Laser is the acronym of “Light Amplification by Stimulated Emission of Radiation”. Lasers produce or amplify coherent and directional light radiation at wavelengths in the optical range of electromagnetic waves that cover infrared, visible and ultraviolet. A laser is defined by three main elements (Contenu_04.html):
• | an amplifying medium (solid, liquid or gas) that exploits the atom, molecule, ion or electron capacity to deliver energy in order to increase the power of a light wave according to the principles of stimulated (± spontaneous) emission;
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• | a pumping system to produce the light energy that will be amplified. It can be optical (e.g. sunlight, flash lamps, continuous arc lamps or tungsten filament lamps, laser diodes, or other lasers), electrical (e.g. discharges in gas tubes, electric current in semiconductors) or even chemical;
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• | the wavelength of the produced light radiation.- a pumping system to produce the light energy that will be amplified. It can be optical (e.g. sunlight, flash lamps, continuous arc lamps or tungsten filament lamps, laser diodes, or other lasers), electrical (e.g. discharges in gas tubes, electric current in semiconductors) or even chemical.
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Laser emission can be continuous or pulsed, but only the second mode is suitable for endocorporeal laser lithotripsy (ELL). In ELL, the laser emission is transmitted by a laser fiber, connected to the laser generator and introduced into the operating channel of the endoscope. This pulsed emission occurs in an aqueous medium, consisting of a mixture of saline solution, urine and iodinated contrast medium. The creation of vapor bubbles that participate in the laser emission transmission from the fiber tip to the stone is frequently referred to as the “Moses Effect”. It is constant, whatever the laser source used [1, 2, 3, 4, 5].
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| Laser sources for endocorporeal laser lithotripsy |
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Holmium: Yttrium-Aluminum-Garnet (Ho:YAG) |
The Ho:YAG laser is currently the reference tool for ELL [5, 6]. There are low-power (LP-Ho:YAG) and high-power (HP-Ho:YAG) Ho:YAG laser generators, with different numbers of laser cavities. As each cavity has a maximum power of 30 watts, the 120W HP-Ho:YAG generators have four identical cavities stacked together. Consequently, the heat generated, one of the major problems of Ho:YAG lasers, requires a vapor-compression cooling system to maintain an acceptable temperature. This explains the relatively large size and noise of these generators, compared with LP-Ho:YAG lasers [5, 6].
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Thulium Fiber Lasers (TFL) |
TFL have been recently introduced for ELL, and are now authorized and clinically evaluated as an alternative to Ho:YAG lasers [7, 8, 9, 10]. TFL and Ho:YAG lasers have different technological characteristics that are summarized in Table 1.
A meta-analysis [11] included 22 non-comparative studies and evaluated the operative outcomes and complications of ELL with HP- and LP-Ho:YAG lasers separately. The stone-free rate did not differ between groups (82 vs. 81%, P >0.05), but the operative and laser activation times were shorter in the HP-Ho:YAG group. Currently, clinical data are insufficient to conclude on the advantages of HP-Ho:YAG versus LP-Ho:YAG generators.
A recent literature review discussed the in vitro and clinical results for TFL [12]. The authors acknowledge that TFL physical properties and efficacy have been confirmed in clinical practice, but comparative clinical studies between Ho:YAG and TFL are still rare [5, 6, 13, 14, 15, 16]. To date, seven clinical trials reported TFL superiority compared with Ho:YAG lasers: shorter operating times, higher stone dusting and ablation rates, and satisfactory intraoperative vision [9, 17, 18, 19, 20, 21]. A recent prospective randomized clinical trial compared Ho:YAG laser and TFL [10]. The stone-free rate was significantly higher in the TFL group than Ho:YAG group for kidney stones (86 vs. 49%; P =0.001). Operating time was shorter in the TFL group (49 vs. 57minutes; P =0.008), whereas laser activation times did not differ between groups. However, the expert committee considers that this first randomized controlled study is insufficient to confirm TFL superiority over Ho:YAG lasers [22] (Recommendation table 1).
