Ewa Krasicka - Verlag im Internet Gmbh

Ewa Krasicka - Rohde 

Untersuchungen zur Farbkodierten Duplexsonographie (FKDS) - Kontrolle 

der interstitiellen Laser-induzierten Thermotherapie (LITT) 

Institut für Medizinische/Technische Physik und Lasermedizin 

Universitätsklinikum Benjamin Franklin - FU Berlin 

Fachgebiet Lasermedizin 

Leiter: Prof.Dr.med. Hans-Peter Berlien 

1996

dissertation.de 

Verlag im Internet 

dissertation.de 

Verlag im Internet 

Leonhardtstr. 8-9 

D-14 057 Berlin 

Email: dissertation.de@snafu.de 

Internetadresse: http://www.dissertation.de

Universitätsklinikum Benjamin Franklin der Freien Universität Berlin 

Institut für Medizinische/Technische Physik und Lasermedizin 

Fachgebiet Lasermedizin 

Leiter: Prof.Dr.med. Hans-Peter Berlien 

Untersuchungen zur Farbkodierten Duplexsonographie (FKDS) - Kontrolle 

der interstitiellen Laser-induzierten Thermotherapie (LITT) 

Inaugural-Dissertation 

zur 

Erlangung der medizinischen Doktorwürde 

am Fachbereich Humanmedizin 

der Freien Universität Berlin 

vorgelegt von Ewa Krasicka-Rohde 

aus Wroclaw / Polen

Referent: Prof. Dr. med. H.-P. Berlien 

Korreferent: Prof. Dr. med. E.-O. Riecken 

Gedruckt mit Genehmigung des Fachbereiches Humanmedizin 

der Freien Universität Berlin 

Promoviert am: 12. Juli 1996

Vorwort 

Die konsequente Weiterentwicklung der Vorteile der Nd:YAG-Laserstrahlung, die sich aus 

der Möglichkeit der Fasertransmission ergeben, war, daß diese Strahlung nicht nur im 

Nonkontakt-Verfahren mittels Oberflächendestruktion, sondern auch durch Einbringen der 

Faser tiefere Gewebsschichten koaguliert werden konnten. Diese Möglichkeit wurde bereits 

1983 experimentell umgesetzt und von uns 1984 in die klinische Routine benigner 

Erkrankungen, insbesondere der angeborenen Gefäßtumoren, eingeführt. Dennoch blieben 

eine Reihe von Fragen offen. Neben experimentellen Untersuchungen zur exakten 

Bestimmung der Koagulationszone war dies insbesondere die fehlende Prozeßkontrolle bei 

tiefer gelegenen Läsionen. Nachdem sich gezeigt hatte, daß die bei oberflächennah 

durchgeführter interstitieller Laserkoagulation fühlbare Krepitation sich im Farb-Duplex- 

Signal reproduzierbar und auch der klinischen Situation entsprechend verhält, wurde diese 

Technik auch für tief gelegene Organläsionen eingesetzt. Nach wie vor fehlten jedoch präzise 

experimentelle Daten zur Evaluation dieser Methode. 

Frau Rohde hat sich der Aufgabe unterzogen, in einem Versuchsaufbau sowohl einerseits die 

verschiedenen Arten der interstitiellen Laserapplikation in ihrer Gewebewirkung 

untereinander zu vergleichen als auch die klinischen, morphologischen und 

Ultraschallbefunde gegeneinander abzuwägen. Dabei kam ihr zu Hilfe, daß sie während ihrer 

Tätigkeit in unserem Institut auch die MRT-geführten interstitiellen Laserkoagulationen, die 

wir in Kooperation mit dem Radiologischen Institut des Virchow-Klinikums durchführen, 

begleitet hat. Dadurch hatte sie die Möglichkeit, die verschiedenen klinischen apparativen 

Verfahren in ihren Vor- und Nachteilen zu erfassen und gegeneinander abzuwägen, was sich 

auch in ihrer Diskussion darstellt. 

Viele der in diesen Untersuchungen erarbeiteten Ergebnisse haben bereits Eingang in unsere 

klinische Routine gefunden und konnten somit auch auf ihre Wertigkeit hin überprüft werden. 

Berlin, im Januar 1998 

Abteilung für Lasermedizin 

im Krankenhaus Neukölln Prof. Dr. med. H.-P. Berlien

Einleitung I 

_________________________________________________________________________________________ 

Inhaltsverzeichnis 

Seite 

1 Einleitung 1 

2 Problemstellung 4 

3 Material und Methode 19 

3.1 Versuchsaufbau 19 

3.1.1 Das Präparat 20 

3.1.2 Der Nd:YAG-Laser 20 

3.1.3 Applikatoren für das LITT-Verfahren 22 

3.1.3.1 Bare fiber 22 

3.1.3.2 Bare fiber mit Spülung 24 

3.1.3.3 Diffus abstrahlender LITT-Applikator 24 

3.1.4 Das Leistungsmeßgerät 27 

3.1.5 Die Farbkodierte Duplexsonographie (FKDS) 28 

3.1.5.1 Einstellung des Gerätes 30 

3.1.5.2 Positionierung des Schallkopfes 30 

3.1.6 Temperaturregistrierung 31 

3.2 Durchführung der interstitiellen Laserkoagulation 

unter der FKDS-Kontrolle 32 

3.2.1 Bare fiber 32 

3.2.2 Bare fiber mit Spülung 34 

3.2.3 Diffus abstrahlender LITT-Applikator 36 

4 Ergebnisse 38 

4.1 Bare fiber 38 

4.1.1 Bildgebung vor der Laserung 38 

4.1.2 FKDS-Kontrolle während der Laserkoagulation 39 

4.1.3 Temperaturmessung 42 

4.1.4 B-Bild-Kontrolle nach der Laserung 42 

4.1.5 Makroskopisches Bild nach der Laserkoagulation 44 

4.2 Bare fiber mit Spülung 46 





4.3 Diffus abstrahlender LITT-Applikator 51 





5 Diskussion 56

2 Einleitung 

_________________________________________________________________________________________ 

5.1 Bildgebung vor der Laserung 56 




5.1.4 Vergleich bare fiber, bare fiber mit Spülung und diffus 

abstrahlender LITT-Applikator 57 

5.2 FKDS-Kontrolle während der Laserkoagulation 57 




5.2.4 Vergleich bare fiber und bare fiber mit Spülung 61 

5.2.5 Vergleich bare fiber und diffus abstrahlender LITT-Applikator 62 



5.3 Kontrolle nach Durchführung der Laserkoagulation 64 


5.3.1.1 B-Bild 64 

5.3.1.2 Makroskopisches Bild 64 

5.3.1.3 Vergleich B-Bild und makroskopische Messungen 66 


5.3.2.1 B-Bild 67 




5.3.3.1 B-Bild 71 





5.4 Vergleich der FKDS-Kontrolle mit anderen Methoden zur 

Kontrolle des LITT-Verfahrens 76 

6 Schlußfolgerungen 80 

7 Zusammenfassung 82 

8 Literaturverzeichnis 85 

Danksagung 93 

Lebenslauf 94

Einleitung III 

_________________________________________________________________________________________ 

1 Einleitung 

Trotz der weitgehenden Errungenschaften der modernen Medizin gibt es heutzutage nach wie 

vor keine mit Sicherheit erfolgreiche Therapie der malignen primären und sekundären 

Organtumoren. Dabei sind die bösartigen Tumoren nach Herz- und Kreislauferkrankungen die 

zweithäufigste Todesursache bei den Erwachsenen. Die kolorektalen Karzinome gehören zu 

den weitestverbreiteten malignen Erkrankungen. In Deutschland werden jährlich etwa 30 000 

Patienten von dieser Erkrankung betroffen [121]. Ihre Überlebenschancen sind nach der 

Entfernung des Primärtumors insbesondere von der Entwicklung der Lebermetastasen 

abhängig. Nach den retrospektiven Studien haben die Patienten mit solitären Lebermetastasen 

eine mittlere Überlebenszeit von ca. 25 Monaten (17 Monate bei zusätzlicher extrahepatischer 

Lokalisation), die mit multiplen, unilobulären Lebermetastasen eine mittlere Überlebenszeit 

von 17 Monaten (11 Monate bei zusätzlicher extrahepatischer Lokalisation) und solche mit 

ausgedehnter Metastasierung eine mittlere Überlebenszeit von 3 Monaten [58]. 

Die Resektion, die sich in den letzten Jahren zu einem Routineeingriff entwickelt hat, ist die 

einzige kurative Therapiemöglichkeit von Lebertumoren [35,58,66,71,72,109,122]. Allerdings 

sind zum Zeitpunkt der Diagnosestellung nur ca. 10-20% der Tumore resezierbar. Für 

fortgeschrittene Malignome gibt es zahlreiche palliative Therapieverfahren: systemische und 

regionale Chemotherapie, Strahlentherapie, Chemoembolisation, Dearterialisation, 

Kryotherapie, Alkoholinjektion und Hyperthermie. 

Wegen der häufigen zusätzlichen extrahepatischen Metastasierung kolorektaler Karzinome 

wird die systemische Chemotherapie mit 5-Fluorouracil (5-FU) oder mittels einer 

Kombination der Folinsäure mit 5-FU durchgeführt [22,58,63,66,71,72,82,121]. Allerdings 

verursacht diese Art der Therapie eine systemische Toxizität. Ein anderer Weg führt über die 

regionale Chemotherapie, wo es über direkte intraarterielle oder intraportale Applikation der 

Medikamente (Fluorodesoxyuridin (FUDR), bzw. 5-Fluorouracil) zu einer höheren 

Konzentration in den Metastasen und damit zu höheren Ansprechraten im Tumorgewebe 

kommt [58,125]. Extrahepatische Metastasen, ein fortgeschrittener Tumorbefall der Leber und 

eine Leberzirrhose stellen wegen der Gefahr eines unzureichenden Abbaus der Zytostatika in 

der Leber eine relative Kontraindikation zur Durchführung der regionalen Chemotherapie dar. 

Zu den nicht seltenen Nebenwirkungen dieser Methode gehören Störungen der Leberfunktion, 

Gastritis, Diarrhoe und Gallengangsklerose. 

Eine andere Behandlungsmethode stellt die Bestrahlung dar, die extern oder lokal 

durchgeführt werden kann. Zwar ist bei diesem Verfahren eine genaue Dosimetrie 

durchführbar, der Nachteil dieser Therapieform besteht jedoch in sehr großem technischen 

Aufwand und fehlender Selektivität des Verfahrens [58,82]. Bei der Kombination aus 

regionaler Chemotherapie und Strahlentherapie erfolgt zusätzlich zur intraarteriellen 

Chemotherapie mit 5-FU die perkutane Radiatio am Linearbeschleuniger. Auch in diesem Fall 

muß man jedoch mit gravierenden Nebenwirkungen rechnen.

2 Einleitung 

_________________________________________________________________________________________ 

Die als weitere palliative Methode derzeit zur Verfügung stehende Embolisation basiert, 

ähnlich wie die regionale Zytostase und Dearterialisation, auf der überwiegend arteriellen 

Blutversorgung der Lebertumoren, da nur sehr kleine Tumoren (

Einleitung V 

_________________________________________________________________________________________ 

Laser-induzierte Thermotherapie, bei der die thermische Wirkung durch die mit diesem 

Verfahren zusätzlich verbundene Gewebekoagulation über die ausschließliche Hyperthermie 

hinausgeht, könnte neue Wege bei der Behandlung der onkologischen Erkrankungen eröffnen. 

Die Voraussetzung dafür ist jedoch, daß durch entsprechende experimentelle Untersuchungen 

und klinische Studien die Möglichkeiten und Grenzen dieser Methode erforscht werden.

6 Problemstellung 

_________________________________________________________________________________________ 


Das Wort Laser (Light Amplification by Stimulated Emission of Radiation) bedeutet eine 

Lichtverstärkung durch die stimulierte Emission von Photonen. Diese Lichtquelle erzeugt 

monochromatisches (alle Wellenzüge haben die gleiche Wellenlänge, Frequenz und Energie), 

kohärentes (alle Wellenzüge sind exakt in Zeit und Raum in Phase zueinander) sowie 

kollimiertes (nahezu paralleler Verlauf der Strahlen) Licht. Im Vergleich mit anderen 

Lichtquellen sind hiermit höhere Leistungs- bzw. Energiedichten erreichbar [33]. Seit der 

Konstruktion des ersten Lasergerätes durch T.H. Maiman im Jahre 1960 ist die Zahl der 

verschiedenen Laser sowie ihrer Anwendungsmöglichkeiten in einem schnellen Tempo 

gewachsen. Auch im medizinischen Bereich gewinnen sie immer mehr an Bedeutung. 

Bei der therapeutischen Anwendung kommt es durch die Wirkung von Laserstrahlung auf 

biologisches Gewebe zu Wechselwirkungen von Photonen mit den Molekülen und 

Molekülverbänden des Gewebes. Diese Wechselwirkungen werden im wesentlichen durch die 

Einwirkzeit der Strahlen auf das Gewebe und von der effektiven Leistungsdichte 

(Leistungsdichte = Laserstrahlleistung / Strahlfläche) bestimmt. Niedrige Leistungsdichten 

und lange Expositionszeiten verursachen photochemische Prozesse, bei denen es primär zu 

keiner Erwärmung des Gewebes kommt. Bei höheren Leistungsdichten und kürzeren 

Einwirkzeiten treten thermische Vorgänge auf. Sehr hohe Leistungsdichten bei ultrakurzen 

Bestrahlungszeiten führen zu nichtlinearen Wirkungen, wie z.B. explosionsartiger 

Verdampfung des bestrahlten Gewebes (Photoablation) [50,64]. 

Im medizinischen Bereich finden derzeit die thermischen Laser den breitesten klinischen 

Einsatz. Die thermische Wirkung des Lasers beruht auf der Umwandlung der gestreuten und 

anschließend im Gewebe absorbierten Laserenergie in Wärme. Dieser Prozeß führt zu einer 

Temperaturerhöhung im bestrahlten Volumen und durch Wärmeleitung zu einer 

Temperaturerhöhung in dessen Umgebung. Das Ausmaß der jeweiligen thermischen Wirkung 

hängt einerseits von den Eigenschaften der Laserstrahlung (Wellenlänge, Energiedichte, 

Bestrahlungsdauer und Wiederholrate) ab, andererseits von den optischen (Absorption, 

Streuung, Dichte) und thermischen (Wärmeleitung, Wärmespeicherung und Wärmeabfluß 

durch das vaskuläre System) Eigenschaften des Gewebes [19,49,50,60,95,96,143,148]. 

Das Ausmaß der Zellschädigung hängt von der Temperatur ab. Bis ca. 40°C treten keine 

irreversiblen Schäden auf, durch Erwärmen des Gewebes auf Temperaturen zwischen 40 und 

60°C kommt es zu einer Störung der Membranfunktionen, zu enzymatischen Veränderungen 

im Gewebe und nachfolgend zur Ödembildung, ab ca. 60°C kommt es zur 

Eiweißdenaturierung, d.h. zu einer Koagulation, bei 100°C tritt Wasserverdampfung ein, bei 

ca. 150°C beginnt die Karbonisation, und bei Temperaturen über 300°C verdampft das 

Gewebe [54]. 

Weiterhin hat die Zeit, während der das Gewebe der Temperatur ausgesetzt ist, einen Einfluß 

auf die Gewebewirkung. Die notwendige Bestrahlungszeit bis zum Eintreten des Zelltodes

Problemstellung 7 

_________________________________________________________________________________________ 

unterliegt einer exponentiellen Abhängigkeit [19,54]. Eine vereinfachte Darstellung des 

Zusammenhanges zwischen Temperatur / Zeit und dem thermischen Effekt zeigt Abb. 1. 

Abb. 1. Einfluß von Temperatur und Zeitdauer auf die irreversible 

Gewebezerstörung. 

(nach Helfman, Brodzinski, Thermische Wirkungen, in Berlien, Müller: 

Angewandte Lasermedizin, 1989 [54].) 

Bei der Anwendung der thermischen Laser am lebenden Gewebe ist weiterhin zu 

berücksichtigen, daß sich die optischen, thermischen und mechanischen Gewebeeigenschaften 

während der Laserbestrahlung ändern und somit zur Veränderung der Gewebeeigenschaften 

führen [54]. Daraus resultieren Folgen für den Grad der thermischen Schädigung am Gewebe. 

So kann zum Beispiel die eingetretene Karbonisation eine Erhöhung der Absorption der 

Laserstrahlung bewirken, wodurch sehr schnell hohe Temperaturen erreicht werden. Eine 

Austrocknung des Gewebes schwächt die Wärmeleitung ab, was in der Ausbildung eines 

Wärmestaus resultiert (Abb. 2).


_________________________________________________________________________________________ 

Abb. 2. Änderung der optischen, thermischen und mechanischen Eigenschaften von 

Geweben während der Laserbestrahlung. 

(nach Helfman, Brodzinski, Thermische Wirkungen, in Berlien, Müller: 

Angewandte Lasermedizin, 1989 [54].) 

Im klinischen Bereich begegnen uns Laser täglich. Durch die Entwicklung der 

verschiedensten Applikationsformen wurde es möglich, den Lasereinsatz auf immer 

neue Anwendungsgebiete zu erweitern. Bei zahlreichen Erkrankungen hat die 

Laserbehandlung einen festen Platz in der Therapie gefunden 

[11,12,13,16,35,42,99,116]. 

Auch im Bereich der Onkologie steht eine Auswahl von Lasern für die zahlreichen 

Indikationen zur Verfügung [13,35,99]. Die Behandlung von Epitheldysplasien wie 

Leukoplakie oder epithelialen Karzinomen erfolgt hauptsächlich mit dem CO2-Laser. Die 

Rezidive von Basaliomen, Spinaliomen und Melanommetastasen werden entweder mit dem 

Nd:YAG-Laser koaguliert oder mit dem CO2-Laser exzidiert. 

Im Bereich der Endoskopie kann das Laserlicht, das über Lichtwellenleiter an die Stelle der 

Applikation geleitet wird, zur Abtragung der Tumormassen eingesetzt werden [42,99,132]. Da 

das Licht des Nd:YAG-Lasers mit der Wellenlänge im nahen Infrarot (1064 nm) nur 

geringfügig durch Wasser absorbiert wird, eignet er sich besonders gut zur Koagulation von 

Blasentumoren bei inoperablen Patienten. Auch die Rekanalisation der durch den Tumor 

verursachten Stenosen im Bronchialbereich und im Magen-Darm-Trakt läßt sich mit Hilfe des 

Nd:YAG-Lasers durchführen [12,99]. Die Koagulation malignen Gewebes in 

Nonkontaktmethode und die Vaporisation in Kontaktmethode führen in 75-90% der Fälle zur 

Wiederherstellung der Passage. 

Der CO2-Laser kann aufgrund der hohen Absorption seiner Strahlung im Wasser zum 

Schneiden von Gewebe eingesetzt werden [35,122]. Da der CO2-Laserstrahl jedoch 

ausschließlich über einen Spiegelgelenkarm oder Hohlleiter geführt werden kann, ist seine 

Anwendung nur mit starren Endoskopen oder im Bereich der offenen Chirurgie möglich, wo 

er eine wichtige Rolle bei der Präparation und Exzision in nicht parenchymatösen Strukturen 

und gefäßarmen Tumoren spielt.


_________________________________________________________________________________________ 

Zur unblutigen operativen Entfernung von gefäßreichen parenchymatösen Tumoren wird 

hauptsächlich der Nd:YAG-Laser benutzt [57,120]. Dabei werden die Präparation und 

Resektion in der Regel in der Kontaktmethode, Koagulation und Blutstillung in der 

Nonkontaktmethode durchgeführt. Um einen Schneideeffekt zu erreichen, ist allerdings beim 

Einsatz eines Nd:YAG-Lasers mit Fokussierhandstück mit einem Fokusdurchmesser von 

0,5 mm eine Laserleistung von 60 bis 100 W (abhängig von der Qualität des 

Fokussierhandstückes) erforderlich. Auf diese Weise läßt sich in einem Arbeitsgang das 

Parenchym sehr gut durchtrennen und gleichzeitig eine Koagulation der Schnittflächen bis zu 

5 mm in der Tiefe erzeugen, so daß eine sichere Blutstillung erreicht wird [12,15,99]. 

Gegenwärtig stehen dem Anwender im Bereich der Onkologie zwei weitere vielversprechende 

Lasertherapieverfahren zur Verfügung: die Photodynamische Therapie (PDT) und die Laserinduzierte 

Thermotherapie (LITT). 

In der Photodynamischen Therapie wird ein Photosensibilisator systemisch oder lokal 

verabreicht. Nach bestimmter Inkubationszeit (24 bis 48 Stunden) befindet sich eine höhere 

Konzentration des Photosensibilisators im neoplastischen Gewebe. Durch anschließende 

Bestrahlung des Gewebes mit dem Laserlicht niedriger Leistungsdichte kommt es an dieser 

Stelle zu einer Absorption der Strahlung. Als lichtabsorbierende Reaktionsvermittler dienen 

vor allem Hämatoporphyrinderivate (HPD) und Phtalocyanine. Der phototoxische Effekt, der 

zur lokalen Tumorzerstörung führt, wird durch die Freisetzung von Sauerstoffradikalen 

hervorgerufen. Die niedrige Leistungsdichte der Laserstrahlen verhindert thermische 

Nebenwirkungen [64,99,128,144]. 

Während jedoch die Photodynamische Therapie derzeit im klinischen Versuchsstadium und 

nur bei oberflächlichen Tumoren angewendet wird, gewinnt die Laser-induzierte 

Thermotherapie seit ihren ersten Einsätzen im Jahre 1983 durch Bown zur Behandlung von 

Lebertumoren und 1984 durch Ascher zur Behandlung von Hirntumoren zunehmend an 

Bedeutung [5,7,24,25,48,51,57,87,88]. Seit 1984 wird von Berlien die Behandlung von 

vaskulären Malformationen und Hämangiomen mittels interstitieller LITT durchgeführt 

[11,17,42]. Mit dieser lokoregionalen Therapie können die bisher für die Behandlung der 

benignen und malignen Organtumoren zur Verfügung stehenden Standardtherapien sinnvoll 

ergänzt werden. Bisher konnte man klinische Erfahrungen mit der interstitiellen Laserinduzierten 

Thermotherapie bei der Behandlung von primären und sekundären Tumoren des 

Gehirns, der Leber und Lunge, Pankreastumoren und Tumoren des Kopf- und Halsbereiches 

sowie bei der Behandlung der benignen Prostatahyperplasie sammeln 

[6,8,9,26,34,61,77,78,79,80,88,89,90, 115,117,141]. 

Der Begriff Laser-induzierte Thermotherapie (LITT) beinhaltet die Laser-induzierte 

Hyperthermie (LIHT) für Temperaturen zwischen 42°C und 60°C und die Laser-induzierte 

Koagulation (LIC) für Temperaturen über 60°C [102]. Bei der interstitiellen LITT wird die 

Laserstrahlung direkt in das zu therapierende Gewebe gebracht. Das im bestrahlten Gewebe 

absorbierte Licht führt zur Erhöhung der Gewebetemperatur und zur Entstehung von


_________________________________________________________________________________________ 

hyperthermischen Zonen und Koagulationsnekrosen, deren Durchmesser in Abhängigkeit von 

benutztem Applikationssystem und eingesetzten Parametern bis 3 cm reichen kann [113]. 

Innerhalb von 3 bis 6 Wochen wird der behandelte Bereich durch Fibrosierung umgebaut 

[8,34]. Durch exakte Dosierung der in das zu therapierende Gewebe eingebrachten 

Laserstrahlung läßt sich bei diesem Verfahren eine hohe Therapiepräzision erreichen, was die 

Schonung des gesunden, den bestrahlten Bereich umgebenden Gewebes ermöglicht. 

Die technische Realisierung des interstitiellen LITT-Verfahrens kann perkutan, endoskopisch 

oder im Rahmen der offenen Chirurgie erfolgen. Dabei stellt besonders die perkutane LITT- 

Anwendung eine in der minimal invasiven Medizin gut einsetzbare Therapiemethode dar. 

Als Lichtquelle für das LITT-Verfahren hat sich vor allem der Nd:YAG-Laser etabliert, da 

Licht im nahen Infrarotbereich die höchste Eindringtiefe aufweist (gewebeabhängig 2-8 mm) 

[84,123]. Wegen seiner guten Koagulationseigenschaften und der Möglichkeiten der 

Transmission seines Lichtes durch flexible Lichtwellenleiter ist der Nd:YAG-Laser für die 

interstitielle LITT, wo diese Art der Lichttransmission eine entscheidende Rolle spielt, sehr 

gut geeignet. Untersuchungen zur Nutzung des Diodenlasers (Wellenlänge 850 nm) für die 

Laser-induzierte Thermotherapie haben gezeigt, daß im Leistungsbereich von 3 bis 4 W gute 

Koagulationsergebnisse in tiefen Gewebeschichten bei Prostata und Niere auch mit diesem 

Laser zu erzielen sind [3,89,105,106]. Deswegen stellt der Diodenlaser bei der LITT von 

Erkrankungen dieser Organe eine gute Alternative zu den herkömmlichen Nd:YAG-Systemen 

dar. Dagegen ist die Eindringtiefe des Diodenlasers im Lebergewebe kleiner als die des 

Nd:YAG-Lasers. Aufgrund der größeren Streuung wird das Licht des Diodenlasers mit der 

kürzeren Wellenlänge vermehrt in applikatornahen Gewebeschichten absorbiert, und es 

kommt zu einer schnellen Erhitzung und Karbonisation dieses Bereiches. Deshalb wird bei 

der Durchführung der Laser-induzierten Thermotherapie von Lebertumoren der Nd:YAG- 

Laser bevorzugt. 

