Hintergrund und Fragestellung

Die operativen Verfahren zur Behandlung des benignen Prostatasyndroms (BPS) erfolgen heute im Rahmen eines abgestuften Therapieschemas in der Regel nach vorangegangener medikamentöser Therapie. Neben der seit Jahrzehnten bewährten Standardmethode, der transurethralen Resektion der Prostata (TURP), treten zunehmend alternative operative Verfahren in den Vordergrund. Ziel dieser alternativen chirurgischen Verfahren ist die Reduzierung der perioperativen Komplikationen wie Einschwemmung von Spülflüssigkeiten in den Blutkreislauf (TUR-Syndrom) und transfusionspflichtige Blutungen [5].

Insbesondere die ablativen Laserverfahren mit gutem Gewebeabtrag bei gleichzeitig exzellenter Hämostaseeigenschaft finden in der Klinik als Holmiumlaserenukleation der Prostata (HoLEP) oder als KTP-Laser-Vaporisation der Prostata (Kalium-Titanyl-Phosphat) mittlerweile eine breite Anwendung [7, 14]. Der Holmium:Yttrium-Aluminium-Garnet- (Ho:YAG-)Laser ist ein gepulster Laser der Wellenlänge 2100 nm. Grundlage für die gewebeabtragende Wirkung des Ho:YAG-Lasers ist die hohe Absorption der Holmiumlaserstrahlung in Wasser bzw. wasserhaltigem biologischen Gewebe. Die Pulsenergie der Laserstrahlung wird in <0,5 mm Gewebetiefe in Wärme und damit in Abtrag umgesetzt. Beim KTP-Laser wird Licht der Wellenlänge 532 nm verwendet, welches ein Absorptionsmaximum beim roten Blutfarbstoff Hämoglobin aufweist. Die plötzliche Lichtabsorption in blutreichem Gewebe (Prostata) führt zu einer schnellen Aufnahme von Energie und damit zur Vaporisation des Gewebes mit Ausbildung eines Koagulationssaums [3, 4, 8, 10, 11, 12]. Neben diesen beiden etablierten Lasern existieren andere Lasertypen, die bei simultaner Koagulation ebenfalls effiziente gewebeablative Eigenschaften haben. In dem Zusammenhang scheint der Diodenlaser bei einer Wellenlänge von 980 nm optimale physikalische Voraussetzungen zu bieten. Bei dieser Wellenlänge bietet der Diodenlaser die höchst mögliche simultane Absorption im Hämoglobin (blutreichem Gewebe) und in Wasser mit dem Potential einer guten Gewebeablation und gleichzeitig guter hämostatischer Eigenschaft.

Das Ziel der vorliegenden Studie besteht darin, die gewebeablativen- und Hämostaseeigenschaften des Diodenlasers in einem Ex-vivo-Tiermodell zu evaluieren und mit dem KTP- und Ho:YAG-Laser zu vergleichen.

Studiendesign und Untersuchungsmethode

Isoliertes, blutperfundiertes Schweinenierenmodell

Als Ex-vivo-Modell wurde ein in unserem Laserlabor etabliertes isoliertes, blutperfundiertes Schweinenierenmodell verwendet, wie es von Koehrmann 1994 erstmals beschrieben wurde [6, 9, 13]. Da die Wärmekapazität der Niere (3,89 kJ/kg K) und der Prostata (3,80 kJ/kg K) beinahe äquivalent sind, eignet sich dieses Modell insbesondere zur Untersuchung von laserbedingten Gewebeveränderungen, bei denen die Wärmeableitung entscheidend ist [1]. Insgesamt wurden 35 Nieren unmittelbar nach der Schlachtung entnommen und mit physiologischer Kochsalzlösung über die Nierenarterie gespült bis sich über die Nierenvene klare Spülflüssigkeit entleerte. Für die simulierte Perfusion wurde autologes Blut heparinisert (Heparin 8000 IE/l).

Um möglichst physiologische Bedingungen zu erreichen, wurden die Nieren in einem mit physiologischer Kochsalzlösung (0,9% NaCl und 37°C) gefüllten Acrylbecken für 20 min erwärmt. Vor und nach der Laserbehandlung wurde die Niere gewogen und die Differenz als Ablationsgewicht festgelegt. Die Laserung erfolgte auf insgesamt drei 1,0×1,0 cm großen Arealen an der Oberfläche der Nieren.

