-
1. Technisches Gebiet
-
Die vorliegende Erfindung betrifft
ein Verfahren und eine Einrichtung, die das Schneiden von biologischem
Gewebe in einer flüssigen
Umgebung mit hoher Geschwindigkeit und hoher Präzision mit minimaler physiologischer
Beschädigung
des Nachbargewebes erlaubt.
-
2. Technologischer Hintergrund
-
Es hat sich herausgestellt, dass
Laser effektive und vorteilhafte chirurgische Instrumente sind. Aus
der Vielzahl der möglichen
chirurgischen Lasern hat sich der ArF Excimer Laser als beste Wahl
für das Erzeugen
präziser
Schnitte bei einer Gewebeentfernung in gasförmiger Umgebung ohne damit
verbundene Beschädigung
des Nachbargewebes empfohlen (C. A. Puliafito, R. F. Steinert, T.
F. Deutch „ F.
Hillencamp, E. F. Dehm, C. M. Adler, Ophthalmol. 92, 741 (1985);
S. L. Jacques, D. J. McAulitte, I. H. Blank and J. A. Parrish, J.
Inv. Derm. 88, 88 (1987); J. Marshall, S. Trokel, S. Rothery and
R. Krueger, British J. Ophthalmol. 70, 487 (1986).
-
Dieser bedeutende Vorteil des ArF
Excimer Lasers basiert mehr auf photochemischen als auf thermischen
Mechanismen der Gewebeentfernung (R. Srinivasan, P. E. Dyer, B.,
Braven, Lasers Surg. Med. 6, 514 (1987). Die Energie des 193 nm
Photons reicht aus, um nahezu alle chemischen Bindungen in biologischen
Verbindungen zu zerstören.
Diese schnelle photochemische Reaktion gefolgt von einer schnellen
Gewebeentfernung vermeidet Wärmestaus
und andere Nebeneffekte, die andere Laser erzeugen. Bis jetzt waren
alle chirurgischen Anwendungen des ArF Excimer Lasers auf der Basis
der Behandlung der Gewebeoberfläche
in einer Luftumgebung erfolgt. Ausgezeichnete Ergebnisse wurden beispielsweise
bei der refraktiven Chirurgie erzielt (F. A. L'Esperance, J. W. Warner, William B.
Telfair, P. R. Roger, C. A. Martin, Arch. Ophtalmol., 107,131 (1989))
und bei der Behandlung der Haut (S. L. Jacques, D. J. McAulitte,
I. H. Blank and J. A. Parrish, J. Inv. Derm. 88,88 (1987)).
-
Während
der letzten Jahre wurden neue Verfahren auf der Basis von faseroptischen
Systemen für
die Laserangioplastie (T. G. van Leeuwen, L. van Erven, J. H. Meertence,
M. Motamedi, M. J. Post, C. Burst, J. Am. Coll. Cardiol., 19, 1610
(1992); T. Tomary, H. J. Geschwind, G. Boussignac, F. Lange, S.
J. Tank, Am. Hear J., 123, 886 (1992)), für das Knochen- und Knorpelschneiden
und Bohren (M. Dressel, R. Jahn, W. New and K. H. Jungbluth Lasers Surg.
Med., 11, 569 (1991)), und weitere chirurgische Anwendungen entwickelt.
Diese Verfahren sind einfach, bequem anwendbar und erlauben das
Heranführen
eines Laserstrahls an die richtige Position in einer flüssigen Umgebung.
Der Bereich der Laserwellenlängen
der durch diese Fasern übertragenen Strahlung
richtete sich hauptsächlich
nach dem Spektralbereich der Faserübertragung, der von der Mitte
des Infrarotbereichs über
den sichtbaren Bereich bis nahe am UV-Bereich liegt, und somit wurden diese
Wellenlängen
zum Gewebeschneiden verwendet, obwohl diese Wellenlängen für die Gewebeentfernung
nicht optimal sind. Bei allen diesen Anwendungen mit Gewebeentfernung
bei diesen Laserwellenlängen
erzeugen verschiedene Arten thermischer Verletzungen oder Schockwellen
Nebenwirkungen in der Umgebung der Wunde. Die besten Ergebnisse wurden
mit einem 308 nm Excimer Laser erzielt (T. G. van Leeuwen, L. van
Erven, J. H. Meertence, M. Motamedi, J. J. Post, C. Burst, J. Am.
