De invloed van niet-thermische atmosferische plasma s op levend weefsel

Faculteit Technische Natuurkunde Groep EPG Postbus 513 5600 MB Eindhoven

Technische Universiteit Eindhoven

Titel:

De invloed van niet-thermische atmosferische plasma’s op levend weefsel.

Auteurs:

J. Gielis V. Holten L. Huijbregts M. van Kemenade P. Berkvens

Verslagnr: Datum:

EPG 02-06 April 2002

Groep:

Elementaire Processen in Gasontladingen (EPG)

Begeleider:

dr. ir. E. Stoffels

2

1

INLEIDING

5

2

APOPTOSE

7

3

LICHT

11

3.1

Indringdiepte

11

3.2

Soorten weefsel-licht interacties

15

FOTOCHEMISCHE INTERACTIE

15

3.2.1

3.2.2 Thermische interactie 3.2.3 Fotoablatie 3.2.4 Plasmageïnduceerde ablatie 3.2.5 Fotoscheuring

17 17 18 20

3.3

Licht in ons plasma

20

3.4

Toepassing: Atherosclerotische plak

20

4

INVLOED VAN STRALING OP CELLEN

23

4.1

Radiofrequente straling 4.1.1 Niet-thermische effecten

23 23

4.2

Rol van ROS bij apoptose

23

4.3

Ioniserende straling

24

4.4

Mitochondriën

25

5

DE INVLOED VAN ELEKTRISCHE VELDEN OP CELLEN

27

5.1

Stroom

27

5.2

Veldsterkte

27

5.3

Spanning in de cel

30

5.4

Biologisch respons

31

5.5

In de praktijk

31

6

THERMISCHE EFFECTEN

33

6.1

Effecten van verwarmen op weefsel

33

6.2

Methoden van verwarmen

35

6.3

Model voor temperatuur in weefsel als gevolg van plaatselijk verwarmen

36

6.4

Thermische eigenschappen van verschillende soorten weefsels

41

7

ARGONPLASMACOAGULATIE (APC)

43

7.1

Principe

43

7.2

Apparatuur

44

7.3

Vergelijking met andere technieken

45

7.4

Resultaten in toepassingsgebieden

45

3

7.5

Voordelen APC

48

7.6

Nadelen APC

48

8

VONKEROSIE

49

8.1

Principe van vonkerosie

49

8.2

Onderzoek naar problemen bij de toepassing van vonkerosie

50

9

KATHETERS

53

9.1

Voordat de katheter erin kan

53

9.2

Katheters inbrengen

55

10

OOGHEELKUNDE

57

10.1

Het hoornvlies

57

10.2

Hoornvlieschirurgie

57

10.3

Invloed van laserlicht op weefsel

59

11

TOEPASSING VAN LASERS IN DE TANDHEELKUNDE

61

11.1

Lasers bij behandeling van het mondslijmvlies

62

11.2

Bestaande toepassing

62

12

CONCLUSIES

65

13

LITERATUUR

69

14

APPENDIX

73

14.1

Bezoek aan Erbe

73

14.2 Bezoek aan C.J. Slager, Erasmus Universiteit Rotterdam 14.2.1 Algemene opmerkingen tijdens het gesprek 14.2.2 Mogelijke toepassingen van het plasma

4

73 73 74

1 Inleiding Een plasma is geïoniseerd gas, dat erg reactief is. Het is echter niet destructief en kan daarom goed gebruikt worden in oppervlaktebewerkingen. Dit gebeurt nu al bij het etsen van computerchips, het maken van zonnecellen etc. De plasma’s die hiervoor gebruikt worden zijn ‘hete’ plasma’s. Om weefsel te bewerken is het noodzakelijk ‘koude’ plasma’s te gebruiken, zodat het weefsel niet verbrandt. Om een begin te maken aan een project over ‘koude’ plasma’s die weefsels bewerken is het nodig kennis te vergaren over hetgeen al bekend is over het onderwerp. Het presenteren van deze kennis is waar dit verslag voor bedoeld is. Allereerst is bekeken of er al toepassingen zijn die plasma’s (‘heet’ of ‘koud’) gebruiken om weefsel te behandelen. Verder is gezocht naar de invloeden op weefsels van de afzonderlijke eigenschappen van het plasma, om de invloed van het plasma te kunnen voorspellen. De eigenschappen van het plasma zijn: -warmte, -licht, -elektrisch veld, -en radicalen. Als laatste is gezocht naar de mogelijke toepassingen voor het ‘koude’ plasma, hierbij is de nadruk gelegd op het verwijderen van cellen d.m.v. apoptose. Apoptose is een ‘nette’ manier om cellen op te ruimen, zodat geen littekenweefsel achtergelaten wordt. Dit zou een groot voordeel zijn t.o.v. het huidige snijwerk.

5

6

2 Apoptose Een cel kan op twee manieren sterven: door necrose en door apoptose. Necrose wordt veroorzaakt door extreme veranderingen in het milieu. Celorganellen zwellen op, het plasmamembraan raakt beschadigd en cytoplasma komt vrij. Hierdoor komt een ontstekingsreactie op gang [1,2,]. Apoptose vindt plaats als de veranderingen in het milieu iets milder zijn. Het is een zelfmoordprogramma dat een cel in enkele uren volledig elimineert. Het woord apoptose komt uit het Grieks (apo= weg, ptosis= zinking) en beschrijft het vallen van bladeren in de herfst, om aan te geven dat het een natuurlijk proces is [3]. Doordat het celmembraan heel blijft en er daardoor geen cytoplasma vrijkomt, ontstaat er geen ontstekingsreactie zoals bij necrose [1,2]. De cel splitst zich in een aantal zogenaamde ‘apoptotic bodies’ waarbinnen de celorganellen nog volledig intact zijn. Vervolgens worden deze apoptotic bodies gefagocyteerd (=opgenomen door macrofagen of omliggende cellen). Het verschil tussen een cel in apoptose en een cel in necrose is weergegeven in figuur 2.1 [4].

Figuur 2.1. Verschil tussen necrose en apoptose. Boven: necrose (zwelling van de cel en celorganellen, gevolgd door kapotgaan van het membraan en vrijkomen van het cytoplasma). Onder: apoptose (vormverandering en ontstaan van apoptotic bodies). Oorzaken van apoptose zijn bijvoorbeeld groeifactoren, hormonen, gifstoffen, temperatuursveranderingen of blootstelling aan licht. De mitochondriën reageren hierop door reactieve zuurstofdeeltjes (ROS: Reactive Oxygen Species, zoals de radicalen . OH, RO., ROO., O2. en NO., of niet-radicalen als H2O2, ROOH en HOCl) te produceren [5]. Vervolgens worden de mitochondriën zelf doelwit van deze zuurstofdeeltjes, waarop de caspase cascade in werking wordt gesteld. Caspases (aspartatespecific cysteïne proteases) zijn enzymen die in inactieve vorm als procaspase in de cel aanwezig zijn. Wanneer zij actief worden, kunnen zij celeiwitten knippen, of kunnen zij andere procaspases actief maken [6]. Er zijn veertien caspases bekend [2].

7

Een cel die aan apoptose doet is als volgt te herkennen [1,4,6,7,8]: -DNA-fragmentatie waarbij de stukken DNA uit ongeveer 200 baseparen bestaan, -gecomprimeerde chromatiden, -krimping en vormverandering van de cel, -krimping van de kern en het verdwijnen van kernporiën, -een gebobbeld celmembraan met blaasjes. Het verschil tussen een gezonde cel en een cel in apoptose is weergegeven in figuur 2.2.

Figuur 2.2. Links een gezonde cel, rechts een cel in apoptose. DNA is gewikkeld om zogenaamde histonen [3]. Een histon met het daaromheen gewonden DNA heet een nucleosoom. Verschillende nucleosomen zijn verbonden met zogenaamd linker DNA. Het DNA om een nucleosoom plus het bijbehorende linker DNA bestaat uit ongeveer 200 baseparen. In tegenstelling tot het DNA dat om een histon gebonden is, is linker DNA gemakkelijk te knippen met behulp van Ca2+ dat bij apoptose vrijkomt. Hierdoor ontstaan bij apoptose DNA-fragmenten van ongeveer 200 baseparen of een veelvoud daarvan. De grootte van de stukken DNA kan onderzocht worden met behulp van agarosegel. Dit is een belangrijke manier om te onderzoeken of een cel apoptose heeft ondergaan. Een en ander is weergegeven in figuur 2.3.

8

Figuur 2.3. Links: Intact DNA (Nucleosomen verbonden met linker DNA). Midden: Geknipt DNA. De breuken bevinden zich in het linker DNA. Rechts: Onderzoek naar de grootte van de stukken DNA met behulp van agarose-gel. De stukken blijken (veelvouden van) ongeveer 200 baseparen te zijn. In een gezonde cel zijn de DNA-strengen over de celkern verdeeld. In het cytoplasma bevindt zich geen DNA. Bij een cel in apoptose is het (al dan niet gefragmenteerde) DNA in de kern gecondenseerd. Bovendien zijn er DNA-fragmenten van (veelvouden van) ongeveer 200 baseparen in het cytoplasma (zie figuur 2.4).

Figuur 2.4. Links: Gezonde cel (DNA verdeeld over de kern). Rechts: Apoptotische cel (DNA (al dan niet gefragmenteerd) gecondenseerd in de kern en gefragmenteerd DNA in het cytoplasma). Lichtgrijs=cytoplasma, donkergrijs=kern. Het fosforlipide phosphatidylserine dat normaal aan de binnenkant van het celmembraan zit, verplaatst zich bij apoptose naar de buitenkant van het celmembraan (figuur 2.5) [3]. Dit is het teken voor macrofagen om de cel ‘op te eten’.

Figuur 2.5. Links: gezonde cel. Phosphatidylserine bevindt zich aan de binnenkant van het celmembraan. Rechts: apoptotische cel. Phosphatidylserine is verplaatst naar de buitenkant van het membraan

9

10

3 Licht Plasma’s stralen licht uit. We willen weten wat hiervan de invloed is op levende cellen. Aangezien al sinds 1963 lasers in de geneeskunde worden toegepast, kan hiervoor de literatuur over de invloed van lasers op weefsels gebruikt worden.

3.1 Indringdiepte Licht dat bij weefsel komt, kan worden gereflecteerd, verstrooid, geabsorbeerd, of worden doorgelaten. Dit is weergegeven in figuur 3.1.

transmissie verstrooiing

reflectie absorptie

inkomende straal

weefsel

Figuur 3.1. Doorlating, verstrooiing, absorptie of reflectie van licht bij weefsel. De mate waarin de verschillende processen (doorlating, verstrooiing, absorptie en reflectie) plaatsvinden, hangt af van het soort weefsel en van de golflengte van het licht. Dit komt doordat bijvoorbeeld de hoeveelheid verstrooiing bepaald wordt door de grootte van de celorganellen en de absorptie door de aanwezige chromoforen (lictabsorberende deeltjes) zoals hemoglobine en melanine. De absorptiespectra van hemoglobine, melanine en van water, waar een cel voor het grootste gedeelte uit bestaat, zijn weergegeven in figuur 3.2.

2

1

3 1 2

Figuur 3.2. Absorptiespectra van hemoglobine (1), melanine (2) en water (3).

11

De meeste organische moleculen vertonen een sterke absorptie in het ultraviolette gebied, zodat licht met die frequenties slecht een paar micron in het weefsel zal kunnen dringen. In het zichtbare gebied (blauw, groen en geel), treed de absorptie voornamelijk ten gevolge van de aanwezigheid van hemoglobine en melanine. Rode en infrarode golflengtes (600 tot 1200 nm) worden slechts zwak geabsorbeerd en dringen diep in weefsel door, al is de penetratiediepte wel beperkt door optische verstrooiing. Nabij- en verinfrarode golflengtes worden dan weer sterk door water geabsorbeerd, zodat dit licht slechts oppervlakkige effecten kan veroorzaken [9]. Omdat DNA UV-licht absorbeert, kan UV-licht gevaarlijk zijn. Hiernaar is onderzoek gedaan met behulp van verschillende lasers, namelijk met golflengtes van 193, 254 en 308nm [10]. Het resultaat is te zien in figuur 3.3.

Figuur 3.3. Invloed van UV-licht van verschillende golflengtes. Een golflengte van 254nm blijkt het schadelijkst te zijn. Een golflengte van 193nm is minder schadelijk, doordat deze sterk wordt geabsorbeerd door eiwitten in het cytoplasma; in 1µm cytoplasma wordt al 60% van de straling geabsorbeerd. Deze straling bereikt het DNA dus niet. Het plasma waar wij mee werken straalt ook UV-licht uit. Dit heeft echter een golflengte van ongeveer 90nm en dus is niet uit figuur 3.3 af te lezen hoe schadelijk het is. Een lichtstraal met intensiteit I0 op een bepaalde plaats in een weefsel, heeft intensiteit I een afstand x verder, waarbij I gegeven wordt door

I ( x) = I 0 exp(− (µ a + µ s )x ) .

(3.1)

Hierin geeft de absorptiecoëfficiënt µa het intensiteitsverlies als gevolg van absorptie en de verstrooiingscoëfficiënt µs dat als gevolg van verstrooiing. De vrije optische lengte l wordt gedefinieerd als de afstand waarover de lichtintensiteit met een factor e afneemt in de richting van de inkomende straal, ofwel

l=

1 . µa + µs

(3.2)

De anisotropiecoëfficiënt g geeft aan onder welke hoek het licht gemiddeld wordt verstrooid. g is gedefinieerd als

12

g=

∫ p(θ ) cos(θ )dω

4π

∫ p(θ )dω

,

(3.3)

4π

waarin θ de hoek is waarover het licht wordt verstrooid en p(θ ) de kans op verstrooiing over die hoek. Als het licht rechtdoor gaat, is θ =0. De concentratie C(x) van het van het licht valt exponentieel af volgens

C ( x) = C 0 exp(− x / δ ) ,

(3.4)

waarin δ de penetratiediepte is. δ wordt gegeven door

δ = (3 µ a (µ a + µ s (1 − g )))

−1 / 2

.

(3.5)

Voor oppervlakkige bewerkingen is een kleine penetratiediepte gewenst, terwijl bij diepe bewerkingen het omgekeerde geldt. In tabel 3.1 zijn voor verschillende weefsels en golflengtes de anisotropie-, absorptie- en verstrooiingscoëfficiënten, de vrije optische weglengte en de penetratiediepte gegeven.

13

Tabel 3.1. Penetratiediepte, absorptie- en verstrooiingscoëfficiënten voor verschillende soorten weefsel. d (mm) referentie weefsel l (µm) g λ (nm) µa (cm-1) µs (cm-1) aorta advent. 476 18.1 267 35 0.74 0.1 [14] aorta advent. 580 11.3 217 44 0.77 0.2 [14] aorta advent. 600 6.1 211 46 0.78 0.3 [14] aorta advent. 633 5.8 195 50 0.81 0.4 [14] aorta intima 476 14.8 237 40 0.81 0.2 [14] aorta intima 580 8.9 183 52 0.81 0.3 [14] aorta intima 600 4.0 178 55 0.81 0.5 [14] aorta intima 633 3.6 171 57 0.85 0.6 [14] aorta media 476 7.3 410 24 0.89 0.3 [14] aorta media 580 4.8 331 30 0.90 0.4 [14] aorta media 600 2.5 323 31 0.89 0.6 [14] aorta media 633 2.3 310 32 0.90 0.7 [14] baarmoeder 635 0.25 394 25 0.69 1.0 [20] blaas 633 1.4 88.0 112 0.96 2.2 [15] blaas 633 1.4 29.3 326 0.91 2.4 [16] bloed 665 1.3 1246 8.0 0.99 1.4 [17] bloed 685 2.65 1413 7.1 0.99 0.9 [18] bloed 960 2.84 505 20 0.99 1.2 [17] borst 635 <0.2 395 34 [19] bot (schedel) 488 1.4 200 50 0.87 0.9 [19] bot (schedel) 514 1.3 190 52 0.87 1.0 [19] bot (schedel) 1064 0.5 120 83 0.90 2.3 [19] galblaas 633 4.0 182 54 0.94 0.7 [21] hersenen (wit) 633 1.58 51.0 190 0.96 2.4 [16] hersenen (wit) 850 0.8 140 71 0.95 2.3 [19] hersenen (wit) 1064 0.4 110 91 0.95 3.8 [19] hersenen (grijs) 633 2.63 60.2 159 0.88 1.1 [16] huid (blank) 633 2.7 187 53 0.81 0.6 [22] huid (blank) 700 2.7 237 42 0.91 0.7 [23] huid (zwart) 700 8.1 229 42 0.91 0.4 [23] lever 515 18.9 285 33 [20] lever 635 2.3 313 32 0.68 0.4 [20] lever 850 0.3 200 50 0.95 3.3 [19] lever 1064 0.3 150 67 0.93 3.2 [19] long 515 25.5 356 26 [20] long 635 8.1 324 30 0.75 0.2 [20] myocardium 1064 0.4 175 57 0.97 3.8 [16] prostaat 850 0.6 130 76 0.96 3.1 [19] prostaat 1064 0.4 110 91 0.96 4.2 [19] spier 515 11.2 530 18 [20] Uit tabel 3.1 blijkt dat er in alle weefsels meer licht wordt verstrooid dan er wordt geabsorbeerd. De verstrooiing gebeurt voornamelijk in voorwaartse richting.