In den ersten klinischen LITT-Anwendungen wurde das Nd:YAG-Laserlicht mittels blanker 

Glasfaser (bare fiber) in das zu behandelnde Gewebe gebracht [7,8,11]. Die wesentlichen 

Vorteile der bare fiber sind ihr kleiner Durchmesser (0,2-1 mm) sowie ihr niedriger Preis. 

Unter dem Einsatz dieses Applikationssystems lassen sich reproduzierbare 

Koagulationsnekrosen erzeugen, deren Radius mit der Parametersetzung (Zeit und Leistung) 

steuerbar ist. 

Die anfänglich für die Zwecke der interstitiellen Laser-induzierten Thermotherapie 

verwendeten Saphirspitzen haben nur noch historische Bedeutung. Ihre interstitielle 

Anwendung wird erheblich durch den mit 1,8-2,2 mm relativ großen Durchmesser der 

Saphirspitze, der eine Einführung durch herkömmliche Punktionskanülen nicht erlaubt, 

eingeschränkt. Die am Metallansatz auftretende Erwärmung erfordert eine zusätzliche 

Kühlung des Systems. Bei der Verwendung von gasgekühlten Saphirspitzen besteht jedoch 

die Gefahr einer Gasembolie [10]. Weiterhin ist der Einsatz der Saphirspitzen mit dem 

Metallansatz überall dort ausgeschlossen, wo die Laser-induzierte Thermotherapie unter der


_________________________________________________________________________________________ 

Magnet-Resonanz-Tomographie(MRT)-Kontrolle durchgeführt werden soll. Die in die 

Saphirspitze anfänglich gesetzten Hoffnungen bezüglich der Größe der Koagulationszone 

wurden nicht erfüllt. In experimentellen Studien wurde bewiesen, daß die wesentlich teureren 

Saphirspitzen bei gleicher Laserleistung kleinere Koagulationszonen als die bare fiber 

erzeugen [28]. 

Eine der möglichen Lösungen zur Erzielung von größeren Koagulationszonen ist die 

Verwendung von modifizierten Applikatoren, wie zum Beispiel: "ring-mode"-Applikator 

sowie verschiedene Ausführungen von diffus abstrahlenden Applikatoren mit und ohne 

Spülung. Diese Applikationssysteme unterscheiden sich hinsichtlich der 

Abstrahlcharakteristik, Leistungsdichte am Faser-Gewebe-Übergang, maximal übertragbarer 

Laserleistung, Durchmesser und Flexibilität (Abb. 3) [55,56,88,89,90,110,114]. 

Abb. 3. Applikatoren für die interstitielle LITT mit ihren Abstrahlcharakteristiken: 

1. bare fiber 

2. diffus abstrahlender Applikator 

3. "ring-mode"-Applikator. 

Ein "ring-mode"-Applikator weist eine gerichtete zirkumferentielle Abstrahlcharakteristik auf. 

Am Ende des Lichtleiters befindet sich eine starre Glaskuppel mit einem Durchmesser von 1,1 

bis 2,5 mm. Die metallfreie Ausführung des Applikators bedarf keiner Kühlung, erlaubt die 

Übertragung der Laserleistungen von 3 bis 10 W und ist für die Durchführung einer 

interstitiellen Tumorkoagulation unter MRT-Kontrolle gut geeignet. 

Für die Zwecke der interstitiellen Laserkoagulation werden in neuester Zeit zunehmend diffus 

abstrahlende LITT-Applikatoren eingesetzt. Die Geometrie des aktiven LITT-Applikators 

erlaubt aufgrund der Reflexions- und Streuungsprozesse auf seiner Oberfläche eine diffuse, 

radiale Abstrahlung des Laserlichtes. Diese Applikatoren können höhere Leistungen 

transmittieren, was zum Entstehen von ellipsoidförmigen Koagulationszonen bis zu einem


_________________________________________________________________________________________ 

Durchmesser von 3 cm führt. Nachteil dieser Applikationssysteme sind ihr relativ großer 

Durchmesser sowie hohe Herstellungskosten. 

Weiterhin können für die interstitielle Lasertherapie von Tumoren, deren Durchmesser größer 

als 3 cm ist, verschiedene Vorgehensweisen bei der Durchführung der Bestrahlung eingesetzt 

werden. Bei Verwendung nur eines Applikators wird zum Beispiel die sogenannte 

"Rückzugstechnik" durchgeführt. Hier folgt nach vollzogener Koagulation eines Areals der 

Rückzug des Applikators und eine erneute Laserung in einem neuen Bereich [42]. 

Weitere Möglichkeiten bietet die mehrfache Punktion des neoplastischen Bereiches. Dabei 

kann man bei der Verwendung eines Applikators seine Positionierung mehrmals wechseln, 

bzw. bei der Verwendung mehrerer Applikatoren ("multi-fiber-system") eine Koagulation des 

gesamten erkrankten Gewebes vornehmen [31,55,130,131]. Die technische Realisierung eines 

solchen Systems kann sequentiell ("time sharing") oder simultan ("energy sharing") erfolgen. 

Bei der sequentiellen Technik werden mehrere Fasern mittels eines optischen 

Einkoppelungssystems an das Lasergerät angeschlossen, und die ganze Energie wird 

nacheinander an jede Faser geliefert. Dieser Vorgang läßt sich beliebig oft wiederholen. Bei 

der wesentlich effektiveren simultanen Technik wird die Laserenergie unter den vorhandenen 

Fasern aufgeteilt (Abb. 4). Durch entsprechende Verteilung der Energie können so die dem 

jeweiligen Tumor in Form und Größe entsprechenden Koagulationszonen erreicht werden. 

Abb. 4. Sequentielle und simultane Technik beim Einsatz von multiplen 

Applikationssystemen bei der interstitiellen Thermotherapie. 

(nach Hessel S., Frank F.: Technical prerequisites for the interstitial 

thermotherapy using the Nd:YAG laser. SPIE Proc.: Optical Fibers in 

Med.V. 1990; 1201 [55].) 

Mehrere klinische Studien haben gezeigt, daß die interstitielle LITT eine effektive Methode 

für die Zerstörung des neoplastischen Gewebes darstellt. Die prä- und postoperativ 

durchgeführte Bestimmung der Tumormarker ergab die postoperative Abnahme ihrer Werte 

[80]. Die bildgebende Kontrolle (Ultraschall, Computertomographie bzw. Magnet-Resonanz-


_________________________________________________________________________________________ 

Tomographie), die in regelmäßigen Abständen nach der Laserung erfolgte, zeigte 

Koagulationsnekrosen im behandelten Bereich [8,37,61,80]. 

Darüber hinaus kann die interstitielle LITT als eine sichere minimal invasive Methode 

angesehen werden. Die Gefahr der Tumorverschleppung bei der perkutanen Punktion des 

Malignoms ist nicht größer als bei jeder sonographisch gesteuerten Punktion und beträgt 

0,003% bis 0,009% [47,127,142]. Es ist zu erwarten, daß sie eher noch kleiner ist, da im 

Gegensatz zur diagnostischen Punktion in diesem Fall das Tumorgewebe im Punktionskanal 

thermisch zerstört wird. Die Mortalitätsrate einer Punktion ist mit 0,006% bis 0,031% relativ 

klein, und die Komplikationen der Methode sind selten. Bei der LITT von Lebermetastasen 

sind es vor allem Schmerzen, vagotone Reaktionen und Blutungen. Der Gefahr der 

Entstehung einer Fistel kann durch anschließende Koagulation des Punktionskanals beim 

Rückzug der Faser oder, bei Punktionskanälen von größeren Durchmessern, durch Instillation 

des Fibrinklebers entgegengewirkt werden. 

Besonders bei der Behandlung von nichtresektablen primären und sekundären Lebertumoren 

stellt die lokoregionale Lasertherapie aufgrund der Einfachheit ihrer Durchführung sowie die 

Möglichkeit der on-line Kontrolle des Koagulationsprozesses und seiner Effekte eine 

Alternative zu den herkömmlichen palliativen Behandlungsmethoden dar (Tabelle 1).


_________________________________________________________________________________________ 

Tabelle 1: Therapiemöglichkeiten bei der Behandlung von Lebermetastasen. 

Prinzip Prozedur Wirkungsort Bemerkungen 

operativ Resektion regional 10-20% der Metastasen, 

ionisierend Radiatio 

- perkutan 

- Brachytherapie 

thermisch Kryotherapie 

Mikrowellen 

LITT (interstitiell) 

chemisch Chemotherapie 

- systemisch 

- lokoregional 

Ethanol 

Embolisation 

regional 

lokal 

lokal 

regional 

lokal 

systemisch 

regional 

lokal 

regional 

Histologie möglich, 

postoperative Komplikationen 

Lebertoxizität 

voraussagbares Volumen, 

präoperative Dosimetrie, 

on-line Kontrolle nicht möglich, 

hoher techn. und finanz. Aufwand 

großes und starres System, 

begrenzte Eindringtiefe 

nicht selektiv, 

nicht voraussagbare Nekrose 

voraussagbares Volumen, 

on-line Kontrolle möglich, 

niedrige Komplikationsrate 

systemische Toxizität 

interstitielle Nebenwirkungen, 

Gallengangsklerose 

nicht steuerbare Verteilung 

nicht selektiv, 

Zerstörung der Leberfunktion 

Gegenüber den anderen lokoregionalen Verfahren weist die interstitielle Laser-induzierte 

Koagulation Vorteile auf. Die Ausmaße der zum Zweck der interstitiellen LITT verwendeten 

Applikatoren sind kleiner als die bei der Kryotherapie benutzten Applikationssysteme. Die 

Alkoholinjektion konnte bisher nur bei hepatozellulären Karzinomen mit Erfolg eingesetzt


_________________________________________________________________________________________ 

werden, da diese Tumoren relativ weich im Vergleich zu gesundem Lebergewebe sind, so daß 

es zu einer lokalen Anreicherung des Alkohols im neoplastischen Gewebe kommen kann. Da 

die Lebermetastasen jedoch härter als die gesunde Umgebung sind, kommt es nach der 

Instillation des Alkohols zu seiner diffusen Verteilung im Leberparenchym [2,74]. Die LITT 

von Lebermetastasen ist dagegen gut steuerbar, und die angestrebte Tumorvolumenreduktion 

läßt sich mit dieser Methode problemlos erzielen. Ihre Durchführung ist einfach und für den 

Anwender leicht erlernbar. Die Operationszeiten sind im Vergleich mit anderen Methoden 

relativ kurz, die Komplikationsrate ist gering. Die realen Kosten sind von eingesetzten 

technischen Mitteln abhängig. Unter der berechtigten Annahme kürzerer 

Hospitalisierungszeiten bzw. bei ambulanter Durchführung, kürzerer Rekonvaleszenz (im 

Sinne der Wiederaufnahme normaler Aktivität) und geringerer behandlungsbedingter 

Morbidität ist ein wirtschaftlicher Vorteil der interstitiellen Laserkoagulation gegenüber 

anderen palliativen Verfahren zu erwarten. 

Damit sich die interstitielle Laserkoagulation als eine Methode in der Tumortherapie klinisch 

etablieren kann, ist eine effiziente on-line Kontrolle des Koagulationsprozesses notwendig. 

Für die subkutanen Tumoren kann eine direkte Kontrolle der Wärmeausbreitung durch 

oberflächliche Palpation und die Kontrolle der Positionierung der Faserspitze im 

transilluminierten Pilotlicht des Helium-Neon-Lasers (HeNe-Lasers) erfolgen. Diese Art der 

Kontrolle ist jedoch von der Erfahrung des Arztes abhängig und nur bei den LITT-Einsätzen 

möglich, die nahe der Oberfläche liegen. Bei den tiefsitzenden Organtumoren reichen diese 

Verfahren nicht aus. Zur Zeit gibt es drei Möglichkeiten, um während der LITT-Prozedur die 

thermisch-koagulative Wirkung zu kontrollieren: Kontrolle mit Thermosonden, Kontrolle mit 

Magnet-Resonanz-Tomographie sowie Kontrolle mit Ultraschall [1,4,8,9,18,20,27,30,31,32, 

37,61,69,83,85,86,108,129,136]. 

Zur Temperaturmessung wurde in mehreren Arbeiten der Einsatz besonderer 

Mikrothermoelemente untersucht [36,38,51,100]. Mit ihrer Hilfe lassen sich die Temperaturen 

aus unterschiedlichen Gewebeschichten ableiten. Die Verwendung von Thermoelementen für 

die Zwecke der Laser-induzierten Thermotherapie stellt ein invasives Verfahren der 

Thermometrie dar. Für die Verfolgung der Temperaturausbreitung an verschiedenen Orten im 

behandelten Gewebe sind mehrere Thermoelemente erforderlich, die durch zusätzliche 

Punktionskanäle in die entsprechenden Gewebeschichten eingeführt werden müssen. Hinzu 

kommt, daß die sich häufig im Bestrahlungsfeld des Laserlichtes befindenden, aus Metall 

bestehenden Thermoelemente Eigenabsorption aufweisen. Dadurch werden höhere 

Temperaturen als die tatsächlich im behandelten Gewebe erreichten angezeigt [100]. Ein 

direktes Ableiten der Temperaturen ist also nicht möglich - um die tatsächliche Temperatur zu 

ermitteln, muß man solche Faktoren, wie zum Beispiel Eigenabsorption der 

Mikrothermoelemente und sekundäre Überwärmung des Gewebes durch die aufgeheizten 

Sonden, kalkulieren und in den Ergebnissen berücksichtigen. 

Eine andere Möglichkeit, die bei der Laserkoagulation ablaufenden Vorgänge darzustellen, 

bietet die Magnet-Resonanz-Tomographie (MRT). Die MR-Bildgebung basiert auf der 

zweidimensionalen Darstellung der Magnetisierung von Protonen. In den ersten klinischen


_________________________________________________________________________________________ 

Untersuchungen zur Kontrolle der Laser-induzierten Thermotherapie von Leber und 

Hirnmetastasen wurden T1- und T2-gewichtete Sequenzen verwendet [8,37,68,69]. Nach der 

sonographisch- oder CT-gesteuerten Punktion des erkrankten Gewebes wurde der Patient im 

Magnetom positioniert. Nach dem Einführen des LITT-Applikators wurden in der MR- 

Bildgebung zuerst die Position des Applikators lokalisiert und die notwendigen Korrekturen 

durchgeführt. Danach erfolgte die on-line Kontrolle der LITT mittels MRT (Abb. 5). 

Abb. 5. Technische Realisierung der MRT-kontrollierten LITT im Bereich der 

Neurochirurgie. 

(nach Hessel St., Frank F.: Technical prerequisites for the interstitial 

thermotherapy using the Nd:YAG laser. SPIE Proc.: Optical Fibers 

in Med.V. 1990; 1201 [55].) 

Da die ursprünglich genutzten T1- und T2-gewichteten Sequenzen nur eine qualitative 

Kontrolle erlaubten, wurden in den späteren klinischen Anwendungen modifizierte 

Sequenzen, die auch eine quantitative Kontrolle des LITT- Prozesses zulassen, eingesetzt. 

Derzeitig richten sich die Forschungsaktivitäten im Bereich des MRT-Einsatzes für die nichtinvasive 

Thermometrie auf die Untersuchungen der Temperaturabhängigkeit der T1- 

Relaxationszeit, der Diffusionskonstante und der chemischen Verschiebung von geeigneten 

Testsubstanzen oder körpereigenen Metaboliten [21,32,73,94,139]. Schwerpunkt der 

Untersuchungen ist die Temperaturabhängigkeit der T1-Relaxationszeit. Durch Bildung freien 

Wassers und Veränderung der molekularen Geschwindigkeiten unter Temperaturanstieg 

kommt es zu einer Zunahme der T1-Signalintensität um etwa 2% pro °C. Eine Vielzahl von 

Sequenzen wurde für die Bestimmung der Temperaturabhängigkeit der T1-Relaxationszeit 

eingesetzt. Allerdings war in den meisten Fällen der Zeitaufwand für die Messungen 

beträchtlich, da für die präzise Nachbildung der Signalgleichung lange Zeiten notwendig 

waren [68].


_________________________________________________________________________________________ 

Neuerdings wurden für diese Zwecke schnellere Sequenzen wie Spin-Echo-Sequenzen und 

T1-gewichtete Turbo-FLASH-Sequenzen in experimentellen und klinischen Studien geprüft 

[20,46,138,104,140]. Dabei zeigte sich ein Anstieg der T1-Relaxationszeit um 5-12 ms/°C. 

Die mit der Spin-Echo-Sequenz gewonnenen Bilder ergaben deutliche 

Signalintensitätsveränderungen des den Applikator umgebenden Gewebes. Die Größe der 

unter LITT beobachteten Signalveränderungen korrelierte mit den Ergebnissen der 

histologischen Schnitte. 

Im zeitlichen Verlauf lassen sich reversible T1-Veränderungen im Gewebe mit den T1gewichteten 

Turbo-FLASH-Sequenzen darstellen (Abb. 6 und 7). Während der LITT nimmt 

der Radius einer Iso-T1-Linie, die sich im Bild als Linie geringer Intensität darstellt, ständig 

zu. Nach Beendigung des LITT-Prozesses kehrt die Linie in Richtung auf die Wärmequelle 

zurück. Etwa 10 Minuten nach der LITT ist auf dem MR-Bild keine wärmebedingte 

Intensitätsänderung mehr beobachtbar. Die Genauigkeit dieser Methode beträgt +/- 2°C [140]. 

Abb. 6. MRT-Kontrolle der LITT von inoperabler solitärer Lebermetastase. 

Zustand vor der Laserung. 

(In Zusammenarbeit mit Prof. T.Vogl, Prof. R.Felix, 

Univ.-Klin. Rudolf Virchow, Berlin)


_________________________________________________________________________________________ 

Abb. 7. MRT-Kontrolle der LITT von inoperabler solitärer Lebermetastase. 

Zustand nach 11. Minute Laserung mit Signalverlust im Bereich der 

Hyperthermiezone. 

(In Zusammenarbeit mit Prof. T.Vogl, Prof. R. Felix, 

Univ.-Klin. Rudolf Virchow, Berlin) 

Grundsätzliche Einwände gegenüber der Anwendung dieses Verfahrens zur Kontrolle der 

interstitiellen LITT resultieren daraus, daß die Magnetresonanzmethode ein teures und 

aufwendiges Verfahren ist. Aus diesen Gründen sind die Möglichkeiten der Nutzung anderer 

bildgebender Verfahren zum on-line Monitoring der LITT Gegenstand der aktuellen 

Forschung. 

Die Ultraschallverfahren sind in ihrem Potential für die nicht-invasive Thermometrie noch 

nicht abschließend zu beurteilen. Die Tatsache, daß sich die Schallgeschwindigkeit im Wasser 

um 1,8 m/s bzw. 0,12% per °C ändert [18,23,97,107], eröffnet prinzipielle Chancen für eine 

relativ genaue Thermometrie. Allerdings müßte dieses Prinzip im Bezug auf seine 

Anwendungsmöglichkeiten genau untersucht werden. Unbestrittene Vorteile beim Einsatz des 

Ultraschalls zur Thermometrie bei dem LITT-Verfahren würden sein gutes Eindringvermögen 

und seine auch bei Langzeitanwendung belegte medizinische Unbedenklichkeit bieten. 

Eine Möglichkeit der Anwendung des Ultraschallverfahrens zur Kontrolle des LITT-Prozesses 

bietet das in der Ultraschalldiagnostik am häufigsten verwendete Verfahren - der B-Mode 

(Brightness-Mode). Bei diesem Verfahren handelt es sich um ein reines Grauwertbild. Die 

Grauwerte entsprechen den Amplituden der Ultraschallechos. Je größer die Amplitude, desto 

heller (echoreicher) wird der entsprechende Punkt im Bild dargestellt. Das B-Bild dient der 

Strukturdarstellung. Seit einiger Zeit wird dieses Verfahren in manchen Zentren zur on-line 

Kontrolle von Laser-induzierter Thermotherapie im Bereich der Leber und Prostata verwendet 

[4,31,45,52,93]. Bisherige experimentelle wie auch klinische Arbeiten postulieren den Einsatz


_________________________________________________________________________________________ 

dieses Verfahrens zur Darstellung der Koagulationseffekte bei der Durchführung der 

interstitiellen Laser-induzierten Thermotherapie. 

Erstmals berichteten 1985 Hashimoto et al. über den intraoperativen Einsatz der Ultraschallgesteuerten 

LITT bei der Behandlung von Lebermetastasen [52]. 1990 postulierten Choy et al. 

aufgrund experimenteller Arbeiten die Anwendung der US-Bildgebung zum Unterscheiden 

zwischen koagulierten und nicht-koagulierten Geweben während des LITT-Prozesses [29]. 

Dachman et al. [31] beschrieben erstmals die Entwicklung einer hyperdensen Zone, die 

während der in-vitro Laserkoagulation in Schweineleber bei der Laserung mittels bare fiber 

entsteht. Allerdings fehlten noch systematische Untersuchungen bezüglich der Entwicklung 

dieser Zone. 

Während der ersten klinischen perkutanen Anwendung der LITT bei einem Patienten mit 

primärem Lebertumor benutzten Dowlatshahi et al. [34] das Ultraschallverfahren zur 

Durchführung der Punktion und die Computertomographie zur postoperativen Darstellung der 

Koagulationseffekte. Die von ihnen beschriebene Entwicklung einer hyperdensen Zone im 

Grauwertbild während des LITT-Prozesses wurde als repräsentativ für die Gasentwicklung im 

Gewebe interpretiert. Dieses Phänomen, das die Ermittlung der tatsächlichen Ausmaße der 

Koagulationszone störte, wurde auch von anderen Autoren beobachtet [6,75,115]. 

Masters, Steger et al. berichteten 1992 über ihre Erfahrungen mit der perkutanen USgesteuerten 

LITT bei Patienten mit Lebermetastasen [80]. Nach der simultanen Laserung 

mittels vier bare fiber (200 µm) bei niedriger Laserleistung (0,5-2 W) konnten sie die 

Entwicklung hyperdenser Zonen um die Faserspitzen beobachten und auf diese Weise 

zwischen behandelten und unbehandelten Geweben unterscheiden. Diesen Beobachtungen 

folgten experimentelle Untersuchungen zur Laserkoagulation mit niedriger Leistung (1,5 W) 

mittels bare fiber. Die anfänglich beobachtete Gasbildung sistierte nach 400 s und die 

Ausmaße der thermischen Nekrosen, die im Ultraschallverfahren ermittelt wurden, 

entsprachen den Ausmaßen der erzeugten Gewebeläsionen. Von der selben Arbeitsgruppe 

wurde über eine während der LITT auftretende Veränderung des Dopplersignals über dem 

bestrahlten Gewebe berichtet, die dem Entstehen und dem Zerfall von Mikrobläschen 

entsprach [6]. 

Godlewski et al. [48] berichteten über ihre Erfahrungen mit dem Einsatz der 

Ultraschallsonographie zur Ermittlung der Koagulationsnekrosen bei der mit hohen 

Leistungen (100 W) durchgeführten LITT. Dabei wurde entsprechend einer massiven 

Vaporisation die Entwicklung hyperdenser Zonen mit großen Ausmaßen beobachtet. 

An Tumormodellen in Tierversuchen ermittelten Hillersberg et al. [59] die Korrelation 

zwischen den Ausmaßen der Koagulationszonen in US und der Histologie. Dabei erfolgte die 

Koagulation mittels Nd:YAG-Lasers mit der Leistung von 10 W bei Verwendung der bare 

fiber.


_________________________________________________________________________________________ 

Während der interstitiellen Laser-induzierten Thermotherapie von Hämangiomen und 

vaskulären Malformationen, die im Fachgebiet Lasermedizin des UKBF (Leiter Prof. Berlien) 

durchgeführt wurde, war die Kontrolle der Koagulationseffekte und Wärmeausbreitung im 

Gewebe von größter Wichtigkeit für die Schonung der wärmeempfindlichen Strukturen. 

Bei der Behandlung von subkutanen Läsionen erfolgte die direkte Kontrolle der 

Temperaturausbreitung durch Palpation der Haut über dem behandelten Bereich. Dabei 

konnte man die durch die vermehrte Ausgasung von im Gewebe gelösten Gasen verursachte 

Krepitation fühlen [14]. Es wurde beobachtet, daß sich diese Reaktion während der 

gleichzeitigen Untersuchung des behandelten Bereiches mittels der Farbkodierten 

Duplexsonographie (FKDS) in Form eines Farbsignals, das aus einer Mischung von roten und 

blauen Punkten besteht, darstellen läßt [42]. Dieser "Farbnebel" wies im Verlauf der 

Laserbestrahlung einen reproduzierbaren zeitlichen und räumlichen Verlauf auf. Es wurde 

postuliert, daß dieses Signal Angaben zur Intensität der Gewebereaktion und zum 

Wärmetransport im Gewebe liefern könnte. 

In dieser Arbeit soll die Möglichkeit des FKDS-Einsatzes zur on-line Kontrolle der 

interstitiellen Laser-induzierten Thermotherapie untersucht werden. Während der in-vitro 

Untersuchungen an frischen Gewebestücken soll die quantitative und qualitative Erfassung 

des FKDS-Signals in Abhängigkeit von den Parametern Bestrahlungszeit und Leistungsdichte 

erfolgen. Ferner soll die Korrelation der im B-Bild der FKDS gemessenen Größen der 

Koagulationszonen mit deren Ausmaßen in makroskopischen Messungen ermittelt werden. 

Außerdem sollen die Einsatzmöglichkeiten der Farbkodierten Duplexsonographie zur on-line 

Kontrolle der interstitiellen Laser-induzierten Thermotherapie bei tiefsitzenden benignen und 

malignen Organtumoren evaluiert werden.

