Techniques d’ablation tumorale

25 novembre 2017

Auteurs : G. Koch, R.L. Cazzato, J. Caudrelier, X. Cathelineau, H. Lang, A. Gangi
Référence : Prog Urol, 2017, 15, 27, 853-864

Introduction

Les techniques ablatives permettant la destruction in situ d’un processus tumoral cherchent à obtenir la nécrose tissulaire par application de différent processus physiques.

Matériel et méthode

Une recherche bibliographique à partir de Medline (www.ncbi.nlm.nih.gov/) et Embase (www.embase.com/) a été réalisée en utilisant les mots clés (MeSH) a été réalisée entre janvier 2015 et juin 2017. Les articles ont été sélectionnés sur leur méthodologie, leur langue de publication et leur pertinence.

Résultats

Quarante-sept articles ont été analysés. Nous avons décrit les techniques d’ablation tumorale en les classant en technique thermique ou non thermique selon le principe physique utilisé et la fréquence de leur utilisation dans la pathologie urologique.

Conclusion

Les techniques ablatives percutanées sont reconnues comme des outils mini-invasifs ayant une place importante dans le traitement focal de tumeurs. Cet article fourni une vue d’ensemble des principes physiques des techniques d’ablation tumorale percutanée et décrit les équipements et les modifications technologiques qui ont été développées pour améliorer le succès clinique de ces thérapies.

   
 
 

 

 

Introduction

Pour détruire le plus complètement possible un processus tumoral, l'ablation in situ utilise des aiguilles applicatrices de techniques thermiques (radiofréquence, micro-ondes, laser, cryothérapie et ultrasons focalisés de haute intensité) ou non thermiques (ablation par thérapie photodynamique laser, curiethérapie et électroporation irréversible) [1

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Cette définition exclut les techniques de radiologie interventionnelle vasculaire telles que la chimioembolisation. Néanmoins, une embolisation préalable permettrait de faciliter le traitement ablatif des grosses tumeurs hypervasculaires par diminution de la déperdition ou de l'apport calorifique vasculaire.

Une compréhension des principes de base des différentes techniques ablatives est impérative pour favoriser un choix adapté de la technique de traitement.

 

Matériel et méthode

Une recherche bibliographique à partir de Medline (www.ncbi.nlm.nih.gov/) et Embase (www.embase.com/) a été réalisée en utilisant les mots clés (MeSH) suivants, seuls ou en combinaison : « kidney ; prostate ; ablative therapy ; brachytherapy ; photodynamic therapy ; irreversible electroporation ; cryotherapy ; radiofrequency ; microwave ; high-intensity focused ultrasound ; laser interstitial thermotherapy » de 2015 à 2017. Les articles ont été sélectionnés sur leur méthodologie, leur langue de publication et leur pertinence. La bibliographie des articles sélectionnés a permis d'identifier d'autres publications antérieures d'intérêt. Cette recherche a retrouvé 1508 articles. Après sélection en fonction de leur pertinence, 47 articles ont été retenus et analysés.

 

Manuscrit

 

Méthodes non thermiques

 
Curiethérapie

 
Principe de traitement

Son nom est lié à la découverte du radium par Marie Curie en 1898 et son utilisation dans le traitement des cancers par contact direct entre la tumeur et la source radioactive. La curiethérapie interstitielle est une technique de destruction tissulaire ou l'élément radioactif est placé directement dans le tissus cible, sans que l'irradiation ait à traverser les tissus environnants, comme dans la radiothérapie externe. Il existe deux modalités de curiethérapie utilisées pour la prostate : la curiethérapie à bas débit de dose qui utilise des implants permanents de grains d'iode 125 (125I) et la curiethérapie à haut débit de dose qui utilise un projecteur d'une source d'iridium 192 (192Ir) ou de cobalt 60 (60Co) [2

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Dans les deux cas, la radiation émise entraîne des lésions de l'ADN soit par action directe, soit par action indirecte en faisant intervenir les produits de radiolyse de l'eau. Suite aux lésions sur l'ADN et la membrane cellulaire, la cellule meurt pendant la mitose en tentant de se diviser (mort mitotique). L'apoptose est un processus actif dans lequel la cellule enclenche ses propres mécanismes de destruction de façon programmée ou suite à une agression. Le mécanisme de mort mitotique apparaît prépondérant dans la destruction tissulaire.

 
Types d'applicateur

Les sources radioactives ne sont pas directement en contact avec le patient. Les grains radioactifs sont encapsulés dans des gaines qui sont insérées à proximité de la zone à traiter. Deux types de gaines protectrices sont utilisés. Pour les grains d'125I il s'agit d'un simple enrobage de titane. Pour les éléments à haut débit de dose, des projecteurs qui permettent de contrôler le temps d'irradiation du tissu cible en faisant entrer ou sortir mécaniquement l'élément radioactif d'une capsule métallique.

 
Algorithme de traitement

La procédure se déroule sous anesthésie générale. Un planning dosimétrique et d'implantation des grains est effectué par échographie endo-rectale. Puis des aiguilles vectrices par voie percutanée sont positionnées sous contrôle échographique permettant la mise en place des grains.