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| Main parameters for endocorporeal laser lithotripsy |
To set up the laser generator for ELL, the following parameters are important:
• | period: time between the start of one laser pulse and the next;
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• | energy (J): amount of energy delivered during a period;
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• | frequency (Hz): number of laser pulses emitted in 1 second;
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• | pulse duration (PD; μs): the actual time of the pulse in one period. PD can be short (SP: 200–400μs) or long (LP: > 800μs);
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• | power (W): the laser power can be subdivided in three distinct entities: ∘ | peak power: maximum power during the pulse,
| ∘ | instant power: power level at a given moment of the pulse,
| ∘ | average power (AP): the power level indicated by the laser generator.
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Figure 1 summarizes the main parameters for ELL [5].
Figure 1.
Pulsed laser emission.
In TFL, peak power is correlated with pulse duration, unlike in Ho:YAG [13]. This is because TFL pulse profile is uniform and stable over time, whereas Ho:YAG has a peak followed by a rapid decay. Therefore, with TFL, setting the peak power is equivalent to setting the pulse duration (i.e., an increase in peak power corresponds to a decrease in pulse duration and vice versa), but not with Ho:YAG (pulse duration must be directly set) [5, 6, 13].
Before setting up a laser generator for ELL, the operator must define the stone treatment objective:
• | dusting: stone dusting and production of fine fragments that can be spontaneously expulsed [ 24]. Dusting definition has recently been investigated in vitro in function of the stone type [ 25]. A stone diameter of 250 μm is considered the size from which fragments float during ureteroscopy, for all stone types except infection stones (struvite, 125 μm); |
• | fragmentation-extraction: breaking the stone into fragments that can be extracted by a retrieval instrument inserted through the endoscope operating channel. The fragment size is mainly influenced by the dimension of the access to the renal cavities (ureteroscopy<mini-percutaneous nephrolithotomy<percutaneous nephrolithotomy);
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• | combination of these two techniques: the increasing use of laser sources for stone management by percutaneous nephrolithotomy [ 26] tends to redefine the use of one or the other of the techniques [ 27]. |
Once the ELL method has been chosen, the laser parameterization depends on many factors, including the operator's personal experience, the equipment choice and the intraoperative conditions [28]. Then, the operator still need to adapt the ELL parameters in function of the intraoperative findings (endoscopic recognition, visualization, stone position, experience): gradual energy increase to obtain the desired fragmentation effect and then frequency increase to define the treatment speed [5, 28, 29, 30]. The safety criteria during ELL are to maintain a good intraoperative visualization and to limit the risk of mucosa injury due to accidental laser emission [31]. To date, there are no standardized parameters for ELL [32] (Recommendation table 2).
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| Ureteroscopy and endocorporeal laser lithotripsy |
To date, the laser parameters for ureteroscopy have not been validated in a randomized study.
The first parameter during ELL is the stone position. Access to an ureteral stone may be difficult (mucosal impaction, endoscope orientation). A recent in vitro study showed a higher risk of ureteral injury when using high frequency (20Hz) and high power (24W), and for junior surgeons, regardless of the laser source (Ho:YAG or TFL) [33]. The laser fiber diameter (150 to 550μm) depends on the operator's habits and the type of ureteroscope used (rigid or flexible), and it requires adapting the laser parameters (energy density, see “Percutaneous nephrolithotomy and endocorporeal laser lithotripsy”).
For kidney stones treated by flexible ureteroscopy with laser lithotripsy, the laser fiber diameter varies from 150 to 272μm, to maintain irrigation flow, intra-cavity mobility and adequate visualization.
When using Ho:YAG lasers, the risk of laser fiber fracture and endoscope damage explains the relocation of a lower caliceal stone [34], which is not needed when using TFL (no fracture risk) [14].
To optimize ELL, it has been proposed to use the painting technique [35]. By emitting the laser using the “one pulse per location” mode, it may be possible to reduce ELL duration.