Diskussion I 

_________________________________________________________________________________________ 

3 Material und Methode 

3.1 Versuchsaufbau 

Experimentelle Untersuchungen zur on-line FKDS-Kontrolle der interstitiellen 

Laserkoagulation wurden in vitro an frischen Schweineleberpräparaten durchgeführt. Die 

interstitielle Laserung erfolgte mittels der in das Gewebe eingebrachten Applikationssysteme, 

die das Licht eines Nd:YAG-Lasers übertragen haben. Als Applikationssysteme dienten bare 

fiber, bare fiber mit Spülung sowie ein diffus abstrahlender LITT-Applikator. Die Punktion 

des Gewebes und die Einführung der Applikatoren wurden mit Hilfe des B-Bildes 

durchgeführt. Die anschließende Laserkoagulation erfolgte unter on-line Kontrolle des FKDS- 

Gerätes. Für einen Teil der Versuche wurden mittels der im Gewebe plazierten Thermosonden 

die Temperaturen gemessen, bei denen besondere Veränderungen des FKDS-Signals 

auftraten. Nach Beenden der Laserung erfolgte im B-Bild sowie in makroskopischen 

Messungen die Ermittlung der Ausmaße der Koagulationszone. 

Abb. 8. Blockdiagramm der Verschaltung des Versuchsaufbaus.

II Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

3.1.1 Das Präparat 

Als Präparat für die experimentellen Arbeiten wurde frische Schweineleber gewählt. Diese 

stellt ein sehr geeignetes Modell zur Untersuchung von Koagulationseffekten dar, da sie aus 

solidem, homogenem und gut vaskularisiertem Gewebe besteht, das die Laserstrahlung 

genügend absorbieren kann. 

Die Kenntnis der optischen Eigenschaften des Gewebes und ihres Temperaturverhaltens 

während der Lasertherapie sind von größter Wichtigkeit für die Dosimetrie. Für die 

Schweineleber wurden die optischen Parameter in mehreren experimentellen Arbeiten 

ermittelt [111,112]. Gleichzeitig konnte bewiesen werden, daß sich bei der Anwendung des 

Nd:YAG-Lasers für die interstitielle LITT von Schweineleber bei entsprechender 

Parametersetzung reproduzierbare Koagulationszonen des Gewebes erzeugen lassen. 

Für jeden Einzelversuch wurde eine neue Gewebeprobe verwendet. Die Anfangstemperatur 

des Gewebes betrug jeweils 20°C. 

3.1.2 Nd:YAG-Laser 

Zur Durchführung der interstitiellen Laserkoagulation in den experimentellen Arbeiten wurde 

ein Nd:YAG Laser (Neodymium:Yttrium-Aluminium-Granat-Laser) eingesetzt. Die einfache 

und kompakte Bauweise sowie hohe mittlere Leistungen machen ihn zu einem weit 

verbreiteten Instrument im medizinischen Bereich. 

Der Nd:YAG-Laser ist ein Festkörperlaser. Als Lasermedium werden hier die in ein 

Y3Al5O12-Wirtskristall einbetteten dreiwertigen Nd-Ionen verwendet, die durch Bestrahlung 

mit intensivem Licht der Xenon/Krypton Lampen angeregt werden. Der Nd:YAG-Laser ist ein 

Vier-Niveau-Laser. Eine Besetzungsinversion der angeregten Nd-Ionen zwischen dem 3. und 

dem 4. Niveau ermöglicht eine Laseremission bei 1064 nm im nahen Infrarot [120]. Das Licht 

aus diesem Bereich ist für das menschliche Auge nicht sichtbar. Als Pilotstrahl dient deshalb 

das rote Licht des Helium-Neon-Lasers (Wellenlänge 630 nm). 

Bei Einwirkung von Licht im nahen Infrarotbereich auf das biologische Gewebe dominiert die 

Streuung über die Absorption, deswegen werden hierbei im Vergleich zu anderen Lasern die 

größten Eindringtiefen erreicht. Abhängig von der Gewebeart kann die Eindringtiefe des 

Nd:YAG-Laserlichtes 2 bis 8 mm betragen. Die Wirktiefe ist jedoch sehr stark von der 

Expositionsdauer abhängig. Durch kurze Expositionszeiten von 100 ms kann die 

Reaktionszone auf unter 1 mm begrenzt werden. Bei längeren Expositionszeiten von 

mehreren Minuten kann die Wirktiefe durch Wärmeleiteffekte über die physikalisch 

determinierte Eindringtiefe hinausgehen.

Diskussion III 

_________________________________________________________________________________________ 

Der Nd:YAG-Laserstrahl wird im Gewebe nicht an spezifischen Absorbern, sondern 

weitgehend homogen absorbiert [120]. Seine Gewebewirkung unterscheidet sich deutlich von 

denen des CO2-Lasers und des Argon-Lasers. Während der CO2-Laser mit seinem Licht der 

Wellenlänge 10600 nm, das hauptsächlich im Wasser absorbiert wird, in erster Linie ein 

typischer "Schneidlaser" ist und der Argon-Laser, dessen Licht (Wellenlänge 488 und 514 nm) 

von Hämoglobin und Melanin absorbiert wird, eine Koagulation mit einer Eindringtiefe von 

ca. 1 mm ermöglicht, eignet sich der Nd:YAG-Laser, abhängig von eingesetzten Parametern, 

sowohl zur Koagulation (niedrige Leistungsdichten) als auch zum Vaporisieren (hohe 

Leistungsdichten) von Gewebe. 

Der Nd:YAG-Laser kann im cw (continuous wave = Dauerstrich) oder getakteten Betrieb 

arbeiten. Als Lichtwellenleiter werden dünne und biegsame Quarzglasfasern mit 

verschiedenen Durchmessern benutzt, deswegen ist ein Einsatz dieses Lasers durch flexible 

sowie starre Endoskope möglich. Für die Arbeiten an der Gewebeoberfläche ist die 

Laserlichtübertragung mit Hilfe eines Fokussierhandstückes möglich. Bei der endoskopischen 

Anwendung wird die Faser über den Arbeitskanal in das Endoskop eingeführt und das 

Faserende unter Sicht in gewünschter Positionierung plaziert. Die Therapie kann hier in der 

Kontakt-, bzw. Nonkontaktmethode erfolgen. Bei der Nonkontaktmethode muß man mit 

einem Koagulationssaum von 3 bis 5 mm unter und neben dem Fokus rechnen. Bei dem 

interstitiellen Einsatz wird die Faser mit Hilfe von Punktionskanülen in das Gewebe 

eingeführt. Nach Rückzug des Katheters befindet sich das Faserende in einem direkten 

Kontakt mit dem Gewebe. 

Heutzutage werden die Nd:YAG-Laser von verschiedenen Herstellern angeboten. Für die 

Untersuchungen zur LITT in dieser Arbeit wurde ein Gerät der Firma Dornier Medizin- 

Technik Typ mediLas 4060 N verwendet.

IV Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

3.1.3 Applikatoren für das LITT-Verfahren 

3.1.3.1 Bare fiber 

Der Nd:YAG-Laser wird in seinen Einsatzmöglichkeiten durch die Anwendung der flexiblen, 

relativ bruchfesten optischen Fasern (bare fibers), die die Laserstrahlung sicher und 

weitgehend verlustarm transmittieren, stark erweitert. Die hohen Leistungsdichten eines 

Laserstrahls bleiben nach Durchlaufen einer Faser weitgehend erhalten. Im klinischen Einsatz 

werden heutzutage vorzugsweise PCS(Plastic Coated Silicon)-Quarzglasfasern verwendet, die 

wegen ihrer Handhabbarkeit, Festigkeit und Nicht-Toxizität allen anderen Fasertypen weit 

überlegen sind [40]. 

Eine PCS-Quarzglasfaser besteht aus einem Kern, den das Licht durchläuft, einem den Kern 

umgebenden optischen Mantel (cladding), der aus einem niedrigbrechenden, transparenten 

Kunststoff hergestellt wird, und einer äußeren Hülle (coating), die die mechanische Festigkeit 

der Faser gewährleistet. Das physikalische Prinzip der Lichtführung ist bei einer 

Quarzglasfaser die Totalreflexion. 

In einem Lichtwellenleiter tritt ein Lichtverlust (Faserdämpfung) über die Länge auf. Der 

Grund dafür können zum einen verschiedene Verlustmechanismen sein, z.B. Grunddämpfung 

des Fasermaterials, Zusatzdämpfung durch Materialfehler und Verunreinigungen sowie 

geometrisch-mechanische Abweichungen der Faser vom Idealzustand. Zum anderen treten die 

Lichtverluste beim Lichtein- und -austritt auf, z.B. bei nicht-entspiegelten Faserendflächen 

und Verschmutzungen bzw. ungenügender Präparation der Faserendflächen. Bei der 

Quarzfaser betragen die Verluste der Laserleistung an der Endfläche ca. 3,5%. 

Abb. 9. Abstrahlcharakteristik eines Lichtleiters mit 600 µm Kerndurchmesser. 

(Angabe in Grad bezeichnet den Streuwinkel) 

(nach Frank, Hessel, Krampe: Optische Endglieder. In: Berlien, Müller: 

Angewandte Lasermedizin, 1.Ergänzungslieferung 10/89 [40].)

Diskussion V 

_________________________________________________________________________________________ 

Abb. 10. Strahlgeometrie eines 600 µm- und 400 µm-Lichtleiters und 

dazugehörige Leistungsdichte für 30 W Laserleistung. 

(nach Frank, Hessel, Krampe: Optische Endglieder. In: Berlien, Müller: 

Angewandte Lasermedizin, 1.Ergänzungslieferung 10/89 [40].) 

Für die experimentellen Anwendungen wurden in dieser Arbeit die PCS-Quarzglasfasern mit 

einer Länge von 3 m und einem Kerndurchmesser von 600 µm benutzt. Bei diesem 

Strahldurchmesser beträgt die aktive Fläche 0,0028 cm². Das ergibt folgende 

Leistungsdichten: 

Leistung Leistungsdichte 

2 W 714 W/cm² 

3 W 1071 W/cm² 

4 W 1428 W/cm² 

5 W 1785 W/cm² 

6 W 2142 W/cm² 

Da es während der Bestrahlung zur Kontaminierung des Faserendes mit Geweberückständen 

kommen kann, wurde die Faserspitze vor jedem Einzelversuch frisch präpariert.

VI Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

3.1.3.2 Bare fiber mit Spülung 

Bei der Durchführung der LITT im Rahmen dieser Arbeit wurde zusätzlich eine 

Quarzglasfaser mit kontinuierlicher Spülung verwendet. Durch Spülung der Faserspitze mit 

der 0,9%-Kochsalzlösung während der Laserexposition wird das Gewebe gekühlt, was vor 

einem Auftreten der Karbonisierung schützt. 

Zu diesem Zwecke wird ein Infusionssystem (Intrafix air der Firma B.Braun Melsungen AG) 

verwendet. Die bare fiber wird nach dem Durchstehen des Gummiverbindungsstückes in das 

Infusionssystem eingebracht. Nach dem Vorschieben der Faser in den Katheter der im 

Gewebe positionierten Punktionskanüle (Abbocath 16G) erfolgt das Befestigen des 

Infusionssystems an den Katheter. Während der interstitiellen Laserkoagulation sollte die 

Faserspitze die Spitze des Katheters um 5 mm überragen. Abb. 11 zeigt das 

Applikationssystem zur Laserung mittels bare fiber mit Spülung. 

Abb. 11. Das Applikationssystem aus bare fiber mit Spülung. 

3.1.3.3 Diffus abstrahlender LITT-Applikator 

Als drittes Applikationssystem wurde im Rahmen dieser Arbeit ein diffus abstrahlender LITT- 

Applikator verwendet, der im Laser-Medizin-Zentrum gGmbH, Berlin entwickelt wurde 

[110,114]. Der in das Gewebe gebrachte Applikator ermöglicht eine großflächige Abstrahlung 

und homogene Verteilung der Photonen. Auf diese Weise läßt sich eine gleichmäßige 

Temperatur am und um den Applikator erreichen, was eine Überhitzung und Karbonisierung 

des Gewebes und daraus resultierende Zerstörung zu vermeiden erlaubt. Der Applikator wird 

mit Hilfe des Ätzverfahrens hergestellt. Dadurch entstehen am distalen Faserende und an dem 

dieses Ende umgebenden Glasdom lichtstreuende Flächen. Die Klebestelle zwischen der Faser 

und dem Glasdom ist temperaturstabil bis 200°C. Der LITT-Applikator eignet sich für die

Diskussion VII 

_________________________________________________________________________________________ 

Transmission des Laserlichtes im Wellenlängenbereich von 800-1100 nm. Bei 1064 nm 

beträgt der Transmissionsgrad > 90%. 

Für den perkutanen Einsatz des Applikators wurde im Laser-Medizin-Zentrum ein LITT- 

Applikationsset entwickelt, das die Positionierung des Applikators im Gewebe ermöglicht. 

Das LITT-Set besteht aus einem Punktionsbesteck (Fa. B.Braun) und einem LITT- 

Laserapplikator (Fa. Schott). 

Das Punktionsbesteck zur Positionierung und Erweiterung des Punktionskanals besteht aus 

folgenden Teilen: 

1. Punktionsnadel mit Mandrin 

Außendurchmesser: 1,3 mm, 4 French 

Mandrindurchmesser: 1,0 mm, 3 French 

Führungsdraht 

2. Schleuse mit Mandrin 


Länge der Schleuse: 175 mm 

Mandrindurchmesser: 2,3 mm, 7 French 

3. Hüllkatheter 


Länge: 435 mm 

Transparenzbereich: 400-1100 nm 

Schmelzpunkt: > 300°C 

LITT-Laserapplikator (Abb. 12) 

Gesamtlänge für den intraoperativen Einsatz: 5 m 

Gesamtlänge für den perkutanen Einsatz: 10 m 

Glasdomlänge: 23 mm 

Glasdomaußendurchmesser: 1,4 mm 

Länge der effektiven Strahlungsstrecke: 18 mm 

Faserkerndurchmesser: 400 µm 

Faserart: PCS 

Lasereinkopplung: SMA 905 

Für die experimentellen Arbeiten wurde das Punktionsbesteck zusammen mit der 10-mlangen 

LITT-Applikatorausführung, die für den ursprünglich vorgesehenen Einsatz für die 

MRI-kontrollierte LITT mit einer Kontrastmarkierung (Magnetit 1%) versehen ist, verwendet. 

Bei der Länge der effektiven Strahlungsstrecke von 18 mm und dem Durchmesser des 

Applikationssystems (Applikator und Hüllschlauch) von 2,3 mm beträgt die aktive Fläche 

1,3 cm². Das ergibt folgende Leistungsdichten:

VIII Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

Leistung Leistungsdichte 

4 W 3,1 W/cm² 

5 W 3,9 W/cm² 

6 W 4,6 W/cm² 

Abb. 12. Diffus abstrahlender LITT-Applikator. 

(Nach Roggan A. et al.: Laserinduced Thermotherapy (LITT). Application 

Set and Procedure. 4. Wissenschaftswoche 

Univ.-Klinikum Steglitz FU Berlin. Jahrbuch 1993: 164-165 [110].) 

Abb. 13. Konfiguration zu Beginn der Laserbestrahlung. 

(Nach Roggan A. et al.: Laserinduced Thermotherapy (LITT). Application 

Set and Procedure. 4. Wissenschaftswoche Univ.-Klin.Steglitz FU Berlin. 

Jahrbuch 1993: 164-165 [110].)

Diskussion IX 

_________________________________________________________________________________________ 

3.1.4 Das Leistungsmeßgerät 

Im Rahmen dieser Arbeit wurde vor jedem Einsatz des jeweiligen Applikationssystems dessen 

distale Ausgangsleistung bestimmt. Zu diesem Zweck wurde ein Leistungsmeßgerät 

verwendet, das im Laser-Medizin-Zentrum gGmbH, Berlin entwickelt wurde. 

Das Leistungsmeßgerät ist für den Einsatz in folgenden Bereichen vorgesehen: 

1. Wellenlänge 1064 nm 

Bereich V1 0-1,999 W (cw) 

Bereich V2 0-100 W +/- 1% (cw) 

2. Wellenlänge 500-1100nm 

Bereich V1 0-100 W (cw) 1064 nm 

Bereich V2 0-100 W (cw) 600 nm 

Zum Zwecke der Leistungsmessung wird der das Nd:YAG-Laserlicht übertragende Applikator 

im Zentrum einer Ulbricht-Kugel positioniert. Während der anschließenden Bestrahlung wird 

der Wert der Ausgangsleistung auf einem digitalen Display angezeigt.

X Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

3.1.5 Die Farbkodierte Duplexsonographie 

Die Farbkodierte Duplexsonographie (FKDS), die zwei unterschiedliche Ultraschallverfahren, 

die "Grauwert-Sonographie" und die "Doppler-Sonographie", beinhaltet, ermöglicht die 

simultane Erfassung von Weichteilstrukturen und Blutfluß in Echtzeit. Ein FKDS-Bild besteht 

aus einem Grauwert- und einem Farbanteil. Das Grauwertbild dient der Strukturdarstellung 

des betrachteten Bereiches, und die Farbkodierung kennzeichnet Bewegungen innerhalb des 

Bildfeldes. Es wird im allgemeinen der Blutfluß untersucht. Farbig kodiert werden die 

Bewegungen sämtlicher korpuskulären Strukturen sowie Dichteschwankungen der 

Flüssigkeit. Die Informationen über die Morphologie des betrachteten Bereiches und über den 

Blutfluß werden auf unterschiedlichen Wegen gewonnen, da beide Anteile des FKDS-Bildes 

verschiedenen Gesetzmäßigkeiten unterliegen [39,65,92,145]. 

Schallwellen oberhalb einer Frequenz von 20 Kilohertz (kHz) werden als Ultraschall 

bezeichnet. Das Ultraschallabbildungsverfahren beruht auf der Aussendung eines kurzen 

Ultraschallpulses und dem kontinuierlichen Empfang der zurückkommenden Echos, die an 

der Grenzfläche zweier unterschiedlicher Medien entstehen. Durch Anregung der Teilchen 

kommt es zu mechanischen Schwingungen, die zu einer abwechselnden Kompression und 

Dekompression des Materials führen, somit entspricht die Schallwelle einer zeitlich 

periodischen Druckänderung. Je stärker die Bindung zwischen den Teilchen, desto höher ist 

die Schallgeschwindigkeit im Medium. Zum Aussenden von Schallpulsen und zum Empfang 

der zurückkommenden Echos dienen die Schallköpfe. 

Die zeitliche Darstellung der Echoamplituden einer Ultraschallinie entlang der Zeitachse wird 

als A-Mode-Bild bezeichnet. Viele nebeneinanderliegende A-Mode-Linien bilden ein B- 

Mode-Bild, in dem die Amplituden in Grauwerte übersetzt werden. Je höher die Amplitude, 

desto heller wird die Stelle im Bild dargestellt. 

Das Prinzip der Doppler-Sonographie beruht auf dem Doppler-Effekt, der nach dem Physiker 

Christian Johann Doppler benannt wurde. Die von den bewegten Objekten gestreuten oder 

reflektierten Wellen erhalten eine geschwindigkeitsproportionale Phasen- und 

Frequenzverschiebung. Je nachdem, ob sich ein Reflektor vom Sender oder Empfänger 

entfernt oder sich auf ihn zubewegt, ist die Frequenz des empfangenen Echos niedriger oder 

höher als die Frequenz des gesendeten Ultraschallpulses. 

Bei der Blutgeschwindigkeitsanalyse sendet der Schallkopf einen Schallpuls aus, der auf 

bewegte Streukörper im Blut trifft. Die bewegten Blutkörperchen empfangen ein Signal und 

senden dieses zurück. Der Schallkopf empfängt nun ein Echo von einem bewegten Sender. Es 

kommt zu einer Frequenzverschiebung, die in der Doppler-Gleichung festgelegt wird: 

oder nach v aufgelöst: 

Δf = 2f ∗ v ∗ cos α / c [92]

Diskussion XI 

_________________________________________________________________________________________ 

v = 0,78 ∗ Δf / f ∗ cos α [92] 

mit: v = Bewegungsgeschwindigkeit des Blutes 

Δf = Doppler-Frequenzverschiebung 

f = Sendefrequenz 

c = Schallgeschwindigkeit im Gewebe ∼1540 m/s 

cos α = Winkel zwischen der Ausbreitungsrichtung des Schalls und der 

Richtung des Blutflusses 

Δf ist zum einen von der Sendefrequenz f abhängig. Bei einer gegebener Größe von v ist Δf 

umso größer, je höher die Sendefrequenz f ist. Zum anderen hängt Δf vom Einstrahlwinkel α 

ab: Δf ist am größten bei möglichst parallel zur Gefäßachse einfallendem Schallstrahl. Bei 

senkrechtem Einfall ist cos α = 0, und es wird kein Dopplersignal registriert. Zur Bestimmung 

der Geschwindigkeit v aus der Dopplerfrequenz Δf muß der Winkel α im B-Bild gemessen 

und eine Winkelkorrektur durchgeführt werden. Die im Echosignal aus dem Blutgefäß 

enthaltene Frequenz f wird durch den Doppler-Effekt um Δf erhöht oder erniedrigt, 

entsprechend der Richtung des Blutflusses. Bei der Auswertung der Echosignale, die zum 

Dopplerspektrum bzw. zum Farbdoppler-Bild führen, werden in der Regel die 

Flußgeschwindigkeiten in Richtung auf den Schallkopf zu im Dopplerspektrum positiv 

dargestellt und im Farbdoppler-Bild rotfarbig kodiert, während sie im Falle der Flußrichtung 

vom Schallkopf weg negativ bzw. blaufarbig dargestellt werden. 

Bei Farbdoppler wird der Blutfluß aus einer Vielzahl von Meßorten, die über das ganze 

Schnittbild oder einen Teil davon verteilt sind, erfaßt und farbkodiert dargestellt. Das 

Ergebnis ist die räumliche Verteilung der mittleren Geschwindigkeit und seiner Richtung im 

durchströmten Gefäß, in einer zeitlichen Folge, die durch die Bildrate bestimmt wird. 

Die im Rahmen dieser Arbeit durchgeführte FKDS-kontrollierte interstitielle 

Laserkoagulation erfolgte unter Einsatz der Geräte: Quantum 1000 (Philips) und Quantum 

2000 (Siemens).

XII Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

3.1.5.1 Einstellung des Gerätes 

Zu Beginn der Untersuchung muß eine genaue Geräteeinstellung erfolgen. Im Vordergrund 

steht hier eine optimale Aussteuerung des Grauwertbildes. Zuerst erfolgt die Positionierung 

des Fokus auf die zu untersuchende Tiefe (Depth). Die Sendeenergie (Power), die sich auf die 

Qualität des Grauwertbildes genauso wie auf die Qualität der Farbkodierung auswirkt, sollte 

auf den niedrigsten möglichen Wert eingestellt werden. Die Empfangsempfindlichkeit (Gain) 

muß so gewählt werden, daß das verstärkungsbedingte Rauschen minimiert wird. Bei der 

Ableitung des Doppler-Spektrums wie bei der Einstellung des farbkodierten Bildes müssen 

eine ausreichend hohe Pulsrepetitionsfrequenz (PRF) sowie eine korrekte Position der 

Nullinie gewählt werden. Zu einer Anpassung der Farbkodierung muß die 

"Intensitätsschwelle" (Threshold) eingestellt werden. Die Intensitätsschwelle legt den Bereich 

fest, oberhalb dessen die Echosignale für die farbkodierte Bearbeitung berücksichtigt werden. 

Durch eine entsprechende Wahl der Bildwechselfrequenz (Frame rate) kann eine zusätzliche 

Empfindlichkeit des Gerätes erreicht werden. 

Für den Einsatz des FKDS-Gerätes zur Kontrolle der interstitiellen Laserkoagulation wurde 

folgende Einstellung des Gerätes gewählt: 

Tiefe 42 mm 

Sendeenergie -20 dB 

Empfangsempfindlichkeit 34 dB 

3.1.5.2 Positionierung des Schallkopfes 

Die Qualität eines Ultraschallsystems wird zu einem wesentlichen Teil auch von der Wahl 

eines entsprechenden Schallkopfes bestimmt. Es stehen Linearschallköpfe, 

Konvexschallköpfe und Sektorenschallköpfe zur Verfügung. Außer den mechanischen 

Sektorenschallköpfen bestehen sämtliche gebräuchliche Schallköpfe aus einer linearen 

Anordnung von Piezoelementen, die durch Anlegen einer elektrischen Wechselspannung zu 

mechanischen Schwingungen angeregt werden. Die dadurch erzeugte Druckänderung breitet 

sich im Gewebe aus. Beim Empfang der Echos wirken die Piezoelemente dagegen als 

Drucksensoren. In der medizinischen Diagnostik wird zur Bildgebung der Frequenzbereich 

von ca. 2 MHz bis 10 MHz (neuerdings bis 30 MHz) verwendet [92,145]. 

Da die Streuintensität an den Erythrozyten proportional zur vierten Potenz der Schallfrequenz 

ist, kann durch die Wahl der Schallköpfe mit den höheren Senderfrequenzen die Absorption 

im Gewebe etwas ausgeglichen werden und somit eine Verstärkung der empfangenen Echos 

erreicht werden. 

Für die unter der FKDS-Bildgebung durchgeführte Laserkoagulation in vitro wurde ein 7,5- 

MHz-Linearschallkopf mit einer Vorlaufstrecke eingesetzt. Der Schallkopf wurde senkrecht

Diskussion XIII 

_________________________________________________________________________________________ 

zur Oberfläche des Leberpräparates über dem behandelten Bereich positioniert. Zwischen dem 

Schallkopf und der Oberfläche befand sich eine Schicht des wasserhaltigen Kopplungsmittels 

(Gelpad), die die Schallintensitätsverluste in der Luft minimalisieren sollte. 