 
Spécificités de la technique

Comparée à la radiothérapie conformationnelle avec modulation d'intensité, la curiethérapie diminue par un facteur de 1 à 4 les dosses délivrées au rectum et à la vessie [3

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Comparée à la tomothérapie, elle peut diminuer les volumes recevant (rectum et vessie) par un facteur 8 [4

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Ablation par thérapie photodynamique

 
Principe de traitement

La thérapie photodynamique laser (photodynamic therapy [PDT]) consiste en l'activation, par la lumière d'un laser, d'un photo-sensibilisant délivré par voie locale ou générale. De cette activation découle une cascade d'évènements engendrant la cytotoxicité du photo-sensibilisant. Trois éléments sont à la base du fonctionnement de cette thérapie : le photo-sensibilisant, la lumière et l'oxygène tissulaire.

Les photo-sensibilisants utilisés possèdent une affinité plus élevée pour les cellules tumorales par plusieurs mécanismes. Les photo-sensibilisants sont hydrophobes et les cellules tumorales présentent une surexpression des récepteurs aux LDL, ce qui leur permet de capter plus de photo-sensibilisants. Au contact des cellules tumorales, l'environnement plus acide favorise le passage transmembranaire des photo-sensibilisants en les rendant plus lipophiles.

Le photo-sensibilisant possède deux états : un état de base ou inerte et un état excité instable. Le passage de l'état de base à l'état excité se fait par exposition à une stimulation lumineuse donnée, chaque photo-sensibilisant possédant sa propre longueur d'onde d'activation. Le retour de l'état excité à l'état stable se fait par émission de l'énergie absorbée sous trois formes : l'émission de chaleur, l'émission d'un photon de fluorescence ou le passage à un état intermédiaire dit état de triplet. C'est sous cet état de triplet que l'effet cytotoxique opère par production de radicaux libres et d'eau singulet (état où l'oxygène est dans un état excité ou métastable) qui est responsable d'oxydation de bases nucléiques, d'acides aminés et de lipides membranaires [5

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Types d'applicateurs

La transmission de la lumière du laser à la tumeur est réalisée grâce à des fibres optiques à embout diffusant dont la géométrie est adaptée au type d'organe traité.

En l'absence d'activation lumineuse, les photo-sensibilisants sont des molécules non toxiques. Chaque photo-sensibilisant est activé par une longueur d'onde spécifique correspondant à son spectre d'absorption. La plupart des photo-sensibilisants utilisés sont des dérivés des porphyrines ou de la chlorophylle [5

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Algorithme de traitement

L'administration du photo-sensibilisant peut se faire selon le tissu par voie locale (injection directe ou topique) ou générale. Après un délai nécessaire à la distribution du photo-sensibilisant dans le tissu tumoral, la lésion est illuminée par un laser dont la longueur d'onde est spécifique du photo-sensibilisant utilisé.

 
Spécificités de la technique

La taille et la forme de la zone d'ablation sont dépendantes de la diffusion de la lumière dans le tissu à traiter. Actuellement aucun applicateur n'est capable de produire une illumination et donc une ablation idéale de forme ellipsoïde, chaque applicateur possédant des qualités optiques différentes.

Cette technique est innovante en cancérologie prostatique et sa faisabilité technique est démontrée par les premières applications cliniques. L'agent photo-sensibilisant actuellement utilisé est la padéliporfine (WST11, Tookad® Soluble), en association avec un laser dont la longueur d'onde est de 763nm.

 
Ablation par électroporation

 
Principe d'ablation

L'électroporation est une technique de destruction tissulaire non thermique qui ouvre les pores des membranes cellulaires par application d'un champ électrique de forte intensité. Cet effet est obtenu par interaction entre la couche phospholipidique de la membrane cytoplasmique qui est chargée électriquement et le champ électrique. Cette technique peut être réversible ou irréversible. L'électroporation réversible consiste à ouvrir temporairement les pores membranaires pour permettre le passage de molécules (ex : chimiothérapie) ou de gènes dans les cellules. L'électroporation irréversible (IRE) est la seule utilisée en imagerie interventionnelle. Par ouverture définitive des pores membranaires, la mort cellulaire est obtenue par détérioration irréversible des mécanismes d'homéostasie cellulaire (Figure 1). Cette technique n'a aucune spécificité pour les cellules tumorales vis-à-vis des cellules saines.

 
Figure 1
Figure 1. 

Effet cellulaire lors de l'application d'un champ électrique intense au cours de l'électroporation irréversible.

 
Types d'applicateur

La production du champ électrique implique l'utilisation d'au moins deux électrodes qui peuvent être situées sur un même applicateur, mais il est le plus souvent obtenu entre deux applicateurs d'électroporation placés dans la lésion cible. Les gradients de voltage sont extrêmement élevés (1000 à 3000volts/cm) et imposent que les applicateurs soient espacés de moins de 2cm et positionnés de façon strictement parallèles. Pour obtenir des zones d'ablation larges, il est nécessaire de multiplier les électrodes (pour traiter une tumeur de 3 à 3,5cm, il est nécessaire de placer 4 ou 5 applicateurs).