14

3.2 Soorten weefsel-licht interacties Er zijn vijf manieren waarop licht weefsel kan aantasten [10]: fotochemische interactie, thermische interactie, fotoablatie, plasmageïnduceerde ablatie en fotoscheuring. Hiernaar is onderzoek gedaan bij lasers. Hoewel de vermogensdichtheid van de gebruikte lasers in 15 ordegroottes varieerde, bleken de verschillende effecten (fotochemische interactie, thermische interactie, fotoablatie, plasmageïnduceerde ablatie en fotoscheuring, allemaal te liggen tussen een vermogensdichtheid van 1 J/cm2 en 1000 J/cm2. Dit is weergegeven in figuur 3.4.

Figuur 3.4. Effecten van licht bij verschillende vermogens en belichtingstijden. De verschillende effecten die licht kan hebben worden nu achtereenvolgens besproken.

3.2.1 Fotochemische interactie Fotochemische interacties treden op bij licht van relatief lage vermogens van het licht en lange pulsen (langer dan 1s). Bij extreem lage laservermogens van 1 tot 5mW treedt biostimulatie op. Dit zou gebruikt kunnen worden bij wondgenezing en haargroei op de huid, voor stimulatie en voor remming van celgroei, voor pijnvermindering bij tandpijn en tegen ontstekingen. Er is echter geen goed bewijs dat het ook echt werkt: Bij testen werd slechts naar weinig patiënten gekeken. Bovendien zou genezing waarschijnlijk ook zonder behandeling hebben plaatsgevonden. Een andere vorm van fotochemische reacties is Photodynamic Therapy (PDT). Hierbij worden eerst zogenaamde ‘photosensitizers’ door het lichaam opgenomen (meestal door injectie van deze photosensitizers). Photosensitizers zijn kleurstoffen. Zij absorberen licht in een bepaald golflengtegebied. Na bestraling met licht (ongeveer 1W/cm2) uit dit golflengtegebied, komen de photosensitizers in een triplet staat. Vervolgens slaan zij zuurstof aan, wat hierdoor in een reactieve singlet staat komt. Er ontstaan ook zuurstofradicalen. Deze reactieve zuurstofdeeltjes veroorzaken apoptose. In figuur 3.5 is te zien dat de fractie cellen die bestraling na het opnemen van photosensitizers overleeft, veel kleiner is dan bij enkel bestraling of bij enkel het opnemen van de photosensitizer.

15

Figuur 3.5. Fractie overlevende cellen van streptococcus sanguis bij gebruik van een helium-neon laser (7,3mW, golflengte 633nm, continue straling) en/of photosensitizer methylene blue (boven), of hematoporphyris ester(onder). PDT werd in 1976 voor het eerst gebruikt bij het bestrijden van tumoren. Tumoren kunnen met PDT selectief aangepakt worden, doordat sommige photosensitizers beter door tumorcellen worden opgenomen dan door gezonde cellen. Hierdoor worden bij bestraling gezonde cellen niet of nauwelijks aangetast en tumorcellen wel. Over de reden waarom tumorcellen sommige photosensitizers beter opnemen dan gezonde cellen, bestaan meerdere opvattingen: -Tumorcellen bevatten meer lipoproteïnen (die nodig zijn voor celdeling en groei) dan gezonde cellen. Photosensitizers binden zich aan deze lipoproteïnen [11]. -Het membraan van tumorcellen is beter doorlaatbaar voor photosensitizers dan het membraan van gezonde cellen [12]. -Tumorcellen hebben een vertraagd metabolisme. Na verloop van tijd zit er dus meer van de photosensitizer in tumorcellen dan in gezonde cellen. [13] Er worden verschillende stoffen gebruikt als photosensitizer en er wordt nog gezocht naar andere en betere stoffen. Een goede photosensitizer wordt goed door tumorcellen opgenomen en niet of nauwelijks door gezonde cellen. Bovendien moet het een gunstig golflengteabsorptiegebied hebben. Bij een tumor dat niet heel oppervlakkig is, moet de photosensitiaer golflengtes absorberen tussen de 600 en 1200nm, omdat in dat golflengtegebied de penetratiediepte het grootst is. Natuurlijk moet de gebruikte lichtbron een golflengte hebben die in het absorptiegebied van de photosensitizer ligt. Het nadeel van PDT is, dat de patiënt na de behandeling ongeveer drie weken direct zonlicht moet mijden. Voordelen van PDT zijn [9]:

16

-selectiviteit: tumorcellen verdwijnen eerder dan gezonde cellen -verminderd risico op perforatie van een hol orgaan dan bij thermische lasers -een beter cosmetisch resultaat (bij huidkanker) dan bij thermische lasers

3.2.2 Thermische interactie

Bij hogere vermogens (10 tot 106 W/cm2) en pulsduren van minimaal 1µs kan de warmte die ontstaat niet op tijd weg en treden er thermische effecten op. Wegens de complexiteit van de verschillende thermische effecten, is hieraan in dit verslag een apart hoofdstuk besteedt.

3.2.3 Fotoablatie

Fotoablatie vindt plaats bij nog hogere vermogens (107 tot 1010 W/cm2) en pulsen tussen de 10ns en 100ns. De bindingen tussen atomen worden verbroken waarna de atomen uit elkaar vliegen. Er vindt geen apoptose of necrose plaats, maar uitwerping van fragmenten. De reacties van de moleculen zijn als volgt weer te geven: AB + hν Æ (AB)* (AB)* Æ A + B + Ekin. De frequentie van het licht moet hiervoor minimaal de frequentie zijn die nodig is om de binding te verbreken. Dit stelt een maximum aan de golflengte die nodig is. Zie tabel 3.2. Tabel 3.2. Minimale energie die nodig is voor het verbreken van bindingen en bijbehorende golflengte. Binding Bindingsenergie Golflengte (eV) (nm) C=O 7.1 175 C=C 6.4 194 O-H 4.8 259 N-H 4.1 303 C-O 3.6 345 C-C 3.6 345 S-H 3.5 355 C-N 3.0 414 C-S 2.7 460 Uit tabel 3.2 is op te maken dat het licht dat fotoablatie kan veroorzaken in het (verre) ultraviolet moet liggen. Het voordeel van fotoablatie is de precisie waarmee weefsel weggehaald kan worden, de voorspelbaarheid van het proces en de afwezigheid van thermische schade. Definieer α =µa + µs , dan geldt

I ( x) = I 0 exp(− αx ) ⇔ −

∂I = αI ( z ) . ∂z

(3.6)

Fotoablatie vindt plaats als αIf ≤ αI(z) ≤ αIpl, met If de drempelwaarde voor fotoablatie en Ipl de drempelwaarde voor plasmavorming. Dit blijkt goed te kloppen met de praktijk. Figuur 3.6 laat een praktijkvoorbeeld zien.

17

Figuur 3.6. Diepte waarover fotoablatie plaatsvindt als functie van de energie van het licht (ArF-eximeer laser, pulsduur 14ns) voor het hoornvlies van een konijn.

3.2.4 Plasmageïnduceerde ablatie

Bij vermogens van 1011 tot 1013 W/cm2 en pulsduren van 100fs tot 500ps, vormt zich bij elke puls een plasma en hoor je het geluid van een vonk. Het ontstane plasma blijft nog enkele nanoseconden na de laserpuls aanwezig. Dit is te zien in figuur 3.7.

Figuur 3.7. Aanwezigheid van een plasma tijdens en na een laserpuls. Met behulp van plasmageïnduceerde ablatie kan weefsel heel precies worden weggehaald. Het ontstane plasma absorbeert het licht van de lichtbron sterk, zodat dit niet meer bij het weefsel komt (αplasma >> αweefsel). Dit is te zien in figuur 3.8. In figuur 3.9 is het absorptiespectrum weergegeven van een plasma dat ontstaat bij bestraling van een gezonde tand en bij bestraling van caries.

18

Figuur 3.8. Absorptie van een plasma in gedestilleerd water, geïnduceerd door een Nd:YLF laser.

Figuur 3.9. Absorptiespectra van een plasma geïnduceerd door een Nd:YLF laser op een gezonde tand (boven) en op caries (onder). Uit de breedte van de pieken in figuur 3.9 kan de elektronentemperatuur bepaald worden. Deze blijkt 5eV ofwel 6.105 K te zijn. (Let wel: dit is niet de plaatselijke temperatuur van het weefsel, want het zegt slechts iets over de kinetische energie van de vrije elektronen.) Het aantal vrije elektronen in het plasma blijkt 1018 te zijn op het maximum.

19

3.2.5

Fotoscheuring

Fotoscheuring vindt plaats bij nog hogere vermogens (1011 tot 1016 W/cm2) en pulsduren tussen de 100fs en de 100ns. Ook hier ontstaat een plasma, maar het wordt gevolgd door een schokgolf, dampbelvorming en een ‘jet’ (straal). Bij de schokgolf treden snelheden op van 5000m/s, terwijl de snelheid van het geluid in water van 37°C 1483m/s is. Bij fotoscheuring wordt het weefsel opengebroken door mechanische krachten. De schokgolven en dampbellen verplaatsen zich, waarbij ook omliggend weefsel wordt aangetast. Het is dus onmogelijk om met dit effect precies en gelokaliseerd te werken.

3.3 Licht in ons plasma De plasma’s waar wij mee werken hebben vermogens tussen de 100mW en de 5W. We zitten dus in het gebied van de fotochemische interactie. Met ons plasma zouden we dus PDT kunnen uitvoeren. Bij PDT worden kleurstoffen gebruikt om uiteindelijk reactieve zuurstofdeeltjes te verkrijgen die apoptose veroorzaken. In een plasma kunnen al zuurstofradicalen voorkomen en kan dus direct, zonder licht en photosentisizer nodig zijn, maar door de aanwezige radicalen in het plasma, apoptose teweeg worden gebracht. Dit heeft als voordeel dat er geen photosensitizer in het lichaam gebracht hoeft te worden en de patiënt daardoor na de behandeling het licht niet hoeft te mijden. Met ons plasma kan wel geëtst worden, maar dit komt niet door het licht: het is chemisch etsen. Een verschil tussen een plasma en een laser is dat een laser alleen rechte stralen geeft; je kunt ermee niet om een hoek. Een plasma kan wel om een hoek.

3.4 Toepassing: Atherosclerotische plak (Krans)slagaders kunnen dicht gaan zitten door een vettige en eventueel kalkrijke substantie: plak. Dit is te zien in figuur 3.10.

Figuur 3.10. Atherosclerotische plak. Om de slagader weer open te maken, kan gebruik gemaakt worden van ballonangioplastie. Hierbij wordt een katheter in de slagader gebracht, waarna aan het uiteinde hiervan een ballon wordt opgeblazen. De plak wordt dan naar buiten gedrukt en de opening van de slagader is tijdelijk vergroot. Om de wand niet terug te laten gaan, wordt vervolgens een stent ingebracht. Dit alles is te zien in figuur 3.11.

20

Figuur 3.11. Ballonangioplastie gevolgd door inbreng van een stent. Na een paar maanden kan echter binnen de stent weer plak zijn gegroeid. In 1980 ontstond het idee om de plak te verwijderen met behulp van lasers. Hierbij worden de cellen verwijderd door fotoablatie of plasmageïnduceerde ablatie. Het lijkt veelbelovend omdat bij bepaalde golflengtes (zie tabel 3.3) plak eerder wordt verwijderd dan gezond weefsel [24, 25] (al is dit volgens C.J. Slager [13] niet waar). Tabel 3.3. Drempelwaarde voor fotoablatie (If) en effectiviteit η voor gezond aorta-weefsel en voor plak [24, 25] (De experimentele opzet in [24] was anders dan die van [25]). gezond weefsel plak If If λ (nm) η (mg/J) η (mg/J) referentie (J/cm2) (J/cm2) 266 0.8 1.2 0.8 1.2 [25] 290 3.85 3.91 [24] 355 4 0.21 4 0.21 [25] 482 101 1.05 42 0.21 [24] 532 34 0.10 24 0.13 [25] 658 >295 127 [24] 1064 42 7 45 6 [25] Uit tabel 3.3 blijkt dat tussen 482 en 658nm plak eerder door licht wordt verwijderd dan gezond weefsel. Dit is gunstig, omdat door aantasting van gezond weefsel perforaties kunnen ontstaan. Verder blijkt Ipl (de drempelwaarde voor plasmavorming) voor plak lager te liggen dan voor gezond weefsel, want in [24] ontstaat bij het verwijderen van plak een plasma en bij gezond weefsel niet. Echter, ook bij deze behandeling kan de plak na enkele maanden de situatie weer net zo erg zijn als voor de behandeling, doordat er weer plak is gegroeid. Een nieuwe oplossing is de ballonkatheterisatie waarna een stent wordt ingebracht met een bepaalde coating. Deze coating zorgt ervoor dat er geen plak binnen de stent gaat groeien [13]. Deze methode werkt erg goed. Het zal daarom niet nodig zijn om met plasma’s atherosclerotische plak te gaan verwijderen. Het enige waarvoor het plasma op dit gebied nog gebruikt zou kunnen worden is om, wanneer de plak de

21

slagader zo ver dicht heeft gemaakt dat er geen ballonkatheter meer inpast, een opening te maken voor de ballonkatheter. Daarvoor worden nu nog lasers gebruikt.

22

4 Invloed van straling op cellen Een mogelijke toepassing van een plasma is het doden of beïnvloeden van weefsel met straling die het plasma uitzendt. De nadruk ligt hierbij op het opwekken van apoptose in een cel.

4.1 Radiofrequente straling Radiofrequente (RF) straling is elektromagnetische straling in het frequentiegebied 3 kHz tot 300 gigahertz. Dit komt overeen met golflengtes tussen 100 km en 1 mm. De plasmafrequentie die wij gebruiken is 13.56 MHz. De invloeden van rf straling op een cel kunnen worden verdeeld in thermische effecten en niet-thermische effecten. Thermische effecten worden beschreven in hoofdstuk 6.

4.1.1 Niet-thermische effecten Theoretisch Beschadiging van DNA door rf is theoretisch niet mogelijk. De energie die nodig is voor het verbreken van een covalente binding in DNA is minstens 1 eV, terwijl de energie van een rf foton ongeveer 10-5 eV is. DNA zou ook beschadigd kunnen worden door resonante absorptie. Als het DNA een ‘mode’ heeft op een bepaalde frequentie zou die frequentie gevaarlijk kunnen zijn. Maar als het DNA omgeven wordt door relatief viskeuze vloeistoffen, zouden mechanische vibraties worden gedempt [26]. Experimenteel Experimenteel wordt er veel onderzoek gedaan naar de invloed van rf straling op cellen in verband met gezondheidsschade door mobiele telefoons. Een voorbeeld van een experiment waarin DNA schade werd gevonden is een van de experimenten van Henry Lai: ratten werden twee uur lang bestraald met 2450 MHz microgolfstraling. De specifieke absorptie ratio (SAR) was 1.2 W/kg. Uit analyse van hersencellen bleek dat het aantal enkele- en dubbelestrengbreuken in het DNA was toegenomen in vergelijking met niet-blootgestelde ratten [27]. De DNAschade, voor zover die gevonden wordt, blijkt minder te zijn als de weefsels behandeld zijn met vrijeradicalenvangers. Hieruit kan geconcludeerd worden dat de schade veroorzaakt wordt door de productie van radicalen door de rf straling. Dit soort experimenten werd door anderen herhaald. Het lukte niet altijd om DNA-schade aan te tonen. Het lijkt dat vooral bij onderzoeken die gesponsord worden door de mobiele-telefoonindustrie geen DNAschade gevonden wordt. De Nederlandse Gezondheidsraad “vindt het zeer waarschijnlijk dat de bevindingen van Lai berusten op onvolkomenheden in de experimentele procedures” [35].

4.2 Rol van ROS bij apoptose Reactive oxygen species (ROS) spelen een rol bij apoptose door straling. ROS kunnen zijn: • vrije radicalen • reactieve ionen die zuurstofatomen bevatten • moleculen met zuurstofatomen die vrije radicalen produceren of er chemisch actief door worden [28]. Voorbeelden van ROS: hydroxyl (·OH), alkoxyl (RO·) en peroxyl (ROO·) radicalen; superoxide (O2·), nitroxyl radicaal (NO·); niet-radicalen H2O2 en hydroperoxiden ROOH en hypochlorous acid (HOCl) [29].

23

Bij natuurlijke apoptose produceren mitochondriën ROS. De mitochondriën zijn tegelijkertijd het doelwit van ROS. De ROS tasten de poriën van de mitochondriën aan, waardoor de mitochondriën ‘cytochrome c’ afgeven. Dit leidt dan tot apoptose. Cytochrome c is een mitochondriaal eiwit dat in het binnenmembraan van een mitochondrion zit. Als experimenteel ROS worden gemaakt, lijken lage concentraties van ROS apoptose te bevorderen; hoge concentraties niet [29]. NO· kan apoptose veroorzaken (hoe dat komt is niet helemaal duidelijk); het kan echter ook apoptose tegenhouden. In sommige systemen hangen de pro- en anti-apoptotische effecten af van de NO· concentratie. NO· houdt misschien apoptose tegen doordat het zorgt voor heatshock proteins, die het apoptotische effect van ROS tegenwerken [29].

