Laser prostate : principes et présentation du matériel

09 avril 2009

Mots clés : Laser, matériel, prostate
Auteurs : Abdel-Rahmène Azzouzi
Référence : Progrès FMC, 2009, 19, 1, 23-28

L’utilisation du laser dans le traitement de l’HBP n’est pas une technique nouvelle. Au milieu des années 1990 déjà, cette technologie avait été l’objet d’un certain intérêt qui n’avait pas abouti probablement par manque de maturité technologique. Depuis peu, un certain regain pour l’utilisation du laser dans l’HBP est de nouveau ressenti par la communauté urologique ayant motivé le choix du thème traité en 2007 par le CTMH. Dans cette première partie, nous traiterons tout particulièrement de la théorie concernant le fonctionnement des différents dispositifs médicaux disponibles sur le marché français. Dans une seconde partie l’aspect pratique de ces dispositifs sera abordé. Il est à noter que les sources principales d’information ayant permis de rédiger ce chapitre sont les fabriquants de matériel eux-mêmes.

Définition du laser

Le terme laser est l’acronyme de « light amplification by stimulated emission of radiation » (amplification de lumière par émission stimulée de rayonnement). Dans la pratique, un laser est un pinceau étroit de lumière cohérente monochromatique. Ce rayonnement lumineux est émis lorsque les électrons excités libèrent leur trop-plein d’énergie sous forme de photons. Schématiquement, un laser est constitué d’un milieu laser contenu entre deux miroirs. Les électrons en présence dans le milieu laser sont excités par une source lumineuse puissante telle que celle d’une lampe à arc. Ces électrons excités relâchent une partie de leur énergie sous forme de photons et retournent à leur état normal (moins excité). La majeure partie de l’énergie lumineuse émise par ces électrons excités est enfermée dans une cavité laser spéciale et se réfléchit d’un miroir à l’autre. L’émission lumineuse est d’autant stimulée et amplifiée que la lumière ne cesse de passer devant les électrons excités. Un des miroirs est semi-transparent et laisse passer une partie du rayonnement, créant ainsi le faisceau laser. D’où l’expression « light amplification by stimulated emission of radiation » (amplification de lumière par émission stimulée de rayonnement) qui a donné l’acronyme laser. Le rayonnement produit par le milieu laser varie en fonction du milieu et peut être visible, infrarouge ou ultraviolet (figure 1).
Figure 1 : Illustration du spectre d’énergie électromagnétique couvrant toutes les longueurs d’onde et toutes les fréquences de rayonnement.
L’interaction laser tissu dépend des paramètres suivants :
  • la structure tissulaire
  • la longueur d’ondes
  • les réglages puissance/énergie
  • le mode laser : ondes pulsées vs. continues
  • la technique d’utilisation.
Ainsi la figure 2 détaille les différentes longueurs d’ondes utilisées et leurs coefficients d’absorption de la mélanine, de l’eau et de l’oxyhémoglobine respectivement.
Figure 2 : Spectre électromagnétique et courbes des coefficients d’absorption.
Concernant la chirurgie de l’adénome, l’ensemble des longueurs d’ondes utilisées est représenté dans la figure 3 avec également les coefficients d’absorption de l’eau et de l’oxyhémoglobine.
Figure 3 : Coefficients d’absorption de l’eau et de l’oxyhémoglobine des longueurs d’ondes utilisées dans la chirurgie prostatique.
Les principales caractéristiques physiques de ces différents lasers sont :
  • pour le Greenlight™ d’AMS (figure 4) :
    • 532 nm – visible (vert)
    • basse absorption de l’eau, haute absorption de l’oxyhémoglobine
    • pénétration optique 0,8 mm
    • profondeur coagulation 1 mm-2 mm
    • mode pulsé (quasi continu)
  • pour le VersaPulse PowerSuite™ de Lumenis (figure 5) :
    • holmium : YAG 2 140 nm – invisible
    • haute absorption de l’eau, moindre en oxyhémoglobine
    • pénétration optique 0,4 mm
    • profondeur coagulation 0,5 mm
    • mode pulsé quasi continu
  • pour le Revolix™ de Lisa (figure 6) :
    • thulium : YAG 2 090 nm – invisible
    • haute absorption de l’eau, moindre en oxyhémoglobine
    • pénétration optique 0,4 mm
    • profondeur coagulation 0,5 mm
    • mode continu (pulsé possible)
Figure 4 : Caractéristiques physiques du Greenlight™ d’AMS.
Figure 5 : Caractéristiques physiques du VersaPulse PowerSuite™ de Lumenis.
Figure 6 : Caractéristiques physiques Revolix™ de Lisa.
La profondeur de coagulation étant un élément fondamental du traitement de l’HBP et de la symptomatologie post-traitement par laser, la figure 7 permet de visualiser ce critère en fonction du type de laser utilisé.
Figure 7 : Profondeur de coagulation des différents types de laser.

