Лазерное косметологическое оборудование Fotona




28 и 29 февраля в Краснодаре, на базе Учебного центра Estelife Academie успешно прошли 2 интенсивных и чрезвычайно насыщенных дня школы "Современные лазерные технологии в косметологии"

На сайте обновлена программа обучений на февраль-июнь 2020 года

Традиционно начало нового года ознаменовалось одним из самых ярких событий в области профессиональной косметологии. Так 22-24 января 2020 года в Москве состоялся XIX Международный Симпозиум по Эстетической медицине, собравший на своих научно-практических площадках огромное количество специалистов красивого бизнеса, звездных спикеров из разных стран мира, российских и зарубежных практиков.

Подпишитесь на специализированную рассылку










Комбинированные лазерные процедуры Nd:YAG фракционного и объемного нагревания для кожи

Mark B Taylor1, Matjaz Lukac,2 Martin Gorjan,3 , Karolj Nemes,3
1Gateway Aesthetic Institute & Laser Center, 440 West 200 South, Salt Lake City, Utah, USA
2Jozef Stefan Institute, Complex Matter Dept., Jamova 39, Ljubljana, Slovenia
3Fotona d.d., Stegne 7, Ljubljana, Slovenia

КРАТКИЙ ОБЗОР

Для длин волн, глубоко проникающих в кожу, таких как 1064 нм, эффект рассеивания света в коже ведет к рассеиванию луча и, следовательно, к значительному снижению эффективной плотности потока для маленьких размеров пятен. По этой причине лазер Nd:YAG с длиной волны 1064 нм не использовался с фракционными манипулами, в которых размер пикселов луча обычно очень мал. Вместо этого фракционные процедуры Nd:YAG часто выполнялись с использованием FRAC3®, специального самоиндуцирующегося трехмерного фракционного эффекта.

Однако существуют некоторые лазерные процедуры Nd:YAG для кожи, такие как удаление стойких винных пятен и гемангиомы, которые могут быть значительно улучшены с использованием стандартной технологии фракционного луча. В этой статье мы предоставляем отчет о недавно разработанном лазерном сканере Nd:YAG, который работает с фракционными пикселами размером 2 мм. При помощи численной модели Монте-Карло мы демонстрируем, что такой размер пикселов представляется подходящим компромиссом между эффектом рассеивания и желанием ограничить тепловое воздействие только маленькими пиксельными островками. Далее мы показываем, что эффект рассеивания может быть использован для контроля глубины теплового фракционного воздействия внутри кожи при помощи варьирования разделения пикселов внутри пятна.

Ключевые слова: фракционное омоложение кожи, FRAC3, лазер Nd:YAG, винные пятна, гемангиома.

Статья: J. LAHA, Vol. 2012, No.1; стр. 26-34.

Получена: 13 апреля, 2012 года; Принята: 7 мая, 2012 года

© Laser and Health Academy. Все права зарезервированы.

www.laserandhealth.com

I. ВВЕДЕНИЕ

Фракционная лазерная шлифовка, известная также как фракционный фототермолиз, это оносительно новый метод омоложения кожи [1, 2]. В отличие от селективного фототермолиза [3], когда повреждается вся выбранная целевая область, во время фракционного фототермолиза повреждаются только определенные зоны внутри выбранной целевой области, генерируя мельчайшие точкоподобные, пиксельные обработанные зоны в коже. Этот метод оставляет другие зоны в коже совершенно незатронутыми, вызывая только фракционное повреждение теплом от источника света. Кожа заживает намного быстрее, чем при обработке всей области, так как «здоровые» необработанные ткани, окружающие обработанные зоны, помогают заполнить поврежденные участки новыми клетками [2]. Концепция фракционного фототермолиза может применяться или для аблативной лазерной шлифовки или для неаблативного лазерного омоложения кожи, с использованием различных доступных длин волн. Аблативная фракционная шлифовка кожи – это процедура для лечения тонких линий и морщин, уменьшения рубцов и поверхностных кожных поражений [4].