Coll. Cardiol., 19, 1610 (1992); T. Tomary, H. J. Geschwind, G.
Boussignac, F. Lange, S. J. Tank, Am. Heart J., 123, 886 (1992)).
Aber selbst in diesem Fall zeigte sich, dass der Mechanismus der
Wechselwirkung zwischen Laser und Gewebe ein thermischer war. Alle
Versuche, den Arf Excimer Laserstrahl über Quarzfasern heranzuführen, schlugen
fehl, sowohl wegen der nichtlinearen Absorption bei hohen Intensitäten als
auch wegen der Bildung von induzierten Farbzentren bei diesen Wellenlängen. Als
Ergebnis zeigte sich, dass bei hohen Strahlintensitäten und
für Mehrfachpulse Quarzfasern
nahezu nichttransparent werden (M. Dressel, R. Jahn, W. Neu and
K.-H. Jungbluth, Lasers Surg. Med., 11, 569 (1991)).
-
Bis vor kurzem war nur ein Verfahren
des Heranführens
eines ArF Laserstrahls in eine flüssige Umgebung entwickelt (A.
Lewis and D. Palanker U.S. Patent No. 5,288,288). Der Laserstrahl
wurde durch eine ausgezogene, hohle Glasmikropipette geführt, in
der ein Gas mit einem Druck gleich der Kapillarkraft der Flüssigkeit
am Pipettenausgang eingeleitet wurde. Die Mikropipette diente gleichzeitig
als Strahlführung,
als Konzentrator und als Öffnung.
Dieses Verfahren erlaubte das Bohren von präzisen und reproduzierbaren
Löchern
in der Zona pellucida von Oozyten zur Erleichterung des Eindringens
von Spermien (D. Palanker, S. Ohad, A. Lewis, A. Simon. J. Shenkar,
S. Penchas and N. Layfer, Lasers Surg. Med., 11, 580 (1991)). Für diese
Anwendung war der Durchmesser der ausgezogenen Spitze etwa 8 μ und es wurde
eine niedrige Energieflussdichte verwendet. Für größere Spitzen und höhere Energieflussdichten
ist das Verfahren mit statischem Gasdruck hinsichtlich des Aufrechterhaltens
einer Luft/Flüssigkeitsgrenzfläche am Ausgang
der Spitze schwer beherrschbar.
-
Das von uns entwickelte Instrument
löst alle Probleme
des Heranführens
eines ArF Laserstrahls an ein Gewebe in einer hoch absorbierenden
flüssigen
Umgebung und erlaubt das Schneiden von Material mit hoher Geschwindigkeit
und hoher Präzision ohne
merkliche Hitzeschäden.
-
3. Stand der Technik
-
Der ArF Excimer Laser wurde bis vor
kurzem in der Medizin bei der refraktiven Chirurgie (J. Marshall,
S. Trokel, S. Rothery and R. Krueger, British J. Ophthalmol., 70,487
(1986); F. A. L'Esperance,
J. W. Warner, William B. Telfair, P. R. Roger, C. A. Martin, Arch.
Ophthalmol., 107, 131 139 (1989)), der Hautbehandlung (S. L. Jacques,
D. J. McAulitte, I. H. Blank and J. A. Parrish, J. Inv. Derm. 88,
88 (1987) ), und bei der in-vitro Fertilisation (D. Palanker, S.
Ohad, A. Lewis, A. Simon, J. Shenkar, S. Penchas and N. Layfer,
Lasers Surg. Med., 11, 580 (1991)) eingesetzt. Die beiden ersten
Techniken sind nur bei Behandlung trockener Oberflächen anwendbar
und für
die Chirurgie innerer Organe und bei Geweben, die von biologischen
Flüssigkeiten
benetzt sind, nicht geeignet. Der letzte Vorschlag ist für Gewebe-Mikrochirurgie nicht
einsetzbar, weil er auf der Verwendung von luftgefüllten Glas-Mikropipetten basiert.
