Urologische Diodenlasersyteme mit Glasfaser-Applikationssystem

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der medizinischen Behandlung mit Laserenergie. Sie bezieht sich des Weiteren auf die Erzeugung von geeigneter Laserstrahlung, deren übertragung über einen Lichtwellenleiter sowie der therapeutischen Nutzung der durch den Lichtwellenleiter übertragenen Laserstrah- lung zur selektiven Bearbeitung urologischen Gewebes. Im Speziellen ist die vorliegende Erfindung zur medizinischen Behandlung der gutartigen Prostatavergö- ßerung (benignen Prostatahyperplasie, BPH) mittels selektiver endoskopischer Vaporisation geeignet.

Benigne Prostatahyperplasie (BPH) oder „(gutartige) Prostatavergrößerung" bezeichnet das nicht krebsartige (benigne) Wachstum der Prostatadrüse. Während BPH das am Meisten verbreitete Prostataproblem bei über 50-jährigen Männern darstellt, beginnt das Wachstum der Prostata mit mikroskopischen Knötchen (No- duli) im Alter von etwa 25 Jahren, führt jedoch selten zu Symptomen vor Errei- chung des 40. Lebensjahres. Allein in den USA leiden schätzungsweise 6,3 Millionen Männer unter BPH. Die Krankheit ist jährlich verantwortlich für 6,4 Millionen Arztbesuche und über 400000 Krankenhauseinweisungen.

Die genaue Ursache für BPH ist unbekannt, wird jedoch in Zusammenhang mit altersbedingten Hormonveränderungen gesehen. Testosteron scheint eine Rolle bei der BPH zu spielen, da es während der gesamten Lebensdauer eines Mannes kontinuierlich produziert wird und eine Vorstufe des Dihydrotestosterons (DHT)

ist, welches das schnelle Wachstum der Prostatadrüse während der Pubertät und dem frühen Erwachsenenalter verursacht. Im voll entwickelten Zustand besitzt die Prostatadrüse in etwa Walnussgröße und behält diese Größe bis zur Mitte des fünften Lebensjahrzehntes. Ab diesem Zeitpunkt beginnt eine zweite Wachstumsphase der Prostata, die für viele Männer häufig zu einem späteren Zeitpunkt ihres Lebens zu BPH führt.

Im Gegensatz zur allgemeinen Vergrößerung der Drüse im frühen Erwachsenenalter vollzieht sich die gutartige Prostatavergrößerung ausschließlich im Zentralbe- reich der Drüse, der so genannten Transitionszone bzw. dem übergangsbereich, welcher die Harnröhre umschließt. Sobald dieser Bereich der Prostata beginnt zu wachsen, drückt die Drüse auf die Harnröhre und verursacht eine Reihe von Symptomen der unteren Harnwege (lower urinary tract Symptoms - LUTS) wie zum Beispiel Schwierigkeiten und Schmerzen beim Urinieren (obstruktive Symptome und Speichersymptome). Schließlich wird die Harnblase selbst immer schwächer und verliert die Fähigkeit, sich zu leeren.

Obstruktive Symptome wie stoßweiser oder verzögerter Harnfluss können das vom Körper ausgeschiedene Urinvolumen schwerwiegend verringern. Bei aus- bleibender Behandlung kann akute Harnverhaltung zu anderen schweren Komplikationen wie Blasensteinen, Infektionen des Harntraktes, Inkontinenz, sowie in seltenen Fällen zu Blasen- und Nierenschädigungen führen. Diese Komplikationen treten häufiger bei älteren Männern auf, die gleichzeitig Antiarrhythmika oder antihypertensive (antidiuretische/harnhemmende) Medikamente einnehmen. Zu- sätzlich zu den körperlichen / physischen Problemen, die mit BPH verbunden sind, leiden viele Männer unter Angstgefühlen und einer verringerten Lebensqualität.

Anfängliche Symptome der BPH werden meistens medikamentös zum Beispiel, mit Alphablockern oder Anti-Androgenen behandelt. Männer mit moderaten bis starken BPH-Beschwerden werden typscherweise operiert. Das Standardverfahren hierfür ist die transurethrale Resektion der Prostata (TURP), welches jedoch unter Umständen einige Probleme mit sich bringt:

• Blutung bzw. Nachblutung

Die geringe Eindringtiefe verbunden mit der Entfernung großer Volumina führt zu öffnung vieler Gefäße, die in die Operationshöhle hinein bluten. In etwa 1% der Fälle kommt es zu so starken Blutungen, dass sogar eine

Bluttransfusion erforderlich wird. Teilweise kann, bedingt durch eine Nachblutung, eine operative Blutstillung mit erneuter Narkose notwendig werden. In jedem Fall muss dauerhaft gespült werden, um eine freie Sicht zu haben. Des Weiteren werden die Patienten postoperativ für 5 bis 7 Tage im Krankenhaus beaufsichtigt, um bei eventuell auftretenden Nachblutungen gerüstet zu sein. Selbst Husten kann eine solche Nachblutung hervorrufen.

• „TURP-Syndrom" Im Resektoskop befindet sich eine Drahtschlinge über die ein elektrischer

Strom fließt. Damit wird erkranktes Gewebe in der Harnblase oder Prostata schichtweise abgetragen. Auftretende Blutungen werden elektrisch verödet (Kauterisierung). Das physikalische Prinzip entspricht dem in der HF- Chirurgie angewandten. Während dieser Operation wird permanent eine Spülflüssigkeit über das Resektoskop eingebracht. Sie dient zum einen der

Blasenfüllung und zum anderen der Ausschwemmung von reseziertem Gewebe und Blut. Diese Lösung ist hypoton, das heißt, sie hat eine geringere Elektrolytkonzentration als das Blut. Die geringe Elektrolytkonzentration ist in der Notwendigkeit einer geringen Leitfähigkeit begründet.