4.3 Ioniserende straling Ioniserende straling (IR) kan DNA-schade veroorzaken door de productie van ROS. Dit gebeurt bijvoorbeeld door de radiolyse van water, waarbij het OH radicaal ontstaat. De volgende reacties laten zien hoe DNA beschadigd kan worden [30]: Radiolyse van water: H2O → H· + ·OH + eaq + H+ Secundaire radicalen: ·OH + XH → X· + H2O DNA beschadiging (BIM = biologically important molecule): X· + BIM-H → XH + BIM· Eerst ontstaan OH-radicalen, deze reageren met andere moleculen waardoor secundaire radicalen ontstaan. Secundaire radicalen kunnen een binding in bijvoorbeeld DNA verbreken. Enkele-strengbreuken in het DNA zijn niet dodelijk voor een cel, omdat ze snel gerepareerd kunnen worden. Ook schade aan de DNA-basen kan gerepareerd worden. Dubbele-stengbreuken zijn het gevaarlijkst. Bij een teveel aan DNA-schade treedt apoptose op in de cel. Een experiment waarbij ioniserende straling en ROS werden vergeleken [31]: cellen werden behandeld met een oxiderende verbinding of met ioniserende straling. In de tabel 4.1 zijn de resultaten samengevat: Tabel 4.1. cellen behandeld met een oxiderende verbinding of met ioniserende straling.

productie van ROS <5-30 min 5-60 min

tijd tot maximale apoptose 1-4 h 5h

H2O2 DTT hoge onmiddellijk 4-5 h dosis IR lage dosis onmiddellijk 72-96 h IR

betrokkenheid mitochondriën ja nee

caspase 3 activering 0.5-2 h 2-4 h

2-4 h

niet

48-72 h

48-72 h

Toevoegen van H2O2 aan het celmedium zorgt voor snelle apoptose, die te maken heeft met mitochondriën en caspase 3 activering. De thiolverbinding DTT (dithiothreitol) daarentegen leidt tot apoptose na langere tijd, en is onafhankelijk van mitochondriën. Bij bestraling met hoge dosis IR worden onmiddellijk ROS geproduceerd, maar apoptose treedt pas later op. Caspase 3 is hier niet bij de apoptose betrokken. Lage dosis IR zorgt pas na zeer lange tijd voor apoptose.

24

4.4 Mitochondriën Mitochondriën, de celorganellen die energie leveren, lijken een belangrijke rol te spelen bij apoptose door straling. Een mitochondrion is omgeven door twee membranen, zie figuur 4.1. Het buitenmembraan is doorlaatbaar voor kleine moleculen; het binnenmembraan is vrijwel ondoorlatend. Verbreken van het binnenmembraan laat de transmembraanpotentiaal verdwijnen. Straling zou het membraan kunnen verbreken en poriën kunnen openen, waardoor o.a. cytochrome c vrijkomt. Dit is het begin van de uitvoering van apoptose. In de cytosol (vloeistof in de cel) kan cyto c binden met andere stoffen, wat leidt tot activering van de caspase cascade. (Caspases zijn cysteine aspartate proteases).

Figuur 4.1. Structuur van een mitochondrion. Mitochondriën hebben een alternatieve manier om apoptose te veroorzaken, zelfs als het binnenmembraan intact is [32]. Een kanaal dat permeability transition pore complex (PTP) wordt genoemd, regelt het transport van stoffen door het binnenmembraan. Normaal is PTP gesloten, wat voorkomt dat de elektrochemische gradiënt weglekt. Onder pro-apoptotische omstandigheden (bijvoorbeeld door ROS [29]) wordt PTP geopend met als resultaat het starten van apoptose. Ferlini [32] geeft het volgende mechanisme voor natuurlijke apoptose door DNA-schade: DNA-schade zorgt voor accumulatie van p53 in de celkern. p53 zorgt voor de transcriptie van Bax. Het eiwit Bax verhoogt de geleidbaarheid van de permeability transition pore. Experimenteel is aangetoond dat ook ioniserende straling de PTP kan openen [33]. Volgens Ferlini [32] zorgt bestraling van mitochondriën voor vermindering van de ATP-productie. Daardoor stijgt de intracellulaire ADP-concentratie. Dit stimuleert de mitochondriën, waardoor de endogene productie van ROS stijgt. ROS zorgen voor secundaire schade aan mitochondriën, wat apoptose kan veroorzaken.

25

26

5 De invloed van elektrische velden op cellen Omdat een plasma ook elektrische eigenschappen heeft en het de bedoeling is weefsels te gaan behandelen met deze plasma’s is het nodig te weten wat het weefsel ‘doet’. Hiervoor is het noodzakelijk te weten wat de elektrische eigenschappen van verschillende weefsels zijn.

5.1 Stroom Allereerst om te voorkomen dat zenuwen geprikkeld worden moet de stroom die het plasma veroorzaakt onder een drempelstroom blijven, deze hangt af van de frequentie, zie figuur 5.1 en 5.2 [36].

Fig. 5.1 (links) en fig 5.2 (rechts). In de linker figuur staat de drempelstroom uitgezet tegen de frequentie van die stroom. Wanneer er een grotere stroom door spierweefsel loopt zal de spier bewegen. In de rechter figuur is hetzelfde weergegeven voor verschillende pulslengten.

5.2 Veldsterkte De meeste weefsels en lichaamsvloeistoffen (behalve membranen, proteïnen en ‘nucleic acids’) zijn geen goede geleiders noch goede diëlektrica, dit hangt af van de frequentie. In figuur 5.3 en 5.4 [37] zie je een voorbeeld, de eigenschappen van verschillende type organische stoffen bij verschillende frequenties.

27

Fig. 5.3 (links) en fig 5.4 (rechts). De geleidbaarheid en relatieve permeabiliteit van verschillende organische materialen bij verschillende frequenties [37]. Lucht heeft een geleidbaarheid σ van 10-13 Sm-1 en omdat voor een DC veld geldt [28]:

σ 1 E ⊥ ,1 = σ 2 E ⊥, 2

(5.1)

zal het elektrische veld loodrecht op de weefselrand in het weefsel vele malen kleiner zijn dan buiten het weefsel. Voor het veld parallel aan het weefsel geldt, ook bij een DC veld [38]: (5.2) E //,1 = E //, 2 Dit heeft tot gevolg dat het DC veld binnen het weefsel voornamelijk parallel aan het oppervlak van het weefsel staat. Voor een laagfrequent wisselveld geldt [28]: ofwel σ 1 E ⊥ ,1 − σ 2 E ⊥ , 2 = − jωρ s

ε 1 E ⊥,1 − ε 2 E ⊥, 2 = ρ s

(5.3)

Waarin ρs de oppervlakte ladingsdichtheid is. Ook hier zal het elektrische veld voornamelijk parallel aan het oppervlak van het weefsel staan. De hierboven genoemde vergelijkingen gelden wanneer het gaat over een model van een oneindig vlakke plaat. Wanneer andere vormen doorgerekend worden zal het resultaat een factor 3 kunnen verschillen [38]. Een ander effect is het zgn. ‘skin effect’, de grootte van het elektrische veld neemt af met de diepte in het weefsel volgens [28]:

g (z ) = Ae

−

z δ

(5.4) Waarin g(z) de grootte van het veld is bij een diepte z in het weefsel, A is de grootte van het veld aan de rand en δ de ‘skin depth’. De ‘skin depth’ is afhankelijk van het type weefsel en de frequentie van het veld. Voor een goede geleider wordt dit bepaald met [38]:

28

δ=

1

(5.5)

πfµσ

Maar omdat weefsel vaak noch een goede geleider, noch een goede isolator is gaat deze vergelijking niet op voor weefsels. Voor weefsels geldt [28]:

1

δ=  µε ω  2

( 1 − p − 1) 2

(5.6)

1 2

Waarin p een coëfficiënt is die afhankelijk is van het type weefsel en de frequentie van het elektrische veld. Voor een goede geleider geldt: p>>1, maar voor weefsels geldt dit meestal niet. In tabel 5.1 is daarvan een voorbeeld. In de tabel staan voor spierweefsel verschillende p-waarden bij verschillende frequenties van het elektrische veld. Tabel 5.1. De verschillende p-waarden van spierweefsel bij verschillende frequenties van het elektrische veld.

Ook voor het ‘skin effect’ geldt dat de vergelijkingen gebaseerd zijn op het model van een overgang die is als een oneindig vlakke plaat. De afstand waarbij het veld 50% afgenomen is kan 20% afwijken als:

r0 < 5. δ

(5.7)

Hierin is r0 de straal van de bol waarin de afstand berekend wordt. Van de twee bovengenoemde effecten is de eerste dominant bij een DC veld en velden met lage frequenties, bij hoge frequenties is het juist het ‘skin effect’. Figuur 5.5 en 5.6 zijn daar een voorbeeld van. In figuur 5.5 is voor een lucht-spier overgang te zien dat het veld bij lage frequenties hoofdzakelijk gereflecteerd wordt en bij hoge frequenties doorgelaten. In figuur 5.6 is voor dezelfde overgang te zien dat de indringdiepte voor laagfrequente velden veel groter is dan voor hoogfrequente velden als gevolg van het ‘skin effect’.

29

Fig. 5.5 (links) en fig 5.6 (rechts). Links is weergegeven de reflectie uitgezet tegen de frequentie bij een lucht-spier overgang. Rechts is bij dezelfde overgang de indringdiepte weergegeven, waarbij het veld 50% is afgenomen t.o.v. het veld net onder het oppervlak van het weefsel. Dit alles betekent niet dat bijv. mm-golven alleen effecten hebben binnen de huiddikte. Zenuwuiteinden en receptorcellen in de huid, die beïnvloed worden door het veld, kunnen signalen versturen naar dieper gelegen cellen.

5.3 Spanning in de cel Er is nu een schatting te maken van wat de grootte van het elektrische veld is bij een bepaalde frequentie, diepte en type weefsel. Met deze schatting kan met een model berekend worden wat de spanning tussen het buiten- en binnenmembraan is in een cel. In figuur 7 is dit weergegeven voor een veldsterkte van 1V/m [38].

Figuur 5.7. Analytische berekende potentialen voor buiten- en binnenmembraan van een cel in een veld van 1V/m als functie van de frequentie. De resultaten van dit model laten zien dat voor lage frequenties er een groter potentiaalverschil optreedt, dit betekent dat het binnenste van de cel afgeschermd wordt. Voor de hoge frequenties geldt het omgekeerde.

30

5.4 Biologisch respons Er dient rekening gehouden te worden met het feit dat elektrische eigenschappen van weefsels hoofdzakelijk niet lineair zijn onder invloed van de frequenties van het elektrische veld, dus gaat het superpositie principe niet op [36]. Celmembranen zijn niet uniform. Zij bezitten vele ionen kanalen. Sommige kanalen zijn altijd open, bijv. K+ ‘lek kanalen’ in zenuw membranen. Deze staan toe dat er een concentratie gradiënt in stand blijft, dat cel membraan polarisatie veroorzaakt (het binnenste van een ‘axon’ positief is t.o.v. de buitenkant). Andere ion kanalen zijn niet lineaire divices, ze kunnen niet opgevat worden als weerstanden, weerstanden in serie of iets dat een schakelaar bevat. Er bestaan ‘voltage-gated’ en ‘ligand-gated’ kanalen. De voltage-gated kanalen openen en sluiten door een transmembraan potentiaal verschil van enkele tientallen millivol. De ligand-gated openen door een chemische binding van een ligand. Een ligand kan een neurotransmitter, hormoon, cyclische AMP of een G-proteïne zijn. De Na+ en sommige K+ kanalen zijn voltage-gated, de acetylcholine receptor in zenuwen en in zenuwspier juncties zijn ligand-gated. Ca2+ kanalen zijn voltage-gated, ligand-gated of worden geactiveerd door rek. Als het ion kanaal eenmaal open staat bestaat er een lineair verband tussen stroom en voltage als de transmembraan spanning onder de 0,1V blijft. Omdat veel proteïne moleculen, die in het celmembraan zitten, poli-elektrolyten zijn (dus gemakkelijk te ioniseren zijn) is het celmembraan over het algemeen negatief geladen. De relatief slechte mobiliteit van de proteïne moleculen trekken ‘tegen-ionen’ aan, waardoor een elektrische dubbellaag ontstaat op het celoppervlak. Gedeeltelijke verplaatsing van deze dubbellaag door een laagfrequent elektrische veld maakt van de cellen grote elektrische dipolen. De biologische functie van een cel kan veel veranderen onder invloed van een kleine vervorming of verandering van oriëntatie van receptoren en/of ionenkanalen, dit wordt elektroporatie genoemd. Dit is een reversibel proces, het hoeft dus niet gepaard te gaan met elektrische afbreking. Elektrische afbreking is het kapot maken van de cel door het inslaan van hoogenergetische deeltjes veroorzaakt door de versnelling in het elektrische veld. Elektroporatie begint bij een potentiaalverschil van ongeveer 1V over het 6nm dikke celmembraan.

5.5 In de praktijk Het zal altijd moeilijk zijn de hierboven gegeven theorieën en feiten te gebruiken. De reden daarvoor is dat de anatomie (circulatie van bloed en andere stoffen), de omgeving en het feit dat weefsels niet homogeen zijn grote invloeden hebben.

31

32

6 Thermische effecten Ook bij niet-thermische atmosferische plasma’s komt warmte vrij. Deze plasma’s hebben namelijk een vermogen van 100mW tot 5W. Een deel hiervan wordt uitgezonden in de vorm van licht of radio frequente straling maar uiteindelijk wordt veruit het grootste deel hiervan omgezet in warmte. Het is dus van belang om de invloed te weten van warmte op levend weefsel. Warmte kan verschillende effecten hebben op levend weefsel. Het soort effect dat op treedt is afhankelijk van de tijdsduur van en de hoogte van temperatuursverhoging en van het soort weefsel dat aan de temperatuurstijging wordt blootgesteld. Hieronder worden de verschillende effecten uitgelegd die samengaan met verschillende temperaturen.

6.1 Effecten van verwarmen op weefsel Bij een temperatuurverhoging die één uur aanhoudt treden de volgende effecten op [39]. Hierbij zijn celkweken gebruikt van verschillende soorten cellen. De effecten van de temperatuursveranderingen zijn sterk afhankelijk van het soort cellen. Bij een temperatuurverhoging tot 41°C zijn er nauwelijks merkbare effecten. Het maakt hierbij niet uit hoe lang de temperatuurverhoging aanhoudt. Bij temperaturen tussen de 41 en 49°C treedt er celdood op, bij 41°C is dit een klein percentage, 3,6 % oplopend tot 100 % bij 49°C, zie figuur 6.1. Hierbij gaat een deel van de cellen dood door apoptose en een deel door necrose. De verhouding hiertussen is afhankelijk van de temperatuur en van het soort cellen. Het blijkt dat apoptose vooral optreedt tussen 41 en 45°C met een piek bij 43°C, zie figuur 6.1. Het percentage cellen dat dood gaat door apoptose is echter sterk afhankelijk van de cellijn. Bij een temperatuursverhoging tot 43°C gaat afhankelijk van de cellijn tussen de 1,3 en 96,3 % van de cellen dood door apoptose, dit staat weergegeven in figuur 6.2. Echter bij deze temperatuur gaat niet meer dan 50 % van de cellen dood dus het is nooit zo dat meer dan 48 % van het totale aantal cellen dood gaat door apoptose. Bij temperaturen boven de 45°C gaan cellen vooral dood door necrose. Dus apoptose treedt alleen op bij temperaturen tussen 41 en 45°C waarbij deze temperatuur voor één uur wordt aangehouden.

Figuur 6.1. De figuur links geeft weer hoeveel procent van de cellen dood gaan bij een bepaalde temperatuur die 1 uur aanhoudt. De rechter figuur geeft weer hoeveel procent van de dode cellen door apoptose is gedood, de rest is door necrose gedood. De verschillende lijnen geeft de invloed weer op verschillende cellijnen [39].