3.1.6 Temperaturregistrierung 

Zur Messung der Temperaturen im Gewebe fand ein LCD Digital-Handthermometer der 

Firma Greisinger Electronic GmbH Verwendung. Das Thermometer besteht aus einem 

Hauptteil mit Flüssigkristallanzeige (LCD) sowie einer Ni-Cr-Ni-Mikrothermosonde, die an 

das Meßgerät angeschlossen wird. Mit dem LCD Digitalthermometer kann ein Meßbereich 

von -150 bis 400°C mit einer Genauigkeit von +/- 0,2% kontinuierlich abgedeckt werden. Die 

Ansprechzeit für 95% des Maximalwertes beträgt 108 ms [Herstellerangaben]. Die Länge der 

Thermosonde beträgt 20 cm und ihr Außendurchmesser 0,5 mm. 

Vor Meßbeginn wurde das Thermometer auf 0°C im Eiswasser und 100°C in siedendem 

Wasser kalibriert. 

Bei der interstitiellen Laserbestrahlung des Gewebes kommt es zu einer Temperaturerhöhung, 

die in unmittelbarer Umgebung des Applikators am größten ist und umso geringer wird, je 

weiter man sich vom Zentrum des Laserstrahls entfernt [24,29]. Da die Eigenabsorption der 

Thermosonde sowie die dadurch entstehende sekundäre Überwärmung des Gewebes zur 

Messung von höheren als die tatsächlichen Werte führt, wurde die Thermosonde erst beim 

Auftreten des Farbsignals im FKDS-Gerät in das Gewebe eingeführt. Die Thermosonde wurde 

senkrecht zu der Faser und direkt über der Faserspitze in einem seitlichen Abstand vom 

eigentlichen Strahldurchmesser von ca. 3 mm plaziert.

XIV Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

3.2 Durchführung der interstitiellen Laserkoagulation unter der FKDS-Kontrolle 

3.2.1 Bare fiber 

Frische Schweineleber wurde mit einer Punktionskanüle (Abbocath 16G) unter der 

Bildgebung des B-Bildes des FKDS punktiert. Nach dem Entfernen der Nadel wurde die bare 

fiber über den Teflonkatheter in das zu koagulierende Gewebe eingeführt. Danach folgte der 

Rückzug des Katheters um 5 mm, so daß sich jetzt die Spitze des Lichtwellenleiters in 

direktem Kontakt mit dem Gewebe befand. Es wurden jeweils 5 Bestrahlungsreihen für die 

Leistungen 2, 3, 4 und 5 W über die Zeiten 120, 240 und 480 Sekunden vorgenommen. 

Tabelle 2: Energie (J) bei den verwendeten Expositionszeiten und Leistungen. 

Zeit (s) 

Leistung (W) 2 3 4 5 

120 240 360 480 600 

240 480 720 960 1200 

480 960 1440 1920 2400 

Während der Laserung unter der FKDS-Kontrolle wurde die Entwicklung der Veränderungszone 

im B-Bild und das Verhalten des Farbsignals beobachtet. Die Zeit t, nach der es zum 

Entstehen des Farbsignals kam, wurde gemessen. Die Temperatur T, bei der die ersten 

Veränderungen des Farbsignals auftraten, wurde registriert. Die weitere Entwicklung dieses 

Signals wurde im Monitor beobachtet. Sofort nach Ende der Bestrahlung sowie 2 und 10 

Minuten danach wurde im B-Bild die Größe der Veränderungszone ausgemessen. 

Anschließend wurde das Präparat entlang des Punktionskanals aufgeschnitten, die 

Koagulationszone makroskopisch bestimmt und mittels Lineal ausgemessen. Die 

makroskopischen Messungen wurden danach mit den B-Bild-Werten verglichen.

Diskussion XV 

_________________________________________________________________________________________ 

Abb. 14. Punktionskanüle (Abbocath 16G) und frisch präparierte bare fiber (600 µm) vor dem 

Einführen in das Präparat. 

Ablauf einer Einzelmessung 

1. Vorbereiten des Gewebestückes 

2. Einstellen des FKDS-Gerätes 

3. Darstellen des zu bestrahlenden Bereiches im B-Bild 

4. Punktion des Gewebes mit Abbocath 16G 

5. Entfernen der Punktionsnadel 

6. Vorschieben der Faser durch den Teflonkatheter in das Gewebe 

7. Rückziehen des Katheters um 5 mm 

8. Laserbestrahlung des Präparates unter Kontrolle der FKDS 

9. Beim Auftreten des Farbsignals: 

- Aufzeichnen der Zeit t, nach der das Farbsignal auftritt 

- Einbringen der Thermosonde ins Gewebe 

- Aufzeichnen der Temperatur T, bei der das Farbsignal entsteht 

- weiteres Beobachten der Veränderungen des Farbsignals im B-Bild 

10. Beenden der Laserung 

11. Ausmessen der Veränderungszone im B-Bild sofort nach Ende der Laserung 

12. Ausmessen der Veränderungszone im B-Bild 2min. nach Ende der Laserung 

13. Ausmessen der Veränderungszone im B-Bild 10min. nach Ende der Laserung 

14. Aufschneiden des Präparates und Ausmessen der Länge und Breite der Koagulationszone 

15. Dokumentation

XVI Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

3.2.2 Bare fiber mit Spülung 

Der Versuchsaufbau entspricht dem Aufbau wie bei 3.2.1. Zusätzlich wurde die 0,9%- 

Kochsalzlösung mittels eines Infusionssystems an den Katheter angeschlossen, so daß die 

Faserspitze durch die austretende Flüssigkeit gespült wurde. Die Spülgeschwindigkeit betrug 

2 ml/min. Es wurden jeweils 5 Bestrahlungsreihen für die Leistungen 4, 5 und 6 W im cw- 

Verfahren über die Zeiten 120, 240 und 480 Sekunden durchgeführt. 


Leistung (W) 4 5 6 

Zeit (s) 

120 480 600 720 

240 960 1200 1440 

480 1920 2400 2880 

Während der Laserung unter der FKDS-Kontrolle wurden die Entwicklung der 

Veränderungszone im B-Bild und das Verhalten des Farbsignals beobachtet. Die Zeit t, nach 

der es zum Entstehen des Farbsignals kam, wurde gemessen. Die weitere Entwicklung dieses 

Signals wurde im Monitor beobachtet. Anschließend an die Laserung sowie 2 und 10 Minuten 

danach wurde die Größe der jeweiligen Veränderungszone im B-Bild ausgemessen. Danach 

erfolgte die makroskopische Ausmessung der Koagulationszone in dem entlang des 

Punktionskanals aufgeschnittenen Leberpräparat. Die im B-Bild ausgemessenen Längen und 

Breiten der Veränderungszonen wurden mit den makroskopischen Werten verglichen. 

Abb. 15. Positionierung der bare fiber mit Spülung im Schweineleberpräparat.

Diskussion XVII 

_________________________________________________________________________________________ 





4. Punktion des Gewebes mit Abbocath 16 G 

5. Entfernen der Punktionsnadel 

6. Durchstechen des Gummiverbindungsstückes des Infusionssystems und Einführen der 

bare fiber in das Infusionssystems 

7. Vorschieben der Faser in den Teflonkatheter und Anschluß des Infusionssystems an den 

Katheter 

8. Rückzug des Katheters mit angeschlossenem Infusionssystem (Faserspitze überragt die 

Katheterspitze um 5 mm) 

9. Beginn der Spülung 


11. Beim Auftreten des Farbsignals Aufzeichnen der Zeit t 

12. Aufzeichnen des Farbsignals im weiteren Verlauf der Laserung 


14. Beenden der Spülung 


16. Ausmessen der Veränderungszone im B-Bild 2 min. nach Ende der Laserung 



19. Dokumentation

XVIII Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

3.2.3 Diffus abstrahlender LITT-Applikator 

Nach der FKDS-gesteuerten Punktion des Leberpräparates mittels des LITT-Punktionssets 

wurde der Hüllschlauch in dem zu bestrahlenden Bereich positioniert. Danach wurde der 

LITT-Applikator bis zum Ende des Hüllschlauches eingeführt. 

Es wurden jeweils 5 Bestrahlungsreihen für die Leistungen von 4, 5 und 6 W im cw- 

Verfahren für die Zeiten 600, 780 und 900 Sekunden durchgeführt. Diese Parameter 

entsprechen den klinischen Anwendungen des LITT-Applikators. 


Leistung (W) 4 5 6 

Zeit (s) 

600 2400 3000 3600 

780 3120 3900 4680 

900 3600 4500 5400 

Während der Laserung unter der FKDS-Kontrolle wurden die Entwicklung der 

Veränderungsszone im B-Bild und das Verhalten des Farbsignals beobachtet. Die Zeit t, nach 

der es zum Entstehen des Farbsignals kam, wurde gemessen. Die weitere Entwicklung dieses 

Signals wurde im Monitor beobachtet. Sofort nach der Laserung sowie 2 und 10 Minuten 

danach wurde die Größe der jeweiligen Veränderungszone im B-Bild ausgemessen. 

Anschließend wurde das Präparat entlang des Punktionskanals aufgeschnitten, die 

Koagulationszone makroskopisch bestimmt und mittels Lineal ausgemessen. Die im B-Bild 

ausgemessenen Längen und Breiten der Veränderungszonen wurden mit den makroskopischen 

Werten verglichen.

Diskussion XIX 

_________________________________________________________________________________________ 

Abb. 16. LITT-Applikator (LMZ) vor dem Einführen in den im Schweineleberpräparat 

positionierten Hüllschlauch. 





4. Punktion des Gewebes mit der Punktionsnadel 

5. Herausziehen des Mandrins 

6. Einführen des Führungsdrahtes 

7. Herausziehen der Punktionsnadel 

8. Einführen der Schleuse mit Mandrin 

9. Herausziehen des Führungsdrahtes und des Mandrins 

10. Einbringen des Hüllschlauches in die Schleuse 

11. Herausziehen der Schleuse 

12. Einführen des Applikators bis zum Ende des Hüllschlauches 

13. Fixierung der Faser am Hüllschlauchschaft 


15. Beim Auftreten vom Farbsignal Aufzeichnen der Zeit t 

16. Aufzeichnen des Farbsignals im weiteren Verlauf der Laserung 






22. Dokumentation

XX Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

4 Ergebnisse 

4.1 Bare fiber 

4.1.1 Bildgebung vor der Laserung 

Während der Punktion des Gewebes mit dem Abbocath 16G und der anschließenden 

Einführung der Faser ließen sich beide im B-Bild in Form echoreicher Strukturen deutlich 

darstellen, so daß eine präzise Lokalisation der Faserspitze in dem zu koagulierenden Gewebe 

möglich war (Abb. 17). 

Abb. 17. Darstellung der Lokalisation der Faser im Lebergewebe mit Hilfe des FKDS-Gerätes 

(Quantum 1000).

Diskussion XXI 

_________________________________________________________________________________________ 

4.1.2 FKDS-Kontrolle während der Laserkoagulation 

Nach Beginn der Laserung wurde im Grauwertbild des FKDS die Entwicklung einer 

echoreichen Zone um die Faserspitze mit Schallauslöschung nach unten beobachtet. Diese 

Zone vergrößerte sich im weiteren Verlauf der Bestrahlung. Nach einer bestimmten Zeit t 

(Tabelle 5) kam es im Bereich der Faserspitze zur Entwicklung eines Farbsignals, das aus 

einer Mischung von roten und blauen Punkten bestand. Im weiteren Verlauf der 

Laserkoagulation kam es regelmäßig zur Größenzunahme dieses Signals. Während jedoch bei 

2 W die Größenzunahme langsam erfolgte, kam es bei 3, 4 und 5 W zu einer plötzlichen 

Ausbreitung des "Farbnebels". Danach nahm das Farbsignal langsamer an Größe zu. Dabei 

entsprachen seine Form und Position nicht der Größe und Lokalisation der echoreichen Zone. 

Während der weiteren Laserung konnte man eine Verschiebung des Farbsignals entlang des 

Punktionskanals in Richtung auf die Punktionsstelle beobachten. Gleichzeitig war im Monitor 

die Bewegung einzelner Signale entlang des Katheters sichtbar, zeitkongruent wurde das 

Entweichen von Gas an der Punktionsstelle bemerkt. Bei längerer Laserung kam es zum 

Verlust des Farbsignals. Gleichzeitig wurde keine weitere Vergrößerung der echoreichen Zone 

beobachtet. 

Die Farbintensität und Größe des FKDS-Signals waren bei jeweils gleicher Bestrahlungsdauer 

für die Leistung von 5 W am größten, für 4 W mittelstark, für 3 W schwächer und für die 

Leistung von 2 W am schwächsten ausgeprägt. 

Tabelle 5 zeigt die Zeit t, nach der es zum Auftreten vom Farbsignal bei jeweiliger Leistung 

kam. Der t-Wert wurde als Mittelwert aus 15 Messungen errechnet. 

Tabelle 5: Zeit t in Abhängigkeit von der Leistung. 

Leistung 

(W) 

t 

(s) 

2 80 

3 62 

4 41 

5 30 

Abb. 18-21 zeigen das Entstehen und die weitere Entwicklung des Farbsignals während der 

Laserkoagulation mit der Leistung von 4 W über 240 s.

XXII Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

Abb. 18. 60 s nach Beginn der Laserung: Auftreten des Farbsignals an der 

Faserspitze (Quantum 1000). 

Abb. 19. 90 s nach Beginn der Laserung: weitere Ausbreitung des Farbsignals 

(Quantum 1000).

Diskussion XXIII 

_________________________________________________________________________________________ 

Abb. 20. 100 s nach Beginn der Laserung: maximale Entwicklung des Farbsignals 

(Quantum 1000). 

Abb. 21. 110 s nach Beginn der Laserung: Abschwächung des Farbsignals 

(Quantum 1000).

XXIV Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

4.1.3 Temperaturmessung 

Die Temperaturmessungen ergaben beim ersten Auftreten vom Farbsignal Werte von 

60 (+/- 3)°C. Bei der plötzlichen Ausbreitung des Farbsignals bei der Leistung von 3, 4 und 

5 W erreichte die Temperatur Werte von 95 (+/-3)°C. 

4.1.4 B-Bild-Kontrolle nach der Laserung 

Nach Beenden der Laserung konnte man im B-Bild regelmäßig eine Veränderungszone im 

bestrahlten Bereich beobachten. Sofort nach Ende der Laserexposition bestand diese Zone aus 

einem echoreichen Zentrum, das von einer isoreflexiven Zone und einem echoarmen Saum 

umgeben wurde (Abb. 22). Während der folgenden 10 Minuten kam es zu einer 

Verkleinerung dieses Areals (Abb. 23). 

Abb. 22. Darstellung des bestrahlten Bereiches im B-Bild (Quantum 1000) 

sofort nach Ende der Laserung (Leistung 4 W, Zeit 240 s).

Diskussion XXV 

_________________________________________________________________________________________ 

Die im B-Bild sofort nach Ende der Laserung sowie 2 und 10 Minuten danach ausgemessenen 

Längen und Breiten der bei den eingesetzten Parametern aufgetretenen echoreichen 

Veränderungszonen (Mittelwerte aus 5 Einzelmessungen) sind der Tabelle 6 zu entnehmen. 

Leistung 

(W) 

2 

3 

4 

5 

Abb. 23. Darstellung des bestrahlten Bereiches im B-Bild (Quantum 1000) 

10 Minuten nach Ende der Laserung (Leistung 4 W, Zeit 240 s). 

Tabelle 6: Längen und Breiten der echoreichen Veränderungszonen im B-Bild 

sofort, 2 und 10 Minuten nach der Laserexposition. 

Applikations- 

dauer 

(s) 

120 

240 

480 

120 

240 

480 

120 

240 

480 

120 

240 

480 

Länge sofort 

nach der 

Laserung 

(mm) 

8,8 

10,3 

13,8 

10,7 

13,7 

19,2 

14,5 

20,3 

24,6 

19,9 

24,4 

28,8 

Länge 2 min. 

nach der 

Laserung 

(mm) 

8,2 

10,0 

13,0 

9,3 

12,3 

17,8 

13,4 

18,6 

22,2 

17,5 

21,6 

26,4 

Länge 10 min. 

nach der 

Laserung 

(mm) 

7,5 

9,2 

12,5 

8,5 

11,0 

16,0 

12,8 

17,2 

20,0 

16,4 

20,9 

23,0 

Breite sofort 

nach der 

Laserung 

(mm) 

6,0 

6,6 

7,8 

6,3 

7,8 

10,4 

8,6 

10,3 

13,0 

10,8 

13,5 

15,6 

Breite 2 min. 

nach der 

Laserung 

(mm) 

4,8 

5,8 

6,5 

5,5 

6,9 

9,8 

7,3 

9,2 

12,3 

9,4 

12,0 

13,2 

Breite 10 min. 

nach der 

Laserung 

(mm) 

4,0 

4,5 

5,4 

4,5 

6,0 

8,0 

6,0 

8,0 

10,4 

8,8 

11,4 

12,0

XXVI Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

4.1.5 Makroskopisches Bild nach der Laserkoagulation 

Das Ergebnis der interstitiellen Bestrahlung mit vorgegebenen Parametern war bei allen 

eingesetzten Leistungen und Bestrahlungszeiten die Entwicklung einer makroskopisch 

erkennbaren Koagulationszone, die gegenüber der Umgebung scharf demarkiert war. In 

Abhängigkeit von der Laserleistung war diese Zone entweder kugelförmig (bei 2 W) oder 

ellipsoid mit der Ausbreitung entlang der axialen Verlängerung des Laserstrahls (bei 3, 4 und 

5 W). Die Faserspitze befand sich stets im Zentrum der Koagulationszone. Bei 4 und 5 W 

kam es regelmäßig bei allen eingesetzten Bestrahlungszeiten zur Karbonisation des Gewebes 

um die Faserspitze und entlang der Faser. Abb. 24 zeigt die makroskopisch sichtbare 

Koagulationszone nach interstitieller Laserkoagulation mit der Leistung von 4 W über 240 s. 

Abb. 24. Makroskopisch sichtbare Koagulation des Gewebes 

(Leistung 4 W, Zeit 240 s). 

Die makroskopisch ausgemessenen Längen und Breiten der bei den eingesetzten Parametern 

erreichten Koagulationszonen (Mittelwerte aus 5 Einzelmessungen) sind der Tabelle 7 zu 

entnehmen.

Diskussion XXVII 

_________________________________________________________________________________________ 

Tabelle 7: Längen und Breiten der Koagulationszonen in makroskopischen Messungen. 

Leistung 

(W) 

2 

3 

4 

5 

Applikations- 

dauer 

(s) 

120 

240 

480 

120 

240 

480 

120 

240 

480 

120 

240 

480 

Energie 

(J) 

240 

480 

960 

360 

720 

1440 

480 

960 

1920 

600 

1200 

2400 

Länge der 

Koagulationszone 

(mm) 

7,0 

8,2 

11,7 

8,3 

11,3 

16,5 

12,3 

16,7 

21,5 

16,1 

20,8 

24,1 

Breite der 


(mm) 

4,5 

5,0 

6,25 

5,25 

6,5 

9,0 

6,5 

8,5 

11,25 

8,5 

10,8 

12,8

XXVIII Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

4.2 Bare fiber mit Spülung 


Während der Punktion des Gewebes mit dem Abbocath 16G und der anschließenden 

Einführung der Faser ließen sich beide im Monitor deutlich darstellen, so daß eine präzise 

Lokalisation der Faserspitze in dem zu bestrahlenden Gewebe möglich war. Mit Beginn der 

Spülung konnte man im B-Bild die Ausbreitung einer echoarmen Zone um die Faserspitze 

beobachten (Abb. 25). 

Abb. 25. Darstellung der Lokalisation der Faser mit Spülung mit Hilfe 

des FKDS-Gerätes (Quantum 2000).

Diskussion XXIX 

_________________________________________________________________________________________ 


Nach Beginn der Laserung unter Spülung kam es zur weiteren Vergrößerung der echoarmen 

Zone. Die Faserspitze war immer deutlich sichtbar. Im weiteren Verlauf der Laserung kam es 

zur Entwicklung und räumlichen Ausbreitung einer echoreichen Zone, die im Zentrum der 

echoarmen Zone um die Faserspitze lag. Nach einer bestimmten Zeit t (Tabelle 8) folgte dann 

das Auftreten des Farbsignals. Im weiteren Verlauf der Laserung nahm dieses Farbsignal 

regelmäßig an Größe zu und war stets auf die Umgebung der Faserspitze beschränkt. Eine 

Abschwächung bzw. ein Auslöschen des Farbsignals konnte man bei den eingesetzten 

Leistungen und Bestrahlungszeiten nicht beobachten. 

Die Farbintensität und Größe des FKDS-Signals waren bei der jeweils gleichen 

Bestrahlungszeit für die Leistung von 6 W am größten, für die Leistung von 5 W mittelstark 

und für 4 W am schwächsten ausgeprägt. 

Tabelle 8 zeigt die Zeit t, nach der es zum Entstehen vom Farbsignal bei jeweiliger Leistung 

kam. Der t-Wert wurde als Mittelwert aus 15 Einzelmessungen errechnet. 


Leistung 

(W) 

t 

(s) 

4 45 

5 37 

6 32 

Abb. 26 zeigt die Ausbreitung des Farbsignals nach 112 s ab Beginn der Laserung mit der 

Leistung von 4 W.

XXX Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

Abb. 26. Das Farbsignal nach 112 s Laserung (Quantum 2000, bare fiber mit 

Spülung, Leistung 4 W). 

4.2.3 B-Bild-Kontrolle nach der Laserung 

Sofort nach Beenden der Laserung konnte man im B-Bild regelmäßig einen 

Veränderungsbereich beobachten. Dieser bestand aus einer echoarmen Zone, in derem Inneren 

sich eine echoreiche Zone um die Faserspitze befand. Innerhalb von 2 Minuten nach Ende der 

Laserung kam es zu einer Größenreduktion der echoreichen Zone, danach kam es zu keiner 

wesentlichen Veränderung in Form und Größe dieser Zone. Abb. 27 zeigt den bestrahlten 

Bereich im FKDS-Bild sofort nach Beenden der Laserung mittels bare fiber mit Spülung bei 

der Leistung von 5 W und Bestrahlungsdauer von 480 s.

Diskussion XXXI 

_________________________________________________________________________________________ 

Die im B-Bild sofort nach der Laserung sowie 2 und 10 Minuten danach ausgemessenen 

Längen und Breiten der bei den eingesetzten Parametern aufgetretenen echoreichen 

Veränderungszonen (Mittelwerte aus 5 Einzelmessungen) sind der Tabelle 9 zu entnehmen. 

Leistung 

(W) 

4 

5 

6 

Abb. 27. Darstellung des bestrahlten Bereiches im FKDS (Quantum 2000) 

sofort nach der Laserung (bare fiber mit Spülung, Leistung 4 W, 

Bestrahlungszeit 480 s). 


sofort, 2 und 10 Minuten nach der Laserexposition. 

Applikations- 

dauer 

(s) 

120 

240 

480 

120 

240 

480 

120 

240 

480 

Länge sofort 

nach der 

Laserung 

(mm) 

13,5 

16,2 

19,2 

16,5 

19,1 

23,5 

20,0 

23,9 

26,6 

Länge 2 min. 

nach der 

Laserung 

(mm) 

12,5 

15,2 

18,0 

14,5 

18,0 

22,1 

18,2 

22,2 

24,5 

Länge 10 min. 

nach der 

Laserung 

(mm) 

12,7 

15,3 

18,2 

14,4 

18,2 

22,0 

18,2 

22,0 

24,3 

Breite sofort 

nach der 

Laserung 

(mm) 

9,4 

10,8 

12,3 

11,3 

12,9 

14,5 

13,5 

17,9 

19,5 

Breite 2 min. 

nach der 

Laserung 

(mm) 

7,8 

8,5 

10,5 

10,3 

10,8 

12,0 

12,8 

15,0 

16,9 

Breite 10 min 

nach der 

Laserung 

(mm) 

7,6 

8,4 

10,3 

10,2 

10,8 

11,7 

13,0 

14,7 

16,8

XXXIIDiskussion 

_________________________________________________________________________________________ 


Das Ergebnis der interstitiellen Bestrahlung mittels bare fiber mit der Spülung war bei den 

eingesetzten Parametern in jedem Fall eine Gewebeveränderung im behandelten Bereich. Das 

bestrahlte und unter dem Einfluß von Spülflüssigkeit stehende Gewebe war scharf von der 

Umgebung abgegrenzt und im Vergleich zu dieser heller. Im Zentrum dieser Zone befand sich 

eine eindeutig erkennbare Koagulationszone, die sich entlang der axialen Verlängerung des 

Laserstrahls ausbreitete und fester sowie härter als das umgebende Gewebe war. Eine 

Karbonisation bzw. Vaporisation des Gewebes ließen sich nicht erkennen. 

Abb. 28 zeigt den makroskopisch sichtbaren Gewebeveränderungsbereich 

(Gewebezerstörungs-zone und Koagulationszone) nach interstitieller Laserkoagulation mittels 

bare fiber mit Spülung bei der Leistung von 4 W über 480 s. 

Abb. 28. Makroskopisch sichtbare Gewebeveränderungszone 

(bare fiber mit Spülung, Leistung 4 W, Expositionszeit 480 s). 

Die makroskopisch ausgemessenen Längen und Breiten der Koagulationszonen (Mittelwerte 

aus 5 Einzelmessungen) sind der Tabelle 10 zu entnehmen.