Zur Evaluation der Hämostaseeigenschaften wurden die Schweinenieren nach Intubation der Arterie, der Vene und des Harnleiters an jeweils einem 8-French-Katheter mit einem Bindfaden adaptiert und abgedichtet. Über einen Pumpgenerator erfolgte die Reperfusion der Niere mit dem heparinisierten autologen Blut über die Nierenarterie mit einer Perfusionsrate von 60 ml/min und einem Perfusionsdruck von 120 cm H2O. Zur Quantifizierung der Blutung wurde vor und während der Perfusion jeweils eine Bluttupfer auf die 3 gelaserten Areale für 60 s platziert und im Anschluss gewogen. Die Differenz der beiden Werte wurde der Blutungsrate gleichgesetzt. Abschließend konnten die gelaserten Areale zur Bestimmung der Koagulationstiefe makroskopisch und mikroskopisch untersucht werden.

KTP-Laser

Die KTP-Laservaporisation und -koagulation erfolgte mit dem GreenLight-PV-Generator (Fa. Laserscope, San Jose, California, USA) bei einer Wellenlänge von 532 nm in einem quasikontinuierlichen Modus (gepulstes System mit einer Frequenz von 10 KHz) bei einer Leistung von 80 W. Das Licht wurde über eine flexible „side fire (70°) 600 μm Greenlight PV AD D Stat Faser“ (Laserscope) weitergeleitet. Der Fokusdurchmesser liegt bei 1,2 mm bei einem Gewebeabstand von 2 mm.

Diodenlaser

Für die Vaporisation und -koagulation stand ein „CeramOptec Ceralas HPD980 100 W-Lasergenerator“ (Fa. Biolitec AG, Jena) zur Verfügung. Das Ceralas-System ist ein Infrarotdiodenlaser der Wellenlänge 980 nm mit kontinuierlichem (cw-)Modus, der aber auch gepulst eine durchschnittliche Leistung von bis zu 100 W erzeugen kann. Das Licht wurde über eine flexible „Side-fire-600-µm-Laserfaser“ weitergeleitet.

Ho:YAG-Laser

Der Ho:YAG-Laser ist ein gepulster Laser der Wellenlänge 2,1 μm. Zur Anwendung kam Auriga-System (Fa. StarMedTec GmbH, Starnberg) mit einer maximalen Leistung von 30 W. Das Licht wurde über eine flexible Side-fire-600-μm-Laserfaser weitergeleitet.

Histologie

Gelasertes Gewebe wurde in 4% Paraformaldehyd bei 4°C fixiert, im Anschluss mit einem Mikrotom auf eine Schnittdicke von 5–7 μm geschnitten und auf Objektträger aufgetragen. Anschließend erfolgte zur Beurteilung der Gewebeveränderung eine Anfärbung mit Hämatoxylin und Eosin.

Statistik

Zur Überprüfung der Signifikanz unabhängiger Daten wurde der parameterfreie Mann-Whitney-U-Test verwendet, um die Eigenschaften des Dioden- und Holmiumlasers mit dem KTP-System zu vergleichen.

Ergebnisse

Ablationseigenschaften

Abhängig von der Laserleistung können unterschiedliche Ablationstiefen bzw. -volumen, Koagulationstiefen und Karbonisierungen induziert werden. Die Ablationsfähigkeit des Diodenlaser im cw-Modus bei 980 nm steigt mit zunehmender Leistung. Bereits bei einer Leistung von 30 W bietet der Diodenlaser einen vergleichbaren Gewebeabtrag im Vergleich zum etablierten 80-W-KTP-Lasersystem. Beim Ho:YAG-Laser (10–30 W) nimmt der ablative Effekt linear zur Leistung zu (Abb. 1). Bei der subjektiven Betrachtung der Laseranwendung unterscheidet sich der Vaporisationseffekt abhängig vom verwendeten Lasertyp. Während der KTP-Laser explosionsartige Vaporisationseffekte aufweist, hat der Ho:YAG-Laser einen schneidenden, zerreißenden Charakter. Beim Diodenlaser (980 nm) zeigt sich dagegen ein Gewebeabtrag ähnlich einer Verbrennung mit Karbonisierungseffekten.

