Interacciones Tisulares de los Láseres

CAPÍTULO OCHO
Interacciones Tisulares
de los Láseres
Dr. Hilario Robledo
INTRODUCCIÓN
Con frecuencia, los médicos que se inician en el mundo del láser están saturados y en algunas ocasiones
abrumados ante la terminología técnica que se utiliza en las charlas, reuniones, congresos, etc., en relación con
potencia/energía, longitud de onda, anchura de pulso, fluencia o densidad de energía, etc. Es nuestra misión
en este artículo tratar de aclarar estos términos, ya que se necesita algún tipo de familiaridad con el lenguaje
fundamental para dominar la complejidad de la luz láser y las interacciones de ésta sobre la piel y los tejidos.
Aunque se ha tratado en profundidad en el volumen anterior en diferentes capítulos (“Guía Médica Básica de
la Ciencia del Láser”), creemos conveniente repasar de nuevo algunos de estos conceptos, ya qeu entendemos
que sin ellos sería difícil la comprensión de la forma de actuación de los láseres en la obtención de los resultados deseados en cada una de sus aplicaciones específicas.
La utilización de los diferentes láseres como un instrumento médico es un proceso evolutivo de continuo refinamiento técnico y fundamentalmente basado en el entendimiento de las interacciones tisulares mediadas por el haz de luz láser. La comprensión de estas interacciones es mucho más importante que cualquier
otra del aparato láser que se vaya a utilizar. La capacidad de lograr el efecto terapéutico deseado con un láser
depende de la buena elección de los parámetros intrínsecos del láser, como longitud de onda, densidad de
energía, irradiancia, tamaño del spot y anchura de pulso. La evolución continua en este campo proporcionará
mejores resultados y aumentará la posibilidad de tratar otras muchas afecciones. Actualmente, la utilización de
los láseres es imprescindible en un gran número de aplicaciones clínicas y creemos que debería estar integrada
en el aprendizaje médico y fundamentalmente quirúrgico, imprescindible para aquellos médicos que manejen
estos instrumentos.
RADIACIÓN ELECTROMAGNÉTICA - REM
Todos los efectos de la luz sobre la piel, incluída la luz láser (200-20.000 nm), comienzan con la absorción de la radiación electromagnética (REM). La radiación electromagnética es una forma fundamental de
energía que exhibe tanto propiedades de onda (debido a un campo eléctrico y magnético alternante), como
propiedades de partículas (ya que la energía es trasnportada en cuantos - cuantios (en latín quanta, denotaba
en la física cuántica primitiva tanto el valor mínimo que puede tomar una determinada magnitud en un sistema
físico, como la mínima variación posible de este parámetro al pasar de un estado discreto a otro que se conoce
como fotones). Los fotones de las longitudes de onda largas transportan menos energía que los fotones de las
longitudes de onda cortas, según la ley de Planck. Comenzando con las longitudes de onda largas, la baja energía de los fotones al final del espectro lumínico, las REM incluyen las ondas de radio, microondas, la radiación infrarroja (IR), la radiación visible ultravioleta y las radiaciones ionizantes (rayos X. Los rayos X son una
radiación electromagnética de la misma naturaleza que las ondas de radio, las ondas de microondas, los rayos
infrarrojos, la luz visible, los rayos ultravioleta y los rayos gamma. La diferencia fundamental con los rayos
gamma es su origen: los rayos gamma son radiaciones de origen nuclear que se producen por la desexcitación
de un nucleón de un nivel excitado a otro de menor energía y en la desintegración de isótopos radiactivos,
mientras que los rayos X surgen de fenómenos extranucleares, a nivel de la órbita electrónica, fundamentalmente producidos por desaceleración de electrones. La energía de los rayos X en general se encuentra entre la
radiación ultravioleta y los rayos gamma producidos naturalmente. Los rayos X son una radiación ionizante
346
Figura 8.1 Diagramas del espectro de Radiación electromagnética - REM
porque al interactuar con la materia produce la ionización de los átomos de la misma, es decir, origina partículas con carga (iones). La REM se absorbe por la materiaa través de interacciones con partículas cargadas
de electrones o a través de la separación de de cargas en las moléculas llamadas dipolos (el dipolo eléctrico
compuesto por dos cargas puntuales; el dipolo magnético representativo de un espira con corriente). Cuando
se absrobe un fotón, sucede algún movimiento o separación de la materia cargada y la energía trasnportada
por ese fotón se invierte en esta excitación. La absorción y la excitación son necesarias para todos los efectos
fotobiológicos y las interacciones del láser con los tejidos.
Las unidades en las que se mide la REM forman una parte importante de la comprensión de las interacciones del láser con los tejidos. La energía se mide en julios (J). La cantidad de energía entregada por unidad
de área es la fluencia o dosis, que se expresa usualmente en julios/cm2 (J/cm2). La proporción en la cual se
entrega la energía se llama potencia que se mide en vatios (W). Por definición, un vatio es un julio por segundo
(W = J/seg). La potencia entregada por unidad de área es por tanto la proporción de energía que se entrega por
cantidad de superficie de la piel (es la irradiancia o densidad de potencia), La irradiancia es la magnitud utilizada para describir la potencia incidente por unidad de superficie de todo tipo de radiación electromagnética,
que habitualmente se expresa en W/cm2.
La duración o tiempo de la exposición láser, que se denomina anchura de pulso, es extremadamente
importante ya que establece el tiempo durante el cual se entrega la energía. En las utilizaciones percutáneas
o transcutáneas, las exposiciones a la luz láser pueden variar de milisegundos (10-3 seg) a picosegundos (10-12
seg). La fluencia entregada es igual a los tiempos de irradiancia de la duración de la exposición. Otros factores
importantes son el diámetro focal del haz de luz láser (tamaño de spot), que afecta en gran medida la intensidad dentro de la piel, si la luz incidente es convergente, divergente o difusa y la uniformidad de la irradiancia
sobre el área expuesta.
347
CALOR
La mayoría de las aplicaciones cutáneas o percutáneas son térmicas. En contraste con las reacciones
fotoquímicas, el calor no necesita ningún tipo de energía fotónica. Por consiguiente, la absorción de cualquier
radiación electromagnética puede originar calor. La temperatura está directamente relacionada con la excitación cinética media de las moléculas (ej.: la cantidad de movimiento, vibración, rotación y otros movimientos
moleculares que suceden). A medida que la temperatura se eleva, las moléculas grandes, especialmente las
que están configuradas y necesarias para la vida se agitan. La mayoría de las proteínas, DNA, RNA, membranas y sus estructuras integrales comienzan a desunirse o fundirse a temperaturas que oscilan entre los 40 y
los 100º C. Debido a que la configuración molecular es necesaria para la actividad biológica, el resultado es
la desnaturalización o la pérdida de función. Igualmente, la alta concentración de macromoléculas presentes
en el tejido desplegadas se enredan, y el tejido se convierte en coagulado. Un ejemplo que nos es familiar de
desnaturalización, es la cocción de la clara de un huevo. La desnaturalización térmica es dependiente tanto de
la temperatura como del tiempo, a pesar de eso tiene un umbral de calentamiento similar. Para un tiempo de
calentamiento determinado, existe un rango esrecho en la variación de temperatura en el cual se produce una
desnaturalización total. Para la desnaturalización de la mayoría de las proteínas se debeb aumentar la temoeratura alrededor de 10° C por cada década de disminución en el tiempo de calentamiento para lograr el mismo
grado de coagulación térmica.
En las interacciones láser-tejidos, la coagulación térmica origina una necrosis celular, hemostasia,
fusión y una alteración grosera de de la matriz extracelular en combinaciones específicas de tiempo y temperatura de calentamiento. La coagulación térmica es también una quemadura y la cirugía láser y consisten
principalmente en el control de dónde y cuánto calor se produce una lesión. Los láseres que operan de forma
contínua y de relativamente baja potencia (ej.: CO2, argón) y los láseres casi contínuos (de pulsos muy rápidos)
como los de vapor de cobre, KTP (fosfato de titanio y potasio) usualmente producen una quemadura superficial, bien controlada y de espesor parcial. Por el contrario, los láseres de colorante pulsado (PDL - pulsed dye
laser), diseñados para fototermólisis de las lesiones microvasculares, producen una quemadura selectiva de la
microvasculatura.
Figura 8.2 Grado de penetración cutánea de las diferentes longitudes de onda
La fototermólisis selectiva
utiliza la absorción selectiva de los
pulsos de luz por los cromóforos o
partículas pigmentadas como vasos sanguíneos, células pigmentadas, las partícula de la tinta de los
tatuajes. (Nota: Un cromóforo es la
parte o conjunto de átomos de una
molécula responsable de su color.
También se puede definir como una
sustancia que tiene muchos electrones capaces de absorber energía
o luz visible e infrarroja, y excitarse
para así emitir diversos colores, dependiendo de las longitudes de onda
de la energía emitida por el cambio de nivel energético de los electrones, de estado excitado a estado
fundamental o basal.
Cuando una molécula absorbe ciertas longitudes de onda de luz visible y transmite o refleja otras, la
molécula tiene un color. Un cromóforo es una región molecular donde
348
la diferencia de energía entre dos orbitales atómicos cae dentro del rango del espectro visible. La luz visible
que incide en el cromóforo puede también ser absorbida excitando un electrón a partir de su estado de reposo.
En las moléculas biológicas útiles para capturar o detectar energía lumínica, el cromóforo es la semimolécula
que causa un cambio en la conformación del conjunto al recibir luz.
Los pulsos cortos son necesarios (< 1 ms) para depositar la energía en el objetivo antes de que este
pueda enfriarse, logrando de esta forma un confinamiento del calor localizado y específico. La coagulación
térmica y los daños mecánicos mediados térmicamente están involucrados, dependiendo de la tasa de deposición de energía en la destrucción del objetivo diana. En los pasados 30 años, la fototermólisis selectiva,
que se intenata discutir ampliamente en este capítulo, ha transformado de forma dramática tanto la cirugía
láser cutánea como las cirugías de aplicación oftalmológica y endocavitarias.
La lesión mecánica (fotomecánica), muchas veces mal denominada lesión fotoacústica, sucede por el
calentamiento súbito por las altas energías entregadas en los pulsos cortos. La tasa de calentamiento local y la
expansión rápida del material puede ser tan severa que las estructuras son destruidas por ondas de choque (una
onda de presión supersónica altamente destructiva), cavitación (expansión súbita y colapso de una burbuja de
vapor), o una expansión térmica rápida. El daño mecánico juega un importante papel en en la fototermólisis
selectiva con una energía alta, láseres con emisión de submicrosegundos para la eliminación de tatuajes y lesiones pigmentadas.
CARACTERÍSTICAS ÓPTICAS DE LA PIEL
Antes de que se discutan las interacciones láser tisulares con más detalle, se revisarán las propiedades
ópticas de la piel humana ya que determinan la penetración, absorción y la dosimetría interna de la luz láser
en la piel.
Dos procesos fundamentales goviernan todas las interacciones de la luz con la materia: la absorción y
la dispersión. Cuando se produce la absorción, el fotón cede su energía a un átomo o molécula conocida como
cromóforo. En la absorción del fotón este deja de existir y el cromóforo se excita, puede sufrir una reacción
fotoquímica o puede disipar la energía tanto en forma de calor como en reemisión de la luz (ej.: fluorescencia).
La probabilidad de que ocurra absorción depende de la transición específica entre las órbitas electrónicas permitidas o de los modos de vibración molecular. Así las moléculas cromóforos presentan bandas características
de absorción alrededor de longitudes de onda determinadas.
El espectro de absorción de las mayoría de los cromóforos de la piel dominan la mayor parte de las
interacciones láser-tejido en dermatología. El coeficiente de absorción es la probabilidad por unidad de la
trayectoria de un fotón a la longitud de onda particular que es absorbido. Por lo tanto se mide en unidades
de 1/distancia y se designa típicamente como µa (expresadas en cm-1). El coeficiente de absorción depende
de la concentración de cromóforos presentes. La piel está repleta de pigmentos interesantes y de diferentes
estructuras microscópicas que tienen un espectro de absorción diferente. Esta heterogeneidad es la que permite funcionar a la fototermólisis selectiva. La figura 8.3 muestra los coeficientes de absorción de los principales cromóforos de la piel a las concentraciones típicas que aparecen en la piel. Irónicamente, la curva de la
melanina es la menos conocida, aunque la melanina es probablemente el único cromóforo mayor que funciona
principalmente como pigmento.
La melanina, que está únicamente solo en la epidermis y en los folículos del pelo, absorbe ampliamente en todo el espectro óptico. En contraste, la absorción sanguínea está dominada por la oxihemoglobina
y una absorción reducida por la hemoglobina, que presenta unas fuertes bandas en el espectro de la luz UV,
azul, verde y amarilla. Se eligió la banda de absorción de 577 nm (amarilla) de la oxihemoglobina para alcanzar los microvasos superficiales mediante la fototermólisis selectiva, pero ciertamente no es la única banda
349
Figura 8.3 Espectro de absorción de los principales pigmentos de la piel a la concentración habitual en los que se encuentran. Los valores que se muestran son los coeficientes de absorción (µa) del agua pura, hemoglobina humana a 11 g/dl y
de la melanina-dihidroxifenilalanina (DOPA) que tiene un espectro de absorción similar a la melanina de la epidermis
pigmentada a una concentración agua de 15 mg/dl. La concentración de DOPA-melanina mostrada es aproximadamente
equivalente a la epidermis humana fuertemente pigmentada. El coeficiente de absorción de un melanosoma simple se
desconoce. Hb, hemoglobina; HbO2, oxihemoglobina. (Anderson RR: Optics of the skin. In lim HW, Scoter MA, editors: Clinical photomedicine, New York, 1993, Marcel Dekker).
Figura 8.4 Características ópticas de la piel: absorción, reflexión, dispersión y transmisión. Cuando una luz láser choca
con- tra la piel hay cuatro posibles interacciones, reflejadas en este diagrama. Reimpresión de Dr. H. Robledo, Principios generales de la luz láser en la cirugía cutánea y su interacción tisular, Cir Esp Vol. 69, Mayo 2001, Número 5.
350
posible para esta aplicación. Los picos principales de la absorción de luz por la oxihemoglobina son: 418 nm,
542 nm y 577 nm . A pesar de su alta absorción por la sangre en la banda azul (420 nm), tiene una penetración
limitada y se interfiere por la absorción de la melanina, haciendo que este pico de absorción no sea el ideal
para el tratamiento de las lesiones vasculares. Así como existe una absorción menor en la anchura de banda
comprendida entrte los 800 a 1.000 nm, espectro del infrarrojo cercano dentro de la amplia banda de la oxihemoglobina por debajo de los 1.000 nm que pueden trabajar bien en las lesiones vasculares, proporcionando un
Figura 8-5 CO2, dióxido de carbono, Nd, neodimio; YAG, cristales de óxido de itrio y aluminio (Nd:Y3Al5O12). Recopilado de los datos in vivo e in vitro para un haz incidente de banda ancha. Cuando el radio del haz es menor o aproximadamente igual a la profundidad de penetración que figura en la tabla, la intensidad dentro de la piel disminuye mucho
más rápidamente con la profundidad, debido al ensanchamiento lateral por la dispersión óptica. La piel normal no se
trata frecuentemente y la penetración óptica es menor en las lesiones cutáneas vasculares o pigmentadas. Goldman MP,
Fitzpatrick RE: Cutaneous laser surgery, ed 2, 1999, St. Louis, Mosby.
Figura 8.6 Profundidad de penetración de la radiación electromagnética (REM) en el ojo humano.
351
Figura 8.7 Características ópticas de la piel. Profundidad de penetración en la piel y tejido celular subcutáneo de las
diferentes longitudes de onda. Reimpresión de Dr. H. Robledo, Principios generales de la luz láser en la cirugía cutánea y su interacción tisular, Cir Esp Vol. 69, Mayo 2001, Número 5.
mayor grado de penetración. De hecho, los nuevos láseres Nd:YAG (acrónimo del inglés neodymium-doped
yttrium aluminium garnet) es una emisión láser en medio sólido que utiliza el dopaje con neodimio de cristales
de óxido de itrio y aluminio (Nd:Y3Al5O12), una variedad de granate, para la amplificación de su radiación de
longitud de onda característica de 1064 nanómetros, en el infrarrojo, están siendo utilizados con éxito para el
tratamiento de grandes venas (1-5 mm de diámetro).
La dispersión se produce cuando los fotones cambian su dirección de propagación. Se imparte un
pequeño impulso por la dispersión, pero el fotón continúa a lo largo de su camino en una dirección diferente
Toda la luz que vuelve de la piel es luz dispersa. La luz que incide sobre la piel, se refleja alrededor del 4% debido al cambio repentino del índice de refracción entre el aire (n=10) y el estrato córneo (n=1.45) (reflectancia
regular).
Una vez que el 95% de la luz restante penetra en la piel, puede ser absorbida o dispersada por moléculas, partículas y estructuras en el tejido. La dispersión producida por las grandes partículas es independiente de
la longitud de onda, tal y como los colores blanco y gris se ven en las nubes. Para las partículas más pequeñas
que la longitud de onda de la luz (ej.: por debajo de unos cuantos cientos de nanómetros), la dispersión es
mucho mayor para las longitudes de onda más cortas. Por ejemplo, el cielo es azul debido a que la dispersión
molecular es más fuerte con las longitudes de onda más cortas.
En la epidermis normal, la absorción es el proceso dominante en la mayoría del espectro óptico. En las
longitus de onda de la luz ultravioleta, por debajo de los 300 nm, se produce una fuerte absorción por parte
de las proteínas, melanina, ácido urocánico y del DNA. Para las longitudes deonda comprendidas entre los
320 y los 1.200 nm, la absorción por la melanina domina las propiedades ópticas epidérmicas, dependiendo
del fototipo de piel. La transmisión de la epidermis blanca, no pigmentada, aumenta constantemente desde
aproximadamente el 50% a 400 nm (banda azul) al 90% en los 1.200 nm, con sólo una ligera disminución en
la banda de absorción agua a los 950 nm. En contraste, la epidermis oscura (negra) transmite menos del 20%
a través del espectro visible (400-750 nm) pero su transmisión aumenta al 90% en los 1.200 nm. La melanina
tanto en la epidermis (como en las manchas café con leche y los léntigos) como en la dermis (nevus de Ota) es
un cromófor diana importante para la fototermólisis selectiva láser. No existen tipos de piel en la banda del infrarrojo (IR) más allá de los 1.200 nm, y la transmisión de la epidermis depende su espesor y de su contenido
agua, pero no por su pigmentación.
La dispersión importante de las longitudes de onda dependientes de las fibras de colágeno se produce
352
en la dermis. La penetración óptica en la dermis depende en gran medida por esta dispersión, que varía inversamente con la longitud de onda. El coeficiente de absorción (µa) de la dermis, el no dependiente de los vasos
sanguíneos, es muy bajo a lo largo del espectro visible y el infrarrojo cercano (700-1.400 nm). El µa es menor
de 1 cm-1 en la banda visible y cae a menos del 0.1 cm-1 en el infrarrojo cercano región entre las bandas de
absorción por el agua. Por el contrario, la sangre tiene una absorción extremadamenta alta en las longitudes
de onda del espectro visible (azul, verde y amarillo) y una absorción débil pero significante en la banda de los
Figura 8.8 Curvas de absorción por el agua de las diferentes longitudes de onda en el espectro de radiación electromagnética (REM) de los láseres (200 - 20.000 nm). El coeficiente de absorción (µa) de la dermis es muy bajo a lo largo del
espectro visible y del infrarrojo cercano.
Figura 8.9 Clasificación de las longitud de onda, espectro visible e IR (infrarrojos cercano, medio y lejano).