Moving faster over the stone surface when increasing the pulse frequency seems adequate; however, no comparative clinical data is available to date. Aldoukhi et al. studied in vitro the impact of the laser fiber moving speed (from 1 to 3mm/sec) and pulse frequency (from 20 to 60Hz) on the treated stone volume [36]. Using a high-power Ho:YAG laser generator, the authors found a linear correlation between the treated volume and the pulse frequency, at a fixed displacement speed. These results support the concept of laser fiber travel speed, but more studies are needed to define the optimal speed for each laser setting and generator. Recently, Panthier et al. evaluated the optimal laser fiber displacement speed on the stone surface for Ho:YAG and TFL [35]. The authors found that moving the laser fiber results in higher ablation volumes than not moving it, independently of the laser settings.
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Laser lithotripsy modalities in ureteroscopy (Ho:YAG and Thulium Fiber lasers) |
As mentioned earlier, several laser parameter combinations are available and the operator must first define the treatment objectives: stone dusting or fragmentation. The aim of a third mode, called “pop-corning” is to reduce the size of the fragments produced during fragmentation or dusting:
• | dusting: low energy (< 0.5J)-high frequency (15–20Hz), long pulse duration;
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• | fragmentation: high energy (1.5–2J)-low frequency (5Hz), short pulse duration;
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• | pop-corning: high energy (1–1.5J)-high frequency (10-15Hz), long pulse duration;
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• | pop-dusting (new treatment modality): low energy (< 0.5J)-high frequency (15–20Hz), long pulse duration;
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• | fine dusting (for TFL): very low energy (0.025–0.15J)-very high frequency (40–2000Hz), high peak power.
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Recommendation table 3
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| Percutaneous nephrolithotomy and laser lithotripsy |
ELL use has been spreading in parallel with ureteroscopy development, but laser sources are also among the fragmentation options for PCNL.
A recent meta-analysis compared the outcomes and complications of PCNL with ELL (ELL-PCNL) and PCNL with other fragmentation methods (ultrasound) for large kidney stones [27]. This meta-analysis included six randomized controlled studies with 732 patients (311 in the ELL-PCNL group and 421 in the PCNL group). Operative time was significantly shorter (mean difference: 11.14min; 95% CI [2.32–19.96]; P =0.002) and the stone-free rate was significantly higher (RR=1.08; 95% CI [1.01–1.15]; P =0.03) in the PCNL group. Complications were not significantly different between groups. However, the laser parameters were heterogeneous and not standardized among the included studies, as well as the percutaneous path sizes.
Ganesamoni et al. reported similar results in the laser and pneumatic groups with mini-PCNL (respecting the low-power settings for Ho:YAG laser lithotripsy) [37]. These results were confirmed by other studies, including that by Leotsakos et al. (ultra-mini-PCNL) [38]. The authors reported better stone fragmentation rates and shorter operating times in the laser groups. The best indication for laser lithotripsy is mini-PCNL due to dusting supported by the “vacuum cleaner” effect for stone retrieval [39]. Pulse modulation technologies are set to redefine lithotripsy options in PCNL. Enikeev et al. were the first to report their use during PCNL, with stone-free rates of 85%, and only 8% of significant residual stones (diameter>3mm) [19].
Although the use of laser sources as fragmentation method is becoming more popular, ELL in standard or mini-PCLC needs to take into account:
• | the treatment strategy;
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• | the laser fiber diameter;
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• | the initial pre-intervention conditions.
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As mentioned earlier, ELL use in PCNL challenges the historical stone fragmentation-retrieval strategy. Depending on the miniaturization degree, initial dusting followed by finer fragmentation allows the fragment extraction with smaller instruments. However, when using a laser in this indication, the laser parameters must be adapted to the laser fiber diameter to maintain a constant energy density (J/μm2) (Figure 2). The energy density is defined as the energy per unit area of the laser fiber core. Therefore, increasing the laser fiber core diameter for the same pulse energy leads to a decrease in the energy density. For example, to achieve the same energy density with a 150μm laser fiber, compared with a 270μm fiber, the pulse energy must be at least three times lower. Therefore, the use of high-power parameters (> 30W) is acceptable and the risk of temperature increase is manageable because percutaneous surgery presents a lower risk of high intrarenal pressure. Lastly, the use of such parameters may be necessary depending on the initial intraoperative findings and the desired effect (Recommendation table 4).