Durch das Einspülen von Wasser in geöffnete Blutgefäße kann es zu Verschiebungen im Salz- und Wasserhaushalt kommen („Einschwemmung"). Die Folge ist eine Herz-Kreislauf-Belastung bis hin zu akuter Rechtsherzinsuffizienz. Diese können gar zum Tode führen. Symptome sind übelkeit, Erbrechen, Verwirrtheit und Unruhe.

• Inkontinenz, das heißt, die Unfähigkeit, den Urin willentlich zu halten Die Angaben zur Häufigkeit variieren stark. Die Komplikation ist bei einem geübten Operateur selten (ca. 1%). Andererseits kann sich eine durch die BPH bedingte Inkontinenz nach der Therapie bessern.

• Impotenz

Auch hier variieren die Angaben stark (10 - 15%). Eine mögliche Ursache ist die Schädigung der Nerve« an der Kapselaußenseite durch Strom, auch seelische Ursachen werden diskutiert. Insgesamt sind auch hiervon wenige

Patienten betroffen. Studien zur Impotenz bei einer BPH weisen darauf hin, dass unter verschiedenen Therapien (auch unter Zuwarten) Impotenz auftrat.

• Blasenentzündungen und Entzündungen der Nebenhoden kommen häufiger vor, sind aber mit Antibiotika gut zu behandeln.

• Entleeren der Samenflüssigkeit in die Blase (60 - 80%)

• Perforation der Prostatakapsel bzw. des Rektums

Mögliche Spätfolgen sind:

• erektile Dysfunktion (Erektionsstörung)

• retrograde Ejakulation (kein Samenerguss)

• Monate bis Jahre nach der Therapie kann es zum Auftreten von narbigen Harnröhrenengen und zu einer Verengung des Blasenhalses kommen. Auch eine erneute Adenombildung ist möglich.

Mittlerweile gibt es jedoch einige weitere, weniger invasive Verfahren: transurethrale Inzision der Prostata (TUIP), transurethrale Mikrowellen-Thermotherapie (TUMT), transurethrale Elektrovaporisation der Prostata (TUVP) transurethrale Nadelablation (TUNA) und Laserchirurgie der Prostata.

Bei der TUMT wird das Zielgewebe über eine Mikrowellensonde erwärmt. Da lediglich eine Sedierung notwendig ist, bietet sich das Verfahren für Patienten an, für die eine Narkose ein hohes Risiko darstellen würde. Dies ist jedoch nur bei kleinem Prostatavolumen möglich. Kontraindiziert ist die TUMT bei Trägern von Herzschrittmachern oder metallhaltigem Osteosynthesematerial.

Eine TUNA wird ebenfalls nur unter Lokalanästhesie durchgeführt werden, damit kann sie auch bei Hochrisikopatienten durchgeführt werden. Sie ist jedoch nur für Prostatavolumina < 60ml geeignet. Für die Effektivität des Verfahrens liegen zur Zeit keine gesicherten Daten vor. In bis zu 14% aller Fälle ist eine erneute Operation erforderlich.

Bei der Adenomenukleation (Entfernung des Prostatagewebe durch chirurgische Schnitte) können auch große Prostatavolumina von mehr als 75ml entfernt werden. Dieser Eingriff kann ebenfalls angezeigt sein bei symptomatischem Blasen- divertikel (Ausstülpung der Blasenwand nach Außen) oder großem Blasenstein. Von Vorteil ist, dass der Operateur direkte Sicht auf den Blasenauslass hat. Somit

lassen sich Blasenverletzungen sicher vermeiden, Adenome lassen sich komplett entfernen. Die Komplikationen eines TURP-Syndroms treten nicht auf. Wie bei allen „offenen Operationen" erfordert dieses Verfahren jedoch einen längeren stationären Krankenhausaufenthalt.

Heute werden die oben genannten urologischen Indikationen alternativ mittels Laserstrahlung therapiert. Im Vergleich zu den „klassischen" Therapieformen bieten diese Verfahren den Vorteil einer überlegenen Hämostase (Blutstillung) sowie eines minimalinvasiven Eingriffs.

Zu dieser Therapie mittels Laserstrahlen werden derzeit verschiedene Systeme mit Festkörperlasern, diodengepumpten Festkörperlasern (DPSSL, diode-pumped solid-state laser) oder frequenzverdoppelten DPSSL eingesetzt. Hierbei wird durch Blitzlampen oder Laserdioden Licht erzeugt, das wiederum zur Anregung des jeweiligen Festkörperlasers verwendet wird. Im Folgenden werden nun einige Beispiele derartiger Systeme und der darin verwendeten Festkörperlaser beschrieben.

