Laser in Dermatologia e Medicina Estetica

Laser in Dermatologia e Medicina Estetica

A curca dei dott. Steven Nisticò (Prof Ass. Dermatologia, Università Magna Graecia Catanzaro, Dir. Master Laserterapia, Università di Roma Tor Vergata)

e dott. Massimo Gabellini (Specialista in Dermatologia e Venereologia)

Che cos’è un laser

Con il termine “LASER”, dall’acrostico delle parole inglesi Light Am- plification by Stimulated Emission of Radiation (amplificazione della luce mediante emissione stimolata di radiazione), si definisce un dispositivo capace di generare onde elettromagnetiche coerenti ad alta monocromati- cità nella banda delle frequenze visibili o vicine a quelle visibili, sfruttando il fenomeno dell’ emissione stimolata di fotoni da parte di atomi eccitati.

Il laser è nato come un particolare tipo di “maser” (Microwave Ampli- fication by Stimulated Emission of Radiation). Definito inizialmente “maser ottico” per l’impiego di frequenze nello spettro dell’ infrarosso e del visibile, fu ideato nel 1958 da A.L. Schawlow e C.H. Townes. Nel 1960 T.H. Maiman, impiegando una barretta di rubino, costruì la prima sorgente di luce monocromatica in grado di produrre adeguate quantità di energia e nel 1961 A. Javan in USA e N.G. Basov in URSS realizzarono il capostipite dei laser a gas impiegando elio e neon (He-Ne). La prima applicazione clinica di un laser in ambito dermatologico si deve a Goldman e Wilson, nel 1964

Nel decennio 1960-1970 vi fu un incredibile sviluppo di ricerche in questo settore tant’ è che le tecnologie alla base di molti dei laser oggi impiegati in medicina furono messe a punto proprio in questo periodo. Così, ad esempio, la prima sorgente capace di sviluppare un’ energia sufficiente a determinare la vaporizzazione di tessuti biologici, il laser a CO2, fu realizzata da K.C.N. Patel nel 1964, e già nel 1966 grazie a P.P.Sorokin fu progettato e costruito il dye laser, basato sull’uso di coloranti organici come materiale attivo, con emissione pulsata dell’ordine di millisecondi. Attualmente abbiamo a disposizione un gran numero di apparati che

• emettono radiazioni monocromatiche la cui lunghezza d’onda è situata
• nello spettro del visibile, dell’ultravioletto e dell’infrarosso.

I componenti fondamentali di un laser

1. il mezzo attivo che, una volta eccitato, costituisce la sorgente di radiazione elettromagnetica;
2. un sistema di eccitazione (pompaggio), dispositivo capace di fornire 
energia al mezzo attivo per ottenere l’inversione di popolazione;
3. la cavità ottica, struttura in cui si realizza l’amplificazione e l’emissione 
del segnale. 
A questi devono poi aggiungersi:
4. un apparato ottico atto a modificare il raggio laser prodotto nella camera 
di risonanza;
5. un sistema di erogazione per portare a destinazione il fascio. 
1) Mezzo attivo (mezzo laser) – I vari tipi di laser vengono classificati

in base al mezzo attivo utilizzato, al materiale cioè in cui è possibile ottenere l’inversione di popolazione e quindi l’emissione stimolata. Abbiamo pertanto laser a stato solido (rubino, neodimio in un granato di ittrio e alluminio o YAG, a microchip) in cui la specie laser-attiva è costituita da ioni situati all’interno di un solido cristallino o vetroso; a stato liquido in cui il mezzo laser è costituito da una soluzione liquida contenente un particolare pigmento (coloranti organici quali rodamina, cumarina, etc); a stato gassoso (He-Ne, argon, CO2, eccimeri) in cui il gas stesso costituisce la specie attiva. I laser a diodi, che impiegano come mezzo attivo materiali semiconduttori quali l’arseniuro di gallio (GaAs), vengono considerati laser a stato solido.

Sistema di pompaggio

Il pompaggio è il processo attraverso il quale si produce l’eccitazione atomica del mezzo attivo. Può essere realizzato mediante sistemi ottici, scariche elettriche, iniezione diretta delle cariche. I primi due metodi si applicano a tutti i tipi di laser, mentre il terzo è peculiare dei laser a semiconduttore. Nei laser a pompaggio ottico la sorgente della luce di pompa è, in genere, una lampada flash o una radiazione monocromatica.