Figure 2.
Energy density.
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| Safety of utilization – operators’ protection |
The French law articles from R.4452-1 to R4452-31, the 2006 European directive on the exposure of workers to the risks arising from physical agents (artificial optical agents) (JORFTEXT000022424491/. LexUriServ.do?uri=OJ:L:2006:114:0038:0059:FR:PDF).
During endoscopic procedures, practitioners often handle laser fibers. In case of accidental exposure to laser radiation, the estimated rate of ocular injuries is 37.9% [40]. These injuries were mostly associated with the use of neodymium-doped:YAG lasers (69%), diode lasers (20.1%), and KTP lasers (11%) in the absence of adequate eye protection. Serious injuries were described, from mild corneal abrasion to total blindness. Conversely, neither Ho:YAG nor Tm:YAG lasers have been reported to cause eye injuries [41]. Only one ex vivo study assessed the risk of eye injury with the Ho:YAG laser [42], and found damage to the anterior segment of the eyeball, but only in the absence of standard eye protection and with high energy (2J) and at short range (0–5cm). Similar results were reported for TFL [43]. For distances<5cm from the distal end of the laser fiber, conventional eyewear minimizes the ocular risk (Recommendation table 5).
Laser est l’acronyme de « Light Amplification by Stimulated Emission of Radiation ». Les lasers produisent ou amplifient un rayonnement lumineux cohérent et directif pour des longueurs d’onde situées dans le domaine optique des ondes électromagnétiques couvrant l’infrarouge, le visible et l’ultraviolet. Un laser est défini par trois éléments principaux (Contenu_04.html) :
• | un milieu amplificateur : solide, liquide ou gazeux ; il exploite les capacités des atomes, molécules, ions ou électrons à délivrer de l’énergie pour accroître la puissance d’une onde lumineuse selon les principes d’émission stimulée (± spontanée) ;
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• | un système de pompage : produisant l’énergie lumineuse qui va être amplifiée. Il peut être optique (le soleil, lampes flash, lampes à arc continues ou lampes à filament de tungstène, diodes laser ou autres lasers…), électrique (décharges dans des tubes de gaz, courant électrique dans des semi-conducteurs…) ou même chimique ;
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• | la longueur d’onde du rayonnement lumineux produit.
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L’émission laser peut se faire en mode continu ou pulsé, mais seul le second mode est adapté à la lithotritie laser endocorporelle (LLE). En endo-urologie, l’émission laser est transmise par une fibre laser, connectée au générateur laser et introduite dans le canal opérateur de l’endoscope. Cette émission pulsée se produit dans un milieu aqueux, composé d’un mélange de solution saline, d’urines et de produit de contraste iodé. La création de bulles de vapeur qui participe à la transmission de l’émission laser entre la pointe de la fibre et le calcul est fréquemment citée comme l’effet Moïse (« Moses Effect »). Il est constant, quel que soit la source laser utilisée [1, 2, 3, 4, 5].
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| Sources laser pour la lithotritie laser endocorporelle |
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Lasers Holmium : Yttrium-Aluminium-Grenat |
Le laser Ho:YAG est à ce jour l’outil de référence pour la lithotritie laser endocorporelle (LLE) [5, 6]. Il existe des générateurs laser Ho:YAG à faible puissance (LP-Ho:YAG) et à forte puissance (HP-Ho:YAG), différant par le nombre de cavités laser. En effet, chaque cavité ayant une puissance maximale de 30 watts, les générateurs HP-Ho:YAG de 120W possèdent quatre cavités identiques empilées. Par conséquent, la chaleur produite, l’un des problèmes majeurs des lasers Ho:YAG, nécessite un système de réfrigération à compression de vapeur pour maintenir une température acceptable, ce qui explique la taille relativement importante et le bruit de ces générateurs, par rapport au LP-Ho:YAG [5, 6].