Diese Pipetten sind nicht anwendbar, wenn der Spitzendurchmesser 20 μ überschreitet,
weil es schwierig ist, in der Mikropipette einen konstanten Luftdruck
aufrechtzuerhalten, der verhindert, dass Flüssigkeit eindringt. Die Pipette
erträgt
auch keine hohen Energieflussdichten und ist sehr zerbrechlich.
Deshalb wurden mit dem ArF Excimer Laser keine mikrochirurgischen
Eingriffe an inneren Organen und Geweben, die mit biologischen Flüssigkeiten
bedeckt sind, durchgeführt.
-
EP-A-0 425 858 offenbart eine Linse
mit sphärischer
Aberration, die den Brennpunkt aufweitet, um die auftreffende Flussdichte
am Brennpunkt, der am Eintrittsende (Einkopplung) der Faser liegt,
zu reduzieren. Das geschieht, um Schäden am Einkopplungsende zu
vermeiden.
-
Die US-A-4,693,244 offenbart in 3 eine optische Faser, die
einen Laserstrahl abgibt, der auf eine Stirnfläche eines Stabes trifft. Dieser
Stab ist jedoch ein künstlicher
Saphir-Einkristall.
-
4. Zusammenfassung
-
Eine Einrichtung und ein Verfahren,
wie in den Ansprüchen
1 und 9 definiert, erlauben eine flexible Heranführung, Konzentration und Öffnung des ArF
Laserstrahls und ermöglicht,
die Mikrochirurgie an weichen Geweben in flüssiger oder gasförmiger Umgebung.
Die Einrichtung besteht aus drei Hauptelementen:
- – einem
Energiekonzentrator;
- – einer
Strahlhomogenisierungsvorrichtung und
- – einem
flexiblen Strahlheranführungssystem.
-
Zusätzlich ist die Einrichtung
in der Lage, eine Mehrzahl. von anderen Laserstrahlen zu übertragen,
was paralleles Arbeiten ermöglicht.
-
5. Kurze Beschreibung
der Zeichnungen
-
Die verschiedenen Aufgaben, Merkmale
und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden für den Fachmann auf diesem Gebiet
verdeutlicht durch die folgende detaillierte Beschreibung eines
bevorzugten Ausführungsbeispiels
mit Bezug auf die dazugehörigen
Zeichnungen, in denen:
-
1A ein
Schema der Lichtfortpflanzung in einer konischen Struktur zeigt;
-
1B eine
schematische Darstellung der Energieverteilung in einer konischen
Struktur ist;
-
2A ein
schematisches Diagramm der Strahlenergieverteilung innerhalb und
außerhalb
einer konischen Spitze mit polierter Eintrittsfläche ist;
-
2B ein
schematisches Diagramm der Strahlenergieverteilung innerhalb und
außerhalb
einer konischen Spitze mit aufgerauter Eintrittsfläche ist
(die Pfeile zeigen die Ausbreitungsrichtung);
-
3 ein
Mikroskopbild des Lichtaustritts aus einer ausgezogenen Faserspitze
in der Ebene ist, die der Position der kreisförmigen Spitze (eins oder zwei)
von 2A entspricht (der
Pfeil zeigt eine vom Excimer Laser verursachte Beschädigung);
-
4A eine
dreidimensionale Aufzeichnung der Energieflussverteilung eines Excimer
Laserstrahls beim Austritt aus einer ausgezogenen Spitze mit einer
polierten Eintrittsoberfläche
ist;
-
4B eine
dreidimensionale Aufzeichnung der Energieflussverteilung eines Excimer
Laserstrahls beim Austritt aus einer ausgezogenen Spitze mit einer
aufgerauten Eintrittsoberfläche
ist und
-
5 eine
Kurvendarstellung ist, die die berechnete Abhängigkeit einer Übertragung
in einer idealisierten Quarzfaser bei 193 nm von der Energieflussdichte
bei verschiedenen Faserlängen
zeigt.
