Refraktive Hornhautchirurgie

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1 II Refraktive Hornhautchirurgie Kapitel Technische Prinzipien 3 H. Lubatschowski, D. Kook, M. Mrochen, S. Schumacher, G. Grabner, T. Seiler, T. Neuhann Kapitel 9 Oberflächenbehandlung 121 S. Pieh Kapitel 10 Lamelläre Excimerlaserchirurgie (LASIK, Femto-LASIK) 137 T. Kohnen, O. Klaproth Kapitel 11 Therapeutische Excimerchirurgie 153 G. Duncker Kapitel 12 Komplikationen der Excimerchirurgie 000 T. Knorz Kapitel 13 Inzisionale Techniken 000 E. Fabian, M. Maier, U. Mester Kapitel 1 Intrakorneale Implantate 000 J. Ruckhofer, G. Grabner Kapitel 15 Thermokeratoplastik 000 T. Kohnen

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3 Technische Prinzipien.1 Grundlagen H. Lubatschowski.1.1 Laser-Gewebe-Wechselwirkung.1.2 Photoablation.1.3 Literatur 7.2 Excimerlaser 7 H. Lubatschowski.2.1 Laserprinzip Aufbau eines Excimerlasers.2.3 Literatur 90.3 Femtosekundenlaser 90 D. Kook, M. Mrochen, S. Schumacher, G. Grabner.3.1 Hintergrund Physikalisches Prinzip Photodisruption Femtosekundenlasersysteme Interfaces Applikationsmöglichkeiten des Femtosekundenlasers Literatur 97. Ablationsprofile 9 M. Mrochen, T. Koller, T. Seiler..1 Technisches Prinzip 9..2 Munnerlyn-Profil 9..3 Wellenfront-optimiertes Ablationsprofil 99.. Q-Wert angepasstes Ablationsprofil Topographie-geführtes Ablationsprofil Wellenfront-geführtes Ablationsprofil Ray-tracing-Ablationsprofile Presbyopie-Ablationsprofil Literatur Zentrierung bei Refraktionskorrekturen mit dem Excimerlaser 11 T. Neuhann.5.1 Einleitung Die Achsen des optischen Systems des menschlichen Auges Begriffsbestimmung Zentrierungsachse und Referenzachse Literatur 119

4 Kapitel Technische Prinzipien.1 Grundlagen H. Lubatschowski.1.1 Laser-Gewebe-Wechselwirkung Beim Laser (»light amplification by stimulated emission of radiation«) handelt es sich um eine Lichtquelle, die aufgrund der guten Fokussierbarkeit und der Möglichkeit sehr kurze Pulse zu erzeugen, nicht nur hohe Leistungen sondern auch extrem hohe Intensitäten (Leistungsdichten) generieren kann (. Tab..1). Je nach Laserparameter können unterschiedliche Arten von Wechselwirkungen auftreten und das Gewebe bei der Bestrahlung gezielt verändern (. Abb..1). Zu den Wechselwirkungsprozessen gehören: photochemische Wechselwirkungen, Koagulation und Vaporisation sowie die Photoablation und Photodisruption. > Sowohl die Photoablation wie auch die Photodisruption spielen in der refraktiven Chirurgie eine entscheidende Rolle..1.2 Photoablation Anfang der 190er Jahre beschrieben Srinivasan und Mitarbeiter erstmalig ein Verfahren zur Bearbeitung organischer Polymere mit Hilfe von ultravioletter Excimerlaserstrahlung [, 5]. Kennzeichnend für den neuartigen Prozess der Materialabtragung war die Verwendung von gepulster, energiereicher UV-Strahlung. Aufgrund der geringen Eindringtiefe der UV-Strahlung in die zu bearbeitenden Materialproben war es möglich, Strukturen im Sub-Mikrometerbereich in die organische Matrix zu ätzen. Srinivasan bezeichnete dieses Phänomen als»ablative. Tab..1 Lichtleistung und Leistungsdichte verschiedener Lichtquellen Lichtquelle Lichtleistung Leistungsdichte Sonne Watt W/cm 2 (auf der Erde) 100 Watt Glühlampe 3 Watt 10 2 W/cm 2 Laserpointer 1 mwatt 10 W/cm 2 CO 2 Laser 60 Watt W/cm 2 Gepulster Laser 1 GWatt 10 1 W/cm 2 Photodekomposition«. Den Abtragprozess erklärte man sich durch ein direktes Aufbrechen der Molekülbindungen der organischen Polymere, das durch die Absorption der energiereichen UV-Photonen hervorgerufen wurde. Wenig später wurde der Prozess der Materialabtragung mit Hilfe von gepulster Laserstrahlung allgemein unter dem Begriff der»photoablation«auch von anderen Autoren beschrieben. Dabei beschränkte man sich nicht mehr allein auf die Materialbearbeitung mit UV-Laserstrahlung. Wolbarsht [] erkannte 19, dass auch mit gepulsten Infrarotlasern gerade biologisches Gewebe leicht und schonend zu bearbeiten war. Trotz vergleichbarer Effekte am bestrahlten Gewebe unterscheidet sich jedoch der Wechselwirkungsprozess der Photoablation im mittleren und fernen Infrarot deutlich von dem der UV-Photoablation bei 193 nm Wellenlänge. Nimmt man heute an, dass es sich bei der Abtragung von organischen Polymeren mit Laserlicht im tiefen UV um einen vorwiegend photochemisch induzierten Prozess handelt (direktes Aufbrechen der Molekülbindungen durch die energiereichen UV-Photonen) [6, 7], so. Abb..1 Wechselwirkungsmechanismen von Laserstrahlung mit biologischem Gewebe

5 5.1 Grundlagen. Abb..2 Absorptionsverhalten einiger im Organismus vorherrschender Chromophore zusammen mit den heute zur Verfügung stehenden wichtigsten Laserwellenlängen geht man bei der Verwendung von Laserstrahlung im mittleren und fernen Infrarot davon aus, dass eine explosionsartige Verdampfung des Wassers zu dem gewünschten Abtragungseffekt führt [9 11]. Bei der UV-Photoablation von biologischem Gewebe liegt eine Mischform der Mechanismen vor. Einerseits brechen die energiereichen UV-Photonen die Bindungen der Biomoleküle auf, andererseits werden die Photonen auch vom Gewebewasser absorbiert, was zu dessen explosionsartigen Verdampfung führt. Die ursprüngliche von Srinivasan eingeführte Definition der Photoablation im Sinne einer reinen Photolyse hat seither an Bedeutung verloren. Eine Definition des Begriffes Photoablation lässt sich daher weniger über den ihm zugrunde liegenden Wechselwirkungsmechanismus, als vielmehr über die Beschreibung des mit dem Laser erzielten Ergebnisses und die dafür notwendigen Laserstrahlparameter (Wellenlänge, Pulsdauer, Pulsenergie) festlegen. > Ziel der photoablativen Materialbearbeitung, insbesondere in der Medizin, ist eine Abtragung von Gewebe, bei der die Dimension der lateralen Schädigung in der zurückbleibenden Probe durch thermische und mechanische Einflüsse der Laserstrahlung im Vergleich zum abgetragenen Volumen möglichst gering ist. Dies steht im Gegensatz zur Vaporisation und Koagulation, bei der ein größerer, koagulierter und karbonisierter Bereich des bestrahlten Gewebes durchaus erwünscht ist (beispielsweise zur Blutstillung). Das Ausmaß an thermischer Schädigung ist direkt abhängig von der optischen Eindringtiefe des Laserlichtes in das zu bearbeitende Gewebe.. Abb..2 zeigt das Absorptionsverhalten einiger im Organismus vorherrschender Chromophore zusammen mit den heute zur Verfügung stehenden wichtigsten Laserwellenlängen. Für die meisten Anwendungsbereiche der Photoablation sollte die vom Laser verursachte thermische Nekrosezone eine Ausdehnung im Bereich von 1 10 μm nicht überschreiten. Aus dem Diagramm wird leicht ersichtlich, dass für die photoablative Gewebeabtragung daher nur Laser in Frage kommen, die entweder unterhalb von ca. 250 nm im tiefen UV emittieren; dort wird die starke Absorption von Melanin, dem Blutfarbstoff Hämoglobin, aber auch von den Proteinen und den im Wasser gelösten Salzen verursacht. Oder aber man verwendet Infrarotlaser, die bei einer Wellenlänge um 3 μm bzw. oberhalb von ca. 6 μm emittieren. Hier kann die starke Absorption des Wassers nutzbar gemacht werden. Der Wasseranteil im biologischen Weichgewebe liegt in der Regel zwischen 70% und 90%. Zur photoablativen Bearbeitung der Kornea hat sich die Verwendung von UV-Licht mittels ArF-Excimerlaser als optimal herausgestellt.

