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Comment se génère l’effet thermique qui aboutit à la sclérose de la veine ?
Il est la résultante de trois étapes successives
Conversion de la lumière
Caractéristiques optiques
1.
2.
3.
Paramètres thermiques
1.
2.
Conversion thermique
Réflexion
Absorption
Diffusion
Transfert de chaleur
Diffusivité
Conductivité
Coefficients de dénaturation Processus de dénaturation
1.
2.
Susceptibilité thermique
Energie d’activation
Conversion de lumière en chaleur :
C’est l’étape optique, pendant laquelle la lumière émise à l’extrémité de la fibre optique, va diffuser dans le sang.
Il existe une atténuation de la lumière au fur et à mesure de la profondeur de pénétration, cette atténuation est
régie par une loi de décroissance exponentielle dite loi de BEER-LAMBERT.
Cette atténuation implique dans cette équation un coefficient de diffusion µs, et d’absorption µa. Elle intègre
aussi un coefficient de réflexion de la lumière, spécifique au tissu concerné. Io représente l’intensité laser
produite au moment du tir.
Loi de Beer-Lambert
I0
Intensité
Réflexion
Absorption
I = I0 (1-R) e – (µa + µs) . d
Diffusion
0,37 I0
d
P = Profondeur de pénétration
Distance d’extinction de la lumière dans le
sang suivant différentes longueurs d’onde
δ (Cm)
δ = 1 / 3 µa (µa + µs)
0,25
0,216
0,2
0,193
0,15
0,134
0,1
810 nm
940 nm
980 nm
0,05
0
Voici les coefficients optiques pour différentes longueurs d’onde pour le calcul de la distance d’extinction
correspondante ( = distance au delà de laquelle il n’y a plus de diffusion de lumière) :
 = 1/( 3a (a + s’)) :
µa = coefficient d’absorption, µs = coefficient de diffusion,
µs’ = coefficient de diffusion réduit = µs (1-g), g étant l’isotropie
LONGUEUR
D'ONDE (NM)
665
960
800
940
980
A (CM-1)
S’ (CM-1)
 (CM)
1.3
6.11
0.186
2.84
3.84
0.132
2.01
7.12
0.134
1.2
6.21
0.193
1.05
5.78
0.216
Ces calculs montrent que la distance jusqu'à laquelle il y a conversion de lumière est de l'ordre de 1.4 à 2 mm.
C'est ainsi que ce processus de conversion de lumière définit un volume chauffé "primaire" à partir duquel, il va
y avoir un transfert de chaleur. C'est ce transfert vers un volume, dit « secondaire », qui va principalement
contribuer au dommage tissulaire final.
L’isotropie évalue la forme du champ de diffusion des photons dans le tissu concerné. Plus ce champ est
directionnel (forme oblongue), plus l’isotropie g se rapproche de 1. Moins il est directionnel (forme sphérique),
plus elle se rapproche de 0. Elle est en fait la représentation de l’angle moyen de diffusion des photons dans le
milieu.
Laser : facteur d’isotropie g
g = 0,6
g = 0,4
g = 0,7
g=0
g = < cos θ > (0 < g < 1)
Transfert de chaleur :
Cette étape aboutit à la création d’un gradient de température dans le volume sanguin et le tissu concerné. Le but
de la génération de chaleur est son transfert vers la paroi de la veine, ce qui implique un processus de
conduction de chaleur. Chaque tissu se caractérise par sa capacité à transporter la chaleur par un état stationnaire
qui est la conductivité thermique et un état dit transitoire qui est la diffusivité thermique. Cette dernière dépend
du temps de relaxation thermique (TrT) : il correspond à la durée nécessaire pour que l’énergie thermique
remplisse un volume « primaire » puis diffuse à l’extérieur en définissant un volume secondaire, où la
température est équivalente ou supérieure à 50 % de la valeur maximale atteinte. On estime que dans le tissu
veineux , ce front de chaleur se déplace à 1,25 mm par seconde. Pendant ce temps, la cible refroidit. L’équation
se rédige ainsi : TrT = D2 / C.k
D = dimension du volume primaire
3
2 -1
k = diffusivité thermique (1,7 .10- cm .s pour le sang).
Le coefficient C va dépendre de la géométrie de la cible : dans le cas d’une sphère C=27, dans le cas d’un
cylindre C=16, dans le cas d’une surface plane C=4.
Si on considère que le volume primaire est une sphère de 2 mm, le TrT est de 0.9s. Cela signifie que si le temps
de tir est inférieur ou égal à cette durée, seul ce volume sera effectivement chauffé. On comprend donc aisément
qu'il est nécessaire d'augmenter le temps de tir afin qu'il y ait une élévation de chaleur de la totalité du vaisseau
et de la paroi de celui-ci. Si on maintient l'irradiation, la chaleur va diffuser progressivement du volume primaire
avec une vitesse de l'ordre de 1.25 mm/s.
