Figure 1 : Schéma des 3 étapes de l'action thermique
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 (109 W), 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.
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).
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.
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
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".
Figure 2 : Spectre d'absorption des 3 principaux chromophores des tissus
(eau, hémoglobine et mélanine)
Le transfert de chaleur dans les tissus va tendre à
augmenter le volume de cette source de chaleur "primaire". 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.
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.
L'action thermique du laser peut se résumer en
trois 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. La coagulation est utilisée
soit pour détruire des petits phénomènes tumoraux
qui seront éliminés lors de la détersion, soit pour
réaliser une hémostase.
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. 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.
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:
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. La chaleur
va ensuite diffuser des globules rouges vers la paroi du vaisseau qui
sera nécrosé et définitivement obturé. Il
importe de bien choisir la durée d'émission afin que cette
chaleur n'aille pas au delà des vaisseaux et que l'effet reste
sélectif. 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. Si ce temps est trop court, le capillaire ne sera pas correctement
obturé et le traitement sera inefficace. 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:
Les effets mécaniques peuvent être induits
par la création d'un plasma, la vaporisation explosive, ou le phénomène
de cavitation, avec chaque fois la production d'une onde de choc.
Avec les lasers Nd:YAG à impulsions nano ou pico seconde, des flux
lumineux intenses concentrés sur de petites surfaces (1010 à
1012 W/cm²) 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.
Lorsque la durée du tir laser est inférieure au temps caractéristique
de diffusion thermique du tissu, 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 lasers à colorant
pulsé émettant des pulses de 500 µs à 585 nm
et qui est utilisé pour traiter les angiomes plans cutanés.
Dans ce cas, les capillaires de l'angiome ne sont pas coagulés
comme lors de l'effet thermique mais explosent, ce qui explique le purpura
qui est en résulte immédiatement après le bref l'impact
de la lumière. 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.
Enfin, 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.
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 le recul de cette chirurgie est actuellement
limité à quelques années.
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 seul photosensibilisant ayant actuellement (janvier 2000) l'autorisation de mise sur le
marché en France (AMM) est le Photofrin, un dérivé de
l'hématoporphyrine (HpD) fabriqué au Canada par la firme QLT. L'AMM en France porte
sur les récidives de cancers bronchiques et œsophagiens. Une extension de l'AMM a
été demandée pour les petits cancers bronchiques chez les malades non
chirurgicaux (indication approuvée par la FDA aux Etats Unis). Les autres travaux sont du
domaine de la recherche clinique et se font tous sous loi Huriet.
Les principaux avantages potentiels de cette technique par rapport aux lasers thermiques
résident dans :
Les principaux inconvénients concernent :
Les principales indications potentielles de la thérapie photodynamique concernent
principalement la cancérologie : traitement palliatif de cancers évolués
et obstructifs trachéo-bronchiques ou œsophagiens, traitement peut être curatif
des petits cancers dans ces mêmes localisations et des cancers multicentriques 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 pourrait également s'appliquer à des lésions
précancéreuses comme les dysplasies du bas œsophage secondaires à
une œsophagite par reflux gastro-œsophagien. Enfin, il semble exister des indications
potentielles en dehors de la cancérologie comme les lésions virales (HPV,
herpès), le psoriasis, et in vitro, l'inactivation du HIV lors d'une exanguino
transfusion.
Globalement, ces quatre effets sont couramment utilisés en médecine,
même si les effets thermiques représentent la majorité
des applications actuelles des lasers. Les principales disciplines concernées
sont l'ophtalmologie, la dermatologie, et les applications endoscopiques
(ORL, gynécologie, urologie, gastroentérologie,...)
Le futur des lasers en médecine dépend 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 Watt 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.
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