800-1.000 nm (IR cercanos).
La penetración óptica en la piel se rige por una combinación de la absorción y de la dispersión. Desde
las longitudes de onda ultravioleta a las infrarrojas cercanas, la absorción y la dispersión tiende a ser mayor
en als longitudes de onda más cortas. No obstante, las bandas de absorción por la hemoglobina son tales que
la radiación en la dermis penetra más profundamente con una radiación de 577 nm que con la de 532 nm. Los
picos de absorción más altos de la oxihemoglobina son a 418 nm, 542 nm y 577 nm. En la banda del espectro
infrarrojo medio (700-1.400 nm), la hemoglobina tiene una amplia banda de absorción desde los 800 nm a
los 1.100 nm, con un pico de absorción en esta banda lumínica a los 904 nm. En general, la profundidad de
penetración en la piel aumenta con longitudes de onda más largas (dentro de la ventana óptica de la piel (3501.300 nm). Las longitudes de onda que más penetran son las de 650-1200 nm, rojas y casi infrarrojas, en las
que se ha desarrollado la terapia fotodinámica (TFD) en Europa y en Australia (630 nm, TFD-MAL), mientras
que en USA se ha desarrollado con la banda azul (TFD-ALA). Las longitudes de onda menos penetrantes
están en la banda de los UV lejanos (absorción por las proteínas) y de los infrarrojos lejanos (absorción por
el agua). Por ejemplo, la radiación del láser excímero a 193 nm, penetra sólo una fracción de micrómetro en
el estrato córneo. El popular láser quirúrgico de CO2 a 10.600 nm penetra solamente alrededor de los 20 µm
en el agua y por tanto es un láser excelente para cortar, por otro lado el láser erbio:YAG a 2940 nm, tiene una
captación por el agua 8-10 veces mayor que el láser de CO2 (las características de ambos láseres se han descri353
to en el libro anterior en profundidad (“Guía Médica Básica
de la Ciencia del Láser”, Dr. Hilario Robledo). Las figuras
8-5 y 8-7 describen la profundidad de penetración nóptica
aproximada para vaporización y para corte de la piel clara,
al igual que el cromóforo dominante de la piel, para la mayoría de los lásers de interés en cirugía cutánea que no sólo se
aborda por parte de la especialidad de dermatología, volvemos a repetir que es una especialidad multidiscipinar en la
que varias especialidades participan en ella (ejemplo: cirugía
general, cirugía plástica en las que en el programa específico
de la formación de residentes se detalla y figura la sección
de cirugía cutánea - infecciones (incluyendo hidrosadenitis,
etc), tumores tanto benignos como malignos - enfermedad de
Bowen, basaliomas, epiteliomas, melanomas, etc).
Figura 8.10 Diagrama que representa la ventana
óptica en la piel existente para las diferentes longi- El tamaño del punto de exposición (diámetro focal tudes de onda.
spot) también afecta a la pérdida de intensidad en profundi-
dad dentro de la piel (figuras 8-11 y 8-12), así como el de su distribución de la energía (“top hat” - meseta o
gausiana) en una forma dependiente de la longitud de onda. Por ejemplo, se podría esperar que con tamaños
de spot (diámetros focales) iguales o menores de 3 mm hubiese una disminución de la energía en profundidad
considerable con una longitud de onda de 1.064 nm. El tamaño del spot esencialmente afecta a la penetración
óptica cuando el radio del spot de exposición es igual o menor que la distancia para la cual la luz es libre para
difundirse en el tejido. En general, los spots mayores producen un mejor resultado. Otro resultado importante
de la óptica del tejido es que la relación de daño dérmico con el daño epidérmico aumenta a medida que aumenta diámetro del spot. Esta es una de las razones por las que disminuyendo el tamaño del spot se necesita
aumentar la fluencia pafra conseguir la misma densidad de energía en los cromóforos de la dermis y/o TCS
(necesario cuando la energía del pulso máximo es pequeña), con frecuenica es contraproducente, por ejem-
Figura 8.11 Obsérvese el efecto del tamaño del spot (A. spot de pequeño diámetro focal; B. spot de diámetro focal
mayor) en la influencia relativa de la fluencia en la superficie inferior. Las líneas del contorno representan la fluencia
relativa por debajo de la superficie irradiada para densidades de energía idénticas. Se producen los mismos valores de la
fluencia por debajo de la superficie con los tamaños de spot mayores. En los menores hay una mayor dispersión.
354
plo, cuando se tratan los folículos del pelo o los
pigmentos de los tatuajes. Gran parte del haz, en
lugar de crear las densidades deseadas de energía
subepidérmicas, se dispersa radialmente justo
debajo de la superficie del tejido; por lo tanto se
puede producir un daño epidérmico indeseable o
incluso puede resultar en la formación de plasma.
En la práctica, el tamaño del spot es importante
para las aplicaciones láser-tisulares en todas las
longitudes de onda visibles y del infrarrojo cercano, con la excepción del tratamiento de las lesiones epidérmicas.
Figura 8.12 Otro aspecto importante a tener en cuenta es la distribución de la energía a través del sistema de entrega por el láser.
En los más gausianos, la densidad de energía total se entrega en
el centro, mientras que en la periferia el porcentaje de densidad
de energía es considerablemente menor, dando lugar a áreas irradiadas con diferente nivel de energía. Los denominados “flat
top”, distribuyen la energía más uniformemente.
La eficiencia con los spots de mayor
diámetro es el resultado de la dispersión múltiple en la dermis superficial. Esta dispersión,
debida al mayor diámetro focal, permite que un
mayor número de fotones permanezcan dentro
del diámetro del haz de luz láser incidente que
con un tamaño de spot menor, donde una gran
fracción de fotones se dispersan fuera del haz y
rinden ineficazmenrte. De esta forma, cuando se utilizan spots grandes, se debe disminuir la densidad de
energía. Por ejemplo, la eficacia dse un spot de 7-10 mm de un láser de colorante pulsado (PDL) a 585 nm,
requiere sólo aproximadamente 2/3 de la fluencia que un spot de 5 mm de diámetro. De la misma forma, si se
mantienen las mismas densidades de energía en los spots grandes que se utilizan en los pequeños, puede haber
daño epidérmico. Aunque la relación de daño dérmico a daño epidérmico aumenta con los spots más grandes,
la cantidad absoluta de calor generado en la epidermis aumenta realmente. Debe aclararse que cuando se
trata una lesión dérmica mediante una longitus de onda en el espectro visible o IR cercano y se utilizan spots
grandes, la densidad de energía que necesitamos en relación con los spots pequeños, es menos, la distribución
de la energía en la dermis es más uniforme, penetra más profundamente alcanzando mejor el objeto diana y la
posibilidad de daño epidérmcio es menor.
Para los láseres de poca penetración en profundidad, como los láseres quirúrgicos CO2 y erbio:YAG, en
los culaes la densidad óptica (OPD) es menor que el tamaño del spot, el diámetro del haz no afecta intrínsecamente la respuesta tisular. De esta forma, en la restauración cutánea ablativa (resurfacing) se pueden obtener
resultados equivalentes utilizando el escáner, spots muy focalizados o piezas de mano de mayor diámetro,
naturalmente en láseres pulsados (superpulsados, ultrapulsados) y aún mejor si la energía fuese entregada
en pulsos en meseta (top hat) que gausianos, con tiempos de exposición igual o menor a 1 ms, para evitar al
máximo el daño térmico residual. A pesar de los muchos modelos que predicen la propagación de la energía en
la dermis, se carece de medidas exactas de la fluencia de perfiles de irradiancia para cualquier tamaño de spot.
Un conocimiento práctico de las respuestas inmediatas de la piel de los efectos deseados y de los no deseados
es el dosímetro más seguro.
INTERACCIONES TÉRMICAS
Daño térmico celular
La mayoría de las células humanas pueden resistir exposiciones prolongadas a los 40º C. A los 45º
C, los fibroblastos humanos cultivados mueren después de los 20 minutos. Sin embargo, las mismas células
pueden soportar unos 100º C si la exposición es menor de 10-3 segundos. Por lo tanto el daño térmico coagu355
lativo no está gobernada por la temperatura en sí, sino una combinación de temperatura y tiempo. Esto ocurre
porque la desnaturalización térmica es un proceso de proporción; el calor aumenta la velocidad a la que las
moléculas se desnaturalizan, dependiendo de la molécula específica. Para la mayoría de las células la temperatura crítica para la necrosis se incrementa en aproximadamente 10 a 20º C por cada década de disminución del
tiempo de calentamiento. Esta conducta es importante en el marco de la fototermólsis selectiva, en la que las
temperaturas extremas están presentes en los sitios diana de la piel con duraciones cortas.
Algunas moléculas son estables al calor (ej.: elastina). Curiosamente, poco se sabe acerca de los sitios
principales de las macromoléculas implicadas en el daño térmico de las células de los mamíferos a través de
cualquier rango de temperaturas y tiempos. La naturaleza nos proporciona un ejemplo interesante de la adaptación térmica máxima en que algunas bacterias termófilas pueden sobrevivir y reproducirse entre los 80-90º
C. Esos organismos poseen proteínas especializadas y algunos tienen una estructura de membrana monocapa.
Se sabe que la muerte celular térmica implica
la desnaturalización irreversible. Todas las
células tienen mecanismos para eliminar las
proteínas desnaturalizadas siempre que la
célula sea viable. La inducción de un shock
térmico protéico (HSPs - heat shock proteins)
es un fenómeno omnipresente en las células
diploides que confiere resistencia mayor a la
lesión térmica. El mecanismo de termotolerancia inducida permanece poco claro y puede
ser una combinación de muchos efectos de la
familia del HSPs. HSPs se induce por las exFigura 8.13 Esquema mostrando la profundidad de penetración
posiciones al láser y la respuesta al shock tédependiendo de la longitud de onda. El primer factor a tener en
rmico ha mostrado proteger a los fibroblastos
cuenta en relación a la penetración es la longitud de onda, y como humanos en un grado modesto contra la leya se ha explicado, los spots (diámetros focales) más grandes
sión térmica inducida por los láseres de CO2.
consiguen una mayor profundidad de penetración al tener menos
dipersión en la dermis.
Desnaturalización térmica y Coagulación
Hace unos 50 años Henriques determinó el comportamiento tiempo-temperatura para la necrosis de
coagulación de la epidermis en animales, que fue descrito por un modelo integral de Arrhenius. Este modelo
parece que se mantiene para la lesión térmica inducida por un láser en la piel y en la fotocoagulación de la
retina. El modelo de Arrhenius afirma que la desnaturalización está relacionado exponencialmente a la temperatura. Por tanto, la acumulación de material desnaturalizado aumenta exponencialmente con la temperatura
y proporcionalmente con el tiempo. Como consecuencia, una coagulación térmica del tejido tiene un umbral
de carácter bien definido. Cuando se alcanza una temperatura crítica, se produce la coagulación. Esto explica
los límites histológicos de la coagulación dérmica en el láser y en otras lesiones por quemaduras están bien
definidos.
Al contrario de la epidernis, tanto el tejido conectivo como la dermis contienen una gran cantidad de
matriz extracelular dominada por las proteínas estructurales como el colágeno y la elastina. La elastina es térmicamente estable y pude sobrevivir al pundo de ebullición durante horas sin cambios aparentes. Sin embargo,
el colágeno tipo I, que es el mayor tipo en la dermis, tiene tiene una transición de fusión definida a la forma
fibrilar entre los 60 y 70º C. Esta transición parece tener consecuencias en la cicatrización clínica, ya que la
desnaturalización completa del colágenio tipo I destruye la dermis. Skrobal y cols. recientemente pusieron de
manifiesto en los cerdos in vivo, que a pesar de colágeno se desnaturaliza alrededor de los 62º C después de
75 segundos de calentamiento, la muerte de los fibroblastos que sucede a solo los 52.5º C, eran un mejor predictor de la formación de la cicatriz. Asimismo, Ross y cols., mostraron que después del resurfacing mediante
láser de CO2, la muerte de los fibroblastos se extendió tan profundamente como el cambio en la tinción más
sutil en el colágeno. Sin embargo, se perdió la birrefringencia (señalando una completa desnaturalización) sólo
356
donde el cambio a la tinción era más severo (tinción basófila a la hematoxilina-eosina) se produjo de forma
más superficial. En el día 1 después de la lesión, el nivel más profundo de la marginación de los neutrófilos
y de la muerte de los fibroblastos fue consistente con el nivel de desnaturalización del colágeno incompleta.
Combinando el resultado de estos estudios, indica que para las heridas por láser de grosor parcial, la cicatrización clínica no se basa tanto en la profundidad de la desnaturalización del colágeno como en la profundidad
de la necrosis. Por otro lado, no está claro si las heridas térmicas muy superficiales, menos de 200 µ de daño
térmico en la dermis, cicatrizan igual que las heridas puramente ablativas con una profundidad similar. Es
decir, las células térmicamente alteradas y el colágeno se han asociado con características diferentes de cicatrización a las heridas de profundidad similar sin lesión térmica.
El objetivo principal de controlar dónde y cuánto se produce la lesión térmica exige una cuidadosa
selección de la longitud de onda, fluencia, tamaño del spot, duración de la exposición y de la energía del pulso
para explotar las propiedades ópticas y térmicas de la piel. Además, factores tales como la temperatura de la
piel, enfriamiento de la piel antes, durante y después de la exposición láser, de los factores individuales en el
color de la piel son factores importantes a tener en cuenta.
La consideración inicial en las interacciones láser tejido es depositar la luz en el objetivo. Esto es
simple para los láseres de poca profundidad como el CO2 y el erbio ya la energía se deposita en la superficie
y se atenúa en una forma exponencial sencilla. La situación es más compleja en los objetivos más profundos,
ya que tanto la absorción como la dispersión son factores importantes. En general, las longitudes de onda
ma-yores tienen más profundidad, aquellas que están dentro de la ventana óptica de la piel, 350-1300 nm. No
obstante, el tejido diana debe absorber la luz que las estructuras adyacentes o competentes para lograr una
lesión selectiva en el objetivo.
En cualquier lugar del tejido la elevación de la temperatura (ΔT)al final del pulso corto, es decir, con
confinamiento térmico, puede estimarse usando la siguiente ecuación:
[1]
en la que µa es el coeficiente de absorción (unidades de cm-1), E es la fluencia local, p es la masa y c es el calor
específico del objetivo (en J/g-ºC). Esta ecuación simplemente afirma que para un pulso de luz, el aumento
de temperatura es igual a la energía absorbida por unidad de volumen dividido por la capacidad del tejido de
almacenar la energía como calor, lo que le da algún sentido intuitivo. Si la penetración de la luz en el objetivo
es pobre, E es tan baja que el objetivo debe tener un alto coeficiente de absorción para lograr un aumento suficiente de la temperatura. Las cantidades p y c no son propiedades ópticas; La elección de la longitud de onda
en gran medida está gobernada por la necesidad de que el producto (µa x E) en el objetivo para exceder o que
sea mayor que en otras partes del tejido. La equación 1 describe el incremento de la temperatura para un pulso
corto, por ejemplo, cuando la conducción del calor desde el sitio local sea insignificante durante la anchura de
pulso del láser. Este es el caso para τp < τr, donde τr es el tiempo de relajación térmica de la estructura diana.
Para τp < τr, la elevación térmica en el objetivo es menor debido al flujo de calor durante el pulso óptico.
Como ya se ha mencionado anteriormente, una de las características ópticas más importantes del tejido
diana, es su capacidad de absorber la luz láser. El coeficiente de absorción de la luz µa se expresa en unidades
de 1/cm o cm-1. Si la luz láser incide en un tejido sin dispersión, la fluencia entregada a cada capa tisular
disminuye exponencialmente en profundidad (z). Asumiendo que la fluencia de la luz incidente es F0 y el
coeficiente de absorción tisular es µa , entonces la fluencia, F, que se entrega al tejido en profundidad se puede
expresar:
F = F0 * e-µa * z
[2]
357
A una profundidad de 1/µa la fluencia disminuye aproximadamente a 1/3 de la fluencia incial ( F = F0
-1
* e = 0.367 * F0 ). El valor del coeficiente de absorción depende de la longitud de onda y del tipo de tejido.
Figura 8.14 Coeficiente de absorción para varias longitudes de onda. Los láseres de Nd:YAG casi no son absorbidos
por el agua, por lo que penetran más que los láseres de erbio:YAG o de CO2. Esto hace posible que los láseres de
Nd:YAG puedan irradiar estructuras diana que están más profundas en la piel. La luz de los láseres de Er:YAG y de
CO2 de utiliza para tratamientos más superficiales.
Vaporización, Ablación tisular y Carbonización
La temperatura de vaporización (ebullición) del agua a 1 atmósfera de presión es de 100º C. Sin embargo, los láseres o las herramientas electroquirúrgicas habitualmente vaporizan el tejido por encima de esta
temperatura a causa de lo siguiente:
1. Existen presiones más altas, especialmente con los láseres pulsados y casi todos electrobisturís.
2. Se produce un super calentamiento del agua antes de que se vaporize.
3. Durante la ablación la superficie se diseca y se carboniza, alcanzando temperaturas de varios
cientos de grados Celsius.
Los pulsos de alta energía frente a los láseres de onda contínua (CW) difieren en gran medida tanto en
la ablación como en el daño térmico residual (DTR - RTD residual thermal damage). Por ejemplo, los láseres
de CO2 están disponibles comercialmente en modo pulsado y contínuo. Cusndo se tulizan en modo contínuo
con potencias de vaporización corrientes, la temperatura de la superficie de la piel fluctúa entre los 120º y los
200º C durante la ablación y se produce la carbonización. Se produce una lesión de coagulación térmica a una
profundidad de 0.5 a 1 mm debido a la conducción del calor (transferencia térmica), a pesar de la profundidad
de penetración superficial de 20 µ de la radiación láser de CO2. La carbonización es el resultado del calentamiento extremo del tejido disecado que se carboniza.. Se puede predecir el grado de calentamiento mediante
el examen de lo que sucede en la superficie, donde una onda térmica se crea con una velocidad determinada en
gran parte por el calor específico y la conductividad del medio. Según esta onda se desplaza en la dermis a una
velocidad, la superficie del tejido también se mueve en la misma dirección a una velocidad diferente a causa
de la vaporización. Con densidades de baja potencia, el calentamiento supera a la vaporización y el tejido se
coagula a una profundidad de 1 mm, disecado y carbonizado. Con densidades de alta potencia (mayores de
500 W/cm2), , se reduce el daño térmico (hasta aproximadamente 100 µm con los láseres de CO2 pulsados)
debido a que el tejido se vaporiza a una velocidad comparable a la velocidad de la conducción del calor (incluso con tiempos de irradiación largos). No obstante, para que esto ocurra, el tejido debe ser vaporizado a una
velocidad de 0.7 cm/seg, con pulsos de radiación láser de CO2 con una energía superior a 5 J/cm2 para eliminar
el tejido con mayor eficiencia, menor daño térmico (alrededor de 50-100 µm de desnaturalización residual
358
y sin carbonización. Se pueden diferenciar fácilmente estos dos modos básicamente diferentes de ablación
tisular (láseres pulsados versus láseres de onda contína con densidades de energía menores de 500 W/cm2).