Der sogenannte KTP-Laser (Kalium-Titanyl-Phosphat-Laser), bei dem es sich um einen frequenzverdoppelten Festkörperlaser mit 532nm Wellenlänge handelt, wirkt primär ablativ, das heißt, Zielgewebe wird vaporisiert. Typische Laserparameter sind Pulsdauern von einigen Mikro- bis einigen Millisekunden sowie - Anwendungen im Dauerbetrieb („continuous wave", cw) bei mittleren Leistungen von ca. 80W. Von Vorteil bei dieser Therapieform ist, dass der Patient nur kurz- zeitig, das heißt, für 1 bis 2 Tage einen Blasenkatheter benötigt. Nachteilig sind die hohen Kosten für Laser und glasfaserbasiertes Applikationssystem. Des Weiteren besteht die Gefahr der Perforation der Blasenwand, die unter Umständen, bei Bruch der Glasfaser letale Folgen haben kann.

Sekundär ablativ (koagulierend) wirken Nd:YAG-Laser (neodymdotierte Yttrium- Aluminium-Granat- Laser) mit einer Emissionswellenlänge von 1064nm, die am Gewebe Nekrosen verursachen, die innerhalb von vier Wochen abschilfern. Während dieser Zeit muss der Patient einen Blasenkatheter dulden, das heißt, der Hei- lungsprozess ist langwierig und der Patient erfahrt keine unmittelbare Linderung seiner Beschwerden. Typische Behandlungsparameter sind Pulsdauern von einigen Mikro- bis einigen Millisekunden sowie cw-Anwendungen bei mittleren Leistungen von ca. 80W.

Eine interstitielle Laserkoagulation, das heißt, eine Koagulation im Gewebe, führt zur Verkleinerung des Adenomvolumens über atrophischen und narbigen Umbau. Da kein Gewebe entfernt wird, tritt eine Besserung nicht sofort ein. Der Eingriff ist zwar minimalinvasiv, verursacht aber höhere Kosten.

Allen diesen Systemen ist der Nachteil gemein, dass sie prinzipbedingt neben dem Festkörperlaser eine Lichtquelle benötigen, was zu einer relativ ineffizienten Umsetzung von elektrischer Speiseleistung in Laserleistung („wall plug efficiency") führt. Die beschriebenen Laser sind zumeist mit einem Drehstromanschluss versehen und benötigen häufig eine Wasserkühlung. Selbst aktuelle Systeme für den Betrieb an nur einer Phase benötigen eine Absicherung bis 32 A. Dies erfordert, dass zum Betrieb dieser Systeme spezielle elektrische Stromversorgungsinstallationen entsprechender Leistung vorgesehen werden müssen, was einen mobilen Einsatz dieser Systeme verhindert. Auch das Gewicht solcher Systeme von ca. 140kg und mehr, sowie die Anforderungen an das Kühlmedium stehen einem mo- bilen Einsatz entgegen.

Zudem erfordert der komplexe Aufbau solcher Systeme, insbesondere die Verwendung von Verschleißteilen wie Blitzlampen oder in den Kühlsystemen mit

flüssigen Kühlmitteln regelmäßige und teils aufwändige Wartung, was ebenfalls nachteilig ist.

Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein System für medizini- sehe Behandlungen, insbesondere zur Behandlung der BHP bereitzustellen, welches einen mobilen Einsatz erlaubt.

Es ist eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein System für medizinische Behandlungen, insbesondere zur Behandlung der BHP bereitzustellen, wel- ches wartungsarm ist.

Es ist eine nochmals weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung, für eine gegebene medizinische Behandlung, insbesondere der Behandlung von BPH ein System bereitzustellen, das zur bestmöglichen Behandlung unter Minimierung etwai- ger Nebeneffekte geeignet und bevorzugt blutungsarm ist, insbesondere durch geeignete Auswahl von Wellenlänge, Leistungsdichte und/oder Pulsdauer bzw. Dauerbetrieb.

Darüber hinaus wird bei heutigen Lasersystemen Lichtleistung entweder kontinu- ierlich (cw) oder in Form von Laserpulsen abgegeben. Um im cw-Betrieb Gewebe effizient durch Ablation bzw. Vaporisation zu entfernen, ist eine relativ hohe Leistung P _cw erforderlich. Diese kann so hoch sein, dass es aufgrund photothermischer Effekte und langer Expositionsdauern zu unerwünscht großen Koagulationssäumen oder gar zur Nekrosebildung kommt. Soll ablativ bzw. vaporisierend Ge- webe entfernt werden, wird daher oftmals im gepulsten Betrieb (Pulsdauern im Mikrosekunden- bis Millisekundenbereich) gearbeitet. Hierbei entstehen oft nur geringe Koagulationssäume, so dass nicht blutungsfrei bzw. blutungsarm gearbeitet werden kann, und es besteht die Gefahr von Gewebeperforationen.

Es wäre daher wünschenswert, Gewebe entfernen zu können, ohne dass es zu Blutungen aus umliegenden Gewebearealen bzw. zur Perforation benachbarter Strukturen kommt. Neben der bereits erwähnten urologischen Behandlung der BPH gibt es eine Vielzahl weiterer Anwendungen, die von einer derart vergleichsweise schonenden Behandlung profitieren würden. Diese medizinischen Anwendungen finden sich zum Beispiel auf den Gebieten der allgemeinen Chirurgie, der Gynäkologie, der Urologie, der Tumortherapie. Zwei weitere Beispiele sind:die Tumorresektion und die Thoraxchirurgie.