 
Algorithme d'ablation

La puissance du stimulus électrique délivré impose de l'appliquer sur quelques millisecondes après l'onde Q de l'ECG durant la période réfractaire de la contraction myocardique. Cette contrainte implique un couplage du système d'électroporation à l'ECG pour éviter les troubles du rythme induits. La puissance du stimulus entraîne également une stimulation neurologique généralisée, imposant la réalisation des ablations au cours d'une anesthésie générale avec curarisation [7

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Cette technique d'ablation est utilisée dans le cancer de la prostate. Un guidage échographique endo-rectal avec fusion des images IRM permet l'insertion des applicateurs par voie périnéale [8

Cliquez ici pour aller à la section Références]. L'électroporation irréversible est efficace dans le traitement des lésions prostatiques et permet d'effectuer des ablations complètes de taille importante [9

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Cette technique est relativement récente, les résultats oncologiques à court terme sont prometteurs, mais plus de données complémentaires sur le suivi oncologique à distance sont nécessaires [10

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Spécificités de la technique

L'électroporation est une technique d'ablation non thermique qui n'est pas soumise au phénomène de déperdition calorifique par les vaisseaux avoisinants. Il semble que ces ablations préservent le support fibreux des structures canalaires et vasculaires, ce qui permettrait de protéger les cavités excrétrices et l'uretère [11

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Cliquez ici pour aller à la section Références] contrairement aux ablations par radiofréquence ou micro-ondes. En périphérie de la zone d'ablation par électroporation irréversible, il pourrait exister une zone d'électroporation réversible qui ouvrirait la possibilité d'associer un traitement médicamenteux à la technique ablative [13

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Ablation thermique

Les stratégies d'ablation thermiques visent à détruire le tissus tumoral en augmentant ou en diminuant la température suffisamment pour induire des lésions cellulaires irréversibles. La destruction complète et adéquate de la tumeur par une ablation thermique nécessite que tout le volume tumoral et une marge de sécurité périphérique soient exposés à des températures cytotoxiques. La possibilité de chauffer ou de refroidir un large volume de tissu dans différents environnements est directement dépendant de l'énergie déposée, des interactions tissulaires locales et de la déperdition ou de l'apport calorifique [14

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Ainsi pour moduler la zone d'ablation, des stratégies ont été développées tel que l'augmentation de l'énergie déposée, la modulation des caractéristiques tissulaires et la modification du flux sanguin dans et autour du tissu cible [15

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Les techniques d'ablation thermique utilisent l'énergie thermique pour la destruction tumorale : par le chaud (radiofréquence, laser, micro-ondes, ultrasons focalisés de haute intensité) ou par le froid (cryoablation). Pour traiter une tumeur, seront nécessaire une ou plusieurs procédures, au cours desquelles une ou plusieurs applications seront effectuées. L'énergie thermique est transférée à la tumeur par une aiguille active nommée généralement applicateur. Plus précisément, les applicateurs radiofréquences sont des électrodes, les applicateurs micro-ondes sont des antennes, les applicateurs lasers sont des fibres et les cryosondes sont utilisées pour congeler un tissu durant une cryoablation.

 
La cryoablation

 
Principe de l'ablation

La cryoablation est une technique chirurgicale ancienne décrite en 1963 par Cooper lors d'opérations à ciel ouvert de résection tumorale bénigne ou maligne [16

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Les applications percutanées actuelles découlent des progrès technologiques dans la fabrication des sondes et l'utilisation du gaz argon comme cryogène. La cryoablation utilise l'effet Joule-Thomson qui décrit le changement de température résultant de la décompression ou de la compression des gaz. La décompression de l'argon entraîne une baisse de température jusqu'à −186°C (congélation, ou freezing ) tandis que la décompression de l'hélium réchauffe à 33°C (décongélation active ou thaw ). L'expansion des gaz s'effectue dans une chambre de décompression située dans la cryosonde, à son extrémité (Figure 2). Une unité de cryoablation permet de gérer la pression et de faire circuler l'argon dans l'applicateur pour provoquer la congélation des tissus environnants au contact de la sonde (formation d'une boule de glace). La propagation de la boule de glace (iceball ) aux tissus environnants s'effectue par conduction thermique. Un dégradé de température se produit entre la cryosonde (−186°C) et le patient (37°C), dans lequel les effets cellulaires sont différents ; ils sont décrits en lésion cellulaire et lésion vasculaire.

 
Figure 2
Figure 2. 

Organisation du circuit des gaz au travers de la cryosonde.

Lorsque la température chute sous 0°C, l'eau cristallise. Cette formation débute dans l'espace extracellulaire, entraînant un défaut d'eau et une hyper-osmolarité de cet espace. Un appel d'eau se crée avec déshydratation de l'espace intracellulaire et augmentation des concentrations intracellulaires d'électrolytes, conduisant souvent à la mort cellulaire. Ce phénomène est principalement observable entre 0°C et −20°C mais peut ne pas être létale pour toutes les cellules (Figure 3). À partir de −15°C des cristaux de glace vont diffuser au travers des micropores membranaires, endommager les membranes cellulaires et les structures intracellulaires. Ces destructions sont mécaniques et se font par effet de cisaillement sur les membranes et les organes intracellulaires entraînant la mort cellulaire. Afin d'obtenir une nécrose cellulaire systématique, une température cible à −40°C est nécessaire. La formation de cristaux de glace intracellulaires est d'autant plus efficace que la chute de température est rapide. Durant le réchauffement, au-dessus de −40°C, apparaît un processus de recristallisation durant lequel les cristaux de glace intracellulaires fusionnent en cristaux de plus grande taille, ce qui détruit les membranes cellulaires et augmente la taille de nécrose. Lorsque la congélation est répétée, les tissus endommagés conduisent le froid plus efficacement, accroissant la zone de nécrose au-delà de celle crée par le premier cycle [17

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Figure 3
Figure 3. 

