Les quatre mécanismes
d'interaction laser - tissus vivants

J. M. Brunetaud

 

1 Effets thermiques des lasers

a) Création de la source de chaleur
b) Mécanismes de transfert de la chaleur
c) Mécanisme de dénaturation tissulaire
d) Résultats de l'effet thermique des lasers
e) Exemples d'effets thermiques

2 Effets mécaniques
3 Effet photoablatif
4 Effet photodynamique


 
Dès leur naissance en 1960, les lasers sont apparus comme des sources de lumière potentiellement intéressantes pour la médecine car elles avaient trois caractéristiques qui les distinguaient des sources conventionnelles : la directivité, la possibilité de fonctionner en mode pulsé, et la monochromaticité. La directivité, c'est à dire l'émission sous un fin faisceau parallèle, permet de transmettre cette lumière (visible, proche infrarouge et proche ultraviolet) à l'aide d'une fibre optique de faible section (50 à 600 µm). L'émission pendant des durées très brèves (mode pulsé), de la milli seconde à la femto seconde (10-3 à 10-15 s), donne des puissances instantanées extrêmement élevées qui peuvent atteindre le Giga Watt, avec des effets tissulaires différents de ceux obtenus avec des lasers à émission continue. L'émission d'une seule couleur, la monochromaticité, évite d'avoir à filtrer la lumière pour obtenir des effets sélectifs, et donc de perdre de l'énergie. Néanmoins, il faut savoir que les molécules biologiques ont un spectre d'absorption beaucoup plus étendu que la largeur du spectre émis par un laser et que cette caractéristique si importante pour les physiciens ne sera pas pleinement utilisée en thérapeutique.

 


1 Effets thermiques des lasers

L'effet thermique des lasers sur les tissus biologiques est un processus complexe résultant de trois phénomènes distincts: une conversion de lumière en chaleur, un transfert de chaleur et une réaction tissulaire liée à la température et la durée d'échauffement (figure 1).

Cette interaction conduit à la dénaturation ou à la destruction d'un volume tissulaire. Les données connues sont les paramètres du laser (longueur d'onde, puissance, temps et mode d'émission, forme du faisceau et surface du spot) et le tissu à traiter (coefficients optiques, paramètres thermiques et coefficients de la réaction de dénaturation thermique).

a) Création de la source de chaleur

La source de chaleur est induite par conversion de la lumière laser en chaleur. La réflexion optique détermine quelle proportion du faisceau va effectivement pénétrer dans le tissu. La connaissance précise de la réflectivité des tissus est importante car elle peut atteindre des valeurs élevées (30 % à 50 % du faisceau Argon sont réfléchis par la peau). Cependant, pour les longueurs d'onde supérieures au visible, la réflexion tend à diminuer considérablement.

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Figure 1 : Schéma des 3 étapes de l'action thermique

La diffusion optique est une interaction de la lumière avec la matière dans laquelle la direction du rayonnement incident est modifiée par des hétérogénéités (molécules ou petites particules présentes dans le milieu). La diffusion joue un rôle important dans la distribution spatiale de l'énergie absorbée. Lorsque la lumière est peu absorbée (rouge et proche infrarouge), la pénétration en profondeur du faisceau serait importante, si elle ne décroissait pas rapidement à cause de la diffusion.

L'absorption est fonction du couple longueur d'onde - chromophore (figure 2). La plupart des molécules organiques ont une forte absorption dans l'ultraviolet. Aussi, les profondeurs de pénétration dans l'U.V. sont extrêmement faibles (quelques microns). Dans le visible (bleu, vert, jaune) l'absorption s'effectue principalement au niveau de l'hémoglobine et de la mélanine. Le rouge et le proche infrarouge (0,6 à 1,2 µm) sont peu absorbés et pénètrent profondément dans les tissus (cette pénétration est cependant limitée par la diffusion optique). Ensuite, dans l'infrarouge moyen et lointain, c'est l'eau qui est absorbe intensément la lumière qui a donc des effets très superficiels. C'est la conversion en chaleur de la lumière absorbée qui est à l'origine d'une source de chaleur que l'on peut appeler "primaire".