Sin embargo, mediante un cambio en los parámetros del láser, la ablación pulsada puede imitar a la ablación
CW (de onda contínua) y viceversa. Por ejemplo, un láser de CO2 CW bien enfocado u otro láser escaneado
lo suficientemente rápido a lo largo del tejido puede producir la intensidad y el tiempo de exposición corto
que son las condiciones que se necesitan y que se asemejan a la ablación pulsada. Por el contrario, un láser de
CO2 de pulso corto cuando opera a fluencias subablativas (e.g., menor de alrededor de 1 J/cm2 por pulso) con
una velocidad de repetición mayor de 20 Hz, produce una lesión más profunda (daño térmico residual - DTR)
y carbonización asociados con los efectos de un láser de onda contínua (CW). A pesar de la conveniencia de
etiquetar la vaporización con láser pulsado vs contínuo (CW), es necesaria una comprensión más precisa, que
se proporciona en el resto de esta sección.
Figura 8.15 Obsérvese que con una densidad de baja potencia (irradiancia), el daño térmico residual (DTR RTD) aumenta de 0.5 mm con sólo un segundo. Para lograr un daño térmico similar a los láseres de alta potencia de pulso corto, el médico debe mover la pieza de mano rápidamente sobre la superficie de la piel. Incluso
así, no se espera que el daño térmico sea uniforme, ya que invariablemente habrán diferencias en la velocidad
del barrido manual. La velocidad de vaporización será mucho más lenta que la difusión térmica a esta densidad
de potencia.
Cuando se entrega la energía necesaria para producir vaporización (sobre 2500 J/cm2) en la capa más
superficial posible, es decir, una capa más o menos igual a la profundidad de penetración óptica, el tejido se
elimina con un daño térmico mínimo y sin carbonización, durante un tiempo igual o menor al tiempo de relajación térmica de esta capa tisular calentada (el de la epidermis es de 3 a 7 ms, dependiendo del grosor de una
determinada región anatómica). De esta forma, la capa más superficial se irradia con toda la energía necesaria
para producir vaporización antes de que se produzca la transferencia de calor al tejido subyacente. Bajo estas
condiciones, la capa tisular se vaporiza súbitamente, dejando una capa residual de lesión térmica de aproximadamente 2 a 4 veces de la penetración óptica en profundidad. Debido a que la energía láser se interrumpe antes
de que se produzca desecación, no hay carbonización. Por el contrario, si se entrega la energía láser durante
un periodo de tiempo mayor, la conductividad térmica aumenta la profundidad de la lesión y se disminuye la
eficiencia en la capacidad de ablación tisular, permitiéndose la desecación durante la exposición láser y de esta
forma se puede producir la carbonización del tejido.
359
Figura 8.16 Obsérvese la diferencia con una densidad de baja potencia (irradiancia) . El daño térmico residual
permanece relativamente constante de 1 a 5 ms. El comienzo de la ablación está próximo al umbral.
Estos principios pueden ilustrarse en los ejemplos prácticos previos del láser de CO2. La energía láser
depositada por unidad de volumen es igual a la siguiente ecuación:
[3]
en la que E es la fluencia local (J/cm2) y µa es el coeficiente de absorción que se ha definido previamente
(cm-1). Cuando Ev se establece a 2500 J/cm3, calor necesario para la vaporización del agua, el requisito para la
exéresis del tejido es aproximadamente igual. Para resolver la fluencia local E, la fluencia (E) necesita ser al
menos 2500/µa en unidades de julios/cm2. El valor del coeficiente de absorción, µa, a la bien absorbida longitud
de onda de un láser de CO2, 10600 nm, es alrededor de 500 cm-1. De este modo, una E = 5 J/cm2, es la fluencia
necesaria para lograr la ablación tisular. La entrega de la energía debe producirse antes de que la capa superficial se enfríe. La penetración en profundidad de la radiación emitida por un láser de CO2 es de alrededor de 20
µm. Obsérvese que esta penetración es igual a 1/µa debido a que la absorción es la que domina en la longitud
de onda de un láser de CO2 en su penetración en el tejido. El tiempo de relajación térmica (tr, o el tiempo para
el enfriamineto significante) para una capa de espesor (d) puede detrminarse por la siguiente fórmula:
[4]
en la que k es la difusividad térmica (1.3 x 10-3 cm2/seg). Así el tiempo de relajación térmica para el calentamiento producido por un láser pulsado de CO2 en una capa de 20 µm es de alrededor de (2 x 10-3 cm2) / (4 x
1.3 x 5 J/cm2/seg) = 0.8 x 10-3 seg. En efecto, la longitud de onda de un láser de CO2 debe entregarse a 5 J/
cm2 como máximo, y preferiblemente en menos de 0.8 milisegundos, para que la lesión térmica residual sea
mínima al tejido subyacente. Cuando se ejecuta de esta forma, cada exposición al pulso láser que elimine una
penetración en profundidad de 20 µm en el tejido y deje un daño térmico residual de 2-4 veces, es decir, de 4080 µ. Esta capa de tejido térmicamente dañado es el responsible de que se produzaca hemostasia y la ausencia
360
de efectos adversos sobre la cicatrización de la herida.
La información anterior indica que tanto la fluencia necesaria para la ablación como la profundidad
de la lesión residual dependen de la profundidad de penetración (1/µa). Esto es válido para otros láseres IR y
abarca el desarrollo y la utilidad de los nuevos láseres de infrarrojos en la medicina. El láser de holmio, 2000
nm, con un µa de 50 cm-1 y una penetración en profundidad de alrededor de las 200 µ, necesita una fluencia
de unos 50 J/cm2 (10 veces mayor que un láser de CO2 ya que el µa es 10 veces menor), produce una exéresis
de alrededor de 200 µ por pulso y deja un daño térmico residual de 400-800 µ cuando la anchura de pulso es
menor de 80 ms. El láser de holmio se ha desarrollado principalmente porque puede ser transmitido mediante
fibra óptica y es compatible con los procedimientos endoscópicos y produce una hemostasia excelente. Para
las aplicaciones en las que es necesaria una precsión extremadamente alta, ablación con poca lesión residual,
el láser de holmio no es una buena elección, si para las aplicaciones en las que se necesite la resección de tejido
con una buena coagulación (p. ej.: urológicas - adenoma prostático, ureteroscopia para litiasis ureteral).
El láser de erbio, con una l.o. de 2940 nm, es fuertemente absorbido por el agua y es capaz de producir
una ablación superficial de alta precisión. Con un coeficiente de absorción (µa) de alrededor de los 10.000
cm-1, por tanto con sólo una fluencia de 0.25 J/cm2 es capaz de hacer ablación (1/20 que un láser de CO2). Sin
embargo, los pulsos deben entregarse en microsegundos para remover 1 µ por pulso, dejando un daño térmico
residual minúsculo de 2-4 µ. Por tanto, los láseres de erbio de pulso corto son capaces de hacer ablación de
tan solo una o dos capas celulares a la vez de una lesión residual mínima. Esta es una opción excelente para
efectuar una ablación extremadamente fina pero una opción pobre si se pretende conseguir hemostasia. La anchura de pulso convencional con el láser de erbio es de
250 µs (está compuesto de 20 micropulsos). Con el desarrollo de nuevas mejoras tecnológicas el láser de erbio
puede emitir a pulsos muy cortos, medianamente cortos,
largos y extremadamente largos por debajo de la energía
de ablación (denominados “subpulsos”), dejando un daño
térmico intencionadamente establecido, permitiendo que
haya un aumento de la comductividad térmica. Pueden
emular a láseres como el CO2, pero cuanto mayor sea la
anchura de pulso, mayor será el DTR.
Figura 8.17 a. Apariencia microscópica de la piel de
cerdo después de un tratamiento de láser de erbio
convencional (250 µs); b. Después del tratamiento
de un láser de erbio con una duración de pulso extendida; c. Después del tratamiento de un láser de CO2 de
alta energía con una exposición de 1 ms. Obsérvese
el incremento progresivo en el daño térmico residual
(DTR) en estas tres ilustraciones. Las flechas indican
el límite inferior del DTR.
Figura 8.18. Láser de Er:YAG con una duración de pulso de
200 µs que contiene 20 micropulsos. Reimpresión de Rose
CH, Haase KK, Whermann M, Karsch KR. Journal of Laers
in Surgery and Medicine, 1996; 19:274.
361
Los láseres de excímero con una longitud de onda de 193 nm, eliminan el tejido mediante una combinación de ablación térmica y fotomecánica. A 193 nm, el coeficiente de absorción es de 12.000 cm-1 en la
piel (similar a la longitu de onda del erbio). Sin embargo, tiene la energía fotónica suficiente para romper
los enlaces químicos de los polímeros, de tal manera que no solo se elimina el tejido mediante la vaporización
por calor, sino también por la volatilización de grandes macromoléculas. Hasta la fecha, no existe evidencia
clínica de la utilización del excímero en la cirugía cutánea, pero si se ha demostrado la eliminación controlada
del estrato córneo. La ablación precisa de la córnea es un método popular para la corrección de la refracción
visual. La ablación del láser excímero en la piel a 193 nm produce ondas de choque que causan una disrrupción y lesión bien en la epidermis o en la dermis superior. A propósito del láser excímero se debe comentar lo
ya expuesto en el capítulo 4 de la Guía Básica de la Ciencia del Láser:
Las radiaciones electromagnéticas cuya longitud de onda sea menor de 319 nanómetros puede causar
ionización de los átomos en las moléculas de los tejidos vivos. A 319 nm la energía fotónica es justamente
igual al primer potencial de ionización del cesio, el más bajo de todos los elementos. Ya que la energía fotónica
aumenta con la disminución de la longitud de onda, toda radiación por debajo de 319 nm tiene la capacidad de
ionizar los átomos. Sin embargo, el peligro de oncogénesis de los rayos ultravioleta es moderado comparado
con los emitidos por los aparatos de rayos X y los isótopos radioactivos que se utilizan para tratamientos oncológicos. Estos tienen una energía fotónica en el orden de los 50.000 electrón-voltios o mayores comparados
con solamente 3.89 eV a 319 nm.
Los únicos láseres cuyas longitudes de onda son menores de los 319 nm son los excímeros fluoruro de
argón (193 nm), cloruro de criptón (222 nm), fluoruro de criptón (248 nm) y cloruro de xenon (308 nm). El
excímero fluoruro de xenon a 351 nm está por encima del rango de la ionización. Aunque esos láseres excímeros tienen varias aplicaciones válidas en la cirugía, todavía no están aprobados por la FDA para su utilización
quirúgica general. Su potencial oncogénico es parecido a la de la luz del sol brillante a la que millones de
personas se exponen cada año sin preocupación. El peligro de exposición quirúrgica al haz de luz de un láser
excímero es probablemente menor que el de una simple placa diagnóstica de rayos X.
Todos los otros láseres quirúrgicos entregan radiación de longitudes de onda más largas del umbral
ionizante y no tienen ningún riesgo de oncogénesis. Es cierto que la fotoplasmolisis origina ionización de los
átomos en el tejido a densidades de energía por encima de 1010 W/centímetro2. No obstante, a dichas intensidades el haz de luz láser destruye toda la arquitectura histológica y viabilidad, de esta forma obviando el
desarrollo de cualquier tipo de malignidad tisular.
Fototermólisis Selectiva
La fototermólisis selectiva ha cambiado de forma dramática el área de competencia de los láseres en
la cirugía cutánea, oftalmológica y endocavitaria, desde 1983 (Anderson RR, Parrish JA, 1983, Science, Apr.
29:524-527). El término de fototermólisis selectiva fue acuñado para describir el sitio específico, de lesión
microscópica mediada térmicamente de los cromóforos tisulares pigmentados por la absorción selectiva de
los pulsos de radiación. Es con mucho la utilzación más selectiva del calor en toda la historia de la medicina.
La luz deposita energía solamente en los sitios de absorción (más adelante se hablará sobre la disipación del
calor en las estrcuturas adyacentes, conductividad/transferencia térmica). El calor se genera en esos pigmentos
tisulares diana con las longitudes de onda que penetran dentro de la piel y se absorben preferentemente por
las estructuras (cromóforos) como los vasos sanguíneos o la melanina epidérmica (lesiones pigmentadas, tatuajes), melanina dérmica (lesiones pigmentadas, folículos pilosos). En cuanto se genera el calor, este comienza
a disiparse mediante la conducción y la transferencia de la radiación. De esta forma, se genera una competencia entre el calentamiento activo y el enfriamiento pasivo que determina cuanto calor se acumula en el objetivo. El calentamiento selectivo del objetivo se logra cuand al energía se deposita en un tiempo más corto de lo
que tarda en enfriarse (confinamiento del calor). Una analogía podría ser un cubo de agua. El agua representa
el calor. Si se hacen agujeros en el fondo del cubo y este se intenta llenar lentamente con un chorro de agua
362
(calor), este nunca se llenará ya que el agua se vierte
por los agujeros. Sin embargo si se llena rápidamente,
el agua inicialmente llenará el cubo y posteriormente
empezará a vaciarse pero solamente cuando el chorro
pare de inundarlo.
Son necesarios los siguientes elementos para
conseguir una fototermólisis selectiva:
1. Una longitud de onda que alcance y sea absorbida
preferentemente por la estructura deseada.
Figura 8.19 Fototermólisis selectiva por las diferentes
longitudes de onda más frecuentemente utilizadas en la
cirugía cutánea.
2. Una duración de la exposición menor o igual que el
tiempo necesario para que se enfrie la estructura.
3. Una fluencia suficiente para dañar térmicamente a
esa estructura.
Cuando se reúnen todos estos criterios, se produce una lesión exquisitamente selectiva en miles de
objetivos microscópicos sin la necesidad de apuntar el
láser a cada uno de ellos. El efecto es equivalente al
de la bala mágica que busca sólo el blanco deseado.
Son posibles una variedad de mecanismos con la fotoermólisis selectiva que incluyen la desnaturalización
térmica, el daño mecánico por la expansión térmica
súbita o los cambios de fase y la pirolisis (cambios en
la estructura química primaria). A diferencia de la lesión por coagulación difusa, la fototermólisis selectiva
puede lograr temperaruras altas en estructuras o células
individuales con poco riesgo de cicatrización debido a
Figura 8.20 Tiempo de relajación térmica y daño residual que se minimiza el calentamiento dérmico grosero.
resultante en un láser de CO2 con diferentes tipos de
emisión.
Duración de la Exposición y Tiempo de Relajación
Un concepto subyacente ocasionalemente difícil en la fototermólisis selectiva es la relación entre la duración y el confinamiento del calor. Una estructura útil es el concepto denominado como tiempo de relajación
térmica referido en la ecuación 2, o el tiempo necesario para el enfriamiento significante de la estructura diana.
Cuando la exposición láser es menor que el tiempo de relajación térmica, se produce el máximo confinamiento
del calor. En el enfriamiento están involucrados muchos procesos, que incluyen la evaporación, convección,
la radiación y la conducción. De todos ellos, la conducción (conductividad térmica), la transferencia de calor
del contacto directo entre los sitemas que interactúan, dominan el enfriamiento de las estructuras microscópicas en la piel. La conductividad térmica es una propiedad física de los materiales que mide la capacidad de
conducción de calor. En otras palabras la conductividad térmica es también la capacidad de una sustancia de
transferir la energía cinética de sus moléculas a otras moléculas adyacentes o a substancias con las que no
está en contacto. En el Sistema Internacional de Unidades la conductividad térmica se mide en W/(K·m) en J/
(s·°C·m). La conductividad térmica es una magnitud intensiva. Su magnitud inversa es la resistividad térmica,
que es la capacidad de los materiales para oponerse al paso del calor. Para un material isótropo la conductividad térmica es un escalar k definido como:
Donde: q, es el flujo de calor (por unidad de tiempo y unidad de área), T es el gradiente de temperatura.
363
La conductividad térmica es por tanto, la transferencia de energía cinética a otro sistema y es impulsado por
una diferencia de temperatura entre los sistemas. La convección es la tranferencia de calor resultante del movimiento en masa de los fluidos, normalmente sólo es relevante para los procesos de calentamiento lentos y
no para las interacciones tisulares de los láseres pulsados. El enfriamiento radiativo a microescala del tejido
generalmente se considera insignificante, pero su contribución aumenta en objetivos muy pequeños a altas
temperaturas, como en las partículas de la tinta de los tatuajes, gránulos de melanina o en las partículas contenidas en el humo que se produce en el resurfacing mediante láseres quirúrgicos (LSR) y es especialmente
cierto en la superficie de la piel..
Los objetos más pequeños típicamente se enfrían más rápidamente que los grandes. Por ejemplo, una
taza de té se enfría más rápidamente que una bañera caliente aunque ambos son agua caliente en un recipiente
de porcelana. Más precisamente, el tiempo de relajación térmica para la conductividad térmica es proporcional al cuadrado del tamaño (ver ecuación 2). Para cualquier material y forma, un objeto de la mitad de tamaño
se enfría en una cuarta parte del tiempo y un objeto de la décima parte se enfría en la centeava parte del tiempo.
Esta conducta es importante a la hora de optimizar la duración del pulso o la duración de la exposición para
la fototermólisis selectiva de los vasos sanguíneos. Los vasos varían desde capilares, que tienen un tiempo de
relajación térmica de decenas de microsegundos, a vénulas y arteriolas, que tienen un tiempo de relajación
térmica de cientos de microsegundos, a vénulas de mayor calibre como en las manchas de vino Oporto del
adulto, que tienen un tiempo de relajación térmica de decenas de milisegundos. Por lo tanto los vasos en una
mancha de vino Oporto (PWS) típica varía a lo largo de tres órdenes de magnitud; para definir un tiempo de
relajación térmica simple para un vaso es lúdrico.
La selectividad del tamaño del objeto diana es factible en la fototermólisis selectiva mediante la elección de la duración de la exposición o pulso apropiado. En las manchas de vino Oporto los vasos ectásicos
son el objetivo y no debería excederse su tiempo de relajación térmica (ej.: alrededor de los 30 ms). Cuando la
duración del pulso excede el tiempo de relajación térmica de la estructura diana, el calentamiento es ineficaz.
Por tanto, la selectividad para el daño de grandes vasos es posible eligiendo exposiciones láser que excedan
el tiempo de relajación térmica de los capilares que aún tienen un tiempo de relajación térmica menor que los
vasos de las manchas de vino Oporto. Los pulsos de al menos varios cientos de microsegundos, relativamente
reservan los capilares debido a que los capilares se enfrían de manera significativa durante la entrega de la
energía del láser. Por otro lado, los vasos más grandes continuan almacenando calor durante el pulso completo
con poco enfriamiento. Este concepto se ha aplicado a los vasos más grandes del PWS con láseres y luces
pulsadas de banda ancha. Por ejemplo, el láser de KTP a 532 nm con una anchura de pulso en el rango de los
5-20 ms puede tratar vasos de 0.1 a 1 mm sin ocasionar el efecto púrpura; presumiblemente, esos pulsos más
largos producen un mayor aumento de temperatura en los vasos grandes (de 100 a 300 µm de diámetro) que
en los capilares con el mismo volumen de tratamiento. Los capilares más pequeños no se afcetan por el haz
láser incidente; sin embargo, la energía se difunde en la dermis circundante durante el pulso. Los pulsos largos
de 5 a 20 ms porducen una vaporización de la luz del vaso sin ruptura del mismo. Aunque se puede producir
en algunas ocasiones el efecto púrpura, el comienzo es más lento y de características más trombóticas. El
desafío conceptual en el tratamiento de los vasos con duraciones de pulso más largas es lograr el equilibrio
del calentamiento completo de los vasos de mayor calibre, que es el efecto deseado, sin un daño excesivo a la
dermis adyacente. El tiempo de relajación térmica también está en íntima relación con la forma, las diferencias
de reflexión en el volumen y en la superficie del área de los objetos diana. Para un espesor determinado, las
esferas se enfrían más rápido que los cilindros y a su vez, estos más rápido que los objetos planos. Las tres
formas son relevantes en la cirugía láser: los melanosomas son elípticos, los vasos son cilíndricos y las capas
de los tejidos son planas. Una propiedad de los materiales que se denomina difusividad térmica (k), expresa la
capacidad de propagación del calor y es igual a la raíz cuadrada del radio entre la conductividad del calor y la
capacidad específica del calor. La difusividad térmica es la magnitud que aparece en la ecuación de conducción del calor, y depende proporcionalmente de la conductividad térmica y es inversamente proporcional al
calor específico y a la densidad del material.