Principes physiques des lasers

Les lasers Nd : YAG et KTP/532®

Dans le laser Nd : YAG, le milieu laser est un barreau de grenat d’yttrium et d’aluminium (YAG) dopé d’une petite quantité de l’élément néodyme (Nd). Dans ce système, les électrons des atomes de Nd sont excités et libèrent des photons de longueur d’onde caractéristique. L’énergie lumineuse produite par cette source a une longueur d’onde de 1 064 nm, laquelle se trouve dans la partie infrarouge du spectre.
Le laser KTP/532 utilise le même milieu laser que le laser Nd : YAG. Dans ce système, le faisceau infrarouge produit par la source Nd : YAG passe au travers d’un deuxième cristal de phosphate de potassium et de titanyle (KTP). Le cristal de KTP convertit une partie de la lumière infrarouge en lumière visible dans la partie verte du spectre. La longueur d’onde de ce rayonnement est 532 nm. Le processus qui convertit la lumière infrarouge en lumière verte visible exige deux photons de lumière infrarouge pour produire un photon de lumière verte. Ce processus de conversion divise la longueur d’onde en deux ou double la fréquence, ce qui fait que la longueur d’onde du faisceau de KTP est exactement la moitié de celle du faisceau de Nd : YAG. Par conséquent, le KTP n’est pas un cristal laser mais un cristal de doublage de fréquence.

Le laser thulium

Principes physiques

Le laser Revolix™ est un laser à haute performance. Le cristal laser est excité par le rayonnement laser émis par une barrette de diodes lasers. Le rayonnement des diodes lasers est dirigé sur le cristal qui émet le rayonnement laser de 2 microns. Le rayon laser de 2 microns est focalisé dans une fibre. Le rayonnement laser de 2 microns sortant de la fibre – guidée par un applicateur approprié (résectoscope ou urétéroscope), est utilisé comme un instrument chirurgical. L’interaction laser/tissu est basée sur la forte absorption du rayonnement de 2 microns par les molécules d’eau (figure 8), qui sont omniprésentes dans le tissu, abstraction faite de la coloration ou de la circulation sanguine. La pénétration du rayon du laser Revolix™ dans le tissu est inférieure à 0,5 millimètre, ceci ne modifiant pas les propriétés optiques du tissu irradié. Le tissu absorbant (= effectif) reste toujours visible par le chirurgien. Cette propriété fait de ce laser un outil chirurgical sûr et universel pour la chirurgie sur tissu mou.
Figure 8 : Spectre d’absorption de l’eau en fonction de la longueur d’onde.

Utilisation médicale

L’effet de la radiation laser à 2 microns sur les tissus dépend de l’intensité de celle-ci. L’intensité est définie par une puissance par unité de surface et communément appelée densité de puissance. L’intensité peut être modifiée par un changement de la puissance laser ou de la distance entre l’embout de la fibre et le tissu. La dépendance de la distance est due au fait que la radiation diverge considérablement à la sortie de la fibre. De plus, l’effet au tissu diffère selon que l’on travaille en milieu gazeux ou aqueux. Un milieu aqueux présente un double avantage : le refroidissement du tissu traité est bien meilleur, évitant ainsi une carbonisation. En outre tout tissu éloigné de plus de 5 millimètres du bout de la fibre est protégé du fait de l’absorption du rayonnement par le milieu aqueux. À faible intensité (faible puissance et/ou large spot), l’effet obtenu est principalement une coagulation car la densité de puissance est inférieure au seuil de vaporisation tissulaire. L’effet au tissu sera limité à un blanchiment apparent. Même une irradiation prolongée ne mène pas à une vaporisation car le processus d’absorption du rayonnement laser est combiné avec la dissipation de la chaleur dans le milieu environnant (tissu et milieu aqueux). En d’autres termes, l’effet de refroidissement par conduction de la chaleur dans l’environnement compense l’accumulation de chaleur due à l’absorption (I sur la figure 9). Avec l’augmentation de l’intensité (puissance plus élevée et/ou spot plus petit) la température du tissu irradié augmente. À un certain moment, l’accumulation de chaleur dans le tissu irradié atteint un point où l’eau du tissu s’évapore et disparaît (Is sur la figure 9).
La vaporisation peut être contrôlée dans une certaine mesure en changeant la densité de puissance (II sur figure 9). Néanmoins, à un certain point (III sur la figure 9) une augmentation de la densité de puissance ne crée plus une augmentation de la vaporisation car le tissu est protégé par les produits vaporisés qui le recouvrent. Si la fibre reste en place, la vaporisation tissulaire continuera, le tissu sera vaporisé jusqu’à une carbonisation qui sera fortement réduite en milieu aqueux par rapport à la chirurgie en air ambiant.
Figure 9 : L’effet tissulaire dépend de la densité de puissance.

