Brevet FR2827151A1 — publié le 20030117

PROCÉDÉ DE CONTRÔLE DE LA TEMPÉRATURE TISSULAIRE INDUITE PAR UN LASER CHIRURGICAL L'invention se rapporte au domaine technique des lasers chirurgicaux. Il est souhaité depuis longtemps, lors de l'utilisation chirurgicale des lasers, de contrôler l'effet tissulaire induit, fonction de l'élévation de température tissulaire provoquée par le laser. Les applications chirurgicales des lasers sont à ce jour très variées, et certaines de ces applications illustrent la pertinence d'un contrôle thermique qui, s'il était correctement effectué, permettrait de réduire à la fois les risques traumatiques et la durée des interventions. Ainsi par exemple : - la diffusion thermique du faisceau laser lors des actes relevant des pathologies de l'oreille interne, par exemple sur les cholestéatomes, peut entraîner des lésions du nerf facial ; - la diffusion thermique lors d'interventions exploratrices et curatives en gastro-entérologie peut entraîner des lésions sur des membranes voisines de la zone de tir, par exemple sur le colon. Pour éviter de telles lésions, les techniques actuelles sont complexes et impliquent des temps d'interventions élevés, entraînant des délais d'attente des patients, d'autant plus regrettables que certaines des affections à traiter sont à évolution rapide et pronostic sévère. Certaines interventions nécessitent un contrôle tout particulier de la diffusion thermique provoquée par les tirs lasers : - la demanderesse a constaté qu'il existe un besoin en chirurgie hépatique pour des instruments contrôlant la diffusion thermique dans les indications de destruction des tumeurs du foie inopérables, en première intention ou après une ou plusieurs cures de chimiothérapie. Les chirurgiens aimeraient disposer d'une technique sûre, permettant une intervention rapide par voie endoscopique, évitant à des patients déjà faibles des temps opératoires et de convalescence lourds ; - la demanderesse a constaté qu'il existe également un besoin, en neurochirurgie, d'une technique laser permettant de traiter efficacement des lésions vasculaires ou profondes. En effet, la coagulation au bistouri électrique induit une nécrose tissulaire à chaque passage du courant dans les tissus traités et l'accès aux tumeurs profondes ou intra-vasculaires est peu facilité par les instruments chirurgicaux actuellement disponibles. On connaît déjà, dans l'art antérieur, des lasers chirurgicaux pour lesquels l'effet tissulaire du faisceau laser est quantifié par une température, l'asservissement de la puissance délivrée à la température tissulaire mesurée devant permettre le contrôle de l'effet tissulaire produit. La coagulation, l'évaporation et la carbonisation correspondent en effet à des températures précises, pour un tissu donné. La demande de brevet européen EP-A-O 212 786 décrit ainsi la récupération des longueurs d'onde de l'infrarouge au retour d'une fibre optique pour laser chirurgical, ces infrarouges parvenant à un photodétecteur relié à un comparateur, un seuil de coupure permettant l'arrêt de la source laser lorsque une valeur seuil prédéterminée est atteinte. Le brevet américain US-A-4 316 467 décrit un montage électronique permettant d'ajuster la puissance transmise par fibre optique depuis un faisceau laser vers la peau d'un patient, pour le traitement d'angiomes ou autres troubles de pigmentation de l'épiderme. Le dispositif décrit dans le document US-A-4 316 467 comprend une deuxième fibre optique permettant d'envoyer vers un photo-détecteur un signal correspondant aux variations d'absorption de l'énergie lumineuse, entre les zones claires et sombres de l'épiderme. Les brevets américains US-A-5 057 099 et US-A-5 334 191 décrivent le contrôle de la puissance laser envoyée dans une fibre optique en fonction du rayonnement infrarouge détecté en retour. L'invention vise à fournir un dispositif permettant le contrôle en temps réel de l'effet tissulaire induit par un laser chirurgical à fibre optique, ce dispositif étant compact, d'utilisation sûre et aisée pour différents types de tissus, ce dispositif devant permettre de convaincre un plus grand nombre de chirurgiens spécialistes de passer outre certains préjugés à l'encontre des lasers chirurgicaux. A cette fin, l'invention se rapporte, selon un premier aspect, à un procédé de contrôle de la température tissulaire induite par un laser chirurgical, ce procédé comprenant une étape d'échantillonnage d'au moins deux longueurs d'onde issues du tissu en cours de traitement et supérieures