Das Verhältnis Zeit/Abtrag für ein vordefiniertes Gewebevolumen zeigt deutliche Unterschiede. Mit einem Abtrag von 94 mm3 ist der Diodenlaser mit einer Leistung von 30 W, dem in der klinischen Routine eingesetzten 80-W-KTP-Laser ebenbürtig (92 mm3). Mit einem Abtrag von 130 mm3 ist der Diodenlaser bei 60 W um den Faktor 1,4 und mit einem Abtrag von 160 mm3 bei 100 W um den Faktor 1,7 effektiver als der 80-W-KTP-Laser.

Abb. 1
figure 1

Vaporisationseffekt und mittlere Abtrag (Volumen in mm3) abhängig vom verwendeten Laser und Leistung (Diode 30 Diodenlaser bei 980 nm und 30 W, Diode 60 Diodenlaser bei 980 nm und 60 W, Diode 100 Diodenlaser bei 980 nm und 100 W, KTP 80 KTP-Laser bei 80 W, Ho:YAG 10 Ho:YAG-Laser bei 10 W, Ho:YAG 20 Ho:YAG-Laser bei 20 W, Ho:YAG30 Ho:YAG-Laser bei 30 W)

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Koagulationstiefe

Bei der Betrachtung der Koagulationstiefe kann kein signifikanter Unterschied zwischen unserem Referenzstandard (80-W-KTP-Laser) und dem Ho:YAG-Laser bei 10–30 W festgestellt (KTP 1,1 mm vs. Ho:YAG 1,2–1,7 mm) werden. Dagegen zeigt sich bei dem Vergleich zwischen KTP-Laser und Diodenlaser im cw-Modus ein hoch signifikanter Unterschied (p<0,005) zu Gunsten des 80-W-KTP-Lasers in Bezug auf die Koagulationstiefe. Diese ist bei dem 30-W-Diodenlaser (5,7 mm) um den Faktor 5,2, beim 60-W-Diodenlaser (9,1 mm) um den Faktor 8,3 und beim 100-W-Diodenlaser (10,2 mm) um den Faktor 9,3 vergrößert (Abb. 2).

Abb. 2
figure 2

Vergleich der Koagulationstiefe bei unterschiedlichen Lasersystemen und Leistungen (Diode 30 Diodenlaser bei 980 nm und 30 W, Diode 60 Diodenlaser bei 980 nm und 60 W, Diode 100 Diodenlaser bei 980 nm und 100 W, KTP 80 KTP-Laser bei 80 W, Ho:YAG 10 Ho:YAG-Laser bei 10 W, Ho:YAG 20 Ho:YAG-Laser bei 20 W, Ho:YAG 30 Ho:YAG-Laser bei 30 W)

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Blutungsneigung

Bei der Beurteilung der Blutungsneigung ergeben sich bei der statistischen Auswertung keine signifikanten Unterschiede zwischen den einzelnen Lasersystemen (Abb. 3). Bei allen getesteten Systemen kann eine exzellente Hämostase im Ex-vivo-Modell unabhängig vom verwendeten Lasersystem nachgewiesen werden. Dabei nimmt die Blutungsneigung Werte zwischen 0,19 und 0,22 g/min an.

Abb. 3
figure 3

Blutungsneigung abhängig vom Lasersystem und Leistung (Diode 30 Diodenlaser bei 980 nm und 30 W, Diode 60 Diodenlaser bei 980 nm und 60 W, Diode 100 Diodenlaser bei 980 nm und 100 W, KTP 80 KTP-Laser bei 80 W, Ho:YAG 10 Ho:YAG-Laser bei 10 W, Ho:YAG 20 Ho:YAG-Laser bei 20 W, Ho:YAG 30 Ho:YAG-Laser bei 30 W)