6 6 Kapitel Technische Prinzipien. Abb..3 Wellenlänge und Photonenenergie, im Vergleich zu typischen Bindungsenergien organischer Polymere Ein weiterer wichtiger Parameter zur Minimierung kollateraler thermischer Schädigungen ist die Wechselwirkungsdauer des Laserlichtes mit dem bestrahlten Gewebe. Bei der Photoablation ist die Bestrahlungszeit so kurz zu wählen, dass die hervorgerufene thermische Schädigung in erster Linie allein durch die optische Eindringtiefe der Laserstrahlung in das Gewebe verursacht wird. Die Bestrahlungszeit t muss kürzer sein als die sog. thermische Relaxationszeit τ R [1]. Die thermische Relaxationszeit ist die Zeit, bei der die charakteristische optische Eindringtiefe µ 1 der Laserstrahlung gleich der thermischen Diffusionslänge L der Wärme in der Bestrahlungszeit t ist. Die thermische Diffusionslänge L ist ein Maß für die Geschwindigkeit der Wärmeausbreitung. Sie ist charakterisiert durch die Beziehung: L = κt wobei κ die Wärmediffusionskonstante des bestrahlten Gewebes darstellt. Eine für die photoablative Gewebeabtragung wichtige Abschätzung hinsichtlich der maximalen Dauer der einwirkenden Laserpulse ergibt sich damit zu: 1 τ = 9 μ 2 κ Toleriert man eine thermische Nekrosezone im Bereich um 1 μm und geht man davon aus, dass das zu bearbeitende Gewebe zum überwiegenden Teil aus Wasser besteht, erhält man mit der Wärmediffusionskonstanten von Wasser (κ=1, m 2 /s) eine thermische Relaxationszeit und damit für die Photoablation typische Laserpulsdauer von: t Laser μs Die für die Ablation notwendigen Laserenergiedichten lassen sich für die Infrarot-Photoablation leicht aus der Verdampfungswärme des Wassers abschätzen. Bei einer typischen Abtragrate von 10 μm pro Puls und einer Verdampfungswärme des Wassers von 2600 J/cm 3 muss am Bestrahlungsort eine Energiedichte von mindestens 2,6 J/ cm 2, entsprechend einer Leistungsdichte von kw/ cm 2, aufgebracht werden. Vergleichbare Energiedichten zur Abtragung von Gewebe erwartet man bei der UV-Photoablation, wenn man davon ausgeht, dass der Abtragmechanismus ein überwiegend photochemischer Prozess ist, bei dem die energiereichen UV-Photonen (6, ev bei 193 nm) die intramolekularen Bindungen der Biopolymere direkt aufbrechen (5 7 ev Bindungsenergie,. Abb..3). Der Absorptionsquerschnitt organischer Polymere liegt für UV-Strahlung (λ 200 nm) in der Größenordnung von σ 10 1 cm 2 [1, 2]. Daraus ergibt sich eine Chromophorendichte von ρ = α/ σ = 1000 cm 1 /10 1 cm 2 = cm 3. Will man diese organischen Verbindungen durch Anregung mit Laserlicht der Wellenlänge von 193 nm (ArF-Excimerlaser) in einen repulsiven Zustand überführen, ist dazu eine Laserpulsenergiedichte von weniger als 100 mj/cm 2 erforderlich, wenn man von einer, für die 193-nm-Photoablation typische Abtragtiefe unter 1 μm ausgeht. Charakteristische Rekombinationszeiten der angeregten Polymere liegen in der Größenordnung von ca. 100 ns [3]. Folglich muss auch die Laserpulsenergie in dieser kurzen Zeit zur Verfügung gestellt werden, das bedeutet man benötigt Lichtintensitäten in der Größenordnung von MW/cm 2. Im Bereich höherer Leistungsdichten und kürzeren Pulsdauern (I W/cm 2, t 10 ns) gelangt man in den Bereich der Photodisruption, bei der die Laserpulsenergie über ein durch einen optischen Durchbruch gezündetes Plasma in die bestrahlte Probe eingekoppelt wird. Der Ab-

7 .2 Excimerlaser 7 tragmechanismus bei der Photodisruption ist daher ein von der Photoablation völlig verschiedener Wechselwirkungsprozess. Die Wellenlänge des verwendeten Laserlichtes spielt hier eine untergeordnete Rolle. Darüber hinaus unterscheidet sich die Photodisruption von der Photoablation auch darin, dass hier nie großflächig, sondern immer nur punktförmig, d. h. im Fokus des Laserstrahls, Gewebe bearbeitet werden kann..1.3 Literatur 1. Boulnois JL (196) Photophysical processes in recent medical laser developments: a review; Lasers in Medical Science 1: Oraevsky AA, Jacques SL, Pettit GH, Saidi IS, Tittel FK, Henry PD (1992) XeCl laser ablation of atherosclerotic aorta: optical properties and energy pathways. Lasers Surg Med 12: Phillips D, Roberts JA (Hrsg) (192) Photophysics of Synthetic Polymers. The Royal Institution, Science Reviews. Srinivasan R, Mayne-Banton V (192) Self-developing photoetching of poly(ethylene terephthalate) films by far-ultraviolet excimer laser radiation. Appl Phys Lett 1(6): Srinivasan R, Leigh WJ (192) Ablative photodecomposition: action on far-ultraviolet (193 nm) laser radiation on poly(ethylene terephthalate) films. J Am Chem Soc 10: Srinivasan R, Braren B, Dreyfus RW (197) Ultraviolet laser ablation of polyimide films. J Appl Phys 61(1): Srinivasan R (1990) Ablation of polymers and tissue by ultraviolet lasers. Proc SPIE 106: Wolbarsht M (19) Laser surgery: CO 2 or HF. IEEE J Qant Electron QE-20(12): Walsh JT, Flotte TJ, Deutsch TF (199) Er:YAG laser ablation of tissue: effect of pulse duration and tissue type on thermal damage. Lasers Surg Med 9: Zweig AD, Frenz M, Romano V, Weber HP (19) A comparative study of laser tissue interaction at 2.9μm and 10.6μm. Appl Phys B 7: Zweig AD (1991) A thermo-mechanical model for laser ablation. J Appl Phys 70(3): Excimerlaser H. Lubatschowski.2.1 Laserprinzip Atome oder Moleküle in einem energetisch tief liegenden Zustand (z. B. Grundzustand) können durch sog. stimulierte Absorption von Licht in einen energetsich angeregten Zustand überführt werden. Das Licht kann genau dann absorbiert werden, wenn der Abstand zwischen oberem E 2 und unterem Energieniveau E 1 gerade der Photonenergie E des eintreffenden Lichts entspricht (. Abb.. links). Die sog. Resonanzbedingung muss erfüllt sein: E = E 2 E 1 = hv wobei h das Planksche Wirkungsquantum und v die Frequenz des eintreffenden Lichts darstellt. Das angeregte Atom strahlt die Anregungsenergie nach einer gewissen Zeit, der mittleren Lebensdauer des angeregten Zustands, bei der gleichen Frequenz wieder ab. Dieser Prozess, der nicht von außen zu beeinflussen ist, wird spontane Emission genannt (. Abb.. Mitte). Wird das Atom aber in einem Lichtfeld der gleichen Frequenz v ausgesetzt, dann kommt es zur stimulierten Emission und damit zur Verstärkung des einfallenden Lichtfelds (. Abb.. rechts). Die entscheidende Größe für das Absorptions- und Emissionsverhalten eines Mediums ist die Besetzungszahldifferenz N=N 2 N 1 zwischen Grund- (N 1 ) und angeregtem Zustand N 2. Im thermischen Gleichgewicht gilt für die Besetzung der einzelnen Niveaus die Boltzmann-Verteilung: N E 2 2 E 1 kt 6 = e 0 N 1 Hierbei ist k=1, J/K die Boltzmann-Konstante. Man erkennt sofort, dass in einem Medium im thermischen Gleichgewicht keine Besetzungsinversion N 2 >N 1 möglich ist (. Abb..5). Folglich wird auch Licht, das in ein Medium im thermischen Gleichgewicht eingestrahlt wird überwiegend absorbiert. Eine Verstärkung wie in. Abb.. rechts kann ausschließlich bei einer Besetzungsinversion stattfinden. Um eine Besetzungsinversion zu erreichen, muss man dem System Energie zuführen und es aus dem thermischen Gleichgewicht bringen. Diesen Prozess bezeichnet man als Pumpen. Für die Zuführung der zum Pumpen notwendigen Energie gibt es verschiedene optische, elektrische oder chemische Anregungsmechanismen. Allerdings muss man zur Erzeugung der Besetzungsinversion energetisch einen Umweg beschreiten. Betrachtet. Abb.. Absorption (links), spontane (Mitte) und stimulierte Emission (rechts)