Cavità ottica (camera di risonanza o oscillatore laser)

La camera di risonanza è costituita da una cavità di forma variabile, spesso cilindrica, chiusa alle estremità da due specchi paralleli, di cui uno a riflessione totale, l’altro semitrasparente. Tutti i fotoni che viaggiano parallelamente all’ asse maggiore della cavità ottica, giunti su uno dei due specchi, vengono riflessi e obbligati a rimbalzare numerose volte tra le due superfici riflettenti, interagendo così il più a lungo possibile con il mezzo attivo. In tal modo si innesca una reazione a catena di fotoemissione che genera un fascio di fotoni che verrà in parte trasmesso all’esterno (attraverso lo specchio semitrasparente), e in parte riflesso per alimentare il processo. Allo scopo di limitare la perdita di fotoni dovuta alla diffrazione del fascio, possono essere utilizzate particolari conformazioni geometriche dei risonatori (sferici, emisferici, confocali, a largo raggio, piano-paralleli, concavo-convessi) che condizionano la coerenza spa- ziale del fascio laser in uscita. Talora i risonatori possono essere progettati per selezionare alcune lunghezze d’onda: un rivestimento particolare degli specchi, ad esempio, può riflettere selettivamente solo radiazioni di definita lunghezza d’onda.

Apparato ottico 

È costituito da un insieme di lenti di varia dimensione e spessore, che serve a influenzare le caratteristiche fisiche del raggio laser (focalizzazione, defocalizzazione e prefocalizzazione).

Sistema di erogazione

La radiazione elettromagnetica può essere indirizzata verso il bersaglio per mezzo di fibre ottiche o di un braccio meccanico articolato munito di specchi. È dotato di manipoli impugnati direttamente dall’operatore che consentono di ottenere spot laser di varie dimensioni; l’emissione viene in genere comandata a pedale.

Caratteristiche della luce laser

La coerenza spaziale, la coerenza temporale e la monocromaticità della radiazione costituiscono le caratteristiche più rilevanti della luce laser che ne permettono anche le innumerevoli applicazioni.

La coerenza spaziale o trasversa della radiazione laser deriva dal fatto che essa, costituita da fotoni emessi tutti nella stessa direzione, è collimata, non tende cioè a disperdersi ma si focalizza in uno spot di dimensioni anche molto ridotte. Ciò offre alcuni importanti vantaggi, quali il raggiun- gimento di elevati flussi energetici in piccole aree, nonchè la possibilità di selezionare, come bersaglio, volumi estremamente piccoli (componenti cellulari o subcellulari).

Per quello che concerne la coerenza temporale o longitudinale bisogna ricordare che i fotoni costituenti la luce laser sono tutti in fase tra loro, hanno quindi stessa direzione e frequenza e, nel propagarsi, conservano questa proprietà. Ne consegue un’ altra importante prerogativa del fascio laser e cioè la monocromaticità (i fotoni posseggono tutti la stessa lunghezza d’onda), che consente alla radiazione di interagire selettivamente con particolari bersagli detti cromofori i quali, per la loro struttura atomica, sono in grado di assorbire quella specifica lunghezza d’onda.

Sulla base del profilo temporale possiamo distinguere sorgenti a emissione continua, in cui la durata dell’ emissione supera, in genere, 1/4 di secondo e la potenza di emissione è costante nel tempo; sorgenti a emissione “pseudo-continua”, caratterizzate da impulsi di brevissima durata e altissima frequenza così che l’effetto biologico può risultare simile a quello ottenibile con i dispositivi a emissione continua; e sorgenti impulsate, in cui la durata dell’emissione laser può variare tipicamente tra 0,1 e 300 ms, determinando una catena ripetitiva di impulsi. I laser impulsati possono essere dotati di un otturatore fotoottico, costituito da un polarizzatore e da una cosiddetta cella di Pockels, che consente di controllare l’emissione del fascio e di immagazzinare enormi quantità di energia che viene poi liberata in intensi “spike” di brevissima durata (pochi nanosecondi). Poichè questo dispositivo permette di controllare il “fattore di merito Q” del risonatore ottico, i laser che ne sono dotati vengono definiti “Q-switched”. La scelta del profilo temporale è fonda- mentale nel determinare il tipo di effetto biologico che si vuole ottenere.

Perché tutte le precedenti caratteristiche della luce laser possano essere sfruttate nella pratica, è necessario che al raggio monocromatico sia associata una forza adeguata. I più importanti parametri che definiscono questo aspetto della radiazione laser sono l’energia, la fluenza, la densità di energia, la potenza e l’ irradianza.