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Figure 2 : Spectre d'absorption des 3 principaux chromophores des tissus
(eau, hémoglobine et mélanine)

b) Mécanismes de transfert de la chaleur

Le transfert de chaleur dans les tissus va tendre à augmenter le volume de cette source de chaleur "primaire" si la durée d'émission du laser est supérieure au temps de relaxation thermique (durée permettant une diminution de 50 % de la température atteinte par la cible). Ce transfert est essentiellement assuré par le mécanisme de conduction, car l'influence de la circulation sanguine (transport par convection) est négligeable. La conduction peut être considérée comme un transfert d'énergie par interaction des particules du tissu. Ce transfert se fait aléatoirement des particules les plus énergétiques vers celles qui le sont moins et aboutit à un volume chauffé "secondaire" plus volumineux que la source "primaire" où s'est effectuée la conversion de la lumière en chaleur. C'est ce volume chauffé "secondaire" qu'il faut prendre en considération pour étudier la dénaturation du tissu.


c) Mécanisme de dénaturation tissulaire

La dénaturation du tissu est le résultat final de l'action thermique du tissu. La connaissance de la cinétique de cette transformation est nécessaire pour décrire le processus de dénaturation. Cette cinétique dépend de la température dans les tissus, de la durée de l'échauffement et de la susceptibilité du tissu à l'agression thermique.


d) Résultats de l'effet thermique des lasers

L'action thermique du laser peut se résumer en quatre actions principales selon le degré et le temps d'échauffement tissulaire:

L'hyperthermie : signifiant une élévation modérée de la température, de quelques degrés centigrades, pouvant correspondre par conséquent à des températures de 41° à 44° pendant plusieurs dizaines de minutes et entraînant une mort cellulaire retardée par atteinte des processus enzymatiques. Il s'agit d'un processus difficile à contrôler qui est donc peu utilisé en pratique.

La coagulation : correspondant à une nécrose irréversible sans destruction tissulaire immédiate. La température atteinte (de 50° à 100°), pendant une durée de l'ordre de la seconde, produit une dessiccation, un blanchissement, et une rétraction des tissus par dénaturation des protéines et du collagène. Les tissus vont secondairement s'éliminer (détersion) avec apparition ensuite de processus de cicatrisation (Figure 3). La coagulation est utilisée soit pour détruire des petits phénomènes tumoraux qui seront éliminés lors de la détersion, soit pour réaliser une hémostase.

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Figure 3 : Exemple du traitement d'une tumeur par coagulation :
après le traitement, la tumeur devient blanche mais
reste en place. Elle est éliminée par le processus de
détersion dans les jours qui suivent, laissant en place
une ulcération qui guérira par la suite.

La volatilisation : correspondant à une perte de substance. Les différents constituants tissulaires partent en fumée à une température supérieure à 100°C, dans un temps relativement bref, de l'ordre du dixième de seconde. On observe au niveau des berges de la zone volatilisée une zone de nécrose de coagulation car la transition thermique entre zone volatilisée et zone saine se fait graduellement (Figure 4). C'est cette zone de nécrose de coagulation qui est responsable de l'effet hémostatique. Si la zone volatilisée a une grande surface (quelques millimètres de diamètre), il est possible de détruire des phénomènes tumoraux plus volumineux que ceux atteints lors d'une simple coagulation. Si la zone volatilisée est étroite (100 - 500 µm), on obtient alors un effet d'incision.

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Figure 4 : Après volatilisation, il existe une nécrose de coagulation sur les berges.

L'effet thermomécanique : Lorsque la durée du tir laser est inférieure au temps de relaxation thermique de la cible, il se produit un confinement thermique avec accumulation de chaleur sans diffusion thermique et une vaporisation explosive de la cible. C'est le mécanisme impliqué dans la photothermolyse sélective obtenue avec un laser à colorant pulsé émettant des pulses de 500 µs à 585 nm et qui est utilisé pour traiter les angiomes plans cutanés.