Effets cellulaires de la cryothérapie. Lors de la congélation, la glace se forme d'abord dans l'espace extracellulaire, entraînant un appel d'eau et une déshydratation de l'espace intracellulaire (a). À partir de −15°C des cristaux de glace vont diffuser à l'espace intracellulaire au travers des micropores membranaires en endommageant les membranes cellulaires et les structures intracellulaires (b). Durant le réchauffement l'espace intracellulaire décongèle en dernier ce qui provoque une déshydratation intracellulaire. L'appel d'eau créé s'effectue sur des membranes cellulaires et des pores membranaires altérés par la congélation (c), complétant la zone de nécrose dans l'iceball (d).

Durant la phase initiale de congélation, les tissus répondent par une vasoconstriction qui entraîne une chute du débit sanguin local. Durant la décongélation, la circulation sanguine reprend avec une vasodilatation compensatrice. Cependant des lésions endothéliales induites par la congélation entraînent une augmentation de la perméabilité des capillaires, un Å“dème, des agrégations plaquettaires et la formation de micro-thrombus. Ces effets cumulés à une stagnation de la circulation sanguine locale provoquent des thromboses des petits vaisseaux 3-4heures après la congélation, ce délai pouvant atteindre 24heures pour des vaisseaux plus larges. Cumulés, ces effets vasculaires entraînent une anoxie cellulaire et une hypoxie qui majorent la taille de l'ablation par effet cellulaire direct (Figure 4) [18

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Figure 4
Figure 4. 

Effets vasculaires de la cryothérapie : la phase de congélation entraîne une augmentation de la viscosité du sang (a), qui associée à des altérations endothéliales et à l'activation plaquettaire, entraîne la formation de thrombus endovasculaires (b), majorant la taille de l'ablation par effet ischémique (c).

Contrairement à la chirurgie où la tumeur est enlevée en bloc, ou à la radiofréquence où les protéines sont coagulées, la cryoablation crée l'apoptose par destruction des membranes cellulaires et entraîne un relargage d'antigènes membranaires et intracellulaires. À la périphérie de la zone d'ablation apparaissent des phénomènes de cicatrisation où de nouveaux vaisseaux sanguins se développent et vont mettre en contact des cellules en apoptose, du tissu sain et des cellules inflammatoires. Selon plusieurs auteurs [17

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Cliquez ici pour aller à la section Références] ces éléments seraient favorables à l'induction d'une réponse immunitaire anti-tumorale.

 
Types d'applicateur

La forme et la taille de la boule de glace créée par une cryosonde dépend directement de la taille de la chambre de décompression (correspondant à la taille de la zone active), les cryosondes avec une chambre de petite taille créant un petit glaçon. Pour éviter la propagation du froid le long de l'applicateur, et donc de congeler la peau, certains applicateurs possèdent une isolation thermique. Pour réchauffer l'applicateur, de l'hélium est injecté et permet d'obtenir une température de 33°C qui est suffisante pour permettre de retirer l'applicateur du glaçon. Lorsque l'on cherchera à prévenir les complications hémorragiques par coagulation du trajet de ponction, l'hélium sera insuffisant. Dans ce but, certaines cryosondes possèdent une résistance électrique à leur extrémité qui permet de chauffer à plus de 180°C pour coaguler et retirer les cryosondes de la glace.

 
Algorithme d'ablation

La taille de la nécrose dépend du type de sonde et du nombre de cryosondes utilisées. L'utilisation d'une seule cryosondes permet la formation de boule de glace dont la taille maximale est de 42×57mm à l'isotherme 0°C ou 23×42mm à l'isotherme −40°C. Plusieurs cryosondes peuvent être placées simultanément pour détruire les lésions volumineuses. Un cycle de cryoablation comporte typiquement une première phase de congélation (durée 10 minutes), une phase de décongélation passive ou active avec remplacement de l'argon par de l'hélium ou de l'électricité (durée 10 minutes) et une deuxième phase de congélation (10 minutes). Il est ensuite nécessaire d'attendre le réchauffement de la cryosonde avant de la retirer (échauffement passif ou actif pour accélérer la libération de la cryosonde). Le respect de ce cycle est nécessaire pour une destruction tumorale complète et irréversible dans toute la boule de glace.

 
Spécificités de la technique

De la même façon que les vaisseaux de gros calibre induisent une déperdition calorifique lors des ablations par le chaud (RF, laser), ils sont à l'origine d'un apport calorifique qui limite la formation de glace à leur contact et participe à la persistance de résidus tumoraux.