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Lasers thulium fibrés (LTF) |
Le laser thulium fibré (LTF), plus récemment introduit dans le domaine de l’endo-urologie, est désormais autorisé et évalué cliniquement, comme une alternative au Ho:YAG pour la LLE [7, 8, 9, 10]. Le Tm-F présente des caractéristiques technologiques différentes de celles du Ho:YAG. Le Tableau 1 résume les principales caractéristiques techniques des laser Ho:YAG et LTF.
Une méta-analyse a comparé les résultats cliniques de LLE avec HP- et LP-Ho:YAG [11]. Les auteurs ont inclus 22 études non comparatives et ont évalué séparément les résultats opératoires et les complications des LLE avec HP- et LP-Ho:YAG. Si le taux de Sans-fragment-résiduel (SFR) n’était pas différent selon les groupes (82 vs 81 %, p >0,05), les durées opératoires et d’activation du laser étaient plus courtes dans le groupe HP-Ho:YAG. À ce jour, les données cliniques sont insuffisantes pour évaluer les avantages des générateurs HP-Ho:YAG par rapport aux LP-Ho:YAG.
Une récente revue de la littérature a synthétisé les résultats in vitro et cliniques du LTF [12]. Si les auteurs admettent que les propriétés physiques et l’efficacité du LTF ont été confirmées en pratique clinique, peu d’études cliniques comparatives existent entre l’Ho:YAG et le LTF [5, 6, 13, 14, 15, 16]. Un total de sept essais cliniques ont rapporté une supériorité du LTF au Ho:YAG, avec des temps opératoires plus courts, une production de poudre de calcul et des taux d’ablation plus élevés, et une vision peropératoire satisfaisante [9, 17, 18, 19, 20] [21]. Un récent essai clinique prospectif randomisé a comparé les lasers Ho:YAG et LTF [10]. Le SFR était significativement plus élevé dans le groupe LTF par rapport au groupe Ho:YAG pour les calculs rénaux (86 vs 49 % ; p =0,001). La durée opératoire était plus courte dans le groupe LTF (49 vs 57min ; p =0,008). Les temps d’activation laser n’étaient pas différents entre les groupes. Le comité d’expert juge cependant cette première étude contrôlée randomisée insuffisante pour affirmer la supériorité du LTF par rapport à l’Ho:YAG [22] (Tableau de recommandations 1).
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| Paramètres fondamentaux d’un laser pour la lithotritie laser endocorporelle |
Afin de réaliser le paramétrage du générateur laser pour une LLE, il convient de connaître les différents éléments déterminants :
• | période : temps écoulé depuis le début d’une impulsion laser jusqu’à l’initiation de la suivante ;
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• | énergie (J) : quantité d’énergie délivrée pendant une période ;
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• | fréquence (Hz) : nombre d’impulsions laser émises pendant une seconde ;
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• | durée d’impulsion (μs) : temps effectif mesuré à travers l’impulsion pendant une période. La durée d’impulsion (DP) peut être courte (SP : 200–400μs) ou longue (LP>800μs) ;
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• | puissance (W) : la puissance du laser peut être subdivisée en trois entités distinctes : ∘ | puissance crête (Peak Power ) : niveau maximal de puissance pendant l’impulsion,
| ∘ | puissance instantanée : niveau de puissance à un instant donné de l’impulsion,
| ∘ | puissance moyenne (AP) : puissance habituellement annoncée par le générateur laser.
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La Figure 1 résume les éléments déterminants pour la LLE [5].
Figure 1.
Émission laser pulsée.
