(1)
| Bert, Müller: Einfluß der Laserstrahlformung auf Hornhautprofil und Oberflächenrauheit bei der photorefraktiven Keratektomie mit dem 193 nm Excimer Laser |
9
Das dioptrische System des menschlichen Auges besteht aus drei funktionellen Komponenten, der Brechkraft der Hornhaut, der Linse und der Achsenlänge. Die Hornhaut trägt mit durchschnittlich 43 Dioptrien [D], den Hauptanteil zur Gesamtbrechkraft von durchschnittlich 60 Dioptrien bei [ 75 ]. Dabei werden bei einem normalsichtigen, emmetropen Auge aus dem Unendlichen kommende Lichtstrahlen auf die Netzhaut fokussiert. Abweichungen von der Emmetropie werden als Fehlsichtigkeiten bezeichnet, wobei die Myopie, mit einer Prävalenz von 25% die häufigste Form der Fehlsichtigkeiten in den industrialisierten Staaten darstellt [ 101 ]. Bei der Myopie ist die Brechkraft der Hornhaut im Verhältnis zur Achsenlänge zu groß, so dass Lichtstrahlen, die aus dem Unendlichen kommen, vor der Netzhaut fokussiert werden. Die Korrektur erfolgt entweder durch Vorschalten einer Zerstreuungslinse oder einer Kontaktlinse mit größerem Krümmungsradius. Im Gegensatz zur Myopie, ist bei der Hyperopie die Brechkraft der Hornhaut im Vergleich zur Achsenlänge zu schwach, so dass aus dem Unendlichen kommende Lichtstrahlen hinter der Netzhaut entstehen. Durch zusätzliche Akkomodation der eigenen Linse kann die Hyperopie z.T. kompensiert werden. Daher ist bei geringen bis moderaten Hyperopien das Sehen in der Ferne wenig bzw. nicht beeinflußt und der Leidensdruck im Vergleich zur Myopie weniger ausgeprägt. Der astigmatische Abbildungsfehler wird durch unterschiedliche Krümmungsradien in den verschiedenen Achsen der Hornhaut und Linse hervorgerufen und kann mit zylindrischen Gläsern oder einer Kontaktlinse korrigiert werden.
In den letzten 30 Jahren haben chirurgische Eingriffe am dioptrischen Apparat, insbesondere an der Hornhaut an Bedeutung gewonnen. Das Ziel besteht darin, eine Fehlsichtigkeit ganz oder teilweise auszugleichen, um eine weitgehende Unabhängigkeit von Brillen oder Kontaktlinsen zu erreichen, ohne die Sehschärfe zu beeinträchtigen. Es handelt sich hierbei um funktionelle Eingriffe, die im Gegensatz zur Brille und Kontaktlinse, zum größten Teil irreversibel sind. Im Allgemeinen kann die Brechkraft des Auges durch Manipulation an den vorderen und hinteren Hornhautradien, durch Extraktion der klaren Linse ohne bzw. mit
10
Implantation einer Intraokularlinse, sowie durch Implantation intraokularer Linsen in phake Augen beeinflußt werden. Im folgenden werden die verschiedenen Verfahren kurz skizziert. Sato beschrieb erstmals in den 30er Jahren die Methode der radiären Keratotomie (RK) zur Korrektur der Myopie und des Astigmatismus [ 83 ]. Diese Technik wurde von Fjodorow in den 70er Jahren weiterentwickelt [ 83 ]. Dabei werden in der peripheren Hornhaut radiäre Inzisionen angelegt, die das Hornhautgewölbe abflachen, d.h. den vorderen und hinteren Hornhautradius vergrößern und somit die Brechkraft senken. In Folge des Eingriffs in die korneale Architektur verliert die Hornhaut an Stabilität, so dass die Refraktion einer großen Schwankungsbreite unterliegen kann. Progressive Hyperopisierungen und z.T. erhebliche tageszeitliche Schwankungen der Brechkraft sind beschrieben worden. Angesichts der schweren Vorhersagbarkeit der Refraktionsschwankungen und der erhöhten Vulnerabilität gegenüber äußeren Einflüssen sollte dieses Verfahren daher nicht mehr angewendet werden [ 8 , 72 , 88 , 113 ]. Im Gegensatz zur radiären Keratotomie (RK) ist das Verfahren der astigmatischen Keratotomie ein wissenschaftlich anerkanntes Verfahren, bei dem Inzisionen senkrecht zum Meridian der stärksten Hornhautkrümmung angelegt werden, um den Astigmatismus durch eine lokalisierte Entspannung der Struktur zu korrigieren [ 28 , 35 ]. Mitte der 80er Jahre wurde die photorefraktive Keratektomie (PRK) mit dem 193 nm Excimer Laser zur Korrektur der Myopie und des Astigmatismus in die Klinik eingeführt [ 55 , 106 , 108 ]. Dabei wird die Hornhaut durch den Abtrag einer „stromalen Kontaktlinse“ abgeflacht und die Brechkraft verringert. Die PRK zur Korrektur der geringen bis moderaten Myopie (bis -6 Dioptrien) stellt das Verfahren mit der höchsten Präzision und Langzeitstabilität dar. Dagegen ist die Korrektur der höheren Myopien (> -6 Dioptrien) mit einer deutlichen Abnahme der Präzision und Langzeitstabilität verbunden, weil mit steigender Abtragtiefe verstärkt Wundheilungsvorgänge initiiert werden [ 9 , 15 , 27 , 38 , 48 , 51 , 52 , 63 , 64 , 74 ]. In den 60er Jahren legten Barraquer und Mitarbeiter mit der Entwicklung des ersten Mikrokeratoms und der Entwicklung der Technik der Keratomileusis und Epikeratophakie den Grundstein für die heute weit verbreitete Methode der LASIK (Laser in situ Keratomileusis). Dabei erfolgt der stromale Gewebeabtrag nicht mehr subepithelial wie bei der PRK, sondern tiefer intrastromal, so dass Wundheilungsvorgänge reduziert werden und höhere Korrekturen der Myopie möglich sind [ 104 ]. Auf die Methode der Ablation bei der PRK und LASIK wird11
weiter unten genauer eingegangen. Durch Photoablation mit dem infraroten Erbium:YAG Festkörperlaser kann in Anlehnung an die Ablation mit dem ArF-Excimer Laser ebenfalls stromales Gewebe abgetragen werden, doch liegt die thermische Schädigung und die rauhe stromale Oberfläche um eine Größenordnung höher als bei der Excimer Laser Ablation. Dadurch werden sowohl verstärkt Wundheilungsmechanismen initiiert, die die korneale Transparenz beeinträchtigen, als auch ungünstige optische Abbildungseigenschaften, w. z. B. sphärische Aberration, erzeugt, so dass dieses Verfahren der Excimer PRK unterlegen ist [ 75 , 97 ]. Bei der Laserthermokeratoplastik (LTK), einem Verfahren zur Korrektur der Hyperopie, werden mit dem infraroten Holmium:YAG-Laser (
=2,1 µm) zirkulär tiefe stromale Narben in der peripheren Hornhaut induziert, die durch Schrumpfung den Radius verkleinern sollen. An Stelle des Festkörper-Holmium-Lasers können die stromalen Koagulationen sehr präzise mit dem Dioden-Laser appliziert werden. Die Einschätzung der Wirksamkeit der LTK ist z. Z. Gegenstand der klinischen Forschung [
34
,
96
,
109
].
Tab. 1
gibt einen Überblick über die in der Ophthalmologie und der refraktiven Chirurgie angewendeten Laser mit den entsprechenden Lasereffekten. Die Implantation intracornealer Ringe zur Korrektur geringer Myopien, wird gegenwärtig untersucht und kann nicht als wissenschaftlich anerkanntes Verfahren angesehen werden [
42
]. Der Austausch der klaren Linse gegen eine intraokulare Kunstlinse beruht auf der Technik der modernen Kataraktchirurgie. Sie geht mit dem Verlust der Akkommodationsfähigkeit einher und birgt die Risiken der Kataraktoperation, insbesondere der Pseudophakieablatio in sich. Die Implantation intraokularer Linsen in phake Augen stellt derzeitig ein experimentelles Verfahren dar, das im Vergleich zu allen anderen Eingriffen, reversibel sein soll [
46
].