Contrairement à la RF, la congélation des cavités excrétrices rénales entraîne la nécrose de l'urothélium tout en préservant le stroma fibreux, ce qui permet de réduire la survenue de fistule urinaire [21

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Par contre, la congélation de la jonction pyélo-urétérale ou de l'uretère entraîne une sténose différée par striction fibreuse, ce qui impose de les protéger par hydro- ou carbo-dissection en cas de proximité de la zone d'ablation.

L'avantage essentiel de la cryoablation est la possibilité de visualiser en temps réel, avec toutes les techniques d'imagerie dont le scanner et l'IRM, la boule de glace dont les limites marquent l'isotherme 0°C. L'écho-guidage permet de réaliser le planning de l'intervention ainsi que le suivi et le contrôle du bon positionnement des applicateurs insérés par voie trans-périnéale pour le traitement du cancer de prostate. Durant la congélation, la glace n'est visible que sous la forme d'une ligne hyperéchogène du côté de la sonde en raison de la réflexion de la majorité des ultrasons à l'interface de la boule de glace. La partie située à l'opposé est totalement aveugle et la progression du front de glace n'est pas possible. Toutefois l'utilisation de l'échographie intra-rectale permet de protéger le rectum en monitorant la progression du front de glace vers l'arrière [22

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Le principal inconvénient de la cryothérapie est la durée de la procédure (environ 30 minutes par cycle d'ablation) et son coût [23

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Ablation par hyperthermie

L'ablation thermique par le chaud vise l'obtention de températures suffisamment élevées dans la tumeur pour induire une nécrose cellulaire. Elle survient par coagulation protéique des processus enzymatiques cytosoliques et mitochondriaux ainsi que par lésion des complexes acide nucléique-histone. Les mécanismes d'homéostasie cellulaire tolèrent des augmentations modérées de température (jusqu'à 40°C). Des lésions cellulaires irréversibles apparaissent lorsque les cellules sont exposées pendant 60 minutes à 46°C [25

Cliquez ici pour aller à la section Références], pendant 4-6 minutes à 50-52°C et quasiment instantanément à partir de 60°C [26

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Des tissus, déjà fragilisés par d'autres agressions (radiothérapie, chimiothérapie), présenterons des dommages cellulaires après exposition à des températures comprise entre 42°C et 45°C [27

Cliquez ici pour aller à la section Références]. La température cible retenue au sein de l'ensemble du volume à détruire (tumeur et marges de sécurité) est d'au moins 50°C pendant 5 minutes [26

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Ablation par ultrasons focalisés

 
Principe de l'ablation

L'ablation par ultrasons focalisés de haute énergie (high-intensity focused ultrasound ou HIFU) est une technique ancienne (décrite en 1927 par Wood et Loomis) qui avait été abandonnée [29

Cliquez ici pour aller à la section Références] avant de connaître un nouvel essor (dans les années 1990, utilisation sur la prostate par Marberger puis Madersbacher) avec l'utilisation du guidage échographique puis IRM.

L'HIFU utilise des ultrasons qui sont des ondes mécaniques inaudibles (>20 000Hz). Les ultrasons se propagent dans les tissus biologiques et ce d'autant plus facilement qu'ils sont riches en eau, tant qu'ils ne sont pas calcifiés ou remplis d'air. Ces ultrasons sont utilisés à très forte puissance (100 à 10 000W/cm2 soit environ 10 000 fois plus que les ultrasons utilisés par l'échographie en imagerie médicale) et convergent en un point (comme le ferait une loupe avec les rayons du soleil) (Figure 5). L'énergie mécanique est convertie en énergie thermique dans les tissus et provoque un échauffement local brutal et intense. Une toxicité thermique immédiate apparaît au-delà d'une exposition à 56°C durant une seconde, conduisant à la mort cellulaire par nécrose de coagulation. Durant l'ablation par HIFU la température au point de focus des ultrasons peut monter rapidement au-delà de 80°C, ce qui permet même d'obtenir la mort cellulaire même en cas d'exposition brève [30

Cliquez ici pour aller à la section Références]. La pression négative de l'onde ultrasonore induit la formation de micro-bulles dans le tissu cible qui augmentent progressivement de taille. Une hyper-pression de 20 000 à 30 000 bars est produite par l'éclatement de ces bulles, engendrant des lésions aux cellules avoisinantes [31

Cliquez ici pour aller à la section Références]. L'ensemble des tissus situés dans le faisceau ultrasonore entre le transducteur et le point focal sont préservés. Tout comme dans la cryoablation, il est supposé que la persistance d'antigènes des cellules lysées à la périphérie des zones d'ablations pourrait permettre la reconnaissance antigénique et l'activation d'une réponse spécifique immunitaire anti-tumorale. La survenue de ce mécanisme n'a pas pour le moment été prouvée [30

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Figure 5
Figure 5. 

L'ablation par ultrasons focalisés de haute intensité (HIFU) permet d'effectuer des ablations ciblées de petites tailles au point de focalisation, sans effectuer de dommage aux tissus interposés dans le cône d'ultrasons.

