch für viele an-dere Laser als Pumpquelle.

12.1.4 Gepulste Laser

Eine der attraktiven Möglichkeiten eines Lasers istes, kurze Pulse zu erzeugen. Dafür gibt es prinzipielldrei Möglichkeiten:

Abbildung 12.7: Puls eines Rubinlasers, mit Pump-puls (Blitzlicht).

• Man verwendet eine gepulste Pumpe. Diesist z.B. beim Rubinlaser der Fall, welchermit Blitzlampen gepumpt wird. Dreiniveaula-ser wie der Rubinlaser können nicht im Dauer-strichmodus betrieben werden, da es nicht mög-lich ist, eine stationäre Inversion zu erreichen.

• Gütegeschaltete Laser: Man kann die Verstär-kung eines Lasermediums gezielt erhöhen, in-dem man zunächst die die Güte des Laserre-sonators künstlich reduziert, so dass die La-serschwelle nicht erreicht wird. Erst wenn dieInversion maximal ist (und damit die Verstär-kung) wird die Güte des Resonators erhöht, so

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Abbildung 12.8: Güteschaltung

dass Laseremission stattfindet. Durch die höhe-re Verstärkung wird der Puls entsprechend in-tensiver. Diese Technik kann auch mit ”cavitydumping” kombiniert werden: Wenn das Feldim Resonator maximal ist wird die Auskopp-lung erhöht, so dass praktisch der gesamte Pulsausgekoppelt wird. Als schnelle Schalter kön-nen z.B. elektrooptische Modulatoren verwen-det werden.

Abbildung 12.9: Modenkopplung

• Modengeoppelte Laser: Mit Hilfe von optischnichtlinearen Elementen ist es möglich, dafürzu sorgen, dass die Verstärkung im Laserre-sonator nur bei hohen vorhandenen Intensitä-ten die Verluste übersteigt. Dann bildet sichselbständig ein umlaufender Puls aus, von demkontinuierlich ein Teil ausgekoppelt wird. Mankann dies auch so verstehen, dass sich zwischenden verschiedenen Resonatormoden eine festePhasenbeziehung ergibt, so dass diese am Ortder Pulse konstruktiv interferieren.

Dies erlaubt einem z.B., Messungen mit sehr hoherZeitauflösung durchzuführen

Abbildung 12.10: Elektrisches Feld eins Femtose-kundenpulses.

In der Figur ist das elektrische Feld einesFemtosekunden-Laserpulses dargestellt. Damit er-reicht man somit eine Zeitauflösung, welche rund 10Größenordnungen höher ist als mit Blitzlicht.

Neben der hohen Zeitauflösung sind gepulste La-ser vor allem auch deshalb interessant weil sie dieMöglichkeit bieten die Energie in einem kurzen Zeit-fenster zu konzentrieren, so dass mit relativ gerin-ger mittlerer Leistung sehr hohe Intensitäten erreichtwerden. Als Beispiel betrachten wir einen sogenann-ten ”Tabletop Terawatt Laser”: Bei einer mittlerenLeistung von ca. 1 W wird diese in Pulse von ca.10−13s konzentriert. Die Spitzenleistung erreicht da-mit mehr als 1 TW. Fokussiert man diese Leistungauf ein Gebiet von 10µm2, so beträgt die Intensität1023Wm−2. Die entsprechenden Feldstärken sindwesentlich höher als atomare Feldstärken, so dassAtome vollständig ionisiert werden. Da die Wech-selwirkungszeit sehr kurz ist tritt während des Pul-ses keine Thermalisierung auf, d.h. das System kannnicht mit Hilfe einer thermischen Verteilung be-schrieben werden.

12.1.5 Anwendungsbeispiele

Schon ein Jahr nach der Entwicklung des Lasers er-folgten die ersten Anwendungen kohärenter Strah-lung für die Therapie in der Augenheilkunde (Oph-thalmologie).