Bei einer Tumorresektion müssen manche Arten von Tumorgewebe müssen erst koaguliert werden, bevor sie reseziert werden können, um die Gefahr der Metastasenbildung zu verhindern. Bislang wurden vor allem Diodenlaser (z. B. 940nm) bzw. Festkörperlaser (zum Beispiel Nd: YAG, 1064nm) zur gastroskopischen, bronchioskopischen bzw. rektoskopischen Behandlung eingesetzt. Mit zunächst geringer Laserleistung wird Tumorgewebe koaguliert, um anschließend bei hoher Leistung entfernt zu werden. Aufgrund der hohen Eindringtiefe von Laserstrahlung der Wellenlängen 940nm bzw. 1064nm besteht die Gefahr der Perforation umliegender Gewebestrukturen. Unter Umständen wird deshalb bei zu geringer Leistung gearbeitet, um eine solche Perforation zu vermeiden, was eine nicht ausreichende Koagulation zur Folge hat.

In der Thorax Chirurgie wird bei einer heutigen Teilresektion der Lunge Lungengewebe mit einem Festkörperlaser zumeist mit einer Wellenlänge von 1320nm entfernt. Dieser Laser wirkt hauptsächlich ablativ. Alternativ werden seit kurzem Diodenlaser (λ = 980nm) eingesetzt, die ein deutlich besseres Koagulationsverhalten aufweisen. Um bei dieser Wellenlänge jedoch effizient Gewebe abtragen zu können, sind Lichtleistungen von mehr als 80W erforderlich.

Es ist daher eine weitere Aufgabe der Erfindung, ein System für medizinische Behandlungen, insbesondere zur Behandlung der BHP bereitzustellen, welches es ermöglicht, Gewebe zu entfernen, ohne dass es zu Blutungen aus umliegenden Gewebearealen bzw. zur Perforation benachbarter Strukturen kommt.

Diese und andere Aufgaben der vorliegenden Erfindung werden mit einem System gemäß dem Anspruch 1 gelöst. Weitere bevorzugte Ausführungsformen sind in den abhängigen Ansprüchen dargelegt.

Insbesondere erlaubt die vorliegende Erfindung, Systeme mit einem hohen Wirkungsgrad von beispielhaft über 55% bereitzustellen, was es erlaubt, die Kühlung als Luftkühlung zu verwirklichen und auf wartungsintensive, komplexe und schwere Wasserkühlungssysteme zu verzichten. Auf diese Weise können Systeme von vergleichsweise geringem Gewicht, beispielhaft unter 40kg, verwirklicht werden. Der hohe Wirkungsgrad erlaubt es auch, solche Systeme bei einphasigem elektrischem Stromanschluss mit 230V und 10A zu betreiben. Dies hat den Vorteil, dass solche Systeme transportabel und beinahe überall einsetzbar sind, ohne spezielle Stromversorgungen und Kühlsysteme zu erfordern.

Des Weiteren sind solche Systeme, da sie auf verschleißanfällige Teile und Baugruppen wie z. B. Blitzlampen oder Wasserkühlsysteme verzichten, sehr wartungsarm.

Durch einfache, modulare Systemkonzepte können darüber hinaus die erforderli- chen Leistungen bei gleichzeitiger Flexibilität aller Behandlungsparameter wie zum Beispiel Leistung, Pulslänge (einige Mikrosekunden bis Sekunden) und Pulspause (einige Mikrosekunden bis Sekunden) erreicht werden.

Solche Systeme besitzen das Potential, BPH-Behandlungen bis zu größten Prostatavolumina mit einem Gewicht von bis zu 200g durchzuführen. Bisher sind keine Kontraindikationen bekannt, so dass beispielsweise auch Patienten behandelt werden können, die Medikamente zur Blutverdünnung einnehmen bzw. die unter Herz-Kreislauf-Schwierigkeiten leiden.

Darüber hinaus erlaubt die vorliegende Erfindung, Systeme für eine kombinierte Bestrahlung mit kontinuierlicher Laseremission und zusätzlichen Laserpulsen bereitzustellen. Dies ist insbesondere Anwendungen vorteilhaft, bei denen Gewe- be, insbesondere ein größeres Gewebevolumen blutungsarm entfernt werden sollen. Durch den geringeren Wärmeeintrag aufgrund einer gegenüber herkömmlichen Dauerstrichlasern reduzierten cw-Leistung wird ein kleinerer Bereich koaguliert. In Verbindung mit der höheren Pulsspitzenleistung kann Gewebe präzise vaporisiert werden bei gleichzeitiger Erzeugung eines geringen Koagulationssau- mes, der Blutungen verhindert bzw. reduziert.

Diese und andere Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung werden aus der folgenden Beschreibung ersichtlich, welche allein beispielhaft und nicht beschreibend ist, wobei sich auf die beigefügte Zeichnungen bezo- gen wird, welche zeigen:

Fig. 1 : die Absorption von Zellen und Gewebe abhängig von der Wellenlänge;

Fig. 2: die Leistung eines cw-Lasers in Abhängigkeit von der Zeit; Fig. 3 : den zeitlichen Verlauf der Leistungsabgabe eines gepulsten Lasersystems; und

Fig. 4: den zeitlichen Verlauf der von einem Laser im „mixed-mode"-

Betrieb emittierten Laserleistung.

Gemäß der vorliegenden Erfindung ist ein System für medizinische Behandlungen mit einer Diodenlaservorrichtung zur Erzeugung von Laserstrahlung, sowie einem lichtwellenleiterbasierten Applikationssystem ausgestattet, das endoskopisch in einen Patienten eingeführt werden kann. Die von dem Diodenlaservorrichtung erzeugte Laserstrahlung wird durch das Applikationssystem geleitet und von dem Applikationssystem emittiert, so dass mit der austretenden Laserstrahlung biologisches Gewebe selektiv bearbeitet werden kann, z.B. durch Koagulation, Vaporisation oder Schneiden.