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Diskussion

Die Suche nach neuen alternativen, chirurgischen Techniken zur operativen Behandlung des benignen Prostatasyndroms (BPS) mit einer der TURP vergleichbaren ablativen Eigenschaft bei gleichzeitig reduzierter Morbidität hat sich in der Zwischenzeit auf Verfahren fokussiert, mit denen das Prostataadenom vaporisiert (80-W-KTP) oder enukleiert (HoLEP) wird [7]. Die Laserwirkung auf Gewebe hängt von verschiedenen Faktoren, wie z. B. der Wellenlänge und der Leistung des Systems ab. Der Neodymium:YAG-Laser, der Anfang der 90er Jahre klinisch bei der Behandlung des BPS eingesetzt wurde [2], überzeugte durch die exzellenten Koagulations- und Hämostaseeigenschaften, enttäuschte aber durch den geringen Schneide- bzw. Vaporisationseffekt. Die Folgen waren eine lange Katheterverweildauer, mäßige postoperative Miktionsverhältnisse, hohe Reoperationsraten und dysurische Beschwerden. Mit der Einführung des Ho:YAG-Lasers und der HoLEP-Technik [4] sowie des KTP-Lasers haben sich die ablativen Laserverfahren zur Behandlung des BPS in der klinischen Anwendung etabliert [3, 4, 5, 7, 8, 10, 12].

Während der Holmiumlaser (2100 nm) mit hoher Wasserabsorption einen sehr guten Schneideeffekt bei geringerem Koagulationsvermögen aufweist, erreicht der KTP-Laser bei 80 W effiziente Vaporisationseffekte bei guten Hämostaseeigenschaften. Letztere sind auf die Koagulationseffekte des Lasers zurückzuführen, die beim KTP-Laser (80 W) 1–2 mm ins behandelte Gewebe eindringen und somit freiliegende Gefäße suffizienter verschließen als dies beispielsweise bei der konventionellen TURP (0,3–0,8 mm) erfolgt [11]. Der Koagulationssaum sollte nach der Lasertherapie nicht zu tief sein, da sonst postoperative Probleme auftreten können (Dysurie, Harnverhalt, unzureichende Miktionsverhältnisse). Komplikationen, wie sie in der Vergangenheit nach der Therapie mit dem Nd:YAG-Laser auftraten (Koagulationstiefe ~10 mm), erklären sich dadurch, dass verschorftes und nekrotisches Gewebe abgebaut wird und dieser Prozess häufig von bakteriellen Harnweginfektionen begleitet werden kann [15].

Dies bedeutet, dass neue innovative Laser zur Behandlung der BPS folgende Bedingungen erfüllen müssen:

  1. 1.

    die Ablationseffekte sollten groß sein, um einen effizienten Gewebeabtrag (Masse/Zeit) zu gewährleisten und um somit auch größere Prostatae optimal behandeln zu können.

  2. 2.

    die Koagulation der Gefäße muss ausreichend stark sein, um ein TUR-Syndrom verhindern bzw. um Hochrisikopatienten, die unter oraler Antikoagulation stehen, äquieffektiv im Vergleich zur TURP behandeln zu können.

  3. 3.

    der Koagulationssaum darf nicht zu breit sein, um die oben beschriebenen Probleme in Analogie zum Nd:YAG-Laser zu verhindern oder im apikalen, parakollikulären Bereich die Schließmuskelfunktion nicht zu kompromittieren.

Im Rahmen dieser Arbeit wurde als Referenzstandard der weit verbreitete, kliniketablierte 80-W-KTP-Laser festgelegt. Betrachtet man die Ergebnisse bezüglich der ablativen Effekte der getesteten Laser, so wird evident, dass der Gewebeabtrag beim Diodenlaser (cw-Modus, 980 nm) bereits bei einer Leistung von 30 W äquieffektive Ergebnisse erzielt und bereits bei 60 W um den Faktor 1,4 bzw. bei einer Leistung von 100 W um den Faktor 1,7 dem KTP-Laser (80 W) überlegen ist. Der Ho:YAG-Laser ist bei einer Leistung von 30 W durchaus bei der Ablation mit dem 30-W-Diodenlaser und 80-W-KTP-Laser vergleichbar. Allerdings ist nicht nur der reine Abtrag für die Güte eines operativen Verfahrens ausschlaggebend.