L’energia di un fascio laser è funzione del numero di fotoni che lo costituiscono e si misura in Joules . L’energia che la radiazione può portare per unità di superficie viene definita fluenza e si esprime in J/cm2•

La densità di energia (De) è l’energia che un’emissione laser può rila- sciare per unità di volume, si misura in J/cm3 .

La potenza di una sorgente rappresenta l’energia erogata per unità di tempo. Si misura in J/sec o Watt.

L’irradianza è la potenza depositata per unità di superficie (Watt/cm2). La dose erogata sul bersaglio ed  è espressa in (J/cm2) e, come si può osservare, corrisponde in sostanza alla fluenza, P è la potenza (watt), T il tempo di emissione (sec) e A l’area dello spot espressa in cm2• Da quanto sopra si può agevolmente comprendere come gli effetti biologici di un fascio laser siano essenzialmente funzione della potenza del raggio, della durata della emis- sione e delle dimensioni dello spot: ad una diminuzione delle dimensioni dello spot corrisponderà, a parità di potenza e tempo di emissione, un aumento della dose rilasciata per unità di superficie; se invece ampliamo lo spot, si verificherà il contrario. È intuitivo che la dose sia linearmente correlata con l’ irradianza e il tempo di emissione

Interazione laser-tessuto

Gli effetti delle radiazioni monocromatiche sono fondamentalmente legati alle caratteristiche dell’ emissione laser e del tessuto bersaglio. La luce laser che colpisce un tessuto può essere riflessa, assorbita, trasmessa o dispersa . Di un fascio luminoso che incide sulla superficie cutanea, ad esempio, il 5% viene riflesso a causa del diverso indice di rifrazione tra aria (1.0) e strato corneo (1.55), mentre il restante 95% penetra nella cute e viene assorbito, trasmesso o disperso. Nei laser a impiego clinico prevalgono i fenomeni di assorbimento e dispersione, ma è soprattutto ai primi che si devono gli effetti biologici. A seconda della lunghezza d’onda della radiazione e dell’ assorbimento spettrale delle varie specie biologiche presenti nella cute possiamo grossolanamente prevedere che in alcuni casi (emissione nell’UV) prevarranno i fenomeni di assor- bimento, in altri (emissione nel visibile blu-verde) assorbimento e diffu- sione si equivarranno e in altri ancora (emissione nel rosso e vicino infrarosso) saranno predominanti i fenomeni di diffusione.

L’assorbimento della luce laser da parte di un mezzo non trasparente, quale può essere considerato un tessuto biologico, è legato alla presenza dei cromofori, di molecole cioè capaci di assorbire selettivamente radia- zioni di ben definite lunghezze d’onda. Quando l’energia trasportata dai fotoni viene ceduta al cromoforo, esso passa a uno stato di eccitazione roto- vibrazionale, e può andare incontro a una reazione fotochimica che ne modifica la struttura molecolare, oppure emettere energia sotto forma di luce (fluorescenza), o di calore. Se la lunghezza d’onda dell’ emissione

Classificazione dei laser

Esistono numerosi tipi di laser che possono essere classificati in base al materiale attivo o al sistema di pompaggio adottato. I più comuni sono: i laser a stato solido, pompati otticamente; i laser a semiconduttori, pompati per iniezioni di cariche; i laser a stato gassoso, pompati per scarica elettrica od otticamente; i laser a stato liquido, pompati otticamente; i laser gas-dinamici e chimici.

Laser impiegati in dermatologia

Sono diversi i laser che vengono impiegati in medicina e in dermatologia, qui di seguito vengono elencati i più importanti.

Laser a CO2 

Progettato nel 1964 presso i Laboratori Bell, è forse il laser più utilizzato in medicina. Impiega, come mezzo ottico, una miscela di gas costituita da CO2, N, He, in cui la CO2 è la specie laser- attiva. Il pompaggio viene ottenuto per mezzo di una scarica elettrica ad alto voltaggio. Produce un fascio con lunghezza d’onda di 10.600 nm, nello spettro dell’infrarosso lontano, che quindi risulta invisibile. Necessita, perciò, di una luce guida per l’allineamento del bersaglio che consiste in un raggio laser He-Ne a bassa energia. La potenza è compresa tra 15 e 100 watt. Il cromoforo è l’acqua. È stato calcolato che, impiegando un tempo di esposizione di 0.2 s, e uno spot di 1 mm di diametro, la profondità di estinzione nella cute è pari a 0.1 mm. Il raggio laser viene indirizzato sul bersaglio attraverso un sistema di specchi, un braccio articolato e una lente focale. Nato storicamente come laser a emissione continua, può operare secondo modalità con varie forme e diversa durata di impulsi.