Используемый в основном для коррекции средних и глубоких морщин, этот лазер доставляет фракционные микро колонки лазерного света к внешним слоям кожи. Эта процедура работает аблативным Er:YAG или CO2 лазером для создания тысяч микроскопических областей, в которых иссекается (удаляется) верхний слой кожи (см. рисунок 1). Типичные размеры микроскопических зон находятся в диапазоне между 0,25 и 0,5 мм [5, 6].


Рис. 1: a) Аблативная шлифовка кожи полным лучом; b) аблативная фракционная шлифовка кожи.

При сравнении с традиционной шлифовкой полным лазерным лучом Er:YAG этот подход приводит к подобным результатам с намного меньшим временем реабилитации и производит впечатляющие изменения в текстуре кожи, уменьшении морщин, темных (солнечных) пятен и аномального цвета кожи [19-22].

В неаблативном режиме фракционный фототермолиз создает двухмерную матрицу колонок термического повреждения, которое, в зависимости от длины волны лазерного луча, может проникать глубоко в дерму (см. Рис. 2).


Рис. 2: a) Неаблативное омоложение кожи полным лучом; b) неаблативное фракционное омоложение кожи; c) неаблативное фракционное омоложение кожи FRAC3® с лазером Nd:YAG.

Среди различных неаблативных лазерных устройств лазер Nd:YAG сохраняет самое устойчивое положение благодаря своей длине волне (λ) 1064 нм, которая позволяет свету проникать глубоко в дерму (до 10 мм) (см. рис. 3).


Рис. 3: Коэффициент поглощения в человеческих тканях, µa, как функция длины волны лазера. Коэффициент поглощения минимален с длиной волны лазера Nd:YAG (1,064 мкм) и максимален с длиной волны лазера Er:YAG (2,94 мкм). Рисунок перепечатан с разрешения из ссылки 7.

Для глубоко проникающих волн, таких как 1064 нм, эффект рассеивания света может быть значительным [7]. Это происходит из-за того, что по мере того, как луч проникает в кожу, рассеивание распространяет свет радиально во все стороны, уменьшая эффективную плотность потока энергии луча, проникающего в кожу. Этот эффект более очевиден для пятен маленьких размеров, когда рассеивание луча является оносительно большим по сравнению с размером входящего луча (см. Рис. 4).


Рис. 4: Влияние рассеивания на эффективность лазеного луча.
Рисунок перепечатан с разрешения из ссылки 7.

Поэтому, например, эффективная плотность потока энергии в коже при размере входящего Nd:YAG лазерного луча 3 мм в 1,6 раз меньше, чем эффективная плотность потока энергии лазерного луча размером 9 мм [7]. С размерами фракционных пикселов, которые обычно меньше 0,5 мм, глубина проникновения лазерного света Nd:YAG была бы еще меньше. По этой причине лазер Nd:YAG с длиной волны 1064 нм в основном использовался для процедур с полным лучом, тогда как фракционные процедуры выполнялись с использованием специального самоиндуцирующегося трехмерного фракционного эффекта FRAC3® [8-11]. Этот эффект использует пиковую мощность и максимальную энергию лазера Nd:YAG, чтобы создавать тепловое воздействие только в областях с дефектами кожи. По своей сути FRAC3® отличается от фракционных технологий с использованием полного луча, в которых луч сам по себе является разделенным в момент доставки. В отличие от этого, луч FRAC3® является целым в момент контакта с поверхностью кожей и дефекты кожи сами вызывают повышенное локальное поглощение и рассеивание, что приводит к тому, что трехмерное фракционное нагревание распоространяется точно в целевых дефектах кожи (см. Рис. 2c). Эффективность FRAC3® омоложения была продемонстрирована гистологически, при помощи электронной микрографии, посредством физиологических измерений параметров кожи, при помощи слепой оценки по фотографиям до и после и на основании анкетирования пациентов. FRAC3® может быть использована для омоложения кожи для всех фототипов кожи по Фитцпатрику [12]. Однако существуют лазерные процедуры для кожи Nd:YAG, такие как удаление стойких винных пятен и гемангиомы, которые могут быть значительно улучшены при помощи технологии фракционного лазерного луча. В этой статье мы предоставляем отчет о недавно разработанном лазерном сканере Nd:YAG Fotona S11 [13], который работает с маленькими пикселами размером 2 мм. При помощи численного метода Монте-Карло мы продемонстрируем, что такой размер пятна является подходящим компромиссом между эффектом рассеивания луча и желанием уменьшить поврежденную фракционным нагреванием кожу. Далее мы продемонстрируем, что эффект рассеивания может быть использован для контроля глубины теплового фракционного эффекта внутри кожи при помощи варьирования промежутков между пикселами внутри пятна.

II. МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ

a) Характеристики анализируемого фракционного устройства

Анализируемым фракционным устройством Nd:YAG была сканирующая манипула Fotona S11 с размером пикселов 2 мм (см. Рис. 5) [13].


Рис. 5: Неаблативная фракционная сканирующая манипула Nd:YAG (Fotona S11-F) [13].

Фракционный сканер Fotona S11 использует пикселы размером d=2 мм и позволяет регулировать покрытие кожи в широком диапазоне, от 100% (с расстоянием между пикселами p=2 мм), 63% (p=2,4 мм), 53% (p=2,6 мм), 20% (p=3,9 мм), 16% (p=4,5 мм) и до 13% (p=4,9 мм). См. Рис. 6 и 7.


Рис. 6: Неаблативная сканирующая манипула Fotona S11 Nd:YAG использует фиксированный размер пиксела d = 2 мм и позволяет пользователю регулировать расстояние между пикселами (p) от 2 до 5,3 мм [13].

Рисунок 7 демонстрирует расчетную зависимость покрытия кожи (в %) от расстояния между пикселами.


Рис. 7: Зависимость покрытия кожи от расстояния между пикселами (p) для для сканера Fotona S11 с размером пиксела 2 мм.

б) Оптические характеристики кожи

Лазерный свет в коже проглощается в основном малекулами воды, белками и пигментом [14]. В результате поглощения кожей интенсивность света уменьшается с глубиной согласно закону Ламберта - Бера I(z;λ) α exp(–µa(λ)z), с коэффициентом поглощения µa в зависимости от длины волны.

Кожа также является мощным рассеивателем: ее коэффициент рассеяния µs находится в диапазоне от 10 до 100 см−1. Благодаря разнообразию структур кожа оказывает двойной вклад в рассеивание: атомы и молекулы кожи рассеивают свет в соответствие с теорией Релея, где интенсивность рассеянного излучения IS обратно пропорциональна четвертой степени длины волны света согласно IS α (1+cos2φ)/λ4, где φ – это угол отражения. С другой стороны, волокна коллагена и другие структуры, имея размер, сравнимый с длиной волны света, рассеивают свет согласно теории Mie. Интенсивность рассеянного излучения имеет гораздо более слабую зависимость от длины волны, IS α λ4, где λ находится в диапазоне между 0,4 и 0,5; рассеивание направлено в основном вперед. Наблюдаемое рассеивание в коже очевидно направлено вперед, но ни одна из двух теорий не может адекватно объяснить причину этого [15]. Вместо этого было введено множество специальных эмпирических функций рассеивания (или фазовых функций) для того, чтобы подогнать полученные данные и описать угловую вероятность после «события» рассеивания. Они могут быть использованы вместе с коэффициентом рассеяния, с указанием вероятности события рассеивания и коэффициента поглощения, для моделирования распространение света в коже или других тканях [16].

в) Моделирование распространения света

Самый фундаментальный подход к расчету распространения света основан на физике уравнений Максвелла. Однако из-за связанных с этим сложностей применение такого подхода может быть ограничено [15]. Благодаря своей простоте, универсальности и хорошим практическим результатам вместо этого часто используется теория переноса фотонов [14].