Ce tableau propose les durées d'irradiation a priori nécessaires pour chauffer le volume sanguin contenu dans des
vaisseaux de différents diamètres.
Diamètre (mm)
Temps de tir (s)
2
4
6
8
12
15
20
25
0.9
1.7
2.5
3.3
4.9
6.1
8.1
10.1
Des mesures expérimentales de températures ont été réalisées sur un modèle porcin (810 nm, 8-15 W, 1-2s) et
mettent en évidence une température externe à 40,8 °C à 8W/1s puis 48,9 °C à 8 W/2s, 47,1 °C à 10 W/1s et 49,1
°C à 10 W/1,5 s . Ces températures chutent de 30 % si une intumescence (injection d’anesthésique dilué le long
de la veine qui génère un « matelas » de protection thermique autour de la veine) est réalisée ; à 15 W/0,5 s la
température passe de 44 à 34,5 °C. En 980 nm (15 W, Te -1,5 s, Tr -1,5 s, retrait de 3 mm à chaque tir) un travail
effectué sur 63 saphènes détermine l’influence d’une intumescence sur la température périveineuse. La
température mesurée était de 27,7 °C contre 31,3 °C sans intumescence. La baisse moyenne de température
enregistrée était de 3,4 °C en cas d’intumescence. Les températures maximales 12,1 °C d’augmentation (max
40,9 °C) pour le groupe intumescence (I) et 20,6 °C (max 49,8 °C) pour le groupe sans intumescence (II). En fin
de procédure on notait 30,9 °C pour le groupe I et 35,9 °C pour le groupe II.
Des mesures des températures moyennes maximales intra-vasculaires enregistrées lors des tirs de 729 °C (pic à
1334 °C) contre 85°C pour la radiofréquence. Un travail expérimental sur jugulaire de chèvre montre une mesure
endo-veineuse avec une augmentation moyenne de température de 93 °C à 4 mm en distalité de l’extrémité de la
fibre, 307 °C à 2 mm, 729 °C au niveau de l’extrémité de la fibre et de 231 °C à 2 mm en proximalité de son
extrémité. Ces températures élevées ne signifient pas qu’il y aura des lésions à la surface de la peau, par
exemple. Ce qui compte, c’est le volume dit « primaire » dans lequel va se maintenir une telle température, et
pendant combien de temps.
Un modèle mathématique a été établi suivant que les tirs sont pulsés ou continus (vitesses de retrait de 1 à 3
mm/s) sur des vaisseaux de 3 et 5 mm de diamètre. En mode pulsé, 15 - 50 J/cm sont nécessaires pour obtenir
une lésion intimale alors qu’en mode continu il faut 65 - 100 J/cm. Le retrait discontinu de la fibre nécessite une
certaine précision faisant préférer le retrait automatisé par certains auteurs.
Dans un second travail, ce même modèle est appliqué à l’étude comparative du 980 nm (mode continu, 50-160
J/cm, 10-32 W, retrait 2 mm/s) avec le 1320 nm Nd :YAG (mode pulsé, 135 W, 1,2 ms, F 30-50Hz). Le 1320 nm
nécessite moins d’énergie pour altérer toute la paroi vasculaire. Il est conclu que le 980 nm et le 1320 nm
présente des résultats voisins en terme d’occlusion, avec des effets indésirables qui sont cliniquement proches
dans les différentes études. L’influence des longueurs d’onde testées 810 ou 980 nm reste minime. Voici les
résultats de quelques simulations (Société Osyris):
En abscisse (ligne horizontale) est évaluée la longueur de veine, en ordonnée (ligne verticale) le diamètre de
veine traitée. Les couleurs évaluent le niveau de lésion.
Pour visualiser la simulation, cliquez au centre du cadre. La première simule un retrait régulier de la fibre avec
un tir continu, les trois suivantes montrent des tirs discontinus en espaçant progressivement ces tirs de 3 mm,
puis 5 et 7 mm. Dans cette dernière procédure, on constate qu’il persiste des zones entre chaque tir, où il n’y a
pas de sclérose thermique.
Dommage tissulaire :
La troisième étape est l'étape thermo-chimique qui va conduire au dommage tissulaire, et par conséquent à la
dénaturation ou à la destruction du tissu. La connaissance de la cinétique de cette transformation est nécessaire
pour comprendre le processus de coagulation. Cette cinétique dépend de la température des tissus et de son
évolution temporelle. Les vitesses de dénaturation tissulaire dépendent de la structure moléculaire des tissus à
transformer ; le très grand nombre d'états vibrationnels accessibles dans la plupart des molécules des tissus
biologiques nécessitent d'une part des vitesses élevées, de l'ordre de quelques millisecondes pour des volumes de
3
quelques mm , à plusieurs secondes pour des volumes de l'ordre du cm3. D'autre part, la modification des
différents constituants tissulaires requiert des cinétiques de transformation et des énergies d'activation très
différentes. Afin d'exprimer le dommage tissulaire de manière homogène pour les différents tissus concernés,
une équation a été proposée qui définit un état de transformation à la fois en fonction de la température et du
temps. La plus ou moins grande sensibilité (susceptibilité) des tissus à une élévation de température doit donc
être considérée dans la recherche d'une action thermique spécifique.