Betrachtet man die Art und Weise, wie die untersuchten Laser den ablativen Effekt auf das Gewebe übertragen, so erfolgt dies deskriptiv beim KTP-Laser als explosionsartiger Vaporisationseffekt, während beim Diodenlaser (980 nm) dies eher einem Schmelzen und Verbrennen mit Karbonisierungseffekten gleicht. Demgegenüber hat der Ho:YAG-Laser einen schneidenden, zerreißenden Charakter, der in dieser Versuchsreihe so ausgeprägt war, dass bei einer Steigerung der Leistung keine Vaporisation, sondern ein Zerreißen der Schweinenieren stattfand. In Anbetracht dieser Tatsachen scheint die Vaporisation mit dem Diodenlaser vom subjektiven Vaporisationsaspekt dem KTP-Laser nahezukommen bei deutlich gesteigertem Abtrag pro Zeiteinheit. Die Vaporisation mit dem Holmiumlaser erscheint in diesem Ex-vivo-Modell nicht gleichwertig zu sein.

Bezüglich der Blutungsrate und damit der Effektivität des intraoperativen Gefäßverschlusses im Sinne der perioperativen Sicherheit (TUR-Syndrom, Rechtsherzbelastung, orale Antikoagulation) sind in diesem Ex-vivo-Schweinenierenmodell die unterschiedlichen Lasertypen vergleichbar.

Betrachtet man die Koagulationstiefen, kann zwar kein signifikanter Unterschied zwischen unserem Referenzstandard (KTP 80 W) und dem Ho:YAG-Laser festgestellt werden. Beim Vergleich zwischen KTP-Laser und Diodenlaser im cw-Modus ist ein hochsignifikanter Unterschied (p<0,005) zu Gunsten des 80-W-KTP-Lasers zu ermitteln. Bei gleicher Ablationsleistung hat der 30-W-Diodenlaser einen um den Faktor 5,2 vergrößerten Koagulationssaum im Vergleich zum 80-W-KTP-Laser.

Grundsätzlich muss erwähnt werden, dass jede Ex-vivo-Untersuchung zu trügerischen Ergebnissen führen kann. Wenngleich versucht wurde, durch die autologe Blutperfusion bei physiologischen Temperaturen im Tiermodell In-vivo-Bedingungen herzustellen, um Lasereffekte an der ebenfalls gut durchbluteten Prostata zu simulieren. Aus vorangegangenen Versuchen und Publikationen [9, 11] kann aber abgeleitet werden, dass dieses Modell realistische Ergebnisse erzeugt. Gleichzeitig ist dieses Modell insbesondere dafür geeignet, unterschiedliche Laserformen mit einander zu vergleichen.

Schlussfolgerung

Zusammenfassend erbringt die vorliegende Studie vielversprechende Einblicke in die unterschiedlichen Vaporisations- und Koagulationseffekte der getesteten Lasersysteme. Aufgrund der Datenlage hat der Diodenlaser ein realistisches Potential aufgrund seiner exzellenten Ablationseffekte und Hämostaseeigenschaften zukünftig eine zentrale Rolle bei der Lasertherapie der Prostata einzunehmen. Der Nachteil der größeren Koagulationstiefe kann durch technische Veränderungen wie z. B. Änderung des cw-Modus in den gepulsten Modus positiv beeinflusst werden. Weitere Ex-vivo-Untersuchungen sowie In-vivo-Pilotstudien werden den Platz aufzeigen, den in Zukunft der Diodenlaser bei der operativen Behandlung des BPS einnehmen wird.

Fazit für die Praxis

Wenngleich der KTP-Laser (80 W) und der Ho:YAG-Laser (≥100 W) vielerorts zum Routinerepertoire des chirurgisch tätigen Urologen gehören, ist die Suche nach alternativen operativen Verfahren zur Behandlung des BPS nicht abgeschlossen. Fortschritte in der Technik der Lasergeneratoren und in der Laserfaserherstellung eröffnen im Feld der Lasertherapie durch neue innovative Laserkonzepte oder Verbesserung bestehender Systeme neue Möglichkeiten einer effektiven Therapie. Im Rahmen dieses Ex-vivo-Tiermodells werden die Vorzüge des Diodenlasers (980 nm) beschrieben, weitere präklinische und klinische Untersuchungen werden nötig sein, um die Wertigkeit des Diodenlasers zu evaluieren.