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Abbildung 12.11: Erster medizinischer Einsatz eini-ger Laser. [12]

Dort wurde der Rubinlaser zur Koagulation derNetzhaut im Rahmen von Tierexperimenten einge-setzt. 1962 wurden erst Patienten gelasert, aber erstmit dem Ar+-Laser wurde diese Laserbehandlungab 1965 richtig erfolgreich. Die neue Strahlenquel-le wurde so schnell auf medizinischem Gebiet ein-gesetzt, da Augenärzte gute Kentnisse auf dem op-tischen Gebiet haben und außerdem wurden Netz-hautkoagulationen bereits mit konventionellen Xe-nonlampen durchgeführt.

Die Augenheilkunde spielt auch weiterhin eine Vor-reiterrolle für den Einsatz von Lasern. Mittlerweilewerden viele Operationen mit Lasern durchgeführt.In der Folgezeit wurden Laser auch in der Chirur-gie und in fast allen anderen medizinischen Fach-gebieten eingesetzt, meistens recht kurz nach derEntwicklung neuer Lasertypen. Heute werden ge-zielt Laser für die medizinische Anwendung ent-wickelt, wie zum Beispiel die Festkörperlaser Hol-mium/YAG und Erbium/YAG, deren Emissionslini-en im nahen Infrarot liegen und die daher eine sehrkurze Eindringtiefe in biologisches Gewebe besit-zen.

12.2 Diagnostik

12.2.1 Fluoreszenz

Laser können z.B. verwendet werden, um gezieltfluoreszierende Markersubstanzen anzuregen. Fluo-reszenzmarker spielen bei Gewebeuntersuchungenund physiologischen Untersuchungen eine wichtigeRolle. So kann man Fluorezenzmarker an Molekülenanbringen, welche bevorzugt in Tumoren eingelagertwerden.

Abbildung 12.12: Neuron, welches das Mar-kerprotein GFP exprimiert.(http://www.greenspine.ca/en/-mGFP_neuron2.html)

In der Figur ist das Bild eines Neurons gezeigt,welches das ”green fluorescent protein” GFP expri-miert und dadurch unter Bestrahlung mit ultraviolet-tem Licht grünes Licht emittiert. Die optimale An-regungswellenlänge liegt (je nach Variante) im Be-reich von 395nm, die Emissionswellenlänge bei et-wa 509nm. Solche Messungen werden vor allem inder Labor-Analytik und in der medizinischen For-schung verwendet.

Energietranser zwischen Molekülen (FRET = För-ster resonant energy transfer) wird für die Klärungvon molekularen Prozessen verwendet. Dabei wirdein Photon, welches von einem Molekül (Donor) ab-sorbiert und auf einer leicht verschobenen Wellen-länge wieder emittiert wurde, von einem zweitenMolekül (Akzeptor) wieder absorbiert.

Dieser Prozess läuft relativ effizient ab wenn

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Abbildung 12.13: Absorptions- und Emissionslinienbei FRET.

• die Emissionsbande des Donors mit der Ab-sorptionsbande des Akzeptors überlappt, sodass die Energieerhaltung gewährleistet ist

• die beiden Moleküle sich in räumlicher Nähebefinden.

Experimentell strahlt man somit auf der Absorpti-onswellenlänge des Donors ein und beobachtet aufder Emissionswellenlänge des Akzeptors.

Abbildung 12.14: Beispiel einer FRET Anwen-dung: Konformationsänderung ei-nes Proteins.

Die Figur zeigt ein Beispiel für eine Anwendung:Am Protein sind zwei Stellen markiert, mit einemDonor und einem Akzeptor. In der linken Figur sinddie beiden Moleküle zu weit voneinander entfernt alsdass ein Energietransfer stattfinden könnte. Rechtsist der Abstand klein genug. Beobachtet man einenFRET Transfer, so weiss man somit, dass sich dasProtein in der rechts gezeigten Konformation befin-det.

12.2.2 Optische Pinzetten

Dielektrische Teilchen können ihre Energie ernied-rigen wenn sie sich in einem elekrischen Feld befin-den: Dieses induziert ein elektrisches Dipolmoment~d. Dieses orientiert sich bevorzugt parallel zum äu-ßeren Feld ~E und erniedrigt damit seine Energie umden Betrag U = − ~E · ~d. Je stärker das Feld, destoniedriger wird damit die Energie des Teilchens.