Cette étude sert de base à la modélisation mathématique des effets thermiques des lasers. Elle permet en outre de souligner l'importance de plusieurs notions:

  1. Le rôle du couple longueur d'onde - durée d'exposition dans le confinement ou l'extension de la source primaire de chaleur (étape thermique),
  2. Le rôle du couple température - temps dans la transition de phase des différents constituants biologiques du tissu (étape biologique), et la possibilité de contrôler le processus en suivant ces 2 paramètres.

e) Exemples d'effets thermiques

Le traitement des angiomes plans cutanés est un bon exemple de l'utilisation de la coagulation. Les angiomes plans, ou taches de vin, sont provoqués par la présence, lors de la naissance, de capillaires anormaux en taille et en nombre dans la partie supérieure du derme, qui donnent une couleur rouge plus ou moins foncée à la peau. En utilisant une lumière plus absorbée par l'oxyhémoglobine que l'épiderme ou les composants non sanguins du derme, il est possible de chauffer sélectivement les globules rouges présents dans les capillaires anormaux. Ensuite, tous va dépendre du temps d'exposition :

  • Si ce temps est un peu supérieur au temps de relaxation thermique de la cible (le capillairer), la chaleur va diffuser vers la paroi du vaisseau qui sera nécrosé et définitivement obturé.
  • Si le temps d'exposition est trop long, la chaleur va diffuser à tout le derme et l'épiderme et provoquera des lésions du derme qui pourront être à l'origine de cicatrices. L'effet n'est plus sélectif.
  • Si ce temps est nettement inférieur au temps de relaxation thermique, les capillaires de l'angiome ne sont pas coagulés mais explosent, ce qui explique le purpura qui est en résulte immédiatement après le bref impact de la lumière.

Le choix entre "coagulation sélective" et "effet thermomécanique" dépend de la taille des capillaires, la coagulation permettant de traiter des capillaires de plus gros calibre que l'effet thermomécanique. Ces traitements sont peu douloureux et le plus souvent réalisés en ambulatoire. L'anesthésie n'est nécessaire que lorsque l'on doit traiter de grandes surfaces, ou chez les bébés et les jeunes enfants qui vont avoir peur du traitement. Les capillaires anormaux des angiomes plans étant le plus souvent situés sur plusieurs couches, les couches les plus superficielles absorbent la lumière et font écran vis à vis des couches profondes. Il faut donc plusieurs séances pour aboutir à un palissement complet de l'angiome.

Les traitement des condylomes cutanés est réalisé par volatilisation avec un laser CO2. La lésion part en fumée, et la nécrose de coagulation associée soude les petits capillaires cutanés, ce qui explique l'absence de saignement.

Les tumeurs de la trachée ou des grosses bronches peuvent provoquer des états asphyxiques qui sont de véritables urgences thérapeutiques. Ces malades sont trop fragiles pour être opérés et la radiothérapie aurait un effet trop lent. Le traitement, réalisé avec un laser Nd:YAG émettant à 1.06 µm va comporter d'abord une coagulation en masse de la tumeur (pour s'assurer d'une parfaite hémostase) puis une volatilisation de la zone coagulée afin de désobstruer la trachée. Le traitement endoscopique par laser ne va permettre que de passer un cap aigu. Pour la suite, tout dépendra de la nature de la tumeur. Lorsqu'il s'agit d'un cancer, l'effet de la volatilisation par laser ne sera que temporaire, mais permettra d'instaurer un traitement aux effets plus lents mais plus durables comme la radiothérapie.