La durata dell’impulso può variare nei vari casi tra 100 ms, 250 ms e 1 ms. L’impiego clinico varia con le caratteristiche temporali dell’ emissione: dalla vaporizzazione di formazioni cutanee dermo-epidermiche, alla chirurgia endoscopica, addominale o ginecologica, alla tecnica dello “skin resurfacing”, limitata generalmente ai laser CO2 superpulsati e ultrapulsati. Richiede, solitamente, l’ausilio di anestesia locale o generale. Produce comunque un danno termico residuo che è molto marcato se il laser è impiegato in emissione continua (600 μ al di sotto dello strato vaporizzato), mentre è abbastanza contenuto «100 μ) se è usato in emissione pulsata con durata dell’impulso compreso tra 250 ms e 1 ms.

Laser a rubino

È stata la prima sorgente impiegata nella clinica. Si tratta di un laser a stato solido, in cui il mezzo attivo è costituito da un cristallo di zaffiro e cromo. Il pompaggio avviene mediante una lampada flash. Attraverso una modalità di emissione Q-switched può produrre impulsi della durata di 20-40 ns con densità di energia fino a 10 J/cm.

Emette una luce a 694 nm, visibile nel rosso. Analogamente a quanto avviene nei laser a CO2, la radiazione viene convogliata sul tessuto attraverso un sistema di specchi e un braccio meccanico snodato. I principali cromofori sono la melanina e alcuni pigmenti esogeni (verdi, blu e neri). Per tale motivo e per la spiccata capacità di penetrare in profondità nei tessuti cutanei (> 1 mm) è impiegato per la epilazione permanente e la rimozione di tatuaggi e di lesioni pigmentate epidermiche e dermiche. L’ingombro, il peso e il costo sono i fattori che ne limitano l’impiego.

Laser a coloranti (DYE Laser)

Costruito la prima volta nei laboratori IBM, utilizza come mezzo attivo una soluzione liquida contenente un colorante organico fluorescente (fluoresceina, rodamina, etc). Il sistema di pompaggio è ottico, e avviene per mezzo di una lampada flash o di un altro laser (argon). Prerogativa di queste sorgenti è la possibilità di variare, in un largo spettro e con continuità, la lunghezza d’onda di emissione in modo da poterla adattare alle diverse necessità. I laser a coloranti pompati con lampada flash emettono luce impulsata di lunghezza d’onda compresa tra 400-1000 nm (dall’UV all’infrarosso); quelli pompati per mezzo di un argon laser emettono, invece, in modo continuo. In ambito dermatologico vengono sfruttate, soprattutto, tre bande di emissione a 585 nm, 577 nm e 510 nm che riconoscono come cromo fori l’emoglobina e la melanina. Il raggio laser viene portato sul bersaglio mediante fibre ottiche. La sua capacità di penetrare nell’ epidermide è piuttosto limitata (0.25-0.5 mm) a 577 nm, migliore a 585 nm (> 1-1.5 mm). Il trattamento delle lesioni vascolari e pigmentarie epidermiche, soprattutto se superficiali, costituisce la sua principale indicazione. In effetti il laser a coloranti pulsato viene utilizzato con eccellenti risultati estetici nel trattamento delle chiazze a vino di Porto anche nei bambini, nonché di numerose altre lesioni vascolari. Per questa indicazione si impiega ormai quasi esclusivamente la banda a 585 nm con durata dell’impulso di circa 450 μs e una fluenza di 3-7 J/cm2• La banda a 510 nm con impulsi della durata di 300-500 ns trova impiego, invece, nel trattamento delle lesioni pigmentate cutanee superficiali.

Laser a vapori di rame

Il materiale attivo è ottenuto riscaldando (a circa 1500 CC) il metallo fino a vaporizzazione; gli ioni metallici così ottenuti vengono eccitati mediante scarica elettrica. Questo tipo di laser, costruito nel 1966 da W.T. Walter, è caratterizzato da una emissione pulsata di brevissima durata (circa 20 nsec) ad alta frequenza di ripetizione (1-15 kHz) che viene definita “pseudo-continua” per il modo con cui interagisce con i tessuti bersaglio. Le onde a 578 nm e 511 nm sono quelle sfruttate in ambito dermatologico. L’energia di ogni singolo impulso varia da l a 20 mJ. L’emissione a 511 nm viene bene assorbita dalla melanina e può essere utile nel trattamento delle neoformazioni pigmentarie; quella a 578 nm, assorbita dall’ emoglobina, è destinata al trattamento di lesioni vascolari quali teleangectasie e soprattutto angiomi di colorito bluastro e di spessore importante, con risultati sovrapponibili a quelli ottenuti con i laser ad argon dotati di scanner o con i laser a colorante pulsato. Può essere dotato di scanner.