DiskussionXXXIII 

_________________________________________________________________________________________ 


Leistung 

(W) 

4 

5 

6 

Applikations- 

dauer 

(s) 

120 

240 

480 

120 

240 

480 

120 

240 

480 

Energie 

(J) 

480 

960 

1920 

600 

1200 

2400 

720 

1440 

2880 

4.3 Diffus abstrahlender LITT-Applikator 


Länge der 


(mm) 

12,0 

14,0 

17,0 

15,0 

17,3 

21,0 

Breite der 


Während der Punktion und einschließender Einführung des Applikators wurden die 

Punktionsnadel, der Hüllschlauch sowie der LITT-Applikator im B-Bild in Form echoreicher 

Strukturen deutlich darstellbar, so daß eine präzise Punktion und dieser folgende genaue 

Positionierung des Applikators in dem zu bestrahlenden Gewebe möglich waren (Abb. 29). 

18,0 

22,5 

24,0 

(mm) 

8,0 

9,5 

11,0 

10,0 

11,6 

13,2 

12,0 

15,6 

18,0 

Abb. 29. Darstellung der Lokalisation des diffusen LITT-Applikators im 

Lebergewebe mit Hilfe des FKDS (Quantum 2000).

XXXIVDiskussion 

_________________________________________________________________________________________ 


Nach anfänglich fehlender Veränderung des B-Bildes wurde im B-Bild die Entwicklung einer 

echoreichen Zone und ihre Ausbreitung entlang der gesamten Länge des Applikators 

beobachtet. Nach der Zeit t (Tabelle 11) kam es zum Auftreten eines Farbsignals in Form von 

einzelnen roten bzw. blauen Punkten. Im weiteren Verlauf der Laserung kam es zu einer 

räumlichen Ausbreitung dieses Signals, wobei seine Größe und Form nicht der Ausbreitung 

der echoreichen Zone entsprachen. Die Farbintensität und Größe des FKDS-Signals waren 

insgesamt schwächer ausgeprägt als bei der bare fiber bzw. bare fiber mit Spülung. 

Tabelle 11 zeigt die Zeit t, bei der es zum Entstehen vom Farbsignal bei jeweiliger Leistung 

kam. Der t-Wert wurde als Mittelwert aus 15 Messungen errechnet. 


Leistung 

(W) 

t 

(s) 

4 480 

5 420 

6 360 

Abb. 30 zeigt das Farbsignal bei der Laserung mittels des diffusen LITT-Applikators mit der 

Leistung von 5 W nach 224 s ab Beginn der Laserung. 

Abb. 30. Farbsignal nach 224 s bei der Laserung mittels des LITT- 

Applikators mit der Leistung von 5 W (Quantum 2000).

Diskussion XXXV 

_________________________________________________________________________________________ 

4.3.3 B-Bild nach der Laserung 

Nach dem Beenden der Laserung konnte man im B-Bild regelmäßig eine Veränderungszone 

im behandelten Bereich beobachten. Gleich nach dem Ende der Laserlichtexposition bestand 

diese Zone aus einem echoreichen, den Applikator umgebenden Areal, das von einer 

isoreflexiven Zone und einem echoarmen Saum begleitet wurde. Innerhalb von 2 Minuten 

nach dem Beenden der Laserlichtzufuhr kam es zu einer Größenreduktion der echoreichen 

Zone. Ab diesem Zeitpunkt ließ sich keine wesentliche Veränderung der Form und Größe 

dieses Areals beobachten. 

Abb. 31. Darstellung des bestrahlten Bereiches im FKDS (Quantum 2000) 

sofort nach Ende der Laserung (Leistung 5 W, Expositionszeit 900 s). 

Die im B-Bild sofort nach Ende der Laserexposition sowie 2 und 10 Minuten danach 

gemessenen Längen und Breiten der bei den eingesetzten Parametern aufgetretenen 

echoreichen Veränderungszonen (Mittelwerte aus 5 Einzelmessungen) sind der Tabelle 12 zu 

entnehmen.

XXXVI Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

Leistung 

(W) 

4 

5 

6 


sofort, 2 und 10 Minuten nach der Laserexposition 

Applikations- 

dauer 

(s) 

600 

780 

900 

600 

780 

900 

600 

780 

900 

Länge sofort 

nach der 

Laserung 

(mm) 

21,0 

22,5 

26,0 

24,4 

26,9 

28,6 

25,5 

28,3 

30,4 

Länge 2 min 

nach der 

Laserung 

(mm) 

20,1 

21,0 

24,0 

22,8 

25,0 

26,8 

23,5 

27,0 

29,0 

Länge 10 min 

nach der 

Laserung 

(mm) 

20,3 

20,7 

23,5 

22,5 

25,4 

27,0 

23,5 

27,5 

29,4 


Breite sofort 

nach der 

Laserung 

(mm) 

13,6 

15,0 

16,2 

17,0 

18,2 

19,8 

Breite 2 min 

nach der 

Laserung 

(mm) 

12,6 

14,5 

15,2 

14,0 

16,8 

18,8 

Breite 10 min 

nach der 

Laserung 

Auch in diesem Fall kam es regelmäßig zum Entstehen von makroskopisch erkennbaren 

Koagulationszonen. Diese zeigten bei den eingesetzten Leistungen und Bestrahlungszeiten 

immer eine ellipsoide Form mit der Ausbreitung entlang des LITT-Applikators und waren 

gegenüber dem umgebenden Gewebe scharf demarkiert. Der Applikator befand sich stets im 

Zentrum der Koagulationszone. Eine Karbonisation trat bei den eingesetzten Parametern in 

keinem Fall auf. 

Die makroskopisch ausgemessenen Längen und Breiten der bei den eingesetzten Parametern 

erreichten Koagulationszonen (Mittelwerte aus 5 Einzelmessungen) sind der Tabelle 13 zu 

entnehmen. 

20,5 

21,6 

23,0 

18,0 

19,4 

21,4 

(mm) 

12,9 

14,6 

15,0 

14,2 

16,8 

19,1 

18,0 

19,6 

21,3

DiskussionXXXVII 

_________________________________________________________________________________________ 

Abb. 32. Makroskopisch sichtbare Koagulation des Gewebes 

(LITT-Applikator, Leistung 5 W, Bestrahlungszeit 900 s). 


Leistung 

(W) 

4 

5 

6 

Applikations- 

dauer 

(s) 

600 

780 

900 

600 

780 

900 

600 

780 

900 

Energie 

(J) 

2400 

3120 

3600 

3000 

3900 

4500 

3600 

4680 

5400 

Länge der 


(mm) 

19,5 

21,5 

23,0 

22,2 

24,6 

26,0 

24,4 

26,2 

28,0 

Breite der 


(mm) 

13,2 

14,0 

15,4 

15,0 

17,4 

19,6 

17,2 

20,6 

21,8

XXXVIII Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

5 Diskussion 

5.1 Bildgebung vor der Laserung 


Da die Gewebestruktur und das Abbocath 16G im B-Bild gut sichtbar sind, kann die Punktion 

präzise durchgeführt werden. Auch nach dem Entfernen der Nadel kann man im Grauwertbild 

eine ausreichende Darstellung der Punktionsverhältnisse erreichen, so daß die anschließende 

Positionierung der bare fiber problemlos erfolgen kann. Die Teflonkanüle und die Faserspitze 

der bare fiber sind im B-Bild gut sichtbar, so daß eine genaue Kontrolle der Positionierung der 

Fasersitze möglich ist. Wegen der guten Darstellung der Strukturen ist die Möglichkeit zur 

Durchführung der bei einer Punktion eventuell notwendigen Korrekturen gegeben. Somit sind 

die Voraussetzungen für eine ultraschallgesteuerte Punktion und Positionierung der bare fiber 

in dem zu behandelnden Bereich erfüllt. 


Auch in diesem Fall ist die Darstellung der Gewebestruktur ausreichend für die Durchführung 

einer ultraschallgesteuerten Punktion mittels des Abbocaths 16G. Das anschließende 

Einführen der Faser mit der Spülung gelingt mit Hilfe des B-Bildes problemlos. Die 

zusätzliche Information über die Ausbreitung der Spülflüssigkeit im Gewebe kann bei der 

LITT im klinischen Bereich von großer Bedeutung überall dort sein, wo die empfindlichen 

Strukturen von Wärmeschäden geschont werden müssen. Auch in diesem Fall erweist sich das 

B-Bild als eine geeignete Kontrollmethode zur Durchführung der Punktion und Positionierung 

des Laserapplikationssystems. 


Aufgrund einer ausreichender Darstellung der Punktionsnadel, des Hüllschlauches und des 

Applikators im B-Bild können die Punktion und das Einführen des Applikationssystems 

präzise erfolgen. Die eventuellen Korrekturen lassen sich unter der B-Bild-Kontrolle einfach 

durchführen. Somit erweist sich das Ultraschallverfahren als eine geeignete Kontrollmethode 

bei der Durchführung der Punktion und anschließender Positionierung des diffusen LITT- 

Applikators im Gewebe.

DiskussionXXXIX 

_________________________________________________________________________________________ 

5.1.4 Vergleich bare fiber, bare fiber mit Spülung und diffuser LITT-Applikator. 

In allen Fällen ist die Punktion des Gewebes und das Einführen des Applikatorssystems 

einfach und schnell durchführbar. Auch die notwendigen Korrekturen erfolgen unter B-Bild- 

Kontrolle problemlos. Somit ist das B-Bild zur Durchführung der Punktion und zur 

Positionierung aller drei Laserapplikationssysteme gut geeignet. 

5.2 FKDS-Kontrolle während der Laserkoagulation 


Die Tatsache, daß die Ausgasung der im Gewebe gelösten Gase mit steigender Temperatur 

zunimmt und daß es bei Temperaturen um 100°C zur Verdampfung des Gewebewassers 

kommt, findet bei der während der FKDS-kontrollierten interstitiellen Laserkoagulation 

auftretenden Gewebeerwärmung seine Darstellung im Grauwertbild in Form einer 

echoreichen Zone, deren Ausmaße sich im Laufe der Laserung verändern. Die typische 

Veränderung des Grauwertbildes (Schallauslöschung nach unten) in Verbindung mit den 

einzeln sichtbaren Gasblasen, die auch von anderen Autoren beobachtet wurden 

[6,34,75,76,115], sowie das Erscheinen vom Gas am äußeren Ende des Abbocaths weisen 

darauf eindeutig hin. Diese Ausgasungsreaktion ist auch bei der direkten Kontrolle des LITT- 

Prozesses als Krepitation palpierbar [14,42,101,102]. 

Bei der Durchführung der FKDS-kontrollierten interstitiellen Laserkoagulation unter dem 

Einsatz der bare fiber kam es in allen Fällen zum Entstehen vom Farbsignal bei den über der 

Faserspitze gemessenen Temperaturen von ca. 60°C, bei denen es zu einer vermehrten CO2- 

Ausgasungsreaktion im Gewebe kommt und die für das Auftreten einer Gewebekoagulation 

notwendig sind. Somit kann das Erscheinen des FKDS-Signals während des LITT-Prozesses 

als Indikator für das Erreichen von Temperaturen dienen, bei denen die Koagulation im 

Gewebe stattfindet. Der "Popcorneffekt", der bei den Leistungen von 3, 4 und 5 W bei den 

Temperaturen von ca. 95°C auftrat, weist darauf hin, daß höhere Temperaturen erreicht 

werden, bei denen es zu einer zusätzlichen Verdampfung vom Gewebewasser kommt. 

Bei der Laserkoagulation mittels bare fiber war die Zeit t, nach der es zum Auftreten vom 

Farbsignal kam, von der Leistung abhängig. Bei Verwendung höherer Leistungen entstand das 

Signal früher als bei niedrigen Leistungen (Abb. 33). In allen Untersuchungen betrug die 

applizierte Energie zu der Zeit t 150-180 J.

XL Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

t (s) 

80 

70 

60 

50 

40 

30 

20 

10 

0 

0 1 2 3 4 5 

Leistung (W) 

Abb. 33 Abhängigkeit des zeitlichen Auftretens des Farbsignals von der Leistung 

(bare fiber). 

Die Veränderung des Farbsignals im weiteren Verlauf der Laserbestrahlung, insbesondere 

eine Vergrößerung seiner Ausmaße und Intensität, weist darauf hin, daß das Signal eine 

Information über die Intensität der Ausgasungsreaktion im Gewebe liefern kann. Bei der 

Leistung von 2 W erfolgt die Erwärmung des Gewebes langsam, was seinen Ausdruck im 

Verhalten des Farbsignals findet. Seine Ausmaße und Farbsättigung nehmen im Laufe der 

Laserbestrahlung langsam und kontinuierlich zu. Dagegen kommt es bei höheren Leistungen 

(3, 4, 5 W) zu einem schnelleren Temperaturanstieg im bestrahlten Gewebe. 

Dementsprechend ist die Intensität der Ausgasungsreaktion nach gleicher Bestrahlungszeit bei 

einer Leistung von 5 W am größten und nimmt mit der Abnahme der Leistung ab. Das 

spiegelt sich auch in dem Verhalten des Farbsignals. Seine Intensität und Ausmaße sind nach 

gleicher Bestrahlungszeit für 5 W am stärksten, für 4 W mittelstark, für 3 W schwächer und 

für 2 W am schwächsten ausgeprägt. 

Die Abnahme der Größe und der Intensität des FKDS-Signals im Laufe der Laserung weist 

auf eine Abnahme der Intensität der Ausgasungsreaktion im behandelten Bereich hin. Die 

Untersuchungen zum Temperaturverhalten des Gewebes während der LITT haben gezeigt, 

daß es im Gewebe nach gewisser Bestrahlungszeit, die von der Leistung abhängig ist, zu 

einem "steady state" im Temperaturverhalten kommt [100]. Gleichzeitig mit der auftretenden 

Koagulation wird das Gewebe fester und trockener. Die Menge der im Gewebe gelösten Gase 

und des Gewebewassers nimmt im koagulierten Gewebe ab. Die Abnahme der Intensität und 

Größe des Farbsignals, die eine Abnahme der Ausgasungsreaktionsintensität darstellt, kann 

somit eine indirekte Information über die im bestrahlten Bereich auftretende Koagulation 

liefern. Tritt kein Signal mehr auf, ist das behandelte Gewebe koaguliert. Wenn es in den 

umgebenden Gewebeschichten entsprechend der Temperaturausbreitung zu einer weiteren 

Ausgasung der im Gewebe gelösten Gase kommen kann, wird im FKDS eine Verlagerung des 

Farbsignals in diesen Bereich beobachtet.

Diskussion XLI 

_________________________________________________________________________________________ 


Die in diesem Fall ins Gewebe einfließende Spülflüssigkeit, die sich im B-Bild in Form einer 

echoarmen Zone darstellt, führt durch das Entstehen eines Temperaturgradientes in der 

Umgebung der Faserspitze zu einer langsameren Erwärmung des Gewebes. Somit werden hier 

im Vergleich zu der Laserung mit bare fiber ohne Spülung für die gleichen Leistungen die 

Temperaturen um 60°C auch später erreicht. Bei der Durchführung der FKDS-kontrollierten 

interstitiellen Laserkoagulation mittels der bare fiber mit Spülung kam es für die eingesetzten 

Leistungen von 4, 5 und 6 Watt stets zum Entstehen vom Farbsignal. Die Zeit t, nach der es 

zum Auftreten vom Farbsignal kam, ist auch in diesem Fall von der Leistung abhängig 

(Abb. 34). 

t (s) 

50 

40 

30 

20 

10 

0 

0 1 2 3 4 5 6 

Leistung (W) 

Abb. 34 Abhängigkeit des zeitlichen Auftretens des Farbsignals (t) von der Leistung 

(bare fiber mit Spülung). 

Im weiteren Verlauf der Laserung kam es stets zu einer Zunahme der Ausmaße und Intensität 

des Farbsignals. Bei der gleichen Bestrahlungszeit waren die Ausmaße und Intensität dieses 

Signals bei der Leistung von 6 W am stärksten, bei der Leistung von 5 W schwächer und bei 

der Leistung von 4 W am schwächsten ausgeprägt.

XLII Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 


Auch im Fall der Laserkoagulation mittels des diffusen LITT-Applikators kam es primär, 

ähnlich wie bei der Koagulation mittels bare fiber, zum Entstehen einer echoreichen Zone mit 

der Schallauslöschung nach unten, die durch das Entstehen einer Gaswolke im Gewebe 

bedingt war. Erst nach sehr langer Zeit kam es bei allen eingesetzten Leistungen zum 

Auftreten des Farbsignals. Die Zeit t, nach der das FKDS-Signal entstand, war von der 

Leistung abhängig, und zwar entstand das Signal für die höheren Leistungen früher als bei den 

niedrigen Leistungen (Abb. 35). Dies läßt sich dadurch erklären, daß die von der ins Gewebe 

applizierten Energie abhängige Temperaturzunahme nach der gleichen Bestrahlungszeit für 

die höheren Leistungen größer ist, somit werden die Temperaturen um 60°C, die für das 

Entstehen vom Farbsignal notwendig sind, bei den höheren Leistungen früher erreicht als bei 

den niedrigeren Leistungen. 

t (s) 

500 

400 

300 

200 

100 

0 

0 1 2 3 4 5 6 

Leistung (W) 

Abb. 35 Abhängigkeit des zeitlichen Auftretens des Farbsignals (t) von der Leistung 

(diffus abstrahlender Applikator). 

Aufgrund der niedrigen Leistungsdichte am diffusen LITT-Applikator sind die in das 

bestrahlte Gewebe applizierten Energiedichten entsprechend niedrig. Somit verändert sich die 

Temperatur des bestrahlten Gewebes sehr langsam. Die Ausgasungsreaktion bzw. die 

zusätzliche Vaporisation treten verzögert auf, so daß die Ausbreitung des Farbsignals während 

der Laserexposition langsam erfolgt und seine Intensität niedrig ist.

Diskussion XLIII 

_________________________________________________________________________________________ 

5.2.4 Vergleich bare fiber und bare fiber mit Spülung 

Das Entstehen vom FKDS-Signal und sein Verhalten im Laufe der Laserung lassen sich für 

bare fiber und bare fiber mit Spülung für die Leistungen von 4 und 5 W vergleichen. Für die 

Leistung von 4 W trat das FKDS-Signal bei der Laserung mittels bare fiber ohne Spülung 

früher (nach 41 s) als bei der Laserung mittels bare fiber mit Spülung (nach 45 s) auf. Die 

Größe und die Intensität dieses Signals waren bei der gleichen Bestrahlungszeit im ersten Fall 

stärker als im zweiten Fall ausgeprägt. Auch bei der Laserung mit der Leistung von 5 W trat 

das Signal im Fall von der bare fiber früher (nach 30 s) als im Fall der bare fiber mit Spülung 

(nach 37 s) auf. Ähnlich wie bei der Leistung von 5 W war die Größe und Intensität dieses 

Signals bei der Laserung mittels bare fiber für die gleiche Expositionszeit stärker ausgeprägt 

als bei der Laserung mittels bare fiber mit Spülung. Da die Leistungsdichten an der bare fiber- 

Spitze für die gleiche Leistung in allen Versuchen identisch sind, waren die beobachteten 

Unterschiede nur durch den Einfluß der Spülung verursacht. Diese führt dazu, daß die zum 

Auftreten von Koagulation notwendigen Temperaturen später erreicht werden, was wiederum 

in dem Verhalten des Farbsignals zum Ausdruck kommt. 

Abb. 36 zeigt den Vergleich des zeitlichen Auftretens des Farbsignals (Zeit t) beim Einsatz 

der bare fiber und bare fiber mit Spülung. 

t (s) 

90 

80 

70 

60 

50 

40 

30 

20 

10 

0 

0 1 2 3 4 5 6 

Leistung (W) 

Abb. 36 Vergleich des zeitlichen Auftretens des Farbsignals (t) beim Einsatz 

der bare fiber (bf) und bare fiber mit Spülung (sp). 

bf 

sp

XLIV Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

5.2.5 Vergleich bare fiber und diffus abstrahlender LITT-Applikator 

Auch in diesem Fall kann der Vergleich für die den beiden Versuchsreihen gemeinsamen 

Leistungen von 4 und 5 W durchgeführt werden. Für die Leistung von 4 W trat das FKDS- 

Signal bei der Laserung mittels bare fiber früher (nach 41 s) als bei der Laserung mittels des 

diffusen LITT-Applikators (nach 480 s) auf. Die Größe und die Intensität dieses Signals waren 

bei der gleichen Bestrahlungszeit im ersten Fall stärker als im zweiten Fall ausgeprägt. Auch 

bei der Laserung mit der Leistung von 5 W trat das Signal im Fall von der bare fiber früher 

(nach 30 s) als im Fall des LITT-Applikators (nach 420 s) auf. Ähnlich wie bei der Leistung 

von 5 W war die Größe und Intensität dieses Signals bei der Laserung mittels bare fiber für 

die gleiche Expositionszeit stärker ausgeprägt als bei der Laserung mittels des LITT- 

Applikators. Da die Leistungsdichten an der bare fiber-Spitze und an der aktiven LITT- 

Applikatorfläche verschieden sind, ist der Unterschied in dem zeitlichen und räumlichen 

Signalverhalten bei sonst gleichen Bedingungen auf den Unterschied in der Leistungsdichte 

zurückzuführen. Bei einer niedrigeren Leistungsdichte muß die Bestrahlungszeit entsprechend 

verlängert werden, damit die zu vermehrter Ausgasungsreaktion notwendige Energie ins 

Gewebe eingebracht wird. Als Konsequenz weist auch das zeitliche Auftreten des von der 

Intensität der Ausgasungsreaktion abhängigen FKDS im Fall des diffus abstrahlenden 

Applikators bei den gleichen Parametern im Vergleich zur bare fiber eine Verzögerung auf. 

t (s) 

500 

400 

300 

200 

100 

0 

0 1 2 3 4 5 6 

Leistung (W) 

Abb. 37 Vergleich des zeitlichen Auftretens des Farbsignals (t) beim 

Einsatz der bare fiber (bf) und des LITT-Applikators (da). 

bf 

da

Diskussion XLV 

_________________________________________________________________________________________ 

5.2.6 Vergleich bare fiber, bare fiber mit Spülung und diffus abstrahlender 

LITT-Applikator 

Das Auftreten vom Farbsignal und seine weitere Entwicklung während der FKDSkontrollierten 

Laserkoagulation ist an das Temperaturverhalten im Gewebe gebunden. Mit der 

starken Zunahme der CO2-Ausgasungsreaktion bei der Temperatur um 57°C kommt es zum 

Entstehen vom FKDS-Signal in Form eines Farbnebels. Da die Koagulation im Gewebe bei 

den Temperaturen um 60°C erfolgt, kann das Auftreten des Farbsignals als ein Indikator für 

das Erreichen einer zur Koagulation des Gewebes notwendigen Temperatur angesehen 

werden. Das zeitliche Auftreten vom Farbsignal und sein weiteres Verhalten ist bei der bare 

fiber, bare fiber mit Spülung und dem diffusen LITT-Applikator für die vergleichbaren 

Leistungen (4 und 5 W) verschieden (Abb. 36 und 37) und von der Intensität der 

Ausgasungsreaktion abhängig. Die Ursache dafür liegt zum einen in der durch die 

Spülflüssigkeit verursachten Kühlung des Gewebes, die das Auftreten von den höheren 

Temperaturen verlangsamt. Zum anderen führt die niedrige Leistungsdichte im Fall des diffus 

abstrahlenden Applikators zum späteren Erreichen der Temperaturen, die zum Entstehen des 

Farbsignals notwendig sind. Mit der insgesamt langsameren Veränderung der Temperatur ist 

die Intensität der Ausgasungsreaktion im Gewebe niedriger, was auch zum Ausdruck im 

Verhalten des Farbsignals kommt. Somit kann die Intensität des FKDS-Signals während der 

FKDS-kontrollierten Laserkoagulation eine semiquantitative Information über die Intensität 

der Gewebereaktion liefern. 

Im Fall der bare fiber mit und ohne Spülung ermöglicht das Farbsignal eine zusätzliche 

Kontrolle der Positionierung der Faserspitze. Die echoreiche Zone, die im B-Bild während der 

Laserung durch vermehrte Ausgasung von im Gewebe gelösten CO2 entsteht, kann die 

Identifikation der Position der Faserspitze im behandelten Gewebe erschweren. Durch das 

Auftreten vom Farbsignal läßt sich zum einen die Faserspitze eindeutig lokalisieren und zum 

anderen der Beginn der Koagulation bestimmen. Dies ist von besonderer Bedeutung bei der 

Umpositionierung der Faser in einem vorbehandelten Bereich, wo eine primäre Darstellung 

der Faserspitze im B-Bild nicht eindeutig erfolgen kann.

XLVI Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

5.3 Kontrolle nach Durchführung der Laserkoagulation 


5.3.1.1 B-Bild 

Die im Grauwertbild sofort nach dem Beenden der Laserung im bestrahlten Bereich sichtbare 

Veränderungszone unterscheidet sich in Größe und Form von der Veränderungszone, die im 

Monitor 10 Minuten nach der Laserung zu beobachten ist. Nach dieser Zeit kommt es zu einer 

deutlichen Reduktion der Ausmaße der echoreichen Zone, die um die Faserspitze lokalisiert 

ist. Die Ursache dafür liegt darin, daß in dem ersten Fall die echoreiche Zone eine 

Überlagerung der Gewebezerstörungszone durch das aus dem Gewebe austretende Gas 

darstellt. Nach 10 Minuten kommt es zu einer gleichmäßigen Verteilung des Gases im 

Gewebe, so daß jetzt im Grauwertbild die Gewebezerstörungszone dargestellt ist. 