Les effets thermiques des lasers sont utilisés dans presque toutes les spécialités, essentiellement en coagulation et en vaporisation. On peut classer les applications en fonction de la manière de diriger le faisceau sur le site à traiter en utilisant:

  1. une pièce à main : dermatologie, chirurgie, odontologie,
  2. un biomicroscope : ORL, gynécologie, ophtalmologie,
  3. un endoscope: gastroentérologie, pneumologie, urologie, gynécologie, arthroscopie,
  4. un guidage par imagerie : thermothérapie interstitielle, consistant à placer une ou plusieurs fibres optiques dans une tumeur (métastase hépatique, leiomyome utérin, … ) afin de la détruire de façon non invasive. L'implantation peut le plus souvent être effectué sous contrôle échographique, mais si l'on veut suivre l'action thérapeutique en temps réel, il faut faire appel à une IRM.

2 Effets mécaniques

Les effets mécaniques se caractérisent par la production d'une onde de choc qui peut être induite par la création d'un plasma ou le phénomène de cavitation.

Avec les lasers Nd:YAG à impulsions nano ou pico seconde, des flux lumineux intenses concentrés sur de petites surfaces (1010 à 1012) induisent une ionisation des atomes et la création d'un plasma. A la frontière entre milieu ionisé et milieu externe apparaît un gradient de pression qui induit la propagation d'une onde de choc. C'est l'expansion de cette onde de choc qui provoque l'effet destructif. Ces lasers sont utilisés en Ophtalmologie principalement pour "casser" les membranules qui surviennent souvent après l'implantation d'un cristallin artificiel. Le laser permet de réaliser cette intervention en ambulatoire. Avec des impacts multiples, on réalise soit un petit "volet" au sein de la membranule, soit une ouverture cruciforme. Le malade ne ressent aucune douleur et ne perçoit aucun flash puisque la lumière est émise dans l'infrarouge. Le volet ainsi créé tombe au fond de la cavité vitréenne, libérant l'axe optique. La récupération visuelle est immédiate. Comme le proche infrarouge du laser Nd:YAG est bien transmis par les milieux de l'oeil, il faut s'assurer qu'il n'existe pas de risque d'endommager la rétine. Elle est protégée par deux mécanismes. Pour créer le plasma, il faut que la densité de lumière soit supérieure à un seuil que l'on obtient en faisant converger la lumière. Si tout se passe bien, le plasma se produit au point de convergence et comme il est ensuite auto absorbant, il empêche la lumière d'atteindre la rétine. Si l'émission du laser était trop faible et le seuil provoquant le plasma n'était pas atteint, la focalisation avec un angle très ouvert induit une divergence très rapide au delà du point de focalisation et la lumière atteint la rétine avec une densité trop faible pour être dangereuse.

C'est également ce qui se produit lors du détatouage avec le laser Nd:YAG Qswitché. Les grosses molécule de pigment (bien tolérées par la peau) explosent et donnent naissance à des molécules plus petites qui seront résorbée par la peau.

Nous avons vu que, lorsque la durée du tir laser est inférieure au temps caractéristique de diffusion thermique de la cible, il se produit un confinement thermique avec accumulation de chaleur sans diffusion thermique. Si on ajoute un confinement mécanique au confinement thermique, on empêche la vaporisation explosive de se produire, et on crée une bulle gazeuse qui va imploser lorsque le tir laser est interrompu, créant le phénomène de cavitation. C'est ce qui se produit lors de la fragmentation des calculs urinaires avec un laser émettant des pulses d'une micro seconde. La fibre optique est placée au contact du calcul sous contrôle endocopique et le confinement mécanique est obtenu en travaillant dans l'eau. La fibre optique agit comme un "marteau piqueur", en fragmentant le calcul en morceaux plus petits qui pourront être éliminés par les voies naturelles. Si par inadvertance la fibre venait à entrer en contact avec les parois de l'uretère, ce serait sans conséquence fâcheuse car l'onde de choc a très peu d'effet sur un tissu mou. Il existe d'autres méthodes endoscopiques pour casser les calculs, notamment la méthode électro-hydraulique où l'onde de choc est provoquée par une étincelle électrique. L'avantage des lasers tient à la sélectivité de l'action du laser sur le calcul, contrairement à l'action des sondes électrohydrauliques et au faible diamètre de la fibre optique, ce qui permet d'utiliser des endoscopes plus fins qu'avec une sonde électro-hydraulique. Malheureusement pour les lasers, cette application n'a plus beaucoup d'indications car les systèmes de lithotripsie externes à ultrasons ont fait d'énormes progrès et ont supplanté les techniques endoscopiques.