-
6. Beschreibung
-
Alle Fasern, die bis jetzt für die Anwendung von
einem tiefen Ultraviolett bis nahe zu einem Vakuum-Ultraviolett
zur Verfügung
stehen, sind aus Fused Silica in UV-Qualität hergestellt. Der sehr hohe
nichtlineare Absorptionskoeffizient dieses Materials bei 193 nm
begrenzt die Ausgangsenergie (R. K. Brimacombe, R. S. Tailor and
K. E. Leopold, J. Appl. Phys., 66 4035 (1989)). Selbst bei der intravitrealen
Chirurgie, bei der die minimale Faserlänge etwa 4,5 cm sein kann,
ist es unmöglich,
eine ausreichende Energieflussdichte an der Spitze einer solchen
Faser zu erreichen. Fiberguide D-Fasern erlauben beispielsweise
für die Übertragung über diese
Länge nur
einen 160 mJ/cm2/Puls, wenn die Energieflussdichte am
Eintrittsende die Beschädigungsschwelle
für Fused
Silica erreicht (<Fthresh (193 nm)> = 1500 mJ/cm2/Puls).
Eine solche Energieflussdichte ist nicht ausreichend für effektives
Gewebeschneiden, selbst für
so weiche Gewebe wie die Retina und Epiretinalmembranen (A. Lewis,
D. Palanker, I. Hemo, J. Pe'er
and H. Zauberman, Invest. Ophthalmol. Vis. Sci., 33, 2377 (1992)).
Zur Lösung
dieses Problems haben wir ein Verfahren und eine Einrichtung entwickelt,
um die besten Fused Silica Fasern zu einem konischen Konzentrator
mit einer speziell ausgezogenen Spitze umzuwandeln, die es erlaubt,
dass die Energieflussdichte an ihrer Eintrittsfläche bis zu einem Wert erhöht werden
kann, der für
effektives Gewebeschneiden erforderlich ist.
-
6.1 Strahlkonzentrator
-
Vollständige Berechnungen der Energieflussverteilung
innerhalb einer konischen Struktur bei konstantem Reflektionskoeffizienten
(d. h. Metallwände)
wurden in H. Schmidt-Kloiber and H. Schoeffman, Appl. Optics, 25,
252 (1986), für
eine Saphirspitze mit dauerhaftem Reflektionskoeffizienten in einer
Wasserumgebung von R. M. Verdaasdonk and C. Borst Appl. Optics.,
30, 2172 (1991) und für
eine luftgefüllte
Glaspipette von D. Palanker und A. Lewis (unveröffentlicht) durchgeführt. In 1A wird ein Schema der Lichtausbreitung
in einem Konus 10 gezeigt, wobei das Licht nach mehrfachen Reflektionen (oder
Moden 0, 1, ...) abhängig
vom Abstand des einfallenden Lichts von der optischen Achse (Zonen
0, 1, ...) austritt. Zur Vereinfachung werden in der Zeichnung nur
die Modert bis Nr. 3 gezeigt. 1B zeigt eine
schematische Darstellung der Energieverteilung im Konus 10. Die
Energieflussverteilung des Strahls innerhalb und außerhalb
der konischen Spitze wird qualitativ in 2A gezeigt, dies ist eine schematische
Darstellung für
eine konische Spitze mit polierter Eintrittsoberfläche. 2B ist eine schematische Darstellung
der Energieflussverteilung für
eine Spitze mit streuender Eintrittsoberfläche. Es wird angenommen, dass
die Energieflussdichte bei der Ebene des Eintrittsendes der Pipette
konstant ist. Die höchste Intensitätsspitze
im Kern entspricht der Beschädigungsschwelle
der Faser. Der mittlere Energiedichtekoeffizient für jeden
Modus des übertragenen
Lichts ist proportional zum Verhältnis
der Eintritts- zu Austrittsflächen
und den dazugehörigen
Reflektionskoeffizienten. Ein wichtiges Merkmal der Laserstrahlkonzentration
in einer konischen Struktur ist, dass die Energieflussdichteverteilung
stark ungleichförmig
ist, wie das in 2A gezeigt
wird. Die Energieflussdichte im Focusgebiet ist umgekehrt proportional
zum Abstand von der optischen Achse und der Strahldivergenz. Im
Konus erscheint ein zentraler Spitzenwert, wenn die reflektierten
Strahlen zum ersten Mal die optische Achse erreichen und endet,
wenn die letzten reflektierten Strahlen (Modus 1) diese Achse verlassen,
wobei deren Höhe
umgekehrt proportional zur Strahldivergenz ist. In der Praxis können wenigstens drei
zusätzliche
Faktoren die Energieverteilung beeinflussen und die Energiespitzen
sogar noch erhöhen.