5.3.1.2 Makroskopisches Bild 

Makroskopische Gewebeveränderungen sind bei allen eingesetzten Leistungen und 

Bestrahlungszeiten in Form einer Koagulation zu erkennen, wobei die Form und Größe der 

Gewebekoagulationszone bei der jeweiligen Laserleistung von der Expositionszeit abhängig 

ist. Das Auftreten der Koagulation ist an das Erreichen der Temperatur von 60°C gebunden, 

die in allen Versuchen gemessen wurde. Bei den Leistungen von 4 und 5 W ist bei allen 

Bestrahlungszeiten eine Karbonisation des Gewebes um die Faserspitze sichtbar, die durch die 

an der Grenze Faserspitze/Gewebe aufgetretenen hohen Leistungsdichten zu erklären ist.

Diskussion XLVII 

_________________________________________________________________________________________ 

Abb. 38 und 39 zeigen die makroskopisch ausgemessenen Längen und Breiten der 

Koagulationszonen in Abhängigkeit von der Expositionszeit und eingesetzter Leistung. 

Länge (mm) 

Breite (mm) 

25 

20 

15 

10 

5 

0 

0 100 200 300 400 500 

Zeit (s) 

Abb. 38. Abhängigkeit der makroskopisch ausgemessenen Längen der 

Koagulationszonen von der Bestrahlungszeit. 

14 

12 

10 

8 

6 

4 

2 

0 

0 100 200 300 400 500 

Zeit (s) 

Abb. 39 Abhängigkeit der makroskopisch ausgemessenen Breiten der 

Koagulationszonen von der Bestrahlungszeit. 

2W 

3W 

4W 

5W 

2W 

3W 

4W 

5W

XLVIIIDiskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

5.3.1.3 Vergleich B-Bild und makroskopische Messungen 

Die Form und Ausmaße der Veränderungszonen, die im Grauwertbild ca. 10 min. nach dem 

Ende der Laserexposition gemessen wurden, geben die Form und die Ausmaße der 

makroskopisch sichtbaren Gewebezerstörungszonen genau wieder. 

Abb. 40 zeigt die Korrelation zwischen den Längen der echoreichen Veränderungszonen im 

B-Bild 10 min. nach dem Beenden der Laserung und den Längen der Koagulationszonen in 

makroskopischen Messungen. Abb. 41 stellt die entsprechende Korrelation zwischen den 

Breiten dieser Zonen dar. 

Länge B-Bild (mm) 

25 

20 

15 

10 

5 

0 

0 5 10 15 20 25 

Länge makrosk. (mm) 

Abb. 40. Korrelation zwischen den Längen der echoreichen Veränderungszonen 

im B-Bild 10 min. nach Beenden der Laserexposition und den Längen 

der Koagulationszonen in makroskopischen Messungen.

Diskussion XLIX 

_________________________________________________________________________________________ 

Breite B-Bild (mm) 

25 

20 

15 

10 

5 

0 

0 5 10 15 20 25 

Breite makrosk. (mm) 

Abb. 41. Korrelation zwischen den Breiten der echoreichen Veränderungszonen 

im B-Bild 10 min. nach Beenden der Laserexposition und den Breiten 

der Koagulationszonen in makroskopischen Messungen. 


5.3.2.1 B-Bild 

Der Veränderungsbereich im B-Bild bestand sofort nach dem Ende der Laserexposition in 

jedem Fall aus einer echoarmen Zone, die die Ausbreitung der Spülflüssigkeit im Gewebe 

darstellte, und aus der um die Faserspitze sich befindenden Zone, die durch Laserung 

verursachte Gewebeveränderungen anzeigte. Innerhalb der ersten zwei Minuten kam es zu 

einer Verkleinerung der echoreichen Zone, die dann unverändert auch 10 Minuten nach dem 

Beenden der Laserung blieb. Das kann dadurch erklärt werden, daß das um die Faserspitze, 

also im Bereich der höchsten Temperaturen, entstehende Gas die Möglichkeit hatte, sich in 

der umgebenden kühleren Flüssigkeit schnell wieder zu lösen. 


Der makroskopisch erkennbare Gewebeveränderungsbereich bestand in allen Fällen aus einer 

zentralen Koagulationszone und einem um diese Zone liegenden Gewebezerstörungsbereich, 

der infolge der Auflockerung des Gewebes durch die einfließende Spülflüssigkeit entstand. 

Die Form und Größe der Gewebekoagulationszone waren bei der jeweiligen Leistung von der 

Expositionszeit abhängig. Bei der unter Spülung durchgeführten Laserung konnte man

L Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

makroskopisch keine Anzeichen der Austrocknung, Karbonisation bzw. Vaporisierung 

erkennen. Durch den kühlenden Einfluß der Spülflüßigkeit konnte das Auftreten eines 

Wärmestaus in der Umgebung der Faserspitze vermieden und so die Karbonisierung des 

Gewebes verhindert werden. 


Koagulationszonen in Abhängigkeit von der Bestrahlungszeit und eingesetzter Leistung. 

Länge (mm) 

Breite (mm) 

25 

20 

15 

10 

5 

0 

0 100 200 300 400 500 

Zeit (s) 

Abb. 42. Abhängigkeit der makroskopisch ausgemessenen Längen 

der Koagulationszonen von der Bestrahlungszeit. 

18 

16 

14 

12 

10 

8 

6 

4 

2 

0 

0 100 200 300 400 500 

Zeit (s) 

Abb. 43. Abhängigkeit der makroskopisch ausgemessenen Breiten 


4W 

5W 

6W 

4W 

5W 

6W

Diskussion LI 

_________________________________________________________________________________________ 


Die Form und Ausmaße der echoreichen Veränderungszonen, die im Grauwertbild mindestens 

2 min nach dem Beenden der Laserung gemessen wurden, entsprechen der Form und den 

Ausmaßen der Koagulationszonen, die bei den makroskopischen Untersuchungen 

ausgemessen wurden. 


B-Bild 2 min nach dem Ende der Laserexposition und den Längen der Koagulationszonen in 

makroskopischen Messungen. Abb. 45 stellt die entsprechende Korrelation zwischen den 

Breiten dieser Zonen dar. 


25 

20 

15 

10 

5 

0 

0 5 10 15 20 25 



im B-Bild 2 min. nach Beenden der Laserexposition und den Längen 


LII Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 


25 

20 

15 

10 

5 

0 

0 5 10 15 20 25 



im B-Bild 2 min. nach Beenden der Laserexposition und den Breiten 


Diskussion LIII 

_________________________________________________________________________________________ 


5.3.3.1 B-Bild 

Der echoreiche Veränderungsbereich im B-Bild repräsentierte sofort nach dem Ende der 

Laserexposition eine Gasüberlagerung der durch Laserung verursachten 

Gewebeveränderungen. Innerhalb der ersten zwei Minuten kam es zu einer Verkleinerung der 

echoreichen Zone, die dann unverändert auch 10 Minuten nach dem Beenden der Laserung 

blieb. 

Die Ursache dafür liegt in den geringen Leistungsdichten, die im Fall des diffus abstrahlenden 

Applikators an der Grenze Applikator/Gewebe auftreten und eine zu schnelle Erwärmung des 

Gewebes verhindern. Dabei ist die Intensität der Ausgasungsreaktion schwach ausgeprägt, so 

daß es nur zur einer mäßigen Überlagerung der Gewebeveränderungszone durch das Gas 

kommt.

LIV Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 


Bei allen eingesetzten Leistungen und Expositionszeiten kam es in bestrahlten Gebieten 

regelmäßig zum Entstehen von makroskopisch erkennbaren Koagulationszonen. Diese hatten 

in allen Fällen eine elliptische Form, die sich entlang des im Zentrum liegenden Applikators 

ausbreitete. Bei der Länge des aktiven Anteils des Applikators von 18 mm waren die 

Ausmaße der Koagulationszonen bei der jeweiligen Leistung von der Expositionszeit 

abhängig. 


Koagulationszonen in Abhängigkeit von der Bestrahlungszeit und eingesetzter Leistung. 

Länge (mm) 

30 

25 

20 

15 

10 

5 

0 

0 200 400 600 800 1000 

Zeit (s) 

Abb. 46. Abhängigkeit der makroskopisch ausgemessenen Längen 


Breite (mm) 

25 

20 

15 

10 

5 

0 

0 200 400 600 800 1000 

Zeit (s) 

Abb. 47. Abhängigkeit der makroskopisch ausgemessenen Breiten 


4W 

5W 

6W 

4W 

5W 

6W

Diskussion LV 

_________________________________________________________________________________________ 


Die Form und Ausmaße der echoreichen Veränderungszonen, die im B-Bild mindestens 

2 min. nach dem Beenden der Laserung gemessen wurden, entsprechen weitgehend der Form 

und den Ausmaßen der Koagulationszonen in makroskopischen Messungen. 


B-Bild 2 min. nach der Laserung und den Längen der Koagulationszonen, die bei den 

makroskopischen Untersuchungen ausgemessen wurden. Abb. 49 stellt die entsprechende 

Korrelation zwischen den Breiten dieser Zonen dar. 


30 

25 

20 

15 

10 

5 

0 

0 5 10 15 20 25 30 



im B-Bild 2 min. nach der Laserung und den Längen 


LVI Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 


30 

25 

20 

15 

10 

5 

0 

0 5 10 15 20 25 30 



im B-Bild 2 min. nach der Laserung und den Breiten 


Diskussion LVII 

_________________________________________________________________________________________ 

5.3.4 Vergleich bare fiber, bare fiber mit Spülung und diffus abstrahlender 

LITT-Applikator 

Die Form und die Ausmaße der im B-Bild nach dem Ende der Laserexposition sichtbaren 

Veränderungszonen geben eine Information über die während der Bestrahlung aufgetretenen 

Gewebeveränderungen. Im Fall der bare fiber mit Spülung und des diffus abstrahlenden LITT- 

Applikators entspricht die echoreiche Zone, die im Grauwertbild mindestens 2min. nach dem 

Beenden der Laserung zu beobachten ist, in seiner Form und seinen Ausmaßen der 

Gewebekoagulationszone. Im Fall der Laserung mit bare fiber ist die 

Gewebeveränderungszone zuerst durch die sehr intensive Gasbildung überlagert. Erst nach 10 

Minuten, nachdem sich das Gas weitgehend im umgebenden Gewebe verteilt hat, entsprechen 

die Form und die Ausmaße der echoreichen Zone, die im B-Bild sichtbar sind, der Form und 

den Ausmaßen der makroskopisch erkennbaren Koagulation des Gewebes. 

Bei allen Versuchsreihen entstanden makroskopisch erkennbare Koagulationen des Gewebes, 

deren Größe von der eingesetzten Parametern Leistung und Expositionszeit abhängig waren. 

Bei der Laserung mit der Leistung von 4 und 5 W, die allen Versuchsreihen gemeinsam 

waren, kam es im Fall der bare fiber für alle Expositionszeiten zu sichtbaren Zeichen der 

Karbonisierung des Gewebes um die Faserspitze. Dagegen wurden im Fall der bare fiber mit 

Spülung und des diffusen LITT-Applikators während der makroskopischen Untersuchungen 

des Gewebes nach der Bestrahlung mit der Leistung von 4 bzw. 5 W in keinem Fall die 

Anzeichen der Karbonisation im bestrahlten Bereich sichtbar. Dies ist bei der bare fiber mit 

Spülung auf den Einfluß der Spülung zurückzuführen. Im Fall des diffus abstrahlenden LITT- 

Applikators konnte durch die niedrige Leistungsdichte an der Applikatoroberfläche die 

Karbonisation des bestrahlten Gewebes vermieden werden.

LVIII Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

5.4 Vergleich der FKDS-Kontrolle mit anderen Methoden zur Kontrolle 

des LITT-Verfahrens 

Der unbestrittene Vorteil der interstitiellen Laser-induzierten Therapie von tiefsitzenden 

Organtumoren im Vergleich mit anderen Therapiemethoden ist die Möglichkeit der lokalen 

Behandlung des erkrankten Gewebes unter Schonung der gesunden Umgebung. Besonders im 

Fall von malignen Erkrankungen hängt der kurative Erfolg von der in-toto-Zerstörung der 

Läsion ab. Deswegen ist die on-line Kontrolle der LITT von großer Bedeutung für die 

optimale Steuerung des Prozesses. Durch Anwendung einer präzisen Kontrollmethode läßt 

sich die Effektivität der Behandlung steigern und ihr minimal invasiver Charakter erhalten. 

Die bisher bei der Durchführung der Laser-induzierten Thermotherapie zum Einsatz 

kommenden Kontrollmethoden können den Anforderungen, die an ein effizientes on-line 

Kontrollverfahren gestellt werden, nicht erfüllen. In den meisten Fällen sind ihre Aussagen 

nicht präzise genug und/oder mit großem Aufwand verbunden. 

Die direkte Kontrolle der Wärmeausbreitung durch oberflächliche Palpation und die Kontrolle 

der Positionierung der Faserspitze im transilluminierten Pilotlicht eines Helium-Neon-Lasers 

(HeNe-Lasers) ist weitgehend von der Erfahrung des Arztes abhängig und nur bei den 

oberflächennahen LITT-Einsätzen möglich. Insofern kann sie zur Kontrolle dieses Prozesses 

nur bei der Behandlung von subkutanen Tumoren in Betracht gezogen werden. 

Über die punktförmige Temperaturableitung mittels Thermoelemente lassen sich 

grundsätzlich keine eindeutigen Aussagen über den Grad der Zerstörung des gesamten 

neoplastischen Bereiches machen. Zum einen ist das neoplastische Gewebe sehr inhomogen 

[4]. Die Inhomogenität des Tumorgewebes führt zu den Unterschieden in den optischen 

Gewebeeigenschaften, was in unvorhersehbarer Wärmeausbreitung resultiert. Um genauere 

Angaben über die Temperaturentwicklung zu bekommen, wäre eine größere Anzahl der ins 

Gewebe eingebrachten Meßsonden notwendig. Das ist jedoch mit der Durchführung weiterer 

Punktionen verbunden, was zu einer zusätzlichen Belastung des Patienten führt. Zum anderen 

trifft man bei der Methode auf technische Probleme. Um den tatsächlichen Temperaturverlauf 

während einer LITT zu erfassen, ist bei dem Einsatz von Metallsonden die Verwendung 

weiterer Kalkulationen notwendig, die die Realisierung der Thermometrie zusätzlich 

erschweren [100]. Aus diesen Gründen ist die Verwendung der Thermoelemente lediglich im 

Versuchsstadium zweckmäßig. 

Beim Einsatz der Kernspintomographie (MRT) zur Darstellung der Koagulationseffekte 

lassen sich mittels der MR-Bildgebung temperaturbedingte Gewebeveränderungen darstellen. 

Das Verfahren ist jedoch aufwendig und nur auf die perkutane LITT-Anwendung beschränkt. 

Nach vorausgehender CT- oder US-gesteuerter Punktion erfolgt die Umpositionierung der 

Patienten in den MRT-Raum. Erfahrungsgemäß ist das mit einer zeitlichen Verzögerung und 

einer zusätzlichen Belastung des Patienten verbunden. Außerdem erfordert die MR- 

Bildgebung eine individuelle Einstellung der MRT-Parameter, die in Voruntersuchungen 

ermittelt werden müssen. Befindet sich der Patient im MRT-Raum und ist einmal eine

Diskussion LIX 

_________________________________________________________________________________________ 

Lokalisation durchgeführt worden, dann besteht keine Möglichkeit mehr, die Applikatoren 

umzupositionieren. Die langen Akquisitionszeiten der meisten bisher zur Anwendung 

kommenden Sequenzen führen zur Entstehung von Artefakten bei der MRT-Kontrolle von 

atemverschieblichen Organen. Die schnelleren Sequenzen, die in den klinischen Studien ihre 

Anwendbarkeit zur Kontrolle der LITT von Lebermetastasen bewiesen, stehen den 

potentiellen Anwendern noch nicht routinemäßig zur Verfügung. Auch die neuste 

Entwicklung im Bereich der MRT, die "offene MRT" kann die Mehrheit der erwähnten 

Probleme nicht lösen. Trotz des einfacheren Zuganges zum Patienten bleibt das Problem der 

Metallteile ungelöst, was die Durchführung der Punktionen mit den herkömlichen 

Punktionsnadeln im MRT-Raum verhindert. Für den Einsatz in Narkose und intraoperativ ist 

dieses Verfahren nur bedingt anwendbar. Auch können die schnellen MRT-Sequenzen 

derzeitig nicht eingesetzt werden. 

Die Durchführung einer Thermometrie mittels der FKDS ist derzeitig nicht möglich. 

Allerdings bietet in vielen Fällen der Einsatz der Farbkodierten Duplexsonographie zur 

Kontrolle der Laser-induzierten Thermotherapie bei der Behandlung von Tumorpatienten 

Vorteile (Tabelle 14). Erstens eignet sich das FKDS-Verfahren zur Kontrolle der 

Koagulationseffekte bei allen Anwendungsformen des LITT-Verfahrens. Außerdem ist es 

möglich, mittels eines einzigen Gerätes ohne großen technischen Aufwand und ohne 

besondere Belastung des Patienten die Überwachung der gesamten Behandlung zu sichern. 

Während der präoperativen Diagnostik ist die Darstellung der Struktur und Anatomie des 

erkrankten Organs, der Vaskularisation des Tumorgewebes sowie der Perfusionsverhältnisse 

in diesem Bereich einfach durchführbar. Bei guter Darstellung der Organstrukturen im 

Grauwertbild kann die Punktion und das einschließende Einführen des Applikators unter B- 

Bild-Kontrolle präzise durchgeführt werden. Gegenüber den langen Acquisitionszeiten der 

MRT ist die schnelle Information über die auftretenden Gewebereaktionen mittels der FKDS 

möglich. Die gegebenfalls notwendigen Veränderungen der Applikatorposition sind schnell 

und problemlos durchführbar. Mit Einsetzen des Farbsignals, das durch die Ausgasung von im 

Gewebe gelösten CO2 bei Temp. von 57°C entsteht, läßt sich zum einen der Applikator (bzw. 

Faserspitze) präzise lokalisieren und zum anderen die Intensität der Gewebereaktion und 

Wärmeausbreitung im behandelten Gewebe sowie Beginn der Koagulation und ihr räumliche 

und zeitliche Entwicklung bestimmen. Somit erlaubt die on-line FKDS-Kontrolle der Laserinduzierten 

Thermotherapie eine effektive Steuerung des Koagulationsprozesses. Die 

anschließende Beurteilung der Ausmaße der Koagulationszone kann einige Minuten nach der 

Laserung (abhängig von der Leistungsdichte) ohne zusätzliche Belastung des Patienten im 

Grauwertbild des FKDS erfolgen. Die regelmäßigen postoperativen FKDS-Kontrollen geben 

Aufschlüsse über den Erfolg der Behandlung bzw. ermöglichen rechtzeitige Erfassung der 

eventuellen Rezidive. 

Der Vergleich beider Methoden zeigt, daß die MRT zur effektiven on-line Kontrolle der 

Laser-induzierten Thermotherapie vor allem im Bereich der Neurochirurgie sinnvoll 

eingesetzt werden kann, wo die atemabhängigen Artefakte nicht auftreten, zudem die höchste 

Auflösung gefordert wird und der Einsatz des US-Verfahrens nicht möglich ist. Für die

LX Diskussion 

_________________________________________________________________________________________ 

direkte Kontrolle der LITT von atemverschieblichen Organen müßte es jedoch noch weitere 

Verbesserungen geben, vor allem müßten sich die schnellen Sequenzen in ihrem klinischem 

Einsatz etablieren. In diesem Fall bietet die FKDS Vorteile gegenüber dem MRT. Vor allem 

ist der Einsatz des FKDS-Verfahrens zur Kontrolle der LITT überall dort zu befürworten, wo 

die Schwere der Erkrankung und die Notwendigkeit der mehrmaligen Punktionen bei großen 

primären und sekundären Tumoren eine den Patienten belastende Prozedur nicht zuläßt. 

Das reine Ultraschallverfahren (B-Bild) fand bisher bei der Durchführung der LITT von 

Prostata vor allem bei der Punktion und der Positionierung des Applikators seine Anwendung. 

In den meisten Arbeiten wird jedoch berichtet, daß die Kontrolle der Koagulationseffekte 

während des Prozesses wegen intensiver Gasbildung im Gewebe nicht möglich ist. Ähnliches 

wurde auch durch einige Anwender der US-kontrollierten LITT von Lebermetastasen 

berichtet [6,34,75,115]. Gerade dieses Phänomen ist aber mittels der Farbkodierten 

Duplexsonographie in Form des Farbsignals detektierbar und erweitert bei seiner Anwendung 

zur LITT-Kontrolle die Möglichkeiten des reinen Ultraschallverfahrens. Der Vorteil des 

FKDS-Monitoring besteht in der unmittelbaren Kontrollmöglichkeit der Wärmeausbreitung 

und Intensität der Gewebereaktion. Mit dem Einsetzen des Farbsignals ist die genaue 

Darstellung der Gewebereaktionszone während der Laserung möglich. Die Abnahme der 

Intensität des FKDS-Signals, die auf die Abnahme der Intensität der Ausgasungsreaktion 

deutet, kann als ein Anzeichen der im Gewebe eingetretenen Koagulation verstanden werden. 

Somit kann mit Hilfe dieses Kontrollverfahrens die LITT von tiefsitzenden Organtumoren 

effizient und gezielt gesteuert werden. 

Auf eine Möglichkeit der Ermittlung der Größe der Koagulationszone im B-Bild wurde schon 

von Hillersberg et al. sowie Masters, Steger et al. hingewiesen. Es wurde über eine mögliche 

Korrelation der Ausmaße der echoreichen Zone, die im B-Bild sofort nach der 

Laserexposition entsteht – mit den Ausmaßen der Koagulationszone in pathologischen 

Messungen –, berichtet [59,80]. Beide Gruppen haben die Übereinstimmung dieser Ausmaße 

bei der Laserung mittels bare fiber bei niedrigen Leistungen (1-1,5 W) ermittelt. Entgegen 

diesen Ergebnissen lassen sich jedoch bei der Anwendung von bare fiber bei höheren 

Leistungen die genauen Ausmaße der Koagulationszone erst ca. 10 Minuten nach dem 

Beenden der Laserung ermitteln. Durch die heftige Ausgasung der im Gewebe gelösten Gase 

sowie das Entstehen von Wasserdampf bei höheren Temperaturen ist in diesen Fällen das B- 

Bild im bestrahlten Bereich noch einige Minuten nach Ende der Laserexposition durch eine 

Gaswolke überlagert. Die Form und Ausmaße der zu diesem Zeitpunkt im B-Bild 

dargestellten echoreichen Zone entsprechen somit nicht genau der wahren Form und den 

Ausmaßen der Gewebekoagulationszone. Dieses Phänomen spielt bei dem Einsatz von 

Applikatorsystemen, bei denen wegen der kleinen Leistungsdichte an der Grenze 

Applikator/Gewebe die Ausgasungsreaktion langsamer abläuft, keine entscheidende Rolle. 

Somit läßt sich die Koagulationszone, die mit Hilfe dieser Applikatoren erzeugt wird, im B- 

Bild nach Ende der Laserung ohne wesentliche Verzögerung genau darstellen.

klinisch 

Tabelle 14: Methoden zur Kontrolle der interstitiellen LITT. 

Methode Signal Information über Kontrollziel Vorteile Nachteile 

- visuelle Kontrolle 

- digitale Kontrolle 

FKDS 

- B-Bild 

- Farbkodierung 

Oberflächenveränderung, 

Pilotstrahl, 

Veränderung der 

Transillumination 

Palpation, 

Krepitation 

Dichte 

Krepitation 

durch 

Ausgasung 

MRT biochemische 

Veränderungen 

Position, 

Blutgehalt 

Position, 

Temperatur, 

Ausgasung 

Position, 

Strukturveränderung 

Prozeßkontrolle 

Position, 

Temperatur, 

Strukturveränderung 

Positionierung 

Positionierung, 

Prozeßkontrolle 

Positionierung, 

einfach, 

billig, 

intraoperativ einsetzbar 

Resultatkontrolle on-line Kontrolle, 

Prozeßkontrolle, 

Resultatkontrolle 

keine Bewegungsartefakte, 

intraoperativer Einsatz möglich, 

Lageveränderung des Applikators möglich, 

einfache Technik, 

niedrige Kosten 

präzise Darstellung 

der Gewebeveränderungen 

und Temperatur 

erfahrungsabhängig, 

geringe Auflösung, 

nur oberflächennah anwendbar 

verzögerte Darstellung der Gewebeveränderung, 

geringere Auflösung im Vergleich mit MRT, 

indirekte Temperaturmessung 

Bewegungsartefakte, 

keine Metallteile, 

intraoperativer Einsatz nicht möglich, 

Lageveränderungen des Applikators nicht möglich, 

intra- und interindividuelle Varianzen des Temperatursignals, 

aufwendigeTechnik, 

hohe Kosten

62 Schlußfolgerungen 

_________________________________________________________________________________________ 

6 Schlußfolgerungen 

Die experimentellen Untersuchungen haben gezeigt, daß die FKDS eine effektive Methode 

zur Kontrolle von LITT ist, mit deren Hilfe die Durchführung der Punktion, die Steuerung des 

Koagulationsprozesses sowie die postoperative Darstellung des Koagulationsvolumens 

möglich sind. Nach Darstellung des zu behandelnden Bereiches im B-Bild können die 

Punktion und das Einführen des Applikationssystems problemlos erfolgen. Wegen der 

Einfachheit des Verfahrens kann die Durchführung der eventuell notwendigen 

Positionierungskorrekturen ohne großen Aufwand intraoperativ vorgenommen werden. 