3 Effet photoablatif

Cet effet se définit comme une ablation pure de matériel sans lésion thermique sur les berges, comme le ferait un scalpel. Il peut être obtenu par le principe de la photodissociation. Avec de très courtes longueurs d'onde (0,190 à 0,300 µm), le champ électrique associé à la lumière est supérieur à l'énergie de liaison inter moléculaires. Les molécules sont cassées et les composants du tissu sont gazéifiés, sans génération de chaleur sur les berges. Cet effet est obtenu avec des lasers ayant une longueur d'onde très énergétique comme les lasers émettant dans l'ultraviolet (lasers excimère émettant à 0,193 µm (ArF), 0,248 µm (KrF) ou 0,308 µm (XeCl). L'action est très superficielle, sur quelques microns, car la lumière est très fortement absorbée par les tissus.

L'effet photoablatif pourrait potentiellement être obtenu également avec des lasers émettant dans l'infrarouge comme le laser Erbium-YAG (2,9 µm). Le mécanisme initial est une conversion de la lumière en chaleur, mais cette chaleur ne va pas diffuser. En effet, 2.9 µm est situé au niveau d'un pic d'absorption de l'eau et l'absorption par l'eau tissulaire est si intense que la vaporisation est immédiate et superficielle. En outre, la très brève durée du pulse (quelques centaines de micro secondes) évite les phénomènes de diffusion thermique.

L'effet photoablatif ne serait pas intéressant pour provoquer des incisions ou des ablations de tissus vascularisés car il les ferait saigner de la même manière qu'un scalpel. Il ne peut s'appliquer qu'à des gestes qui n'entraînent pas de saignement et que l'on souhaite automatiser. Il est en effet difficile d'automatiser l'action du scalpel car on doit prendre en compte non seulement la direction et la vitesse de déplacement mais aussi la pression exercée sur le tissu. Les lasers se prêtent beaucoup mieux à l'automatisation du fait de la grande reproductibilité de leurs effets que l'on peut modéliser et de l'absence de contact mécanique avec le tissu. C'est ainsi que les lasers excimers ArF ont trouvé une très belle application en Ophtalmologie pour la kératoplastie photo réfractive.

Cette intervention s'adresse à des patients présentant des troubles de la réfraction. Le myope a un oeil trop long et focalise en avant de la rétine. Chez l'hypermétrope, c'est le contraire. Le principe consiste à modifier les courbures de la cornée afin de compenser ces troubles de focalisation des images sur la rétine. Des pathologies cornéennes diverses peuvent également être traitées (séquelles de kératites, dystrophies, kératocônes). Une analyse automatique préalable de la topographie cornéenne permet de préciser le type de correction à apporter et de régler les paramètres du laser.

Le laser utilisé est un excimère Argon Fluor dont la longueur d'onde de 193 nm est immédiatement arrêtée par les couches superficielles de la cornée, ce qui permet de réaliser une photoablation en surface. La profondeur de la zone photoablatée peut ainsi varier de quelques dizaines de microns à environ 150 microns (une dioptrie de myopie correspond environ à 10 microns photoablatés).