Dies sind: (1) fehlende Übereinstimmung
der Achse des Strahls mit der Faserachse, (2) allmähliche Zunahme
des Konuswinkels am Grund des Konus, und (3) Interferenz der reflektierten
Strahlen im Material.
-
Der Konus bleibt transparent bis
der Spitzenwert der Energieflussdichte die Zerstörungsschwelle des Konusmaterials übersteigt.
Weil diese Spitzen für ein
Strahl mit niedriger Divergenz recht scharf sind, kann die mittlere
durch die Faser übertragene
Energieflussdichte nicht wesentlich erhöht werden durch deren Konuswinkel,
sonst wird der Konus gleich an seinem Grund zerstört. So wurden
z. B. im Fall von Spitzen aus Fused Silica Fiberguide G Fasern gefunden,
dass diese bei 0,7 × dem
Eintrittsdurchmesser bereits zerstört wurden, wenn die mittlere
Ausgangsflussdichte lediglich 30 mJ/cm2/Puls
war. In diesem Fall wird die Zerstörung verursacht durch eine
kreisförmige
Energiespitze, in den 2A und 2B und in 3 als Spitze 2 gezeigt, noch bevor sich
die zentrale Spitze bildet. 3 ist
ein Mikroskopbild bei einer Vergrößerung von 200 des an der ausgezogenen Faserspitze
11 austretenden Lichts an der Ebene, die der Position des kreisförmigen Spitzenwerts
2 in 2A entspricht.
Der Pfeil zeigt die vom Excimer Laser verursachte Beschädigung,
die sich an der gleichen Stelle befindet wie der Spitzenwert der
Energieflussdichteverteilung. Der Austrittsdurchmesser der ausgezogenen
Faserspitze ist 0,7 × Faserdurchmesser.
Bei kleineren Austrittsdurchmessern wird die Spitze bereits bei
niedrigeren mittleren Energieflussdichten zerstört. Ein solcher Energieflussdichtewert ist
nicht ausreichend für
eine wirksame Ablation weichen Gewebes, wofür eine Energieflussdichte von etwa
250 bis 350 mJ/cm2/Puls erforderlich ist.
Um die mittlere Energie, die durch den Konus übertragen wird, zu maximieren,
müssten
deren innere Verteilungsspitzen verbreitert werden.
-
6.2 Vorrichtung zur Strahlhomogenisierung
-
Zur Verbreiterung dieser Spitzen
sollte die Divergenz des eintretenden Strahls vergrößert werden.
Das wird erreicht durch Streuung des Strahls durch eine optisch
raue Oberfläche
vor dem Eintritt in die Spitze (siehe 2B).
Das wird erreicht durch die Oberfläche einer zusätzlichen
Platte vor der Spitze. Die Winkelverteilung des gestreuten Strahls
hängt von
der Rauhigkeit dieser Oberfläche
ab. Das Einbringen einer streuenden Oberfläche erlaubt die Verwendung
von Fused Silica Fasern bei recht hohen Energieflussdichten ohne
deren Zerstörung
durch "Hot Spots" der Energieverteilung
in der Faser als Ergebnis entweder einer nicht idealen Faserorientierung,
Inhomogenität
des Laserstrahls oder Strahlinterferenz innerhalb der Faser. Eine
dreidimensionale Aufzeichnung der Energieflussdichteverteilung des Excimer
Laserstrahls, der an der ausgezogenen Spitze austritt, wird in den 4A und 4B sowohl für eine polierte (4A) und eine aufgeraute (4B) Eintrittsoberfläche gezeigt.
Das Anschleifen der Eintrittsoberfläche wurde durch die Verwendung
von Schleifpapier mit einer Korngröße von weniger als 20 μ durchgeführt. Wie
aus diesen Zeichnungen hervorgeht, erniedrigt dieses Streuen die
Intensität
und verbreitert die Spitzen der Energieverteilungskurven, und dies ermöglicht,
die Eintrittsenergie zu erhöhen.