Abbildung 12.15: Optische Pinzette

Ein fokussierter Laserstrahl kann sehr hohe elek-trische Feldstärken erzeugen. Deshalb werden klei-ne transparente Teilchen in den Fokus eines Laser-strahls hineingezogen. Bewegt man den Laserstrahl,so bewegen sich diese Teilchen mit. Man spricht vonoptischen Pinzetten.

Solche optischen Pinzetten eignen sich gut, um mithoher räumlicher Auflösung Teilchen gezielt zu be-wegen. Gleichzeitig können auch die dabei auftre-tenden Kräfte gemessen werden. Ein solches Bei-spiel wurde im Kapitel Muskeln diskutiert, wo opti-sche Pinzetten verwendet wurden, um die Bewegungeinzelner Muskelfasern zu untersuchen.

Die Figur zeigt ein weiteres Beispiel: Hier wird dieElastizität einer äußeren Haarzelle (Innenohr) ge-messen, indem daran ein kleines Kügelchen befestigtwird, welches durch eine optische Pinzette gehaltenwird. Die Kraft kann über die Auslenkung bestimmt

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Abbildung 12.16: Kraftmessung an Haarzelle (Bio-physical J. 82, 1386 (2002).).

werden, sofern das Fallenpotenzial bekannt ist. Die-ses erhält man z.B. über eine Messung der Oszillati-onsfrequenz.

12.2.3 Mechanische Eigenschaften vonZellen

Abbildung 12.17: Manipulation von Zellbestandtei-len mit einer Laserpinzette.

Mit Hilfe von Laserpinzetten kann man auch im In-neren einer Zelle einzelne Organellen bewegen. Indiesem Beispiel (S. Chu, Scient. Am. Feb. 1992) wirein Organell ans Ende der Zelle transportiert. Wennes wieder losgelassen wird (4. Bild) so kehrt es anseinen Ausgangspunkt zurück. Dies erlaubt somitRückschlüsse auf die Innere Struktur der Zelle.

Solche Untersuchungen dienen nicht nur dermedizinisch-biologischen Grundlagenforschung,sondern können auch direkt für die Diagnostikverwendet werden. So konnte man zeigen, dasses möglich ist, Krebszellen von gesunden Zellenaufgrund ihrer mechansichen Eigenschaften zuunterscheiden.

Eine globale Messung der Stärke des Zellskeletts istmöglich indem man die Zellen mit Hilfe von zwei di-

Abbildung 12.18: Zell-Strecker mit Hilfe divergie-render Laserstrahlen (BiophysicalJ. 81, 767 (2001).).

vergierenden Laserstrahlen auseinanderzieht und ih-re Deformation bestimmt.

Abbildung 12.19: Vergleich der Schermoduli vongesunden und Krebszellen (Wot-tawah et al., PRL 94, 098103(2005).).

In der Figur wird der Real- und Imaginärteil desSchermoduls (jeweils berechnet aus der gemssenenVerformung der Zellen) als Funktin der Frequenz ge-zeigt. Bei Krebszellen beobachtet man eine erhebli-che Reduktion des Schermoduls, vor allem bei höhe-ren Frequenzen.

12.2.4 Optische Kohärenztomographie

Da Licht in menschlichem Gewebe stark gestreutwird, ist es nicht möglich, optische Bilder des Kör-

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perinneren zu erhalten. Bis in eine Tiefe von einigenmm ist es aber trotzdem möglich, wenn man opti-sche Kohärenz-Tomographie (OCT) verwendet. Da-bei handelt es sich um eine interferometrische Tech-nik, welche dreidimensionale Bilder mit einer Auflö-sung im Bereich von 1µm erlaubt. Verwendet wirdsie vor allem für Untersuchungen des Auges.

Die hohe räumliche Auflösung wird erreicht, indemman Lichtquellen mit einem breiten Wellenlängen-bereich verwendet, wie z.B. superluminezente LEDsoder Femtosekundenlaser.

Abbildung 12.20: Experimenteller Aufbau für opti-sche Kohärenz Tomographie.

Das Licht wird auf das zu untersuchende Gewebe fo-kussiert und das reflektierte Licht mit einem Refe-renzstrahl überlagert. Haben reflektiertes Licht undReferenzwelle den gleichen Weg zurückgelegt, soerhält man ein Interferenzmuster.