8 Kapitel Technische Prinzipien. Abb..5 Verteilung der Besetzungsdichten zweier Energieniveaus im thermodynamischen Gleichgewicht man ausschließlich ein 2-Niveau-System, wird man feststellen, dass bei Energiezufuhr beispielsweise durch ein Photon, für die Absorption sowie für die stimulierte Emission exakt die gleiche Wahrscheinlichkeit besteht. Damit kann man mit optischem Pumpen also in einem 2-Niveau- System keine Besetzungsinversion erreichen. Das optische Pumpen führt maximal zu einer Gleichbesetzung von oberem und unterem Energieniveau. Mit einem 3-Niveau- oder einem -Niveau-System wie in. Abb..6 lässt sich eine Besetzungsinversion erreichen. Im 3-Niveau-System wird das Grundniveau 1 als unteres Laserniveau genutzt, während das oberste Niveau 3 nur als Hilfsniveau genutzt wird. Ein schneller Zerfall des oberen Niveaus bewirkt eine Besetzung in das Niveau 2, das als oberes Laserniveau dient, aber nicht durch die Pumpstrahlung mittels stimulierter Emission wieder entleert werden kann. Ähnliches gilt für einen -Niveau-Laser, bei dem die Besetzungsinversion zwischen oberem und unterem Laserniveau noch leichter zu erreichen ist, da das untere Laserniveau grundsätzlich leer ist. Man erzeugt Laserstrahlung meist in einem optischen Resonator, in dem sich das Lasermedium befindet. Durch eine geeignete Anordnung zweier Spiegel wird die erzeugte Strahlung immer wieder durch das Gebiet, in dem Besetzungsinversion herrscht geleitet. Dabei wird die Laserstrahlung beim Hin- und Herlaufen zwischen den beiden Spiegeln durch stimulierte Emission immer weiter verstärkt, bis der Leistungszuwachs innerhalb des Systems durch die Abnahme der Besetzungsinversion und die immer stärker ansteigenden Verluste ausgeglichen wird. Einer der beiden Spiegel ist teilweise durchlässig (Auskoppelspiegel), um Strahlung aus dem Laser auskoppeln zu können. Abb..7)..2.2 Aufbau eines Excimerlasers Der Excimerlaser ist ein gepulster Gasentladungslaser. Ein Gasgemisch aus einem Edelgas (Ar, Kr, Xe), einem Halogen (Fluor, Chlor) und einem Puffergas (He, Ne) wird in einer elektrischen Entladung zur Besetzungsinversion angeregt. Dabei entstehen ionisch gebundene Komplexe aus Edelgas und Halogen, wie ArF, KrF, KrCl oder XeCl, im elektronisch angeregten Zustand. Diese Edelgas-Halogenide können nur als angeregte Moleküle existieren. Unter Abgabe von UV-Licht zerfallen diese Spezies, die im Grundzustand nicht gebunden sind. Abb..). Die damit fast automatisch gegebene Besetzungsinversion ermöglicht sehr effiziente, gepulste UV-Laser mit Wellenlängen von nm, bei Pulsdauern von wenigen Nanosekunden, Pulsenergien bis in den Joule-Bereich und mittleren Leistungen von einigen zehn Watt. Prinzipiell können Excimerlaser nur gepulst betrieben werden. Wiederholraten heutiger Excimerlaser liegen im Bereich von bis zu einigen Kilohertz, bei Pulsenergien von. Abb..6 Beispiel für ein 3-Niveau-System (links) und ein -Niveau-System (rechts)

9 .2 Excimerlaser 9. Tab..2 Die Wellenlänge eines Excimerlasers ist durch das bei der Anregung entstehende Molekül festgelegt. Abb..7 Schematischer Aufbau eines Lasers Molekül H 2 Ar 2 F 2 Xe 2 ArF KrF XeBr XeCl XeF Wellenlänge 123 bzw. 116 nm 126 nm 157 nm 172 nm 193 nm 2 nm 22 nm 30 nm 351 nm. Abb.. Energieübergang beim ArF-Excimerlaser wenigen Millijoule. Im industriellen Bereich werden Excimerlaser eingesetzt, die Pulsenergien von über 1 Joule erreichen. Entsprechend dem Lasermedium ist das Wort Excimer ist eine Zusammenziehung von»excited«(angeregt) und»dimer«. Ein Dimer besteht aus zwei gleichen Atomen oder Molekülen, allerdings werden heute vorrangig Edelgas-Halogenide als laseraktives Medium eingesetzt. Deshalb wird auch der Begriff Exciplex (für excited complex) verwendet. Die Wellenlänge eines Excimerlasers ist durch das bei der Anregung entstehende Molekül festgelegt (. Tab..2). Die entsprechenden Ausgangsstoffe (Gase) werden z. B. in Gasflaschen bereitgestellt. Das Gasgemisch in der Laserkavität, aus dem die laseraktiven Excimere bzw. Exciplexe erzeugt werden, muss regelmäßig ersetzt werden, da sich sowohl durch längere Standzeiten als auch durch den laufenden Betrieb die Eigenschaften des Gasgemisches derart verändern, dass die Pulsenergie unter einen akzeptablen Wert abfällt. Den typischen Aufbau eines Excimerlasers zeigt. Abb..9. Das Strahlprofil wird wesentlich von der Position der anregenden Elektroden mitbestimmt und ist meistens rechteckig. Da in den wenigen Nanosekunden der Anregung die Photonen im Resonator nur wenige Umläufe machen können, bildet sich kein homogenes Intensitätsprofil. Abb..9 Schematischer Aufbau eines Excimerlasers

10 90 Kapitel Technische Prinzipien. Abb..10 Typisches Strahlprofil eines Excimerlasers aus (. Abb..10). Das Strahlprofil muss deshalb für refraktivchirurgische Anwendungen nachträglich homogenisiert werden. Traditionell waren es große Excimerlaser mit hoher Pulsenergie, die für industrielle Anwendungen herangezogen wurden. Kompakte Excimerlaser, die geringere Pulsenergie, aber aufgrund einer hohen Pulsfolgefrequenz eine vergleichbare mittlere Leistung bieten, konnten sich in den letzten Jahren mit wesentlich verbesserten Verbrauchskosten, Service- und Standzeiten als Alternative etablieren [1, 2]. Fazit für die Praxis Der ArF-Excimerlaser erreicht mit seiner Wellenlänge von 193 nm und seiner kurzen Pulsdauer von wenigen Nanosekunden die beste Abtragqualität aller photoablativ arbeitenden Lasersysteme. Da es sich um einen Gaslaser handelt, ist er vergleichsweise groß und wartungsintensiv. Jahrzehntelanger Einsatz in der Materialbearbeitung und refraktiven Laserchirurgie haben ihn zu einer zuverlässigen Strahlquelle heranreifen lassen. Eine Alternative ist nicht in Sicht..2.3 Literatur 1. Basting D, Marowsky G (2005) Excimer Laser Technology. Springer, Berlin Heidelberg New York 2. Delmdahl R (2010) The excimer laser: Precision engineering. Nature Photonics : 26.3 Femtosekundenlaser D. Kook, M. Mrochen, S. Schumacher, G. Grabner.3.1 Hintergrund Erste Arbeiten über Anwendungen der Femtosekundenlasertechnologie in der Augenheilkunde stammen aus den späten 190er Jahren und beschreiben Ergebnisse der Interaktion des Femtosekundenlasers (fs-lasers) mit Netzhautgewebe im Tierversuch [1]. Die Bearbeitung menschlicher Hornhaut in vitro wird erstmals 199 berichtet [2]. Seit dem Jahr 2001 kamen klinisch einsetzbare Femtosekundenlasersysteme verschiedener Firmen auf den Markt und setzten sich besonders als Ersatz des Mikrokeratoms rasch durch, wobei bislang weltweit etwa Millionen Femtosekundenlaser-assistierte Hornhauteingriffe durchgeführt wurden. Prinzipiell sind zahlreiche Anwendungen des fs-lasers in der Ophthalmochirurgie denkbar, wobei sich viele Techniken noch in vorklinischer Prüfung befinden [3]. Dabei sind die Applikationen in zwei Bereichen möglich: In der Hornhaut und Sklera»sub-surface«: Die Wechselwirkung findet knapp unterhalb der Gewebeoberfläche (typischerweise einige 100 µm, bis in die Vorderkammer) statt und intraokular (die Therapieoptionen betreffen dabei Linse und Iris..3.2 Physikalisches Prinzip Die Erzeugung von Femtosekundenlaserpulsen (1 fs=10 15 s) unterscheidet sich im grundsätzlichen physikalischen Prinzip von der Erzeugung längerer Laserpulse (Pulsdauer im Mikro-, Nanosekunden Bereich) und kontinuierlichen Lasern (Bestrahlungsdauer im Sekunden und Minuten Bereich) []. Eine Veranschaulichung der unterschiedlichen Pulserzeugung ist in. Abb..11 dargestellt. Kontinuierliche Laser emittieren ihre Strahlung basierend auf der im Lasermedium (z. B. Argongas) herrschenden Verstärkung in Abhängigkeit der kontinuierlichen Pumpleistung für das aktive Lasermedium (7 Abschn..2). Wird die Pumpleistung für das aktive Medium erhöht, wird auch entsprechend mehr kontinuierliches Laserlicht abgegeben. Die Erzeugung von Laserpulsen im Nanosekundenbereich (1 ns=10 9 s) erfolgt in der Regel über das Prinzip der Güteschaltung (Q-switch). Hierbei wird die optische Verstärkung des aktiven Lasermediums (z. B. Neodym:YAG) künstlich durch einen optischen Schalter (Switch) im Resonator des Lasers erhöht (Reduktion der Güte des Resonators). Wird nun der optischen Schalter geöffnet, entsteht durch die sehr hohe Inversion (Verstärkung) im aktiven Medium ein»riesenimpuls«mit großer Energie die gespeicherte Pumpleistung wird mit einem Mal freigesetzt. Durch seine Ausbildung wird wiederum die Inversion des aktiven Mediums reduziert und der Laserimpuls erlischt nach sehr kurzer Zeit. Durch dieses Verfahren können je nach Lasertyp kurze Laserpulse im Zeitbereich von einigen Nanosekunden und Pulsenergien von einigen Millijoule bis Joule entstehen. Für die Erzeugung ultrakurzer Femtosekundenpulse wird das Verfahren der»modenkopplung«genutzt. Hierbei werden alle axialen Lasermoden (Lichtwellen unterschied-