Die in dem System gemäß der Erfindung verwendete Diodenlaservorrichtung ist in der Lage, Strom direkt in zur medizinischen Behandlung verwendbares Laserlicht umzuwandeln. Es entfällt daher die Notwendigkeit, wie bei vorbekannten festkörperlaserbasierten Systemen neben dem eigentlichen Laser selbst noch zu- sätzlich Blitzlampen oder Laserdioden vorzusehen, die den Laser anregen, so dass ein wesentlich vereinfachter Systemaufbau erzielt werden kann. Zudem haben solche Diodenlaser einen hohen Wirkungsgrad von teilweise über 55%. Dies erlaubt es, auf aufwändige Kühlvorrichtungen, wie zum Beispiel Wasserkühlung zu verzichten.

Daneben sind solche Diodenlaser mit Wellenlängen im Spektralbereich zwischen 800 bis 2000nm verfügbar, was es erlaubt, durch geeignete Wahl der Wellenlänge und/oder Leistungsdichte Systeme zur medizinischen Behandlung bereitzustellen, die für eine gegebene Behandlung sozusagen „maßgeschneidert" sind, bei gleich- zeitig hohen Leistungen und guten Lebensdauern von über 3000 Betriebsstunden. Als Diodenlaser können einzelne Laserdioden oder Laserdiodenbarren verwendet werden.

Vorzugsweise weist das Applikationssystem ein urologisches Instrument auf, zum Beispiel ein Zysto-Urethroskop, in welchem eine geeignete Glasfaser geführt wird, die an den lichtemittierenden Ausgang des Diodenlasersystems angeschlossen wird. Laserlicht wird in den Faserkern der Glasfaser eingekoppelt, durch den Faserkern bis zum distalen Ende der Glasfaser geleitet und dort abgestrahlt.

Bevorzugt ist die Glasfaser mit zwei Vorrichtungen versehen, die die Möglichkeit zur Vorwärtsbewegung bzw. Rückwärtsbewegung im urologischen Instrument begrenzen. Hierdurch wird ein zu weites Herausschieben der Faser aus dem uro- logischen Instrument verhindert, wodurch die Gefahren eines Faserbruches bzw. einer Gewebeperforation durch mechanische Einwirkung der Glasfaser deutlich reduziert werden. Die Einschränkung der Bewegungsfreiheit in rückwärtiger Richtung dient unter anderem dem Schutz endoskopischer Optiken, die in das urologische Instrument integriert sind bzw. dem Schutz des Instruments selber. Bevorzugt weist eine solche Glasfaser die folgenden Werte auf:

Faserparameter

• Kerndurchmesser 0 _core ≥ 400μm

• Numerische Apertur NA = 0,22 • Faserkern aus Quarzglas

• Jacket aus biokompatiblen Material, z. B. Tefzel

Als Alternative dazu kann in einem sogenannten „side-fiber"-Applikationssystem eine Quarzglasfaser verwendet werden, welche die Laserstrahlung nicht über die distale Stirnfläche, sondern über einen kleinen Bereich der Manteloberfläche abgibt. Dabei wird diese „side fiber" an den lichtemittierenden Ausgang des Diodenlasers angeschlossen. Laserlicht wird in den Faserkern eingekoppelt, durch den Faserkern bis zum distalen Ende der Glasfaser geleitet und dort durch dessen Manteloberfläche seitwärts gerichtet abgestrahlt. Die Glasfaser wird in einem uro-

logischen Instrument, z. B. einem Zysto-Urethroskop geführt. Eine entsprechende Glasfaser ist zum Beispiel in dem Dokument WO2007/058891 offenbart, auf das für weitere Details des Aufbaus einer solchen „side fiber" verwiesen wird. Bevorzugt weist auch diese Glasfaser die bereits oben genannten Faserparameter auf.

In einer ersten besonderen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird ein Diodenlasersystem bei einer Wellenlänge von 980nm ± 30nm mit einer mittleren Leistung von mehr als 100W eingesetzt. Die Laserstrahlung wird in eine Glasfaser mit 400μm Kerndurchmesser oder mehr eingekoppelt.

Ein Vorteil der Verwendung einer Wellenlänge von 980nm ist es, dass damit durch die gleichermaßen gute Absorption in Wasser und in Blut eine Ablation erzielt wird, die mit dem Ablationsverhalten des KTP-Lasers vergleichbar ist. Das Gewebe wird oberflächlich beseitigt und darüber hinaus in der Tiefe von einigen Millimetern koaguliert, so dass die dort befindlichen arteriellen Gefäße oder Venen verschlossen werden. So ist das Auftreten von Blutungen nahezu ausgeschlossen. Dies wird als großer Vorteil angesehen, da die Notwendigkeit einer Bluttransfusion, wie sie bei der TURP nötig sein kann, auch heutzutage noch als kritisch angesehen werden muss. Eine Verringerung des intra- und postoperativen Blutverlustes stellt daher nach wie vor einen der wichtigsten Punkte in der chirurgischen Behandlung der BPH dar.

Durch die große Vielzahl zur Verfügung stehender medizinischer Fasern und Lichtwellenleiter-basierter Applikationssysteme sind auch Anwendungen im obe- ren Harntrakt möglich (Polamputation).