33

Figuur 6.2. Percentage cellen dat dood gaat door apoptose van het totale aantal gedode cellen voor verschillende cellijnen. De twee kolommen per cellijn geven de resultaten weer van twee verschillende methodes om te onderzoeken of apoptose heeft opgetreden, Comet formation en Nuclear body formation. Er is voor 1 uur tot 43°C verwarmd [39]. Een gezonde cel zal zich in eerste instantie tegen oververhitting beschermen door een eiwit aan te maken, het HSP eiwit (Heat Shock Protein) [39]. De functie van dit eiwit is de cel een grotere overlevingskans te geven tot de temperatuur weer tot normale waarden is gedaald. Zodra de temperatuur weer is gedaald wordt het eiwit weer afgebroken. Echter als de temperatuurverhoging te lang aanhoudt of als de temperatuur te hoog wordt kan het eiwit de cel niet meer voldoende beschermen en er treedt apoptose op. Als de hoge temperaturen minder lang aanhouden kan er langer en met hogere temperaturen worden verwarmd zonder dat er blijvende schade wordt aangericht [10]. Er treedt dan in het algemeen necrose op en dus geen apoptose. Het soort effect hangt af van de hoogte van de temperatuur. Bij temperaturen tot 4142°C is er geen effect op de cel. Bij temperaturen van 42 tot 50°C treden de eerste effecten op. In het weefsel treden veranderingen op van moleculen en membranen en verschillende bindingen worden vernietigd. Al deze effecten kunnen worden samengevat als “hyperthermia”. Als deze toestand langer dan enkele minuten aanhoudt zal een significante hoeveelheid cellen zijn afgestorven. Bij temperaturen boven de 50°C zal de enzym activiteit aanzienlijk teruglopen waardoor er minder energie transport plaatsvindt in de cel waardoor de cel niet meer kan functioneren. Daarbij worden sommige reparatiemechanismen onbruikbaar gemaakt. Bij 60°C veranderen eiwitten en collageen (eiwitbestanddeel bestaande uit bindweefselvezels en kraakbeen) wat leidt tot coagulatie van weefsel en celnecrose. Dit is zichtbaar als bleking van het weefsel. Nog hogere temperaturen, hoger dan 80°C, hebben een grotere permeabiliteit van membranen tot gevolg waardoor het chemische evenwicht verstoord raakt. Bij temperaturen hoger dan 100°C verdampt het water dat in het weefsel zit. Dit levert een tijdelijke stilstand van de temperatuurverhoging op tot al het water is verdampt. Als de temperatuur hoger dan 150°C wordt treedt carbonisatie op en vanaf 300°C begint het weefsel, afhankelijk van het soort weefsel, te smelten. Dus het is van zowel van de tijd als van de temperatuur afhankelijk of het weefsel blijvende schade aanricht, in figuur 6.3 staat weergegeven hoe lang een bepaalde temperatuur van het weefsel mag aanhouden voordat er irreversibele effecten optreden.

34

Figuur 6.3. Weergave van de temperatuur en tijd waarbij irreversibele effecten optreden [10].

6.2 Methoden van verwarmen Een plasma kan weefsel op verschillende manieren verwarmen. Omdat het plasma een bepaald vermogen heeft zal een deel daarvan als warmte vrijkomen. Daarnaast wordt er ook licht en radiofrequente straling uitgezonden welke bij absorptie door het lichaam ook in warmte worden omgezet. Licht dat wordt geabsorbeerd door weefsel zal een bepaalde indringdiepte hebben. Dit wordt beschreven met

x I = I 0 ⋅ exp(− ) . d

(6.1)

Hierbij is I de intensiteit van het licht ter plaatse x, I0 de begin intensiteit op plaats x = 0 en d is de indringdiepte. De indringdiepte is afhankelijk van zowel het soort weefsel als de golflengte van het licht. In het algemeen wordt licht met een lange golflengte minder snel geabsorbeerd dan licht met een korte golflengte. Geabsorbeerd licht wordt in warmte omgezet. Zoals uit vergelijking (6.1) volgt gebeurt dit vooral voor lage waarden van x. Het plasma straalt ook radiofrequente straling uit. Hierbij geldt dat hoe hoger de frequentie is hoe groter het effect is op levend weefsel. Bij een golflengte die groter is dan de karakteristieke lichaamslengte is er nauwelijks absorptie en is er een uniforme distributie van warmte ontwikkeling. Een karakteristieke lengte van 1m. komt overeen met een frequentie van 300 MHz. Lagere frequenties hebben dus nauwelijks invloed op de lichaamstemperatuur. Echter bij bepaalde frequenties kan er resonantie optreden waardoor er op bepaalde plaatsen meer verwarming plaatsvindt dan op andere plaatsen van het lichaam. Zulke plaatsen worden ook wel “hot spots” genoemd. Dit kan bij een gemiddelde mens optreden bij frequenties van 70-80MHz. Radiofrequente straling gaat in het algemeen door vet heen en wordt vooral tegengehouden door spier- en hersenweefsel zie figuur 6.4, uit [40].

35

Figuur 6.4. Indringdiepte van radiofrequente straling als functie van de frequentie en het soort weefsel.

6.3 Model voor temperatuur in weefsel als gevolg van plaatselijk verwarmen De temperatuur rond de katheter waarmee het plasma wordt ingebracht in het lichaam zal door bovengenoemde effecten stijgen. Om een schatting van de temperatuursverhoging te maken is het volgende model gebruikt. Bij dit model is aangenomen dat de warmte uniform wordt opgewekt in een klein bolvormig gebied in een verder oneindig uitgestrekt uniform medium. Er is alleen rekening gehouden met warmtegeleiding [41]. Er is geprobeerd een beter model op te stellen maar deze waren niet op te lossen. Verbeteringen zouden kunnen zijn: - Een buisvormig voorwerp dat aan het uiteinde wordt verwarmd. Hierdoor er warmte weg kan via geleiding door de buis. Als deze buis ook van roestvrij staal is gemaakt zal er veel warmte door worden afgevoerd omdat de geleidingscoëfficiënt veel hoger is dan de van het omringende weefsel. Dit zorgt voor een verlaging van de temperatuur in het weefsel. - De toevoeging van een stromend gas. Dit gas is noodzakelijk om het plasma in stand te houden. Er is dan een constante stroom van koud gas waardoor het warme gas wordt verdreven. Dit heeft ook een koelend effect op het weefsel. - Als de katheter in een bloedvat of in de longen zit is er ook nog een stroom van vloeistof of lucht die een groot deel van de warmte zal afvoeren. Ook dit zorgt voor een kleiner effect op temperatuur van het weefsel.

36

Het vermogen dat in warmte wordt omgezet is P, de straal van het bolvormige gebied waar dat plaatsvindt is R. De warmtegeleidingscoëfficiënt is k, de soortelijke warmte is c en de dichtheid is ρ. Voor het verwarmde gebied, r < R, wordt een index 1 en voor het omliggende weefsel, r > R, wordt een index 2 gebruikt, zie figuur 6.5.

.

(1) R

(2)

r

Figuur 6.5. Schematisch overzicht van het verwarmde gebied in het medium. De vergelijkingen die de warmtegeleiding beschrijven zijn dan:

∂T1 k1 ∂  2 ∂T1  = 2 r +P ∂t r ∂r  ∂r  ∂T k ∂  2 ∂T2  ρ 2 c 2 ⋅ 2 = 22 r ∂t r ∂r  ∂r 

ρ1c1 ⋅

voor 0 ≤ R < r,

(6.1a)

voor r ≥ R.

(6.1b)

Met als randvoorwaarden: T1 (0, t ) is eindig,

(6.2a)

T2 (r , t ) = T0 T1 ( R − ε , t ) = T2 ( R + ε , t ) ∂T ∂T k1 1 ( R , t ) = k 2 2 ( R , t ) , ∂r ∂r T1 (r ,0) = T0 T2 (r ,0) = T0

voor r → ∞,

(6.2b)

voor ε ↓ 0,

(6.2c) (6.2d)

voor 0 ≤ R < r,

(6.2e)

voor r ≥ R. (6.2d) Hierbij geeft (6.2c) aan dat de temperatuur continu is en (6.2d) geeft aan dat de flux van warmte continu is. De oplossing van deze differentiaalvergelijking is [41]: ∞  P  qλ  r 2  6 3 / 2 1/ 2 R   1 q q f ( z ; r , t ) g ( z ; r ) dz ∆T1 (r , t ) = − + ⋅ 1 + , 1 λ 4πRk 2  2  R 2  π r ∫0 

(6.3a)

∞ P  6 dz  ∆T2 (r , t ) = 1 + q λ ⋅ ∫ f ( z; r , t ) g 2 ( z; r )  . 4πk 2 r  π z 0

(6.3b)

Waarbij (6.3a) geldt binnen het gebied met straal R en (6.3b) erbuiten. Hierbij zijn de volgende verkorte notaties gebruikt:

k2 , k1 ρ c q= 2 2, ρ 1c1 s ( z ) = (q λ − 1) sin( z ) + z ⋅ cos( z ) , qλ =

(6.4a) (6.4b) (6.4c)

 k tz  z ⋅ cos( z ) − sin( z ) f ( z; r , t ) = z − 2 ⋅ exp − 1 2  ⋅ , 2 2  ρ 1c1 R  [ s ( z )] + q λ q ( z ⋅ sin( z )) 2

37

(6.4d)

 rz  g1 ( z; r ) = sin   , R g 2 ( z; r ) = s ( z ) ⋅ sin[k ( z; r )] + (q λ q )1 / 2 ⋅ z ⋅ sin( z ) ⋅ cos[k ( z; r )] , r  k ( z; r ) = (q λ q)1 / 2 ⋅ z ⋅  − 1 , R  ∆T = (T − T0 ) .

(6.4e) (6.4f) (6.4g)

(6.4h) Als het bolletje van ijzer is levert dit model een profiel in het weefsel op als weergegeven in de figuren 6.6 tot en met 6.9.

Figuur 6.6. Temperatuurverhoging in °C in het weefsel bij een vermogen van 5 W, een straal van 2 mm en een tijdsduur van 1 s. Hierbij geeft r’ de afstand tot het bolletje aan.

Figuur 6.7. Maximale temperatuursverhoging in °C in het weefsel als functie van de tijd. Bij een vermogen van 5 W en een straal van 2 mm. De temperatuursverhoging is ook afhankelijk van de straal van het bolletje en het vermogen waarmee

38

wordt verwarmd. In respectievelijk figuur 6.8 en 6.9 is deze invloed te zien.

Figuur 6.8. Afhankelijkheid van de maximale temperatuurverhoging als functie van de straal van het bolletje. Bij een vermogen van 5 W en een tijd van verwarmen van 1 s. De y-as is op logaritmische schaal.

Figuur 6.9. De maximale temperatuur als functie van het vermogen. De tijd van verwarmen is 1 s en de straal van het bolletje is 2 mm. Uit figuur 6.8 volgt dat de temperatuurstijging zeer sterk afhankelijk is van de straal van het bolletje. De temperatuurstijging is lineair met het toegevoerde vermogen. Als het bolletje dat wordt verwarmd niet van metaal is maar van gas, hier helium, worden hogere maximale temperaturen gevonden. Dat is omdat de dichtheid van het gas veel lager is dan die van metaal. Hierdoor is de warmtecapaciteit van het bolletje veel kleiner waardoor de temperatuurverhoging veel groter is bij een zelfde vermogen. De geleidingscoëfficiënt voor helium is veel lager dan voor ijzer. Daardoor zal er minder vermogen naar het weefsel gaan. Hierdoor vindt de temperatuurstijging vooral plaats in een beperkt gebied om het bolletje, dit is ook te zien in figuur 6.10.

39

Figuur 6.10. Temperatuurstijging als functie van de afstand tot het bolletje voor Helium. Bij een toegevoerd vermogen van 5 W, een straal van 2 mm en een tijdsduur van 1 s. Als het bolletje van een kunststof is zijn de voordelen van metaal en gas verenigd. Het heeft dan een grote warmtecapaciteit en een lage geleidingscoëfficiënt. De soortelijke warmte van kunststof is rond de 1,7⋅103 JK-1kg-1 en de geleidingscoëfficiënt is in de buurt van 0,2 Wm-1K-1. Dat resulteert in een temperatuurprofiel als gegeven in figuur 6.11. Duidelijk is te zien dat de opwarming alleen plaatsvindt dicht bij het bolletje, dat duidt erop dat er slechts weinig vermogen wordt afgegeven aan het weefsel. Tevens is de maximale temperatuursverhoging laag door de grote warmtecapaciteit.

Figuur 6.11. Temperatuurstijging als functie van de afstand tot het bolletje voor kunststof. Bij een toegevoerd vermogen van 5 W, een straal van 2 mm en een tijdsduur van 1 s. Ondanks het zeer summiere model kunnen er toch een paar conclusies aan worden verbonden. Zo is het van belang om de katheter zo groot mogelijk te maken, voor zover dat het nog bruikbaar is. De temperatuurstijging is dan het laagst. Ook is duidelijk dat de temperatuurstijging recht evenredig is met het toegevoerde vermogen. Tevens lijkt het erop dat de katheter beter van kunststof dan van metaal gemaakt kan worden. Hoewel dit laatste niet zeker is omdat de katheter geen bolvorm heeft maar een

40

cilindervorm is, bij een metaal kan de warmte dan via de cilinder afgevoerd worden via geleiding door metaal, bij kunststof kan dat veel minder. Het beste is waarschijnlijk dat de binnenkant van de katheter van metaal is en de buitenkant van kunststof met een isolerende werking. Hiervoor moet verder onderzoek naar worden gedaan. In figuur 6.12 staat weergegeven hoe lang mag worden verwarmd voordat er onomkeerbare schade wordt veroorzaakt. Deze figuur is bepaald met behulp van figuur 6.3 en met verschillende grafieken waarin de maximale temperatuur uitstaat tegen de tijd van verwarmen voor een bepaalde straal van het bolletje. Door deze grafieken te vergelijking kan figuur 6.12 worden bepaald. Er volgt dat een kleinere straal de maximale tijd van verwarmen sterk verkort. Tevens is duidelijk dat een kunststof bolletje langer kan worden verwarmd dan een metalen en die weer langer kan worden verwarmd dan een van helium.

5 4 maximale tijd (s)

3

metaal (1) helium (2)

4,5

kunststof (3)

3,5

1

3 2,5 2 1,5 2

1 0,5 0 0

1

2 straal (mm)

3

4

Figuur 6.12. Hier staat de maximale tijd van verwarmen weergegeven als functie van de straal van het bolletje voordat er irreversibele schade aan het weefsel wordt toegebracht. Bij gebruik van plasma’s buiten het lichaam is warmte ontwikkeling waarschijnlijk geen probleem. Dan is de grootte van de apparatuur namelijk niet van belang, waardoor er goede koeling kan worden ingebouwd.

6.4 Thermische eigenschappen van verschillende soorten weefsels In tabel 6.1 staan de warmtegeleidingscoëfficiënt en de soortelijke warmte van een aantal weefsel soorten. Zoals te zien is er niet erg veel variatie in de waarden, alleen de huid en vet hebben een duidelijk afwijkende waarde voor de warmtegeleidingscoëfficiënt.

41

Tabel 6.1. Eigenschappen van verschillende soorten weefsels, als er niets anders staat zijn het menselijke weefsels [42]. k (Wm-1K-1) H2O % kidney whole 0,543 84 cortex 0,499 76.6-79.8 (rabbit) medulla 0,499 82,0-86,0 (rabbit) aorta 0,476 arterial plaque fatty 0,484 fibrous 0,485 calcified 0,502 artery femoral (dog) 0,391 carotid (dog) 0,448 blood whole 0,492 plasma 0,57 spleen 0,543 80 liver 0,517 77 heart 0,539 81 fat 0,201-0,217 3-30 (whale) brain whole 0,527 78 cerebral cortex 0,534 83 white matter 0,502 71 tumor periphery 0,511 core 0,561 colon cancer 0,545 bone 0,410-0,630 skin epidermis 0,209 dermis 0,293-0,322 Voor de soortelijke warmte c geldt dat die afhankelijk is van het waterpercentage volgens [42]: c = [%H2O + 0.4⋅(100 - %H2O)]⋅41.9 Jkg-1K-1. De dichtheid van de verschillende weefsels is gemiddeld 1,05⋅103 kg m-3 [42].

42

(6.5)

7 Argonplasmacoagulatie (APC) Coagulatie betekent samenklontering of stolling, het samenstellen van deeltjes in een colloïdale oplossing tot grotere deeltjes, die neerslaan. In de gastro-enterologie wordt coagulatie gebruikt voor hemostase (bloedstelping) en het wegnemen van pathologisch weefsel, o.a. bij poliepen en tumoren. Men spreekt van elektrische coagulatie wanneer gebruik wordt gemaakt van het thermische effect op weefsels van elektromagnetische golven met een frequentie van 0,3-3 MHz. Argonplasmacoagulatie is een contactvrije monopolaire elektrocoagulatie methode. Het wordt gebruikt als alternatief voor thermische contactcoagulatie en voor een andere niet-contact technologie, Nd:YAGlasercoagulatie. In eerste instantie werd APC alleen in open chirurgie gebruikt. Sinds de ontwikkeling in 1991 van speciale sondes door Grund e.a. in Tübingen, Duitsland kan APC gebruikt worden in de endoscopie. Deze sondes worden via natuurlijke openingen in het lichaam gebracht. Grofweg heeft APC twee toepassingen: 1. Devitaliseren van weefsel. Met name (kanker)gezwellen in een vroeg stadium. 2. Snel droogmaken van grote wondbedden.