12
Tab. 1: Spektrum der in der Augenheilkunde angewendeten Laser und deren Gewebewechselwirkungen
|
Spektrum |
Infrarot |
Sichtbar |
Ultraviolett |
|
Laser |
10.6µm CO2 2.94µm Erbium:YAG 2.1µm Holmium:YAG 1.87 µm Dioden Laser 1.064µm Nd:YAG |
647.1nm Krypton 577.0-633.0nm Farbstoff 532.0nm frequenzgedoppelter Nd:YAG 514.5nm Argon grün 488.0nm Argon blaugrün |
193-351nm Excimer |
|
Lasereffekt |
Photoevaporation Photodisruption |
Photokoagulation |
Ablative Photodekomposition |
Im Folgenden soll die photorefraktive Keratektomie mit dem Excimer Laser zur Korrektur der Myopie näher erläutert werden. Mit dem Excimer Laser der Wellenlänge 193 nm steht ein präzises Instrument zur Verfügung, mit dem korneales Stroma in der optischen Zone der Hornhaut abgetragen und der vordere Krümmungsradius der Hornhaut präzise im Vergleich zu den oben angeführten Methoden verändert werden kann [ 101 ] (Gleichung 1 - Brechkraft einer Linse). Munnerlyn et al. [ 76 ] leitete die Berechnungsgrundlage aus der Kontaktlinsenanpassung her (Gleichung 2).
|
(1) |
|
|
(2) |
mit 
D = Brechkraftänderung in Dioptrien, n = Differenz der Brechungsindizes, T = Ablationstiefe in µm, d = Durchmesser der Ablationszone in mm.
13
Diese Beziehungen werden ausführlich im Kapitel 3.6 erläutert. Die angestrebte Korrektur ist direkt von der Ablationstiefe und indirekt vom Quadrat des Durchmessers der Ablationszone abhängig. D.h. je höher korrigiert werden soll, desto tiefer muß im optischen Zentrum abgetragen werden. Mit steigender Ablationstiefe nehmen die epithelialen und stromalen Wundheilungsreaktionen zu und beeinflussen das refraktive Ergebnis, seine Stabilität und die optische Transparenz der Hornhaut [ 68 , 97 ]. Der Ablationsdurchmesser ist ebenfalls nur begrenzt variabel, um Ablationstiefe einzusparen. Klinische Studien zeigten, dass störende monokulare Doppelbilder bei kleineren Durchmessern als 5 mm auftreten [ 19 , 23 ]. Sie verstärken sich insbesondere in Mydriasis in der Dämmerung und werden durch die sphärische Aberration erklärt. Insofern liegt die Grenze einer präzise vorhersagbaren, stabilen Korrektur der Myopie ohne wesentliche Wundheilungskomplikationen bei -6 D. Die Inzidenz subepithelialer Trübungen nach PRK liegt durchschnittlich bei 3 - 11% wobei 10-40% nach höherer Korrektur auftreten [ 56 ]. Bei der LASIK erfolgt nach der Präparation einer etwa 130 µm dicken oberflächenparallelen Hornhautlamelle mit dem Mikrokeratom die PRK direkt in das stromale Bett. Der Vorteil gegenüber der PRK liegt in der Umgehung epithelialer und stromaler Wundheilungsreaktionen, um höhere Myopien bis -15 D zu korrigieren. Der limitierende Faktor dieser Technik besteht in der verbleibenden stromalen Dicke von mindestens 250 µm. Durch Ablation darüber hinaus wird die Biomechanik nachhaltig gestört. Das Risiko der Entstehung einer iatrogenen Keratektasie, die ggf. eine Keratoplastik erfordert, steigt [ 93 ]. Demnach kann nach Präparation einer 130 µm Lamelle und verbleibender Restdicke von 250 µm bei einer durchschnittlichen Gesamtdicke der Hornhaut von 500 µm maximal 120 µm abgetragen werden. Das entspricht einer Korrektur von -10 Dioptrien bei einem Ablationsdurchmesser von 6 mm oder -15 Dioptrien mit einer optischen Zone von 5 mm [ 76 ] (Tabelle 2). Großen prospektiven Studien zu Folge waren 60 bis 88 % der mittels PRK korrigierten moderaten Myopien bis - 6 D, unabhängig vom Lasersystem (VISX, Summit, Technolas, Aesculap), noch nach 36 Monaten emmetrop, mit einer Toleranz von ± 1 D. 83 % hatten eine unkorrigierte Sehschärfe von 0.5 oder besser, dagegen erreichten höhergradig korrigierte Myopien nur bis zu 50% nach 6 und nur 42% nach 12 Monaten die Emmetropie mit einer Toleranz von ± 1 D [ 9 , 15 , 38 , 48 , 51 , 52 , 63 , 69 , 71 ].14