Als Ergebnis kann die gesamte durch die konische Spitze übertragene
Energie erhöht
werden, ohne sie zu zerstören.
-
Andererseits reduziert die Erhöhung der Strahldivergenz
die Energie, die an der konischen Spitze austritt, weil der Reflektionskoeffizient
der Wände
sinkt, weil der Auftreffwinkel über
den Winkel der inneren Totalreflektion ansteigt. Das bedeutet, dass
es einen optimalen Wert für
die Rauhigkeit der streuenden Oberfläche gibt, bei der ein maximaler Energiedurchsatz
durch die Spitze möglich
ist. Dieser Wert wird von der Zerstörungsschwelle des Materials,
vom Konuswinkel x und vom Verhältnis
Austritts- zu Eintrittssdurchmesser des Konus bestimmt. Wir haben
herausgefunden, dass für
Spitzen aus Fiberguide G Fasern mit dem Winkel x ≈ 0,2 und einem Austrittsdurchmesser
von 0,3 mal dem Eintrittsdurchmesser die Oberfläche mit Schleifpapier mit einer maximalen
Korngröße von 20 μ aufgeraut
werden soll. In diesem Fall sinkt durch das Einbringen der streuenden
Fläche
die Ausgangsenergie nur um 33%, erlaubt aber die Erhöhung der
Eintrittsenergie und der mittleren übertragenen Energie um wenigstens
den Faktor 10 als Ergebnis der Verbreiterung der Spitzen der Energieverteilungskurven.
Somit ermöglicht
das Hinzufügen
dieser optimalen streuenden Oberfläche, dass die Spitzen etwa
500 mJ/cm2/Puls abgeben können, das
reicht zum Schneiden weichen Gewebes aus.
-
Es sollte erwähnt werden, dass eine zusätzliche
konzentrische Röhre
um die ausgezogene Spitze, durch die Flüssigkeit abgezogen wird, auch
zum mechanischen Schutz der Einrichtung dienen kann, zum Anheben
des bestrahlten Gewebes durch Ansaugen und zum Absaugen von Gasblasen
und Gewebetrümmern,
die von der Wechselwirkung zwischen Laser und Gewebe stammen.
-
6.3 Parameter für ein flexibles
Nur-Faser- Strahlführungssystem
(All Fiber Flexible Delivery System)
-
Zum flexiblen Heranführen des
Laserstrahls in ein chirurgisches Feld kann der spezielle im US Patent
5,288,288 beschriebene Gelenkarm verwendet werden. Der kräftige Excimer
Laserstrahl wird im Innern des Gelenkarms fokussiert, um die erforderliche
Energieflussdichte am Ausgang des Arms zu erhalten und um den Strahl
effizienter zu nutzen. Einige Bedingungen für die Fokussiereinrichtung
müssen erfüllt sein.
Die Strahlabmessungen am Ausgang des Arms sollten den Faserdurchmesser übertreffen,
um Strahlverschiebungen auf Grund von Armbewegungen zu kompensieren.
Der eintretende Strahl muss ziemlich parallel sein, damit er effektiv
in der Faserspitze konzentriert wird. Diese Anforderungen können entweder
von einer Fokussierlinse mit langer Brennweite im Gelenkarm oder
einem Teleskop, das am Austrittsende des Arms befestigt wird, erfüllt werden.
-
Im vorliegenden Fall wurde eine Linse
mit langer Brennweite (500 mm) im Arm angebracht, um die Strahlung
an der Eintrittsfläche
der ausgezogenen Spitze auf den erforderlichen Wert (etwa 150 bis 250
mJ/cm2/Puls) zu konzentrieren. Die Abmessungen
des Strahls an der Fasereintrittsebene waren 3 × 1,5 mm. Somit traten bei
einem Kerndurchmesser von 1 mm etwa 20% der Laserenergie in die
Faser ein und standen für
die Mikrochirurgie zur Verfügung.
-
Solch ein Gelenkarm kann zusammen
mit der hier beschriebenen neuen Spitze zum flexiblen Heranführen des
ArF Excimer Laserstrahls für
die Mikrochirurgie in flüssiger
Umgebung verwendet werden. Nichtsdestoweniger wird deutlich, dass
der Wirkungsgrad der Energieübertragung
vom Gelenkarm zur Faser wegen der unvermeidbaren Strahlbewegungen
nicht sehr hoch sein kann. Zur Minimierung der Energieverluste kann
man die Parameter für
ein Nur-Faser-Strahlführungssystem
erwägen,
das den Konus am Ausgang und die Energie-Homogenisiervorrichtung am Eingang aufweist.