Луч света описывается своей энергетической яркостью J (r, s), выражающей мощность в положении r, распространяющуюся в направлении s. Яркость вычисляется по следующему уравнению переноса лучистой энергии:


Яркость J (r, s) уменьшается пропорционально общему коэффициенту затухания µt = µa+ µs, который является суммой коэффициентов поглощения и рассеяния. С другой стороны, яркость J (r, s) усиливается светом, рассеянным от направления s’ по направлению s, величина которого описывается фазовой функцией p(s, s’). Обычно используется фазовая функция Хеньи-Гринштейна, которая может быть выражена следующим образом [16]:


В зависимости от среднего косинуса или фактора анизотропии g = cos φ: g = 1 обозначает рассеивание только вперед, g = −1 только назад и g = 0 изотропное рассеивание. Большинство тканей в основном рассеивают вперед; было обнаружено, что для кожи значение анизотропного фактора g находится в диапазоне между 0,8 и 0,9 [14, 15].

Уравнение переноса лучистой энергии сложно решить напрямую и существует множество аппроксимаций, среди которых есть уравнение Кубелка-Мунка, инверсное двухпотоковое и диффузионное приближение. Так как длина свободного пробега света, распространяющегося в коже, значительно меньше, чем участвующие типичные размеры, распространение быстро становится эффективно случайным [16]. Значит моделирование по методу Монте-Карло является предпочтительным методом для численного решения проблемы переноса лучистой энергии [14, 15].

В моделировании по методу Монте-Карло лазерный луч представляется как поток большого количества N «фотонов», обладающих координатами, направлением и весом энергии. Каждый фотон является статистически прослеживаемым через ткань пятью этапами (изображенными на Рис. 8):

1) Генерация фотона

Начальное положение и направление распространения определяются случайным образом в соответствии с началом луча.

2) Формирование пути

Определение пути до следующего события: направление распространения определяется в зависимости от фазовой функции p(φ). Пройденное расстояние ∆r определяется выбором случайного числа ξ от 0 до 1 и использованием логарифмического распределения:


3) Поглощение

Вес энергии фотона E уменьшается после каждого события в зависимости от коэффициентов поглощения и рассеяния:


4) Исключение

Когда вес энергии фотона становится ниже предустановленного порога, его распространение прекращается и запускается новый фотон.

5) Определение

Поглощенная энергия ∆E регистрируется по координатам события после каждого события.

В конце процедуры генерируется трехмерное распределение поглощенной энергии. Более подробную информацию об алгоритме Монте-Карло, примененном для определения распространения света в коже, можно найти в справочной литературе 17 и 18.


Рис 8: Схематическое представление моделирования по методу Монте-Карло распространения лазерного луча в коже. Модель состоит из пяти шагов (см. описание выше): 1 – генерация фотона, 2 – формирование пути, 3 - поглощение, 4 – исключение и 5 – определение. Черные точки представляют события рассеивания, а синие квадраты представляют собой подсчет ячеек детектора. Размер решетки увеличен для наглядности.

Для получения распределения поглощенного света мы использовали программу оптической трассировки лучей Zemax EE, которая является очень эффективной для реализации метода Монте-Карло. Предполагалось, что лазерный луч распространяется перпендикулярно поверхности кожи. Модель состояла из двух слоев кожи (эпидермиса и дермы), облучавшихся лазерными лучами с длиной волны λ = 1064 нм. Распределение поглощенного света подсчитывалось для различных размеров пятна квадратных (или «цилиндрических») коллимированных лучей. Мы наблюдали плотности поглощенной энергии на поверхности и на глубине z для каждого размера пятна, а также для различных расстояний между пятнами на поверхности кожи. Рисунок 9 демонстрирует типичный вид сбоку расчета трассировки лучей.