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Analyse des données de la littérature |
La puissance crête est corrélée à la durée d’impulsion pour le LTF contrairement à l’Ho:YAG [13]. L’explication réside dans le profil impulsionnel du LTF qui est uniforme et stable dans le temps, contrairement à celui de l’Ho:YAG qui présente un pic avec un initial suivi d’une décroissance rapide. En résumé, pour le LTF, paramétrer la puissance crête (« Peak Power ») revient à régler la durée d’impulsion (i.e., une augmentation de la puissance crête correspondant à une diminution de la durée d’impulsion et inversement), ce qui n’est pas le cas avec l’Ho:YAG (réglage de la durée d’impulsion directement) [5, 6, 13].
Avant de paramétrer le générateur laser pour une LLE, il convient pour l’opérateur de définir son objectif de traitement du calcul :
• | pulvérisation (« Dusting ») : réalisation d’un poussiérage du calcul avec la production de fins ;
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• | fragments pouvant être extériorisés spontanément [ 24]. La définition de la pulvérisation a récemment été évaluée in vitro en fonction du type de calcul [ 25]. Un diamètre de 250 μm est retenu comme la taille à partir de laquelle les fragments flottent au cours d’une urétéroscopie, pour tous les types de calculs mis à part les calculs infectieux (Struvite, 125 μm) ; |
• | fragmentation-extraction : réalisation d’une fracture du calcul en pièces extériorisables par un instrument de récupération inséré à travers le canal opérateur de l’endoscope. Aussi, la taille de ces fragments va dépendre principalement des dimensions de l’accès aux cavités rénales (URS<mini-NLPC<NLPC) ;
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• | combinaison des deux techniques : L’utilisation grandissante des sources laser pour le traitement des calculs en NLPC, tend à redéfinir le recours à une ou l’autre des techniques [ 26]. |
Une fois la méthode de LLE choisie, le paramétrage du laser va dépendre de nombreux facteurs, dont l’expérience personnelle de l’opérateur, le choix de son matériel et les conditions peropératoires [27]. Ensuite, l’opérateur pourra adapter leurs paramètres individuels de LLE, en se basant sur les constatations peropératoires (reconnaissance endoscopique, visualisation, position du calcul, expérience) : augmentation progressive de l’énergie pour obtenir l’effet fracturaire recherché puis augmentation de la fréquence pour définir la rapidité de traitement [5, 27, 28, 29]. Les critères de sécurité au cours d’une LLE sont de maintenir une bonne visualisation peropératoire et de limiter le risque de lésion muqueuse par émissions laser accidentelles [30]. Il n’existe pas à ce jour de paramètres universels de LLE [31] (Tableau de recommandations 2).
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| Urétéroscopie et lithotritie laser endocorporelle |
À ce jour, il existe aucune étude randomisée ayant validé les paramètres laser pour une URS.
Le premier élément à prendre en considération lors d’une LLE est la position du calcul. Pour un calcul urétéral, l’accès peut être difficile (impaction muqueuse, orientation de l’endoscope). Une récente étude in vitro a montré un risque de lésion urétérale plus important en cas d’utilisation de hautes fréquences (20Hz) et haute puissance (24W), ainsi que pour des utilisateurs peu expérimentés, indépendamment de la source laser (Ho:YAG ou LTF) [32]. Le diamètre de la fibre laser utilisable dépend des habitudes du praticien et du type d’URS utilisé (rigide ou souple) (150 à 550μm) et nécessite une adaptation des paramètres laser (densité d’énergie, cf. Percutaneous nephrolithotomy and laser lithotri ).
Pour les calculs rénaux, traités par URSS, le diamètre des fibres laser varie de 150 à 272μm, afin de maintenir un débit d’irrigation, une mobilité intra-cavitaire et une visualisation suffisante.
En cas d’utilisation d’Ho:YAG, le risque de fracture de la fibre laser et d’endommagement de l’endoscope motive la relocalisation d’un calcul caliciel inférieur [33], non nécessaire en cas d’utilisation du LTF(absence de risque fracturaire) [14].