Laser ad argon

Il mezzo laser è costituito da argon a bassa pressione; la specie attiva è l’atomo di argon ionizzato (Ar+). Il gas viene eccitato mediante una scarica elettrica di alta intensità. Presenta un’emissione continua multiriga nel blu-verde compresa tra 488 nm e 514 nm e non necessita pertanto di luce-guida. I cromofori principali sono l’emoglobina e la melanina. Il coefficiente di assorbimento dell’ acqua è basso e la penetrazione della radiazione nel tessuto è di circa 1,5-2 mm. La radia- zione laser viene portata sul bersaglio per mezzo di fibre ottiche. La potenza è in genere compresa tra 3 e 5 W, anche se esistono apparati in grado di emettere fino a 20 W. È stato il laser di scelta per il trattamento di tutte le lesioni vascolari, inclusi i port wine stains, fino alla introduzione del laser a colorante pulsato. Rispetto a quest’ultimo è più doloroso, richiede anestesia e il risultato clinico dipende fortemente dall’ abilità dell’ operatore. Usato anche nel trattamento degli angiocheratomi, granulomi piogenici, emangiomi, angiomi stellati, noduli del sarcoma di Kaposi e adenomi sebacei, anche nei port wine stains spessi dell’ adulto.

Laser a Neodimio: YAG

È una sorgente a stato solido in cui il mezzo laser è un cristallo di granato di allumio-ittrio drogato con neodimio (YAG), e la specie laser-attiva è lo ione neodimio (Nd+). L’emissione è nell’ infrarosso, a 1064 nm, e può essere continua ad impulsi lunghi (1-100 ns) o pulsata mediante il funzionamento a Q-switched.

In quest’ultima evenienza vengono prodotti impulsi di 10-12 ns con picchi di potenza dell’ordine di gigawatt e fluenza compresa fra 5 e 12 J/cm2• La luce laser può raggiungere il bersaglio attraverso fibre ottiche. A causa del suo basso coefficiente di assorbimento, non riconosce infatti un cromo foro specifico e non viene assorbito dall’acqua, il fascio a 1064 nm è in grado di penetrare profondamente nella cute (5-7 mm) e di diffondere uniformemente.

Viene impiegato con profitto nell’ eliminazione di tatuaggi di colore blu-nero anche se situati profondamente nel derma, offrendo alcuni vantaggi rispetto ai laser a rubino e ad alessandrite, e di lesioni pigmentarie benigne. La notevole capacità di penetrazione nei tessuti di questa radiazione viene sfruttata anche per il trattamento di lesioni vascolari spesse o a sede sottocutanea. Possono residuare esiti cicatriziali iper o ipopigmentati. Il Nd-YAG ad impulsi lunghi viene utilizzato con successo nell’ epilazione e nel trattamento di teleangectasie del volto e delle gambe.

Laser a KTP (Laser a Nd: YAG a frequenza raddoppiata)

È un laser a Nd:YAG in cui la presenza di un cristallo KTP (potassio-titanil-fosfato) viene sfruttata per raddoppiarne la frequenza di emissione, dimezzando quindi la lunghezza d’onda da 1064 a 532 nm. L’emissione avviene dunque nel verde e la durata degli impulsi è dell’ ordine di qualche decina di nanosecondi. La potenza è di circa 30 W. La penetrazione nella cute di questa radiazione è piuttosto limitata (1-2 mm) a causa dell’elevato assorbimento e scattering. I principali cromofori sono la melanina e l’emoglobina. È stato utilizzato con profitto per il trattamento delle lentiggini, dei cheloidi e delle lesioni vascolari. Recentemente è stato proposto il suo impiego nella rimozione dei tatuaggi di colore rosso.

Laser a erbio (Er:YAG)

Laser a stato solido il cui materiale attivo è costituito da un cristallo di YAG arricchito con erbio. La specie laser- attiva è lo ione Er+3. Adotta un pompaggio ottico con una lampada a flash che genera impulsi della durata di 350 μs. Se Q-switched può generare impulsi di 50 ns con una potenza di 5 W. Il fascio luminoso viene convogliato sul tessuto attraverso un sistema di specchi e un braccio meccanico snodato.  Poichè lo spot è invisibile, necessita di una luce guida. Opera con una lunghezza d’onda di 2940 nm. Il cromoforo è l’acqua, che riesce ad assorbire in modo ottimale la radiazione. Ne consegue una vaporizzazione del tessuto per una profondità di 2-25 μm. Per tali motivi questo tipo di laser viene impiegato nella chirurgia odontoiatrica e nella microchirurgia oftalmica. In dermatologia recenti studi hanno dimostrato che il laser a Er:YAG può essere efficacemente impiegato nel trattamento delle rughe meno profonde, nel resurfacing superficiale e nella distruzione di piccole neoformazioni cutanee epiteliali.