à la longueur d'onde émise par le laser et une étape de calcul du rapport entre ces deux longueurs d'onde échantillonnées, la valeur de la température tissulaire étant corrélée aux valeurs de ce rapport. Selon une caractéristique, les longueurs d'onde échantillonnées sont prédéterminées dans une gamme de longueurs d'onde comprises entre 1000 et 2500 nanomètres. L'invention se rapporte, selon un deuxième aspect, à un dispositif pour la mise en oeuvre du procédé tel que présenté ci-dessus, ce dispositif comprenant un séparateur analyseur apte à séparer le laser thérapeutique et la lumière émise par le tissu en cours de traitement. Selon une caractéristique, le séparateur analyseur comprend des miroirs mono-raie logés dans une enceinte noire fermée. L'invention se rapporte, selon un troisième aspect, à un laser chirurgical comprenant un dispositif tel que présenté ci-dessus, ce laser comprenant une fibre optique conduisant le faisceau laser de traitement des tissus et conduisant en retour le rayonnement tissulaire, dont les longueurs d'ondes à échantillonner. Selon diverses réalisations, le laser présente les caractères suivants, éventuellement combinés : - un faisceau de visée est transmis par la fibre ; - il est choisi parmi le groupe comprenant les lasers NdNag, les lasers HolmiumNag, les lasers diodes ; - il comprend une cavité laser diode de type GainAs ; - il émet sur une longueur d'onde de 960 nanomètres ; - sa puissance est comprise entre environ 1 watt et environ 100 watts, de préférence entre 30 et 100 watts ; - le diamètre de coeur de fibre est compris entre 200 et 800 micromètres ; - la fibre comprend un coeur en silice revêtu d'une gaine (cladding) en polymère de type HCS, ou un coeur en silice revêtu d'une gaine (cladding) en silice dopée. D'autres objets et avantages de l'invention apparaîtront au cours de la description suivante de modes de réalisation, description qui va être effectuée en se référant à la figure unique annexée représentant schématiquement un séparateur analyseur mis en oeuvre dans l'invention. Le schéma optique du séparateur analyseur est donné sur la figure annexée. Ce séparateur analyseur est logé dans une enceinte noir fermée 1. Dans cette enceinte 1, une cavité laser 2 émet un faisceau laser thérapeutique 3. Dans un mode de mise en oeuvre, cette cavité laser est de type diode GainAs émettant sur une longueur d'onde de 960 nanomètres, de puissance maximum de 100 watts. Pour obtenir cette puissance dans une mise en oeuvre, 50 diodes de 2,5 watts maximum chacune sont utilisées, soit 2 barrettes de 25 ou 3 barrettes de 17 diodes. Une puissance maximum de 100 watts ne permettant pas l'utilisation de petits diamètres de fibres, un connecteur 4 permet la limitation de puissance en fonction du diamètre de la fibre. Ce connecteur assure éga ement une correction de la taille du point d'injection de la puissance dans la fibre. 1 Dans un mode de mise en oeuvre, ce connecteur comprend un diaphragme conique doré sous vide sur une épaisseur de 5 micromètres. L'utilisation d'un tel connecteur permet l'emploi de fibres de diamètre de coeur compris entre 200 et 800 micromètres, ces fibres comprenant un coeur en silice revêtu d'un cladding en polymère dur (de type HCS) ayant un faible coût mais un indice de transmission moyen. Dans un autre mode de mise en oeuvre, ces fibres comprennent un coeur en silice revêtu d'une gaine (cladding) en silice dopée présentant un indice de transmission maximum mais un coût important. L'alimentation de la cavité laser 2 est de type à découpage. Le refroidissement de la cavité laser 2 est effectué, dans un mode de mise en oeuvre, par des éléments PELTIER. Le nombre d'élément nécessaire sera calculé, par un homme du métier, en fonction de la quantité de chaleur à dissiper. Afin de permettre l'utilisation du laser dans de parfaites conditions de sécurité, le séparateur analyseur comprend : - 2 cellules de mesure de puissance 5,6 associées à des miroirs de renvoi 7,8 placés sur le trajet du faisceau laser thérapeutique en sortie de cavité 2 ; - au moins deux cellules de mesure infrarouge 9 associée à des moyens séparateurs tels que miroirs mono-raie aptes à séparer le laser thérapeutique, le faisceau de visée 11 émis par un laser de visée 12, la lumière réfléchie par le tissu en cours de traitement et la lumière infrarouge émise par le tissu. L'exposition des tissus au laser thérapeutique conduit à émission de lumière infrarouge par le tissu, lumière infrarouge qui est récupérée dans la fibre, transmise