11 .3 Femtosekundenlaser 91 a b c. Abb..11a c Vergleich der Erzeugung von unterschiedlichen wird ein Riesenimpuls (Wasserstrahl mit hohem Druck) ausgesendet Laserpulsen als hydrostatisches Modell. a Kontinuierliche Laserstrahlung, es wird durch kontinuierliches Pumpen (Wasserzulauf ) eine Laserstrahl zu verstärken oder der optischen Güteschalter wieder bis die Verstärkung des aktiven Mediums nicht mehr ausreicht den Verstärkung im aktiven Medium erzeugt (Wasserstand im Becken). geschlossen wird. c Modengekoppelte Laserpulse sind vergleichbar Die erzeugte Laserstrahlung wird kontinuierlich über einen Auskoppelspiegel (hier als Auslass dargestellt) aus dem Laserresonator ckenrändern (Resonator) hin- und her läuft. Trifft der Laserpuls auf mit einer Wasserwelle, welche in einem Becken zwischen den Be- entnommen. Die ausgekoppelte Lichtleistung und die daraus entstehende Reduktion der Verstärkung des aktiven Mediums wer- ausgekoppelt. Der Energieverlust wird durch optisches Pumpen den Auskoppelspiegel des Resonators, wird ein Teil des Laserpulses den durch das kontinuierliche Pumpen wieder ausgeglichen. b Bei (Wasserzulauf ) wieder kompensiert. Es werden ultrakurze Laserpulse mit definiertem Zeitabstand (Resonatorumlaufzeit) ausgesen- einem gütegeschalteten Laser wird die Auskopplung der Strahlung solange unterbrochen (Korken im hydrostatischen Modell) bis sich det. Die Pulsenergie von einigen Nanojoule ist in der Regel sehr gering und muss für ophthalmologische Anwendungen oft verstärkt eine deutlich höhere Verstärkung im aktiven Medium ausgebildet hat (Wasserstand im Becken). Jetzt wird der optische Resonator werden durch den Güteschalter freigegeben (Entfernen des Korken) und es licher Frequenz, die sich im Laserresonator ausbilden können) so moduliert, dass sie in fester Phasenbeziehung im Resonator oszillieren. Dabei kommt es zu konstruktiven und destruktiven Interferenzerscheinungen der einzelnen Lasermoden (. Abb..12). Durch eine geeignete Überlagerung dieser Lasermoden entstehen kurzen Intensitätsspitzen umgeben von Bereichen der vollständigen Auslöschung der elektrischen Feldamplitude der Lichtwellen, die im Resonator umlaufen und ausgekoppelt werden (. Abb..11). Dabei ist die Kürze der Intensitätsspitzen (Laserpulse) abhängig von der Anzahl der gekoppelten Moden, je mehr Moden gekoppelt werden desto kürzer der Puls. Theoretisch können in einem Laserresonator unendlich viele Moden gekoppelt werden, in der Praxis ist die Anzahl der Lasermoden jedoch durch die endliche spektrale Bandbreite des lichtverstärkenden Laserkristalls begrenzt. Je größer die spektrale Bandbreite des aktiven Lasermediums, desto kürzere Intensitätsmaxima (Laserpulse) lassen sich realisieren. Mit einigen Laserkristallen (z. B. Titan:Saphir) werden Laserpulsdauern von nur einigen wenigen Femtosekunden erreicht. Geeignete breitbandige Laserkristalle, die in ophthalmologischen Femtosekunden-Lasersystemen verwendet werden, sind Kristalle aus Ytterbium:Wolframat (Yb:KGW), Nd:YLF oder Nd:Glas-Verbindungen (emittierte Wellenlängen: nm). Die Kristalle dieser Lasersysteme haben eine Bandbreite von einigen Nanometern (ca. 10 nm), die Laserpulsdauern von einigen 100 Femtosekunden (10 13 s) ermöglichen. Der Wellenlängenbereich von nm eignet sich nun besonders für die Hornhautchirurgie, da in diesem spektralen Bereich praktisch keine Absorption oder Lichtstreuung in ihr stattfindet. Diese aktiven Lasermedien lassen sich auch oft über kosteneffiziente und leistungsstarke Laserdioden optisch pumpen.. Abb..13 zeigt dabei schematisch einen typischen Aufbau eines Femtosekundenlasers. Es werden meist zwei Pumpquellen benötigt, eine für den Laseroszillator, der die Femtosekundenpulse erzeugt und eine weitere für die Verstärkerstufen des Lasers, in denen die Laserpulse mehr Energie gewinnen. Ein optischer Schalter wählt die für die Behandlung benötigten Pulse aus, die über eine computergesteuerte Scaneinheit im vorderen Augenabschnitt fokussiert eingebracht werden. Hinter dem schematischen Aufbau verbirgt sich eine sehr hohe Komplexität der einzelnen Komponenten des fs-lasers, um die im klinischen Einsatz benötigten hohen Anforderungen an Strahlqualität und Fokussierbarkeit zu garantieren. Daher fordern einige Hersteller der Lasersysteme konstante und stabile Umgebungsbedingungen (Temperatur und Luftfeuchtigkeit) mit geringer Toleranzbreite, da sonst eine Dejustierung des optischen Systems auftreten kann, die zu Intensitätsschwankungen des Lasers oder optischen Aberrationen führt und so die Laser-Gewebe Interaktion negativ beeinflusst..3.3 Photodisruption Ultrakurze Laserpulse unterscheiden sich in ihrer Wechselwirkung mit Materie wesentlich von Pulsen mit längerer Dauer. Während die Wechselwirkung letzterer auf Grund linearer Absorption (Lambert-Beer-Gesetz) an der Ober-

12 92 Kapitel Technische Prinzipien 9. Abb..12 Prinzip der Modenkopplung. Drei stehende Wellen (rot) mit unterschiedlicher Frequenz werden überlagert (blau). Es bildet sich ein Intereferenzbild mit neuen Minima und Maxima aus. Werden mehrere tausend (n) Wellen gekoppelt, verbleibt ein deutliches Maxima umgeben von einer Auslöschung der Wellenamplitude (grün) fläche der Materie stattfindet, basiert die sog. Photodisruption, der Effekt von ultrakurzen Laserpulsen, auf nicht-linearer Absorption; d. h. das Absorptionsverhalten der ultrakurzen Pulse hängt von der vorliegenden Intensität (Leistung pro Fläche [W/cm 2 ]) ab. So kann dieser transparentes Gewebe durchdringen und nur an jenem Punkt ein Absorptionsprozess stattfinden, an dem der Lichtpuls durch Optiken gebündelt (fokussiert) wird und die Intensität eine gewebespezifische Schwelle übersteigt [5]. Wird diese Schwelle von etwa W/cm 2 überschritten, dann tritt der sog.»laser induced optical breakdown«(liob) auf [6]. Er ist der auslösende Wirkmechanismus bei der Anwendung ultrakurzgepulster fs-laser in der Hornhautchirurgie. Durch die hohe Photonendichte im Fokus treten zwei nicht-lineare Absorptionsmechanismen, die sog. Multiphotonen- und Kaskadeninonisation auf. Sie erzeugen ein Plasma bestehend aus freien Elektronen und Ionen, welches auf das Fokusvolumen beschränkt ist. Durch die schlagartige Aufheizung des Plasmas und der anschließenden Rekombination der Ionen und Elektronen (Abkühlung) im Gewebe kommt es zur Abstrahlung einer Schockwelle von mehreren 10 MPa aus dem Fokusvolumen, die jedoch schnell an Energie verliert [6]. Durch die kurze Lebensdauer des Plasmas (einige Pikosekunden (1 ps=10 12 s) wird keine thermische Energie an das umliegende Gewebe abgegeben. Zusätzlich zum Abstrahlen der Schockwelle führen die auftreten mechanischen Kräfte beim LIOB zur Bildung einer Kavitationsblase am Ort des Fokusvolumens. Sie schwingt auf und kollabiert anschließend dabei können auch mehrere Schwingungszyklen auftreten. Ihre Größe skaliert dabei mit der Energie des Laserpulses und ist deutlich größer als das Fokusvolumen selbst. Je mehr Energie im Gewebe deponiert wird, desto größer die entstehende Kavitationsblase und desto stärker ihr gewebezerreißender Effekt. Nachdem die Kavitationsblase endgültig kollabiert ist, verbleibt im Fokusvolumen eine kleine Gasblase, die mit der Zeit in Lösung übergeht [7]. Die Schnittwirkung durch die fs-laserpulse wird erreicht indem (computergesteuert) einzelne Laserschüsse nebeneinander platziert werden und somit ein kontinuierlicher Schnitt im Gewebe entsteht. Größtmögliche Präzision wird bei minimalem Volumen der Kavitationsblase erreicht. Da sie mit der Energie [Joule] skaliert und das Auslösen des LIOB von der Intensität (W/cm 2 ) abhängt, steigt die Präzision durch kürzere Pulse und durch das Erreichen eines kleineren Fokusvolumens (stärkere Fokussierung). Wenn sich andererseits das pro Laserschuss geschnittene Gewebe verringert, wird eine höhere Pulszahl benötigt, um die gleichen Schnittgröße zu erzielen. Ohne Steigerung der Repetitionsrate des Lasersystems würde dies zu einem An-