Da das verwendete Licht einen großen Wellenlän-genbereich abdeckt ist die Kohärenzlänge sehr kurzund man ”sieht” nur das Licht aus einer genau de-finierten Schicht, deren Tiefe man über die Positi-on des Referenzspiegels einstellen kann. Die axialeAuflösung ergibt sich aus der spektralen Breite derQuelle: Bei einer mittleren Wellenlänge λ0 und ei-ner spektralen Breite ∆λ erhält man für die Kohä-renzlänge und damit für die axiale Auflösung

lc =2ln2π

λ20

∆λ≈ 0.44

λ20

∆λ.

Die Dimensionen in lateraler Richtung werden ent-weder gescant, oder man verwendet eine Kamera an-stelle des hier gezeigten Photodetektors. In beidenFällen wird die laterale Auflösung durch die verwen-dete Optik bestimmt.

Abbildung 12.21: OCT Bild eines Maus-Embryosim Vergleich mit einem Foto.

Die Figur vergleicht ein OCT Bild eines Mausem-bryos mit einem Foto. Das OCT Bild besteht aus ins-gesamt 256 Schnittbildern, welche im Rechner zu ei-nem Tomogramm verarbeitet werden, durch welchesman beliebige Schnitte rechnen kann.

12.3 Therapie

12.3.1 Absorption und Streuung im Gewebe

Trifft ein Laserstrahl auf Material, dann kann dasLicht absorbiert, reflektiert oder gestreut werden.Da der menschliche Körper zum größten Teil ausWasser besteht, ist für den medizinischen Einsatzvon Lasern der Absorptionskoeffizient von Wasservon größter Bedeutung.

Im sichtbaren Bereich ist die Absorption in Wasserso gering, dass sich eine mittlere Eindringtiefe von> 10m ergibt. Im infraroten Spektralbereich werdenSchwingungen im Wasser angeregt. Dadurch steigtdie Absorption an und erreicht bei einer Wellenlängevon 2.9µm ein Maximum.

Weil biologisches Gewebe nicht homogen ist spieltneben der Absorption auch die Streuung eine wich-tige Rolle. Es kann Einfachstreuung auftreten, aberauch Mehrfachstreuung, so dass unter Umständen

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Abbildung 12.22: Absorptionskoeffizient und mitt-lere Eindringtiefe von sichtbarerund infraroter Strahlung in Was-ser. Zusätzlich sind die Emissi-onslinien einer Reihe von Laserndurch senkrechte Striche gekenn-zeichnet, die für den medizinsi-chen Einsatz von Bedeutung sind.[12]

ein eingedrungenes Photon das Gewebe wieder ver-lässt.

Abbildung 12.23: Arten der Lichtstreuung. [12]

Je nachdem, wie groß die Dimension d der Streuteil-chen relativ zur Wellenlänge λ des Lichtes ist, wer-den unterschiedliche Arten der Streuung mit der je-weils zugehörigen Abstrahlcharakteristik wirksam.Da Rayleigh-Streuung mit abnehmender Wellenlä-ge rasch ansteigt wird im Ultravioletten Bereich dieEindringtiefe und freie Weglänge des Lichtes im Ge-webe rasch kürzer.

Neben der Streuung spielen in diesem Bereich auchweitere Absorber eine Rolle, wie hier für Melaninund Hämoglobin gezeigt. Fast alle Moleküle absor-bieren im nahen UV.

Abbildung 12.24: Absorptionslinien im Gewebe.

12.3.2 Energiedeposition

Die einzelnen Prozesse, die man für therapeutischeLaseranwendungen verwendet, sind:

• Photochemie

• Photothermik

• Photomechanik und

• Laserinduzierte (Photo-)Disruption

Abbildung 12.25: Intensitäten und Wechselwir-kungszeiten für therapeutischeLaseranwendungen. [8]

Die Figur zeigt, dass die Intensitäten (vertikale Ach-se) und die Einwirkungsdauer (horizontale Achse)einen sehr breiten Bereich abdecken, von jeweils et-wa 16 Größenordnungen. Allerdings liegen die rele-vanten Anwendungen alle in einem relativ schmalen

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Band, bei dem das Produkt aus Intensität und Zeit,d.h. die deponierte Energie pro Fläche, nur um etwa3 Größenordnungen variiert.