 
Types d'applicateur

La production des ondes ultrasonores est effectuée par des transducteurs dans lesquels un courant alternatif est appliqué au travers d'un matériel piézo-électrique comme la céramique de titano-zirconate de plomb. Cette céramique oscille en épaisseur à la fréquence du courant appliqué, ce qui produit l'onde mécanique ultrasonore [30

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Tout comme un examen échographique diagnostique qui est exposée à l'application incomplète de la sonde et à l'interposition d'air, l'HIFU est limité par l'atténuation importante du signal entre le transducteur et la peau. La valeur du coefficient de transmission du signal est fortement abaissée par la grande différence d'impédance acoustique entre la peau, le transducteur, et l'air. Pour obtenir une atténuation la plus faible possible, de l'eau ou du gel de contact est placé entre le transducteur et la peau du patient.

Des transducteurs intrarectaux permettent les ablations sous guidage échographique endo-rectal de lésions prostatiques. Deux systèmes sont principalement utilisés : l'Ablatherme® et le Sonablate®.

 
Algorithme d'ablation

À chaque tir, 2000 à 4000J sont délivrés, permettant une augmentation instantanée de la température à 70-75°C. Chaque tir ultrasonore entraîne une ablation dont la forme s'apparente à un cigare ou un grain de riz dont le volume est réduit et dépend de la géométrie et de la fréquence du faisceau d'ultrasons produit. Les ablations peuvent aller de 20mm de longueur (dans l'axe du faisceau) sur 2mm de diamètre pour des tirs avec une fréquence de 4MHz, à 2mm de longueur sur 0,1mm de large pour des tirs avec une fréquence de 21MHz. Pour traiter l'ensemble d'une tumeur ou d'un organe, il peut être nécessaire de répéter les tirs plusieurs fois en déplaçant la zone de focalisation entre chaque tir (plus de 100 fois dans le traitement d'une tumeur). De cette façon, le volume d'ablation final correspond à la somme de chaque volume des lésions élémentaires. La juxtaposition de plusieurs centaines de lésions élémentaires, permet de traiter un volume conséquent comme la totalité de la prostate.

Le positionnement des lésions élémentaires cotes à cotes requiert une grande précision. Le mouvement du patient (global ou lié à la respiration) ou l'erreur de l'opérateur peuvent conduire à la persistance de résidus tumoraux en fin de traitement [30

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Spécificités de la technique

L'inconvénient de cette technique d'ablation est la difficulté à prédire la taille de la zone détruite en cas de juxtaposition de tirs par interaction possible des zones entre elles. Cet effet serait observé lorsque le temps entre deux ablations contiguës est insuffisant [32

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Tout comme la RF et le laser, l'ablation par HIFU serait sensible aux flux sanguins et à la déperdition calorifique. Toutefois pour des temps d'exposition courts (<3 secondes) il semble que cette déperdition calorifique soit absente [30

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Le guidage s'effectue grâce à l'IRM ou à l'échographie. Le guidage s'avère plus délicat dans les organes en mouvement et la présence de structures aériques ou osseuses s'opposent naturellement à la transmission des ultrasons [33

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Les principaux avantages de la technique sont la possibilité de produire une nécrose très bien militée, et son caractère non invasif, bien que des transducteurs interstitiels soient également en cours de développement [34

Cliquez ici pour aller à la section Références]. L'HIFU offre la possibilité de répéter les ablations dans le temps, notamment en cas de récidive ou d'ablation partielle.

 
Ablation par radiofréquence

 
Principe d'ablation

L'ablation par radiofréquence (RF) est une technique largement utilisée en chirurgie et en imagerie interventionnelle. Elle utilise un générateur d'ondes RF délivrant un courant électrique alternatif (fréquences comprises entre 420 et 500kHz) entre deux électrodes (Figure 6). Les ions du tissu soumis au flux électrique vont s'orienter selon la direction du flux électrique. Le caractère alternatif du courant entraîne une agitation ionique responsable d'une friction et d'un échauffement tissulaire progressif. L'effet thermique obtenu dépend des propriétés de conduction électrique de chaque tissu. Au-delà de 50°C, apparaissent des dommages cellulaires immédiats et irréversibles par nécrose de coagulation. Les températures supérieures à 110°C provoquent la carbonisation et la vaporisation tissulaire qui dégradent la conduction électrique et thermique par leur effet isolant, limitant le volume d'ablation [28

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Pour que l'ablation soit optimale la température cible intra-tumorale doit ainsi être maintenue entre 50 et 100°C pendant 5 minutes.

 
Figure 6
Figure 6. 

L'ablation par radiofréquence nécessite l'établissement d'un circuit électrique fermé entre deux électrodes.