13 .3 Femtosekundenlaser 93. Abb..13 Schematischer Aufbau eines ophthalmologischen fs-lasersystems. Ein meist diodengepumpter Laseroszillator erzeugt vergleichsweise energiearme fs-laserpulse, die in einem Verstärkermodul an Energie gewinnen. Auch dieses wird optisch gepumpt. Ein optisches Schaltmodul wählt die für die ophthalmologische Anwendung benötigten Laserpulse aus und appliziert diese über einen computergesteuerten Laserscanner ins Zielgebiet des Auges stieg der Behandlungsdauer führen. Die Schnittqualität ist zudem abhängig vom räumlichen Abstand der Laserpulse in Abhängigkeit ihrer Energie. Wird der Abstand zu klein gewählt, führt dies zu einer starken Gasentwicklung, ist er zu groß, verbleiben Gewebebrücken und die Schnittqualität sinkt []. Ein weiterer nicht zu vernachlässigender Effekt des LIOB ist es, dass nicht die gesamte Laserpulsenergie absorbiert, sondern ein signifikanter Anteil durch das Fokusvolumen hindurch propagiert wird. Im Falle der Hornhautchirurgie dringt es somit weiter ins Auge und trifft auf die Netzhaut. Der Anteil des durch das Fokusvolumen transmittierten Lichts hängt dabei von der numerischen Apertur NA (Stärke der Fokussierung) ab und kann bei einer typischen NA von 0,3, die in der Ophthalmologie verwendet wird, bis zu 30% betragen. Da der Strahl stark divergent die Netzhaut erreicht, ist seine Intensität dort jedoch so gering, dass kein LIOB ausgelöst werden kann, jedoch absorbieren die pigmentierte Iris, das retinale Pigmentepithel (RPE) und die Aderhaut die Laserpulsenergie fast vollständig [9]. Ein einzelner Puls führt dabei keineswegs zu einer für das Auge gefährlichen Temperaturerhöhung, jedoch werden bei einer Operation mehrere Millionen Pulse innerhalb einer kurzen Zeitspanne appliziert, wodurch ihr Temperaturanstieg kumuliert. Man kann dies als eine kontinuierliche Bestrahlung der Netzhaut ansehen.! Cave Die mittlere Leistung der Laserpulse darf nicht zu hoch sein, da sonst thermische Schäden im Bereich der Netzhaut auftreten könnten..3. Femtosekundenlasersysteme Derzeit existieren 5 kommerzielle Femtosekundenlaser- Systeme für die Augenheilkunde, die sich in zahlreichen Parametern voneinander unterscheiden (. Tab..3). Ein wesentlicher Aspekt, der das Lasersystem von Ziemer (Femto LDV) von den vier anderen unterscheidet, ist der Verzicht auf eine Verstärkerstufe im Lasersystem. Dadurch besitzen die Laserpulse eine deutlich geringere Pulsenergie im Vergleich zu den anderen fs-lasern. Dies wird durch eine viel höhere Repetitionsrate ausgeglichen. Durch das Fehlen aufwändiger Verstärkerstufen ist der LDV-Laser im Vergleich zu den anderen Geräten kleiner, mobil und gegenüber Umgebungseinflüssen robuster. Aufgrund seiner speziellen Scantechnik ist der Anwendungsbereich derzeit aber noch etwas eingeschränkt..3.5 Interfaces Die mechanische Ankoppelung der Systeme an den Bulbus des Patienten unterscheidet sich hinsichtlich der Applanation: planare»patienten-interfaces«(pi) stehen»docking«-systemen gegenüber, die versuchen durch eine konkave Kontaktfläche die Hornhaut möglichst gering zu verformen und damit eine Kompression des Gewebes mit Verformungen und einen Anstieg des intraokularen Druckes während des Schnittes möglichst gering zu halten. Untersuchungen der Universitätsaugenklinik Salzburg an humanen Spenderbulbi konnten mittels intravitrealer Augeninnendruckmessung (IOD) während des

14 9 Kapitel Technische Prinzipien. Tab..3 Überblick über die derzeit verfügbaren fs-lasersysteme. Derzeit ist der Ultraflap Prototyp noch nicht kommerziell erhältlich Lasersystem IntraLase ifs (AMO) Femto LDV (Ziemer) FemTec (Technolas Perfect Vision GmbH) VisuMax (Carl Zeiss Meditec) UltraFlap Prototype (Wavelight) Lasertyp Verstärker Dioden-gepumpter Ytterbium-Oszillator Verstärker Verstärker Ytterbium-Oszillator- Verstärker Wellenlänge in nm Pulsdauer in fs Pulsenergie in µj 0,2 0, <0,1,6 0,05 0,3 0,6 0,7 Spotgröße in µm <1, < Applanation Planar Planar Sphärisch Sphärisch (S, M, L Glas) Planar modifiziert Laser-Engine in khz 150 >5 MHz Visualisierung Schnittmuster Visuell und virtuell Raster und Spirale Visuell bei Applanation; virtuell bei Schnitt Visuell Visuell Visuell und virtuell Zirkulär und Mäander Spirale Spirale Raster Mobilität Nein Ja Nein Nein Nein Verfügbare Verfahren Flap, LKP, PKP, AK, ICR, Pocket Flap, LKP, ICR, Pocket Flap, LKP, PKP, AK, ICR, IntraCOR Flap, FLEx, SMILE, LKP, PKP Flap, PKP, ICR Applanationsvorgangs deutliche Unterschiede des IOD in Abhängigkeit des applanierenden Lasersystems zeigen.. Abb..1 zeigt die Ergebnisse dieser Druckmessungen für drei verschiedene Femtosekundenlasersysteme. Ob diese experimentell gemessenen Unterschiede für die Klinik relevant sind, ist noch nicht gezeigt worden: bislang sind bereits mehrere Millionen Anwendungen mit dem. Abb..1 Daten zur experimentellen Intraokulardruckmessung während der Applanation. IOP Intraokulardruck.»Low green«und»high green«beziehen sich auf Kontrollleuchten während der Applanation auf dem Markt am längsten vorhandenen fs-lasersystem (IntraLase) ohne Berichte über IOD-assoziierte Probleme erfolgt..3.6 Applikationsmöglichkeiten des Femtosekundenlasers LASIK Die LASIK stellt die weltweit mit großem Abstand häufigste Anwendung des Femtosekundenlasers in der refraktiven Chirurgie dar. Einen Überblick über die technischen Unterschiede der einzelnen Lasersysteme beim Schnitt des Lentikels (»flaps«) im Rahmen der Femto-LASIK zeigt Tabelle 2. Im Gegensatz zu den bei der mikrokeratomgeführten LASIK eingesetzten mechanischen, oszillierenden Messern bietet der Femtosekundenlaser mehrere entscheidende Vorteile: Zum einen ist der Lentikeldurchmesser frei wählbar. Dadurch ist es möglich, durch Wahl eines kleinen Durchmessers periphere korneale Vaskularisationen nicht zu eröffnen oder auch größere Lentikeldurchmesser für große optische Abtragszonen zu programmieren. Auch elliptische Lentikel, deren»hinge«(scharnier) somit weiter außerhalb der Behandlungszone liegen, können so den individuellen Erfordernissen angepasst werden.