Dieses System erlaubt die Mikrochirurgie an tiefer liegenden Geweben und
inneren Organen, was mit dem Gelenkarm schwierig, wenn nicht unmöglich zu
erreichen ist. Wir können
jetzt die Parameter für
ein solches System auf Faserbasis und dessen Grenzen auf der Grundlage
der bekannten Eigenschaften der Fused Silica Fasern bestimmen.
-
Es ist bekannt, dass bei Fused Silica
Fasern, die wiederholt Hochleistungs-UV-Laserstrahlung ausgesetzt
wurden, Farbzentrumsbildung auftritt. Farbzentrumsbildung führt zu einer
Abnahme der Übertragung
bei zunehmender Pulszahl und schließlich erreicht die Übertragung
einen Sättigungswert. Man
nimmt an, dass dieser Sättigungseffekt
auf einer endlichen Zahl von Defektstellen beruht, was zu Farbzentrumsbildung
führt.
Bei einer Energieflussdichte von 0,5 J/cm2 sank
die Faserübertragung
während
der ersten 30 Pulse um den Faktor 10 bis zu a ≈ 0,1 cm–1 und
danach verlief die Reduzierung langsamer (R. K. Brimacombe, R. S.
Tailor and K. E. Leopold J. Appl. Phys., 66, 4035 (1989)).
-
Es wurde gefunden, dass bei 193 nm
die Faserübertragung
bei einzelnen Pulsen bereits bei niedrigen Intensitäten von
nur 1 MW/cm2 zu fallen beginnt. Der nichtlineare
Absorptionskoeffizient a wurde mit etwa 2 × 10–3 cm/MW
festgestellt (R. K. Brimacombe, R. S. Tailor and K. E. Leopold J.
Appl. Phys., 66, 4035 (1989)). Dieser Koeffizient war innerhalb der
Experimentierfehlergrenzen konstant für verschiedene Fasertypen und
somit wurde geschlossen, dass dieser Koeffizient ausschließlich eine
Eigenschaft des Grundmaterials ist, das war Fused Silica. Es ist
möglich,
die Übertragung
einer idealen Faser zu bestimmen, wenn es keine Einzelphotonenabsorption
und keine Farbzentrumsbildung gibt. In diesem Fall ist die Änderung
der Flussdichte als Funktion der Faserlänge nach (R. K. Brimacombe,
R. S. Tailor and K. E. Leopold J. Appl. Phys., 66, 4035 (1989))
gegeben als: –1/FxdF/dx
= Fxa (Gleichung 1),wobei
F eine Energieflussdichte ist, x die Länge einer Faser und a ein nichtlinearer
Absorptionskoeffizient.
-
Die Integration dieser Differentialgleichung ergibt
die folgende Abhängigkeit
der Austrittsflussdichte F von der Eintrittsflussdichte F0 und der Faserlänge L: F = 1/γaL
+ 1/F0 (Gleichung
2)
-
Diese Funktion ist in 5 für drei verschiedene Länger: 5,
50 und 100 cm dargestellt. Es zeigt sich, dass die Austrittsflussdichte
einen bestimmten Sättigungswert
erreicht, der von der Faserlänge
abhängt.
Es ist beispielsweise unmöglich,
mehr als 0,2 J/cm2 am Ausgang einer 50 cm
langen Faser zu erhalten. Diese Beobachtung zeigt, dass es selbst
bei idealen Quarzfasern unmöglich
ist, einen genügend hohen
Energiefluss für
ArF Laser für
mikrochirurgische Anwendungen zu erreichen. Ein Weg, um die Strahlwirkung
eines durch eine solche Faser herangeführten Strahls zu erhöhen, ist
die Verringerung der Energieflussdichte durch Vergrößerung des Kerndurchmessers.