7.1 Principe [43-46] Er wordt gebruikt gemaakt van een argonplasma. Argon is een mono-atomair kleur-, geur-, en smaakloos edelgas. Het is chemisch inert, zelfs in geïoniseerde vorm, en heeft daardoor geen nadelige gevolgen voor weefsels. Het argon wordt geïoniseerd door een hoogfrequente spanning tussen een elektrode en het weefsel. Via geleiding door het plasma bereikt de hoogfrequente stroom (HF-stroom) het weefsel. Door de overdracht van thermische energie stijgt de temperatuur van het weefsel. Deze temperatuurstijging is evenredig met de weerstand van het weefsel, de tijdsduur van de behandeling en het kwadraat van de stroomdichtheid. Bij een temperatuur van ongeveer 50°C treedt coagulatie op, afhankelijk van de tijdsduur van de behandeling treedt meer of minder dessicatie (uitdroging) op. Bij APC wordt het weefsel niet verdampt in tegenstelling tot lasercoagulatie. Ook treedt er nauwelijks carbonisatie op bij APC. Voor carbonisatie is zuurstof nodig. Door voldoende argon toe te voeren kan er geen zuurstof bij het weefsel komen en treedt er geen carbonisatie op. Een groot voordeel van APC is het zelflimiterende effect. De diepte van de coagulatie wordt automatisch begrensd door een dun, min of meer elektrisch isolerend laagje. Dit laagje ontstaat door dessicatie. Er verdwijnt water uit het behandelde weefsel waardoor de geleidbaarheid van dit weefsel afneemt. De HFstroom komt hierdoor niet dieper en de warmteontwikkeling beperkt zich tot het oppervlak. De coagulatiediepte is hierdoor instelbaar, tot een maximum van 3 mm. Het plasma aan de tip van de APC zoekt plaatsen op het weefseloppervlak op met de laagste elektrische impedantie. Omdat deze impedantie toeneemt tijdens dessicatie, verplaatst het argonplasma zich automatisch naar een andere plek waar de impedantie lager is totdat er een homogeen gedessiceerd oppervlak ontstaat. Indien de sonde niet bewogen wordt heeft het behandelde oppervlak een doorsnede van ongeveer 1 cm. Al “penselend” kan een groter oppervlak behandeld worden. De oriëntatie van de tip is niet van belang bij dit proces. Coagulatie van bloedvaten is mogelijk bij bloedvaten met een diameter die kleiner of gelijk is aan 1.5 mm. Hemostase door middel van APC wordt kort uitgelegd aan de hand van fig.7.1. Het punt waar een bloeding plaats heeft wordt opgezocht, door bloed weg te zuigen wordt deze plek enigszins drooggemaakt. De argonjet blaast vervolgens als het ware het overige bloed weg en brengt contactloos thermische energie bij de wond. De bloeding stopt.

43

Figuur 7.1: Hemostase met APC: een ader bloedt (1), een argonjet blaast bloed weg van het oppervlak (2), het plasma brengt thermische energie bij de wond waardoor hemostase optreedt (3), de bloeding is ten einde (4) Afhankelijk van de uit te voeren coagulatie heeft het debiet van het argongas een waarde variërend tussen 0.1 en 4 liter per minuut en het vermogen een waarde tussen de 40 en 100 W [43]. Het debiet van het argongas heeft niet direct invloed op de afmeting van de coagulatiezone. Wel dient het debiet voldoende hoog te zijn omdat anders carbonisatie van weefsel en rookvorming op kan treden. De frequentie van de HF-stroom bedraagt 350 kHz. Deze frequentie is een compromis. Bij een te lage frequentie (onder de 100 kHz) kunnen ongewenste spiersamentrekkingen optreden. Bij een frequentie van 350 kHz kan de stroom door de patiënt naar een retourelektrode lopen. Bij een te hoge frequentie loopt de stroom over het lichaam van de patiënt weg, er is dan geen sprake van een gecontroleerde retourweg. De maximale spanning tijdens een puls bedraagt ongeveer 6000 V [44]. De sterkte van het elektrisch veld dient tussen de 500 V/mm en 5000 V/mm [43, 44] te liggen. De elektrische veldsterkte is evenredig met de HF-spanning en omgekeerd evenredig met de afstand tussen elektrode en weefseloppervlak. De afstand tussen de tip en het te bewerken oppervlak dient tussen de 2 en 10 mm te liggen. Bij hogere afstanden is het gas niet meer geïoniseerd en verdwijnt de coagulerende werking. Bij lagere afstanden vindt de coagulatie niet meer plaats via het plasma maar direct, zoals bij traditionele elektrocoagulatie, waardoor de meeste voordelen van APC verdwijnen.

7.2 Apparatuur De APC apparatuur bestaat uit: 1. Een argonsonde, deze bestaat uit een flexibele teflon catheter. In de catheter loopt een geleidingsdraad die aan het uiteinde verbonden is met een wolfraam elektrode. Aan het uiteinde van de sonde zit een keramische tip die bestand is tegen de hoge spanningen en de hoge temperatuur. Deze keramische tip voorkomt verkleving van het weefsel aan de tip. De sonde kan huishoudelijk worden schoongemaakt en vervolgens worden gesteriliseerd, bijvoorbeeld met glutaraldehyd. De sondes zijn verkrijgbaar met drie verschillende diameters (1.5 mm, 2.3 mm en 3.2 mm). De sonde met een diameter van 2.3 mm wordt het meest gebruikt en is weergegeven in fig.7.2a. Er bestaan twee soorten sondes: één met de uitstroomopening aan de voorkant en één met deze opening aan de zijkant 2. Een elektrochirurgische generator voor het leveren van de HF-spanning, zie fig.7.2b.

44

3. Een argonbron met een voetpedaal om de gastoevoer te regelen, zie fig.7.2b. Zowel de gastoevoer als de spanning wordt met pulsen aangeleverd. 4. Twee argongasflessen. 5. Een aardplaat (de retourelektrode) voor onder de schouder of heup van de patiënt. 6. Eventueel een apparaat dat rook en argon wegzuigt.

a Figuur 7.2

b

a) APC-sonde met een diameter van 2.3 mm. b) Elektrochirurgische generator met daaronder de APC-unit.

7.3 Vergelijking met andere technieken Hemostase door de meeste coagulatiemethoden waarbij er contact tussen sonde en weefsel optreedt heeft twee nadelen. Ten eerste kan het opgehoopte bloed rond de wond niet verwijderd worden. Coagulatie in een bloederige omgeving leidt tot koken van dit bloed gevolgd door carbonisatie. Ten tweede heeft coagulatie van alleen bloed in plaats van het bloedende bloedvat de vorming van een korst rond de sonde tot gevolg. Door verwijdering van de sonde wordt deze korst weer losgescheurd waardoor zelfs een grotere bloeding veroorzaakt kan worden. Bij lasercoagulatie ontstaan de coagulerende thermische effecten door absorptie van de laserenergie door het weefsel. Dit leidt tot verdamping en carbonisatie van weefsel. Het grote nadeel van lasercoagulatie is de beperkte controleerbaarheid van de thermische effecten in omliggend weefsel en van de indringdiepte.

7.4 Resultaten in toepassingsgebieden Canard e.a.[47] hebben literatuur over resultaten van APC als toepassing bij behandeling van aandoeningen in de endeldarm vergeleken met hun eigen resultaten met lasercoagulatie. Voor een aantal aandoeningen die behandeld zijn zoals angiomen (vaatgezwellen), watermeloen maag, stralingsproctitis, bloedende ontstoken gezwellen, gezwellen met een hoog risico op bloedingen, ingegroeide stents en residuen na polypectomy en mucosectomy kan geconcludeerd worden dat APC een betere voordeelrisicoverhouding heeft dan lasercoagulatie. Voor de behandeling van grote gezwellen voortkomend uit klierweefsel (villous adenoma), en bij rectale of gastrische kanker is het gebruik van APC veiliger maar

45

waarschijnlijk minder efficiënt. Voor de behandeling van neoplastic dysphagia is het aan te bevelen verdere studies te verrichten. Wahab e.a.[43] hebben onderzoek verricht aan het gebruik van APC in het maag-darmkanaal, het onderzoek richtte zich vooral op de behandeling van kwaadaardige tumoren, villous adenoma, vasculaire misvormingen en divertikels van Zenker (uitstulpingen in de darmwand). Men spreekt over APC als een aantrekkelijk alternatief voor behandelingen in het maag-darmkanaal, zeker in combinatie met monopolaire snaarcoagulatie, bougiedilatie en radiotherapie. APC is effectief en relatief veilig. Van de 325 behandelde patiënten is bij 6 perforatie geconstateerd. Het grootste risico op perforatie komt door gasproductie, daarom dient het opblazen van een darm bij aanvang van een behandeling met zo weinig gas (lucht) te geschieden. Tijdens de behandeling dient er regelmatig lucht en argon weggezogen te worden. Bergler [48] bespreekt kort de toepassingen van APC in de luchtwegen, hij noemt reductie van hyperplastische neusschelpen, terugdringen van bloedingen in het neusslijmvlies en verwijdering van papillomen (bloemkoolachtige gezwellen) in larynx (strottehoofd) en trachea (luchtpijp). Resultaten van onderzoek worden niet gegeven. Sato e.a.[49] presenteren de behandeling van een patiënte waarbij een deel van de luchtpijp verwijderd is. Op de plaats waar de twee delen van de luchtpijp weer met elkaar verbonden waren ontstond na verloop van tijd een overmatige hoeveelheid granulatieweefsel (bindweefsel met een korrelige structuur). Deze complicatie treedt ook vaak op bij longtransplantaties. Tot dus ver was Nd:YAG-lasertherapie de beste behandelingsmethode om dit weefsel te verwijderen, echter met grote nadelen wat betreft de voorspelbaarheid van de thermische effecten. Sato e.a. hebben het granulatieweefsel succesvol verwijderd met APC. Ze vinden APC een effectieve en nuttige behandeling voor verwijdering van dit weefsel. Ze merken op dat APC effectiever is bij de behandeling van waterrijke weefsels zoals nieuw granulatieweefsel en slijmvlies dan bij kraakbeen en bindweefsel. De reden hiervan is de grotere geleidbaarheid van waterrijke weefsels. Miyazawa e.a.[50] gebruiken APC als hulpmiddel bij het behandelen van hersentumoren. Voordat een extra-axiale tumor verwijderd wordt wordt de tumorcapsule behandeld met APC, wat coagulatie van bloedvaten in het oppervlak van de tumor tot gevolg heeft waardoor bloedingen gereduceerd worden. Door de thermische effecten krimpt de tumor, hierdoor kan de tumor verwijderd worden met minimale manipulatie van het omringende weefsel, zie fig.7.3a. Vooral bij tumoren met een grote bloedtoevoer via arteriën door de schedelbasis is APC zeer nuttig bij hemostase van de bloedvaten, zie fig.7.3b. Miyazawa e.a. hebben de pathologische veranderingen van het weefseloppervlak geëvalueerd, gebruikten een vermogen van 40 W. Er ontstond een necroselaag en een oedeemlaag. Na variatie van de behandelingstijd tussen de 2 en 20 seconden werd duidelijk dat de dikte van de necroselaag nagenoeg constant bleef op ongeveer 400 µm, de dikte van de oedeemlaag nam toe naarmate het weefsel langer behandeld werd. Er wordt geconcludeerd dat APC een zeer goede methode is om hemostase van vaatrijke hersentumoren te verkrijgen, er zijn geen complicaties te melden. Zeker als er flexibelere sondes verkrijgbaar zullen zijn zal APC andere HF-methoden kunnen verdringen. Voor bipolaire coagulatie en het conventionele monopolaire mes bij de behandeling van hersentumoren is APC echter een aanvulling in plaats van een substituut.

46

a

b

Figuur 7.3: APC als hulpmiddel bij de verwijdering van een hersentumor: door toepassing van APC krimpt de tumor (a) en kan hemostase van bloedvaten die de tumor voeden bewerkstelligd worden (b). Grund e.a.[51] hebben APC in flexibele endoscopie onderzocht. Het betrof toepassingen in het maagdarmkanaal, in de luchtwegen, bij tumoren, ingroei van weefsel en overgroei van stents. Ze concluderen dat APC een efficiënte, veilige, eenvoudig te leren en herhaalbare methode voor devitalisatie van weefsel en hemostase is. Er wordt beschreven wat er met een tumor gebeurt na APC. Door dessicatie is de tumor verkleind. De gecoaguleerde zone bestaat uit een necrosegebied met daaronder een oedeemgebied. Na 3-5 dagen laat de necroselaag los op een “uienschaal-achtige-manier”. Ook de oedeemlaag verdwijnt weer. Brand e.a.[52] beschrijven het gebruik van APC in de dermatologie. Ze hebben APC toegepast op varkenshuid en op patiënten. Ze concluderen dat APC een effectieve behandeling is bij huidchirurgie met een goed controleerbare weefselvernietiging. Smith e.a.[53] hebben APC gebruikt tegen rectale bloedingen na brachytherapy (een vorm van nucleaire geneeskunde) bij patiënten met prostaatkanker. Ze concluderen dat de meeste patiënten geprofiteerd hebben van APC en dat APC een efficiënte en veilige methode is. Toch dient er voorzichtigheid in acht genomen te worden bij het gebruik van APC bij deze categorie patiënten. Schmeck-Lindenau e.a.[54] berichten over een bijwerking van APC. Er zouden ontstekende gezwellen kunnen ontstaan. Het betreft echter één patiënt. Uit de bevindingen van andere onderzoekers blijkt het bestaan van deze bijwerking niet. Hoyer e.a.[55] beschrijven de vorming van pneumo-peritoneum (weefsel gevuld met gas) als gevolg van perforatie van darmweefsel na APC van bloedingen in de darmwand. Omdat argon niet geresorbeerd wordt bleef het lang in de patiënt, na 38 dagen was het pneumo-peritoneum verdwenen. De hoeveelheid intra-peritoneaal gas was groter dan het gebruikte volume argongas, waaruit Hoyer e.a. concluderen dat de lucht die gebruikt was bij het expanderen van de darm een belangrijke rol heeft gespeeld bij de complicatie. Men beveelt een zo laag mogelijk argondebiet aan. De beschrijving betrof één patiënt. Crosta e.a.[56] noemen emfyseem (zwelling van weefsel als gevolg van gas) in de darmwand als mogelijke complicatie bij APC. Deze complicatie is echter wel reversibel. Zij denken dat contact tussen tip en weefsel de oorzaak is van de stroming van gas het weefsel in. Ook dient voorkomen te worden dat er argon in de bloedvaten terechtkomt, aangezien argon niet fysiologisch geresorbeerd kan worden. Crosta e.a. zijn enthousiast over APC. Ze denken echter dat APC geen vervanger van lasercoagulatie zal worden

47

aangezien grote tumoren niet geheel verwijderd kunnen worden met APC, vanwege de beperkte indringdiepte. Gebruik van APC bij dunwandige organen en bij ingegroeide stents is echter zeer succesvol. Tan e.a.[57] beschrijven de perforatie van darmweefsel bij een patiënt. De perforatie trad op na de behandeling van poliepen in de darmen. Ook Tan e.a. concluderen dat naast de argongasdruk de lucht die wordt gebruikt om de darm op te blazen de kans op perforatie verhoogt.

7.5 Voordelen APC • • • • • • • • • • • • •

effectieve en veilige coagulatie contact-vrije techniek, waardoor de wond na coagulatie niet weer opengetrokken kan worden laag risico op perforatie zelflimiterende indringdiepte lage rookontwikkeling, waardoor het zicht niet belemmerd wordt geen carbonisatie van weefsel geen verdamping van weefsel, waardoor het zicht tijdens operaties goed blijft. het geïoniseerde gas is licht gekleurd, waardoor het duidelijk is op welke plek het weefsel behandeld wordt geen bijzondere veiligheidsmaatregelen nodig kan gebruikt worden onder lokale anesthesie door flexibele sondes zijn veel plaatsen in het lichaam bereikbaar bij het vrijmaken van ingegroeide (metalen) stents treedt geen aantasting van deze stents op, in tegenstelling tot lasercoagulatie. apparatuur en argongas zijn laag van prijs

7.6 Nadelen APC • • • • • • •

geen verdamping van weefsel, waardoor grote tumoren niet geheel verwijderd kunnen worden mogelijke interferentie met videosystemen bij te geringe afstand tussen plasma en sondes kunnen ongewenste ontladingen ontstaan net als bij alle andere coagulatiemethoden bestaat er risico op perforaties, de kans hierop is bij APC echter lager een darm uitzetten kan door het argon gas, wat de vorming van perforaties in de hand werkt er kan wandemfyseem (zwelling van weefsel als gevolg van gas) en pneumatose optreden, deze complicaties zijn echter reversibel bij te hevige bloedingen werkt ook APC niet meer, door de belvorming in het bloed verdwijnt het zicht. Compressie is dan de enige methode waarmee hemostase bereikt kan worden

48

8 Vonkerosie Atherosclerose is een vernauwing van het bloedvat, die niets te maken heeft met aanslibbing of een laagje op de wand. Atherosclerotische plak is een weefsellaag die kan bestaan uit spierweefsel, vetweefsel en verkalkt materiaal. Hoe het ontstaat is nog niet helemaal duidelijk, maar de vorming heeft te maken met een verstoring van het evenwicht van vetten en oxidatie. Atherosclerose komt vooral voor op plekken waar bloed langzaam stroomt. Een oude techniek (1985) om atherosclerose te bestrijden is de verwijding van het bloedvat door een ballon op te blazen in het vat. Dit is echter een tijdelijke oplossing; het vat krimpt namelijk weer. Een oplossing voor dit probleem is het plaatsen van een stent (stutten). Een stent is een buisje van metaaldraad in een gaasvorm. Vonkerosie [58] is een techniek om ongewenst weefsel, bijvoorbeeld atherosclerotische plak, te verdampen zonder dat thermische schade optreedt aan het omliggende weefsel. Dit gebeurt door gecontroleerde elektrische vonken tussen een elektrode en het weefsel. De techniek lijkt op de rf elektrochirurgische snijtechniek. Deze laatste techniek maakt echter gebruik van gewenste bijwerkingen zoals uitdroging en coagulatie, die bij vonkerosie juist geminimaliseerd moeten worden.

