L’effet photochimique ou photodynamique

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le dispositif d’excitation, dit système de pompage

Il constitue une source d’énergie extérieure utilisée pour exciter les atomes du milieu actif, et pouvant être de nature :
Optique (lampe flash, lampe à arc, autre laser) pour les lasers à corps solides et les lasers à colorants
A décharge électronique: pour les lasers à gaz
A décharge électrique: pour les lasers à diodes

Le milieu amplificateur ou cavité de résonance

L’intérêt de ce milieu est d’augmenter la densité de lumière grâce au principe d’émission stimulée. Les photons sont émis dans le milieu amplificateur entre 2 miroirs dont l’un est réfléchissant et l’autre l’est partiellement, laissant passer les photons (de même phase, même fréquence, même direction et même couleur), par une ouverture, formant le faisceau laser. La cavité peut comprendre également des éléments dispersifs: prisme, réseau, filtre de Liot, Fabry- Pérot, ainsi que des lentilles.
Un système de refroidissement permet de compenser l’échauffement produit dans l’appareil rendant possible une forte puissance énergétique
Une fois constitué, le faisceau laser est transmis par différentes technologies:
Une fibre optique: souple et solide, elle peut transmettre de grandes puissances avec un bon rendement, mais elle ne peut transmettre que dans le proche UV, le visible et le proche infrarouge Un bras optique: constitué d’une succession de tubes articulés et de miroirs réfléchissants: il est utilisé pour l’UV lointain (Excimères), les lasers Q-Switchés, ou pour l’IR lointain (CO2)

Le modes de fonctionnement:

Un laser permet donc de fabriquer une très grande quantité de photons, dont l’intensité de chaque tir et la forme du faisceau peuvent être émis selon différents modes.
Le laser peut émettre:
En mode continu, produisant de 1 à 10 Watts, avec des durées d’impulsions allant des millisecondes aux secondes. Le milieu actif est excité de manière continue par le système d’énergie extérieure.
En mode impulsionnel relaxé, produisant des kilowatts, avec des impulsions allant de la milli- à la microseconde. La puissance moyenne sera comparable à celle d’un laser continu, mais la puissance instantanée, plus élevée, aura un impact tissulaire plus important.
En mode impulsionnel déclenché ou Q-switché, produisant des Mégawatts, avec des durées d’impulsion de l’ordre de la nanoseconde Un obturateur optique bloque le démarrage de l’émission stimulée. A la fin de l’impulsion de pompage, l’obturateur est ouvert, libérant l’énergie sur un temps très court. La puissance du laser est très importante, pendant un minimum de temps, réduisant l’élévation de température dans l’appareil. La puissance est inversement proportionnelle au temps d’émission du laser.

Les paramètres du faisceau laser:

La taille du faisceau laser conditionne sa profondeur de pénétration. Pour une même couleur, les diamètres les plus gros de spots permettent de pénétrer plus en profondeur dans la peau. Les couleurs différentes ont aussi un impact sur la profondeur de pénétration.
Les paramètres suivants caractérisent le faisceau:
la longueur d’onde en nm
la durée d’émission, ou temps d’exposition en secondes : Il correspond à la durée globale d’irradiation. Il faut néanmoins différentier le mode de fonctionnement des lasers, continus ou pulsés: en mode continu, la durée d’exposition et le temps d’utilisation sont identiques alors qu’en mode pulsé, la durée d’exposition est égale au temps d’utilisation multiplié par le nombre d’impulsions et par le temps d’impulsion.
le diamètre (D) et surface du spot (π x D²)/4 en cm². Elle dépend de la surface du faisceau, de la distance laser-cible, de la présence d’éléments optiques sur le trajet du faisceau l’énergie totale déposée ou dose: en Joules (J)
la puissance P : Elle s’exprime en Watts (J / s). C’est la puissance instantanée qui importe dans les lasers pulsés. Elle est égale à l’énergie de l’impulsion laser divisée par le temps d’impulsion
la densité de puissance ou irradiance : C’est l’énergie délivrée à la cible par seconde et par unité de surface. Elle s’exprime en Watts par cm² ou m²
la densité d’énergie ou fluence (F) :C’est l’énergie reçue par unité de surface de la cible. Elle s’exprime en Joules par cm² ou m²
Surface d’exposition : C’est la surface irradiée par le laser. Elle dépend de la distance laser-cible, de la présence d’éléments optiques sur le trajet du faisceau, de la divergence du faisceau

l’interaction rayonnement laser-tissu

L’interaction laser-tissu dépend des caractéristiques du faisceau laser et des propriétés des tissus. Quatre phénomènes intéressant la lumière incidente se produisent: réflexion, diffusion, absorption, transmission. Le principal effet recherché est l’absorption du faisceau par le tissu.
L’énergie va être transformée en chaleur et provoquer un effet tissulaire proportionnel à l’élévation de température obtenue.

