E LASER MÉDICAU

III.E.1. I

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L'action thérapeutique de l'énergie laser est basée sur la propriété de la lumière laser elle-même et le complexe d'interaction entre le laser et le tissu. [48, 49] [50]. La peau peut être schématisée par une superposition de trois couches d'épaisseur variable et de

Chapitre I

Introduction: Laser

composition hétérogène. Ainsi, l'atteinte d'une cible précise au sein d'un organe, dépend de nombreux facteurs, et particulièrement de l'interaction lumière-tissu.

En générale, l'interaction entre le tissu et la lumière peut être caractérisée par trois principes optiques de base: la réflexion, l'absorption et la diffusion.

Lorsqu'un faisceau de lumière passe d'un milieu à un autre avec un indice différent. Une partie de ce faisceau est réfléchie au niveau de la frontière entre les deux milieux, alors qu'une seconde partie traverse cette frontière et pénètre le second milieu. Au niveau des milieux opaques, tel que la peau le phénomène de réfraction laisse place à l'absorption et la diffusion.

Dans la peau, on parle du phénomène de réflexion dans le cas d'interface des milieux à indice optique très différent. Ainsi deux grandes frontières se distinguent: air-épiderme et épiderme-derme. La première est constituée du stratum corneum qui avec sa forte irrégularité de surface reflète la lumière d'une manière diffuse. La deuxième est représentée par la jonction dermo-épidermique.

La présence d'invagination épidermique dans le derme, la différence de structure et de texture entre les deux couches et la présence de chromophores de la peau peut modifier la réflexion de la lumière.

Lorsque la lumière incidente traverse un matériau non diffusif, son atténuation est seulement due à l'absorption. Lors de ce processus l'énergie lumineuse est soit convertie en chaleur soit entraîne la disruption de molécule. L'absorption de la lumière par un matériau dépend de divers facteurs: la constitution en atomes et molécules, la longueur d'onde du rayon lumineux utilisé et la concentration d'agent absorbant.

Au niveau cutané, le tissu renferme des agents absorbants sous forme de chromophores endogènes ou exogènes. Les chromophores endogènes sont principalement composés de protéines, d'hémoglobine, d'eau et de mélanine ou aussi l'ancre de tatouage (Figure 10). Les composants cutanés et ces chromophores ont des spectres d'absorption avec des différents piques d'absorption en fonction des longueurs d'ondes.

Figure 10: Spectre d'absorption des principaux chromophores endogènes (documentation Cohérente)

Selon la première loi de la photobiologie (loi de Grotthus-Draper) la lumière doit être absorbée par le tissu pour exercer un effet, alors que la transmission et la réflexion ne produisent pas d'effet. D'ailleurs, l'eau absorbe dans la région infrarouge (IR), les protéines absorbent dans la région des ultraviolets (UV). Afin d'atteindre un chromophore qui absorbe, dans le spectre visible il est très important de tenir compte de l'absorption des autres chromophores.

Le rapport entre la pénétration d'un faisceau et l'absorption tissulaire nécessite l'utilisation de faisceau avec des longueurs d'onde peu absorbées afin d'atteindre des cibles profondes (Figure 11).

Chapitre I

Introduction: Laser

Figure 11: Profondeur de pénétration de la lumière dans la peau pour différentes longueurs d'onde exprimée en (%) d'énergie traversant l'épiderme et/ou le derme (Illustration des auteurs d'après données publiées par Sliney et

Worlbarsh – 1980[51])

Le troisième devenir de la lumière au sein d'un tissu est la diffusion. Cette propriété est définie comme étant l'interaction du photon avec la matière à l'issu de laquelle la direction du photon incident est modifiée. Pour un tissu donné, la part respective de l'absorption et de la diffusion dépend de la longueur d'onde du rayon incident. Dans la peau le phénomène de la diffusion est essentiellement localisé dans le derme et est principalement induit par la présence des fibres de collagène.

III.E.2. L'

L'action de la lumière sur un tissu génère une grande variété d'interaction. Cette diversité dépend du grand nombre de paramètres mis en jeu dans ce type d'interaction tels que les paramètres optiques du tissu (réflexion, absorption, diffusion), les caractéristiques physiques de la cible, et les caractéristiques de la source laser.

Les actions du laser sur le tissu peuvent être classées en quatre catégories, à savoir un effet photochimique, photothermique, photomécanique et photoablatif. Ces effets dépendent uniquement de la durée de l'impulsion, pour une même dose d'énergie, (Figure 12).

Durée d'émission (s) Irradi ance (W /c m²) Effet Photochimique Effet photothermique Effet photoablatif Photodisruption Ablation induite par plasma Effets photomécaniques 10-15 10-12 10-9 10-6 10-3 1 103 103 106 10-6 10-3 1 103 109 1012 1015 1018

Figure 12: Répartition des effets produits par les lasers sur le tissu biologique en fonction de la durée d'émission et de l'irradiation (d'après Boulnois – 1986)[52]

Cependant, ces effets ne peuvent pas être strictement séparés en fonction de la durée d'émission. Or, les effets photothermiques jouent un rôle important aussi bien dans le déroulement du processus photochimique que dans le processus photomécanique.