Bei niedriger Leistungsdichte und langen Einwirk-zeiten werden durch Laserlicht photochemischeProzesse im Gewebe ausgelöst. Das wird in demgroßen Gebiet der photodynamischen Therapie ein-gesetzt, und Anwendungen in der Schmerztherapie,beschleunigten Wundheilung und Allergiebehand-lung. Dass Laser für die Heilerfolge nötig sind wurdejedoch noch nicht nachgewiesen (wissenschaftlicheGrauzone).

Ab Leistungsdichten von einigen 100W/cm2 wirddas Gewebe photothermisch verändert, das Gewe-be wird koaguliert. Dieser Prozess wird zur Blutstil-lung eingesetzt oder zum Schrumpfen von Gewebe(Tumortherapie, Bandscheibenvorfall, Glättung vonHautfalten). Weitere Anwendungen gibt es auf demGebiet der Netzhautoperationen.

Bei hohen Leistungsdichten von über 106W/cm2

wird Photoablation erreicht. Dieser Prozess wirdauch als Photomechanik bezeichnet. Ein begrenz-tes Gewebevolumen wird schlagartig aufgeheizt undverdampft. Durch die kurze Zeit, die das Verdamp-fen benötigt, wird keine Wärme über Wärmeleitungauf das verbliebene Gewebe übertragen. Es werdenExcimer-Laser mit kurzen Pulsen von 18 ns in derAugenchirurgie benutzt.

Noch höhere Leistungsdichten bis im Bereich von109W/cm2 erreicht man mit gütegeschalteten Fest-körperlasern. Diese Intensität entspricht einer elek-trischen Feldstärke von etwa 109V/m, vergleich-bar mit der Größe des atomaren elektrischen Feldes,mit dem die Valenzelektronen an den Atomkern ge-bunden werden. Durch diese Photodisruption bil-det sich ein lasererzeugtes Plasma, das bei seinerEntstehung und bei der Rekombination Stoßwellenaussendet. Ein wichtiges Beispiel für den medizini-schen Einsatz ist die Nachstaroperation bei grauemStar.

12.3.3 Photodynamische Therapie

Bei geringen Intensitäten erfolgt keine Gewebever-änderung durch den Laser. Man verwendet trotz-

dem Dauerstrichlaser niedriger Intensität für die so-genannte Photodynamische Therapie. Dabei werdensogenannte Photosensitizer verwendet: diese Mole-küle werden durch das Laserlicht aktiviert und kön-nen z.B. Radikale freisetzen, welche dann im Be-reich des Laserlichts Zellen abtöten.

Wichtig bei dieser Anwendung ist, das Licht mög-lichst präzise in den zu behandelnden Bereich zubringen. Je nach Gewebe und Wellenlänge des Lich-tes kann dieses mehrfach gestreut werden und des-halb durch einen gewissen Bereich diffundieren.

Kritisch ist bei dieser Behandlung auch, dass dieverwendeten Photosensitizer z.T. eine relativ lan-ge Aufenthaltsdauer im Körper aufweisen und auchdurch Sonnenlicht aktiviert werden können. Behan-delte Patienten müsssen deshalb z.T. wochenlang indunklen Räumen verbringen.

12.3.4 Gewebeveränderung durch Wärme

Wird die optische Intensität in den Bereich von eini-gen Wm−2 erhöht, so treten thermische Effekte auf.Dabei wird die Energie zunächst von einem elek-tronischen (für Wellenlängen im Sichtaren, UV, undnahen Infraroten), resp. von einem vibratorischenÜbergang (für Wellenlänge ≥ 3µm absorbiert undvon dort thermalisiert, d.h. in alle Freiheitsgrade ver-teilt.

Biologisches Gewebe besteht aus Makromolekülen,die häufig durch Wasserstoffbrückenbindungen inihrer speziellen, funktionellen Form gehalten wer-den. Diese Bindungen können schon durch geringeEnergien aufgebrochen werden. Während man fürdie Dissoziation eines Moleküls eine Anregung vonmehreren eV benötigt (→ Kapitel 6), wird eine Än-derung der geometrischen Gestalt eines Eiweißmo-leküls schon bei einigen meV hervorgerufen, alsoreichen auch thermische Energien unter Umständendazu aus.