Die Wirksamkeit dieser ersten besonderen Ausführungsform wurde in ersten Versuchen bestätigt. Dabei hat sich auch gezeigt, dass die Leistung bis auf etwa 6OW

reduziert werden kann; allerdings geht dies zu Lasten der Bearbeitungsgeschwindigkeit und unter Umständen des Therapieergebnisses. Nachstehend ist der in den Versuchen verwendete Behandlungsparametersatz wiedergegeben:

Behandlungsparametersatz

• Pulsdauer (Zeit, in der der Laser Leistung abgibt):

10ms oder 100ms oder 200ms oder 1000ms

• Pulspause (Zeitraum zwischen zwei Laserpulsen):

10ms

• mittlere Laserleistung: 100 - 250W

• Faserparameter

Siehe oben.

In einer zweiten besonderen Ausführungsform wird die erste besondere Ausfuh- rungsform dahingehend abgewandelt, dass nun ein Diodenlaser mit einer Emissi- onswellenlänge von 940nm ± 30nm eingesetzt wird, dessen Laserstrahlung in eine Glasfaser mit 400μm Kerndurchmesser oder mehr eingekoppelt wird.

Behandlungsparametersatz

• Pulsdauer (Zeit, in der der Laser Leistung abgibt): 10ms oder 100ms oder 200ms oder 1000ms

• Pulspause (Zeitraum zwischen zwei Laserpulsen):

10ms

• mittlere Laserleistung:

100 - 250W • Faserparameter

Siehe oben

In einer dritten besonderen Ausführungsform wird die erste besondere Ausfüh- rungsform dahingehend abgewandelt, dass ein Diodenlasersystem mit einer Emissionswellenlänge von 810nm ± 30nm eingesetzt wird, dessen Laserstrahlung in eine Glasfaser mit 400μm Kerndurchmesser oder mehr eingekoppelt wird.

Behandlungsparametersatz

• Pulsdauer (Zeit, in der der Laser Leistung abgibt):

10ms oder 100ms oder 200ms oder 1000ms • Pulspause (Zeitraum zwischen zwei Laserpulsen):

10ms

• mittlere Laserleistung:

> 100W

• Faserparameter Siehe oben

In einer vierten besonderen Ausführungsform wird die erste besondere Ausfüh- rungsfoπn dahingehend abgewandelt, dass nun ein Diodenlaser mit einer Emissionswellenlänge von 1470nm verwendet. Die Wahl dieser Emissionswellenlänge hat sich in Versuchen als besonders interessant herausgestellt, da bei dieser Wellenlänge die Eindringtiefe in Wasser durch den im Vergleich zu der Wellenlänge λ = 980nm 30fach höheren Absorptionskoeffizient stark reduziert ist.

Dieses von der Wellenlänge abhängige Absorptionsverhalten und damit auch die wellenlängenabhängige Eindringtiefe der Hauptgewebebestandteile Wasser H ₂ O,

Hämoglobin HbO ₂ und Melanin, ist in der Figur 1 dargestellt, wobei im Falle der

Urologie die beiden erstgenannten Substanzen hauptsächlich relevant sind. In der

Figur 1 stellt die vertikale Skala mit den Werten α(cm ^' ') den Absorptionskoeffizienten für Wasser bzw. Melanin dar. Die Skala S(InM ^-1 Cm ^"1 ) stellt den konzentrationsabhängigen Absorptionskoeffizienten für Hämoglobin (HbO ₂ ) in der Einheit pro millimol pro cm dar. Die Eindringtiefe ist der Kehrwert des Absorptionskoef- fizienten. Eine geringere Eindringtiefe bedeutet, dass die Laserstrahlung bereits früher absorbiert wird und nicht so tief in das Gewebe, welches bekanntlich zu einem Großteil aus Wasser besteht, eindringt. Dementsprechend wird auch nur ein kleineres Gewebevolumen bearbeitet. Eine verminderte Eindringtiefe erlaubt somit, dass präziser gearbeitet werden kann und die Zone der Kollateralschäden ist geringer.

Es wurden erste Versuche an Hundeprostaten vorgenommen, um die Wirkungsweise von 1470nm in Diodenlasertechnologie zu prüfen. Hier erwiesen sich mittlere Leistungen von ca. 4OW bereits als ausreichend für eine selektive Gewebeva- porisation.

Behandlungsparametersatz

• Pulsdauer (Zeit, in der der Laser Leistung abgibt):

100ms

• Pulspause (Zeitraum zwischen zwei Laserpulsen):

10ms

• mittlere Laserleistung:

4OW

• Faserparameter Siehe oben

In einer weiteren besonderen Ausführungsform wird ein Diodenlaser mit einer Wellenlänge von λ = l ,95μm = 1950nm verwendet. Hier sind derzeit passiv ge-

kühlte Laserdiodenbarren mit einer Leistung im lOW-Bereich verfügbar. Modular werden hier Systeme für urologische Anwendungen aufgebaut, die eine mittlere Leistung von ca. 5OW erreichen.

Laserstrahlung dieser Wellenlänge wirkt weniger koagulierend, dafür aber präzise schneidend. Durch die hohe Absorption von Wasser in diesem Spektralbereich wird jedoch Wasser durch die absorbierte Laserstrahlung so stark erhitzt, dass es zu Dampfblasen kommen kann, die ihrerseits dann zu einer Gewebekoagulation führen können.