 
Types d'applicateur

La RF monopolaire utilise l'extrémité active d'une électrode placée dans la tumeur, des plaques de dispersion cutanées jouant le rôle de seconde électrode. La RF bipolaire établit un circuit électrique entre deux applicateurs, ou entre deux électrodes situées sur un même applicateur, placés au contact immédiat de la tumeur. La grande majorité d'électrodes utilisée actuellement opère en mode monopolaire. Leurs formes et leurs caractéristiques différentes permettent de moduler la dépose énergétique et donc la taille et la forme de l'ablation. Les électrodes peuvent être soit droites avec une seule extrémité active métallique exposée, ou bien multipoints avec de multiples électrodes qui seront déployés au travers d'une aiguille coaxiale introductrice (plusieurs formes ont été développées : électrode en parapluie, électrode en étoile, électrode étalée ou multi-crochets) afin d'augmenter la distribution spatiale de l'énergie délivrée. Certains applicateurs sont refroidis de l'intérieur par perfusion interne continue d'eau ou de sérum salé isotonique afin d'augmenter l'énergie délivrée en limitant les phénomènes de carbonisation. D'autres électrodes sont perforées, pour injecter différents fluides (sérum salé isotonique ou hypertonique ; thérapie adjuvante, telle que chimiothérapie) dans la tumeur par de petites ouvertures situées à proximité de l'extrémité active.

Lors de l'ablation bipolaire, la conduction électrique est limitée au volume compris entre les deux électrodes, autorisant une nécrose plus rapide et plus focale, permettant de protéger les tissus adjacents. Certains générateurs permettent d'effectuer des ablations multipolaires en alternant le courant durant l'ablation entre des paires d'applicateurs bipolaires [15

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Algorithme de déposition énergétique

La méthode utilisée pour délivrer l'onde de RF a connu de multiples modifications et améliorations afin d'augmenter la quantité d'énergie administrée et donc la taille de l'ablation réalisée. Actuellement les générateurs utilisés possèdent un algorithme interne permettant une montée progressive de l'énergie délivrée tout en réduisant l'apparition de carbonisation par mesure et contrôle de l'impédance ou de la température du tissu adjacent à l'applicateur de RF.

Tous organes confondus, les tailles d'ablations sont habituellement comprises entre 15 et 50mm. Le temps d'ablation est compris entre 8 minutes pour les aiguilles refroidies en mode pulsé, et 20 minutes pour les aiguilles simples non refroidies.

 
Spécificités de la technique

La proximité de vaisseaux de diamètre supérieur à 3-4mm est responsable d'une déperdition calorifique créée par le flux sanguin [35

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Ceci est responsable d'une réduction de la zone d'ablation au contact de ces vaisseaux avec risque de persistance de résidu tumoral et d'ablation incomplète.

Les avantages de la RF sont sa facilité d'accès, son moindre coût et son faible risque de saignements au décours de l'ablation. Ses inconvénients sont la non-visualisation de la zone d'ablation durant l'intervention, la faible compatibilité avec le guidage par IRM et son risque de nécrose sur l'urothélium à l'origine de fistule urinaire [36

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Ablation par micro-ondes

 
Principe de l'ablation

L'ablation par micro-ondes est une technique plus récente, décrite par Tabuse et al. en 1986 [37

Cliquez ici pour aller à la section Références]. La fréquence des micro-ondes utilisée en médecine est de 915MHz ou 2,45GHz. La fréquence élevée est associée à une longueur d'ondes beaucoup plus courte (environ 30cm) que la RF ce qui permet d'utiliser des applicateurs émettant dans l'organisme sans nécessité d'utiliser des plaques de dispersion cutanée. Les micro-ondes émis interagissent avec les molécules d'eau qui se comportent comme des dipôles et subissent des mouvements de rotation intenses (2 à 5 milliards de rotations par seconde, en fonction de la fréquence du générateur utilisé), source de friction et d'échauffement (Figure 7). L'élévation thermique provoque la mort cellulaire par nécrose de coagulation. Contrairement à la RF, les micro-ondes ne sont pas influencées par les variations d'impédance. L'ablation par micro-ondes est, donc, moins sensible aux variations de composition tissulaire, aux phénomènes de carbonisation ou de vaporisation, ce qui autorise de générer des températures intra-tumorales plus élevées (autour de 180°C) induisant une nécrose plus importante et plus rapide [38

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Figure 7
Figure 7. 

Principe physique de l'ablation par micro-ondes.

 
Types d'applicateur

En raison de l'échauffement rapide de la totalité de l'antenne et pour éviter une brûlure sur le trajet de l'antenne, les applicateurs possèdent un refroidissement interne à l'eau et un système anti-retour est intégré entre les parties distales et proximales de l'applicateur pour éviter des lésions liées à l'énergie rétrodiffusée [39

Cliquez ici pour aller à la section Références]. La transmission de la micro-onde du générateur à l'applicateur nécessite un câblage spécialement isolé qui alourdit considérablement l'antenne, la rendant moins maniable et surtout moins stable lors de la phase initiale de son insertion dans le patient [13

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Algorithme de déposition énergétique

La propagation des micro-ondes n'étant pas limitée par la carbonisation et la déshydratation des tissus, toute la puissance peut être délivrée en continu pour obtenir rapidement des températures élevées, ce qui permet d'améliorer l'efficacité de l'ablation [1