364
Las propiedades térmicas para los tejidos blandos que no sean las grasas, están dominadas por su
alto contenido de agua. El valor de k (1.3 x 10-3 cm2/seg para el agua), es igual para la mayoría de los tejidos
blandos, como ya se ha utilizado en los ejemplos previos en los que se ha descrito la vaporización tisular mediante láseres pulsados. Sin embargo, recientemente, Vitkin y cols, han hayado que la difusividad térmica de
la melanina está entre los 5.2 x 10-3 y 12.3 x 10-3/seg, que son valores más altos que los del agua y cercanos a
los del carbono.
Figura 8.21 La selectividad del objeto se basa en su tamaño; t1 y t2 son el tiempo de relajación térmica de los objetivos respectivos y tp es la duración del pulso. El tamaño de la X se corresponde
al grado de destrucción en los objetivos respectivos. Obsérvese que eligiendo una duración de
pulso entre los objetivos de menor y mayor tamaño, el pequeño se calienta más lentamente y
queda relativamente a salvo (a expensas del calentamiento de las estructuras adyacentes). En
algunos casos esta cesión del calor es tolerable y necesaria para evitar un calentamiento localizado extremo en las estructuras sanas (p. ej.: cuando se procura preservar los melanosomas en
el tratamiento de las lesiones vaculares).
Para la mayoríade los objetos tisulares se puede utilizar una regla simple: el tiempo de relajación térmica en segundos es aproximadamente igual al cuadrado del tamaño en milímetros de la estructura diana.
Así, un melanosoma (5x10-4 mm) debería enfriarese en 25x10-8 segundos (250 ns), mientra que un vaso de
una mancha de vino Oporto (PWS) de 0.1 mm de diámetro, debería enfriarse en 10-2 segundos (10 ms). La
variación natural en el tamaño de las estructuras diana existentes en el organismo y en las diferentes patologías
dan lugar a variaciones mayores en el tiempo de relajación térmica, de tal forma que la realización del cálculo
mucho más preciso, aunque sea posible, sea probablemente innecesario.
En todos los efectos donde el mecanismo de acción sea térmico, los pulsos más cortos parecen siempre los preferidos en la destrucción selectiva de estructuras pequeñas; sin embargo, existen otros factores que
podrían limitar la exposición limitada en el tiempo para evitar el daño colateral. Consideremos la situación en
la que el pulso llega a ser muy corto (de modo que la energía del láser se deposita más rápido que una onda de
presión se pueda relajar; en otras palabras, si la anchura de pulso es más corta que el tiempo que tarda el sonido
en recorrer la longitud de la partícula). En ese caso las ondas de choque (que se define como el desplazamiento
en masa del medio transmisor por una onda de estrés) se puede propagar y dañar el tejido adyacente.
El plasma se genera con densidades de energía muy altas (108 W/cm2) que se observan generalmente
con los láseres Q-switched, y en especial con los láseres Qs de neodimio:YAG. El plasma de compone de
materia ionizada característicamente a temperaturas muy altas. El sol es un buen ejemplo. En las aplicaciones
láser, el plasma es obvio; se produce una pequeña llama o chispa con un efecto acústico agudo. Aunque sea
espectacular, el plasma en la piel absorbe gran parte de la energía láser incidente disminuyendo por tanto la
energía disponible para los efectos deseados en la subsuperficie.
Interacciones Tisulares de la Fototermólisis Selectiva
365
La mayoría de las interacciones tisulares del láser durante la fototermólisis selectiva no son bien entendidas, pero hay una buena base conseptual para la comprensión de las observaciones que existen hasta la
fecha. El mejor ejemplo estudiado es el de los efectos visibles del pulso láser sobre la microvasculatura que se
lleva a cabo para desarrollar los láseres de colorante pulsado que se utilizan actualmente en el tratamiento de
las manchas de vino Oporto en los niños. En efecto, se ha utilzado la histología de los PWSs pediátricos para
definir los parámetros de tratamiento, que por lo general funcionan bien y son eficaces. Estos mismos láseres
pueden utilizarse en los PWS del adulto, telangiectasias y en otras lesiones microvasculares, pero los parámetros de tratamiento son muy diferentes en cada una de estas patologías. Los parámetros serán discutidos en los
párrafos siguientes.
En general, Los parámetros láser “ideales” no son los únicos que pueden ser utilizados eficazmente.
Un cirujano láser experimentado puede a menudo lograr unos buenos resultados con “menos o diferentes que
la herramienta ideal”, e igualmente es posible obtener sin duda unos malos resultados incluso con un láser
ideal. La fototermólisis selectiva con láseres de colrante pulsado (PDL) a 585-595 nm, con anchuras de pulso
de 0.45-0.50 ms, es actualmente el método preferido para el tratamiento de los PWS ya que existe una buena
absorción por la eixhemoglobina y con poco riesgo de efectos adversos cuando se utiliza a densidades de energía de 6-8 J/cm2. La actual generación de estos láseres están todavía lejos de lo ideal, sin embargo, tanto en
Figura 8.22 Interacciones tisulares de la fototermólisis selectiva. Interacciones del láser de colorante pulsado (PDL) en una mancha de vino Oporto refractaria. La luz amarilla (585 nm) se utiliza para destruir selectivamente los vasos ectásicos que están predominantemente en la dermis
papilar. Se muestran en el diagrama los efectos del láser sobre los vasos anormales en el PWS.
Journal of the American Academy of Dermatology, Feb, 2012.
366
las interacciones con los vasos dérmicos como en su utilización clínica, son aceptables.
En la primera formulación teórica de la fototermólisis selectiva, se predijo que a 1 ms, 577 nm, con una
densidad de energía de 2 J/cm2 sería ideal para el tratamiento de la mayoría de los PWS pediátricos. Sin embargo, inicialmente, no era posible esta anchura de pulso para la longitud de onda de 577 nm. Se probó un láser
de colorante pulsado a 1 µs (una centeava parte de la anchura de pulso considerada ideal) en la piel humana
y animal observándose una hemorragia extensa de los vasos dérmicos. La dependencia de la temperatura y la
fluencia necesaria para la producción de este daño, denominado efecto púrpura, era consistente con la rotura
mecánica de los vasos por la vaporización de la sangre. En un intento de minimizar la vaporización y maximzar la coagulación térmica de los vasos, se aumentó la anchurade pulso. Cuando se incremetó la anchura de
pulso por encima de los 20 µseg, la hemorragia fue significativamente menor en la piel humana y la fluencia
necesaria para originar daño vascular se incrementa de acuerdo con esta teoría.
Basados en la información precedente, se construyó un PDL a 577 nm a 400 µs y se testó clínicamente
en los PWS, observándose que funcionaba bien con un bajo riego de alteraciones cicatriciales. Posteriormente
se utilizó una longitud de onda con aproximadamente dos veces más de penetración y con menos absorción
por parte del cromóforo competente, la melanina epidérmica, y que mostró una selectividad vascular similar,
lo mismo pasó con lalongitud de onda de 595 nm, en la que hay que incrementar alrededor de un 25% la densidad de energía pero tiene un coeficiente de penetración mayor con menor absorción melánica. El estándar actual en el tratamiento de los PWS son los láseres de colorante pulsado a 585-595 nm, con duraciones de pulso
de 450-500 µs entregados a fluencias de 5-8 J/cm2 con un diámetro de spot circular de 7-10 mm, con pulsos
simples y sin superposición o del 13% para una cobertura total (100%) de la superficie tratada. Esta anchura
de pulso de los láseres de colorante pulsado en los exámenes histológicos produce una necrosis coagulativa
intravascular y perivascular selectiva con lesión de la capa basal epidérmica en los tipos de piel oscuros. La
hipopigmentación es un efecto adverso frecuente y habitualmente transitorio, al igual que la hiperpgmentación. Este láser produce púrpura transitoria desfigurante debido a la hemorragia y a una vasculitis diferida
debido al pulso nás corto de lo ideal, por ese motivo se han desarrollado los láseres de colorante pulsado de
anchura de pulso variable y estimando que el tiempo de relajación térmica de los vasos ectásicos de un PWS
es de 10 ms, hoy día se están utilizando pulsos más largos, aunque los mejores resultados clínicos, como ya se
ha explicado en el primer capítulo, se obtienen mediante la utilización del efecto purpúrico, al menos en las
tres primeras sesiones. Adicionalmente, son necesarios múltiples tratamientos para aclarar el 75% de este tipo
de malformación vascular y que se considera aceptable, siendo poco frecuente la resolución total del cuadro.
Posiblemente en el PWS infantil, la mejor anchura de pulso es de 1-5 ms, hoy días los láseres de colorante
pulsado comercialmente disponibles se pueden ajustar a esta anchura de pulso (1.5 o 2 ms dependiendo de
la casa fabricante, 6 y 10 ms), son los denominados PDL de pulso largo o de anchura de pulso variable y que
pueden ajustarse desde 0.45 ms hasta 40 ms. Los estudios científicos han mostrado que el tiempo de relajación
r para los vasos de aproximadamente 60 µm de diámetro es de 1-10 ms. Otra ventaja de los pulsos largos es
una menor lesión fotomecánica y por tanto una menor posibilidad del efecto purpúrico con mayor coagulación
de los vasos, mayoe efecto térmico y el cierre de los mismos (oclusión de la pared del vaso). Dierickz y cols,
sugirieron una posibilidad interesante estudiando la dependencia de la anchura de pulso de 1-30 ms con pulsos láser a 532 nm en relación a la lesión producida en vasos de diferente calibre en las orejas de los conejos.
Ellos observaron que la vaporización suave de la sangre, más prolongada en el tiempo, da lugar a un vaso
vacío coagulado térmicamente. Además, otra ventaja de los pulsos largos, es la disminución de la posibilidad
de lesión de las células pigmentadas que ocurre con más frecuencia con los picos altos de energía entregados
mediante pulsos cortos. De esta forma, los melanosomas se calientan progresivamente durante la irradiación
láser sobrepasando su tiempo de relajación térmica y no produciéndose el confinamiento selectivo del calor.
Más recientemente, se han utilizado los láseres de pulso largo en las venas de los miembros inferiores (1001.000 µm de diámetro) con resultados variables de lo cual ya se ha hablado en el capítulo número dos, para una
mayor comprensión. Se han utilizado láseres de colorante pulsado (585-595 nm), KTP (532 nm), alejandritas
(755 nm), diodos (800-810, 940, 980 nm) y neodimio:YAG, 1064 nm, que creemos que por regla general son
los de elección como ya se dijo en venas menores de 3 mm de diámetro siempre y cuando se haya eliminado
la hipertensión venosa (insuficiencias venosas troncales), siendo el lásr un tratamiento complementario de la
escleroterapia que se mantienen como el gold estándar de tratamiento en la eliminación de venas de los miem367
bros inferiores.
Respecto a la longitud de onda, se ha mejorado la penetración óptica de la longitud de onda inicial de
los PDL a 577 nm con los de 585 nm, e igualmente con los de 595 nm. Cuanta mayor longitud de onda, se obtiene una mayor coeficiente de penetración pero se necesita un incremento de la densidad de energía. Aunque
el estudio que opta por la elección por la longitud de onda de 585 nm se realizó adecuadamente, intrínsecamente estaba viciado. Se compararon fluencias fijas a diferentes longitudes de onda con la profundidad de la
lesión que se originaba en los vasos dérmicos en un modelo experimental. No obstante, ya que el coeficiente
de absorción de la sangre disminuye con el aumento de la longitud de onda de 577 nm, se necesita una mayor
fluencia para lograr la misma excitación térmica en un vaso determinado y a la misma profundidad, la capacidad para dañar selectivamente vasos similares desaparecía con longitudes de onda mayores. La conclusión
inapropiada fue por tanto que las longitudes de onda mayores no eran eficaces en las lesiones altamente específicas de la microvasculatura dérmica.
Con fluencias más altas, puede obtenerse la lesión microvascular selectiva al igual que lograr una
ma-yor penetración en las liongitudes de onda de 595 nm y mayores; el espectro de formación del efecto
púrpura en los fototipos de piel claros se continua por el espectro de absorción de la sangre venosa al menos
hasta los 630 nm. La lesión vascular selectiva no se pierde hasta que el coeficiente de absorción de la sangre
se aproxima a la dermis adyacente. El coeficiente de absorción de la dermis menos vascularizada es de sólo
Figura 8.23 Verruga tratada en el dorso del antebrazo en paciente con fototipo de piel IV mediante un láser de colorante pulsado donde se puede apreciar el efecto purpúrico. El estudio
histológico muestra un calentamiento localizado en las células basales y en los vasos. Se ha
producido vesiculación donde hay una mayor concentración de melanina. Existe algún daño en
el colágeno alrededor de los vasos por conductividad térmica (flecha de la derecha).
0.1 - 0.3 cm-1 a través de las longitudes de onda en el espectro rojo, como se muestra en la siguiente figura
(curva de absorción de la hemogolobina), que no se aproxima a la absorción por la sangre hasta los 700 nm.
Por tanto, la mayor limitación en la utilización de los láseres pulsados en la banda de la luz roja en los PWS
es la absorción por la melanina epidérmica. De hecho, el láser Q-switched de rubí a 694 nm es muy selectivo
para dañar las células melanizadas solamente. A pesar de esta competencia en la absorción con la melanina, los
pulsos de los láseres con longitudes de onda más largas (595-610 nm) son eficaces en el tratamiento de vasos
de mayor grosor (0.1-1 mm de diámetro) PWSs o telangiectasias siempre que se utilicen fluencias mayores,
habitualmente de 8-12 J/cm2 con un spot de 7 mm frente 5-8 J/cm2 con una longitud de onda de 585 nm. Con
pulsos más largos en el tratamiento de los PWS se disminuye el daño a las células pigmentadas. La protección
epidérmica se puede optimizar mediante la utilización de enfriamiento pasivo o activo de la superficie, desde
la utilización de un hidrogel enfriado aplicado en la superficie epidérmica, frío atmosférico enfriado a 4-5º C,
cristal de zafiro enfriado por un sistema de refrigeración agua o bien la utilización de aerosoles de criógeno
previos al pulso del láser (sistema DCD - dynamic cooling device).
Aumentando el tamaño del spot se aumenta la eficacia en el aclaramiento de los PWS y en los hemangiomas. Aunque como se sabe mediante los cálculos físicos como en modelos experimentales y en la clínica,
368
Figura 8.24 Curva de absorción de la hemoglobina en relación con la longitud de onda.
si se utilizan las mismas fluencias con los tamaños de spots más grandes se aumenta el riesgo de lesión epidérmica. Cuanto más grande sea el tamaño del spot o diámetro focal, se aumenta el grado de penetración con un
haz de luz más uniforme en la dermis con menos posibilidad de reflexión y dispersión, y al mismo tiempo se
debe disminuir la densidad de energía. Existen muchas otras consideraciones en el PWS incluyendo el eritema
reactivo debido al láser. Por ejemplo, cuando se trata un PWS extenso se produce una ruboración y eritema alrededor en el momento que se trata la última parte de la lesión. Este aumento del cromóforo (oxihemoglobina)
incrementa la absorción en la dermis superior: el calor resultante puede originar la formación de ampollas,
por lo que es prudente reducir la fluencia alrededor de un 10 a un 15% al final del tratamiento, en particular si
se observa un blanqueamineto inmediato de la epidermis. De forma similar, si se utiliza un anestésico local,
tópico o inyectado, el blanqueamiento subsecuente por la acción vasoconstrictora que reduce el cromóforo
disponible, puede requerir un incremento en la densidad de energía utilizada.
Otro tema de interés es el número de pulsos que pueden entregarse en un mismo sitio. Con cada pulso
láser el pigmento del objeto diana experimenta un ciclo de calentamiento y enfriamiento. Cuando se produce
hemorragia en el primer pulso del láser en el tratamiento, los pulsos subsiguientes pueden causar una lesión
dérmica sencillamente porque el cromóforo ya no está confinado en los vasos sanguíneos. Sin embargo, el
modelo de Arrhenius sugiere que la lesión térmica es acumulativa en el tiempo, por lo tanto, en teoría, podrían
utilizarse múltiples pulsos a bajas fluencias que no produzcan hemorragia (efecto púrpura) para acumular este
calor y dañar selectivamente y de forma más completa los microvasos. Este es claramente el caso y ofrece
un nuevo abordaje para entregar la fototermólisis selectiva. Se ha publicado un estudio sobre la lesión de la
microvasculatura usando pulsos de láser de colorante múltiples con una longitud de onda de 585 nm, 160 µs
y 0.5 Hz. El umbral de fluencia para la hemorragia en las vénulas de 50 µm de diámetro es de 6 J/cm2, en la
que sólo la mitad de los vasos fueron trombosados. En contraste, utilizando de 10-100 pulsos a fluencias de
2-4 J/cm2 el cierre de los vasos fue consistente sin la producción de hemorragia. Igualmente, Dierickx y cols,
mostraron que los pulsos repetitivos a bajas fluencias produjeron una lesión térmica acumulativa que aclaraba
más la lesión vascular respecto a los pulsos únicos de mayor fluencia. Estos estudios sugieren que una de als
razones por las cuales las manchas de vino Oporto (PWS) necesitan tantos tratamientos es que la probabilidad
de daño irreversible de los vasos es mucho menor para las exposiciones únicas dentro del rango de la fluencia tolerada. El PWS debería responder mejor y más rápidamente a los pulsos repetitivos de menor fluencia
aplicados con una irradiancia promedio (fluencia del pulso x tasa de repetición) y que no originen una lesión
térmica grosera.
Eliminación de Lesiones Pigmentadas mediante Fototermólisis Selectiva
La melanina normalmente solo está presente en la epidermis y en los folículos pilosos que tienen una
actividad mitótica muy elevada. Por lo tanto casi cualquier láser con la suficiente energía, incluyendo los
láseres de CO2 y de erbio:YAG se pueden utilizar con habilidad para la eliminación de lesiones pigmentadas
369
en la epidermis, estos láseres calientan la piel de forma no selectiva a través de su absorción agua. De hecho,
casi todos los láseres fabricados para la realización de procedimientos de cirugía cutánea han sido eficaces en
la eliminación de léntigos sin cicatriz residual. Sin embargo, con la fototermólisis selectiva se produce una
interacción más precisa. La rotura selectiva de los melanosomas de la piel se observó por primera vez con
microscopio electrónico en 1983, después del tratamiento con un láser excímero, a 351 nm, pulsado en submicrosegundos y con densidades de energía de tan solo 1 J/cm2. A las fluencias que produjeron daño en los
melanocitos y el los queratinocitos pigmentados, se preservaron las células epidérmicas de Langerhans. Los
melanosomas son el lugar fundamental para la síntesis de melanina y se producen como orgánulos alargados
de 0,5 - 1 μm. Un melanosoma es un orgánulo que contiene melanina, el pigmento absorbente de luz más
común. Las células que producen melanosomas se denominan melanocitos, mientras que las células que simplemente han ingerido los melanosomas se denominan melanófagos. Los melanosomas están delimitados por
una membrana lipídida y son generalmente esféricos o alargados. En algunos melanocitos, los melanosomas
permanecen estáticos dentro de la célula. En otros tipos de melanocitos, la célula puede extender su superficie
con seudópodos largos, llevando los melanosomas lejos del centro de la célula y aumentando la eficacia de la
célula en la absorción de luz absorbente. Esto sucede lentamente en los melanocitos cutáneos en respuesta a la
luz ultravioleta, a la vez que la producción de nuevos melanosomas y de la donación creciente de melanosomas a los queratinocitos adyacentes, las células normales de la superficie de la piel. Estos cambios son colectivamente responsables del bronceado después de la exposición a la luz del sol o a los rayos ultravioletas. En la
piel blanca los melanosomas son menores y están agrupados dentro de los fagosomas de los queratinocitos. Se
desconoce con excatitud el tiempo de relajación térmica de los melanosomas, pero probablemente se encuentra en la región de los 250 - 1.000 ns, dependiendo del tamaño. Respecto a la longitud de onda, la absorción
de la melanina se extiende a partir de la luz ultravioleta profunda, a través de todo el espectro visible (400700 nm) y en el infrarrojo cercano (700-1.400 nm). A través de este espectro amplio, la penetración óptica
en la piel aumenta desde varias micras a varios milímetros. Los melanosomas y las células pigmentadas que
los contienen pueden ser afectados a diferentes profundidades a lo largo de este espectro amplio. La ruptura
de los melanosomas se comporta de una manera notablemente consistente con la teoría básica de la fototermólisis
selectiva. El tiempo de relajación térmica calculado para
los melanosomas es de 250-1.000 ns. La rotura de los melanosomas es independiente de las duraciones de pulso por
debajo de los 100 ns, incluyendo los picosegundos (10-12 segundos) y femtosegundos (10-15 segundos, unidad de tiempo que equivale a la milbillonésima parte de un segundo, es
decir: En un segundo hay mil billones de femtosegundos).