la réflexion:

Lorsqu’un faisceau de lumière passe d’un milieu à l’autre, d’indice différent, une partie de ce faisceau est réfléchie au niveau de la frontière entre ces deux milieux, alors que la seconde traverse cette frontière et pénètre l’autre milieu (d’où le port de lunettes: 4 à 5 % de la lumière sont réfléchis au niveau de la couche cornée).Il est important de connaître la réflexion de la lumière par les tissus afin d’évaluer la quantité d’énergie qui pourra être ensuite absorbée ou diffusée dans le tissu. L’interface air-épiderme se situe au niveau du stratum cornéum, l’interface épiderme-derme correspond à la jonction dermo-épidermique.

La transmission:

Elle correspond à la fraction du faisceau qui n’est ni réfléchie, ni diffusée, ni absorbée.
La transmission de la lumière résiduelle au tissu sous-cutané est prédominante pour les longueurs d’onde les plus courtes (300-400 nm).

la diffusion:

Le faisceau initial change de direction au contact de la cible sans perte d’énergie. La diffusion dépend de la nature du tissu. C’est un effet non recherché car concernant un volume plus important que la cible visée avec un effet atténué sur celle-ci.
La diffusion est due essentiellement au collagène du derme, et se fait vers la profondeur et latéralement. Elle diminue rapidement le flux d’énergie susceptible d’être absorbé par le chromophore cible et donc l’effet clinique sur les tissus. Dans le rouge et le proche infra-rouge, où l’absorption de la peau est faible, la diffusion est le mécanisme optique dominant, ce qui conduit à une plus forte pénétration de la lumière en profondeur, et à des volumes illuminés importants. On peut observer ce phénomène en plaçant dans le noir une ampoule sous la main: seul le rouge passe, les autres couleurs étant absorbées. L’intervalle des longueurs d’onde comprises entre 600 et 1200 nm constitue une fenêtre optique dans la peau (diffusion faible, absorption par les chromophores endogènes limitée).
La diffusion dépend de la taille des particules, de leur forme, de la longueur du rayon incident. Les tissus biologiques sont anisotropes, toutes les directions ne sont pas équivalentes. Le sang est le milieu le plus diffusant.

l’absorption:

Elle nécessite la présence d’une cible dont le spectre d’absorption correspond à la longueur d’onde du faisceau laser. Le photon est absorbé par la cible et produit un effet thérapeutique: c’est la première étape du transfert d’énergie. La lumière d’une longueur d’onde donnée transmise au travers d’un tissu dépend de son intensité initiale, de la profondeur de pénétration et de la distance d’extinction.
La pénétration de la lumière dans la peau dépend du coefficient d’absorption et du coefficient de diffusion. La profondeur de pénétration de la lumière est la distance à laquelle il ne reste que 13% des photons émis: c’est la profondeur maximale théorique. Par exemple, à 755 nm, pour 100% de la lumière incidente à la surface de la peau, 13,7 % pénètre jusqu’à 3,13 mm de profondeur: c’est la valeur maximale pouvant être atteinte à cette longueur d’onde.
D’autres facteurs influencent l’absorption tels que: le temps d’application, la densité d’énergie, la surface du spot. Plus la taille du spot augmente, plus la profondeur de pénétration augmente et s’approche de la profondeur maximale théorique. Un spot large permet d’utiliser moins d’énergie et est moins affecté par la diffusion qu’un petit spot (scattering). Cependant, l’augmentation du diamètre du spot ne permet pas d’obtenir une action en profondeur significativement différente et ne peut constituer une alternative à un choix inapproprié de la longueur d’onde.
Les principales cibles biologiques des lasers sont la mélanine (spectre: 300 à 1100 nm), l’oxyhémoglobine (spectre: 300 à 1100 nm, pic à 577 nm) et l’eau (spectre: UV, parties moyennes et extrêmes de l’Infra-Rouge). Parmi les chromophores exogènes, on trouve les encres des tatouages. L’action thermique dépend essentiellement de deux facteurs: le chromophore cible et la longueur d’onde du faisceau laser. La durée d’émission est le paramètre majeur déterminant l’action du laser sur la peau.