Laser ad alessandrite

È una sorgente a stato solido che utilizza come mezzo attivo cromo modificato con crisoberillio (Cr+3: BeAI20) e opera per lo più a una lunghezza d’onda di 755 nm, ben assorbita da pigmenti esogeni blu, neri e verdi e, in misura minore, dalla melanina. Per tale motivo viene impiegato per l’asportazione dei tatuaggi verdi, blu e neri e delle neoformazioni pigmentarie benigne, con risultati paragonabili a quelli ottenibili con il laser a rubino. In modalità Q-switched può generare impulsi di 100 nsec con una frequenza di ripetizione di l Hz. Ha una potenza di 20 W: In un numero non trascurabile di pazienti si osserva una ipopigmentazione transitoria dell’ area cutanea trattata. La versione ad impulso lungo (10-15 ns) viene usata in fotoepilazione.

Laser a diodi

Si tratta di dispositivi il cui principio di funzionamento è completamente diverso da quello degli altri laser fin qui descritti. Può essere definito come una lampada a stato solido coerente o C LED (Coherent light emitting diode). Il mezzo laser è un diodo la cui zona attiva è costituita da un sottile strato di materiale semiconduttore interposto fra lamine di materiali diversi. L’emissione viene generata da una corrente elettrica che passa attraverso il diodo. La lunghezza d’onda che viene maggiormente impiegata nella terapia dermatologica è a 810 nm con durata degli impulsi compresa tra 50 e 250 μs e fluenza dell’ordine di 0.5- 470 J/CM²

La penetrazione nella cute è notevole (circa 4 mm). Riconosce come cromofori la melanina e l’emoglobina. Il fascio luminoso può essere portato sul bersaglio per mezzo di fibre ottiche. Le principali aree di impiego sono l’epilazione progressiva e il trattamento delle lesioni vascolari cutanee. Può essere anche utilizzato quale strumento per la vaporizzazione e coagulazio- ne di neoformazioni epiteliali o vascolari. Non necessita di sistemi di raffreddamento, le apparecchiature sono di piccole dimensioni.

Range di lunghezza d’onda utili per dermatologia

Laser e sorgenti di luce UV sono stati utilizzati principalmente per il trattamento di malattie infiammatorie della pelle e/o vitiligine, così come per le striae. L’azione presunta è immunomodulatoria. Il laser ad eccimeri XeCl emette a 308 nm, vicino allo spettro di azione del picco per la psoriasi. Altre fonti non laser UV sono state utilizzate anche per trattare la ipopigmentazione, le strie, e per varie malattie infiammatorie .

IPL nello spettro del violetto, LED 410-nm a bassa energia e lampade fluorescenti

Questi sistemi sono utilizzati da soli o con Alanina (ALA). Da soli, i dispositivi sfruttano la presenza di porfirine endogene ed inattivano il Propionibacterium acnes . Dopo l’applicazione di ALA, questa gamma di lunghezze d’onda è altamente efficace nel creare ossigeno singoletto o2 dopo assorbimento con porfirina IX.  Il loro uso include il trattamento delle cheratosi solari, della cheilite attinica, e dei carcinomi bassocellulari (BCCs) .

Visibile

queste lunghezze d’onda sono fortemente assorbite dal’emoglobina e dalla melanina e sono particolarmente utili nel trattamento delle lesioni pigmentate epidermiche e dei vasi superficiali. La scarsa penetrazione nella cute (e la penetrazione ancora più ridotta nel sangue) le rende delle scelte non adeguate per il trattamento di lesioni pigmentate profonde o di vasi più grandi e più profondi. La gamma è compresa in porzioni importanti dello spettro dell’IPL. Nella gamma ci sono picchi di assorbimento per la porfirina IX che rendono queste lunghezze d’onda utili per la terapia fotodinamica.