-
Für
mikrochirurgische Anwendungen können jedoch
nur Fasern verwendet werden, die nicht dicker als 1 mm sind, weil
dickere Fasern zu steif sind. Bei diesem Durchmesser einer idealen
Faser und einer Länge
von 1 m und einer Eintrittsflussdichte von 0,4 J/cm2/Puls
ist es möglich,
eine Austrittsflussdichte von 80 mJ/cm2/Puls
zu erreichen. Durch Ausziehen des Faserendes, wie in 6.1 beschrieben,
ist es möglich,
die Energie zu konzentrieren. Somit kann eine Spitze mit 0,3 mm
Austrittsdurchmesser und einem Konuswinkel, der 0,2 nicht übersteigt,
die Ausgangsstrahlung auf 700 mJ/cm2/Puls
konzentrieren. Diese Flussdichte ist sogar höher, als dies für effektives Schneiden
von weichem Gewebe in flüssiger
Umgebung notwendig ist. Somit ist es trotz der starken Multiphotonabsorption
von Fused Silica bei 193 nm Excimer Laser Nanosekundenpulsen möglich, eine
solche Faser als flexibles Heranführungssystem zu verwenden,
wenn die Anzahl der Defektstellen, die zu Farbzentrumsbildung führen, ausreichend
verringert sind. Die geeignete Auswahl der Parameter (wie Eintrittsflussdichte,
Faserdurchmesser und Spitzendurchmesser) machen ein Heranführungssystem
auf Faserbasis bei mikrochirurgischen Anwendungen dieses Lasers
bequemer und effektiver als ein Gelenkarm.
-
6.4 Anwendung der Einrichtung
-
Auf dem Gebiet der Mikrochirurgie
weichen Gewebes sind zahlreiche Anwendungen der vorgestellten Einrichtung
möglich. Davon
ist eine der vielversprechendsten die vitroretinale Membranentfernung,
weil das eingeführte
mechanische Abschälen und
Schneiden solcher Membranen oft mit einer Beschädigung der Retina einhergeht.
Außerdem
kann die vorliegende Einrichtung für alle mikrochirurgischen Verfahren
einschließlich
der Mikrochirurgie an inneren Organen eingesetzt werden. Zusätzlich kann die
Technik bei der Zellenchirurgie eingesetzt werden, wie beispielsweise
zum Bohren in der Zona pellucida, von Oozyten bei der In-vitro Fertilisation.
-
7. Experimente
-
Zur Demonstration der Wirksamkeit
der Einrichtung bei der Vitreoretinal-Chirurgie in vivo und in vitro
wurden zahlreiche Experimente abgeschlossen. Wir verwendeten 4,5
cm lange Stücke
von Fiberguide G Fasern mit einem Kerndurchmesser von 0,8 mm, gekoppelt
an einen Gelenkarm. Diese hatten eine 2 mm ausgezogene Spitze am
Ende mit einer Öffnung von
0,2 bis 0,3 mm Durchmesser. Die Eintrittsebene dieser Faserspitzen
war mit Schleifpapier (Korngröße weniger
als 20 μ)
aufgeraut. Die Energieflussdichte am Ausgang der Spitze lag im Bereich
von 150 bis 500 mJ/cm2/Puls. Es wurde gezeigt,
dass es möglich ist,
Retinagewebe und Vitreoretinamebranen mit einer Geschwindigkeit
von 1 bis 2 mm/s bei einer Pulsrate von 20 Hz zu schneiden. Die
typische Breite dieser Schnitte war 100 bis 200 μ. Es wurde gezeigt, dass die
Schnitttiefe durch die Energieflussdichte und die Zahl der Pulse
gesteuert wird. Es wurde auch gefunden, dass nur dann geschnitten
wurde, wenn die Spitze im Kontakt mit dem Gewebe war. Das Fehlen
merklicher Beschädigung
bei der Bestrahlung der Retina ohne Kontakt zeigt, dass Vitrealmembranen sicher
von der Retina entfernt werden können,
wenn sie durch eine wenn auch nur dünne Flüssigkeitsschicht getrennt sind.
Diese Experimente sind der erste Schritt der Demonstration einer
Vielzahl von heiklen chirurgischen Verfahren, die sich aus der Anwendung
dieser neuen Einrichtung und dieses Verfahrens entwickeln werden.