Les aspects biotechnologiques

Differentes sources laser

Le laser holmium : YAG

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 [13].
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 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 laserKTP/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

Le laser thulium ou 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 (rectoscope 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 16), 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. 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 17). 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 17).
La vaporisation peut être contrôlée dans une certaine mesure en changeant la densité de puissance (II sur figure 17). Néanmoins, à un certain point (III sur la figure 17) 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. [13]

Table des matières

INTRODUCTON
PREMIERE PARTIE : REVUE DE LA LITTERATURE
I. Bases physiques du laser
I.1.Rappels
I.2. Principe de fonctionnement:
I.2.1 le milieu actif
I.2.2. le dispositif d’excitation, dit système de pompage
I.2.3. Le milieu amplificateur ou cavité de résonance
I.3 Le modes de fonctionnement:
I.4.Les paramètres du faisceau laser:
I.5.l’interaction rayonnement laser-tissu
I.5.1. la réflexion:
I.5.2 La transmission:
I.5.3. la diffusion:
I.5.4. l’absorption:
I.6.Les effets photobiologiques du laser
I.6.1- L’effet électromécanique:
I.6.2. L’effet photo-ablatif:
I.6.3. L’effet photochimique ou photodynamique
I.6.4. L’effet photo-thermique:
I.6.5. La notion de temps de relaxation thermique
I.6.6. L’effet de biostimulation
I.7.La protection des tissus : refroidissement tissulaire
II. Les aspects biotechnologiques
II.1.2. Le laser holmium : YAG
II.1.3 Le laser thulium
II. 2. L’équipement d’urétéroscopie laser
II.2.1. L’urétéroscope rigide (URS)
II.2.2Uretéroscope souple (URS-S)
II.2.3. Appareil de fluoroscopie
II.2.4. Les fils guides
II.2.5 Les sondes urétérales
II.2.6. La gaine d’accès urétéral
II.2.7. Sondes à ballonnet
II.2.8 L’équipement vidéo
II.2.8.1 La colonne vidéo
II.2.8.2 La source et câble de lumière
II.2.9 L’instrument de lithotritie
II.2.10 Sondes à panier
II.2.11 L’irrigation
III.1.La pathologie lithiasique
I. Matériels et Méthodes
II. Résultats
DEUXIEME PARTIE : travail personnel
Matériels et méthodes
I.1 Types d’étude :
I.2 Cadre de l’étude :
I.3 Equipement laser et outil de gestion
I.3.4.Fil de guide :
I.3.5. Sonde urétéral
I.3.6. Gaine d’accès urétérale
I.3.9 Source et câble de lumière
I.3.10 Elément de lithotripsie
I.3.11 Sonde à panier
I.3.12 Irrigation :
I.4 Patients :
I. 4.1 Critères d’inclusion :
I.4.2 Critères d’exclusion:
I.4.3 Outils de gestion des données
I.5 Praticiens
I.5.1 Critères d’inclusion :
I.5.2 Critères d’exclusion :
I.5.3 Outils de gestion des données
– I.6 Déroulement de l’étude :
I.7 analyse statistique
II. Résultats
II.1. Equipement :
II.1.1 Appareil laser :
II.1.2 Urétéroscope
II.1.3 Fibre optique
II.1.4 Fluoroscopie :
II. 1.5 Fil de guide :
II.1.7 Gaine d’accès urétérale
II.1.8. Sonde à ballonnet :
II.1.9. La colonne vidéo
II.1.10. Source et câble de lumière
II.1.11. Sonde à panier
II.1.12. Irrigation
II.1.13. Contrôle qualité et entretien
II.2. Patients :
II.2.1 Profil épidémiologique :
II.2.1.1 Age
II.2.2. Antécédents
II.2.3. Motivation
II.2.4. Suite opératoire
II.2.4.1. Notion de douleur post opératoire
II.2.4.2. Troubles mictionnelles post opératoire
II.2.4.3. Durée d’hospitalisation
II.2.4.4. Complications infectieuses post opératoires relatées par les patients.
II.2.5. Récidives
II.2.6. Niveau de satisfaction
II.2.7. Suggestions
II.3. Praticien
II.3.1. Titre :
II.3.2. Expérience YAG
II.3.4.Taille et types des calculs
II.3.5. Siège des calculs dans l’appareil urinaire
II.3.6. Complications probables
II.3.7. Cas d’échec
II.3.8. Cas de reprise
II.3.10. Niveau de satisfaction des praticiens
3.11. Suggestions
III. Discussion
III.1 Equipement
III.2 Patients et praticiens
CONCLUSION ET RECOMMANDATION
BIBLIOGRAPHIE

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