Рис. 9: Вид сбоку расчета трассировки лучей по методу Монт-Карло для количества фотонов N = 100. Начальный размер пятна d входящего луча распространяется до эффективного размера пятна d’.

Параметры кожи, использовавшиеся для наших расчетов, следующие: µa = 0,041 см-1, µs = 100 см-1 и g = 0,87. г) Моделирование распределения температуры

В нашей модели мы сделали предположение, что повышение температуры сразу после лазерного импульса является пропорциональным поглощенной энергии лазерного луча внутри определенного объема кожи. Мы предположили, что внутри дермы диффузия тепла от нагретых пиксельных островков не существенна в течение времени, необходимого для завершения полного сканирования. Поэтому температурная кривая, образующаяся из индивидуальных соседних лазерных точек, совпадает, образуя совместную тепловую решетку внутри кожи.

III. РЕЗУЛЬТАТЫ

a) Зависимость температурной кривой от размера фракционных пикселов Из-за рассеивания даже для лазерного луча совершенной формы, совершенный цилиндрический профиль размера пятна входного луча d превращается в колоколообразный профиль луча с размером пятна d’ (d’>d), который увеличивается по мере того, как луч проникает глубже в кожу. Как результат пространственное температурное распределение внутри теплового островка имеет более низкий пик и более длинные шлейфы. Это можно увидеть на Рис. 10, который изображает увеличение расчетных температурных кривых, ∆T, для различных размеров пятна входного луча (d) на глубине кожи z = 1 мм и для одинаковой входящей плотности потока цилиндрического луча (определяемой как энергия лазерного импульса на площадь луча).


Рис. 10: Зависимость увеличения пространственных температурных кривых ∆T от размера пятна входящего лазерного луча на глубине в коже z = 1 мм. Для определения координат x и z см. Рис. 6.

Рассеивание луча и последующее уменьшение пиковой температуры более заметно для маленьких размеров пятна входящего луча. Это можно увидеть на Рис. 11, на котором изображено увеличение пиковой температуры (∆T’max) на глубине кожи z = 0,5 мм для различных размеров пятна (d) входящего лазерного луча. Повышение температуры ∆T’max нанесено на график относительно повышения температуры ∆Tmax для d= 20 мм. Размер пятна 20 мм выбран потому, что он рассматривается как достаточно большой, чтобы не оказывать значительного влияния на рассеивание света.

б) Зависимость температурных кривых от фракционного шага

Когда матрица лазерных пикселов накладывается на кожу, поглощение лазерного света ведет к формированию «температурной решетки» внутри кожи. Если выбран маленький шаг разделения пикселов, температурные кривые индивидуальных точек могут начать перекрываться, так как отдельные колонки лазерного луча распространяются и расширяются внутри кожи. Это можно увидеть на Рисунках 12 и 13, которые демонстрируют профили температурных решеток для размера пиксела d = 2 мм для различного расстояния между пикселами, или шага p.


Рис. 11: Повышение пиковой температуры (∆T’max) при z = 0,5 мм при одинаковой плотности потока энергии входного луча как функция входного размера пятна d, относительно повышения пиковой температуры ∆Tmax при d = 20 mm


Рис. 12: Расчетные температурные кривые внутри кожи для размера пятна d = 2 мм и пиксельного разделения a) p = 3 мм (40% покрытия кожи) и b) p = 4 мм (22% покрытия кожи).


Рис. 13: Расчетные температурные кривые внутри кожи для размера пятна d = 2 мм и пиксельного разделения a) p = 6 мм (10% покрытия кожи) и b) p = 8 мм (6% покрытия кожи).