Effet photochimique: il s'agit d'un effet de la lumière sur les molécules et les tissus. Cet effet est représenté dans la thérapie photodynamique (PDT). Le principe de la PDT consiste à marquer un tissu biologique par un photosensibilisant puis à irradier la zone à traiter avec un laser dont la longueur d'onde correspond à un pic d'absorption du photosensibilisant. Après excitation de la molécule, la molécule retrouve son état basal, engendre soit une dégradation thermique, soit une émission de rayonnement fluorescent, soit par un transfert énergétique intramoléculaire à l'origine des réactions phototoxique permettant la génération d'agent cytotoxiques. (Ex.: dérivés porphyriques)

Effet photothermique: ce terme renferme un large groupe de types d'interactions caractérisées par un changement de température significatif au sein du tissu irradié. En fonction de la durée du chauffage réalisé, et de l'élévation de la température du tissu, différents effets se distinguent comme l'hyperthermie, la coagulation, la volatilisation, la carbonisation.

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Le processus de l'effet photochimique résulte de la succession de trois phénomènes: i) la conversion de la lumière laser en chaleur par excitation et agitation moléculaire, ii) le transfert de la chaleur dans le milieu et iii) la réaction tissulaire dépendante de la température.

L'utilisation d'un laser ayant une durée d'émission très brève (10ps<x<100ns) génère au niveau des tissus des effets photomécanique. Ainsi la génération d'impulsions laser sub-microseconde, associée au fait de pouvoir focaliser de manière quasi ponctuelle le faisceau laser grâce à sa cohérence spatiale, permet d'obtenir des densités de puissance qui dépasse le gigawatt/cm² et qui sont à l'origine de l'effet photomécanique. Les interactions de ce type permettent d'obtenir de très haute température, sans carbonisation des tissus adjacents, grâce à leur temps d'interaction qui est très court par rapport au temps de relaxation thermique des tissus.

En fonction de l'irradiance (W/cm²) utilisée, on peut distinguer deux types d'effets: effet électromécanique et thermomécanique.

III.E.3. L

Plusieurs types de lasers sont utilisés dans la chirurgie laser de la peau (cf.Annexe..2). Ces lasers peuvent être classés en fonction de leur mode d'émissions. Ainsi, on distingue:

Les lasers à longueur d'ondes continues: comme le CO2 à longueur d'onde continue,

ainsi que la vieille technologie argon émettant un rayon de lumière avec une longue durée d'exposition, induisant une dégradation tissulaire non sélective.

Les lasers à longueur d'onde quasi continue: comme les lasers KTP (potassium- titanyl-phosphate), le Krypton, et le laser APTD (Argon Pumped Tunable Dye), envoyant des rayons à longueur d'onde continue en petits segments et produisant une interruption de l'émission constante du laser.

Le système des lasers pulsés: émet une lumière laser à énergie très élevée, dans une ultracourte pulsation, avec une durée d'interpulsation relativement longue (0,1-1s). Ce système peut avoir une longue pulsation, tel que le PDL (Pulsed Dye Laser) avec une durée de pulsation comprise entre 450ns et 40ms ou à très longue pulsation (5-100ns), comme le QS (quality-switched) alexandrite ou aussi le neodymium: yttrium- aluminium-garnet (Nd:YAG). Les lasers QS possèdent un volet électro-optique, qui permet la libération de l'énergie stockée dans la cavité laser, en une rafale de courte pulsation de forte énergie, délivrant ainsi une énergie qui s'élève à 109W.

Basé sur le même principe, les laser Erbium:YAG sont utilisées en chirurgie esthétique pour le relissage des imperfections cutanées. Le laser Er:YAG pompé par flash peut fonctionner à une cadence de 10 à 50 Hz (barreau et lampe avec refroidissement par circulation d'eau) puisqu'il présente une bonne conductivité thermique. Il peut délivrer

des impulsions de 200 µs avec une énergie de 1 Joule bien que le rendement de ce laser ne soit faible, l'intérêt majeur de celui-ci est son absorption par l'eau, qui est de 10 fois supérieur à celle du CO2 (Figure 13).

Le terme superpulsé est réservé au laser CO2, qui est modifié pour produire une très

courte pulsation, permettant une réduction du dommage thermique ainsi qu'une évaporisation de tissu.

Figure 13: Spectre d'absorption de l'eau (d'après S.Mordon)

Les systèmes pulsés à longueur d'onde quasi continue (à l'opposé des systèmes à longueur d'onde continue) sont les mieux adaptés pour la chirurgie cutanée, car leur action est basée sur le principe de la photothermolyse sélective, dû le temps de relâchement thermique très court, de la plupart des chromophores cutanés. Ainsi, le choix du laser doit se baser sur les caractéristiques individuelles d'absorption du chromophore cible.

Chapitre I

Objectifs