Bei Temperaturen oberhalb von 100−150◦ tritt Kar-bonisierung auf, d.h. es wird Kohlenstoff frei. Diesist i.A. ein unerwünschter Effekt und sollte vermie-den werden.

Für Gewebeveränderungen ist nicht nur die Tempe-ratur wichtig, sondern auch wie lange die jeweilige

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Abbildung 12.26: Temperaturbedingte Gewebever-änderungen. [12]

Temperatur im Gewebe herrscht. Die Temperatur-werte in obiger Tabelle sind Mindesttemperaturen,bei deren Existenz nach langer Zeit die entsprechendaufgeführten Gewebeveränderungen eintreten. Dannkann man in erster Näherung annehmen, dass dasProdukt aus Temperaturüberschreitung und Einwirk-zeit für den Gewebedefekt bestimmend ist.

Auf molekularer Ebene werden vor allem Protei-ne beeinflusst. Bei Temperaturen oberhalb von 40◦

finden Koformationsänderungen statt, oberhalb von50◦ verlieren verschiedene Enzyme ihre Funktions-fähigkeit, und oberhalb von etwa 60◦ tritt Denaturie-rung auf.

Als erstes tritt Koagulation auf. Dafür verwendetman bevorzugt grünes Laserlicht, welches von rotenBlutzellen gut absorbiert wird. Koagulation wird u.a.induziert, um Blutungen zu stoppen.

In der Figur ist als Beispiel eine Anwendung anLebergewebe gezeigt. Koagulation kann verwendetwerden, um Blutgefäße zu verschließen oder er-kranktes Gewebe zu veröden, so dass es anschlie-ßend vom Körper abgebaut wird.

12.3.5 Wärmeleitung

Bei den meisten Einsätzen von Lasern in der Me-dizin wird das kontrollierte und vor allem räumlich

Abbildung 12.27: Koagulation in Lebergewebe.

begrenzte Aufheizen des Gewebes benutzt. Wenn ineinem Material mit dem Wärmeleitkoeffizienten λ,der Dichte ρ und der spezifischen Wärmekapazi-tät cw ein Temperaturgefälle längs einer Strecke xexistiert, so führt dies zu einem Wärmefluss ΦW ,bei dem pro Zeiteinheit dt die Wärmemenge dQdurch die Querschnittsfläche A fließt: ΦW = dQ

dt =−λA∂T

∂x .

In 3 Dimensionen gilt die Wärmeleitgleichung

dT

dt= DW · ~5

2T.

Die Größe DW := λ/(ρcw) wird als Wärmediffu-sionskonstante oder Temperaturleitfähigkeit be-zeichnet. Für Wasser erhalten wir mit den Werten ausder Tabelle DW = 0.58

4.2·106 = 1.4 · 10−7 m2

s .

Abbildung 12.28: Dichte, Wassergehalt, Wärmeka-pazität und Wärmeleitkoeffizienteiniger biologischer Stoffe. [12]

In der Tabelle sind die Parameter für einige biologi-sche Gewebe aufgeführt. Man kann diese Werte ver-

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wenden, um abzuschätzen, wie weit sich eingetrage-ne Wärmeenergie ausbreitet. Der Übergangsbereichzwischen dem Fokus eines Lasers, der für Koagu-lation oder Gewebeabtrag verwendet wird, und demnicht geschädigten Bereich hängt einerseits von derAbsorptionslänge des verwendeten Lasers ab, ande-rerseits von der Distanz, welche die Wärme wäh-rend der Zeit des Laserpulses diffundiert. Für einePulsdauer von 1s beträgt diese Distanz etwa 1mm.Bei einer Pulsdauer von 1µs reduziert sich die Di-stanz auf 1µm. Wie wichtig die thermische Diffu-sion für eine bestimmte Laseranwendung ist, hängtsomit von der Pulslänge ab, sowie von der Eindring-tiefe d des Lasers, welche die anfängliche Tempe-raturverteilung bestimmt. Ist die Pulslänge τP grö-ßer als τP > d2

DW, so hat die Wärmeleitung einen

wesentlichen Einfluss auf die resultierende Tempe-raturverteilung.