IV. ОБСУЖДЕНИЕ

a) Оптимальный размер фракционного пятна Nd:YAG

Как показано на Рисунке 11, для того, чтобы достичь одинаковых пиковых температур для маленьких размеров пятна входного луча, входная плотность потока лазерной энергии должна быть соответственно увеличена, для того, чтобы компенсировать эффект рассеивания. Например, при использовании пятна размером 2 мм плотность потока энергии входного луча должна быть увеличена почти в 3 раза по сравнению с использованием очень большого размера пятна 20 мм. Для еще меньших размеров пятна, таких как 0,5 мм и 0,25мм, плотность потока энергии должна быть увеличена в 8 и 20 раз соответственно. Поэтому не рекомендуется использовать экстремально маленькие размеры пятна, так как требуемая плотность потока энергии лазерного луча будет превосходить уровени, считающиеся безопасными для эпидермиса.

Другой причиной, по которой экстремально маленькие размеры пятна не подходят для использования с глубоко проникающими длинами волн, такими как 1064 нм, является тот факт, что из-за рассеивания эффективный размер пятна внутри кожи не может быть уменьшен больше, чем примерно до 1,5 мм. Это можно увидеть на Рисунках 14 и 15, которые демонстрируют зависимость эффективного размера пятна d’ от входного размера пятна d, при z = 0,5 мм и z = 1 мм. Эффективный размер пятна d’ был расчитан при помощи следующей формулы:


Рис. 14: Эффективный размер пятна d’ на глубине кожи z = 0,5 мм как функция размера пятна входящего луча d. Линия показывает эффективный размер пятна для случая без рассеивания.


Рис. 15: Эффективный размер пятна d’ на глубине кожи z = 1 мм как функция размера пятна входящего луча d. Линия показывает эффективный размер пятна для случая без рассеивания

Если принимать во внимание уменьшение температуры и расширение луча для маленьких размеров пятна, то размер фракционного пиксельного пятна между 1,5 и 2 мм представляется оптимальным решением для неаблативной фракционной лазерной процедуры Nd:YAG. Стоит заметить, что это не применимо, если плотность потока лазерной энергии Nd:YAG увеличена выше температуры фазового перехода кожи, или порога аблации. В таком случае лазерный свет может проделать «тунель» в коже, а эффект рассеивания будет значительно снижет.

Рисунок 16 демонстрирует, как эффективный размер пятна (d’) входного луча 2 мм (d=2 мм) увеличивается с глубиной.


Рис. 16: Эффективный размер пятна d’ для размер пятна входного луча d = 2 мм как функция глубины кожи. Рассеивание входного луча с размером пятна d = 2 мм близко к поверхности кожи приводит к расширению эффективного размера пятна до d’ = 3,5 мм. Эффективный размер пятна остается приблизительно постоянным до глубины z = 0,5 мм, после чего начинает расширяться быстрее. б) Влияние фракционного покрытия кожи на фракционную глубину

Как можно увидеть на Рисунках 12 и 13, когда фракционные лазерные пикселы не разделены достаточно далеко друг от друга, их расширенные температурные профили внутри кожи начинают перекрываться. Это приводит к выравниванию температурных кривых и к менее выраженной «температурной решетке». Чтобы измерить этот эффект мы определили фракционность F как отношение температурных минимумов и максимумов во фракционной температурной решетке:

Используя численную модель мы может затем нанести на график фракционность F как функцию глубины кожи для различных значений покрытия кожи (см. Рис. 17).


Рис. 17: Фракционность как функция глубины кожи (z) для различных значений покрытия кожи. Размер пятна входящего луча равен 2 мм.

Если мы как-нибудь произвольно определим, что фракционное нагревание эффективно только при F > 50%, мы сможем сделать вывод, что варьируя покрытие кожи оператор может варьировать фракционную глубину zF, выше которой воздействие лазерного света Nd:YAG можно рассматривать как фракционное, а ниже которой воздействие можно рассматривать как практически однородное нагревание объема ткани.

Для размера пиксела 2 мм и значений покрытия кожи, доступных со сканером Fotona S11, фракционная глубина zF зависит от покрытия кожи, как показано в Таблице 1.

Таблица 1: Примерная фракционная глубина zF для различных значений покрытия кожи со сканером Fotona S11 Nd:YAG.