Während der Laserung liefert das FKDS-Signal Informationen zur Wärmeausbreitung und 

Intensität der Gewebereaktion. Das Auftreten des Farbsignals ist an die Temperaturen um 

60°C gebunden und entspricht einer vermehrten CO2-Ausgasungsreaktion im Gewebe. Das 

Erreichen der Temperatur von 60°C ist mit einer definitiven Koagulation des Gewebes 

verbunden. Mit Steigerung der Temperaturen auf Werte um 100°C kommt es durch 

zusätzliche Verdampfung des Gewebewassers zu einer Ausbreitung des Signals. Mit 

Auftreten der Koagulation wird das Gewebe fester, und es kommt zur Abnahme der 

Signalintensität des FKDS-Signals, während gleichzeitig im B-Bild eine echoreiche Strukur 

erkennbar wird. Der Verlust des Farbsignals ist ein Hinweis auf das Ende des 

Koagulationsprozesses im behandelten Bereich. Bei Verwendung von verschiedenen 

Applikatoren für die LITT korreliert das zeitliche Auftreten des Farbsignals mit der 

applizierten Energie und ist von der Leistungsdichte abhängig. Die endgültige Größe der 

Koagulationszone läßt sich im B-Bild in Abhängigkeit von der Leistungsdichte 2 bis 10 

Minuten nach Ende der Laserexposition, nachdem sich das Gas im Gewebe verteilt hat, genau 

ermitteln. 

Weitere Erkenntnisse über den Informationsgehalt des FKDS-Signals könnten die 

Untersuchungen zur Temperaturabhängigkeit des Farbsignalverhaltens liefern. Auf der Basis 

der Erwärmung der Geweben bzw. Lösungen mit bekanntem CO2-Gehalt sollten dabei die 

Intensität des FKDS-Signals sowie die Ausmaße der Farbsignalzone in Abhängigkeit von der 

Temperaturentwicklung untersucht werden. 

Von insgesamt über 3000 LITT-Anwendungen, die im Fachgebiet Lasermedizin des 

Universitätsklinikums Benjamin Franklin der Freien Universität Berlin erfolgten, wurde die 

FKDS-kontrollierte LITT überwiegend bei Hämangiomen und vaskulären Malformationen 

durchgeführt. Die ermutigenden Ergebnisse führten zum weiteren Einsatz dieses Verfahrens 

bei der Behandlung von primären und sekundären Lebertumoren sowie bei der Behandlung 

von subkutanen Metastasen beim Mammakarzinom. Bei kleiner Befundausdehnung wurden 

die Behandlungen in Lokalanästhesie durchgeführt. Bei ausgedehnten bzw. multiplen 

Tumoren und in besonders schmerzsensiblen Regionen erfolgte die Laserung in 

Allgemeinnarkose. 

Durch den Einsatz eines entsprechenden Laserapplikationssystems sowie der geeigneten 

Kontrollmethode lassen sich die hohen Geräte- und Applikatorkosten ohne Einbuße an

Schlußfolgerungen 63 

_________________________________________________________________________________________ 

Qualität deutlich senken. Außerdem ist die Verwendung der einfacheren Techniken meistens 

mit kleinerer Belastung der Patienten verbunden. Bei der überwiegenden Zahl der im 

Fachgebiet Lasermedizin des UKBF durchgeführten interstitiellen Laserkoagulationen kam 

deshalb die bare fiber zum Einsatz. Mittels flexibler, sicherer in der Anwendung und 

preiswerter blanker Fasern lassen sich, bei entsprechender Parametersetzung (Zeit/Leistung) 

und geeigneter Vorgehensweise (mehrfache Punktion bzw. Umpositionierung der Faser) 

beliebig große Koagulationsvolumina erzielen. 

Auch die Auswahl der Kontrollmethode soll mit Rücksicht auf ihre Effektivität, Einfachheit 

der technischen Realisation und nicht zuletzt auf die Wirtschaftlichkeit erfolgen. Während der 

LITT in oberflächennahen Lokalisationen kann die direkte Positionierungskontrolle im 

transillumienierten HeNe-Pilotlicht bzw. die Überwachung der Temperaturausbreitung durch 

Anlegen der Hand erfolgen. Bei den tiefsitzenden Organtumoren bietet der Einsatz des FKDS- 

Verfahrens zur Kontrolle des Koagulationsprozesses Vorteile gegenüber der teuren und 

aufwendigen MRT-Methode. Mittels eines Gerätes ist es möglich, die Diagnostik und die 

gesamte Überwachung der Therapie durchzuführen. Insbesondere die genaue Kenntnis der 

Struktur, Größe und Vaskularisation des zu behandelnden Gewebes ermöglichen eine genaue 

Vorbereitung der LITT. Da verschiedene Tumoren typische Flußmuster aufweisen, bietet die 

FKDS eine Hilfe bei der Differentialdiagnostik von primären und sekundären Lebertumoren. 

Die genaue Darstellung des Tumorbefalls ist allerdings durch die Größe des neoplastischen 

Gewebes limitiert. Mittels des Ultraschallverfahrens lassen sich Lebermetastasen erst ab 

einem Durchmesser von 2 cm darstellen, so daß die kleineren Metastasen gar nicht entdeckt 

werden können. Aus diesem Grund soll die LITT bei dringendem Verdacht auf multiple 

Metastasierung der Leber entweder unter Laparoskopie oder Laparotomie durchgeführt 

werden, wobei der intraoperative Einsatz des Ultraschallverfahrens die am besten geeignete 

Methode zum Entdecken von Metastasen darstellt. Hierbei hat das FKDS-Verfahren den 

Vorteil, daß mit der gleichen Technik die Diagnostik und Kontrolle der intraoperativen LITT 

vorgenommen werden können. 

Die mit Hilfe des FKDS-Verfahrens gewonnenen Informationen liefern genügende Aussagen, 

um eine on-line Kontrolle und Steuerung des LITT-Prozesses zu gewährleisten. Die 

bisherigen Erfahrungen mit der Anwendung der MRT zur Kontrolle der Laser-induzierten 

Thermotherapie zeigen, daß der Einsatz dieser Kontrollmethode im Bereich der 

atemunverschieblichen Organe, vor allem in der Neurochirurgie, sinnvoll und notwendig ist. 

Bei anderen Indikationen, wie zum Beispiel der interstitiellen Laserbehandlung der 

Hämangiome und der vaskulären Malformationen, der benignen Prostatahyperplasie, 

subkutaner Metastasen des Mammakarzinoms, sowie Tumoren der atemverschieblichen 

Weichteilorgane, sollten die Vorteile der FKDS-Kontrolle verstärkt genutzt werden.

Literaturverzeichnis I 

_________________________________________________________________________________________ 

7 Zusammenfassung 

Durch den zunehmenden Einsatz der Laser im medizinischen Bereich können die bisherigen 

Standardtherapien um neue alternative Behandlungsmethoden sinnvoll ergänzt werden. 

Insbesondere die interstitielle Laser-induzierte Thermotherapie (LITT) ermöglicht es, 

Tumorgewebe auf einem minimal invasiven Weg zu zerstören, was die Belastung des 

Patienten im Vergleich zu den konventionellen palliativen Verfahren erheblich reduziert. Bei 

der interstitiellen Laserkoagulation wird die Laserstrahlung direkt in das zu therapierende 

Gewebe gebracht. Als Lichtquelle für das LITT-Verfahren hat sich vor allem die Anwendung 

des Nd:YAG-Lasers (Wellenlänge 1064 nm) etabliert. Das im bestrahlten Gewebe absorbierte 

Licht führt zur Erhöhung der Gewebetemperatur und zur Entstehung von hyperthermischen 

Zonen und Koagulationsnekrosen, deren Durchmesser in Abhängigkeit von 

Applikationssystem und eingesetzten Parametern bis 3 cm reicht. Das zerstörte Gewebe wird 

innerhalb von 3 bis 6 Wochen durch Fibrosierung umgebaut. Durch exakte Dosierung der in 

das Tumorgewebe eingebrachten Laserstrahlung läßt sich eine hohe Therapiepräzision 

erreichen, was die Schonung des gesunden, den bestrahlten Bereich umgebenden Gewebes 

ermöglicht. 

Seit 1984 wird im Fachgebiet Lasermedizin des Universitätsklinikums Benjamin Franklin der 

Freien Universität Berlin (ehem. Universitätsklinikum Steglitz) die Behandlung von 

vaskulären Malformationen und Hämangiomen mittels interstitieller Laser-induzierter 

Thermotherapie durchgeführt. Diese lokoregionale Therapie gewinnt zunehmend an 

Bedeutung auch bei der Behandlung von benignen und malignen Erkrankungen anderer 

Organe. Besonders bei der Behandlung der nicht resektablen primären und sekundären 

Lebertumoren stellt die interstitielle LITT eine Alternative zu den herkömmlichen invasiven 

Methoden dar. Der Vorteil dieses Verfahrens im Vergleich zu anderen direkten lokalen 

Behandlungsmethoden wie Kryotherapie, Alkoholinjektion bzw. after loading liegt in der 

Einfachheit seiner Durchführung, guter Steuerbarkeit und der Möglichkeit einer direkten 

Kontrolle des Prozesses. 

Damit sich diese Behandlungsmethode im klinischen Alltag erfolgreich etablieren kann, muß 

eine effiziente Kontrolle des Koagulationsprozesses und seiner Effekte gewährleistet sein. Die 

bisher in klinischen Studien erprobten Kontrollmethoden (Thermosonden, MRT, 

Ultraschallverfahren) sind entweder nicht präzise genug oder mit einem zu hohen technischen 

und finanziellen Aufwand verbunden. Der Einsatz der Farbkodierten Duplexsonographie 

(FKDS) zur on-line Kontrolle der interstitiellen Laser-induzierten Thermotherapie stellt eine 

effektive Methode zur Darstellung der Gewebeveränderungen und Steuerung des LITT- 

Verfahrens dar. Durch die Anwendung dieser Kontrollmethode bei der interstitiellen Laserinduzierten 

Thermotherapie von Lebermetastasen können mittels eines Gerätes und ohne 

große Belastung für den Patienten die präoperative Diagnostik (Darstellung der Tumorstruktur 

und der Perfusionsverhältnisse), die Punktion, das Einführen und die genaue Positionierung 

des Applikators, on-line Monitoring des LITT-Verfahrens sowie die postoperative Darstellung 

der Gewebeveränderungen erfolgen. Der Einsatz der FKDS-kontrollierten interstitiellen

II Literaturverzeichnis 

_________________________________________________________________________________________ 

Laser-induzierten Thermotherapie zur Behandlung tiefsitzender Organtumore kann auf alle 

klinische Bereiche erweitert werden.

Literaturverzeichnis III 

_________________________________________________________________________________________ 

8. Literaturverzeichnis: 

1. Albrecht H., Hadji-Walassis G., Müller G.: Kernspintomographische Überwachung der Laser- 

Koagulation. Biotronic 1989; 3: 64-65. 

2. Amin Z., Bown S.G., Lees R.: Local Treatment of Colorectal Liver Metastases. A Comparison of 

Interstitial Laser Photocoagulation (ILP) and Percutaneous Alcohol Injection (PAI). Clinical Radiology 

1993; 48: 166-171. 

3. Amin Z., Buonaccorsi G., Mills T., Harries S., Lees W.R., Bown S.G.: Evaluation of a 1320 nm 

Nd-YAG and an 805 nm Diode Laser: the Significance of Charring and the Value of Precharring the Fibre 

Tip. Lasers in Medical Science 1993; 8: 113-120. 

4. Amin Z., Donald J.J., Masters A., Kant R., Steger A.C., Bown S.G., Lees W.R.: Hepatic Metastases: 

Interstitial Laser Photocoagulation with Real-Time US Monitoring and Dynamic CT Evaluation of 

Treatment. Radiology 1993; 187: 339-347. 

5. Amin Z., Harries S.A., Lees W.R., Bown S.G.: Interstitial Tumor Photocoagulation. End. 

Surg. 1993; 1: 224-229. 

6. Amin Z., Lees W.R., Bown S.G.: Technikal note: Interstitial laser photocoagulation for the treatment of 

prostatic cancer. The British Journal of Radiology 1993; 66: 1044-1047. 

7. Ascher P.W.: Verhandlungsbericht der 2.DGLM-Tagung, Graz 1983. 

8. Ascher P.W., Fan M., Schröttner O., Ebner F., Kleinert R.: Interstitielle laserassistierte Thermotherapie 

zentraler Hirntumore unter direkter Magnet Resonanz Kontrolle. In: Berlien H.-P., Müller G. (Hrsg): 

Angewandte Lasermedizin, Lehr- und Handbuch für Praxis und Klinik. ecomed 1992. 

9. Ascher P.W., Ebner F., Stollberger R.: Interstitial laser-assisted thermotherapy of central brain tumors 

under magnetic resonance control. SPIE Vol.2327 Medical Applications of Lasers II, 1994: 269-272. 

10. Baggish M.S., Daniell J.F.: Catastrophic Injury Secondary to the Use of Coaxial Gas-Cooled Fibers and 

Artificial Sapphire Tips for Intrauterine Surgery: A report of Five Cases. Lasers in Surgery and Medicine 

1989; 9: 581-584. 

11. Berlien H.-P., Waldschmidt J., Müller G.: Laser Treatment of Cutan and Deep Vessel Anomalies. In: 

Laser. Optoelectronics in Medicine 1987. Springer Verlag 1988: 526-528. 

12. Berlien H.-P., Müller G., Waldschmidt J.: Lasers in Pediatric Surgery. In: Angerpointner W. (ed) : 

Progress in Pediatric Surgery. Springer-Verlag 1990; 25: 5-22. 

13. Berlien H.-P., Philipp C., Waldschmidt J.: Tumour Ablation by Laser in General Surgery. In: 

Trelles M.A. (ed.): Laser Tumour Therapy. Ilustre Colegio Oficial de Medicos de Madrit 

1990; 3: 67-77.

IV Literaturverzeichnis 

_________________________________________________________________________________________ 

14. Berlien H.-P., Philipp C., Engel-Murke F., Beuthan J., Dressler C.: The rule of lasers in medicine. 

In: Moderne Methoden der Sonographie und Lasertherapie in der Urologie. Biermann 1992: 125. 

15. Berlien H.-P., Philipp C., Fuchs B., Engel-Murke F.: Therapeutische Leitlinien zur Laserbehandlung. In: 

Berlien H.-P., Müller G. (Hrsg): Angewandte Lasermedizin, Lehr- und Handbuch für Praxis und Klinik. 

ecomed 1992. 

16. Berlien H.P., Philipp C., Engel-Murke F., Fuchs B.: Laseranwendung in der Gefäßchirurgie. Zentralblatt 

für Chirurgie 1993; 118: 383-389. 

17. Berlien H.-P., Cremer H., Djawari D., Grantzow R., Gubisch W.: Leitlinien zur Behandlung angeborener 

Gefäßerkrankungen. Pädiat. Prax. 1993/94; 46: 87-92. 

18. Beuter K.: Möglichkeiten der noninvasiven Temperaturmessung mit Ultraschaschall. In: Streffer C., 

Herbst M., Schwabe H. (Hrsg.): Lokale Hyperthermie. Deutscher Ärzte-Verlag 1986: 11-119. 

19. Beuthan J., Gewiese B., Wolf K.-J., Müller G.: Die Laser-induzierte Thermotherapie (LITT) - 

biophysikalische Aspekte ihrer Anwendung. MIM- MED TECH 3. ecomed 1992; 3: 102-106. 

20. Beuthan J., Gewiese B., Fobbe F., Germer C., Albrecht D., Boese-Landgraf J., Roggan A., Müller G.: 

Investigations of MRI-Controlled Laser-Induced Interstitial Thermotherapy (LITT). Minimal Invasive 

Medizin 1993; 4(4): 27-30. 

21. Bihan D. L., Delannoy J., Levin R.L.: Themperature Mapping with MR Imaging of Molecular Diffusion: 

Applikation to Hyperthermia. Radiology 1989; 171: 853-857. 

22. Boese-Landgraf J., Weber B., Albrecht D., Häring R., Dulce M.C.: Fortschritte in der regionalen 

Chemotherapie von nicht-resektablen Lebermetastasen kolorektaler Karzinome. 4.Wissenschaftswoche 

des Univ.-Klin. Steglitz der Freien Universität Berlin 1993: 44-45. 

23. Bowen T., Connor W.G., Nasoni L.R., Pifer A.E., Sholes R.R.: Measurement of the temperature 

dependence of the velocity of ultrasound in soft tissues. In: Linzer M. (ed.): Ultrasonic Tissue 

Characterization. National Bureau of Standards, Spec.Publ. 525. U.S. Government Printing Office, 

Washington, D.C. 1979: 57-60. 

24. Bown S.G.: Phototherapy of tumors. World J.Surg. 1984; 7: 700-709. 

25. Bown S.G.: Laser-tissue interactions. In: Krasner N. (Hrsg.): Lasers in Gastroenterology. 

Chapman & Hall Medical 1991: 37-50. 

26. Castro D.J., Lufkin R.B., Saxton R.E., Nyergers A., Soudant J., Layfield L.J., Jabour B.A., Ward P.H., 

Kangarloo H.: Metastatic Head and Neck Malignancy Treated Using MRI Guided Interstitial Laser 

Phototherapy: An Initial Case Report. Laryngoscope January 1992; 102: 26-32. 

27. Castro D.: Imaging-guided interstitial tumor therapy utilizing MRI, ultrasound. Biomedical Optics 1993; 

2: 1-8.

Literaturverzeichnis V 

_________________________________________________________________________________________ 

28. Castren-P.M., Lipasti J., Puolakkainen P., Schröder T.: Laser-Induced Hyperthermia: Comparison of Two 

Different Methods. Lasers in Surgery and Medicine 1992; 12: 665-668. 

29. Choy D.S.J., Diwan S.: In Vitro Response of Bovine Liver to Nd:YAG Laserthermia. Journal of Clinical 

Lasemedicine and Surgery August1990: 39-442. 

30. Cline H.E., Schenck J.F., Watkins R.D., Hynynen K., Jolesz F.A.: Magnetic Resonance-Guided Thermal 

Surgery. MRM 1993; 30: 98-106. 

31. Dachman A.H., McGehee J.A., Beam T.E., Burris J.A., Powell D.A.: US-guided Percutaneous Laser 

Ablation of Liver Tissue in a Chronic Pig Model. Radiology 1990; 176: 129-133. 

32. Dickinson R.J., Hall A.S., Hind A.J., Young I.R.: Measurement of Changes in Tissue Temperature Using 

MR Imaging. Journal of Comp. Assis. Tomography 1986; 10(3): 468-472 

33. Dörschel K.: Laserstrahlung. In: Berlien H.-P., Müller G. (Hrsg.): Angewandte Lasermedizin. 

ecomed 4.Ergänzungslieferung 1991; II-2.3: 1-4. 

34. Dowlatshahi K., Bhattacharya A.K., Silver B., Matalon T., Williams J.W.: Percutaneous interstitial laser 

therapy of a patient with recurrent hepatoma in a transplanted liver. Surgery September 1992: 603-606. 

35. Eckhauser M.L.: Laser Therapy of Colorectal Carcinoma. Surgical Clinics of North America 

1992; 72 (3): 597-605. 

36. Elias Z., Powers S.K., Atstupenas E., Brown T.J.: Hyperthermia from interstitial laser irradiation in 

normal rat brain. Lasers Surg. Med. 1987; 4: 87-92. 

37. El-Ouahabi A., Guttmann C.R.G., Hushek S.G., Bleier A.R., Dashner K., Dikkes P., Black P.McL., Jolesz 

F.A.: MRI Guided Interstitial Laser Therapy in a Rat Malignant Glioma Model. Lasers in Surgery and 

Medicine 1993; 13: 503-510. 

38. Fahy A.K., Waldow S.M.: Evaluation of Changes in Oxygen Tension as Indicators of RIF-1 Tumor 

Response to Nd:YAG Laser Heating. Lasers in Surg. and Med. 1993; 13: 312-320. 

39. Flesch U., Mosler F., Witt H. (Hrsg.): Qualitätssicherung in der Röntgendiagnostik. 

Farbdopplersonographie. Schnetztor-Verlag 1990. 

40. Frank F., Hessel S., Krampe C.: Optische Endglieder. In: Berlien H.-P., Müller G.: 

Angewandte Lasermedizin. ecomed 1.Ergänzungslieferung 1989; II-4.3: 1-14. 

41. Fritz N., Hug B., Zgoda F., Müller G., Oeff M.: Transmission von Nd:YAG-Laserstrahlung durch Blut. 3. 

Wissenschaftswoche Universitätsklinikum Steglitz FU Berlin. Dokumentationsband 1992: 196-197. 

42. Fuchs B., Philipp C., Engel-Murke F., Shaltout J., Berlien H.-P.: Techniques for Endoscopic and Non- 

Endoscopic Intracorporeal Laser Applications. End. Surg. 1993; 1: 217-223.

VI Literaturverzeichnis 

_________________________________________________________________________________________ 

43. Funato A., Nakamura Y., Matsumoto K.: Effects of Nd:YAG Laser Irradiation on Microcirculation. 

Journal of Clinical Laser Medicine and Surgery December 1991: 467-474. 

44. Gaisser A.: Hyperthermie in der Krebsbehandlung. Management und Krankenhaus 1993; 3:3. 

45. Germer C.T., Albrecht D., Beuthan J., Bock A., Foss H.D., Hessel St., Isbert C., Roggan A.: Laser-nduced 

Thermotherapy (LITT) for the Treatment of Liver Tumors - The Ultrasound-guided aparoscopic 

Approach using a Multiple-Fiber-System - In vivo-Study in the Normal Liver. 4.Wissenschaftswoche 

Universitätsklinikum Steglitz der Freien Universität Berlin. Jahrbuch 1993: 80-81. 

46. Gewiese B., Beuthan J., Fobbe F., Stiller D., Germer C.T., Müller G., Böse-Landgraf J., Wolf K.-J.: 

R-LITT MRI-kontrollierte Laser induzierte interstitielle Thermo-Therapie. 2. Wissenschaftswoche 

Universitätsklinikum Steglitz FU Berlin. Jahrbuch 1991: 183-185. 

47. Görg C., Schwerk W.B., Bittinger A., Euer B., Görg K.: Sonographisch gesteuerte Feinnadelpunktion von 

Nebennierentumoren. DMW 1992; 117(12): 448-454. 

48. Godlewski G., Sambue P., Eledjam J.J., Pignodel C., Ould-Said A., Bourgeois J.M.: A new device for 

inducing deep localized vaporisation in liver with the Nd-YAG laser. Lasers in 

Medical Science 1988; 3(2): 11-117. 

49. Grigull U., Sander H.: Wärmeleitung. Springer-Verlag 1990. 

50. Hagemann R., Walter J.H., Zgoda F.: Wirkungsmechanismen von Laserstrahlung im biologischen 

Gewebe, Eigenschaften von biologischen Geweben. In: Berlien H.-P., Müller G., Hrsg.: 

Angewandte Lasermedizin, ecomed 5.Ergänzungslieferung 1992; II-3.1: 1-18. 

51. Hahl J., Haapiaiainen R., Ovaska J., Puolakkainen P., Schröder T.: Laser-Induced Hyperthermia in the 

Treatment of Liver Tumors. Lasers in Surgery and Medicine 1990; 10: 319-321. 

52. Hashimoto D., Takami M., Ideezuki I.: In depth radiation therapy by Nd:YAG laser for malignant tumours 

of the liver under ultrasonic imaging. Gastroenterology 1985; 88: 1663. 

53. Held P., Langnickel R., Breit A.: CT und MRT bei Tumoren des Hypopharynx und des Larynx - 

Methodenvergleich unter Berücksichtigung von schnellen und ultraschnellen MR-Pulssequenzen. 

Laryngo-Rhino-Otol. 1994; 73: 59-64. 

54. Helfmann J., Brodzinski T.: Thermische Wirkungen. In: Angewandte Lasermedizin, Berlien H.-P., Müller 

G., Hrsg. ecomed 1.Ergänzungslieferung 1989; II-3.3: 1-8. 

55. Hessel St., Frank F.: Technical prerequisites for the interstitial thermo-therapy using the Nd:YAG laser. 

In: Optical Fibers in Medicine V, SPIE 1990: 233-238.

Literaturverzeichnis VII 

_________________________________________________________________________________________ 

1. Hiele M., Penninckx F., Gevers A.M:, Van Eyken P., Geboes K., Ni Y., Marschal G., Vantrappen G., 

Fevery J., Frank F., Hessel S., Rutgeerts P.: Interstitial Thermotherapy for Liver Tumours: Studies of 

Different Fibres and Radiation Characteristics. Lasers in Medical Science 1993; 8: 121-125. 

2. Hillegersberg R. van, Kort W.J., Vermeij M., Terpstra O.T.: Treatment of experimental liver metastases 

with a non-contact neodymium:YAG laser. J. Surg. Res. 1992; 53:128-135. 

3. Hillegersberg R. van: Laser Treatment for Liver Metastases. Proefschrift de Erasmus Universiteit 

Rotterdam 1993. 

4. Hillegersberg R. van, Witte M.T.de, Kort W.J., Terpstra O.T.: Water-Jet-Cooled Nd:YAG Laser 

Coagulation of Experimental Liver Metastases: Correlation Between Ultrasonography and Histology. 

Lasers in Surgery and Medicine 1993; 13: 332-343. 

5. Hoell T., Roggan A., Beztan J., Funk T., Weber F., Müller G., Brock M.: Bestrahlungsplanung in der 

Laser-Thermotherapie. 3.Wissenschaftswoche Univ.-Klin. Steglitz FU Berlin. Jahrbuch 1992: 52-53. 