Derzeit werden lampen- bzw. diodengepumpte Thulium- und Holmium- Festkörperlaser eingesetzt. Urologische Thulium-Festkörperlaser emittieren bei einer Wellenlänge von 2040nm. Der Absorptionskoeffizient ist hierbei ca. 2,5mal höher als bei einer Wellenlänge λ = 2140nm, wie sie von Holmium- Festkörperlasern erzeugt wird.

Im Vergleich dazu profitieren bei 1950nm emittierende Diodenlaser nicht nur von der gegenüber der Thulium-Laserwellenlänge l,5fach besseren Absorption, sondern auch davon, dass sich bei steigenden Gewebetemperaturen das Wasserab- sorptionsmaximum zu kürzeren Wellenlänge verschiebt. Es wird daher erwartet, dass im Vergleich zur Emission von Thulium- und Holmium-Lasern eine noch bessere Absorption der Diodenlaserstrahlung erreicht werden kann.

Die in dem System gemäß der Erfindung verwendete Diodenlaservorrichtung kann darüber hinaus in einem hierin als „mixed mode" bzw. gemischten Modus bezeichneten Betriebsmodus arbeiten. Dabei wird Laserleistung als eine Kombination von kontinuierlicher Leistungsabgabe in Verbindung mit Laserpulsen geeigneter Pulsdauer emittiert, so dass sich eine resultierende emittierte Laserleis-

tung ergibt, wie sie allein schematisch im zeitlichen Verlauf in der Fig. 4 gezeigt ist.

Bei diesem „mixed mode" Betrieb sind bevorzugt sowohl die cw-Leistung P _cw als auch die Pulsspitzenleistung P _peak unabhängig voneinander einstellbar. Das Verhältnis P _cw /P _pea k ist bevorzugt ebenfalls variabel wählbar. Besonders bevorzugt sind die Pulsdauer t _pu i _s , die Pulspause t _pause , die Zeit zwischen dem Ende eines Pulses und dem Beginn des nächsten Pulses definiert ist, sowie die Anzahl der Laserpulse wählbar.

Die bevorzugte Pulsdauer solcher Laserpulse, die ablativ/vaporisierend wirken, ist kürzer als die Zeitkonstante der Wärmeleitung des Zielgewebes. Typische Pulsdauern liegen im Bereich 0,01 - 100ms.

Bevorzugte Wellenlängen eines solchen Lasersystems liegen im Spektralbereich 800 bis lOOOnm. Besonders bevorzugt sind die Wellenlängen 810, 940 und 980nm.

Ein weiterer bevorzugter Wellenlängenbereich liegt zwischen 1400nm und 1500nm. Eine besonders bevorzugte Wellenlänge ist 1470nm.

Der „mixed-mode"-Betrieb erlaubt durch Kombination von kontinuierlicher Leistungsabgabe in Verbindung mit Laserpulsen geeigneter Pulsdauer und Pulsspitzenleistungen eine effiziente Gewebeentfernung bei gleichzeitiger Ausbildung eines Koagulationssaumes, der Blutungen verhindert bzw. weitestgehend einschränkt. Durch Wahl der Laserparameter (P _cw , Ppeak, t _pu | _s , t _pause ) lassen sich AbIa- tions- und Koagulationsverhalten beeinflussen.

Die Laserpulse mit der höheren Spitzenleistung (P _peak > P _c w) rühren zur Ablati- on/Vaporisation des Gewebes. Aufgrund der Pulsdauer bzw. der Pulspausen wird unnötige thermische Belastung des Zielgewebes und der umliegenden Gewebeareale vermieden. Eine solche thermische Belastung kann unter Umständen zu unerwünschter Nekrosebildung fuhren. Die gleichzeitige kontinuierliche Leistungsabgabe (P _c w) führt jedoch zur Bildung eines koagulierten Bereiches, so dass Gewebe durch die Laserpulse blutungsfrei bzw. blutungsarm entfernt werden kann.

Neben der bereits erwähnten urologischen Behandlung der BPH gibt es eine Vielzahl weiterer Anwendungen, die von der Erfindung des „mixed-mode"-Betriebes profitieren. Hierbei soll Gewebe entfernt werden, ohne dass es zu Blutungen aus umliegenden Gewebearealen bzw. zur Perforation benachbarter Strukturen kommt. Diese medizinischen Anwendungen finden sich zum Beispiel auf den Gebieten der allgemeinen Chirurgie, der Gynäkologie, der Urologie, der Tumortherapie. Zwei weitere Beispiele sind die Thoraxchirurgie und die Tumorresekti- on.

Eine kombinierte Bestrahlung mit kontinuierlicher Laseremission und zusätzlichen Laserpulsen ist für die Anwendung in der Thoraxchirurgie und hier insbe- sondere der Teilresektion der Lunge vorteilhaft, da blutungsarm größere Gewebevolumina entfernt werden könnten. Durch den geringeren Wärmeeintrag (aufgrund der gegenüber herkömmlichen Dauerstrichlasern reduzierten cw-Leistung) wird ein kleinerer Bereich koaguliert. In Verbindung mit der höheren Pulsspitzenleistung kann Gewebe präzise vaporisiert werden bei gleichzeitiger Erzeugung eines geringen Koagulationssaumes, der Blutungen verhindert bzw. reduziert.

Bei der Tumorresektion erlaubt ein Lasergerät mit der Möglichkeit eines „mixed- mode"-Betriebs einen neuen Behandlungsansatz: Zunächst erfolgt die Koagulation des Tumorgewebes im non-Kontakt-Verfahren beispielsweise bei einer WeI-

lenlänge von 980nm mit Leistungen von 50 - 80W. Das so thermisch vorbehandelte Gewebe kann dann anschließend durch Laservaporisation effizient und sicher entfernt werden.