в) Клинический опыт

Dr. Mark B Taylor, MD успешно использовал лазер Nd:YAG в ручном режиме с маленьким пятном на протяжении более 20 лет для лечения глубоких винных пятен. Фракционный режим лазера Fotona Nd:YAG со сканером S11 делает эту процедуру безопаснее и быстрее, так как сканер составляет шаблон глубокого проникновения частиц лазерного света 1064 нм, которые эффективно коагулируют кровеносные сосуды в винных пятнах и гемангиоме на глубоком и более эффективном уровне, оставляя достаточно ткани между облученными точками для безопасного и более перманентного излечения. Рисунок 18 показывает клинический пример сразу после одной процедуры лечения стойкого винного пятна со фракционным сканером S11 лазера Nd:YAG.


Рис. 18: Лечение стойкого винного пятна с фракционным сканером FotonaS11 Nd:YAG: четко видны коагулированные, темные точки. Использовавшиеся параметры лазера: 20 мс, 160 Дж/см2, размер пятна 2 мм, шаг 3 мм (покрытие 20%).

Аналогичным образом Рисунок 19 показывает промежуточный результат лечения винного пятна после первого сеанса сканирования.


Рис. 19: Лечение стойкого винного пятна с фракционным сканером Fotona S11 Nd:YAG: a) до лечения; б) через один месяц после первой процедуры.

Стоит заметить, что для достижения оптимальных результатов необходимо несколько процедур (примерно 6 – 10 процедур для большинства винных пятен) с интервалами между процедурами более одного месяца. Также, когда используется множество проходов во время одной лечебной сессии, необходимо избегать перекрывания пятен, чтобы предотвратить передозировку энергии. Типичный результат лечения с использованием маленьких пятен (точек) показан на Рис.20.


Рис. 20: Успешное лечение стойкого винного пятна при помощи «точечной» технологии: a) до лечения; b) через один год после нескольких процедур.

V. ВЫВОДЫ

В заключение, используя численную модель Монте-Карло мы анализировали влияние размера пиксела и величины покрытия кожи на результирующую температурную кривую внутри кожи после облучения фракционным лазерным лучом Nd:YAG. Было продемонстрировано, что для глубоко проникающей неаблативной лазерной длины волны уменьшение размера пиксела до экстремально маленького не является эффективным. Для длины волны Nd:YAG мы показали, что оптимальным для фракционного пиксела является размер между 1,5 и 2 мм.

Клинический опыт предполагает, что лазерные процедуры для кожи, такие как лечение стойких винных пятен и гемангиомы, могут быть значительно улучшены при помощи использования недавно разработанного фракционного сканера Nd:YAG (Fotona S11).

Также было продемонстрировано, что эффект рассеивания света внутри кожи может быть использован для регулирования глубины кожи, на которой воздействие лазерного света можно рассматривать как фракционное. Была показана тонкая настройка фракционной глубины для сканера S11 путем простого регулирования покрытия кожи. Этот эффект предлагает интересную и новую концепцию в неаблативном фракционном омоложении кожи, так как теперь стало возможно комбинировать процедуры фракционного и объемного нагревания кожи в одной лечебной сессии с использованием одного лазерного устройства.

Благодарности

Это исследование было проведено в сотрудничестве с EU regional Competency Center for Biomedical Engineering (www.bmecenter.com), координировано Laser and Health Academy (www. laserandhealthacademy.com) и частично поддержано European Regional Development Fund and Slovenian government.

СПРАВОЧНАЯ ЛИТЕРАТУРА

1. Branov E, Tankovich N, Tissue Cooling Rod for Laser Surgery, (section Patterned Cooling Element for Masking Portions of Tissue), US patent 6,632,219. Filed March 10, 2001.

2. Manstein D, Herron GS, Sink RK, et al. Fractional photothermolysis: a new concept for cutaneous remodeling using microscopic patterns of thermal injury. Lasers Surg Med 2004; 34:426-38.