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Déplacement de la fibre laser |
Pour optimiser la LLE, il a été proposé d’utiliser la technique du pinceau de peintre [34]. En réalisant une émission laser sur un mode « une impulsion par localisation », il serait donc théoriquement possible de réduire la durée de LLE.
Si se déplacer plus rapidement à la surface du calcul en augmentant la fréquence des impulsions semble adéquat, aucune donnée clinique comparative n’est disponible à ce jour. Aldoukhi et al. ont étudié in vitro les impacts de la vitesse de déplacement de la fibre laser (de 1 à 3mm/sec) et de la fréquence d’impulsion (de 20 à 60Hz) sur le volume du calcul traité [35]. En utilisant un générateur laser Ho:YAG à haute puissance, les auteurs ont trouvé une corrélation linéaire entre le volume traité et la fréquence de répétition, à une vitesse de déplacement fixe. Ces résultats soutiennent le concept de la vitesse de déplacement de la fibre laser, mais d’autres études sont nécessaires pour définir la vitesse optimale pour chaque réglage et générateur de laser. Récemment, Panthier et al. ont évalué la vitesse de déplacement optimale de la fibre laser à la surface du calcul, à la fois pour le Ho:YAG et le LTF [34]. Les auteurs rapportent que le déplacement de la fibre laser entraîne des volumes d’ablation plus élevés qu’en l’absence de déplacement, indépendamment des réglages laser.
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Modes de lithotritie laser en urétéroscopie (Ho:YAG et Tm-F) |
Comme dit précédemment, plusieurs combinaisons de réglages laser sont disponibles et le praticien doit en premier lieu définir ses objectifs : pulvérisation ou fragmentation du calcul. Un troisième mode, appelé « pop-corning » vise à réduire la taille des fragments produits lors de la fragmentation ou de la pulvérisation :
• | pulvérisation (« Dusting ») : basse énergie (< 0,5J)-haute fréquence(15–20Hz), durée d’impulsion longue ;
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• | fragmentation : haute énergie (1,5–2J) -basse fréquence (5Hz), durée d’impulsion courte ;
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• | « Pop-corning » : haute énergie (1–1,5J) -haute fréquence (10–15Hz), durée d’impulsion longue ;
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• | s’ajoute également un nouveau mode de traitement : le « pop-dusting » : basse énergie(< 0,5J) -haute fréquence(15–20Hz), durée d’impulsion longue ;
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• | pour le LTF : l’ultrapulvérisation (« Fine Dusting ») : très basse énergie (0,025–0,15J) - très haute fréquence (40–2000Hz), puissance crête élevée.
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Tableau de recommandations 3
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| Néphrolithotomie percutanée et lithotritie laser endocorporelle |
Si la LLE s’est répandue parallèlement au développement de l’URS, les sources laser font partie des options de fragmentation en NLPC.
Une méta-analyse récente a comparé les résultats et les complications entre la NLPC avec LLE (LLE-NLPC) et la NLPC avec d’autres moyens de fragmentation (ultrasons) pour les gros calculs rénaux [26]. Six études contrôlées randomisées ont été incluses dans l’analyse, regroupant 732 patients (311 vs 421 dans les groupes LLE-NLPC et NLPC, respectivement). Les auteurs ont montré une durée opératoire significativement plus courte (MD11, 14 ; 95 % IC [2,32–19,96] ; p =0,002) et un SFR significativement plus élevé (RR=1,08 ; 95 % IC [1,1–15] [1,01–1,15] ; p =0,03) dans le groupe NLPC. Il n’y avait pas de différences statistiques entre les deux groupes en termes de complications. Cependant, les paramètres laser étaient variables et non standardisés selon les études incluses, de même que les tailles de trajets percutanés.