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Les générateurs utilisés permettent d'obtenir avec une seule antenne des ablations dont le diamètre transverse est de 3,5cm. Il est possible d'utiliser simultanément plusieurs antennes dans l'ablation de larges tumeurs avec potentialisation de leurs effets. Une étude de la taille d'ablation multi-antennes dans le foie a démontré que l'activation simultanée de trois antennes produit un volume d'ablation de 43,1±4,3cm3 tandis que leur activation séquentielle ne produit qu'un volume de 14,6±5,2cm3. L'espacement idéal entre deux antennes doit être compris entre 1,7 et 2cm selon la puissance utilisée [40

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Spécificités de la technique

La diffusion de l'onde micro-onde dépend de la permittivité de chaque tissu. Elle a été décrite comme supérieure et donc plus favorable dans les tissus tumoraux que dans les tissus sains [41

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Les organes les plus favorables à ce traitement sont ceux présentant une plus forte différence de permittivité entre le tissu sain et le tissu tumoral ; c'est le cas du poumon avec l'air et du sein avec la graisse. Les ablations par micro-ondes ne sont pas dépendants de la déperdition calorifique et permettent d'effectuer des ablations tumorales au contact de vaisseaux de gros diamètres sans modification de la zone d'ablation [38

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Pour de petites lésions rénales exophytiques les micro-ondes ont l'avantage de la rapidité d'ablation et du plus faible nombre d'applicateur nécessaire à taille tumorale égale comparé à la cryothérapie. Cette technique présente des avantages dans l'ablation de lésions hypervasculaires malignes ou bénignes (angiomyolipomes) [42

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Les systèmes actuels de micro-ondes compatibles IRM ne permettent de réaliser que des ablations dont la forme est très linéaire, ce qui constitue une limite majeure de son utilisation dans le rein [43

Cliquez ici pour aller à la section Références, 44

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Ablation par laser interstitiel

 
Principe de l'ablation

L'ablation par laser (laser interstitial thermotherapy ou LITT) utilise un générateur de type neodymium yttrium aluminum garnet (Nd YAG) ou diode qui émet une onde lumineuse de longueur d'onde de 600 à 1440nm. Le générateur laser peut fonctionner soit à basse puissance pour un effet thermique pur (photocoagulation), soit à fréquence plus élevée (vaporisation et cavitation). L'élévation thermique provoque une nécrose de coagulation. La pénétration tissulaire de la lumière dépend de la longueur d'onde du laser et de la nature de la tumeur en particulier de la couleur des tissus. L'utilisation de laser haute énergie produit des phénomènes de carbonisation ou dessèchement qui rendent les tissus opaques à la lumière [15

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Types d'applicateur

L'énergie lumineuse est transmise à la tumeur par l'extrémité dénudée d'une fibre optique (en radiologie interventionnelle un diamètre de 400μm est couramment utilisé, mais des fibres de 200μm à plus d'un millimètre sont disponibles) et convertie en énergie thermique par diffusion dans les tissus. Il est nécessaire d'utiliser plusieurs fibres disposées en parallèle pour traiter les lésions volumineuses. Des lasers équipés de fibres refroidies à l'eau permettent de réaliser des ablations plus larges en augmentant la puissance du laser tout en limitant les phénomènes de carbonisation et de dessèchement.

 
Algorithme de déposition énergétique

La nécrose tumorale est bien délimitée et proportionnelle à la quantité d'énergie délivrée. Pour l'ablation de lésions prostatiques 1 à 3 fibres sont généralement utilisées. L'énergie déposée est comprise entre 2880 et 5900J pour des puissances utilisées de 2 à 15W, appliquées durant 258 à 720 secondes [45

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Spécificités de la technique

L'utilisation exclusive d'une fibre optique rend cette technique d'ablation totalement compatible avec l'IRM. L'ablation par laser est précise et permet de traiter des petites lésions. Ces éléments rendent particulièrement adaptée l'utilisation de l'ablation laser guidée par l'IRM dans le traitement de tumeurs prostatiques [46

Cliquez ici pour aller à la section Références]. Elle n'est pas adaptée au traitement des lésions volumineuses, à moins d'utiliser simultanément plusieurs fibres. Son intérêt reste limité dans le rein par rapport aux autres techniques d'ablation thermique telles que la radiofréquence ou la cryothérapie. L'utilisation du laser dans le traitement conservateur des tumeurs urothéliales du haut appareil urinaire par urétéroscopie permet une préservation du rein. Son utilisation peut trouver sa place dans le cadre des tumeurs de petite taille, unifocales, de bas grade, avec un rein controlatéral normal [47

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Conclusion

Les techniques ablatives percutanées sont reconnues comme des outils mini-invasifs ayant une place importante dans le traitement focal de tumeurs. De nombreuses études durant les 20 dernières années ont décrit les principes à la base de ces techniques ablatives. Cet article fourni une vue d'ensemble des principes physiques des techniques d'ablation tumorale percutanée et décrit les équipements et les modifications technologiques qui ont été développées pour améliorer le succès clinique de ces thérapies. Les recherches actuelles visent à optimiser les appareils et les algorithmes de traitement pour améliorer le transfert d'énergie à un organe spécifique ou à un type tumoral, pour diminuer le temps de traitement et pour améliorer l'efficacité clinique des techniques ablatives mini-invasives.

 

Déclaration de liens d'intérêts

Les auteurs déclarent ne pas avoir de liens d'intérêts.

   

 

 
 
 

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