L'intervention est réalisée en ambulatoire après une anesthésie cornéenne de contact. Il est important que le malade ne bouge pas son oeil pendant l'intervention qui dure quelques secondes. Le faisceau laser est modulé soit par un diaphragme, soit par un masque. Les suites opératoires immédiates ne sont pas indolores car la cornée doit se réépithélialiser. Une sensation de brouillard (Haze) va durer plusieurs semaines puis la vision va progressivement s'éclaircir. Les complications de la kératoplastie photo réfractive sont essentiellement la régression de la correction, les éblouissements, et l'astigmatisme lié à un éventuel décentrement du faisceau laser. Les indications de la chirurgie au laser excimère restent actuellement difficiles à préciser car les appareils sont peu répandus et parce que le recul de cette chirurgie est actuellement limité à quelques années. Pour la correction de la myopie ce type d'intervention reste encore concurrencé par des techniques chirurgicales plus classiques qui ont l'avantage de ne pas comporter de risque pour l'axe optique.

4 Effet photodynamique

La thérapie photodynamique consiste à marquer un tissu pathologique avec un photosensibilisant, puis à l'éclairer (la longueur d'onde est en général située dans le visible) afin d'induire une réaction photo toxique qui provoquera sa destruction.

Le marquage se fait le plus souvent par injection intraveineuse du photosensibilisant. Il peut aussi se faire par imbibition à partir de la surface de l'organe ou par voie orale. Ces photosensibilisants ne sont pas toxiques aux doses utilisées.

L'éclairage se fait quelques heures à quelques jours après le marquage. Il nécessite une longueur d'onde qui soit absorbée par le photosensibilisant et qui soit adaptée à la profondeur de l'effet désiré. On choisit du vert pour des effets superficiels et du rouge pour des effets plus profonds. L'utilisation d'un laser comme source de lumière est justifiée par la nécessité d'utiliser une fibre optique pour les traitements endoscopiques car il n'y a que les lasers qui permettent d'obtenir une puissance de un watt dans le vert ou le rouge en sortie de fibre optique. Ces lasers sont en général des lasers à colorant pompés par un laser vert (Nd:YAG doublé ou argon) ou éventuellement des diodes lasers émettant dans le rouge, encore rares pour l'instant.

Le mécanisme de l'action cellulaire du photosensibilisant (action photo toxique) est assez bien compris. Le photosensibilisant a la propriété, après avoir été excité par l'absorption d'un photon, de revenir à son état de base en transférant l'énergie vers l'oxygène ambiant qui prend la forme d'oxygène singulet. Cet oxygène singulet est un corps extrêmement réactif et toxique qui oxyde tous les constituants tissulaires situés à son contact et qui diffuse très peu. L'effet sera donc localisé. Contrairement aux effets thermiques, les effets photochimiques font appel à de faibles densités de puissance, quelques dizaines de W / cm² (afin de ne pas dénaturer le photosensibilisant par effet thermique) et de longues durées d'exposition (de l'ordre de la dizaine de minutes). L'action photo toxique nécessite donc un photosensibilisant, une lumière correspondant à un pic d'absorption du photosensibilisant, et de l'oxygène.

Le domaine d'application principal de la thérapie photodynamique est la cancérologie. Les photosensibilisateurs s'accumulent préférentiellement dans les tissus néoplasiques ce qui permet a priori une destruction sélective de la tumeur. Toutefois la différence de concentration entre tissus sain et tumoral est souvent faible et on observe également une forte rétention dans un certain nombre d'organes sains comme le foie, la rate, les reins et, dans une moindre mesure, la peau. La lenteur d'élimination du photosensibilisateur du tissu cutané est à l'origine de l'effet secondaire majeur de la thérapie photodynamique, la photosensibilisation solaire du patient qui persiste plusieurs semaines après l'injection du produit. Les indications sont variées : traitement palliatif de cancers évolués et obstructifs trachéo-bronchiques ou œsophagiens, traitement à but curatif des petits cancers dans ces mêmes localisations et des cancers multifocaux comme ceux de la vessie. En dermatologie, la qualité du résultat cosmétique pourrait justifier cette technique pour des cancers cutanés. Il existe également des indications potentielles en neurochirurgie, ophtalmologie, gynécologie, ORL,… La PDT peut également s'appliquer à des lésions précancéreuses comme les dysplasies du bas œsophage secondaires à une œsophagite par reflux gastro-œsophagien.