Vicino infrarosso (A) (755-810 nm)

questi due lunghezze d’onda vengono utilizzate principalmente per la riduzione dei peli, ma sono state utilizzate anche per il trattamento di vasi sanguigni e delle lesioni iperpigmentate. Esse sono posizionate nello spettro di assorbimento del sangue e della melanina tra le lunghezze d’onda visibili e 1064 nm. Esse penetrano abbastanza in profondità per coagulare il sangue nei vasi fino a 2 mm (61,62), inoltre, sono ragionevolmente tollerate dalla pigmentazione epidermica durante la riduzione dei peli (con raffreddamento superficiale) fintanto che non viene trattata la pelle molto scura .

Vicino infrarosso (B) 940 e Nd:YAG

queste due lunghezze d’onda sono state ampiamente utilizzate per vasi sanguigni di varie dimensioni sulle gambe e sul viso (64-66). Esse occupano un posto unico nella spettro di assorbimento dei nostri “tre maggiori” cromofori (cioè, il sangue, la melanina e l’acqua). A causa della profondità di penetrazione (nell’ordine dei millimetri, sono particolarmente utili per la riduzione dei peli e la coagulazione dei vasi sanguigni più profondi. Per contro, queste lunghezze d’onda non sono adatte per trattare lesioni pigmentate epidermiche. Inoltre, anche se l’assorbimento dell’acqua è scarso, è superiore a quello delle lunghezze d’onda del Vicino IR. Il risultato è che le lunghezze d’onda di 940 e 1064 nm possono causare, in un grande volume di cute, un certo aumento di temperatura, e con ripetuti impatti laser, a causa del lento raffreddamento di questo volume, provocare sulla cute un danno termico importante. Abbiamo osservato questo fenomeno nel trattamento di una porzione di tessuto scartato dopo la chirurgia di Mohs. Dopo l’esposizione del tessuto a uno, tre e sei impulsi ripetuti di laser Nd:YAg a 1 Hz, abbiamo verificato una coagulazione diffusa con un fenomeno di “tutto o niente” tra il terzo ed il sesto impulso, con il raggiungimento della soglia di denaturazione delle proteine. Questa lunghezza d’onda (1064 nm) rappresenta l’esempio estremo di “ciò che non si vede nel laser può farti del male”. Queste lunghezze d’onda sono estremamente utili, ma per sfruttarne efficacemente i benefici sui pazienti, l’utilizzatore deve sviluppare una comprensione adegua- ta su dove agisca questa energia. Si può apprezzare in prima persona come il laser Nd:YAg penetri in profondità appoggiando un dito su un lato del lobo dell’orecchio ed applicando il laser nel lato opposto dello stesso lobo, in questo modo si percepirà calore sul dito.

Laser medio infrarosso e lampade a penetrazione profonda

questi laser e queste lampade riscaldano l’acqua dei tessuti. A seconda di dove si vuole riscaldare, possiamo “programmare” il nostro laser e/o le impostazioni di raffreddamento in modo da ottimizzare l’effetto dell’aumento della temperatura in determinate zone. In generale, con lunghezze d’onda molto penetranti, si riescono a riscaldare volumi maggiori. D’altra parte, per ottenere aumenti di tempera- tura di tali volumi si richiederanno fluenze superiori con lunghezze d’onda molto assorbenti. Con più lunghezze d’onda assorbenti, saremo in grado di riscaldare bande più strette del derma. Questo è indicato come riscaldamento dermico selettivo. Di conseguenza, senza raffreddamento superficiale, se non vengono applicate basse fluenze, si verificherà un danno termico nella porzione superficiale. I coefficienti di assorbimento per i sistemi a 1320, 1450 e 1540 nm sono rispettivamente ~ 3, 20, e 8 cm-1 , mentre i coefficienti di dispersione efficaci sono circa 14, 12 e di 11 cm-1. Le corrispondenti profondità di penetrazione sono ~ 1500, 300, e 700 micron m.

Ne consegue che con un raffreddamento superficiale, a parità di fluenza, il riscaldamento più superficiale avverrà con il laser 1450 nm, seguito dal 1540 nm e dal laser 1320 nm. Il vantaggio di una maggiore profondità di penetrazione (cioè, meno assorbimento) è che il raffreddamento della superficie può essere meno aggressivo. Nuove lampade a penetrazione profonda sono state introdotte . Queste emetto- no luce su una banda da 1 a 2 millimicron con una densità di potenza relativamente bassa ed esposizioni lunghe (alcuni secondi). In uno scenario tipico, l’irradiazione inizia pressappoco dopo 2 secondi di raffreddamento. A questo punto viene riscaldata una zona di tessuto cutaneo compresa fra 700 millimicron e 1,5 mm di profondità. Variando la fluen- za, questo volume può essere scaldato con differenti picchi di temperatura . Naturalmente la procedura viene conclusa con un raffreddamento post-impulso. Questo perché, quando viene riscaldato un grande volume di pelle, si crea sempre una “scia termica” di alcuni secondi.