Le laser Ho : YAG

Principes physiques

Dans le laser holmium : YAG, le milieu laser est un barreau de grenat d’yttrium et d’aluminium (YAG) dopé d’une petite quantité de l’élément holmium (Ho) qui génère une onde de longueur de 2,1 µm.
Dans une première approche, le laser holmium était configuré pour générer des pulsions individuelles. Chacune de ces pulsions était de l’ordre du joule et d’une durée de 250 microsecondes. Dans les premières 50 millisecondes après l’initiation de la pulsion, une bulle de vapeur commençait à se former puis atteignait la taille d’un millimètre dans les 100 premières microsecondes et 2 mm dans les 200 microsecondes. Avant que la bulle n’atteigne la cible, 50 % de l’énergie de la pulsion initiale était absorbée par le fluide. Une fois la cible atteinte, globalement la totalité de l’énergie restante était transmise à la cible via la bulle de vapeur.
Afin d’optimiser le pourcentage d’énergie transmise à la cible, un nouveau schéma a été développé incluant une première pulsion permettant d’initier la formation de la bulle de vapeur et dont le niveau d’énergie ne représente qu’un pourcentage infime de l’énergie générée par le laser. Secondairement, suit une succession de pulsions de haute énergie. Le délai entre chaque pulsion est calculé de manière à permettre à la bulle d’atteindre la cible puis de délivrer la quasi-totalité des pulsions à haute énergie. Ainsi, très peu d’énergie est utilisée pour créer la bulle et adapter le milieu de diffusion au passage de l’énergie laser amenée à atteindre la cible.
Le système inclut un milieu laser solide d’holmium : YAG situé dans une cavité de résonance constituée d’un puissant miroir réflecteur. Le milieu laser est excité par une lampe flash alimentée par une énergie contrôlée par un processeur. Sous cette forme, le laser est capable de générer une séquence de pulsions de 22 hertz avec une énergie maximum de 3 joules par pulsion. Le rayonnement émis est transmis par une fibre optique formée de silice et d’un diamètre de 0,5 mm. Le tissu cible évolue dans un milieu aqueux pouvant être du sérum physiologique. Habituellement, un espace est nécessaire entre l’extrémité de la fibre optique et la cible de l’ordre d’un à 2 mm. Ce faisant, le chirurgien bénéficie de la divergence du faisceau laser permettant une vaporisation plus large du tissu. Si la distance entre la fibre et le tissu dépasse la longueur d’absorption de l’irradiation laser dans le milieu aqueux, l’énergie de chaque pulsion est absorbée en totalité par le même milieu aqueux.

Effets inhérents aux lasers pompés par lampe flash

Les lasers pompés par lampe flash comme le laser holmium émettent par nature une radiation en mode pulsé. La puissance maximum de ces lasers est définie par le produit de l’énergie d’une impulsion (joules) par la fréquence de répétition (hertz). La puissance crête des lasers pompés par lampe flash comme le laser holmium YAG est toujours de l’ordre de kilowatts, même à la puissance minimum du laser qui peut être de quelques watts seulement. L’intensité élevée produite par chaque impulsion laser vaporise tous types de tissus mous ou encore les structures dures comme les calculs. Les conséquences du rayonnement pulsé peuvent être des ruptures et des traumas au tissu environnant, la formation de bulles pouvant altérer la visibilité, la pulvérisation des fragments de tissu et la souillure des lentilles d’endoscope.

Les points essentiels à retenir

  • La profondeur de coagulation est un élément fondamental du traitement de l’HBP et de la symptomatologie post-traitement par laser.
  • La pénétration du rayon du laser Thulium dans le tissu est inférieure à 0,5 millimètre et le tissu absorbant reste toujours visible par le chirurgien.
  • L’intensité du laser thulium peut être modifiée par un changement de la puissance laser ou de la distance entre l’embout de la fibre et le tissu.
  • Concernant le laser holmium YAG, un espace est nécessaire entre l’extrémité de la fibre optique et la cible, de l’ordre d’un à 2 mm.
  • Le laser holmium est le seul à émettre une radiation en mode pulsé.

Conclusion

Quinze ans après son avènement en urologie, il semble que la technologie laser dans le traitement de l’HBP ait acquis un degré de maturité suffisant pour être utilisée en pratique clinique de manière routinière.
Conflit d’intérêt
Aucun.