Les indications de la thérapie photodynamique ne sont pas limitées à la cancérologie. Une application récente en ophtalmologie est en plein essor : le traitement de la dégénérescence maculaire liée à l'âge (DMLA). Cette pathologie est la première cause de cécité chez les personnes de plus de 65 ans dans les pays développés. On estime à 500 000 le nombre de nouveaux cas par an en Europe et aux Etats-Unis. La DMLA dans sa forme dite exsudative se caractérise par la formation de néovaisseaux choroïdiens non étanches qui croissent sous et à travers la macula provoquant sa destruction et à terme une perte de la vision. Il n'existe actuellement aucun traitement curatif de la DMLA. La thérapie photodynamique est utilisée ici pour son action vasculaire: elle permet de fermer les néovaisseaux choroïdiens par thrombose sans endommager les photorécepteurs et la vascularisation rétinienne normale. Le traitement consiste à injecter le photosensibilisateur (Visudyne) par voie intraveineuse puis à illuminer la zone des néovaisseaux à la longueur d'onde de 589 nm quelques minutes après l'injection. Malheureusement le traitement a une efficacité limitée dans le temps et doit être renouvelé au bout de quelques mois.

Les principaux avantages potentiels de la photothérapie dynamique par rapport aux lasers thermiques résident dans :

  • la possibilité de traiter en un seul traitement des grandes surfaces de façon homogène (intéressant pour les œsophages de Barrett, les cancers multifocaux de la vessie),
  • le processus de cicatrisation qui expose moins au risque de perforation d'un organe creux que les lasers thermiques ou qui donne un meilleur résultat cosmétique (dermatologie cancérologique),
  • une certaine sélectivité entre les zones néoplasiques et saines.

Les principaux inconvénients concernent :

  • la photosensibilité cutanée. Le développement de nouvelles molécules à clairance plus rapide et la diminution des doses injectées ont diminué l'importance de ce problème, mais il faut toujours éviter l'exposition directe au soleil pendant une période d'environ 4 semaines.
  • le coût et la disponibilité du photosensibilisateur, soumis à l'AMM, et ne pouvant donc évoluer que très lentement.

Actuellement en France (juin 2002) seuls deux photosensibilisateurs anticancéreux ont reçu une AMM : le Photofrin, en 1996, racheté en 2000 par Axcan-Pharma (Canada) pour le traitement des récidives des cancers bronchiques non à petites cellules et des cancers de l'œsophage et le Foscan, propriété de la firme Biolitec Pharma, en 2001, pour le traitement palliatif des tumeurs de la sphère ORL. D'autres molécules sont en cours de développement et font l'objet d'évaluations cliniques. Enfin, la Visudyne, utilisée dans le traitement de la DMLA, développée par QLT et licenciée à Novartis Optalmics, a reçu l'AMM pour l'Union Européenne en août 2000.

En conclusion, le futur des lasers en médecine va dépendre de plusieurs facteurs. Il existe des facteurs favorables à leur développement comme l'amélioration générale de leur fiabilité et surtout l'apparition de diodes compactes et puissantes (plusieurs dizaines de W en émission continue). Il existe également des facteurs défavorables comme la faiblesse des études comparatives par rapport aux autres techniques, ce qui ne permet pas de convaincre les futurs utilisateurs de l'intérêt des lasers, une fois passé l'engouement du à l'effet de mode, et l'encadrement des dépenses médicales qui freine les achats de matériel. Tout ceci explique que le principal développement des lasers se fait actuellement dans l'esthétique, un domaine qui n'est pas touché par les problèmes financiers car non pris en charge par la sécurité sociale, et où l'effet de mode est très fort. Mais personne ne peut dire si cet engouement va perdurer.


(mise à jour : Juin 2002)

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