8.1 Principe van vonkerosie Een elektrode maakt contact met het weefsel. In het weefsel bevindt zich een return elektrode. Over de twee elektroden wordt een sterke wisselspanning gezet. Hierdoor gaat een sterke stroom lopen door het grensgebied van elektrode en weefsel. Deze stroom zorgt voor een zodanige verhitting dat op de rand van de elektrode de kooktemperatuur van water binnen enkele milliseconden wordt bereikt. Expanderende dampbellen isoleren de elektrode van het weefsel. Door lokale elektrische doorslag van de damplaag start het vonkproces. Op de plek waar de vonk contact maakt met het weefsel is de energiedichtheid zo hoog, dat de temperatuur van het water in het weefsel binnen een microseconde boven het kookpunt kan komen. Hierdoor ontploffen de cellen en wordt weefsel uit het getroffen gebied verwijderd. Toepassing in vitro Vonkerosie wordt toegepast op atherosclerotisch weefsel. De elektrode heeft een diameter van 1,5 mm, zie figuur 8.1. Gebruikte wisselspanning: blokvorm, 1200 V (piek-piek), 250 kHz. De uitvoer is niet continu, maar in pulsen van 10 ms. Resultaten: er ontstaan kraters met een diameter die 0.1 tot 0.2 mm groter is dan de elektrode. De kraters hebben scherpe randen, met een coagulatielaag van 40 tot 200 µm. Deze laag, waarin thermische schade optreedt, is zo dun dat het medisch niet interessant is. De diepte van de krater is evenredig met het aantal 10ms-pulsen. Berekeningen geven het vermogen: in de eerste verwarmingsfase is het vermogen 300-500 W, in de vonkfase vermindert het tot 100-150 W. De totale gedissipeerde energie in een enkele 10ms-puls is 1,2 tot 2,2 J. Soms dringen gasbellen zijwaarts het weefsel binnen. Het verdampen van geheel verkalkt weefsel is niet mogelijk, omdat het niet geleidt. Het best werkt de techniek met fibromusculaire of collagene weefsels.

49

Figuur 8.1. Schematische tekening van de vonkerosie-elektrode gebruikt voor in-vitro-experimenten.

Figuur 8.2. Elektrode voor het maken van vonken in de kransslagader van varkens. Druppels epoxyhars houden de elektrode in het midden om wandperforatie te voorkomen. Toepassing in vivo Vonkerosie wordt toegepast in de kransslagaderen van varkens. Er wordt een speciale elektrode gebruikt die geen contact met het weefsel kan maken omdat wandperforatie moet worden voorkomen, zie figuur 8.2. De catheter kan bestuurd worden met guidewires zoals gebruikt worden voor balloncatheters. De vonkerosiepuls moet toegediend worden binnen 300 µs na de R-top in het ECG (zie figuur 8.3) om abnormale hartslagen te voorkomen.

Figuur 8.3. Toppen in het ECG(elektrocardiogram)-signaal.

8.2 Onderzoek naar problemen bij de toepassing van vonkerosie Vonkerosie leek na het eerste onderzoek een veelbelovende methode om atherosclerotische plak te verwijderen. Er waren echter nog een aantal problemen die opgelost moesten worden, zoals: het lokaliseren van de laesie in de slagader, voorkomen van elektrische stimulatie, het nadelige effect van gasbellen in het bloed en de wondgenezing. Elektrische impedantiemetingen Het meten van de elektrische impedantie lijkt een aantrekkelijke methode om eenvoudig onderscheid te kunnen maken tussen normaal en atherosclerotisch weefsel. Verwacht wordt dat vettige en verkalkte plak een hogere impedantie heeft. Resultaten: inderdaad heeft vettige en verkalkte plak een hogere weerstand dan normaal weefsel. Helaas waren de meeste atherosclerotische locaties bedekt met een fibreuze kap, die de weerstand verlaagde.

50

Conclusie: detectie van atherosclerotische laesies met de elektrische-impedantie-meetmethode levert te veel technische problemen. Ultrageluidskijktechniek Een andere methode om plak te lokaliseren is kijken met ultrageluid. Er werd een prototype catheter gemaakt, met een combinatie van ultrageluidskijktechniek en een vonkerosietechniek die naar richting instelbaar is. Richtingsselectie is mogelijk door naar keuze één van de drie op een cathetertip in het rond aangebrachte elektrodes te activeren. De heer Slager concludeert dat intravasculair kijken met ultrageluid—een nevenresultaat van het zoeken naar een plaklokalisatietechniek—een belangrijke methode op zichzelf kan worden. Luchtbellen Gasontwikkeling is een probleem bij vonkerosie, want belletjes met een diameter die groter is dan de diameter van een capillair kunnen verstopping veroorzaken. In een experiment worden luchtbellen geïnjecteerd in de kransslagader van biggen om nadelige effecten op hartfunctie te onderzoeken. Resultaat: voor belgroottes van 75, 150 en 300 µm is er een afname in regionale spierfunctie van respectievelijk 27%, 45% en 58%. Na 10 minuten is de functie volledig hersteld. Conclusie: de geïnjecteerde hoeveelheid lucht ligt dicht bij een kritisch niveau dat nog door het hartspierweefsel getolereerd kan worden. Vonkerosie bij konijnen Om de genezing van een vonkerosiewond te onderzoeken, wordt vonkerosie toegepast bij een serie van 49 gezonde konijnen. Het genezingsproces wordt vergeleken voor vonkerosiebeschadiging, beschadiging door een met laser verhitte metalen tip en mechanische beschadiging. Resultaat: er ontstaat geen vaatafsluiting. Er is geen verschil tussen genezing bij thermische beschadiging en bij mechanische beschadiging. Een bijwerking was de elektrische stimulatie van spieren en zenuwen. Dit is een ‘nare gewaarwording’ en stuurt tevens de catheter uit positie. Meten gelijkstroom Om te onderzoeken of ongewenste gelijkstromen de spierstimulatie veroorzaken, wordt een special elektrode gemaakt waar laagfrequente stromen mee gemeten kunnen worden. Resultaat: er worden gelijkstromen gemeten van tientallen milliampères. Deze worden veroorzaakt door het niet-lineaire karakter van de ionisatiekanalen. De weerstand van een ionisatiekanaal is namelijk afhankelijk van de richting van de stroom: in het ene geval moeten elektronen bewegen, in het andere geval ionen met een grotere massa. Om het probleem op te lossen werd een nieuwe catheter ontworpen. Prototype catheter met roterende tip en intravasculaire ultrageluidskijktechniek Deze catheter met kleinere elektrode geeft de mogelijkheid om lagere spanningen te gebruiken (800 V piek-piek). Dit leidt tot vorming van kleinere gasbellen (200 µm i.p.v. 1 mm). Dankzij het roterende ontwerp kan het grootste gedeelte van de tip gebruikt worden als retour elektrode. Hierdoor blijft de stimulatie van spieren en zenuwen vrijwel afwezig. Toepassing van vonkerosie Vonkerosie werd bij patiënten gebruikt om spier- en bindweefsel weg te snijden uit een vernauwd uitstroomgebied van de linker hartkamer. Hiervoor werd een speciale elektrode ontworpen die met gepulste rf energie weefsel kan snijden, met minimale coagulatie en een snijdsnelheid van 2 mm/s. Er traden geen complicaties op bij de 18 patiënten.

51

52

9 Katheters [59] Om in aders en slagaders bewerkingen te verrichten is het noodzakelijk met katheters te werken. Anders zou men de patiënt open moeten maken, hetgeen een zwaardere operatie inhoud. Hoe de katheter gebruikt wordt zal hier kort worden beschreven. Dit stuk zal niet gaan over hoe een katheter gemaakt dient te worden.

9.1 Voordat de katheter erin kan De katheter kan via het been of de arm naar binnen worden gebracht. De procedure om in een ader van het been te komen is in figuur 1 weergegeven. De naald wordt in of door de ader gestoken (B), wanneer bloed vrij naar buiten stroomt (C) kan de draad naar binnen gebracht worden (D). Dan kan de naald over de draad verwijderd worden en kan een ‘sheath’ met ‘dilator’ over de draad worden ingebracht (F). Nu kan men katheters inbrengen. De reden dat de naald door de ader geprikt wordt is dat je niet altijd voelt of je door de aderwand prikt. Daarom duwt de chirurg tot hij/zij bot raakt. De hoek waaronder geprikt wordt is 45graden t.o.v. de ader. Er wordt een zgn. ‘J wire’ gebruikt als draad. Het inbrengen van de ‘J wire’ is een moeilijke opgave, omdat je de ader kunt beschadigen. Als het niet vloeiend gaat kun je beter ergens anders nog eens proberen. Wanneer de draad in de ader zit is het verstandig dit te controleren met een fluorescoop. Als de sheath wordt ingebracht moet de draad ongeveer 10cm in het lichaam zitten, ook het inbrengen van de sheath moet zonder veel weerstand gaan. Een standaard sheath is 11cm lang, er zijn ook sheaths die langer zijn (Grüntzig sheath is 23cm lang). Er is weinig verschil tussen het inbrengen van een sheath in een ader en in een slagader. Het verschil zit in het detecteren van de pulsbeweging in de slagader en het feit dat de slagader weg kan rollen terwijl geprikt wordt. Als de sheath geplaatst is dient deze goed gespoeld worden via de arm aan de zijkant, dit om de kans op trombose te verkleinen. Het spoelen moet gebeuren bij iedere nieuwe katheter die gebruikt wordt. Men kan de tijd dat de sheath in het lichaam zit beter zo kort mogelijk houden, omdat het overlijden van de patiënt direct correleert met deze tijd.

53

Fig. 9.1. De procedure voor het inbrengen van katheters.

54

9.2 Katheters inbrengen Voordat de behandeling gestart kan worden moet de plaats gezocht worden waar deze behandeling nodig is. Dit wordt gedaan met ‘guiding’ katheters, zie figuur 9.2, deze zijn er in vele soorten en maten. Een guiding katheters is een holle draad, figuur 9.3, waardoor o.a. contrastvloeistof kan worden toegediend om de positie van de katheter te bepalen. De katheter bestaat uit laagjes van verschillende materialen om eigenschappen als stijfheid e.d. te verbeteren. De binnendiameter van de guiding katheters variëren van 0,167 tot 0,234cm.

Fig. 9.2 (links). Verschillende ‘guiding’ katheters. Fig. 9.3 (rechts). Een ‘guiding’ katheter bestaande uit verschillende laagjes. Als de guiding katheter eenmaal stevig op zijn plaats zit, zie figuur 9.4 voor een voorbeeld, kan met de behandeling begonnen worden. Door de guiding katheter wordt de katheter geschoven die de behandeling gaat uitvoeren, zie figuur 9.5.

55

Fig. 9.4 (links). De ‘guiding’ katheter wordt stevig neergezet om de behandeling te kunnen beginnen. Fig. 9.5 (rechts). Een voorbeeld van een katheter die door de ‘guiding’ katheter geschoven is en zo een handeling kan verrichten.

56

10 Oogheelkunde [10,60] Mogelijk is de oogheelkunde een gebied waarin plasma’s gebruikt kunnen worden, met name bij behandeling van het hoornvlies. In dit hoofdstuk wordt allereerst de opbouw van het hoornvlies kort behandeld. Vervolgens wordt er een korte samenvatting gegeven over het huidige gebruik van lasers in de oogheelkunde en de invloed van laserlicht op het hoornvliesweefsel.

10.1 Het hoornvlies Het hoornvlies en de ooglens zorgen samen voor de brekende werking van het oog. Aangezien het hoornvlies (brekingsindex n = 1.376) grenst aan de buitenlucht levert het hoornvlies de grootste bijdrage aan de totale breking van het licht, ongeveer 70%. De sterkte van het hoornvlies is ongeveer 42 dioptrie, terwijl de totale sterkte van het oog ruwweg 59 dioptrie bedraagt. Het hoornvlies is transparant voor licht met een golflengte tussen de 400 en 1200 nm. De dikte varieert van 500 µm in het centrum tot 700 µm aan de rand. Het weefsel bevat geen bloedvaten en bestaat uit vijf lagen weefsel: epitheel, Bowman’s membraan, stroma, Descemet’s membraan en endotheel (zie fig.10.1)

Epitheel Strom

Bowman’s membraan Descemet’s membraan

Figuur 10.1. Doorsnede van het menselijk hoornvlies. Het epitheel bestaat uit 2 of 3 lagen die samen met het traanvocht voor een glad oppervlak zorgen. De cellen in het epitheel zijn de enige die opnieuw gevormd kunnen worden. Bowman’s membraan zorgt voor de mechanische stabiliteit van het hoornvlies door zijn hoge dichtheid. Het bestaat uit collageenfibers die parallel aan het oppervlak zijn georiënteerd en is zeer transparant. De structuur van het stroma is vergelijkbaar met die van Bowman’s membraan. De dichtheid is echter lager. 90% van de totale dikte van het hoornvlies wordt veroorzaakt door dit weefsel. Verandering van de breking door het hoornvlies kan bereikt worden door stromaweefsel te verwijderen. Descemet’s membraan zorgt voor bescherming aan de achterzijde. Het endotheel voorkomt diffusie van vocht vanuit de rest van het oog naar het hoornvlies. Het bestaat uit hexagonaal georiënteerde cellen.

10.2 Hoornvlieschirurgie Er zijn twee soorten behandelingen van het hoornvlies te onderscheiden: verwijdering van onregelmatigheden en hoornvlieschirurgie met als doel het veranderen van de breking.

57

Bij de eerste groep dient gedacht te worden aan de behandeling van onregelmatig gevormde hoornvliezen, externe verwondingen en getransplanteerde hoornvliezen. Oogafwijkingen zoals bijziendheid kunnen behandeld worden met hoornvlieschirurgie. Het hoornvlies zelf is meestal niet de oorzaak van de afwijking maar kan het eenvoudigste behandeld worden. Alleen astigmatisme wordt vaak door het hoornvlies zelf veroorzaakt. Bij de eerste succesvolle oogcorrecties werd gebruik gemaakt van een diamantmes. Aan de rand van het hoornvlies worden radiale insneden gemaakt, waardoor de spanning in het oog verandert. Als gevolg hiervan wordt het oppervlak platter. Deze procedure heet radiale keratotomie. Een andere techniek maakt gebruik van een laser waarmee weefsel aan de rand van hoornvlies in radiale richting verwijderd wordt. Het weefsel wordt verdampt. Deze techniek wordt radiale keratectomie genoemd. Het nadeel van beide methoden is de aanzienlijke diepte van de insneden of weefselverwijdering, ongeveer 90% van de totale dikte van het hoornvlies. In het verleden bestond er hierdoor een aanzienlijke kans op perforatie. Door huidige (computergestuurde) technieken is dit risico echter afgenomen. Bij een andere laser techniek, genaamd keratomileuse, wordt het hoornvlies direct in het centrum verwijderd over een groot oppervlak. Het grote voordeel hiervan is dat optische eigenschappen van het hoornvlies direct veranderd kunnen worden in plaats van via indirecte mechanische effecten bij keratotomie en keratectomie. De ontstane wonden op het hoornvlies genezen in de meeste gevallen. Het epitheel groeit weer aan. Er zijn echter wel enkele maanden nodig voordat de breking stabiel geworden is. In fig.10.2 zijn schematisch de behandelde gebieden van het hoornvlies bij radiale keratectomie en keratomileusis weergegeven.