Esto sugiere que la absorción óptica de la melanina no es
saturable; es decir, incluso a intensidades de teravatios/cm2
Figura 8.25 Variación en la estructura de los melano- se absorben lo mismo que los pulsos de menor intensidad,
somas en diferentes fototipos de piel.
lo cual es altamente inusual para cromóforos orgánicos.
El efecto inmediato de los pulsos láser a submicrosegundos en el espectro del ultravioleta cercano, visible o en el infrarrojo cercano en la piel pigmentada es el
blanqueamiento inmediato (cavitación). Esta respuesta se
co-rrelaciona con la rotura del melanosoma que se observa
en el microscopio electrónico y por lo tanto es presumiblemente una consecuencia directa de la rotura del melanosoma. Un blanqueamineto casi idéntico pero más profundo
ocurre cuando los pigmentos de las tintas de los tatuajes se
exponen a la luz láser, que como los melanosomas, son pigmentos insolubles y de diámetro submicrométrico. Aunque
Figura 8.26 Esquema de los orgánulos endosomales y
se desconoce el mecanismo exacto del blanqueamiento inde los melanosomas de todas las etapas melanocíticas
mediato, está directamente relacionado con la foramción
y el transporte de las vías biosintéticas entre ellas.
370
de burbujas de gas que dispersan intensamente la luz.
Durante varias decenas de minutos, esas burbujas se
disuelven y el color de la piel vuelve a la normalidad o
casi a la normalidad.
La pirólisis (descomposición química de materia orgánica y todo tipo de materiales, excepto metales
y vidrios, causada por el calentamiento en ausencia de
oxígeno) puede ocurrir a temperaturas extremas que
se alcanzan en los melanosomas o en las partículas
de los tatuajes, liberando gases directamente a nivel
local. Independientemente de su causa, el blanqueamiento inmediato ofrece un criterio de valoración
clínicamente útil que se relaciona directamente con
Figura 8.27 Curvas de absorción de los tres principales
la ruptura de los melanosomas o de las partículas del
cromóforos de la piel.
tatuaje. Los pulsos láser en trenes de baja fluencia en
submicrosegundos pueden causar un daño selectivo
más preciso a las células pigmentadas limitando los
modos de daño mecánico. La utilización de trenes de
pulso diseñados específicamente para afectar selectivamente las células pigmentadas de la piel todavía
no han sido probados. En situaciones clínicas como el
melasma, hiperpigmentaciones postinflamatorias o las
inducidas por medicaciones, la fototermólisis selectiva
ha tenido res-puestas muy variables. Sin embargo, es
muy útil para las lesiones más estáticas epidérmicas y
dérmicas en las que la pigmentación celular sí es una
Figura 8.28 Espectro electromagnético de las longitudes de causa. Estas incluyen los léntigos, máculas café con
onda, ultravioleta, luz visible e infrarroja.
leche (CALMs, que muestran una alta tasa de recurrencia), nevus spillus, nevus de Becker (también con una alta tasa de recurrencia y/o de no respuesta), nevus
azul y nevus de Ota. Probablemente la mejor combinación de selectividad, profundidad de penetración y
efectividad para las lesiones pigmentadas, se logra actualmente con los láseres Q-switchados de Nd:YAG de
frecuencia doblada, 532 nm, rubí, 694 nm y alejandrita, 755 nm. Los láseres Q-switched de Nd:YAG a 1064
nm están diseñados para la eliminación de tatuajes (color negro y azul oscuro) y producen una menor lesión
epidérmica que los láseres de rubí y alejandrita en el tratamiento de los nevus de Ota.
Restauración Cutánea Ablativa (RCA - Resurfacing)
La RCA se utiliza principalmente para el tratamiento de las arrugas y de las cicatricés del acné, pero
su aplicación puede extenderse a cualquier transtorno de la piel en el que esté contraindicado un daño dérmico profundo. Con el tiempo, ha habido un esfuerzo importante en desarrollar sistemas que causan un rango
óptimo de daño térmico residual o suficiente para la hemostasia sin producir un retraso de la cicatrización o
alteraciones cicatriciales. Los láseres de CO2 y erbio pueden configurarse para trabajar en modo ablativo y
subablativo. Como se ha dicho anteriormente, para el láser de CO2 a 10.6 µm, el umbral de ablación es de 5
J/cm2 con anchuras de pulso de milisegundos. Existen algunos escáneres cuyo umbral de fluencia (Fth) no se
corresponde con el de los láseres pulsados ya que están fabricados en modo contínuo y hacen un barrido que
simulan un láser pulsado alrededor de 1 ms sobre la superficie de la piel, también producen un daño térmico
residual mayor.
La mayoría de los láseres de CO2 para resurfacing se utilizan en el fotodaño a fluencias cercanas a la
ablación. Comparado con fluencias mucho más altas, se produce una ablación tisular por unidad de energía
incidente menor. Las biopsias y los estudios clínicos sugieren que una vez se ha eliminado la epidermis, no se
necesita una mayor ablación para una restauración eficaz mediante láseres de CO2 ; la profundidad anatómica
371
del daño térmico es más importante que la profundidad del tejido vaporizado. Por otra parte, la evidencia
muestra que se puede lograr un mayor grado de fibroplasia mediante la lesión térmica residual que por herida
puramente ablativa con una profundidad similar. En otras palabras, la capa de colágeno desnaturalizado modula intrínsecamente la intensidad y la duración del depósito del colágeno de nueva formación.
A fluencias altas de CO2, 20-30 J/cm2, se produce una vaporización explosiva y puede oirse un chasquido fuerte durante la irradiación cutánea ya que se invierte una gran parte de la energía en la exéresis del
tejido frente al calentamiento. Lo mismo sucede en la mayoría de los láseres de erbio:YAG que se utilizan en
el resurfacing en este rango de fluencia más allá del
umbral, se produce un supercalentamiento tisular antes
de la vaporización. En resumen, cuand el depósito de
energía de produce tan rápido, el agua no se vaporiza a
los 100º C debido a que la presión es mayor de 1 atmósfera. La energía se deposita isovolumétricamente y la
temperatura puede alcanzar los 300º C a una presión de
hasta 1.000 atmósferas. Este gradiente de alta presión
puede eliminar el tejido mecánicamente. Dependiendo
de las propiedades mecánicas del tejido, el proceso de
eliminación explosivo puede ser más eficiente energéticamente que el calor latente de 2500 J/cm3 de vaporización del agua. Para la dermis, la mayoría de los
3
Figura 8.29 Comparación de un pulso de láser de CO2 en láseres de CO2 necesitan alrededor de los 4.3 J/cm
emisión ultrapulsada, superpulsada y contínua en relación para producir vaporización, casi dos veces de lo que se
necesita para vaporizar el agua. Este mecanismo es lo
con la ablación y el daño térmico residual.
que se ha sugerido que está en relación con la alta resistencia a la tracción de las fibras de colágeno. La epidermis puede removerse con menos energía por unidad de volumen. Las características mecánicas del tejido son
la principal variable que afecta a la ablación tisular pulsada. Por ejemplo, se ha mostrado que el calor para la
ablación hepática cae a 1/7 de la dermis, un tejido celular y friable como la epidermis. La epidermis, al igual
que el hígado, es celular y relativamente friable, en la que la ablación es más fácil. Los restos epidérmicos que
quedan después del primer pase con el láser de CO2 debe limpiarse.
Otro dispositivo que se utiliza comúnmente en el resurfacing, es el láser de erbio:YAG, como dijo el
Dr. John C. Fisher hace ya unos cuantos años, posiblemente en un futuro próximo el láser quirúrgico de primer
rango será el de erbio:YAG, tiene una absorción por el agua ocho veces mayor que el CO2 lo que le permite
realizar procedimientos quirúrgicos más precisos, como el de un bisturí puro, sin prácticamente daño térmico
residual, no es necesario limpiar los restos celulares después de su aplicación y el desarrollo tecnológico que
se está produciendo en estos láseres mediante anchuras de pulso en el rango de los subsegundos, le permiten
realizar coagulación y/o imitar a un lásser de CO2. Como se ha dicho en el capítulo anterior, puede jygar un
papel importante en la restauración cutánea no ablativa a densidades de enegía subablativas solo o en combinación con otras longitudes de onda. Debido a su menor penetración óptica en profundidad (OPD), se produce
una vaporización más explosiva de la que se observa con un láser de CO2. Así, a fluencias de tan solo 5-10 J/
cm2 se produce una ablación violenta con emisión de partículas a velocidades supersónicas con el retroceso de
la superficie del tejido. El impulso de transferencia de este proceso violento produce ondas de tensión que entran en la piel, que pueden contribuir a la tendencia bien conocida al sangrado después de la RCA (LSR) mediante el láser de erbio. El láser de erbio también muestra alguna absorción intrínseca por el colágeno desecado
que puede afectar la dinámica de la ablación. Es interesante que el láser de erbio pueda realizar procedimientos
como un láser de CO2 y viceversa manipulando la fluencia y la duración de pulso. Al alcanzar la misma densidad de energía absorbida por ambos sistemas, se ven efectos similares. Por ejemplo, disminuyendo la anchura
de pulso de un láser de CO2 a 1/10 o aumentando la fluencia 10 veces, el operador puede aumentar 10 veces
en la OPD (definida por 1/µa) y hacer que la diferencia entre los dos láseres sea menos importante y el láser
de CO2 se comporta más como un láser de erbio. Por otro lado, si se necesita más daño térmico residual con el
láser de erbio, se puede utilizar la superpulsación mayor de 5 Hz para acumular un calentamiento residual, pro372
Figura 8.30 Serie que muestra la gama de daño térmico en la piel porcina basada en la duración de pulso y la longitud
de onda. A, Láser de CO2 de onda contínua, 8w, 3mm spot y aproximadamente 1 seg de exposición. B, Láser pulsdo de
CO2 con una anchura de pulso de 1 ms, spot 2.25 mm y 300 mJ, tres pases com plimpieza entre ellos. C, láser pulsado de
CO2 con anchura de pulso de 60 µs, 500 mJ, spot de 3 mm, tres pases con limpieza entre ellos. D, Láser de erbio:YAG,
anchura de pulso de 350 µs, 100 mJ, spot de 5 mm y cinco pases sin limpieza entre ellos.
373
duciendo un nivel más profundo de RTD. De esta forma, un láser de CO2 puede trabajar en un régimen “frío”
y un láser de erbio en un régimen “caliente” por la manipulación de la fluencia y de la anchura de pulso. En
general, en cualquier procdedimiento de restauración cutánea ablativa, se produce una vaporización más eficiente con menos descomposición térmica de las proteínas y con menos posibilidad de carbonización cuando
se confina la energía tanto espacial como temporalmente. En la práctica, el conocimiento y la experiencia del
cirujano es la mayor variable en este procedimiento.
Eliminación del vello
En esta sección se intenta resumir el principio de la fototermólisis selectiva, para una mayor amplitud
del tema, se recomienda al lector el capítulo 6 de este libro dedicado a la Depilación Mëdica Láser.
Los métodos tradicionales de depilación han incluido la extracción mediante pinzas, cera, rasurado
y la destrucción del folículo por electrólisis o electrotermólisis. Cada una de estas técnicas tiene ventajas y
desventajas. El rasurado funciona ciertamenrte bien en hombre que no tienen predisposición a alteraciones
foliculares. Los métodos tradicionales de eliminación temporal del vello incluyen el rasurado, pinzas, cera y
cremas depilatorias y últimamente los dispositivos caseros emisores de luz generalmente en la banda ancha
del espectro lumínico de la REM. El pelo negro también puede decolorarse temporalmente con diferentes productos químicos. La eliminación permanente del vello terminal se ha efectuado tradicionalmente mediante la
inserción de una aguja fina en cada folículo del pelo y realizando electrólisis con corriente contínua, corriente
de radiofrecuencia, o una mezcla de las dos. Se utiliza el término de electrólisis para indicar cualquiera de
estos métodos. La electrólisis necesita múltiples tratamientos, es dolorosa, tediosa, técnico dependiente e ineficaz en mushos casos. Los folículos pilosos en fase anágena (fase de crecimiento) son más susceptibles a la
electrólisis. Los términos de hipertricosis e hirsutismo se han definido en el capítulo 6. Además de las necesidades cosméticas para la eliminación permanente del vello no deseado, se pueden mejorar las alteraciones
foliculares como la pseudofoliculitis de la barba meidante la depilación médica láser (DML).
El folículo piloso es la parte de la piel que da crecimiento al cabello al concentrar células madre,
formándose a partir de una invaginación tubular. Cada cabello descansa sobre un folículo piloso, siendo éste,
la estructura cutánea más dinámica y una de las más activas de todo el organismo. Hay dos tipos de folículos
del pelo maduros: 1. vello: son los pelos cortos de uno o dos centímetros de largo. Un vello contiene poco
o ningún pigmento, y por lo tanto, no tiene color. Los folículos vellosos no tienen glándulas sebáceas adyacentes. Al mismo tiempo, su eje no tiene una capa de melanina. El vello es fino y suave, y no es cosméticamente importante. 2. pelos terminales: son los pelos largos que crecen en el cuero cabelludo y en muchas
personas en el cuerpo. Son producidos por los folículos pilosos con las glándulas sebáceas adyacentes. Los
pelos terminales tienen fibras largas, contienen pigmento (eumelanina - pigmento negro o marrón, feomelanina - pigmento rojo) que tienen un bulbo en la parte más interna. Cada folículo tiene una fase de crecimiento
(anágena), transición (catágena) y reposo (telógena). Estas fases, a diferencia del resto de los mamíferos, en
los humanos son asincrónicas, es decir, no tienen una correspondencia temporal. Existen dos objetivos potenciales importantes en la eliminación del pelo. Una papila neurovascular en la base de los folículos en fase
anágena que suministra la matriz de crecimiento activo para producir el tallo del pelo. Esta base del folículo
en fase de anágeno se la denomina habitualmente bulbo y es un objetivo importante. Durante la fase catágena
el tercio inferior del folículo se degenera por apoptosis, que es una forma de muerte celular, que está regulada
genéticamente, dando lugar a la fase telógena que tiene una duración de dos meses a un año dependiendo de
la localización anatómica. Las células madre situadas en una región cerca de la inserción del músculo arrector
pilli (protuberancia), a una distancia de alrededor de 1.5 mm de la superficie epidérmica, se cree que pueden
originar las células de la matriz en cada ciclo del pelo. Por tanto, la protuberancia representa otro objetivo y
posiblemente más importante para la inactivación del crecimiento del pelo.
La pigmentación melánica (eumelanina) es un factor clave en la eliminación permanente del pelo. La
melanina, a no ser que se suministre un cromóforo de forma exógena, la melanina en el folículo y en el tallo
del pelo es el único objetivo significante de la absorción selectiva de la luz en determinadas longitudes de
onda capaces de penetrar profundamente en la dermis. La mayor concentración de melanina se encuentra en
374
el bulbo durante la fase anágena seguido por el tallo del pelo. Como con la epidermis, el amyor cromóforo es
la melanina. La melanina es un pigmento que se halla en la mayor parte de los seres vivos. En los animales el
pigmento se deriva del aminoácido tirosina. La forma más común de melanina es la eumelanina, un polímero
negro-marrón de ácidos carboxílicos de dihidroxindol y sus formas reducidas. En la producción de melanina
en los humanos se le llama melanogénesis. La producción de melanina es estimulada por el daño en el ADN
inducido por la radiación ultravioleta. Las propiedades químicas de la melanina la hace un fotoprotector muy
eficiente. Absorbe la radiación ultravioleta nociva y transforma la energía en calor que resulta inofensivo a
través de un proceso llamado «conversión interna ultrarrápida» Esta propiedad permite a la melanina disipar
más del 99,9% de la radiación absorbida en calor. Esto previene el daño indirecto al ADN. El color del pelo
es el resultado de la pigmentación debida a la presencia de las sustancias químicas denominadas eumelanina
y feomelanina. En general, cuanto más melanina se presenta, más oscuro es el color del pelo; cuanto menos
melanina, más claro. El color de pelo de una persona puede también cambiar con el tiempo y puede presentar pelo de distinto color a la vez. Existen considerables diferencias en color y textura entre individuos de la
misma raza. Con el multiculturalismo y el mestizaje , las características del pelo en muchos paises se han mezclado y perdido así la diversidad natural a cambio de la hibridación de caracteres. ay dos tipos (tres subtipos)
de pigmentos que dan al pelo su color: eumelanina y feomelanina. La eumelanina es negra y marrón mientras
la feomelanina es roja. El aumento de eumelanina en el pelo determina su oscuridad. Una baja concentración
de eumelanina marrón en el pelo le hará ser rubio, mientras que más eumelanina marrón le dará un color marrón (también llamado color castaño). Mucha mayor cantidad de eumelanina negra resultará en pelo negro,
y una baja concentración de eumelanina negra en el pelo lo convertirá en gris. Todos los humanos tienen
feomelanina en su pelo. La feomelanina es más químicamente estable que la eumelanina negra, pero menos
estable químicamente que la eumelanina marrón, que se degrada más lentamente cuando se oxida. Esta es la
razón de que la lejía cause que el pelo oscuro se vuelva marrón rojizo durante el proceso de teñido artificial.
Mientras la feomelanina continúa degradándose, el pelo se vuelve gradualmente color naranja, después amarillo y por último blanco.
Uno de los desafíos principales en la eliminación del vello mediante láser es evitar el daño a la epidermis pigmentada mientras que se efectúa un daño selectivo a los folículos del pelo subyacentes. Las longitudes
de onda capaces de alcanzar los objetivos foliculares están comprendidas entre los 630 y 1200 nm. En esta
región, la penetración óptica aumenta gradualmente, mientras que la absorción por la melanina disminuye
de manera dramática. La región óptima de la longitud de onda para alcanzar el folículo del pelo se encuentra
alrededor de los 700 nm.