3. RR. Anderson, J.A. Parrish. Selective Photothermolysis-precise Microsurgery by Selective Absorption of Pulsed Radiation, Science 220:524-527 (1983).

4. C. C. Dierickx et al. Micro-Fractional Ablative Skin Resurfacing with Two Novel Erbium Laser Systems, Lasers in Surg. and Med. 40, pp 113-123, 2008.

5. Pozner JN, Glanz S, Goldberg DJ. Fractional erbium resurfacing: Histologic and early clinical experience, Lasers in Surg. and Med. 39, pp S19:73, 2007.

6. Lukac M, Perhavec T, Nemes K, Ahcan U. Ablation and Thremal depths in VSP Er:YAG Laser Skin Resurfacing, J. LAHA, Vol. 2010, No.1: 56-71 (2010). www.laserandhealth.com.

7. Lukac M, Zabkar J, Gorjan M, Vizintin Z, 2010, Beyond Customary Paradigm: Self-Induced Fractional Nd:YAG Laser Hair Removal, J. LAHA, Vol. 2010, No.1: 35-46 (2010) www.laserandhealth.com.

8. FRAC3® is a Fotona trademark (www.fotona.com) for the self–induced three-dimensional fractional treatment approach in laser skin treatments.

9. M. Gorjan, L. Grad, M. Lukac. Three-Dimensional Fractional Laser Skin Rejuvenation, IMCAS 2008 Abstracts Booklet, P28.

10. Lukac M, Sult T, Zabkar J, Gorjan M, Vizintin Z. Parameters for the New FRAC3 Nd:YAG Laser Skin Treatment Modality. J. LAHA, Vol. 2010, No.1: 47-55 (2010). www.laserandhealth.com.

11. Lukac M, Zabkar J, Gorjan M, Sult T. FRAC3: Three-Dimensional Non-Ablative Fractional Laser Skin Rejuvenation. J. Laser Health Academy, 2009(2):20-23. www.laserandhealth.com.

12. Bevec T, Lukac M. Fractional FRAC3 and Twinlight Laser Skin Treatments, J. LAHA, Vol. 2011, No.1: 43-48 (2011). www.laserandhealth.com.

13. S11-F is a fractionated scanning handpiece manufactured by Fotona d.d. www.fotona.com.

14. Markolf H. Niemz. Laser-Tissue Interactions. Springer-Verlag, 1996.

15. A. Ishimaru. Wave propagation and scattering in random media. Academic Press, 1978.

16. Ashley JW, Martin JC van Gemert. Optical-Thermal Response of Laser-Irradiated Tissue. Plenum Press, 1995.

17. Crochet JJ, Gnyawali SC, Lemley YCEC, Wang LV, Chen WR. Temperature distribution in selective laser-tissue interaction. Journal of Biomedical Optics, 11(3), 2006.

18. Wang L, Steven LJ. Monte Carlo Modeling of Light Transport in Multi-layered Tissues in Standard C, 1998.

19. Marini L. Sequential Photothermal 1,064 Nd:YAG and 2,940 nm Er:YAG Fractional Resurfacing and Remodelling versus 2,940 nm Er:YAG Fractional resurfacing Alone: a Comparative Study, Lasers. Surg. Med 2011; 43: 949.

20. Marini L. Thermo-Fractional PDT for Persistent Warts, Lasers. Surg. Med 2011; 43: 939.

21. Marini L. Sequential Photothermal 1,064 Nd:YAG and 2,940 nm Er:YAG Fractional Resurfacing and Remodelling versus 2,940 nm Er:YAG Fractional resurfacing Alone: a Comparative Study, J. LAHA, Vol. 2011, No1. www.laserandhealth.com.

22. Marini L. Twinlight Rejuvenation Technique (Nd:YAG+Er:YAG) vs Er:YAG Resurfcaing Alone: a Comparative Study, J. LAHA, Vol. 2011, No1. www.laserandhealth.com.



Fotona
Fotona
Fotona