dans la cavité 1, filtrée par les miroirs mono-raie 10 et analysée par au moins deux cellules de mesure 9. Dans un mode de mise en oeuvre, afin d'éviter toute dérive liée à la pollution d'un des filtres, le signal de retour infrarouge est séparé en deux parties, les deux signaux obtenus étant alors comparés, leur valeur moyenne étant validée si les valeurs des deux signaux ne sont pas différents de plus de 5%. Cette valeur moyenne est transmise à un microprocesseur pour comparaison avec une valeur étalon sélectionnée par le chirurgien en fonction de l'effet choisi. La demanderesse a en effet constaté que les valeurs de seuil de température correspondant respectivement à la dénaturation, à la coagulation, à l'évaporation et à la carbonisation des tissus ne varient pas sensiblement d'un tissu à l'autre, pour la plupart des tissus concernés par l'emploi chirurgical des laser. Par exemple, la coagulation tissulaire s'effectue entre 620 et 900C. Ainsi, la coagulation directe est liée à l'absorption par l'hémoglobine et l'oxyhémoglobine. Pour une longueur d'onde de 960 nanomètres, également absorbée fortement par l'eau, il est ainsi possible de coaguler sans couper, de coaguler et couper, ou de couper sans coaguler. Le dispositif selon l'invention permet de contrôler, quasi en temps réel, la température tissulaire dans la zone en cours de traitement par laser, ce contrôle de température, permettant un asservissement de la puissance du laser de traitement de sorte à maintenir une température tissulaire sensiblement constante. Ainsi, par exemple, une correction de la valeur de puissance délivrée pourra être effectuée afin que la valeur moyenne des signaux infrarouges détectés ne s'écartent pas de plus de 5% de la valeur de référence étalon sélectionnée par le chirurgien en fonction de l'effet choisi. Un tel dispositif permet l'accès au laser à tout type de chirurgien et de chirurgie, puisque les seuils de température critique sont déterminés par avance, permettant ainsi une utilisation en toute sécurité. REVENDICATIONS 1. Dispositif de contrôle de la température tissulaire induite par un laser chirurgical, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens d'échantillonnage d'au moins deux longueurs d'onde issues du tissu en cours de traitement et supérieures à la longueur d'onde émise par le laser, et des moyens de calcul du rapport entre ces deux longueurs d'onde échantillonnées, et des moyens de corrélation entre la valeur de la température tissulaire et les valeurs de ce rapport. 2. Dispositif selon la revendication 1 caractérisé en ce que les longueurs d'onde échantillonnées sont prédéterminées dans une gamme de longueurs d'onde comprises entre 1000 et 2500 nanomètres. 3. Dispositif selon la revendication 1 ou 2, caractérisé en ce qu'il comprend un séparateur analyseur apte à séparer le laser thérapeutique et la lumière émise par le tissu en cours de traitement. 4. Dispositif selon la revendication 3, caractérisé en ce que le séparateur analyseur comprend des miroirs mono-raie (10) logés dans une enceinte noire fermée (1). 5. Laser chirurgical comprenant un dispositif tel que présenté dans l'une quelconque des revendications 1 à 4, caractérisé en ce qu'il comprend une fibre optique conduisant le faisceau laser de traitement des tissus et conduisant en retour le rayonnement tissulaire, dont les longueurs d'ondes à échantillonner. 1 6. Laser selon la revendication 5, caractérisé en ce qu'un faisceau de visée (11) est transmis par la fibre. 7. Laser selon l'une quelconque des revendications 5 ou 6, caractérisé en ce qu'il est choisi parmi le groupe comprenant les lasers Nd/Yag, les lasers Holmium/Yag, les lasers diodes. 8. Laser selon la revendication 7, caractérisé en ce qu'il comprend une cavité laser diode de type GainAs. 9. Laser selon l'une quelconque des revendications 5 à 8, caractérisé en ce qu'il émet sur une longueur d'onde de 960nanomètres. 10. Laser selon l'une quelconque des revendications 5 à 9, caractérisé en ce que sa puissance est comprise entre environ 1 watt et environ 100 watts, de préférence entre 30 et 100 watts. 11. Laser selon l'une quelconque des revendications 5 à 10, caractérisé en ce que le diamètre de coeur de fibre est compris entre 200 et 800 micromètres. 12. Laser selon la revendication 11, caractérisé en ce que la fibre comprend un coeur en silice revêtu d'une gaine en polymère de type HCS. 13. Laser selon la revendication 11, caractérisé en ce que la fibre comprend un coeur en silice revêtu d'une gaine en silice dopée.