La eliminación del pelo mediante luz o láseres no ha sido una idea reciente. Antes de la utilización de
los láseres se intentó con la utilización de lámparas y de lámparas incandescentes. Los estudios militares sobre simulaciones atómicas de flash incluían la producción de una alopecia temporal. Se presentaron una gran
cantidad de patentes en relación con la eliminación del pelo poco después de inventarse el primer láser, rubí,
en 1960 (Theodore H. Maiman en Hughes Research Laboratories el 16 de mayo de 1960). Goldman y otros
autores describieron los hallazgos anátomo patológicos a pricipios de 1967 mostrando una lesión selectiva de
los folículos pilosos pigmentados. El papel principal del pigmento de melanina es producir un calentamiento
local y el daño del folículo. En Japón, Toshiba comercializó un láser de rubí de alta energía que se entregaba
a través de una pieza de mano de un caleidoscopio de contacto para uso dermatológico. Este láser entregaba
hasta 40 J/cm2 y ha sido utilizado durante un periodo de casi 20 años para tratar lesiones pigmentadas incluyendo nevos gigantes pilosos y de Becker. A pesar de esto, los láseres diseñados especialmente para la
eliminación del pelo en pieles normales no han aparecido hasta hace relativamente poco tiempo. Esta es una
lección histórica interesante y al mismo tiempo sorprendente común. El desarrollo de herramientas para un
procedimiento médico determinado no depende de la nueva tecnología si no del conocimiento. Tecnológicamente, los láseres de rubí en este caso con la intención de eliminar el pelo podrían haberse fabricado en la
década de los 1970 en la que se conocían los pulsos para dañar y en algunas ocasiones para eliminar el vello no
deseado. Sin embargo en los Estados Unidos estos láseres de rubí iniciales fueron abandonados por la “nueva
tecnología” de los láseres quirúrgicos de onda contínua de argón, Nd:YAG y de CO2. En la década de los 1980,
con un mejor entendimiento de la fototermólisis selectiva, los láseres pulsados comenzaron a ser específicos
para dañar selectivamente estructuras pigmentadas en la cirugía cutánea.
375
Treinta y seis años después de su primera utilización, Grossman y cols publicaron el primer estudio
respecto a la eliminación del pelo en piel normal mediante un láser de rubí, 694 nm. Se realizón un estudio
de la respuesta a la fluencia en voluntarios con piel clara y pelos terminales pigmentados que antes de la exposición a la luz láser fueron depilados o rasurados. Esta exposición se realizó en el rango de 0 a 60 J/cm2 con
una longitud de onda de 694 nm, pulsos contíguos con un spot de 6 mm y una anchura de pulso de 0.3 ms.
Los pulsos se entregaron a través de una lente de zafiro enfriada activamente y a su vez presionada contra la
superficie epidérmica para reducir los efectos secundarios mediados por (1) la conducción de calor desde la
epidermis, (2) convergencia de un haz amplio al entrar en la piel y (3) compresión forzada de la dermis. En
este estudio, se produjo una pérdida de pelos terminales de una duración de 1-3 meses en todas las zonas tratadas con láser. Este hallazgo fue altamente significativo comparando el contaje de pelos de las zonas depiladas
Figura 8.31 Ciclo de crecimiento del pelo. El pelo tiene tres fases (etapas) de crecimiento las cuales son: anágena,
catágena y telógena y no todos los pelos de nuestro cuerpo se encuentran en la misma fase, estas fases son cíclicas
y repetitivas para cada folículo piloso. Fase anágena: es la fase de crecimiento del pelo, el tamaño aproximado de
crecimiento del pelo es de 0.3-0.4 mm por día. El 85 % de nuestro pelo se encuentra en esta fase. El tiempo durante
el cual un pelo se encuentra en esta fase varía dependiendo del sitio del cuerpo donde se ubique el mismo. Es por esto
que el pelo de la cabeza es mas largo, porque tarda más tiempo en salir de esta etapa. Fase catágena: es la fase en la
cual folículo piloso tiene una fase de reposo y cesa el crecimiento. Menos del 5% de nuestro pelo se encuentra en
esta fase. Fase telógena: Es la fase de caída del pelo, dura alrededor de 3 meses y luego de esta se da paso al origen
de otro pelo en el mismo folículo piloso. Alrededor del 10% de nuestro pelo se encuentra en esta etapa. Esto quiere
decir que si en promedio tenemos 100.000 pelos, alrededor de 10.000 pelos estarán en fase telógena en un determinado momento. Estos 10.000 pelos caerán en un tiempo promedio de 100 días (un poco más de 3 meses), cayendo
diariamente alrededor de 100 pelos de forma normal. Alteraciones metabólicas o enfermedades sistémicas pueden
hacer que esta fase dure más tiempo.
con cera o rasuradas con el de las zonas expuestas a la luz láser.
A los 6 meses y hasta los dos años después de un solo tratamiento, hubo una pérdida de pelo significativa en 4 de los 13 pacientes, especialmente cuando se utilizaron fluencias altas en las zonas rasuradas.
Este estudio mosto por tanto dos tipos de respuestas en el folículo piloso humano: un retraso prolongado en el
crecimiento y aparentemente una reducción permanente del número de pelos. No se produjeron alteraciones
cicatriciales, pero hubo alteraciones de la pigmentación transitorios en un tercio de los pacientes tratados que
se recuperaron posteriormente. Aunque el examen histológico reveló una lesión térmica localizada en los
folículos del pelo que incluye las porciones más profundas, los mecanismos de estas respuestas diferentes no
se conocen. El retraso prolongado en el crecimiento representa probablemente la inducción de telógeno (presumiblemente a través de catágeno) y que sucedió en todas los fluencias que fueron testadas. De hecho, para
376
esta respuesta importante y útil, no se determinó la fluencia más baja con el láser de rubí que fue administrada.
El mecanismo exacto de la inducción de la pérdida permanente del pelo también se desconoce. La conversión
de pelo terminal a vello (pelo fino y con poca coloración) ocurre en la mayoría de los casos.
Debe ponerse de manifiesto la valoración de las diferentes respuestas de los láseres destinados para la
depilación. La eliminación del pelo completa y temporal durante unos pocos meses se consigue con relativa
facilidad mediante los láseres de rubí, alejandrita, diodo, Nd:YAG y sistemas IPL, incluso a bajas fluencias
en prácticamente todos los pacientes. La depilación permanente puede definirse racionalmente, en término
de la biología del pelo, como una disminución significante en el número de pelos terminales que se mantiene
después del tratamiento durante al menos un periodo del ciclo del pelo (sobre un año) sin ningún tratamiento
adicional. Como ya se ha descrito, sólo los pulsos del láser rubí entregados a fluencias altas (> 30 J/cm2) con
un tamaño de spot de 7 mm de diámetro o mayor son los que han inducido una pérdida permanente del pelo
según esta definición. La depilación completa, definitiva no se ha establecido en un número de pacientes significante después de cualquier tratamiento. Los pacientes generalmente quieren una depilación permanente
y completa, pero incluso al paciente ideal (con piel clara, pelo negro y grueso), que es posible después de un
número de tratamientos, no se le puede garantizar este resultado ideal.
Los láseres de alejandrita son parecidos a los de rubí en cuanto a la anchura y a la estructura del pulso.
En teoría, la longitud de onda ligeramente mayor de los láseres de alejandrita (755 nm) y diodo (800-810 nm)
es una desventaja relativa, mientras que la capacidad de entregar macropulsos, mayor anchura de pulso, es
una ventaja igualmente relativa. Se ha hecho mucho énfasis comercial en el tratamiento de pieles pigmentadas
con secuencias de pulso específicas y varios sistemas de enfriamiento disponibles. Sin embargo, no existe una
evidencia clara de su beneficio en los estudios controlados clínicamente. La mayoría de los láseres de rubí y de
alejandritas, su pulso (macropulso) está compuesto por una secuencia de micropulsos que tienen la suficiente
densidad energética para causar daño epidérmico basándose en la fototermólsis selectiva de los melanosomas
epidérmicos. La ruptura de los melanosomas requiere sólo una fluencia de 0.4 julios/cm2 con una anchura de
pulso igual o menor de 1 µs. Ninguna cantidad de enfriamiento, estiramiento o secuencia de pulsos puede salvaguardar la epidermis cuando se utiliza este tipo de micropulsos, es decir, la composición de un macropulso
debería estar compuesta por micropulsos con una duración mayor de un 1 microsegundo. Aunque lo anterior,
micropulsos < 1 µs, suele ser el caso en la mayoría de los lásere de rubí y alejandrita disponibles comercialmente y no ha sido investigado de forma adecuada. Las fuentes disponibles sin la estructura de micropulsos
son las placas semiconductoras de alta potencia (láseres de diodo), algunos láseres de Nd:YAG y los sistemas
de luz pulsada intensa (IPL). Las lámparas de flash de xenon filtradas, emiten en continuo, más fuertes entre
las líneas espectrales de 800-900 nm. Ambos sistemas, las lámparas de flash y los arrays de diodos, sirven
también para el tratamiento de venas de los miembros inferiores.
Todas las fuentes de luz comprendidas dentro de los 630-1200 nm pueden inducir una pérdida de pelo
temporal en la mayoría de los pacientes; aceptando al menos que el contaje cuantitativo de pelos realizado
al menos 1 año después del último tratamiento como evidencia de una eliminación del pelo permanente es
insignificante. No se dispone de estos datos para los láseres que se utilizan habitualmente en la depilación
(rubí, alejandrita, diodo, neodimio:YAG) o sistemas de luz pulsada. Por tanto, es razonable esperar que estos
dispositivos logren una pérdida permanente del vello, en pacientes con tipos de piel clara y pelo negro, cuando
se utilizan a altas fluencias y con un número de tratamientos suficiente. Existe alguna evidencia de que los
folículos en fase anágena pueden ser más susceptibles al tratamiento mediante láser. Los estudios en animales
han mostrado que el tratamiento mediante láser rubí afecta ciclo de crecimiento del pelo debido a que: en la
fase anágena de pleno crecimiento y pigmentación de los folículos pilosos son muy sensibles en la eliminación
del pelo mediante la exposición de la luz emitida por un láser de rubí en su modo normal, mientras que en
las fases catágena y telógena los folículos pilosos eran resistentes a esta irradiación del láser. Sin embargo,
en los humanos, la eficacia en la eliminación del pelo láser no siempre está influenciada por la fase de crecimiento del pelo. A diferencia del modelo animal, en cada ciclo de crecimiento del folículo piloso humano,
hay melanina suficiente para obtener daño selectivo del pelo. Son necesarios estudios clínicos que valoren
comparaciones imparciales, prospectivas y a largo plazo entre los diferentes sistemas, aunque existe una gran
cantidad de variables en cuanto a fototipo de piel, longitud de onda, anchura de pulso, región anatómica, mar377
cas comerciales que utilizan diferentes sistemas de pulso, tamaño de spot, óptica, sistemas de enfriamiento
y la densidad de energía que marca la máquina no siempre es exacta de un sistema a otro incluso siendo de
similares características y por otro lado el desarrollo tecnológico, a veces con un mero interés comercial, que
hace que los modelos de las máquinas varíen en tan poco tiempo que los estudios a largo plazo sean bastante
dificultosos de obtener.
Ya se ha hablado sobre los cromóforos externos tópicos junto a la utilzación de láseres Q-switched
Nd:YAG, 1064 nm, de alta energía, como las partículas de carbono, pero es muy improbable que estas partículas lleguen a estar en contacto directo con la protuberancia o con el bulbo y además el daño biológico producido por la explosión de estas partículas es muy limitado espacialmente (p. ej.: en la eliminación de los tatuajes
se destruyen pocas céluas en la dermis), lo que hace de este sistema, denominado Soflight, sea inadecuado
para conseguir una depilación permanente, al igual que la utilización de los láseres Q-switched solo sin la utilización de cromóforos externos, la anchura de pulso es tan pequeña, nanosegundos, que no llega a producir un
daño térmico significativo a las estructuras diana no pigmentadas, células madre, que se encuentran a alguna
distancia del tallo del pelo pigmentado.
Actualmene se está ivestigando el papel de la terapia fotodinámica en la eliminación permanente
del vello. La TFD utiliza fotosensibilizadores de longitud de onda larga que generan intermediarios tóxicos,
oxidativos como el singlete de oxígeno cuando se activan por la luz. El ácido aminolevulínico es el primer
precursor del grupo hemo. Cuando se aplica ALA tópicamente a la piel, la epidermis y los folículos del pelo
producen y acumulan un exceso de protoporfirina IX, un potente agente fotodinámico. La utilización de la
TFD es prometedora para la eliminación permanente del vello incluso del no pigmentado. Potencialmente, la
TFD es un abordaje de “baja tecnología” ya que pueden utilizarse fuentes de luz convencionales en todo tipo
de piel y de pelo.
PROTECCIÓN DE LA EPIDERMIS
La epidermis debería idealmente permanecer inalterada durante la fototermólsis selectiva de objetivos
dérmicos como las lesiones vasculares, tatuajes y folículos del pelo. Sin embargo, la absorción de la melanina
epidérmica y el calor conducido por los objetivos dérmicos pueden originar lesiones no deseadas en la epidermis. Por lo tanto, se han desarrollado una variedad de técnicas. Antes de comenzar con las técnicas de
Figura 8.32 Pieza de mano desarrollada por Cutera en el modelo láser vascular Excel V, que puede emitir dos longitudes de onda, 532 nm y 1.064 nm. Le ventana de zafiro se apoya sobre la superficie epidérmica permitiendo una
protección de la misma antes, durante y después de la emisión del pulso láser. La protección de la epidemis es mayor
que con el aire atmosférico (10 veces mayor), mayor que el criógeno en pulsos largos y hemos podido comprobar en
la clínica que la sensación de dolor percibido por los pacientes en los tratamientos vasculares de los miembros inferiores es mucho menor que cuando se entrega el pulso directamente sobre la epidermis aunque esté refrigerada con
los otros sistemas; el consejo en estos tratamientos es no presionar excesivamente sobre los vasos para no disminuir
el cromóforo diana, en este caso la hemoglobina.
378
enfriamiento epidérmico, debería recordarse que la mejor protección epidérmica durante el tratamiento con
láser la proporciona un médico juicioso. La pigmentación epidérmica puede reducirse antes del tratamiento
láser evitando la exposición a radiaciones ultravioleta, mediante el uso de pantallas solares, despigmentantes
inhibidores de la actividad enzimática de la tirosinasa con o sin combinación con retinoides tópicos (tretinoína al 0,05% a 0,1%). Esto es especialmente importante en los pacientes con tipos de piel oscuras que se
tratan para la eliminación del pelo con cualquiera de los dispositivos desarrollados para alcanzar la melanina
folicular, es decir, unos más o menos dependiendo de su longitud de onda, todos los sistemas basados en la
emisión de luz independientemte del sistema de enfriamiento acoplado que se utilice. El principal cromóforo
competente es la melanina epidérmica, las longitudes de onda más cortas, dentro de la ventana óptica de la
depilación, tienen mayor absorción por la melanina y por tanto necesitan una menor densidad de energía
pero tienen una mayor probabilidad de originar efectos adversos. Las longitudes de onda más largas tienen un índice de
absorción menor por la melanina, además de un coeficiente
de penetración mayor, siendo más aptas para el tratamiento
de fototipos de piel oscuros pero necesitan fluencias mucho
mayores (p. ej.: láser rubí, 694 nm, láser alejandrita, 755 nm,
respecto a láser de neodimio:YAG, 1064 nm). Desde hace mucho tiempo se conoce que enfriando la piel antes, durante y
después del procedimiento láser reduce la lesión epidérmica.
Todos los métodos de enfriamiento de la piel tratan de extrear
el calor por conducción en la superficie de la piel. Normalmente la epidermis está rodeada de aire que es un aislante
excelente. Simplemente aplicando una capa de gel o medio
líquido proporciona una conducción del calor mucho mayor
que la refrigeración de la epidermis por el aire. La aplicación
de de un medio como el zafiro refrigera mucho más que el
gel. El zafiro enfriado extrae aún mucho más calode la superficie de la piel en relación a la diferencia de temperatura.
El aeroso líquido de criógeno que se evapora en la superficie
epidérmica proporciona, en opinión de algnos autores, la mejor extracción de calor, pero recordamos que es más váido
cuando se entregan pulsos cortos < 5 ms). El enfriamiento
paralelo disminuye la temperatura de la piel al mismo tiempo
que el pulso del láser. Con anchuras de pulso cortas, el tiempo de contacto limitado que proporciona el enfriamiento
paralelo tiende a proporcionar una protección epidérmica
pequeña. El enfriamiento paralelo es mucho más protector
cuando es coincidente con pulsos mayores de 5-10 ms. Un
medio común de enfriamiento paralelo es el zafiro enfriado.
El aerosol de criógeno es menos apropiado al mismo tiempo
que se dispara el láser ya que puede interferir con el haz de
luz. El post-enfriamiento se utiliza principalmente para minimizar el dolor y el edema y puede servir para enfriar la piel
del calor disipado de los grandes vasos posterior al calentamiento por el haz de luz láser. La temperatura de la piel puede
Figura 8.33 Pieza de mano desarrollada por Can- también enfriarse mediante aire atmosférico enfriado a 4-5º
dela en el modelo láser vascular VBeam, que emite C. El tiempo de enfriamiento por este medio puede ser de más
a una longitud de onda de 595 nm y con anchura de largo que otros métodos, pero esto resulta en una penetración
pulso variable (0.45-40 ms). La protección epidér- más profunda del efecto de enfriamiento. Consecuentemente,
mica se proporciona por el sistema DCD (dynamic puede enfriarse la piel completa (enfriamiento en masa).
cooling device) mediante aerosol de criógeno que
puede programarse antes y/o después del pulso lás- Aún no se han realizado comparaciones clínicas de
er y regulable a diferentes anchuras de pulso (10- los métodos de enfriamiento. Sin embargo, es evidente que
100 ms).
379
todos ellos proporcionan una cierta protección contra el daño epidérmico en la piel pigmentada y que el zafiro
enfriado activamente y el spray de criógeno son más protectores que los métodos pasivos.
El tiempo de relajación de la epidermis es entre 1-5 ms, dependiende del grosor y de las propiedades
térmicas del medio externo. Cuando la epidermis se pone en contacto con un zafiro enfriado o una capa de
criógeno, el tiempo de relajación térmica es de alrededor de 1 ms. Por tanto, se producen unos efectos beneficiosos cuando se enfría la epidermis antes y después del pulso del láser. La extracción del calor de la epidermis
solo es posible cuando la anchura del pulso láser es mayor de 1 ms. Un abordaje estándar en el pasado ha
sido la aplicación de bolsas de gel enfriadas en la piel antes e inmediatamente después del tratamiento. Este
método ha sido utilizado durante muchos años con los láseres de argón, Nd:YAG, CO2 y láser de colorante
pulsado. El enfriamiento de la piel antes y después del tratamiento reduce el dolor y el edema; el enfriamiento
durante la exposición láser minimiza la temperatura epidérmica, esto en la actualidad se consigue mediante
los sistemas que tienen una ventana de zafiro enfriado activamente y mediante el aire atmosférico enfriado.
Como se ha comentado, existen varios sistemas para el enfriamiento activo de la piel. Así como la difusión
térmica controla la diseminación del calor desde los sitios donde se produce la absorción láser en el tiempo,
controla la velocidad y la profundidad del enfriamiento de la piel desde la superficie. El tiempo después de la
aplicación de cualquier dispositivo de enfriamiento (ej.: hielo, criógeno, nitrógeno líquido, zafiro, piezas de
mano enfriadas), es lo que determina el espesor de la capa superficial enfriada en el momento del pulso láser.