Figuur 10.2. Schematische weergave van de lokatie van de behandelde gebieden van het hoornvlies. Links: radiale keratectomie bij bijziendheid. Midden: keratomileusis bij bijziendheid. Rechts: keratomileusis bij verziendheid. De meest gebruikte laser voor oogchirurgie is de ArF-excimeerlaser vanwege de goede ablatieeigenschappen. De golflengte bevindt zich in het UV bereik. De laser dient pulsen met een pulslengte in de orde van tientallen picoseconden toe. Eén zo’n puls verwijdert 0.1 tot 1 µm weefsel wat overeenkomt met 0.01 tot 0.1 dioptrie. De pulsen worden toegediend met een frequentie van 10 Hz. De energiedichtheid ligt tussen de 1 en 5 J cm-2. Met behulp van een spleet in een masker kan de plaats waar het weefsel verwijderd wordt bepaald. Twee grote nadelen van keratomileusis zijn verandering van de brekingssterkte van oog en het ontstaan van een waas. Na een behandeling is de sterkte van het oog nog niet stabiel. Genezing van de wond en de aangroei van nieuw epitheelweefsel zijn waarschijnlijk de oorzaken van deze verandering. In het geval dat een patiënt bijziend is wordt er met behulp van de laser in eerste instantie een verziende toestand bewerkstelligd. Na een maand of zes is de sterkte meestal stabiel en is hopelijk op de juiste waarde

58

uitgekomen. De patiënt ondervindt hier veel ongemak van doordat er veel verschillende brillen gebruikt moeten worden in die tijd. Het tweede nadeel, het ontstaan van waas, treedt niet bij alle patiënten op. Dit verschijnsel verstoort het zicht met name in het donker, als de pupil wijder wordt. Een mogelijke oorzaak van deze waas is een andere oriëntatie van de collageenfibers in Bowman’s membraan en in het stroma. De waas zou echter ook veroorzaakt kunnen worden door UV-straling. De laatste tien jaar zijn er nog twee andere technieken van hoornvlieschirurgie ontwikkeld. De eerste is intrastromale ablatie. Bij deze techniek wordt er een laserstraal gefocusseerd op een punt in het hoornvlies. Waardoor er afhankelijk van de afwijking schijf- of ringvormige holten gevuld met damp ontstaan (zie fig.10.3). Als deze damp het omliggende weefsel binnen gediffundeerd is klapt de holte in, waardoor de kromtestraal van het hoornvlies verandert. Het grote voordeel van deze techniek is dat het epitheel en Bowman’s membraan gespaard worden en waas minder snel op zal treden. Om geen schade aan het endotheel te veroorzaken moet brandpunt van de laser tenminste 150 µm van dit endotheel verwijderd blijven. De tweede nieuwe techniek is laser in situ keratomileusis (LASIK). Deze methode bestaat uit drie stappen. Allereerst wordt met een mechanisch mes een snede in de buitenste laag van het hoornvlies gemaakt, waardoor een flapje ontstaat dat vervolgens weggeklapt wordt. De tweede stap bestaat uit het verwijderen van stromaweefsel met een ArF-excimeerlaser zoals bij normale keratomileuse. Tenslotte wordt het flapje teruggeklapt. De verandering in breking is vergelijkbaar met intrastromale ablatie. De precisie van LASIK is echter hoger en de beschadiging van het epitheel en Bowman’s membraan is minder.

Figuur 10.3. Schematische weergave van intrastromale ablatie.

10.3 Invloed van laserlicht op weefsel Een laser kan drie verschillende effecten in levend weefsel tot gevolg hebben: coagulatie, ablatie en disruptie. Coagulatie is reeds behandeld in het hoofdstuk over argonplasmacoagulatie. Ablatie is weer onder te verdelen in drie typen: thermische, fotochemische en explosieve thermische ablatie. Welke type ablatie optreedt hangt af van het toegediende vermogen. Thermische ablatie treedt op als de fotonenflux hoog en energierijk genoeg om de vibratieniveaus van een weefsel aan te slaan. Een deel van het weefsel verdampt. Een groot nadeel van dit type ablatie is beschadiging van de buitenste laag van het weefsel dat achterblijft. De beschadiging treedt op door thermische diffusie. Bij hoornvlieschirurgie dient thermische ablatie daarom vermeden te worden. Bij fotochemische ablatie is het toegediende vermogen en de tijdsduur van een laserpuls lager. Hierdoor worden de vibratieniveaus niet aangeslagen, alleen de bindingen tussen molekulen worden verbroken. De hoeveelheid verdampt weefsel is weliswaar lager, maar er treedt nauwelijks beschadiging van de achterblijvende structuur op. Bij het laatste type ablatie, de explosieve thermische ablatie, is de energiedichtheid in het bestraalde volume

59

weefsel zo hoog dat het weefsel verdampt voordat er thermische diffusie op kan treden. Er treedt wel enige beschadiging op maar deze is lager dan bij normale thermische ablatie. Het beste resultaat in de hoornvlieschirurgie wordt behaald met fotochemische en explosieve thermische ablatie. Disruptie treedt op bij nog hogere vermogens. In het brandpunt van de laser ontstaat een plasma. Als gevolg van de hoge druk en temperatuur breidt het plasma zich explosief uit. Door een schokgolf wordt het weefsel uit elkaar gescheurd. Er is dus geen goed gecontroleerde verwijdering van weefsel mogelijk met disruptie. Toch wordt disruptie gebruikt bij het openen van weefsel. Hierbij kan gedacht worden aan het maken van een verbinding tussen voorste en achterste oogkamer in geval van problemen met de oogdruk.

60

11 Toepassing van lasers in de tandheelkunde [10] Plasma’s zouden misschien gebruikt kunnen worden in de tandheelkunde, bijvoorbeeld voor de behandeling van cariës. Omdat er overeenkomsten zijn tussen laser- en plasma-behandeling, wordt de toepassing van lasers in de tandheelkunde bekeken.

Figuur 11.1. Doorsnede van een tand. Een tand bestaat uit glazuur, tandbeen en merg, zie figuur 11.1. Het glazuur is zeer hard en beschermt de tand. Bij cariës wordt het glazuur door zuren aangetast waardoor het poreus en permeabel wordt. Als cariës niet wordt behandeld wordt ook het tandbeen gedemineraliseerd. Uiteindelijk kunnen microorganismen zelfs het merg bereiken, met pijn als resultaat. Groei van cariës wordt voorkomen door het geïnfecteerde materiaal weg te halen met een boor. Dit veroorzaakt pijn door trillingen en warmte die door wrijving ontstaat. Met laserbehandeling worden trillingen vermeden omdat ze contactloos werken. Echter, ze veroorzaken soms een sterke temperatuurstijging. Experimenten met verschillende typen lasers: • 1964: gepulste robijnlaser (694 nm): ernstige thermische bijwerkingen, zoals onherstelbare beschadiging van zenuwen en breken van de tand. • 1972: CO2 laser: geen verbetering t.o.v. gepulste robijnlaser. • 1989: Er:YAG laser (2.94 µm): golflengte komt overeen met de resonantiefrequentie van water in de tand, waardoor micro-explosies ontstaan die het glazuur breken. Ook kunnen microscheurtjes ontstaan, die kunnen dienen als beginpunt van nieuwe cariës. • 1993: Ho:YAG laser (2100 nm): slechtere resultaten dan bij Er:YAG laser: ernstige thermische bijwerkingen, zelfs smelten van de tand. • 1989: ArF eximeer laser (UV): weinig thermische effecten door korte pulsduur van 15 ns. Echter de ablatiesnelheid is te laag voor klinische toepassingen. • 1993: Nd:YLF laser (1053 nm): met korte (picoseconde) pulsen blijken mechanische effecten verwaarloosbaar. Glazuur aangetast door cariës wordt makkelijker verwijderd door een laserpuls dan gezond glazuur (per puls van 0.2 J is de ablatiediepte 8 µm respectievelijk 1 µm). Dit leidt tot ‘cariës-selectieve ablatie’. Om de conventionele boor te overtreffen is echter en tien keer zo hoge ablatie-efficiëntie gewenst. De temperatuur van het weefsel in het merg mag maximaal 5 °C stijgen, anders treden onherstelbare thermische bijwerkingen op. Pijn wordt gevoeld bij temperaturen hoger dan 45 °C.

61

Onderzocht is hoe groot de temperatuurstijging is als functie van het aantal opeenvolgende pulsen. Bij 10 opeenvolgende pulsen met een herhalingsfrequentie van 10 kHz stijgt de temperatuur niet meer dan 5 °C, zelfs niet na 3 minuten behandelen.

11.1 Lasers bij behandeling van het mondslijmvlies De CO2-laser is vooral geschikt voor het behandelen van kleine wondjes in het mondslijmvlies. De meeste kunnen worden verdampt bij een vermogen van 5 tot 10 watt. Na de laserbehandeling is de wond steriel en in het omringende weefsel treden slechts minimale ontstekingsreacties op. De wond hoeft niet gehecht te worden, want kleine bloedvaten worden gecoaguleerd waardoor het bloeden stopt. Na twee weken is de wond genezen; het epitheelweefsel is compleet hersteld na 4 tot 6 weken.

11.2 Bestaande toepassing Het Duitse bedrijf KaVo Dental GmbH [61] verkoopt een Er:YAG-lasersysteem (“KaVo KEY Laser 3”) voor verschillende toepassingen in de tandheelkunde: o.a. chirurgie, parodontologie, endodontie en conservatieve therapie. Zie figuur 11.2. Het bedrijf claimt dat de patiënt geen pijn voelt waardoor een verdoving niet nodig is. Voorbeelden van toepassingen: Parodontologie: o.a. verwijderen van concrementen onder het tandvlees, verwijderen van randepitheel Conservatieve therapie: o.a. cariëspreparatie, conditioneren van glazuur en tandbeen, verzegelen van barsten Endodontie: o.a. steriliseren en drogen van het wortelkanaal Chirurgie: o.a. apicoectomie (verwijderen van een infectie aan een worteluiteinde), frenectomie, incisies en excisies, modelleren van het tandvlees, ingeklemde verstandskiezen

(a) (b) (c) (d) Figuur 11.2 Voorbeelden van ingrepen met de KEY laser: a: verwijderen van concrementen onder het tandvlees, b: behandeling van het wortelkanaal, c en d: behandeling van cariës Eigenschappen van de laser: • Laser: Er:YAG solid-state laser, laser klasse 4. • Golflengte: 2.94 µm. • Pulsenergie: 10-600 mJ. • Pulsfrequentie: 1-25 Hz. • Vermogen: max. 1.3 kW.

62

Voordelen: • Pijnloze behandeling De pulsduur is zo kort, dat de reactiedrempel van de zenuwen niet wordt bereikt; daarom is er geen verdoving nodig. Door de contactloze toepassing zijn er geen trillingen. • Bacteriedodende werking De laser doodt alle ziektekiemen. Door de hoge absorptie in water bij de gebruikte golflengte verdampt het water in de bacteriën, waardoor het celmembraan breekt en de bacteriën doodgaan. • Snelle wondgenezing Ingrepen met de KEY laser zijn automatisch, contactloos en necrosevrij. Daardoor genezen wonden sneller. Nadelen: Over nadelen, zoals eerder genoemde microscheurtjes, geeft KaVo geen informatie.

63

64

12 Conclusies Tijdens het literatuuronderzoek is onderzocht wat de invloed van een niet-thermisch, atmosferisch plasma zou kunnen hebben op levend weefsel. Hierbij is de nadruk gelegd op celdood door apoptose. Apoptose vindt plaats als veranderingen in het milieu van de cel niet te extreem zijn. In tegenstelling tot necrose, vindt er geen ontstekingsreactie plaats. Deze vorm van celdood is daarom in de geneeskunde gewenst. De in vloed van een plasma kan in verschillende onderdelen worden gesplitst: licht, radiofrequente- en ioniserende straling, elektrische velden en thermische invloeden. Daarnaast is gekeken naar een aantal huidige technieken: APC, een techniek die gebruik maakt van een argon plasma om weefsel mee te coaguleren, vonkerosie waarbij een plasma wordt gebruikt om weefsel te verwijderen, en het gebruik van lasers in de oogheelkunde en tandheelkunde. Tenslotte zijn op deze laatste twee gebieden ook gekeken of en hoe het plasma zou kunnen worden gebruikt. De invloed die licht op weefsel heeft hangt af van het soort weefsel en van de golflengte en het vermogen van het licht. Bij de lage vermogens van ons plasma heeft het licht alleen weinig invloed. Het is mogelijk dat licht met zo’n laag vermogen kan zorgen voor wondgenezing, remming en stimulatie van celgroei, pijnvermindering bij tandpijn en kan helpen tegen ontstekingen en haargroei op de huid. Goed bewijs is hiervoor echter nog niet geleverd. Wèl is zeker dat dit licht gebruikt kan worden voor PDT. Hierbij worden eerst kleurstoffen in het lichaam gebracht die door de cellen worden opgenomen. Vervolgens worden deze cellen bestraald, waarna apoptose optreedt. Een voordeel van PDT is, dat er kleurstoffen zijn die beter door tumorcellen worden opgenomen dan door gezonde cellen, waardoor tumorcellen selectief kunnen worden aangepakt. Een nadeel is dat de patiënt tot drie weken na de behandeling direct zonlicht moet mijden. In het mechanisme waar PDT op berust, worden zuurstofradicalen gevormd. Aangezien ons plasma al uit radicalen bestaat, is misschien de hele fase van kleurstoffen en licht niet nodig, maar wordt apoptose direct door de radicalen veroorzaakt. Hoe radiofrequente (rf) en ioniserende straling apoptose (kunnen) veroorzaken, is nog altijd niet helemaal duidelijk. Een meerderheid van de onderzoekers gelooft niet dat rf straling invloed heeft op cellen, terwijl enkele experimenten toch DNA-beschadiging laten zien. Over de schadelijke invloed van ioniserende straling is iedereen het eens; over het mechanisme achter apoptose verschillen de meningen. Het is onduidelijk of rf straling apoptose kan veroorzaken, omdat experimenten elkaar tegenspreken. Als apoptose door rf straling mogelijk is, spelen radicalen misschien een rol. Wat betreft de invloed van ioniserende straling zijn de meningen verdeeld. Dit zijn de meest gangbare theorieën: 1. Volgens sommigen [31] beïnvloedt ioniserende straling cellen door de directe productie van ROS. 2. Anderen [33] zeggen dat bestraling van mitochondriën het hoofdelement is dat apoptose start. Ioniserende straling zorgt voor het verdwijnen van het mitochondriaal membraanpotentiaal, openen van de PTP en vrijkomen van cyto c. 3. Weer anderen [32] denken dat DNA-schade de oorzaak is. DNA-schade zorgt voor accumulatie van p53, dat de transcriptie van Bax activeert. Bax verhoogt de geleidbaarheid van PTP, wat apoptose veroorzaakt. Bij het gebruik van het plasma zijn wat betreft elektrische velden een aantal dingen van belang. De stroom moet onder de drempelstroom blijven, omdat er anders ongewenste spierstimulatie optreedt. Tevens is het belangrijk dat het spanningsverschil over het celmembraan niet te hoog wordt omdat anders de ionenkanalen open kunnen gaan waardoor de chemische balans in de cellen verstoord raakt. Maar het veld dat het plasma opwekt moet wel heel groot zijn wil het schade toebrengen aan het weefsel.

65

Als de temperatuur in een weefsel oploopt treden er bij verschillende temperaturen verschillende processen op. Hierbij bestaat de kans dat cellen afsterven. Of dit gebeurt is sterk afhankelijk van de temperatuur en van de tijdsduur van verwarmen. Hoe korter er wordt verwarmd hoe hoger de temperatuur mag zijn. Bij een lange milde temperatuurverhoging kan er apoptose optreden maar dit is sterk afhankelijk van het soort weefsel. Bovendien gaan dan niet alle cellen dood dus dit is geen goede manier om apoptose te veroorzaken. Bij het gebruik van een plasma in het lichaam komt warmte vrij. Hierdoor zal de temperatuur in het lichaam stijgen. Er is een model opgesteld die deze stijging beschrijft. Het blijkt dat de tijdsduur waarover mag worden verwarmd afhankelijk is van het vermogen waarmee wordt verwarmd, het materiaal en de grootte van het katheter. De temperatuurstijging is lineair met het vermogen en hoe kleiner de katheter hoe korter er mag worden verwarmd. APC is een efficiënte en relatief veilige coagulatie techniek. Eventueel in combinatie met lasercoagulatie is APC een bevredigende methode om bloedingen te stoppen of weefsel te devitaliseren. De techniek verschilt flink van het die van het plasma dat op de TU/e is ontwikkeld. Bij APC wordt er namelijk gebruik gemaakt van thermische effecten en hoge vermogens. Met vonkerosie kan elektrisch geleidende atherosclerotische plak verdampt worden zonder dat thermische schade optreedt aan het omliggende weefsel. Omdat de techniek geen onderscheid maakt tussen ziek en normaal weefsel, is een lokalisatietechniek noodzakelijk. Uit experimenten blijkt dat ultrageluid hiervoor gebruikt kan worden. Voor toepassing van vonkerosie in het bloedvat is een katheter ontworpen die zowel een vonkerosieelektrode als een ultrageluidkijktechniek bevat. De katheter is zo ontworpen dat ongewenste spierstimulatie en de productie van gasbellen worden voorkomen. Enkele technische problemen, zoals het maken van een aandrijfas voor de vonkerosie-tip, zijn niet opgelost. De as moet namelijk buigzaam zijn, maar toch torsiekrachten goed kunnen doorgeven zodat de katheter gedraaid kan worden. Voor het gebruik van het plasma in het lichaam kunnen katheters worden gebruikt. Deze katheters worden gebruikt om in aders en slagaders te werken waardoor het niet nodig is om de patiënt open te maken. Hierbij geldt dat hoe langer de behandeling duurt hoe hoger de kans is op het overlijden van de patiënt. Verder is het zo dat er geen standaard katheter is die meteen geschikt is voor het gebruikt met het plasma. Als een toepassing voor het plasma in bloedvaten gevonden is kan pas een katheter ontworpen worden. Hierbij moet dan rekening worden gehouden met de binnendiameter van de guiding katheter (tot 0,234cm), waarin de katheter geschoven wordt naar de plaats van de behandeling. Op het gebied van oogheelkunde worden nu lasers gebruikt om de oogbolling aan te passen waardoor gebruik van een bril of lenzen niet meer nodig is. De op de TU/e ontwikkelde plasmabron kan mogelijk een aanvulling op de bestaande lasertechnieken gaan vormen. Onder andere doordat er met lagere vermogens gewerkt wordt is de schade die aan het weefsel wordt toegebracht lager dan bij de laser. Mogelijk kan hierdoor het ontstaan van waas verminderd worden. Deze waas is een van de belangrijkste nadelen van de lasertechnologie. Veel tandheelkundige ingrepen kunnen worden verricht met een laser. Een nadeel van een laserbehandeling is de temperatuurstijging, die tot thermische schade kan leiden. Als een niet-thermisch plasma gebruikt zou kunnen worden voor cariësbehandeling, hoeft er geen materiaal te worden weggehaald. Het plasma doodt alle bacteriën in het gaatje, waarna het kan worden gevuld. Tevens kan een plasma om een hoekje kan werken en een laserstraal niet. Als een plasma op deze manier gebruikt gaat worden, moet men er zeker van zijn dat alle bacteriën gedood worden. Anders wordt de tand gevuld, waarna hij van binnen wordt aangetast. Ook moet de plasmabehandeling snel genoeg kunnen gebeuren.