15 .3 Femtosekundenlaser 95. Tab.. Vergleich der fs-lasersysteme beim Einsatz für die LASIK. Derzeit ist der Ultraflap-Prototyp noch nicht kommerziell erhältlich Lasersystem IntraLase ifs (AMO) Femto LDV (Ziemer) FemTec (Technolas Perfect Vision GmbH) VisuMax (Carl Zeiss Meditec) UltraFlap Prototype (Wavelight) Winkel-Side-cut Lentikeldurchmesser in mm 3 9,5,5 10 Variabel 7 9, Ovaler Lentikel Ja Nein Nein Nein Nein Lentikeldicke (Distanzfolien) Hinge-Breite K-Wert-abhängig Beliebig Beliebig Beliebig Hinge-Lokalisation Nasal, superior, temporal Beliebig temporal Nasal, superior, temporal Beliebig Beliebig Behandlungszeit für 9 mm Lentikel in Sekunden 20 < Die höhere Präzision der Schnitttiefe ermöglicht darüber hinaus auch das Schneiden sehr dünner Lentikel im Bereich von μm als sog.»sub-bowman-keratomileusis«(sbk) mit einer hohen Reproduzierbarkeit [10]. Dadurch bleibt einerseits mehr Reststroma erhalten, was die postoperative Stabilität der Hornhaut steigert, andererseits werden etwas höhere Korrekturen ermöglicht. Da auch weniger korneale Nervenfasern durchtrennt werden, sollte die häufige postoperative Sicca-Symptomatik verbessert werden. Ein weiterer Vorteil ist die (fast) freie Auswahl der Inklination des»side-cut«(der Lentikelkante). Mechanische Mikrokeratome generieren einen solchen von etwa 25 30, der oft für mehrere Stunden nach dem Eingriff etwas klaffen kann. Histologische Studien konnten zeigen, dass in einem Drittel bis zur Hälfte der Fälle in diese Schnitte Epithel einwächst und damit eine Wunde generiert, die sich wieder leicht öffnen lässt [11, 12]. Sog.»invertierte«side-cuts haben wie im Tierversuch gezeigt eine bessere biomechanische Stabilität [13], benötigen jedoch geringfügig mehr Zeit (im Bereich von Sekunden beim ilase, AMO, Irvine, CA). Gegenwärtig lassen sich mit den anderen Lasersystemen keine invertierten Seitschnitte applizieren (. Tab..). Ein entscheidendes Argument für den fs-laser ist die erhöhte Sicherheit des Schnittes. In einer eignen retrospektiven Analyse lentikelbedingter Komplikationen bei der Femto-LASIK konnten wir keine durch den fs-laser verursachten signifikanten Schnittkom- plikationen finden, wobei auch bei Patienten mit präoperativ relativ steilen oder flachen Hornhäuten oder solchen mit tief liegenden Augen ein präziser Schnitt ohne Komplikationen entstand [1]. Diese Daten stehen in Einklang mit den bislang in der Literatur publizierten Ergebnissen. Eine vergleichende Untersuchung hinsichtlich der Schnittarchitektur eines mechanischen Lentikelschnittes mit einem Femto-Schnitt mittels optischer Kohärenztomographie konnte eine gleichmäßigere und präzisere Schnittarchitektur des Femto- Schnittes zeigen [10]. Dass sich dieser morphologische Unterschied in der Schnittarchitektur auch in einem funktionell besseren Ergebnis betreffend der optischen Qualität abbildet, konnte allerdings bislang noch nicht nachgewiesen werden. Femtosecond lenticule extraction/small incision femtosecond lenticule extraction Das»FLEx«-Verfahren (»femtosecond lenticule extraction«) ist eine Weiterentwicklung der LASIK, bei dem auf einen Excimerlaser zum Gewebeabtrag nach dem Flapschnitt verzichtet wird. Die gesamte refraktive Prozedur, im Prinzip vier Schnitte, wird mit dem fs-laser durchgeführt. Mit den ersten drei Schnitten werden Rückfläche des im Stroma liegenden refraktiven Lentikels, seitliche Lentikelbegrenzung und seine Vorderfläche generiert. Der letzte Schnitt erfolgt zentripetal mit anschließendem seitlichem Schnitt zur Bildung eines»flaps«, der die Lentikelentfernung erlaubt. Nach Anheben dieses Flaps kann der refraktive Lentikel nun mit einer Pinzette entfernt werden.

16 96 Kapitel Technische Prinzipien Eine Excimerlaserabtragung ist bei dieser Operation daher nicht mehr erforderlich. Das Verfahren eignet sich bislang für Myopien oder myope Astigmatismen wenngleich auch jüngst Daten zu hyperopen Behandlungen vorgestellt wurden. Erste publizierte Ergebnisse für mittelgradig myope Behandlungen zeigen vielversprechende funktionelle Ergebnisse mit einer Vorhersagbarkeit von 9% innerhalb +/ 1 dpt [15]. Das»SMILE«-Verfahren ist eine Weiterentwicklung der FLEx-Technik: Es wird auf den Flap ganz verzichtet und der intrastromale refraktive Lentikel durch eine kleine Inzision entfernt. Im Vergleich zum FLEx-Verfahren zeichnet sich»smile«durch eine (noch) komplexere Operationstechnik aus. a c e f. Abb..15a f Darstellung verschiedener Schnittprofile im Rahmen der fs-laser-keratoplastik. a»top-hat«; b»straight«; c»mushroom«; d»dovetail«; e»zig-zag«; f»christmas tree«b d Keratoplastik Im Gegensatz zu den mechanischen Trepansystemen ermöglicht die fs-lasertechnologie Schnittprofile in allen drei Dimensionen, sodass durch Kombination horizontaler, vertikaler und diagonaler Schnitte verschiedene Keratoplastik-Konfigurationen sowohl bei Spender als auch beim Empfänger erzielt werden können (. Abb..15). Eine eigene histologische Aufarbeitung konnte die präzise Schnittarchitektur darstellen [16]. Durch die Wahl solcher Stufenprofile soll ein besserer Wundverschluss bei der perforierenden Keratoplastik mit weniger Nahtspannung (und auch weniger Nähten) möglich werden. Durch ein Stufenprofil entsteht eine deutlich größere Wundfläche mit stabilerer, schnellerer Wundheilung, früher möglichen Fadenentfernung, was auf eine (noch unbestätigte) schnellere visuelle Rehabilitation hoffen lässt. Erste Studien bestätigen diese theoretischen Überlegungen. Die in Deutschland gebräuchlichsten Profile sind die sog.»top-hat«- und»mushroom«-profile. Das»Tophat«-Profil wird überwiegend bei Erkrankungen des Endothels wie z. B. bei der Fuchs-Endothel-Dystrophie eingesetzt, da hier der innere Durchmesser des Transplantats größer ist als der äußere. Bei stromalen Erkrankungen wie dem Keratokonus wird meist das»mushroom«-profil eingesetzt um möglichst gesundes Endothel zu erhalten. Schlüssige Ergebnisse größerer Serien mit ausreichend langer Nachbeobachtung sind in Kürze zu erwarten. Neben den penetrierenden sind mit dem fs-laser auch lamelläre Keratoplastiken möglich, da die horizontale Schnitttiefe frei wählbar ist. Laut Angabe der Firma kann mit dem Ziemer LDV bis 50 µm an das Hornhautendothel heran geschnitten werden, ohne dass Endothelzellen geschädigt werden. Auch im Rahmen der»descemet stripping automatic endothelial keratoplasty«(dsaek) wurde er bereits eingesetzt mit allerdings bislang enttäuschenden Ergebnissen [17]. Bei allen Vorteilen der fs-laser-keratoplatik bestehen Einschränkungen: Sie kann nur bei überwiegend klaren Hornhäuten verwendet werden, da signifikante Trübungen den Laserstrahl blockieren. Die dann inkomplette Trepanation muss mit manuellem Nachschneiden komplettiert werden, was zu weniger präzisen Schnitträndern führt. Die Lasertrepanation des Empfängers dauert derzeit erheblich länger als mit einem mechanischen Keratom, was in Zukunft keine Bedeutung mehr haben könnte, da sich die Laserpulsfrequenzen aller Femtosekundenlasersysteme stetig erhöhen. Astigmatische Keratotomie Die astigmatische Keratotomie (AK) wird zur Korrektur hoher Astigmatismen orthogonal auf dem steilen Hornhautmeridian durchgeführt. Dadurch wird er abgeflacht, und der flachere, 90 entfernte Meridian durch»coupling«aufgesteilt. Die Schnitte konnten bislang entweder rein manuell (Diamantmesser mit kalibrierter Tiefeneinstellung) oder mechanisch unterstützt (z. B. Hannah-Trepan) durchgeführt werden. Seit Einführung des fs-lasers ist es nun auch möglich, durch entsprechende Programmierung der Lasersoftware exakt Schnittposition, -tiefe, -breite und -winkel der Keratotomien festzulegen. Bislang ist diese Software nur beim IntraLase- und beim FemTec-Lasersystem verfügbar. Eigene Daten zur fs-laser-assistierten AK zeigen eine hohe Sicherheit und trotz eingeschränkter Vorhersagbarkeit und Stabilität relativ gute funktionelle Ergebnisse (Kook et al. 2010). Laserspezifische Nomogramme sind derzeit noch nicht erarbeitet und Gegenstand laufender Studien. Intrakorneale Ringsegmente (ICRS) Eine Alternative zur Keratoplastik bei Augen mit noch nicht zu weit fortgeschrittenem Keratokonus, Keratotorus oder iatrogener Keratektasie und bestehender Kontaktlinsenintoleranz ist die Implantation von ICRS. Mit dem Einsatz des fs-lasers zur Präparation des intrastromalen Tunnels kann eine bis dato noch nicht gekannte Passgenauigkeit sowohl der Breite als auch der Höhe des Tunnels bei sehr simpler Operationstechnik erzielt werden. Dies ist