Ganesamoni et al. ont rapporté des résultats similaires dans les groupes laser et pneumatique en mini-NLPC (en respectant les réglages de faible puissance pour la lithotripsie au laser Ho:YAG) [36]. Ces résultats ont été confirmés par d’autres études, dont celle de Leotsakos et al. (ultra-mini-NLPC) [37]. Les auteurs rapportaient de meilleurs taux de fragmentation des calculs et des durées opératoires plus courtes dans les groupes laser. La meilleure indication de la lithotritie laser est mini-NLPC grâce à la pulvérisation assistée de l’effet « aspirateur » pour l’extraction [38] Les technologies de modulation impulsionnelles, sont amenées à redéfinir les options de lithotritie en NLPC. Enikeev et al. ont été les premiers à rapporter son utilisation pendant la NLPC, avec un SFR de 85 %, et seulement 8 % de calculs résiduels significatifs (diamètre>3mm) [19].
Si l’utilisation des sources laser comme méthode de fragmentation tend à se populariser, la LLE en NLPC standard ou miniaturisée nécessite de prendre en compte :
• | la stratégie de traitement ;
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• | la variabilité des diamètres de fibres laser ;
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• | les constatations peropératoires initiales.
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Comme dit précédemment, l’arrivée de la LLE en NLPC remet en jeu la stratégie historique consistant en une fragmentation-extraction. Selon le degré de miniaturisation, une pulvérisation initiale suivie d’une fragmentation plus fine permet d’extérioriser les fragments par des accès moins grands. L’utilisation d’un laser dans cette indication requiert toutefois d’adapter les paramètres laser au diamètre de la fibre laser, pour maintenir une densité d’énergie (J/μm2) constante (Figure 2). La densité d’énergie est définie comme l’énergie par unité de surface du cœur de la fibre laser, respectivement. Par conséquent, l’augmentation du diamètre du cœur de la fibre laser pour une même énergie d’impulsion entraîne une diminution de la densité d’énergie, respectivement. Par exemple, pour obtenir la même densité d’énergie avec une fibre laser de 150μm par rapport à une fibre de 270μm, l’énergie d’impulsion doit être au moins trois fois plus faible. Dans cette optique, l’utilisation de paramètres haute puissance (> 30W) est acceptable et la chirurgie percutanée ne présentant pas de risque d’hyperpression cavitaire, le risque d’augmentation de température est maîtrisable. Pour finir, l’utilisation de tels paramètres peut être jugée nécessaire en fonction des constatations peropératoires initiales et de l’effet recherché (Tableau de recommandations 4).
Figure 2.
Densité d’énergie.
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| Sécurité d’utilisation – protection des utilisateurs |
Article du R.4452-1 à R4452-31, la directive européenne de 2006 relative à l’exposition des travailleurs aux risques dus aux agents physiques (réellement optiques artificiels) (JORFTEXT000022424491/. LexUriServ.do?uri=OJ:L:2006:114:0038:0059:FR:PDF).
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Données de la littérature |
Durant les interventions endoscopiques, les praticiens manipulent souvent des fibres laser. En cas d’exposition accidentelle au rayonnement laser, le taux de lésions oculaires est estimé à 37,9 % des cas [39]. Elles étaient préférentiellement associées à l’utilisation de lasers à Neodymium-Doped:YAG (Nd:YAG) (69 %), de lasers à diode (20,1 %) et de KTP (11 %) avec une protection oculaire inadéquate. Des blessures graves ont été constatées, allant de légères abrasions de la cornée à la cécité totale, alors que ni les lasers Ho:YAG ni les lasers Tm:YAG n’avaient été signalés comme pouvant causer des blessures oculaires [40]. Une seule étude ex vivo a évalué le risque de lésions oculaires avec le laser Ho:YAG [41]. Villa et al. ont rapporté des lésions du segment antérieur du globe oculaire, mais uniquement en l’absence de protection oculaire standard et lorsque l’énergie était élevée (2J) et vue à courte distance (0–5cm). Ces résultats sont cohérents avec le LTF [42]. Pour des distances inférieures à 5cm de l’extrémité distale de la fibre laser, des lunettes de vue conventionnelles minimisent le risque oculaire (Tableau de recommandations 5).
The authors have no competing interest except F. Panthier with Dornier.