66

Al met al kan worden gesteld dat het gebruik van niet-thermische atmosferische plasma’s zeker perspectieven biedt. Vooral omdat het mogelijk is er heel precies mee te werken, enkele cellagen diep, en omdat het plasma in kleine holtes kan doordringen die met bijvoorbeeld lasers onbereikbaar zijn.

67

68

13 Literatuur 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18 19 20 21 22 23 24 25 26 27 28

Ball, Luo, Kessel, Griffiths, Brown, Vernon, The induction of apoptosis by a positively charged methylene blue derivative http://www.ukammann.de/apoptose/ W.C. Dewey, C.C. Ling, R.E. Meyn, Radiation-induced apoptosis: relevance to radiotherapy, Int. J. Radiation Oncology Biol. Phys. Vol 33. No. 4, 781-796 (1995) http://biochem.boehringer-mannheim.com/prodinfo_fst.htm?/apoptosis/ H.U. Simon, A. Haj-Yehnia, F. Levi-Schaffer, Role of reactive oxygen species (ROS) in apoptosis induction, Apoptosis 5, 415-418 (2000) Seyed Mohammed Ali, Soo Khee Chee, Gan Yik Yuen, Malini Olivo, Hypercin and hypocrellin induced apoptosis in human mucosal carcinoma cells, J. Photochemistry Photobiology B: Biology 65, 59-73 (2001) Zhang, Weng, Pang, Zhang, Yang, Zhao, Zhang, A novel photosensitizer, 2-butylamino-2-demethoxyhypocrellin A (2-BA-2-DMHA) 1. Synthesis of 2-BA-2-DMHA and its phototoxity to MGC803 cells, J. Photochemistry Photobiology B: Biology 44, 21-28 (1998) Zhou, Shunji, Jinsheng, Junlin, Jori, Milanesi, Apoptosis of mouse MS-2 fibrosarcoma cells induced by photodynamic therapy with ZN(II)-phthalocyanine, J. Photochemistry Photobiology B: Biology 33, 219223 (1996) http://www.univ-lille2.fr/safelase/flemish/tiss_fl.html Markolf H. Niemz, Laser-Tissue Interactions, Springer (1996) http://www.visudyne.com/aboutv/index.html D. Kessel, Subcellular localization of photosensitizing agents introduction, Photochem. Photobiol. 65, 387388 (1997) C.J. Slager, mondeling contact (2002) M. Keijzer, R.R. Richards-Kortum, S.L. Jacques, M.S. Feld, Fluorescence spectroscopy of turbid media: autofluorescence of human aorta. Appl. Opt. 28, 4286-4292 (1989) W.-F. Cheong, S.A. Prahl, A.J. Welch, A review of the optical properties of biological tissues. IEEE J. Qu. Electron. QE-26, 2166-2185 (1990) R. Splinte, W.-F. Cheong, M.J.C. van Gemert, A.J. Welch, In vitro optical properties of human and canine brain and urinary bladder tissues at 633nm. Lasers Surg. Med. 9, 37-41 (1989) L.O. Reynolds, C.C. Johnson, A. Ishimaru, Diffuse reflectance from a finite blood medium: applications to the modelling of fiber optic cathethers. Appl. Opt. 15, 2059-2067 (1976) G.D. Pedersen, N.J. McCormick, L.O. Reynolds, Transport calculations for light scattering in blood. Biophys. J. 16, 199-207 (1976) A. Roggan, H. Albrecht, K. Dörschel, O. Minet, G. Müller, Experimental set-up and MOnte-Carlo model for the determination of optical tissue properties in the wavelength range 330-1100nm. Proc. SPIE 2323, 21-36 (1995) R. Machersini, A. Bertoni, S. Andreola, E. Melloni, A.E. Sichirollo, Extinction and absorption coefficients and scattering phase functions of human tissues in vitro. Appl. Opt. 28, 2317-2324 (1989) D.J. Maitland, J.T. Walsh, J.B. Prystowsky, Optical properties of human gallbladder tissue and bile. Appl. Opt. 32, 586-590 (1993) S.L. Jacques, C.A. Alter, S.A. Prahl, Angular dependence of HeNe laser light scattering by human dermis. Lasers Life Sci. 1, 309-333 (1987) R. Graaff, A.C.M. Dassel, M.H. Koelink, F.F.M. de Mul, J.G. Aarnoudse, W.G. Zijlstra, Optical properties of human dermis in vitro and in vivo. Appl. OPt. 32, 435-447 (1993) M.R. Prince, G.M. LaMuraglia, P. Teng, T.F. Deutsch, R.R. Anderson, Preferential ablation of calcified arterial plaque with laser-induced plasmas, IEEE J. Qu. El. vol 23 nr. 10, 1783-1786 (1987) R.O. Esenaliev, A.A. Oraevsky, V.S. Letokhov, Laser ablation of atherosclerotic blood vessel tissue under various irradiation conditions, IEEE Trans. Biomed. Eng. vol 36, nr. 12, 1188-1194 (1989) Mobile Phones and Health, Independent Expert Group on Mobile Phones, blz. 42-44. (www.iegmp.org.uk) Lai, H.; Singh, N.P. Acute low-intensity microwave exposure increases DNA single-strand breaks in rat brain cells. Bioelectromagnetics 16:207-210; 1995. Oxidative stress, http://www.sigma-aldrich.com/saws.nsf/Pages/sg_ls_cs_slide30

69

29 30 31 32 33 34 35 36 37 38 39 40 41 42 43 44 45 46 47 48 49 50 51 52 53 54 55 56

Simon H.U. et al, Role of reactive oxygen species (ROS) in apoptosis induction, Apop-tosis 2000; 5: 415418 Mitchell et al., Radiation, radicals, and images, Annals of the New York Academy of Sciences, volume 899: “Reactive Oxygen Species: from radiation to molecular biol-ogy” Held K.D. et al, Comparisons of IR and ROS for Induction of Damage to Cells, http://lowdose.org/2001mtg/abstracts/held.htm Ferlini C., Apoptosis induced by ionizing radiation, the biological basis of radiosensitiv-ity, http://www.kcl.ac.uk/kis/schools/life_sciences/life_sci/quinn/apoptosis/FerliniChapter.pdf Taneja N. et al, Irradiation of mitochondria initiates apoptosis in cell free system, Onco-gene, Volume 20, Issue 2, 11 January 2001, Pages 167-177 Annual Report, Fiscal Year 1999, May 2000, Food and Drug Administration, Center for Devices and Radiological Health, http://www.fda.gov/cdrh/ost/reports/fy99/OSTfy99.html Gezondheidsraad: Mobiele telefoons; een gezondheidskundige analyse. Gezondheidsraad: Den Haag, 2002; publicatie nr 2002/01. IEEE transactions on plasma science, vol. 28, no. 1, February 2000,Biological Applications of Large Electric Fields: Some History and Fundamentals,Charles Polk IEEE transactions on plasma science, vol. 28, no. 1, February 2000,Thermal and Nonthermal Mechanics of Interaction of Radio-frequency Energy,With Biological systems, Kenneth R. Foster Handbook of biological effects of electromagnetic fields, Charles Polk and Elliot Postow, CRC press. Critical parameters influencing hyperthermia-induced apoptosis in human lymphoid cell lines, K. L. O’Neill, D. W. Fairbairn, M. J. Smith and B. S. Poe, Apoptosis 1998; 3: 369–375. http://www.brooks.af.mil/AFRL/HED/hedr/reports/rfemf_cancer/cancer.htm Temperature distribution as function of time around a small spherical heat source of local magnetic hyperthermia, W. Andrä, C. G. d’Ambly, R. Hergt, I. Hilger, W. A. Kaiser, Journal of Magnetism and Magnetic Materials 1999; 194: 197-203. Thermal properties, K. R. Holmes, www.ece.utexas.edu/~valvano/research/thermal.pdf P.J. Wahab, C.J.J. Mulder, G. den Hartog, J.E. Thies, Argon Plasma Coagulation in Flexible Gastointestinal Endoscopy: Pilot Experiences, 1997, Endoscopy 29, p 176-181. K.E. Grund, Argon Plasma Coagulation (APC): Ballyhoo or Breakthrough ?, 1997, Endoscopy 29, p 196197. S. Lahey, Argon plasma coagulatie, 1999, Nieuwsbrief “de Kijker”, Nederlandse Vereniging voor Gastroenterologie, Sectie Endoscopie Assistenten, p 5. J. Cohen, Argon Plasma Coagulation in the Management of Gastrointestinal Hemorrhage, 1999, The New York Society For Gastrointestinal Endoscopy, Postgraduate Course. J.M. Canard, B. Védrenne, Clinical Application of Argon Plasma Coagulation in Gastrointestinal Endoscopy: Has the Time Come to Replace the Laser?, 2001, Endoscopy 33, p 353-357. W. Bergler, Neue Entwicklungen der Endoskopie, 1997, Laryngo-Rhino-Otol 76, p 709-714. M. Sato, Y. Terada, T. Nakagawa, M. Li, H. Wada, Successful Use of Argon Plasma Coagulation and Tranilast To Treat Granulation Tissue Obstructing the Airway After Tracheal Anastomosis, 2000, Chest 118, p 1829-1831. T. Miyazawa, H. Nawashiro, K. Shima, and H. Bertalanffy, Early Experiences of Haemostasis on Brain Tumour Surgery with Argon Plasma Coagulation (APC), 2000, Acta Neurochir. 142, p 1247-1251. K.E. Grund, C. Zindel, G. Farin, Argonplasmakoagulation in der flexiblen Endoskopie, 1997, Dtsch. med. Wschr. 122, p 432-438. C.U. Brand, A. Blum, A. Schlegel, G. Farin, C. Garbe, Application of Argon Plasma Coagulation in Skin Surgery, 1998, Dermatology 197, p 152-157. S. Smith, K. Wallner, J.A. Dominitz, B. Han, L. True, S. Sutlief, K. Billingsley, Argon plasma coagulation for rectal bleeding after prostate brachytherapy, 2001, Int. J. Radiation Oncology Biol. Phys., Vol. 51, No. 3, p 636–642. H.J. Schmeck-Lindenau, W. Kurtz, M. Heine, Inflammatory Polyps: An Unreported Side Effect of Argon Plasma Coagulation, 1998, Endoscopy 30, p S93-S94. V. Hoyer, R. Thouet, U.Zellweger, Massive Pneumoperitoneum after Endoscopic Argon Plasma Coagulation, 1998, Endoscopy 30, p S44-S45. C. Crosta, L. Spaggiari, A. De Stefano, G. Fiori, D. Ravizza, U. Pastorino, Endoscopic argon plasma coagulation for palliative treatment of malignant airway obstructions: early results in 47 cases, 2001, Lung Cancer 33, p 75–80.

70

57 58 59 60 61

A.C.I.T.L. Tan, P.P.A. Schellekens, P. Wahab, C.J.J. Mulder, Pneumatosis Intestinalis, Retroperitonealis and Thoracalis after Argon Plasma Coagulation, 1995, Endoscopy 27, p 698-699. C.J. Slager, Removal of Cardiovascular Obstructions by Spark Erosion, proefschrift Erasmus Universiteit Rotterdam, 1997 Practical angioplasty, David P. Faxon, raven press S. Mitterer, Excimer-Laser Corneal Shaping System; Grundlagen. Realisierung und erste klinische Anwendung, 1993, Technische Universität Wien, Dissertationen 62. http://www.kavo.de

71

72

14 Appendix 14.1 Bezoek aan Erbe Maandag 4 februari 2002 is er een bezoek gebracht aan Erbe Nederland B.V. in Zaltbommel. Erbe is een bedrijf dat elektrische apparatuur voor de chirurgische markt produceert. Sinds begin jaren 90 produceert men apparatuur voor argonplasmacoagulatie. Erbe is een Duits familiebedrijf dat sinds 1847 opereert. Over de gehele wereld heeft Erbe vestigingen en agentschappen zitten. De research- en developmentafdeling bevindt zich geheel in Tübingen, Duitsland. We werden ontvangen door de heer Paul Meijers, verkoopleider voor Erbe in de Benelux. Tijdens het gesprek waarmee het bezoek begon maakten beide partijen hun doelstellingen duidelijk. Vervolgens werd er door de heer Meijers een presentatie gegeven over argonplasmacoagulatie en de toepassingen hiervan. De inhoud van deze presentatie is verwerkt in het hoofdstuk over argonplasmacoagulatie. Na deze presentatie is er gesproken over een mogelijke toekomstige samenwerking tussen de heer en mevrouw Stoffels en de R&D-afdeling van Erbe. Er is overeengekomen dat de doelstellingen van het onderzoek dat op de Technische Universiteit Eindhoven verricht zal gaan worden naar Erbe worden gezonden. Aan de hand hiervan wordt besloten of tot samenwerking overgegaan kan worden. Het bezoek aan Erbe werd afgesloten met het tonen een video waarin de APC-apparatuur werd toegepast aan de operatietafel.

14.2 Bezoek aan C.J. Slager, Erasmus Universiteit Rotterdam Donderdag 14 februari 2002 is er een bezoek gebracht aan de Erasmusuniversiteit in Rotterdam, waar dr. Slager werkt. Kees Slager werkt bij Hemodynamica, een groep van Biomedical Engineering, dat een onderdeel is van het Thoraxcentrum. Het Thoraxcentrum is een onderdeel van de Erasmusuniversiteit en Dijkzigt. Kees Slager, die zijn promotieonderzoek over vonkerosie heeft gedaan, doet vooral technisch werk.

14.2.1 Algemene opmerkingen tijdens het gesprek • •

• • • • • •

Volgens de heer Slager is het gebruik van hoge frequenties via een catheter lastig. Bij een bepaalde golflengte van licht zou de invloed op plak groter zijn dan op levend weefsel. Volgens Kees Slager is dat wishful thinking; er is geen duidelijke golflengte voor plak te vinden in een werkelijke situatie (in vivo). Waarschijnlijk moet de ideale golflengte in het UV gebied worden gezocht. Deeltjes in het bloed die kleiner zijn dan de bloedcellen kunnen geen kwaad. Deze worden opgeruimd door macrofagen. Als de necrotic core leegloopt in het bloed is dat erg slecht voor de gezondheid. Volgens de heer Slager kan hard UV licht niet ver indringen (enkele cellagen), dus heeft het weinig effect op plak. Plak is namelijk enkele millimeters dik. Een probleem voor mogelijke kankerbestrijding met een plasma: kanker zit niet alleen aan het oppervlak. Ook zitten ‘slechte’ cellen verspreid tussen ‘goede’. Als er een kleurstof is die alleen door kankercellen wordt opgenomen, kan daar een medicijnstof aan worden bevestigd om kankercellen te doden. Dit is makkelijker dan eerst een kleurstof inbrengen en daarna bestralen. Als apoptose door warmte gewenst is, kan dit makkelijker door een simpel metalen plaatje te verwarmen. Dit is een bestaande techniek.

73

•

De endotheellaag is erg belangrijk. Als die laag verwijderd wordt ontstaat er hoe dan ook een wond.

14.2.2 Mogelijke toepassingen van het plasma De vraag is waar een plasma (met een werking van een paar cellagen diep) voor gebruikt kan worden. • Een mogelijke toepassing is voor plastische chirurgie: o.a. littekenverwijdering (eventueel met meerdere behandelingen). • Een grover plasma kan etsen en heeft hierdoor een grotere invloed dan een paar cellagen. • Transfectie van cellen in vivo is het injecteren van cellen met DNA, voor genetische manipulatie. Nu worden daarvoor virussen gebruikt. Geprobeerd wordt om celmembranen meer permeabel te maken voor virussen. Nu gebeurt dat met ultrasound. Problemen zijn dat de cel niet dood mag gaan en dat het moeilijk is om een groot gebied te behandelen. Misschien kan een plasma hiervoor gebruikt worden. • Het plasma zou gebruikt kunnen worden in de tandheelkunde. • Lensshaping is een techniek waarmee allerlei afwijkingen van het oog kunnen worden aangepast. Het zicht verbetert hierdoor enorm. Een plasma zou misschien subtieler kunnen werken dan de nu gebruikte lasers. Het is interessant om een toepassing te zoeken in dit gebied, want het is ‘big business’. • Een plasma zou als nabehandeling (bijv. na APC) gebruikt kunnen worden om littekenvorming te voorkomen. Door het plasma ontstaat namelijk geen open wond.

74