Betrachtet man längere Zeiten, so genügt die Mo-dellierung des Gewebes als Wasser nicht mehr. Manmuss dann zum einen andere Transportmechanis-men berücksichtigen (z.B. Blutkreislauf), und inter-ne Wärmequellen berücksichtigen, um die Wärme-bilanz von lebendem biologischen Gewebe zu be-schreiben.

Als Ersatz für ein Skalpell verwendet man bei Ope-rationen teilweise CO2 Laser mit einer Wellen-länge von 10µm. Bei dieser Wellenlänge beträgtdie Eindringtiefe in Wasser rund 20µm. Gegenüberdem Skalpell bietet der Laser vor allem den Vor-teil, dass weniger Blutungen auftreten (Koagulati-on durch den Laserstrahl). Die Technik ist dabeivergleichbar zur Ultraschalltechnik. Da der infraroteLaser nicht sichtbar ist, wird ihm ein sichtbarer La-serstrahl überlagert.

12.3.6 Gewebeabtrag

Bei hohen Intensitäten wird Gewebe verdampft unddadurch abgetragen. Je nach Laser (Wellenlänge, In-tensität, Pulsdauer) treten unterschiedliche Schädi-gungen auf.

An der Innenseite des Kraters ist häufig eine schwar-ze Kohlenstoffschicht vorhanden, die durch ver-branntes, karbonisiertes Gewebe entstanden ist.

Abbildung 12.29: Typische Schädigungszonen umeinen lasererzeugten Krater imGewebe. [12]

Diese verhindert eine freie Sicht auf darunter liegen-des Gewebe und streut außerdem stark, so dass dieseSchicht meistens vermieden werden soll oder zumin-dest so dünn wie möglich gehalten werden soll. Esgibt aber auch einzelne Fälle, wo diese karbonisier-te Schicht erwünscht ist, zum Beispiel bei einigenAnwendungen der Gewebeablation (steriler Wund-schluss).

Unter dieser Schicht befindet sich eine Nekrose-schicht, wo das Gewebe koaguliert ist. Es ist ge-schrumpft, und einzelne Gewebestrukturen sind ver-backen und verklebt. Dieses Gewebe ist so starkgeschädigt, dass es nicht mehr regeneriert, sondernvom Körper abgebaut wird. Die Dicke der Nekrose-schicht kann durch Wahl des Lasertyps (Wellenlän-ge) und dessen Betriebsart gewählt werden.

Außerhalb des Nekrosebereichs befindet sich derÖdembereich, hier ist eine Wasseransammlung imGewebe vorhanden. Dieses geschädigte Gewebewird sich wieder erholen, allerdings dauert dies we-gen der thermischen Schädigung der Versorgungsge-fäße recht lange.

Abbildung 12.30: Laserkrater in einem menschli-chen Zahn.

Die Figur zeigt als Beispiel einen Laserkrater in ei-

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nem menschlichen Zahn. Der Krater wurde durch 20Pulse eines Er:YAG Lasers erzeugt. Dieser Laser-typ emittiert beim Absorptionsmaximum von Was-ser. Er wird im Zahn deshalb bevorzugt in bestimm-ten Schichten des Zahns absorbiert, welche einen be-sonders hohen Wasseranteil aufweisen. Bei der ex-plosiven Verdampfund des Wassers wird das harteZahnmaterial abgesprengt. Dies ist die Ursache fürdie sichtbar freiliegenden Ebenen.

Abbildung 12.31: Plaque Entfernung in einem Blut-gefäß.

Gewebeabtrag kann nicht nur von außen erreichtwerden, sondern auch im Körperinneren, indem manden Laser über eine Glasfaser einkoppelt. In der Fi-gur ist als Beispiel der Abtrag von Plaque in einemverstopften Blutgefäß gezeigt.

12.3.7 Photoablation

Geht man zu höheren Leistungen und kürzerren Pul-sen, so tritt nicht mehr thermische Verdampfung auf,sondern Photoablation. Die molekulare Basis dafürist die elektronische Absorption, welche Moleküleentweder ionisiert oder fragmentiert indem die Elek-tronen in antibindende Zustände gebracht werden.