6. Huang G.-T., Wang T.-H., Sheu J.-C., Daikuzono N., Sung J.-L., Wu M.-Z., Chen D.-S.: Low-power 

Laserthermia for the Treatment of Small Hepatocellular Carcinoma. Eur. J. Cancer 

1991; 27/12: 1622-1627. 

7. Issels R.D., Mittermüller H., Wilmanns W.: Regionale Tiefenhyperthermie in der Onkologie. 

Deutsches Ärzteblatt 1991; 88(4): 145-153. 

8. Issels R.D.: Hyperthermia and Chemotherapy. Minimal Invasive Medizin 1993; 4: 4-7. 

9. Jacques S.L.: Laser-Tissue Interactions: Photochemical, Photothermal, and Photomechanical. 

The Surgical Clinics of North America 1992; 72: 531-558. 

10. Jaspersen D.: Endoskopische Dopplersonographie. DMW 1991; 116 , 51/52: 1966-1970. 

11. Jauch K.-W.: Primäre und sekundäre Lebertumoren. Effektive Diagnostik und klare Therapiechancen 

nutzen. Krankenhaus Arzt 1995; 68 (3):67. 

12. Jolesz F.A.: MR-guided laser surgery (abstract). Lasers Med.Sci. 1991: 87. 

13. Jolesz F.A., Bleier A.R., Jakab P., Ruenzel P.W., Huttl Kalman, Jako Geza J.: MR Imaging of Laser- 

Tissue Interactions. Radiology 1988; 168: 249-253. 

14. Jolesz F., Bleier A.R., Lauter R.S.: Laser surgery benefits from guidance by MR. Diagnostic Imaging 

September 1990: 103-108. 

15. Jung H.: A generalized Concept for Cell Killing by Heat. Radiation Research 1986;106: 56-72. 

16. Kelm C., Schwemmle K., Henneking K., Quoika P.: Behandlungsmöglichkeiten maligner Lebertumore. 

Klinikarzt 1992; 21(1): 23-31.

VIII Literaturverzeichnis 

_________________________________________________________________________________________ 

17. Kemeny N.: Liver cancer: A review of current treatment options. In: Kemeny N., Civalleri D., 

Edman P. (ed.): An Update on Regional Treatment of Liver Cancer. The Role of Vascular Occlusion. 

Wells Medical Publ. 1992 

18. Lewa C.J., Majewska Z.: Temperature Relationships of Proton Spin-Loattice Relaxation Time T1 in 

Biological Tissues. Bulletin du Cancer 1980; 67(5): 525-530. 

19. Livraghi T.: Percutaneous ethanol injection of hepatocellular carcinoma: survival after 3 years in 70 

patients. Ital. J. Gastroenterol. 1992; 24: 72-74. 

20. Löfberg A.-M., Arvidsson D., Andeersson T., Lindgren P.G., Lörelius L.-E., Nordlinder H.: Ultrasound 

monitored laser-induced local hyperthermia in the liver. Acta Radiol. 1994; 35: 6-9. 

21. Malone D.E., Lesiuk L., Brady A.P., Wyman D.R., Wilson B.C.: Hepatic Interstitial Laser 

Photocoagulation: Demonstration and Possible Clinical Importance of Intravascular Gas. Radiology 1994; 

193: 233-237. 

22. Masters A., Bown S.G.: Interstitial Laser Hyperthermia in the Treatment of Tumours. In: 

Trelles M.A. (ed.): Laser Tumour Therapy. Ilustre Col. Ofic. de Med. de Madrid. 1990; 1: 87-104. 

23. Masters A., Bown S.G.: Interstitial Laser Hyperthermia in the Treatment of Tumors. Lasers in 

Medical Sciences 1990; 5: 129-36. 

24. Masters A., Steger A.C., Bown S.G.: Role of interstitial therapy in the treatment of liver cancer. Br. J. 

Surg. 1991; 78: 518-523. 

25. Masters A., Steger A.C., Lees W.R., Walmsley K.M., Bown S.G.: Interstitial laser hyperthermia: a new 

approach for treating liver metastases. Br. J. Cancer 1992; 66:518-522. 

26. Mathus-Vliegen E.M.H.: Treatment modalities in colorectal cancer. In: Krasner N. (Hrsg.): 

Lasers in Gastroenterology. Chapman & Hall Medical 1991: 151- 177. 

27. Matsuda T. (ed.): Cancer Treatment by Hyperthermia, Radiation and Drugs. Taylor and Francis 1993. 

28. Matsumoto R., Selig A.M., Colucci V.M., Jolesz F.A.: Interstitial Nd:YAG Laser Ablation in Normal 

Rabbit Liver: Trial to Maximize the Size of Laser-Induced Lesions. Lasers in Surgery and Medicine 1992; 

12: 650-658. 

29. Matthewson K.: Low power laser hyperthermia. In: Krasny N. (Hrsg.): Lasers in Gastroenterology. 

Chapman & Hall Medical 1991: 281-291. 

30. Matthewson K., Coleridge-Smith P., O`Sullivan J.P.: Biological Effects of Intrahepatic 

Neodymium:Yttrium-Aluminium-Garnet Laser Photocoagulation in Rats. Gastroent. 1987; 93: 550-557. 

31. Müller G.: Aktuelle Entwicklungen in der Lasermedizin. 3. Wissenschaftswoche Universitätsklinikum 

Steglitz FU Berlin. Jahrbuch 1992: 26-27.

Literaturverzeichnis IX 

_________________________________________________________________________________________ 

32. Müller G., Wolf J., Fobbe F., Boese-Landgraf J., Germer C., Beuthan J., Roggan A.: Interstitial laser 

hyperthermia - a new method to treat tumors. In: Spinelli P., Dal Fante M., Marchesini R. (ed.): 

Photodynamic Therapy and Biomedical Lasers. 1992: 406-414. 

33. Muschter R., Hessel S., Hofstetter A., Keiditsch E., Rothenberger K.-H., Schneede P., Frank F.: 

Die interstitielle Laserkoagulation der benignen Prostatahyperplasie. Urologe 1993; 32: 273-281. 

34. Muschter R., Hofstetter A., Hessel S.: Laser Induced Thermotherapy of Benign Prostatic Hyperplasia- 

Fundamentals and Clinikal Experiences. Min. Inv. Medizin 1994; 5 (2): 51-54. 

35. Muschter R., Hofstetter A.: Erfahrungen mit der interstitiellen Laserkoagulation in der Therapie der 

benignen Prostatahyperplasie. Lasermedizin 1994; 10: 132-138. 

36. Nasoni R.L., Bowen T.: Ultrasonic speed as a parameter for non-invasive thermotherapy. In: 

Hizushima S. (ed.): Non-Invasive Temperatur Measurement. Gordon and Breach Science Publishers. New 

York 1989: 95-107. 

37. Neuerburg-Heusler D., Hennerici M.: Gefäßdiagnostik mit Ultraschall. Doppler- und farbkodierte 

Duplexsonographie der großen Körperarterien und -venen. Thieme Verlag, Stuttgart, New York 1995. 

38. Nolsoe C.P., Torp-Pedersen S., Burchart F., Horn T., Pedersen S., Christensen N.-E.H., Olldag E.S., 

Andersen P.h., Karstrup S., Lorentzen T., Holm H.: Interstitial Hyperthermia of Colorectal Liver 

Metastases with a US-guided Nd-YAG Laser with a Diffuser Tip: A pilot Clinical Study. Radiology 1993; 

187: 333-337. 

39. Parker D.L.: Applications of NMR Imaging in Hyperthermia: An Evaluation of the Potential for Localized 

Tissue Heating and Noninvasive Temperature Monitoring. IEEE Transactions on Biomedical Engineering 

Vol.BME-31, January 1984; 1: 161-167. 

40. Patterson M.S., Wilson B.C., Wyman D.R.: The propagation of optical radiation in tissue: 1. Models of 

radiation transport and their applikation. Las.Med.Sci. 1991; 6: 155. 

41. Patterson M.S., Wilson B.C., Wyman D.R.: The propagation of optical radiation in tissue: 2. Optical 

properties of tissue and resulting fluence distributions. Las.Med.Sci.1991; 6: 379. 

42. Pfeifer K.-J.: Invasive Diagnostik von Lebertumoren. Vor der Therapieplanung exakte radiologische 

Diagnostik nötig. Krankenhaus Arzt 1995; 68 (3): 68-72. 

43. Philipp C., Fuchs B., Raatz D., Schmidt-Dannert B., Berlien H.-P., Müller G.: Contact Applicators for the 

Nd:YAG-Laser. 2. Wissenschaftswoche Universitätsklinikum Steglitz FU Berlin. 

Jahrbuch 1991: 294-296. 

44. Philipp C.: Heilen mit Licht. Start 1991; 1: 7-17. 

45. Philipp C., Shaltout J., Zgoda F., Berlien H.-P.: Zur Problematik von Temperaturmessungen mit 

Thermoelementen während Laserbestrahlung in Streuenden Medien. Lasermedizin 1992; 8: 188-195.

X Literaturverzeichnis 

_________________________________________________________________________________________ 

46. Philipp C., Bollow M., Rohde E., Fobbe F., Berlien H.-P.: Color doppler as a new method for monitoring 

of laser induced thermo therapy. 4. Wissenschaftswoche Universitätsklinikum Steglitz FU Berlin. 

Jahrbuch 1993: 148-149. 

47. Philipp C., Bollow M., Krasicka-Rohde E., Fobbe F., Berlien H.-P.: Color-Coded Duplex Sonography as 

a new method for monitoring of Laser-Induced Thermotherapy. Proceedings of Clinical Applikation of 

Modern Imaging Technology II. Biomed. Optics 1994; 2132: 287- 294. 

48. Philipp C., Rohde E., Waldschmidt J., Berlien H.-P.: Laser-induced thermotherapy of benign and 

malignant tumors controlled by color-coded duplex sonography. SPIE Vol.2327 Medical Applications of 

Lasers II, 1994:262-268. 

49. Philipp C., Rohde E., Roggan A., Vogl T.J., Assal J., Beuthan J., Berlien H.-P.: MRI-guided 

Laserinduced Thermotherapy of Liver Metastases. GASL-Poster. Heidelberg 1994. 

50. Prapavat V., Roggan A., Beuthan J., Müller G.: Untersuchungen zur Nutzung eines Diodenlasers (850 

nm) für die laserinduzierte thermotherapie (LITT). 3. Wissenschaftswoche Universitätsklinikum Steglitz 

FU Berlin, Jahrbuch 1992: 236-237. 

51. Prapavat V., Roggan A., Walter J., Beuthan J., Müller G.: In-vitro Studies and Simulations on the use of a 

Diode Laser (850nm) for laser Induced Thermotherapy (LITT). Proceedings of VLT June 1993. 

52. Rajagopalan B., Greenleaf J.F., Thomas P.J., Johnson S.A., Bahn R.C.: Variation of acoustic speed with 

temperature in various excised human tissues studied by ultrasound computerized tomography. In: Linzer 

M (ed.): Ultrasonic Tissue Characterization II. National Bureau of standards, Spec. Publ. 525. U.S. 

Government Printing Office. Washington, D.C. 1979: 227-232. 

53. Roberts H., Paley M., Buonacorssi G., Clemence M., Friedman E., Allen C., Hall-Crags M., Lees W., 

Bown St.: Dynamic magnetic resonance monitoring of interstitial laser photocoagulation of hepatic 

metastases from a colo-rectal tumour. SPIE VOl.2327 Medical Applications of Lasers II, 1994: 273-282. 

54. Roder J.D.: Technik und Ergebnisse der Metastasenchirurgie. Potentiell kurative Therapie bei 

kolorektalen Lebermetastasen. Krankenhaus Arzt 1995; 68 (3): 73-78. 

55. Roggan A., Albrecht D., Berlien H.-P., Beuthan J., Fuchs B., Germer C., Prapavat V., Rygiel R., Müller 

G.: Laserinduced Thermotherapy (LITT). Application Set and Procedure. 4. Wissenschaftswoche 

Universitätsklinikum Steglitz FU Berlin. Jahrbuch 1993: 164-165. 

56. Roggan A., Minnet O.: Optical and Thermal Properties of Biological Tissue. 112 WE Heraeus Seminar: 

Laser-Induced Thermo Therapy 1993. 

57. Roggan A., Minet O., Schröder C., Müller G.. Measurement of optical properties of tissue using 

integrating sphere technique. SPIE Institut for Advanced Optical Technologies 1993; IS: 11. 

58. Roggan A., Müller G.: Computer Simulation for the Irradiation Planning of LITT. Minimal Invasive 

Medizin - MEDTECH 4 1993; 2:18.

Literaturverzeichnis XI 

_________________________________________________________________________________________ 

59. Roggan A., Albrecht D., Berlien H.-P., Beuthan J., Germer C., Koch H., Wodrich W., Müller G.: 

Development of an application-set for intraoperative and percutaneous laserinduced interstitial 

thermotherapy (LITT). SPIE Vol.2327 Medical Applications of Lasers II, 1994: 253-260. 

60. Roggan A., Handke A., Miller K., Müller G.: Laser Induced Interstitial Thermotherapy of Benign 

Prostatic Hyperplasia- Basic Investigations and First Clinical Results. Minimal Invasive Medizin 

1994; 5 (2): 55-63. 

61. Roux F.X., Merienne L., Cioloca C., Devaux B., Chodkiewicz J.P.: Neurosurgical Lasers for Tumour 

Removal. In: Trelles M.A. (ed.): Lasers Tumour Therapy. Ilustre Colegio Oficial de Medicos Madrid 

1990; 5: 61-73. 

62. Roux F.X., Merienne L., Leriche B., Lucerna S., Turak B., Devaux X.B., Chodkiewicz J.P.: 

Laser Interstitial Thermotherapy in Stereotactical Neurosurgery. Lasers in Medical Science 

1992; 7 :121-126. 

63. Rudolph M., Jackisch U., Krauss M., Faulkner G.: Unterstützung der 3-D Hyperthermieplanung mit 

computergraphischen Anwendungen. Minimal Invasive Medizin 1993; 4: 35-39. 

64. Sakai T., Fujishima I., Sugiyama K., Ryu H., Uemura K.: Interstitial Laserthermia in Neurosurgery. 

Journal of Clinical Laser Medicine and Surgery February 1992: 37-40. 

65. Schaldach B.: Nd: YAG:Laser. in: Berlien H.-P., Müller G.: Angewandte Lasermedizin. 

ecomed 1989; II-2.4.1: 1-3. 

66. Schmoll H.-J., Köhne C.-H., Hossfeld D.-K.: Zur Therapie kolorektaler Karzinome mit einer Kombination 

aus 5-Fluorouracil und Folinsäure. Deutsches Ärzteblatt 1994; 36:1759-1761. 

67. Schneider P.D.: Liver Resection and Laser Hyperthermia. The Surgical Clinics of North America 

1992; 72(3): 623-639. 

68. Schober R., Bettag M., Sabel M., Ulrich F., Hessel S.: Fine Structure of Zonal Changes in Experimental 

Nd:YAG Laser-Induced Interstitial Hyperthermia. Lasers in Surgery and Medicine 1993; 13: 234-241. 

69. Schreiber J., Mann W., Lieb W.: Farbduplexsonographische Messung der Lymphknotenperfusion: Ein 

Beitrag zur Diagnostik der zervikalen Metastasierung. Laryngo-Rhino-Otol. 1993; 72: 187-192. 

70. Schwemmle K., Kelm C., Henneking K., Padberg W.M.: Regional Chemotherapy of Malignant Liver 

Tumors - State of the Art. Onkologie 1992; 15: 6-11. 

71. Seegenschmiedt M.H., Erb J., Sauer R.: Interstitial Hyperthermia combined with Radiotherapy: Rationale 

- Technology - Clinical Experience. Min. Inv. Medizin 1993; 4: 22-34. 

72. Smith E.H.: Complications of Percutaneous Abdominal Fine-Needle Biopsy. Radiol. 

1991; 178: 253-258.

XII Literaturverzeichnis 

_________________________________________________________________________________________ 

73. Star W.M.: Light Delivery and Light Dosimetry for Photodynamic Therapy. In: Trelles M.A. (ed.): Laser 

Tumour Therapy. Ilustre Colegio Oficial de Medicos de Madrid 1990; 1: 25-43. 

74. Steger A.C., Lees W.R., Walmsley K., Bown S.G.: Interstitial laser hyperthermia: a new approach to local 

destruction of tumors. BMJ 1989; 299: 362-365. 

75. Steger A.C., Shorvon P., Walmsley K., Chisholm R., Bown S.G., Lees W.R.: Ultrasound Features of Low 

Power Interstitial Laser Hyperthermia. Clinical Radiology 1992; 46: 88-93. 

76. Steger A.C., Lees W.R., Shorvon P., Walmsley K., Bown S.G.: Multiple-fibre low-power interstitial laser 

hyperthermia: studies in the normal liver. Br. J. Surg. 1992; 79:139-145. 

77. Suzuki S., Narumi H., Aoki J., Miwa T., Daikuzono N.: Experimental studies of endoscopic local 

hyperthermia with Nd:YAG laser (Laserthermia). SPIE Vol.1066. Lasers Surgery: 

Advanced Characterisation, Therapeutics, and Systems 1989: 225-230. 

78. Sweetland H.M., Wyman A., Rogers K.: Evaluation of the Effect on Normal Liver of 

Interstitial Laser Hyperthermia Using Artificial Sapphire Probes. Lasers in Med. Sc. 1993; 8: 99-105. 

79. Thom A.K., Sigurdson E.R.,Bitar M.,Daly J.M.: Regional hepatic arterial infusion of degradable starch 

mikrospheres increases fluorodeoxyuridine (FUdR) tumor uptake. Surgery 1989; 105: 383-392. 

80. Torsten U., Philipp C., Rohde E., Weitzel H., Berlien H.-P.: Laser-induced thermotherapy (LITT) for the 

treatment of local recurrences in patients with breast cancer. FIGO World Congress Montreal 1994. 

Poster. 

81. Tracz R.A., Wyman D.R:, Little P.B., Towner R.A., Steward R.A., Schatz S.W., Pennock P.W., Wilson 

B.C.,: Magnetic resonance imaging of interstitial laser photocoagulation in brain. Lasers in Surgery and 

Medicine1992; 12: 165-173. 

82. Tracz R.A., Wyman D.R., Little P.B., Towner R.A., Stewart W.A., Schatz S.W., Wilson B.C., Pennock 

P.W., Janzen E.G.: Comparison of Magnetic Resonance Images and the Histopathological Findings of 

Lesions Induced by Interstitial Laser Photocoagulation in the Brain. Lasers in Surgery and Medicine 

1993; 13: 45-54. 

83. Ulrich F., Bettag M., Bock W.J., Kahn Th., Seitz R.J., Schober R., Schwarzmaier H.-J., Wolbarsht M.L., 

Hessel St.: MR-Guided and PET Scan Controlled Laser Interventions in Cerebral Gliomas - A Preliminary 

Report -. Min. Inv. Med. 1993; 4(4): 20-26. 

84. Vogl T., Assal J., Philipp C., Rohde E., Fischer P., Böttcher H., Gremmler M., Roggan A., Geimling K., 

Felix R.: Nichtinvasives Temperaturmonitoring für die interventionelle laserinduzierte Thermotherapie 

von Lebermetastasen. Zentralblatt Radiologie. Tagungsbericht 75. Deutscher Röntgenkongreß 

11.-14. Mai 1994.

Literaturverzeichnis XIII 

_________________________________________________________________________________________ 

85. Vogl T., Hirsch H., Fischer P., Philipp C., Beuthan J., Roggan A.: Laser-induced thermotherapy (LITT) of 

Liver tumors: the MRI-guidance, first results of primary control and therapy follow-up. Proceedings of 

SPIE, Medical Applications of Lasers 1994; 2327. 

86. Wallwiener D., Kurek R., Pollman D., Kaufman M., Schmid H., Bastert G., Frank F. 

Palliative Therapie gynäkologischer Malignomrezidive durch Laserinduzierte Interstitielle 

Thermotherapie. Lasermedizin 1994; 10: 44-51. 

87. Weiss H., Uebel P., Weiss A., Bersch W.: Die ultraschallgezielte Feinnadelpunktion. Komplikationslose 

Methode mit hoher Sensitivität und Spezifität. Krankenhaus Arzt 1993; 66(11): 552-556. 

88. Welch A.J.: The Thermal Response of Laser Irradiated Tissue. Journal of Quantum Electronics 

1984; 12: 1471-1481. 

89. Wieman T.J., Fingar V.H.: Photodynamic Therapy. The Surgical Clinics of North America 

1992; 72 (3): 609-622. 

90. Wolf K.-J., Fobbe F.: Farbkodierte Duplexsonographie. Grundlagen und klinische Anwendung. 

Georg Thieme Verlag 1993. 

91. Wust P., Dieckmann K.,Stahl H., Seebass M., Nadobny J., Felix R.: Technologische Grundlagen und 

Entwicklungsmöglichkeiten der regionalen Hyperthermie. Minimal Invasive Medizin 1993; 4: 16-23. 

92. Wyman D.R., Whelan W.M., Wilson B.C.: Interstitial Laser Photocoagulation: Nd:YAG 1064 nm Optical 

Fiber Source Compared to Poin Heat Source. Lasers in Surgery and Medicine 

1992; 12: 659-664. 

93. Wyman D., Wilson B., Adams K.: Dependence of Laser Photocoagulation on Interstitial Delivery 

Parameters. Lasers in Surgery and Medicine 1994; 14: 59-64.

Danksagung 97 

_________________________________________________________________________________________ 

Danksagung 

Ich möchte mich herzlich bei allen Menschen bedanken, mit deren Hilfe diese Arbeit zustande 

kommen konnte. 

Mein besonderer Dank geht an Herrn Prof. Dr. med. H.-P. Berlien, Leiter des Fachgebietes Lasermedizin 

des Universitätsklinikums Benjamin Franklin der Freien Universität, Berlin für den geistigen 

Ansporn und die wissenschaftliche Unterstützung während der gesamten Zeit. Gleichzeitig möchte ich 

mich bei allen Mitarbeitern des Institutes für Medizinische/Technische Physik und Lasermedizin für 

die unermüdliche Mithilfe bei der Durchführung dieser Arbeit bedanken. Herrn Dr. med. C. Philipp 

danke ich für die intensive Betreuung dieser Arbeit und eine wunderbare kollegiale Atmosphäre, die 

unsere wissenschaftlichen Diskussionen ständig begleitet hat. 

Dem Geschäftsführer der Laser- und Medizin-Technologie gGmbH, Berlin, Herrn Prof. Dr. h. c. Dr.- 

Ing. G.Müller, und seinen Mitarbeitern danke ich für die Bereitsstellung der erforderlichen Geräte und 

die freundliche Unterstützung während der gesamten Zeit. Insbesondere bedanke ich mich bei Herrn 

Dipl.-Phys. A. Roggan für die Überlassung des diffus abstrahlenden LITT-Applikators und die 

fachliche Beratung während der experimentellen Arbeiten. 

Besonders herzlich möchte ich mich auch bei Herrn PD Dr. F. Fobbe, Oberarzt der Abteilung für 

Radiologie des Universitätsklinikums Benjamin Franklin, für seine Unterstützung bei allen Fragen der 

experimentellen und klinischen Anwendungen der Farbkodierten Duplexsonographie zur Kontrolle 

der Laser-induzierten Thermotherapie bedanken. 

Ich bedanke mich bei Herrn Prof. Dr. med. R. Felix und Herrn Prof. Dr. med. T. J. Vogl, Strahlenklinik 

und Poliklinik des Virchow-Klinikums der Charité, für ihre fachliche Unterstützung im Rahmen 

der Zusammenarbeit auf dem Gebiet der MRT-kontrollierten Laser-induzierten Thermotherapie. 

Nicht zuletzt danke ich den Mitarbeitern der Firma Siemens für die Bereitstellung des FKDS-Gerätes 

sowie ihre Bereitschaft, stets mit Rat und Tat zur Seite zu stehen.

Inhalt I 

_________________________________________________________________________________________ 

_

II Inhalt 

_________________________________________________________________________________________ 

_ 

Lebenslauf 

Name: Ewa Krasicka-Rohde 

Geburtsdatum: 26.04.1955 

Geburtsort: Wroclaw / Polen 

Schulbesuch: 1961-1970 Grundschule Nr.57 in Wroclaw / Polen 

1970-1974 Allgemeinbildendes Lyzeum Nr.V 

in Wroclaw / Polen, 

Erlangung der allgemeinen Hochschulreife 

Studium: 1974-1979 Studium der Informatik und Management 

an der Technischen Universität in Wroclaw / Polen 

1979 Abschluß: Dipl.-Ing. für Informatik und Management 

1985-1992 Studium der Medizin an der Freien Universität Berlin 

1994 Approbation 

Beruflicher Werdegang: 01.01.1993-30.09.1994 Ärztin im Praktikum im Institut 

für Medizinisch/Technische Physik und Lasermedizin 

des Universitätsklinikums Benjamin Franklin der FU Berlin 

01.01.1993-30.06.1995 wissenschaftliche Mitarbeiterin 

im Laser Medizin Zentrum gGmbH, Berlin 

01.07.1995 - 30.06.1995 Assistenzärztin im Fachgebiet Lasermedizin 

des Universitätsklinikums Benjamin Franklin der FU Berlin 

01.07.1995 -31.07.1996 Ärztin bei der Cura Aesthetica in München 

Seit 01.09.1996 Wissenschaftliche Mitarbeiterin 

in der Laser- und Medizin-Technologie gGmbH, Berlin

Ewa Krasicka - Verlag im Internet Gmbh

Sie wollen auch ein ePaper? Erhöhen Sie die Reichweite Ihrer Titel.

Template löschen?

Als Template speichern?