Tab. 2: Stromale Ablationstiefe [µm] in Abhängigkeit der Korrektur [D] und des Ablationsdurchmesser [mm] für die PRK und LASIK mit dem Excimer Laser bei gleicher Abtragrate
|
|
Korrektur |
d = 5 mm |
d = 6 mm |
|
PRK |
-2 D |
-17 µm |
-24 µm |
|
|
-4 D |
-33 µm |
-48 µm |
|
|
-6 D |
-50 µm |
-72 µm |
|
|
-8 D |
-67 µm |
-96 µm |
|
LASIK |
-10 D |
-83 µm |
-120 µm |
|
|
-12 D |
-100 µm |
-144 µm |
|
|
-14 D |
-117 µm |
-168 µm |
|
|
-15 D |
-125 µm |
-180 µm |
|
|
-20 D |
-167 µm |
-240 µm |
Seit Beginn der 90er Jahre wird der Argon-Fluorid-Excimer-Laser der Wellenlänge 193 nm in der refraktiven Hornhautchirurgie eingesetzt. Der Begriff Excimer (Excited Dimer) leitet sich aus dem Prinzip der Laserentstehung her, bei dem zwei Moleküle durch einen Spannungsimpuls angeregt werden und eine metastabile, energiereiche Verbindung, ein Dimer bilden. Das aktive Medium des Lasers besteht aus einem Edelgas-Halogen-Gemisch, dessen Zusammensetzung über die Wellenlänge der emittierten Photonen im ultravioletten Spektrum entscheidet ( Tab. 3 ). Das aktive Medium des Excimer Lasers der Wellenlänge 193 nm setzt sich aus 0.5 bis 12% Argon und 0.5% Fluor zusammen. Im Grundzustand liegen beide Elemente getrennt voneinander vor. Ein elektrischer Impuls, dessen Energie über ein Helium-Neon-Puffergas vermittelt wird, regt die Moleküle des aktiven Mediums zur Bildung einer Population energiereicher, metastabiler Dimere an. Der energetische Betrag, der für ca. 10 ns in den Dimeren gespeichert wird, richtet sich nach dem intermolekularem Abstand und folgt einer hyperbolischen Funktion. Die Dimere setzen beim Zerfall Photonen aus dem ultravioletten Spektrum frei, die über Spiegelsysteme der Resonanzkammer synchronisiert werden. Aus der spektralen Zusammensetzung der Photonenpopulation lassen sich auch Energie-
15
schwankungen zwischen den Impulsserien erklären [ 50 , 56 , 107 , 112 ].Tab. 3 Edelgas-Halogen-Gemische von Excimer Lasern und die Wellenlänge emittierter Photonen [107]
|
Argonfluorid |
193 nm |
Kryptonfluorid |
249 nm |
|
Kryptonchlorid |
222 nm |
Xenonchlorid |
305 nm |
|
Xenonfluorid |
351 nm |
|
|
Aus der Resonanzkammer tritt ein großflächiger und zum Teil divergierender Laserstrahl aus, der über Linsen-Prismen-Spiegelsysteme spezifisch geformt und über ein Operationsmikroskop auf die Hornhaut geleitet wird. Vor jeder Behandlung wird die Impulsintensität durch Perforation von Metall- oder Gelatinefolien definierter Dicke überprüft und mit internen Joulemetern verglichen. Gotssch et al. beschrieben eine Methode, die sich an der Darstellung von Falschfarben an der Hornhauttopographie orientiert um Impulsenergieverteilungen darzustellen [ 36 ]. Integrierte Laserstrahlhomogenisatoren, w. z. B. eine rotierende Prismenplatte beim Schwind Keratom, können Schwankungen innerhalb des Querschnittes korrigieren. Die Applikation des Laserstrahles auf die Hornhaut kann, wie beim Schwind Keratom oder beim VISX 20/20 Laser, mit Impulsen der Größe der gesamten optischen Zone erfolgen. Andere Systeme (Meditec, Technolas) verwenden kleinflächige Laserimpulse, die nach einem computergesteuerten Algorithmus als spaltförmige oder kleinflächige Impulse die Hornhautoberfläche abtasten. Um eine der angestrebten Hornhautprofiländerung entsprechende Impulsverteilung über der optischen Zone zu gewährleisten, werden Laserstrahlformungssysteme verwendet. Die Verteilung kann mechanisch durch eingebaute oder limbusaufgesetzte Irisblenden, Lochblenden, fraktale oder ablatierbare Masken gesteuert werden. Andere Systeme hingegen, favorisieren eine optische Formung durch Sammel- und Streuungslinsen, die den Strahl zentral fokussieren (Myopie) oder defokussieren (Hyperopie) [ 31 , 40 , 41 , 70 , 77 , 91 , 100 ].