Para los vasos que están en la dermis superior, como el PWS, el enfriar la epidermis pero no la dermis puede
ser una ventaja. El tiempo ideal para esta aplicación está en torno a los 10 ms y en este caso la utilización del
aerosol de criógeno antes del disparo láser es adecuada siempre y cuando la longitud de onda sea la de un láser
de colorante pulsado (585-595 nm), ya que en nuestra experiencia clínica en los casos de las manchas de vino
Oporto del adulto donde los vasos son aún de mayor calibre y más profundos, es preferible la utilización de
longitudes de onda más largas como las de un neodimio:YAG o de colorante pulsado más Nd:YAG secuencial,
y en estos casos posiblemente el criógeno es insuficiente, siendo preferible el chorro de aire frío atmosférico
o el cristal de zafiro enfriado a una temperatura de alrededor de los 4-5º C, que al contrario de las lesiones
vasculares, mediante presión en la superficie epidérmica se compacta la dermis y dismunye la distancia entre
la superficie epidérmica y el folículo del pelo.
La sustitución del aire (n = 1.0) con un medio de mayor índice en la superficie de la piel, como un
cristal (n = 1.5) o zafiro (n = 1.7) protege la epidermis. Este efecto no tiene relación con el enfriamiento ni con
la transferencia de calor, es una consecuencia del comportamiento de la dispersión óptica. En las longitudes
de onda desde aproximadamente los 600 a los 1.200 nm, la mayoría de la luz en los fototipos de piel claros
Figura 8.34 Pieza de mano del láser Cynergy de Cynosure acoplada a manguera de aire atmosférico enfriado (Zimmer) para proporcionar hasta 600 litros por minuto de un chorro de aire graduable en volumen de emisión a unos 4º
C, para protección epidérmica antes, durante y posterior al pulso láser. Posiblemente en el futuro pueda regularse
también la temperatura del chorro de aire.
380
sufre una retrodispersión y se multiplica la dispersión de la luz. De hecho, la constribución de la luz dispersada
puede ser casi un orden de magnitud mayor que el mismo haz de luz láser. Por la disposición de una mayor
equivalencia con el índice de refracción de la piel, se disminuye considerablemente la reflexión interna de la
luz retrodispersada, reduciendo la diferencia entre la fluencia epidérmica con la de la dermis profunda. Esta
versión de la preservación epidérmica óptica requiere un medio externo con un grosor físico, que no se logra
con un aerosol de criógeno. Un haz de luz convergentemente óptico en su entrada en la superficie protege aún
más la epidermis. En situaciones extremas puede obtenerse un haz de luz estrecho en el interior de la piel, que
obtiene cientos de veces una mayor fluencia en el foco que en la superficie de la piel. En la región del infrarrojo
cercano, los datos de transporte ópticos sugieren que puede lograrse un punto focal útil tan profundo como 1
mm por debajo de la superficie de la piel. Los méritos clínicos en relación con los diferentes abordajes para la
protección epidérmica no se han comparados adecuadamente.
Como dijo el ilustre Dr. Leon Goldman que aplicó por primera vez un láser, el número de buenas razones para utilizar uno han aumentado progresiva y consistentemente. No entendemos, aunque imaginamos
que es posible, en la práctica diaria y dentro de la cirugía cutánea tanto médica como cosmética, la no utilización de un láser para llevar a cabo los diferentes procedimientos, incluso los puramente quirúrgicos, hoy
cada vez más se apoyan en la utilización de láseres a través de incisiones mínimas e introducción de fibras
ópticas en el sistema venoso superficial, al igual que en endoscopios, micromanipuladores o diferentes piezas
de mano en cavidades para cirugías mínimamente invasivas. Al igual que desde hace muchos años no hemos
entendido la práctica de la cirugía convencional sin un bisturí eléctrico. La mayoría de este progreso se fundamenta en las aplicaciones clínicas basadas en los principios básicos para controlar la absorción óptica y en
la dinámica de la transferencia del calor. El ámbito de todas las aplicaciones en la cirugía cutánea y cosmética
láser es al menos tan grande como el número de los cromóforos o estructuras diana anatómicamente definibles
que están en relación con las alteraciones de la piel y tel tejido celular subcutáneo. El número de aplicaciones
endocavitarias con unos resultados cada vez más concluyentes y sus avances tecnológicos es cada vez más
grande y serán objeto de nuevos capítulos en un futuro.
381
Bibliografía
1. Anderson R, Parrish J: Selective photothermolysis: precise microsurgery by selective absorption of pulsed radiation,
Science 220:524, 1983.
2. van Gemert MI, Jacques SL, Sterenborg HI, Star WM: Skin optics, IEEE Trans Biomed Eng 36:1146,1989.
3. Anderson RR, Parrish JA: The optics of human skin, J Invest DermatoI77:13, 1981.
4. Anderson RR, Parrish JA: Microvasculature can be selectively damaged using dye lasers: a basic theory and experimental evidence in human skin, Lasers Surg Med 1 :263, 1981.
5. van Gemert MI, Henning JP: A model approach to laser coagulation of dermal vascular lesions, Arch Dermatol Res
270:429, 1981.
6. Anderson R: Laser-tissue interactions. In Goldman M, Fitzpatrick R, editors: Cutaneous laser surgery: the art and
science of selective photothermolysis, St Louis, 1994, Mosby.
7. Sadick N, Weiss R, Goldman M: The utilization of a new neodymium YAG pulsed laser (1.064 microns) for the
treatment of varicose veins, Lasers Surg Med Suppl11:21, 1999 (abstract).
8. Everett MA, Yeargers E, Sayre RM, Olson RL: Penetration of epidermis by ultraviolet rays, Photochem PhotobioI5:533, 1966.
9. Keijzer M, Pickering JW, van Gemert MJ: Laser beam diameter for portwine stain treatment, Lasers Surg Med
11:601, 1991.
10. Ross E, Farinelli W, Skrobal M, Anderson R: Spotsize effects on purpura threshold with the pulsed dye laser, Lasers Surg Med SuppI7:54, 1995 (abstract).
11. Polla BS, Anderson RR: Thermal injury by laser pulses: protection by heat shock despite failure to induce heat-shock response, Lasers Surg Med 7:398,1987.
12. Subjeck I, Shyy T: Stress protein system of mammalian cells, Am J Physiol 250:C1, 1986.
13. Henriques F: Studies of thermal injury, Arch PathoI43:489, 1947.
14. Welch A: The thermal response of laser-irradiated tissue, IEEE J Quant Electron QE-20:1471, 1984.
15. Pearce I, Thomsen S: Rate process analysis of thermal damage In Welch A, van Gemert M, editors: Optical-thermal response of laser irradiated tissue, New York, 1995, Plenum.
16. Skrobal M, Farinelli W, Naseef G, et al: Heat induced scar formation-etiology and relevance for skin-welding with
lasers, Lasers Surg Med SuppI9:32, 1997 (abstract).
17. Ross E, Glatter R, Duke D, Grevelink J: Effect of overlap and pass number in CO2 laser skin resurfacing: preliminary results of residual thermal damage, cell death, and wound healing, Proc SPIE 2970:395, 1997.
18. Margolis S, Butler P, Randolph M, et al: Quantitative comparison of C02 laser and TCA peel in skin resurfacing,
annual meeting of New England Society of Plastic Surgery, 1996.
19. Luomanen M, Meurman JH, Lehto VP: Extracellular matrix in healing CO2 laser incision wound, J Oral
PathoI16:322, 1987.
20. Luomanen M: Etrect ot CO2 laser surgery on rat mouth mucosa, Proc Finn Vent Soc 83:1,1987.
2l. Luomanen M, Lehto VP, Meurman JH: Myofibroblasts in healing laser wounds of rat tongue mucosa, Arch Oral
BioI 33:17, 1988.
382
22. Pogrel MA, Pham HD, Guntenhoner M, Stern R: Profile of hyaluronidase activity distinguishes carbon dioxide
laser from scalpel wound healing, Ann Surg 217:196,1993.
23. Pogrel MA, Yen CK, Hansen LS: A comparison of carbon dioxide laser, liquid nitrogen cryosurgery, and scalpel
wounds in healing, Oral Surg Oral Med Oral Pathol69:269, 1990.
24. Ross EV, Domankevitz Y, Skrobal M, Anderson RR: Effects of CO2 laser pulse duration in ablation and residual
thermal damage: implications for skin resurfacing, Lasers Surg Med 19:123, 1996.
25. Srinivasan R: Ablation of polymers and biological tissue by ultraviolet lasers, Science 234:559, 1986.
26. Green HA, Burd EE, Nishioka NS, Compton CC: Skin graft take and healing following 193-nm excimer, continuous-wave carbon dioxide (C02), pulsed CO2, or pulsed holmium:YAG laser ablation of the graft bed, Arch DermatolI29:979, 1993.
27. Jacques S, McAullife D, Blank I, Parrish J: Controlled removal of human stratum corneum by pulsed laser, J Invest Dermatol88:88, 1987.
28. Watanabe S, Flotte TJ, McAuliffe DJ, Jacques SL: Putative photoacoustic damage in skin induced by pulsed ArF
excimer laser, J Invest Dermatol90:761, 1988.
29. Roider J, Birngruber R: Solution of the heat conduction equation. In Welch A, van Gernert M, editors: Opticalthermal response of laser-irradiated tissue, New York, 1995, Plenum.
30. Vitkin lA, Woolsey J, Wilson BC, Anderson RR: Optical and thermal characterization of natural (Sepia officinalis)
melanin, Photochem Photobiol 59:455, 1994.
3l. Dierickx C, Farinelli W, Anderson R: Clinical and histologic response of blood vessels to long (msec) laser pulses,
Lasers Surg Med SuppI6:48, 1996 (abstract).
32. Kimel S, Svaasand LO, Hammer-Wilson M, et al: Differential vascular response to laser photothermolysis, J Invest Dermatoll03:693, 1994.
33. Jacques SL: Laser-tissue interactions, Surg Clin North Am 72:531, 1992.
34. Barsky SH, Rosen S, Geer DE, Noe JM: The nature and evolution of port wine stains: a computer-assisted study, J
Invest Dermatol 74:154, 1980.
35. Paul BS, Anderson RR, [arve J, Parrish JA: The effect of temperature and other factors on selective microvascular
damage caused by pulsed dye laser, J Invest Dermatol81:333, 1983.
36. Garden JM, Tan OT, Kerschmann R, et al: Effect of dye laser pulse duration on selective cutaneous vascular injury,
J Invest Dermatol 87:653, 1986.
37. Garden JM, Polla LL, Tan OT: The treatment of port-wine stains by the pulsed dye laser: analysis of pulse duration
and long-term therapy, Arch DermatolI24:889, 1988.
38. Morelli JG, Tan OT, Garden J, et al: Tunable dye laser (577 nm) treatment of port wine stains, Lasers Surg Med
6:94, 1986.
39. Tan OT, Morrison P, Kurban AK: 585 nm for the treatment of port-wine stains, Plast Reconstr Surg 86:1112, 1990.
40. Tan OT, Murray S, Kurban AK: Action spectrum of vascular specific injury using pulsed irradiation, J Invest Dermatol92:868, 1989.
4l. Tong AK, Tan OT, Boll J, et al: Ultrastructure: effects of melanin pigment on target specificity using a pulsed dye
laser (577 nm), J Invest Dermatol 88:747, 1987.
383
42. Reyes BA, Geronemus R: Treatment of port-wine stains during childhood with the flashlamppumped pulsed dye
laser, JAm Acad Dermatol23:1142, 1990.
43. Dierickx CC, Casparian JM, Venugopalan V, et al: Thermal relaxation of port-wine stain vessels probed in vivo:
the need for l-l0-millisecond laser pulse treatment, J Invest Dermatoll05:709, 1995.
44. Hsia J, Lowery JA, Zelickson B: Treatment of leg telangiectasia using a long-pulse dye laser at 595 nm, Lasers
Surg Med 20:1,1997.
45. Kauvar A: Long-pulse high energy pulsed dye laser treatment of port wine stains and hemangiomas, Lasers Surg
Med SuppI9:36, 1997 (abstract).
46. West T, Alster T: Comparison of the 590 nm long-pulse (l.5 msec) and KTP (532) lasers in the treatment of facial
and leg telengiectasias, Lasers Surg Med Suppl 7:38, 1997 (abstract).
47. Levins P, Grevelink J, Anderson R: Action spectra of immediate and delayed purpura in human skin using a tunable pulsed dye laser, J Invest Dermatol96:588, 1991 (abstract).
48. Watanabe S, Anderson RR, Brorson S, et al: Comparative studies of femtosecond to microsecond laser pulses on
selective pigmented cell injury in skin, Photochem Photobiol 53:757, 1991.
49. McMeekin T, Goodwin D: A comparison of spot size: 7 mm versus 5 mm of pulsed dye laser treatment of benign
cutaneous vascular lesions, Lasers Surg Med Suppl 7:55, 1995 (abstract).
50. Kauvar A, Waldorf H, Geronemus R: Effect of 7 mm versus 5 mm spot size on pulsed dye laser treatment of port
wine stains and hemangiomas, Lasers Surg Med Suppl7:56, 1995 (abstract).
51. Traccoli J, Roider J, Anderson R: Multiple pulse photocoagulation of blood vessels with a 585 nm pulsed dye
laser, Lasers Surg Med Suppl7:3, 1992.
52. Dierickx C, Farinelli W, Anderson R: Multiple pulse photocoagulation of port wine stain blood vessels with a 585
nm pulsed dye laser, Lasers Surg Med Suppl7:56, 1995.
53. Dover JS, Smoller BR, Stern RS, et al: Low-fluence carbon dioxide laser irradiation of lentigines, Arch Dermatol124:1219, 1988.
54. Murphy GF, Shepard RS, Paul BS, et al: Organelle-specific injury to melanin-containing cells in human skin by
pulsed laser irradiation, Lab Invest 49:680,1983.
55. Szabo G, Gerald AB, Pathak MA, Fitzpatrick TB: Racial differences in the fate of melanosomes in human epidermis, Nature 222:1081, 1969.
56. Taylor CR, Anderson RR: Ineffective treatment of refractory melasma and postinflammatory hyperpigmentation by
Q-switched ruby laser, J Dermatol Surg Oncol20:592, 1994.
57. Taylor CR, Anderson RR: Treatment of benign pigmented epidermal lesions by Q-switched ruby laser, Int J DermatoI32:908, 1993.
58. Watanabe S, Takahashi H: Treatment of nevus of Ota with the Q-switched ruby laser, N Engl J Med 331:1745,
1994.
59. Ross EV, Grossman MC, Anderson RR, Grevelink JM: Treatment of facial rhytides: comparing a pulsed CO2 laser
with a collimated beam to a CO2 laser enhanced by a flashscanner, Lasers Surg Med SuppI16:50, 1995 (abstract).
60. Gardner ES, Reinisch L, Stricklin GP, Ellis DL: In vitro changes in non-facial human skin following CO2 laser
resurfacing: a comparison study, Lasers Surg Med 19:379, 1996.
384
61. Ross EV, Grossman MC, Duke D, Grevelink JM: Long-term results after CO2 laser skin resurfacing: a comparison
of scanned and pulsed systems, JAm Acad Dermatol37:709, 1997.
62. Walsh J, Flotte T, Anderson R, Deutsch T: Pulsed CO2 laser tissue ablation: effect of tissue type and pulse duration
on thermal damage, Lasers Surg Med 8:108, 1988.
63. Walsh J, Deutsch T: Pulsed CO2 laser ablation: measurement of the ablation rate, Lasers Surg Med 8:264,1988.
64. Cheong W, Crilly R, Spears J: Laser balloon angioplasty. In Welch A, van Gernert M, editors:
Optical-thermal response oj laser irradiated tissue, New York, 1995, Plenum.
65. Ross E, Naseef G, Skrobal M, et al: Comparison oj collagen shrinkage and wound healing jor the CO2 laser, erbium laser, and dermabrasion, summer meeting of the American Academy of Dermatology, Orlando, Fla, 1996.
66. Walsh J: Pulsed laser angioplasty, a paradigm for tissue ablation. In Welch A, van Gernert M, editors: Opticalthermal response oj laser-irradiated tissue, New York, 1995, Plenum.
67. Walsh JT [r, Deutsch TF: Pulsed CO2 laser ablation of tissue: effect of mechanical properties, IEEE Trans Biomed
Eng 36:1195, 1989.
68. Yannas IV: Collagen and gelatin in the solid state, J Macromol Sci Rev Macromol Chern C7:49, 1972.
69. Majaron B, Lukac M, Drnovsek-Olup B, et al: Heat diffusion and ablation front dynamics in Er:YAG laser skin
resurfacing, Proc SPIE 2970:350, 1997.
70. Majaron B, Plestenjak P, Lukac M: Quantitative investigation of thermal damage in Er:YAG laser skin resurfacing,
Proc SPIE 3245:366, 1998.
71. Akiyama M, Dale BA, Sun TT, Holbrook KA: Characterization of hair follicle bulge in human fetal skin: the human fetal bulge is a pool of undifferentiated keratinocytes, J Invest Dermatol 105:844,1995.
75. Diercikx C, Farinelli W, Grossman M: Long-pulsed ruby laser hair removal: comparison between two pulse widths
(0.3 and 3 msec), Lasers Surg Med SuppL 7:36, 1997.
76. Fitzpatrick R, Goldman M, Sriprachy-Anunt S: Hair removal using the ESC EpiLight device, Lasers Surg Med
SuppL 9:36,1997 (abstract).
77. Wheeland RG: Laser-assisted hair removal, DermatoL CLin 15:469, 1997 (review).
78. Goldberg D: Topical suspension assisted laser hair removal: treatment of axillary and inguinal regions, Lasers Surg
Med SuppL 8:35,1996.
79. Grossman M, Wimberly J, Dwyer P, et al: PDT for hirsutism, Lasers Surg Med Suppl 7:205,1995 (abstract).
80. Nelson JS, Milner TE, Anvari B, et al: Dynamic epidermal cooling in conjunction with laserinduced photo ther-
molysis of port wine stain blood vessels, Lasers Surg Med 19:224, 1996.
81. Anvari B, Milner TE, Tanenbaum BS, et al: Selective cooling of biological tissues: application for thermally mediated therapeutic procedures, Phys Med BioL 40:241,1995.
82. Anvari B, Tanenbaum BS, Milner TE, et al: A theoretical study of the thermal response of skin to cryogen spray cooling and pulsed laser irradiation: implications for treatment of port wine stain birthmarks, Phys
Med BioL 40:1451, 1995 (published erratum appears in Phys Med BioL 41:1245, 1996).
83. Chess C, Chess Q: Cool laser optics treatment of large telangiectasia of the lower extremities, J DermatoL Surg On col 19:74, 1993.
385
84. Anderson R, Beck H, Bruggeman U, et al: Pulsed photothermal radiometry in turbid media: internal
reflection of backscattered radiation strongly influences optical dosimetry, Appl Opt 28:2256,1989.
386
APÉNDICE - PROTOCOLOS DE TRATAMIENTO DE DIFERENTES PATOLOGÍAS CUTÁNEAS CON
LÁSERES DE NEODIMIO:YAG
En otras secciones de los capítulos anteriores se han ofrecido diferentes protocolos de tratamiento para las
lesiones vasculares faciales, miembros inferiores, lesiones pigmentadas, tatuajes y restauración cutánea no ablativa
elaborados por diferentes casas médicas fabricantes de estos desarrollos tecnológicos que puedan servir de guía a los
médicos que traten este tipo de patologías con los diferentes sistemas existentes. No es posible, debido a la extensión, de
incluir todos los parámetros de tratamiento de todas las casas, pero si al menos con las que tratamos más habitualmente
en nuesras clínicas.