Abbildung 12.32: Übergang in antibindendes Orbi-tal.

Die Figur zeigt das Resultat einer Anregung in einantibindendes Orbital (=Photodissoziation). Die bei-

den Molekülfragmente A und B fliegen auseinanderund tragen damit die eingebrachte Energie in Formkinetischer Energie weg. Solche Übergänge benö-tigen meist eine Photonenenergie im UV-Bereich.Photoablation wird deshalb bevorzugt mit kurwelli-gen Lasern (z.B. Excimer Laser oder hohe Harmoni-sche von Festkörperlasern) durchgeführt.

Abbildung 12.33: Simulation einer Photoablationin PMMA (Garrison&Srinivasan,1985).

Die Simulation zeigt den Prozess anhand von PM-MA. Photoablation kann auch in transparentem Ma-terial stattfinden (z.B. Glas): wenn die Intensität ge-nügend hoch ist können Mehrphotonenprozesse an-geregt werden. Durch die Bildung eines Plasmaswird außerdem, nach einer Anfangsphase, eine sehrbreite Absorption erzeugt.

Abbildung 12.34: Vergleich der Wirkung von ns undfs Puls bei Abtrag von Cu.

Der wesentliche Unterschied zur thermischen Be-handlung ist, dass im Fall der Photoablation in kurz-er Zeit soviel Energie eingebracht wird, dass das Ma-

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terial direkt in den gasförmigen Zustand übergeht,praktisch ohne thermische Energie mit der Umge-bung auszutauschen. Dadurch bleiben Schädigungenin umliegendem Gewebe gering. Wie kurz die Pulsedafür sein müssen hängt vom Material ab. In der Fi-gur werden ein ns Puls und ein fs Puls verglichen,welche auf ein Cu Substrat wirken. Beim ns Pulssind deutlich Schmelzeffekte sichtbar, während derfs Laser ein sehr sauberes Loch erzeugt.

Abbildung 12.35: Photoablation auf der Hornhautmit unterschiedlichen Wellenlän-gen.

Photoablation ist heute die Standardtechnik zur Kor-rektor der Hornhaut. Wie das Bild zeigt, ist es vonVorteil, möglichst kurze Wellenlängen zu verwen-den. Allgemein gilt, dass durch kurze Wellenlängenund hohe Leistungen die thermischen Schäden ge-ring gehalten werden können.

Abbildung 12.36: Hornhaut Korrektur.

Indem man des Fokus des Lasers in das Gewebe hin-ein setzt kann man mit Hilfe des Lasers auch einenSchnitt unterhalb der Oberfläche durchführen. Dieswird z.B. bei Hornhautkorrekturen gemacht: eineSchicht der Hornhaut wird teilweise abgelöst, darun-

ter wird der Korrekturschnitt durchgeführt, und danndie Oberschicht wieder befestigt.

12.3.8 Weitere Anwendungen

In der nachfolgenden Tabelle werden jedem Wech-selwirkungsmechanismus einige klinische und sichin Erprobung befindliche Lasertherapien exempla-risch aufgeführt. Die für die jeweiligen Anwen-dungsgebiete typischen Laser sind dort ebenfalls zufinden.

Abbildung 12.37: Beispiele für Lasertherapie. [10]

Je nach medizinischer Problemstellung werdendie verschiedenen Arten der Laserlicht-Gewebe-Wechselwirkung eingesetzt. Die folgende Tabellegibt einen Überblick über Verfahren, die sich im Ein-satz in der Therapie bewährt haben:

Es fällt auf, dass die Koagulation in allen Bereicheneingesetzt wird, hauptsächlich zur Blutstillung undzum sterilen Wundverschluss. Sie wird aber aucheingesetzt, um größere Wucherungen zu schrumpfendamit zum Beispiel die Atemwege wieder frei wer-den. Die Anwendungen des Ablatierens und Laser-scheidens werden in der minimalinvasiven Chirurgieeingesetzt.

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Abbildung 12.38: Einsatz der Licht-Gewebe-Wechselwirkungen in der Thera-pie. [12]

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