16
Die Wechselwirkung des Excimer Lasers mit biologischem Gewebe ist abhängig von der Wellenlänge. Sie wird als ablative Photodekomposition bezeichnet und unterscheidet sich von den Effekten anderer, in der Ophthalmologie eingesetzten Laser, durch seinen präzisen Abtrag, ohne angrenzendes Gewebe zu schädigen [ 106 , 107 , 108 ] ( Tab. 1 ). Die vom ArF-Excimer Laser emittierten Photonen der Wellenlänge 193 nm besitzen eine definierte Energie von 6.4 eV [ 50 , 112 ]. Die sehr energiereichen Photonen werden von den oberflächlichsten Schichten des kornealen Stromas absorbiert, so dass ein hoher Energiebetrag auf ein kleines Volumen trifft. Das korneale Stroma besteht zu 78% aus Wasser und 20% aus Protein, mit dem Hauptbestandteil Kollagen [ 2 ]. Nach Absorption der Energie der Photonen kommt es zu Brüchen der kovalenten Bindungen. Da der Energiebetrag eines einzelnen Photons den für den Bindungsbruch notwendigen Betrag übersteigt, wird der verbleibende Anteil in kinetische und thermische Energie transformiert. Die Fragmente expandieren wegen ihres, im Vergleich zum gebundenen Zustand, größeren Volumens und werden durch den Energieüberschuß beschleunigt [ 82 , 112 ]. Es entsteht eine Druckwelle, die sich allseitig, d.h. in der Luft und im kornealen Stroma ausbreitet. Photographien mit lasergepulsten Kameras verdeutlichen die Dynamik der Ablation [ 49 , 58 , 78 , 102 ]. Die Volumenexpansion tritt durchschnittlich 5-15 ns nach Eintreffen der Photonen auf [ 58 , 102 ]. In diesem Intervall muß die eigentliche Energieabsorption und der Bruch intramolekularer Bindungen erfolgen. Die Fragmente werden bis zu 400 m/s beschleunigt, bremsen in einer Höhe von ca. 2 - 4 mm über dem Hornhautscheitel ab und verwirbeln [ 82 ]. In Folge der Druck- und Temperaturgradienten entsteht eine thermodynamische Zirkulation, in deren Verlauf auch Spaltprodukte der Peripherie im Zentrum akkumulieren und sich niederschlagen können. Weiterhin werden Wassertröpfchen aus der stromalen Struktur gelöst. Srinivasan et al. berechneten, dass die verbleibende Energie der Photonen und die sehr kurze Expositionszeit nicht ausreichen, die Hornhaut zu erhitzen und angrenzendes Gewebe durch Wärmekonduktion zu denaturieren [ 102 ]. Arbeiten von Bende et al. testeten den Einfluß von Ablationsfrequenz und Impulsintensität auf die Entstehung von Temperaturgradienten und konnten am biologischen Modell nur einen Temperaturanstieg von 10 K nachweisen, wobei Temperaturgradienten bis zu 60 K an PMMA gemessen wurden [ 6 ]. Im Vergleich zu den Excimer-Lasern größerer
17
Wellenlänge, wird bei 193 nm pro Impuls relativ wenig Gewebe abgetragen, so dass der Abtrag sehr präzise, mit glatten Rändern und homogener Oberfläche erfolgt [ 107 , 108 , 112 ]. Die Beziehung zwischen Ablationsrate, d.h. der pro Impuls erzeugten Ablationstiefe, und der Impulsintensität läßt sich annähernd durch eine sigmoide Funktion beschreiben. Die Ablation beginnt ab einer Schwelle von ungefähr 50 mJ/cm² und steigt im Bereich von 100 - 600 mJ/cm² steil an, um sich asymptotisch einer oberen Schwelle zu nähern. Eine Intensitätssteigerung darüber hinaus, führt