 = Aexp (-Ea/RT(t)).dt =  d/dt.dt
d/dt: cinétique de la dénaturation thermique
-1
1
R: constante des gaz parfaits: 8,3 J.°K .molT(t): température du tissu en °K, au temps t
A et Ea: constantes évaluées à partir de données expérimentales pour chaque tissu.
-1
A: est définie comme la susceptibilité thermique du tissu en s
-1
Ea: énergie d'activation par mole/constante molaire du tissu en KJ.mole
Cette formalisation mathématique permet d'une part de quantifier le dommage tissulaire, d'autre part de
représenter le dommage thermique sous la forme d'isodommages qui peuvent être aisément corrélés aux résultats
d'une étude histologique. L'isodommage =1 correspond à l'apparition de la coagulation tissulaire.
Processus de dénaturation
Courbe d'isodommage
Température (°C)
60
Irréversibilité
>1
Coag
Réversibilité
50
40
Coagulation  = 1
Irréversibilité  > 1
Réversibilité  < 1
30
20
10
0
10"
20"
30"
60"
2'
Temps d’exposition
3'
5'
10'
Ce tableau fait la synthèse des valeurs rapportées dans la littérature pour le sang et pour la paroi des vaisseaux .
TISSU CIBLE
SANG
PAROI VASCULAIRE
-1
A (S )
7.6 X 1066
5.6 X 1063
-1
Ea (KJ.mole )
448
430
Il apparaît clairement que les valeurs de A et Ea sont plus faibles pour la paroi (plus résistante au dommage
thermique) que pour le sang. Afin de coaguler la paroi, l'énergie à apporter doit donc être plus importante, et
par conséquent il est donc nécessaire de chauffer plus longtemps le vaisseau si l’on veut coaguler le contenant
(paroi) et non pas uniquement le contenu (sang). Par analogie à la cuisson d’un œuf, le blanc va cuire avant le
jaune…En utilisant ces données et pour une température de 75°C, les calculs montrent que ce temps devrait être
augmenté d'un facteur 2.7.
Dans la fenêtre optique 800-1000 nm, l'absorption par le sang est sensiblement équivalente. Avec la technique
optique (monofibre de diamètre 400 ou 600 µm), le volume "primaire" où la lumière est convertie en chaleur est
relativement faible. C'est donc le processus de diffusion de chaleur qui va permettre de chauffer la totalité du
vaisseau. Le calcul du TrT permet de déterminer le temps nécessaire à la coagulation intravasculaire. La cible
étant finalement la paroi vasculaire, le calcul montre que les temps proposés (correspondant au chauffage de la
totalité du volume sanguin) devraient être idéalement augmentés d'un facteur 2.9 afin de coaguler la paroi
vasculaire.
Il semble exister un seuil d’énergie mesurée en J/cm de veine traitée évalué à 50-80 J/cm suivant les auteurs, à
partir duquel l’occlusion complète et durable est garantie. C’est pourquoi, le compte rendu opératoire doit
mentionner cette longueur de veine traitée avec les autres paramètres. Il a été démontré que le seuil d’énergie
minimale délivrée (sur 111 veines suivies sur 5 mois en moyenne) est évalué à 80 Joules/Cm. Un minimum de
50 J/cm est requis pour être efficace selon de nombreux auteurs. Il peut être porté à 120 J/cm pour des veines de
calibre supérieur à 15 mm. Le marquage cutané préopératoire doit donc intégrer ces données pour optimiser le
résultat. Certains démontrent qu’en augmentant la puissance de 15 à 30 W (Fluence moyenne de 12,8 à 35,1
J/cm²) en 940 nm sur 114 grandes veines saphènes, le taux d’occlusion à 12 mois passe de 82,7 à 97 % à un an.
Certains auteurs rapportent un phénomène d’ébullition visualisé en échographie. Il s’agit en fait d’un
changement d’état de phase avec coagulation thermique des protéines du sang. L’ébullition et la génération de
bulles de vapeur sont théoriquement impossibles, car la chaleur latente de l’eau est de 2675,43 J / gramme à 1
bar de pression ; c’est à dire qu’il faut fournir 2675 J, pour amener 1 g d’eau à l’état de vaporisation. A 5 bars,
elle est de 2107,42 J/g, en supposant qu’on puisse atteindre une telle pression lors du tir laser. C’est
techniquement impossible dans le cadre d’un procédure LEV. Au total, plus la veine est grosse, plus on va
chauffer longtemps, plutôt que d’augmenter la puissance du tir.