17 .3 Femtosekundenlaser 97 mit Geräten verschiedener Firmen bereits realisiert. Eine präzise präoperative Pachymetrie ist unerlässlich. Beide Verfahren (mechanische und fs-laser-assistierte Implantation von ICRS) zeigen vergleichbar gute funktionelle Ergebnisse hinsichtlich Visus und Refraktion. Komplikationen wie Explantation, Reposition, Hornhauteinschmelzung, Extrusion, Vaskularisation oder Infektion waren statistisch nicht signifikant unterschiedlich [1]. Möglicherweise spielt bei der Zentrierung der Tunnel die Art der Applanation (planar oder sphärisch) eine Rolle: Mit ersterem System (IntraLase) wurde eine häufigere Dezentrierung der Tunnelschnitte bei Augen mit Keratokonus beobachtet [19]. Intrastromale Presbyopiekorrektur (intracor) Für presbyope Patienten mit geringer Hyperopie existiert das intracor-verfahren (mit seit April 2009 bestehender CE-Zulassung) für den Technolas-fs-Laser. Hierbei handelt es sich um einen uni- (am nicht-dominanten Auge) oder bilateralen, rein intrastromalen Eingriff ohne Einschnitt des Hornhautepithels. Es werden mehrere zylindrische konzentrische Ringschnitte in das Hornhautstroma appliziert, welche in Folge zu einer Änderung der Hornhautkurvatur (welche derzeit jedoch topographisch noch nicht nachgewiesen wurde) und zu einer Änderung der Brechkraft führen. Erste positive Ergebnisse einer in Deutschland gestarteten Multicenterstudie zeigen einen Anstieg des unkorrigierten Nahvisus in einem Zeitraum von 6 Monaten postoperativ. Über schwere Nebenwirkungen oder unerwünschte Effekte wurden bislang bei diesem Verfahren nicht berichtet [20]. Fs-Laser-assistierte Kapsulorhexis Eine jüngst publizierte Arbeit beschreibt erste Ergebnisse der intraokularen Anwendung des fs-lasers zur Generierung einer laserassistierten Kapsulorhexis an einer kleinen Serie menschlicher Augen, womit die prinzipielle Anwendbarkeit für diesen im Verlauf der Kataraktchirurgie wichtigen Schritt demonstriert wird der geplante Rhexisdurchmesser entsprach dem erzielten. Eine zusätzliche manuelle Manipulation war nicht mehr notwendig [21]. Zu den Parametern des für diese Studie verwendeten Lasers (LenSx 550 Lasers Inc., Aliso Viejo, CA, USA), der im September 2009 seine FDA-Zulassung in den USA erhielt, lagen zum Zeitpunkt der Erstellung dieses Kapitels noch keine detaillierten Angaben zur Verfügung. Fs-Laser-assistierte Phakofragmentation Die gleiche Arbeitsgruppe beschreibt erste Ergebnisse zur Fs-Laser-assistierten Phakofragmentation (vor einer im Anschluss durchgeführten Phakoemulsifikation) in einer kleinen Fallserie, wobei eine deutliche Reduktion der Phakoenergie und eine Halbierung der effektiven Phakozeit erreicht werden konnte [21]. Die Entfernung der Linse und die nachfolgende Implantation der Intraokularlinse konnte in den beschriebenen Fällen problemlos durchgeführt werden. Während des Nachbeobachtungszeitraumes konnten keine nachteiligen Effekte dieser fs-lasertechnik beobachtet werden. Fazit für die Praxis Der Femtosekundenlaser hat seine Position in der refraktiven Chirurgie etabliert und dürfte aufgrund rasanter Software- und Hardwareentwicklungen und stetig wachsender Applikationsmöglichkeiten im Bereich der Hornhaut und vielleicht bald auch der Linsenchirurgie in zunehmenden Maß Einzug in den Operationen auch des allgemeinen Ophthalmochirurgen finden..3.7 Literatur 1. Birngruber R, Puliafito CA, Gawande A, Lin WZ, Schoenlein RW, Fujimoto JG (197) Femtosecond Laser Tissue Interactions Retinal Injury Studies. IEEE J Quantum Electron 23(10): Kautek W, Mitterer S, Krüger J, Husinsky W, Grabner G (199) Femtosecond-Pulse Laser Ablation of Human Corneas. Appl Phys A 5: Chung SH, Mazur E (2009) Surgical applications of femtosecond lasers. J Biophotonics 2(10): Siegman AE (196) Lasers. University Science Books, Stanford University 5. Niemz M (200) Laser tissue interactions: Fundamentals and Applications, 3rd ed. Springer, Berlin Heidelberg New York 6. 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18 9 Kapitel Technische Prinzipien 13. Knorz MC, Vossmerbaeumer U (200) Comparison of flap adhesion strength using the Amadeus microkeratome and the IntraLase ifs femtosecond laser in rabbits. J Refract Surg 2(9):75 1. Kohnen T, Klaproth OK, Derhartunian V, Kook D (2010) Results of 30 consecutive femtosecond laser cuts for LASIK. Ophthalmologe 107(5): Blum M, Kunert K, Schroder M, Sekundo W (2010) Femtosecond lenticule extraction for the correction of myopia: preliminary 6- month results. Graefe s archive for clinical and experimental ophthalmology = Albrecht von Graefes Archiv fur klinische und experimentelle Ophthalmologie 2(7): Kook D, Derhartunian V, Bug R, Kohnen T (2009) Top-hat shaped corneal trephination for penetrating keratoplasty using the femtosecond laser: a histomorphological study. Cornea 2(7): Cheng YY, Schouten JS, Tahzib NG, Wijdh RJ, Pels E, van Cleynenbreugel H, et al. (2009) Efficacy and safety of femtosecond laserassisted corneal endothelial keratoplasty: a randomized multicenter clinical trial. Transplantation (11): Pinero DP, Alio JL, El Kady B, Coskunseven E, Morbelli H, Uceda- Montanes A, et al. (2009) Refractive and aberrometric outcomes of intracorneal ring segments for keratoconus: mechanical versus femtosecond-assisted procedures. Ophthalmology 116(9): Ertan A, Karacal H (200) Factors influencing flap and INTACS decentration after femtosecond laser application in normal and keratoconic eyes. J Refract Surg 2(): Holzer MP, Mannsfeld A, Ehmer A, Auffarth GU (2009) Early outcomes of INTRACOR femtosecond laser treatment for presbyopia. J Refract Surg 25(10): Nagy Z, Takacs A, Filkorn T, Sarayba M (2009) Initial clinical evaluation of an intraocular femtosecond laser in cataract surgery. J Refract Surg 25(12): Ablationsprofile M. Mrochen, T. Koller, T. Seiler..1 Technisches Prinzip Die Vorhersagbarkeit und Qualität der Ergebnisse nach kornealer refraktiver Laserchirurgie werden von einer Reihe von Faktoren bestimmt, unter denen die Berechnung und Wahl des Ablationsprofils einen zentralen Stellenwert einnimmt. Das in den letzten Jahren stetig wachsende Verständnis um die physiologisch-optischen Eigenschaften des Auges hat zur Entwicklung verschiedener Strategien bei der Berechnung von Ablationsprofilen geführt. In dieser Übersichtsarbeit werden die gängigen und gegenwärtig gebräuchlichen Ablationsprofile mit ihren jeweiligen Vorund Nachteilen erläutert. Außerdem wird ein Ausblick auf zukünftige Methoden zur Berechnung des optimalen Ablationsprofils gegeben. Neben den physiologisch-optischen Parametern, wie der Refraktion und den optischen Elementen des Auges, der Hornhaut und Linse, hängen die Ergebnisse auch von einer Reihe technischer Faktoren ab, wie der Berechnung von Ablationsprofilen, der Berechnung der Laserpositionen, der Messung und Zentrierung der Behandlung sowie der Effizienz der Eye-tracking-Systeme. Für die Berechnung des Ablationsprofils sind eine Reihe verschiedener Ansätze entwickelt worden, die alle zum Ziel haben, optische Fehler des Auges effizient zu behandeln und dabei die Qualität des Sehens zu erhalten oder diese sogar zu verbessern. Heute unterscheidet man die auf der Hornhautform basierenden Ablationsprofilen von solchen, die die gesamte Optik des Auges berücksichtigen. Allen Ablationsprofilen gemein ist die Verwendung theoretischer Augenmodelle mit unterschiedlichen Annahmen und Messdaten. Ablationsprofile unterliegen ständiger Weiterentwicklung mit einem zunehmenden Individualisierungsgrad bezüglich des jeweiligen Patientenauges und dem Ziel einer größeren Vorhersagbarkeit bei bestmöglicher optischer Qualität des postoperativen Auges...2 Munnerlyn-Profil Das auf der»munnerlyn-formel«basierende lentikelförmige Ablationsprofil stellt das erste und älteste Ablationsprofil in der refraktiven Laserchirurgie dar, das 19 vorgeschlagen und bald bei der photorefraktiven Keratektomie (PRK) und auch der»laser in situ keratomileusis«(lasik) eingesetzt wurde [1]. Hierbei wird alleinig die subjektive Refraktion des Patienten zugrunde gelegt. Es handelt sich um ein seit Jahren etabliertes Ablationsprofil, das für sphäro-zylindrische Korrekturen einfach zu berechnen ist, jedoch die asphärische Form der Hornhaut nicht berücksichtigt und aufgrund der Natur der Näherung nur für den paraxialen Raum (Lichtbrechung bei kleinen Winkeln), also für kleine optische Zonen, geeignet ist. Die Munnerlyn-Formel basiert auf der Annahme, dass sich der Krümmungsradius einer sphärischen Hornhaut entsprechend der angestrebten Refraktionskorrektur D und einer definierten optischen Zone (Radius r 0 ) ändert (. Abb..16). Die zentrale Abtragstiefe a 0 lässt sich somit über berechnen. Hierbei steht n=1,337 für den Brechungsindex des Tränenfilms der ersten brechenden Fläche der Hornhaut. Die Abtragsform, die sich durch die Munnerlyn-Formel ergibt, folgt einem parabolischen Verlauf. Bei der Myopiekorrektur nimmt somit die Abtragstiefe vom Zentrum a(r) = a 0 zum Rand des Ablationsprofils a(r 0 ) = 0 mit dem Quadrat des Radius r 2 ab.