zu keiner weiteren Zunahme der Ablationsrate [ 107 , 112 ]. Seiler et al. bestimmten die Ablationsrate für die verschiedene Schichten der Hornhaut und stellten eine optimale Impulsintensität von 200 mJ/cm² heraus [ 94 , 95 ]. Die meisten der im klinischen Einsatz befindlichen Excimer Laser verwenden Impulsintensitäten von 120 - 300 mJ/ cm², mit einer relativ konstanten Ablationsrate von 0.21 - 0.27 µm/ pro Laserimpuls. Dieser Intensitätsbereich befindet sich im steil ansteigenden Teil der sigmoiden Kurve. Kleine Energieschwankungen, wie sie durch Verunreinigungen des Gasgemisches oder im optischen System hervorgerufen werden, können somit zu empfindlichen Änderungen der Ablationsrate führen. Die Ablationsfrequenz ist ein weiterer wichtiger Parameter. Hier besteht ebenfalls eine exponentielle Beziehung mit Sättigungscharakter zur Ablationsrate [ 82 , 107 , 112 ]. Hochfrequente Ablationen können zu Impulswechselwirkungen und zu Impulsinteraktionen mit der oben beschriebenen Wolke der Ablationsprodukte führen, d.h. Impulsintensität und Ablationsrate würden abnehmen. Die heute verwendeten Impulsfrequenzen richten sich nach dem verwendeten optischen System der Laserstrahlführung und -formung. Es kommen hauptsächlich Frequenzen zwischen 10 und 20 Hz zum Einsatz. Neben der Gewährleistung einer stabilen Impulsintensität, Ablationsfrequenz und homogener Energieverteilung, spielt die Präparation und Beschaffenheit, insbesondere der Hydrationsgrad der Hornhaut, eine wesentliche Rolle. Die Energie eintreffender Impulse bricht intramolekulare Bindungen des kollagenen Gerüstes und führt zur Volumenexpansion der Fragmente, gleichzeitig werden Wassertröpfchen aus dem Gewebeverband gelöst und abgetragen. Ist die Hornhautoberfläche dehydriert, z.B. nach Entfernung des Epithels, oder durch Verwendung von Stickstoffgebläsen, so verschiebt sich die Relation zwischen Makromolekülen und das sie umgebende intrastromale Wasser. Es werden im Vergleich mehr kollagene Bindungen zerbrochen als Wassermoleküle aus dem Verband gelöst. Die Ablationsrate steigt.18
Umgekehrt sinkt die Ablationsrate, wenn im Verhältnis zur stromalen Matrix der Wassergehalt steigt und mehr Wassertröpfchen aus dem Verband als strukturelle Bindungen gelöst werden. Das ist genau dann der Fall, wenn bei großflächiger Ablation durch photoakustische Schockwellen intrastromales Wasser verschoben wird [ 24 , 49 , 58 , 102 , 112 ]. Lokal unterschiedliche Ablationsraten können zu Über- und Unterkorrekturen, zentralen Profilunregelmäßigkeiten, irregulären Astigmatismus und subepithelialen Trübungen führen.© Die inhaltliche Zusammenstellung und Aufmachung dieser Publikation sowie die elektronische Verarbeitung sind urheberrechtlich geschützt. Jede Verwertung, die nicht ausdrücklich vom Urheberrechtsgesetz zugelassen ist, bedarf der vorherigen Zustimmung. Das gilt insbesondere für die Vervielfältigung, die Bearbeitung und Einspeicherung und Verarbeitung in elektronische Systeme.
|
DiML DTD Version 2.0 |
Zertifizierter Dokumentenserver der Humboldt-Universität zu Berlin |
HTML - Version erstellt am: Wed Feb 13 19:32:05 2002 |