Ne consegue che, se il manipolo viene rimosso troppo rapidamente, si sviluppa una persistenza di calore sulla superficie della pelle con la possibilità di dolore, lesione termica del derma, e successive cicatrici. Si possono fare vari ragionamenti sul riscaldamento di grandi volumi di tessuto profondo rispetto al riscaldamento più superficiale di una zona precisa del derma (ad esempio del derma papillare profondo o del derma reticolare superficiale). Nel caso in cui si cerchi di limitare il calore alle zone superficiali, risulta eccel- lente un laser MIR con un più elevato assorbimento per l’acqua, ma d’altro canto anche il raffreddamento deve essere confinato superficialmente. Ne con- segue che, quando si cerca di riscaldare e risparmia- re superficialmente l’epidermide raffreddandola, l’associazione riscaldamento-raffreddamento deve essere ben sincronizzata, per evitare un eccessivo ri- scaldamento dell’epidermide o un eccessivo raffreddamento del derma. D’altra parte, con lunghezze d’onda più penetranti, il riscaldamento si localizzerà nel derma profondo, spesso al di sotto del livello dell’elastosi solare, la patologia che molto presumibilmente stiamo cercando di correggere. Nono- stante le diverse modalità utilizzate per ottenere un riscaldamento dermico selettivo, non è stato osservato il grado di miglioramento delle rughe tipica- mente visto dopo trattamenti di LSR con Er:YAG e Co2. Sono suggerite diverse ragioni per spiegare questa apparente discrepanza: (i) sebbene con laser MIR combinato con raffreddamento di superficie, si possa ottenere un riscaldamento dermico selettivo in profondità, la zona di riscaldamento nel derma sarà sempre più ampia e più profonda rispetto alla sottile banda di denaturazione osservata con laser Er:YAG e con laser FIR. Le ferite sono diverse e il laser Co2 crea una lesione nella zona sub-epidermica attraverso una denaturazione precisa e completa che può provocare comunque esiti cicatriziali. Con il NSR (laser resurfacing non ablativo) dei laser MIR si ottiene invece un riscaldamento più lieve e diffuso rispetto al preciso effetto termico (denaturazione) osservato dopo un tipico impulso breve di Co2 LSR.

Sistemi del Lontano Infrarosso

i principali laser sono il Co2 e l’Er:YAG. Utilizzando modelli sperimentali, si possono determinare i relativi tassi di ablazione e di riscaldamento. Complessivamente, il rapporto tra ablazione e riscaldamento è molto più alto con il laser Er:YAG. Tuttavia, si può estendere il campo termico del laser Er:YAg, estendendo la durata dell’impulso ed aumentando il numero delle ripetizioni, ed allo stesso modo si può ridurre il campo termico del laser Co2, diminuendo la durata di impulso o aumentando la fluenza.

Ne consegue che per applicazioni dove è richiesta una precisa ablazione è preferibile il laser Er:YAG. D’altra parte, a seconda delle impostazioni, il laser Co2 può combinare l’ablazione ed il riscaldamento, offrendo maggiore versatilità nelle applicazioni dermatologiche. La profondità del DTR è tipicamente più uniforme con il laser Co2 rispetto al laser Er:YAG, tale che il laser Co2 è più utile per il miglioramento globale della pelle del viso (rughe fini o moderate senza gravi difetti di contorno. Le soglie di ablazione per i laser Co2 ed Er variano in modo inversamente proporzionale alla loro profondità di penetrazione ottica nel tessuto (20 e 1 millimicron, rispettivamente). Questo presuppone un confinamento termico.

Ne consegue che, per l’ablazione con il laser ad Er, è necessaria una minor fluenza di superficie. Con il laser Co2 si opera invece con una soglia di ablazione tipica delle applicazioni di resurfacing, quindi una grande frazione di energia è investita nel riscaldamento dei tessuti. Ciò si traduce in scarsa efficienza di ablazione, ed è asportata solo una piccola porzione di tessuto dermico. In contrasto, il laser ad Er funziona bene sopra la so- glia (circa 8-10 × per un fluenza di 5 J/cm2), con una maggiore ablazione ed una minore denaturazione termica. Il laser Co2 usa tipicamente parametri di funzionamento autolimitanti che controllano il riscaldamento della pelle, mentre il laser ad Erbium opera in un regime quasi completamente ablativo.