19 . Ablationsprofile 99. Abb..16 Das Munnerlyn-Ablationsprofil ergibt sich aus der Differenz der Hornhautkrümmungen vor (R pre ) und nach (R post ) der fe a 0. Die typische asphärische Form der menschlichen Hornhaut oblischen Gewebeabtrag mit einer definierten zentralen Abtragstie- Operation für eine definierte optische Zone (Durchmesser = 2*r 0 ). wird nicht berücksichtigt. Das Beispiel zeigt das Abtragsprofil für Dieses Ablationsprofil erzeugt bei Myopiekorrekturen einen parap- eine 2,0 dpt Myopiekorrektur bei einer optischen Zone von 7,0 mm Vorteile des Munnerlyn-Profils Einfache Berechnung Direkter Vergleich mit sphärischer Korrektur (Defokus) aus Wellenfront möglich Geringe zentrale Abtragstiefe Etablierte Nomogramme Nachteile des Munnerlyn-Profils Kleine residuelle optische Zonen Keine Berücksichtigung von optischen Aberrationen höherer Ordnung Keine Berücksichtigung der kornealen Asphärizität Einsatz auf Myopie- und Hyperopiekorrekturen sowie regulären Astigmatismus beschränkt Indikationen Das Munnerlyn-Profil lässt sich sowohl für Myopien, Hyperopien als auch für myopen und hyperopen Astigmatismus berechnen. In der Regel werden bei solchen Ablationsprofilen die sphärischen Anteile und astigmatischen Anteile in zwei Schritten auf die Hornhaut appliziert. Die Annahmen beim Ablationsprofil beziehen sich auf kleine optische Zonen, weshalb es bei der Anwendung von Ablationszonen von 5,0 mm oder mehr im Durchmesser zu signifikanten sphärischen Aberrationen kommt. Präoperative Untersuchungen und Messungen Die Berechnung der Munnerlyn-Formel beinhaltet lediglich die Refraktion des Patienten. Unter Berücksichtigung des Hornhautscheitelabstands d lässt sich die subjektive Refraktion von der Brillenebene REF S in die Hornhautebene REF C umrechnen. REF S REF C = 00 1 d REFS Die optische Zone 2*r 0 sollte in der Regel größer gewählt werden als der mesopische Pupillendurchmesser des individuellen Patientenauges. Ergebnisse Die klassische Munnerlyn-Formel wird heute praktische nicht mehr eingesetzt. Dies ist im Wesentlichen dadurch begründet, dass die klinischen Ergebnisse zu signifikanten optischen Aberrationen führten. Solche Abbildungsfehler höherer Ordnung können zu Diplopie, Halos oder gesteigerter Blendempfindlichkeit führen...3 Wellenfront-optimiertes Ablationsprofil In der Folge der visuellen Symptome nach Eingriffen mit dem Excimerlaser wurden die optischen Eigenschaften der Patientenaugen vor und nach den Behandlungen von unterschiedlichen Forschungsgruppen untersucht. Bereits zu Beginn der 1990er Jahre wurde erkannt, dass der Einsatz von Munnerlyn-Profilen zu signifikanten postoperativen optischen Fehler führten. Zur Reduktion der primär induzierten sphärischen Aberration führten Seiler und Mitarbeiter [20] asphärische Ablationsprofile ein. Hierbei wurden die Ablationsprofile im parazentralen Bereich der optischen Zone modifiziert,

20 100 Kapitel Technische Prinzipien. Abb..17 Querschnitt des Wellenfront-optimierten Ablationsprofils (links) und die Differenz zum»klassischen«munnerlyn-ablationsprofil (rechts) um die induzierten sphärischen Aberrationen der Hornhaut zu reduzieren. Die optischen Eigenschaften (Wellenfrontfehler höherer Ordnung oder optische Aberrationen) des Auges lassen sich heute dank Wellenfrontanalyse mit hoher Genauigkeit und Reproduzierbarkeit bestimmen. Mierdel [21] und Applegate [22] berichteten bereits Ende der 1990er Jahre über die deutliche Zunahme der optischen Aberrationen (Wellenfrontfehler), vor allem der sphärischen Aberration, nach refraktiver Laserchirurgie oder nach Kataraktchirurgie. Kohnen und Mitarbeiter [2] untersuchten die optischen Aberrationen nach myopen und hyperopen LASIK-Behandlungen und zeigten, dass es bei myopen Korrekturen primär positive sphärische Aberrationen und bei Hyperopenbehandlungen primär negative sphärische Aberrationen induziert werden. Neben den sphärischen Aberrationen kommt es aber auch zu einer Zunahme des Astigmatismus höherer Ordnung (. Zernike-Ordnung) wiederum mit einem negativen Vorzeichen bei der Myopiekorrektur und mit einem positiven Vorzeichen bei der Hyperopiebehandlung. Beide Formen haben einen signifikanten Einfluss auf den Kontrast beim Sehen [3]. Wellenfront-optimierte Ablationsprofile wurden eingeführt, um eine Zunahme der optischen Aberrationen höherer Ordnung zu kompensieren, die ansonsten durch den refraktiven Eingriff induziert würden. > Zielsetzung des Wellenfront-optimierten Ablationsprofils ist es, den natürlichen physiologischen Zustand der optischen Aberrationen des zu operierenden Auges zu erhalten und durch einen refraktiven Eingriff für sphäro-zylindrische Korrekturen nicht zu verändern. Bei allen Laserherstellern hat ein solches optimiertes Ablationsprofil mittlerweile das»klassische«, auf der Munnerlyn-Formel basierende Ablationsprofil abgelöst, wobei die Unterschiede vor allem dort liegen, wo auch die sphärische Aberration zum Wirken kommt, nämlich in der Peripherie der behandelten Zone (. Abb..17). Gegenüber anderen Verfahren bietet die Wellenfront-optimierte Behandlung den Vorteil, dass die aufwändige Messungen (z. B. Wellenfrontmessung) und deren Interpretation nicht notwendig sind. Die zugrundeliegende Überlegung ist, dass vor allem die induzierte sphärische Aberration maßgeblich für die verminderte Qualität der optischen Abbildung verantwortlich ist und dass die bei diesem Ablationsprofil nicht berücksichtigten übrigen Aberrationen in ihrer Gesamtheit weniger ins Gewicht fallen als die sphärische Aberration alleine. Dies bedeutet, dass das Ziel der Wellenfrontoptimierten Behandlung darin besteht, die präoperativ vorhandenen optischen Verhältnisse des zu operierenden Auges zu belassen. Ausgang für die Berechnung des Wellenfront-optimierten Ablationsprofils sind die mathematischen Beschreibungen des Defokus und der sphärischen Aberration nach Zermike-Polynomen. Klinische Untersuchungen haben gezeigt, dass mit der»klassischen«munnerlyn-formel typischerweise ein Wert von ca. 0,1 µm sphärische Aberration Z12 pro Dioptrien induziert wird [].