Während im Vorhergehenden Systeme mit einer Diodenlaservorrichtung zur Erzeugung von Laserstrahlung einer Wellenlänge beschrieben wurden, ist es in einer weiteren, besonderen Ausführungsform auch möglich, ein System mit einer zusätzlichen, zweiten Diodenlaservorrichtung bereitzustellen, so dass das System Laserlicht mit zwei unterschiedlichen Wellenlängen (λi, λo) erzeugt, welche ver- schiedene Eindringtiefen in biologischem Gewebe aufweisen.

Das Licht beider Strahlquellen wird durch optische Mittel, wie zum Beispiel einen dichroitischen Spiegel, kombiniert, zum Beispiel kollinear überlagert, so dass die Laserstrahlung beider Wellenlängen in ein gemeinsames Applikationssystem ein- gekoppelt werden kann. Durch das Applikationssystem wird Licht beider Wellenlängen zu demselben Behandlungsort geleitet, so dass ein und dasselbe Zielgewebe mit einer der beiden Wellenlängen oder simultan mit beiden Wellenlängen bestrahlt und damit therapiert werden kann.

Dabei kann zum Beispiel Licht der ersten Wellenlänge λ| zur Koagulation des Gewebes eingesetzt werden, während Licht der Wellenlänge λ ₂ zur Ablati- on/Vaporisation des Gewebes dient und somit zum präzisen Schneiden eingesetzt werden kann.

Durch Variation der zugehörigen (cw-) Leistungen P| und P ₂ sowie des Verhältnisses P|/P ₂ können Koagulationssaum und Schnitttiefe und ihr Verhältnis zueinander beeinflusst und der jeweiligen medizinischen Anwendung angepasst werden. Pi und P ₂ können unabhängig voneinander gewählt werden.

Dabei können die Leistungen P| entsprechend der Wellenlänge λ| und P ₂ entsprechend der Wellenlänge λ ₂ und deren Verlauf über die Zeit auch so gewählt werden, dass eine Laserquelle kontinuierlich Leistung (cw-Betrieb) abgibt, während die zweite Strahlquelle mit gepulster Leistungsabgabe betrieben wird. Für einen solchen „mixed-mode"-Betrieb mit mehrere Wellenlängen ist die Kombination von 980nm- und 1470nm-Laserstrahlung eine bevorzugte Wahl.

Es können die Leistungen Pi und P ₂ auch so gewählt werden, dass beide Laser- quellen kontinuierlich Leistung (cw-Betrieb) abgeben, oder die Leistungen Pi und P ₂ können so gewählt werden, dass beide Strahlquellen im Pulsmodus betrieben wird. Alternativ ist es auch möglich, dass eine der Laserquellen im „mixed mode" Betrieb arbeitet, während die andere Laserquelle nur kontinuierlich Leitung (cw- Betrieb) abgibt oder nur im Pulsmodus betrieben wird.

Es ist dabei bevorzugt, dass die Wellenlänge λi aus dem Spektralbereich 800 - HOOnm gewählt, während λ ₂ aus dem Wellenlängenbereich 1400 bis 1500nm oder 1900 bis 2000nm gewählt wird. Besonders bevorzugt ist die Wellenlängenkombination λ| = 980nm und λ ₂ = 1470nm.

Während heute für urologische Anwendungen Leistungen von mehr als 100W bei einer Wellenlänge von 980mn eingesetzt werden, lassen sich durch den Einsatz eines Systems mit zwei Diodenlaservorrichtungen, welche Licht bei zwei Wellenlängen emittieren, die für Ablation/Vaporisation und Koagulation notwendigen Leistungen genauer dosieren und die unterschiedlichen Wechselwirkungseigenschaften von λi und λ ₂ mit Gewebe vorteilhaft ausnutzen. Eine Gesamtleistung Pi + PT < 100 W wird erwartet.

Die Kombination zweier Laserwellenlängen bei geeigneter Wahl der Leistungen P i und P ₂ sowie des Verhältnisses beider Leistungen erlaubt eine medizinisch vorteilhafte Wirkung von Ablation (effiziente aber präzise Entfernung auch größerer Gewebevolumina) und Koagulation (blutungsarme bzw. blutungsfreie Operation). Dies ist für den Patienten insofern vorteilhaft, als die Behandlung effizienter und somit schneller bei gleichzeitig größerer Sicherheit durchgeführt werden kann.

Koagulation durch die erste der beiden Laserwellenlängen reduziert das Risiko einer Blasenwandperforation, wie sie bei primär ablativ wirkenden Lasern (zum Beispiel KTP-Laser) auftreten kann.

Die Nutzung einer ablativ wirkenden Wellenlänge verringert ggf. die Nebenwirkungen, die beim Einsatz rein sekundär ablativ wirkender Lasersysteme (zum Beispiel Nd:YAG-Laser) beobachtet werden, insbes. die Gefahr der Nekrosenbil- düng, die den Heilungsprozess verlängert.

Der Anwender (Arzt) kann beide Wellenlängen einzeln oder gleichzeitig einsetzen und so schneiden bzw. koagulieren, ohne Lasergerät und/oder Applikationssystem wechseln zu müssen. Letzteres ist insbesondere bei Anwendungen im Körper des Patienten vorteilhaft.