En esta sección de este capítulo se pretende ofrecer parámetros y/o protocolos de actuación en diferentes patologías cutáneas y aplicaciones estéticas con los láseres de neodimio:yag, con los cuales tenemos una experiencia de
más de 17 años. En la actualidad trabajamos con las siguientes marcas de láseres de Nd:YAG, sin la más mínima pretensión comercializadora, ni se va a mencionar cual de ellos en nuestra opinión es el mejor sistema o el ideal. Cada uno de
ellos tiene características, piezas focales intercambiables, tamaños de spot, composición de los macropulsos, depósito de
la densidad de energía más gausiana o en meseta, anchuras de pulso, sistemas de enfriamiento acoplados a estos sistemas, que posiblemente una combinación de las mejores características de cada uno de ellos pueda oferecer la mayor
gama de tratamientos y le hagan el sistema ideal. Estas marcas co-merciales que utilizamos son las siguientes: Cutera:
modelos CoolGlide Vantage, Excel V y Genesis; Cynosure: modelos Cynergy, Apogee Elite y Revlite; Quanta: modelo
Q-Plus; Candela: modelos GentleYAG, GentleMax y GentleMax Pro; Fotona: modelo SP Dynamis. Tampoco creemos
que el láser neodimio:yag sea el mejor sistema láser disponible, ni siquiera el que con más pureza cumple los requisitos
extrictos de la fototermólsis selectiva, ya que esta longitud de onda se absorbe por diferentes cromóforos como la hemoglobina, melanina y agua intra y extracelular, es decir, no selectiva. Debido a estas características, puede tener una
mayor versatilidad en los tratamientos que puede realizar aunque sea de forma no tan específica como otras longitudes
de onda. También debido a la versatilidad de su emisión, desde Q-conmutada, en nanosegundos, hasta casi contínua, segundos, permite su adaptabilidad para el tratamiento de diferentes entidades clínicas. Otra de las características debida a
su longitud de onda (infrarrojo cercano, dentro de la ventana óptica de la piel) tiene un mayor coeficiente de penetración,
pudiendo tratar fototipos de piel más oscuros. Por otro lado, al ser menos específico, la densidad de energía que hay
que emplear es mayor para alcanzar un cromóforo específico (p. ej.: depilación, lesiones vasculares, alteraciones de la
pigmentación), haciendo más molesta su aplicación en los pacientes.
Como ya se ha dicho, en ocasiones, las características de cada uno de estos sistemas no es idéntico, existen
diferencias entre cada uno de ellos, por tanto, esta guía debe utilizarse con cautela. El mejor protocolo es el sentido
común, el conocimiento de los principios de interacción tisular láser y el conocimiento médico exhaustivo de aquella
patología a la que va a dirigirse esta tecnología. Puede ser interesante la aplicación de esta longitud de onda, 1.064 nm,
a diferentes aplicaciones para aquellos médicos que posean uno de estos sistemas pueda sacar el máximo provecho de
los sistemas que en su momento hayan adquirido y que pueda ser beneficioso para sus pacientes ofreciendo una mayor
gama de tratamientos que puedan resultarles útiles.
La nomenclatura de los parámetros de be expresarse para protocolizar los parámetros de tratameintocomo
sigue:
“Julios/anchura de pulso/spot”
ACNÉ ACTIVO. Fototipos I – III
Parámetros de tratamiento:
- Fluencia: 40-50 J/cm2
- Anchura de pulso: 20-35 ms (acné, acné quístico)
- Spot: 6-9 mm
- Hercios: 1
- Superposición: No
- Frío: Si (aire atmosférico, aerosol de criógeno, zafiro enfriado)
- Sesiones e intervalos: 1 vez por semana o cada dos semanas
- Número de pases: 1
387
- Descripción: Irradiar la zona afectada y toda la zona que lo rodea. Nunca superponer los disparos ni repetir
los pases por la misma área. Utilizar cuadrilla con lápiz blanco dermográfico para garantizar el no repetir áreas.
- Pretratamiento: Enfriar bien la superficie antes del procedimiento.
- Post-tratamiento: Crema antibiótica, hidratante y foto protección pantalla total no comedogénico. Nosotros
utilizamos isotretinoína 0.05% con o sin eritromicina 2%, 1 aplicación por la noche mientras dure el tratamiento, además
de las medidas higiénco cutáneas de limpieza de la piel. Hacemos un lavado exhaustivo de la zona a tratar antes de cada
una de las sesiones (scrub, microdermoabrasión).
- Consejos: No utilizar anestesia tópica. La sensación dolorosa nos previene de generar lesiones. Es importante
tomarse el tiempo necesario para asegurarse de que la superficie este bien enfriada previo al tratamiento.
- Observaciones: - Advertir a los varones que el tratamiento en las zonas pilosas puede originar depilación.
- Se deben realizar la cantidad de sesiones necesarias hasta la remisión de las pústulas.
- Continuar con una sesión por mes de mantenimiento hasta la normalización de la piel.
- Se debe mantener la piel con una limpieza de cutis cada 15 días.
- En general, el acné mejorará en 2 – 4 sesiones.
ACNÉ ACTIVO. Fototipos IV-VI
Parámetros de tratamiento:
- Fluencia: 35-40 J/cm2
- Anchura de pulso: 40-50 ms (acné, acné quístico)
- Spot: 6-9 mm
- Hercios: 1
- Superposición: No
- Frío: Si (aire atmosférico, aerosol de criógeno, zafiro enfriado)
- Sesiones e intervalos: 1 vez por semana o cada dos semanas
- Número de pases: 1
- Descripción: Irradiar la zona afectada y toda la zona que lo rodea. Nunca superponer los disparos ni repetir
los pases por la misma área. Utilizar cuadrilla con lápiz blanco dermográfico para garantizar el no repetir áreas.
- Pretratamiento: Enfriar bien la superficie antes del procedimiento.
- Post-tratamiento: Crema antibiótica, hidratante y foto protección pantalla total no comedogénico. Nosotros
utilizamos isotretinoína 0.05% con o sin eritromicina 2%, 1 aplicación por la noche mientras dure el tratamiento, además
de las medidas higiénco cutáneas de limpieza de la piel. Hacemos un lavado exhaustivo de la zona a tratar antes de cada
una de las sesiones (scrub, microdermoabrasión).
- Consejos: No utilizar anestesia tópica. La sensación dolorosa nos previene de generar lesiones. Es importante
tomarse el tiempo nece-sario para asegurarse de que la superficie este bien enfriada previo al tratamiento.
- Observaciones: - Advertir a los varones que el tratamiento en las zonas pilosas puede originar depilación.
- Se deben realizar la cantidad de sesiones necesarias hasta la remisión de las pústulas.
- Continuar con una sesión por mes de mantenimiento hasta la normalización de la piel.
- Se debe mantener la piel con una limpieza de cutis cada 15 días.
- En general, el acné mejorará en 2 – 4 sesiones.
TELANGIECTASIAS FACIALES
Parámetros de tratamiento:
- Fluencia: 90-140 J/cm2
- Anchura de pulso: 10-20 ms
388
- Spot: 4 mm (spot 3 mm hasta 150 J/cm2)
- Hercios: 0.5 - 1
- Superposición: No
- Frío: Si (aire atmosférico, aerosol de criógeno, zafiro enfriado)
- Sesiones e intervalos: 2-4 sesiones con intervalos de 4-6 semanas
- Número de pases: 1
- Descripción:
- Se inicia el tratamiento con tres o cuatro disparos sobre el vaso en forma perpendicular, uno al lado
del otro sin superponerlos, observándose la respuesta de la piel y el signo de efectividad (desaparición) sobre el vaso
tratado. Comenzar con los valores más bajos de fluencia del rango establecido en la tabla (100 J/cm2), y con 20 ms.
- Después, aumentar progresivamente de 10 en 10 J/cm2 hasta lograr la respuesta deseada. También se
varían la anchura de pulso para testar la combinación ideal. Ejemplo: Primer set de disparos: 100 J/cm2 con 20 ms. Si no
da un resultado visual inmediato (signo de efectividad) modificar:
• Aumentando la fluencia.
• Modificando la anchura del pulso (ms). Una vez determinados los parámetros óptimos se efectúan los disparos
uno al lado de otro siguiendo el trayecto de todos los vasos a tratar. Los signos de daño en la piel son el blanqueamiento
de la piel coloración grisáceo, signo premonitorio de formación de ampollas, signo de Nikolsky (separación epidérmica
forzada).
• El número de pases depende de la tolerancia de la piel de cada paciente y del foto tipo.
• En la región periorbital debe tenerse sumo cuidado disparando en forma perpendicular y no sobrepasando el
reborde óseo.
• En la región perioral se debe colocar una gasa húmeda enrollada entre la mucosa labial y los
dientes para protegerlos.
TELANGIECTASIAS EN MIEMBROS INFERIORES
Parámetros de tratamiento:
Vasos menores de 1.5 mm de diámetro
- Fluencia: 170-180 J/cm2
- Anchura de pulso: 10-20 ms
- Spot: 4 mm (spot 3 mm hasta 195 J/cm2)
- Hercios: 0.5 - 1
- Superposición: No
- Frío: Si (aire atmosférico, criógeno, zafiro enfriado)
- Número de pases: 1 (no superponer)
- Sesiones e intervalos: 2-4 sesiones con intervalos de 4-6 semanas.
Vasos menores de 3 mm de diámetro
- Fluencia: 150-160 J/cm2
- Anchura de pulso: 20-40 ms
- Spot: 6 mm (spot 5 mm hasta 175 J/cm2)
- Hercios: 0.5 - 1
- Superposición: No
- Frío: Si (aire atmosférico, criógeno, zafiro enfriado)
- Número de pases: 1 (no superponer)
- Sesiones e intervalos: 2-4 sesiones con intervalos de 4-6 semanas.
En venas azules de diámetro 3-4 mm - spot 5-6 mm - 120-150 J/cm2 - anchura de pulso 40-50 ms.
- Superposición: No
- Frío: Si (aire atmosférico, aerosol de criógeno, zafiro enfriado), enfriar área antes del tratamiento.
389
- Sesiones e intervalos: 2-4 sesiones con intervalos de 4-6 semanas.
- Número de pases: 1
- Observaciones: En los casos de tratamiento en piernas se debe evaluar las características del sistema venoso.
Flebológicamente se debe cerrar el vaso más grueso y terminar por el más fino. Lo ideal es realizar un eco-doppler para
evaluar el sistema venoso superficial y profundo. Si hay insuficiencia de cualquiera de estos sistemas se debe referir
al flebólogo, se debe tratar primero la hipertensión venosa troncal (insuficiencia de los cayados de la vena safena interna, tributarias, safena externa, colaterales troncales, patología de venas perforantes: Hünter, Dodd, Boyd, Cockett),
insuficiencia del plexo venoso latera subdérmico (PVLS). Recordar que el gold estándar de tratamiento sigue siendo la
escleroterapia en el tratamiento de las varículas. Como regla nemotécnica, se debería utilizar esclerosis (líquida o microespuma) en venas mayores de 3 mm de diámetro y láser vascular en venas menores de 3 mm de diámetro. En muchas
ocasiones se requiere la combinación de ambas técnicas (escleroterapia y láser vascular percutáneo).
- En caso de ser telangiectasias puras (sin problemas de presión venosa) utilizar los mismos parámetros que
mencionamos antes.
- Comenzar siempre con las fluencias más bajas, ir subiendo 5-10 J/cm2 hasta ograr el efecto deseado (cierre del
vaso, cambio de coloración), observar que no existan signos de daño epìdérmico (blanqueamiento, signo inequívoco de
formación posterior de ampollas). En vasos de fino calibre, utilizar anchuras de pulso más cortas (ej.: 20 ms), en vasos de
mayor calibre, anchurqa de pulso más largas (30-40 ms). Ir modificando parámetros, fluencia y anchura de pulso, hasta
lograr efecto deseado.
- Los vasos rojos se cierran y desvanecen inmediatamente. En los vasos azules se observa un cambio de coloración a veces sutil, más oscuro o negruzco al ser tratados y este es el signo de que el tratamiento ha sido efectivo y no
deben continuarse los disparos ya que en un término de 30 a 45 días se reabsorben los coágulos y la reabsorción del
vaso (a veces tarda hasta 2-3 meses - ej.: hueco poplíteo). En ocasiones, se observa el blanqueamieto de los vasos en el
momento del tratamiento (parámetros adecuados), que reapracen a las dos semanas, debe advertirse de ello al paciente,
a partir de las dos semanas estos vasos comienzan a reabsorverse.
- Pretratamiento: Rasurar la piel si existen pelos terminales, combustionan con los pulsos del láser que pueden
lesionar la epidermis. Este tratamiento no es indoloro, en todos nuestros pacientes aplicamos pomada anestésica 60-90
minutos antes del tratammiento mediante oclusión plástica. Limpieza de la pomada residual y desinfección de la piel con
soluciones no alcohólicas. Es muy importante el enfriamiento de la zona a tratar antes de comenzar a aplicar los pulsos
del láser
- Postratamiento:
• Aplicar packs de gel enfriado a través de una compresa durante 15 minutos.
• Cura oclusiva durante los dos primeros días mediante pomada antibiótica, gasas vaselinadas y encima
gasas de tela normales y esparadrapo hipoalergénico (papel).
• Medias elásticas terapeúticas sin retirar los dos primeros días y durante el día los cinco siguientes hasta
completar una semana de compresión (en ortros estudios parece suficiente compresión durante 72 horas).
ERITEMA FACIAL
Parámetros de tratamiento:
- Fluencia: 100-110 J/cm2
- Anchura de pulso: 20-25 ms
- Spot: 4 mm (en vasos aislados: spot 3 mm hasta 130-140 J/cm2, en ocasiones 150 J/cm2 - cuidado)
- Hercios: 0.5 - 1
- Superposición: No
- Enfriamiento: Si (antes, durante y después del tratamiento)
- Sesiones e intervalos: 2-4 sesiones con intervalos de 4-6 semanas
- Pases: 1
Observaciones:
390
• En la cara la fluencia NO debe exceder los 110 J/cm2. En ocasiones y con mucha precaución dependiendo de la tolerancia de la piel, se pueden efectuar dos pases (en el barrido del eritema).
Descripción: Se realiza un barrido sin superposición de disparos (overlapping), aumentando el spot y disminuyendo el ancho de pulso evitando las zonas de telangiectasias que hayan sido tratadas previamente. Utilizar cuadrilla
con lápiz blanco dermográfico para garantizar el no repetir áreas.
Pre-tratamiento: Limpieza exhaustiva de la piel retirando crema anestésica, maquillajes, pantallas solares, cosméticos (lavado de cara con agua y jabón), secado absoluto de la superficie de la piel antes de aplicación de los pulsos
láser. Enfriar la superficie de la piel antes del tratamiento.
Post-tratamiento:
• Aplicar bolsas de gel enfriadas sobre la superficie de la piel tratada a través de una compresa, no en
contacto directo con la piel durante 15-20 minutos.
• Recetar una pomada antibiótica (con/sin corticoides, dos aplicaciones al día durante 6-7 días)
• Evitar traumatismos en la zona tratada (pellizcar, frotar, rascar)
• Factor de protección solar total, mientras dure el tratamiento.
• En caso de formación de costras, no arrancarlas.
PÚSTULAS (ACNÉ, FOLICULITIS, HIDROSADENITIS)
Parámetros de tratamiento:
- Fluencia: 35-50 J/cm2
- Anchura de pulso: 35-40 ms
- Spot: 6-9 mm diámetro
- Hercios: 1
- Superposición: No
- Enfriamiento: Si (antes, durante y después del tratamiento)
- Sesiones e intervalos: 2-4 sesiones con intervalos de 4-6 semanas
- Pases: 1
Descripción: Se realiza un barrido sin superposición de disparos.
Pre-tratamiento: Limpieza exhaustiva de la piel
Post-tratamiento:
• Aplicar bolsas de gel enfriadas sobre la superficie de la piel tratada a través de una compresa, no en
contacto directo con la piel durante 15-20 minutos.
• Recetar una pomada antibiótica dos aplicaciones al día durante 7-10 días.
• Indicar al paciente que evite el rascado en caso de prurito.
Observaciones: Es muy importante el enfriado previo y suficiente de todas las zonas a tratar, pues en una zona
ya sensible a cambios vasomotores, se deben cuidar los cambios calóricos, se está tratando con un láser térmico.
OMNICOMICOSIS
Parámetros de tratamiento:
- Fluencia: 45 J/cm2
- Anchura de pulso: 40-50 ms
- Spot: 4 mm diámetro (si solo se dispone de spot 5 mm: 40 J/cm2)
- Hercios: 1
- Superposición: Si (50%)
391
- Enfriamiento: No en la lámina, suave en la piel
- Sesiones e intervalos: 1 cada semana
- Pases: 4
Descripción: Aplicar la luz láser a la placa ungueal completamente en forma horizontal al borde libre de la uña.
Después que la placa ungueal se haya irradiado completamente se hace una pausa de 2 minutos y el tratamiento y la
pausa se repiten 2 veces más para completar un total de 4 pasadas.
Pre-tratamiento: Las uñas gruesas tienen que ser desgastadas mediante limado para lograr una mejor penetración del láser.
Post-tratamiento: La infección se produce en uñas con micro traumas ocasionadas por la actividad y el calzado. Estas lesiones predisponen a la infección. Los hongos habitan en las medias y en los calzados y en ropa de cama e
instrumentos cortantes. Es importante eliminar con tratamientos antimicóticos externos (polvos y spray) toda fuente de
infección.
Observaciones:
• Se recomienda la irradiación de todas las uñas de los miembros afectados, teniendo en cuenta que
según algunas publicaciones un 10 % de las otras uñas tienen una contaminación solapada que puede provocar la reinfección a corto plazo.
• Los controles deben ser hechos a los 3, 6, 9 y 12 meses.
Para los médicos que tengan láseres de neodimio:YAG que puedan operar en microsegundos (300 µs = 0.3 ms),
se va a ofrecre otro protocolo más de onicomicosis (Cutera®, revisión 2011):
392
393
PIE DE ATLETA RESISTENTE AL TRATAMIENTO MÉDICO
Comentarios: Las dermatofitosis son micosis producidas por un grupo de hongos que tienen la capacidad de infectar tejidos cutáneos queratinizados no viables, incluso el estrato córneo, uñas tinea unguiüm y pelo tinea capitis. Hay
unas 42 especies de dermatofitos que pueden afectar los tejidos queratinizados, y éstos se clasifican, según su procedencia, en: zoofílicos, que viven en los animales; antropofílicos, que viven exclusivamente en el ser humano, y geofílicos,
que viven en la tierra. Entre los dermatofitos que pueden dar el pie de atleta se incluyen aquí el Trichophyton rubrum, el
Trichophyton mentagrophytes y, en menor proporción, el Epidermophyton floccosum.
Es la dermatofitosis más frecuente y representa un 70 por ciento de las tiñas y un tercio de las infecciones del
pie. El 20 por ciento de los individuos son portadores asintomáticos de una tiña contagiosa. Es frecuente ver el paso del
organismo a zonas distantes del pie a través de toallas, ropa contaminada y sábanas, entre otras.
El pie de atleta es más frecuente en hombres que en mujeres, y se ve tanto en niños como en adultos. Los atletas
y deportistas presentan una mayor morbilidad. El contagio es por transmisión directa de persona a persona, así como de
superficies húmedas donde el hongo persiste durante meses, tales como piscinas, baños, duchas, toallas, alfombras, en
cuarteles, colegios, saunas, hoteles y gimnasios. El mantener el pie húmedo (sudor, por ejemplo) por tiempos prolongados y uso de calzado cerrado como las botas aumenta el riesgo de aparición o permanencia de la infección, pues crea un
ambiente cálido, húmedo y oscuro favorable para el hongo. Los animales domésticos como los perros y los gatos pueden
ser responsables de la transmisión e incremento de las micosis.
El pie de atleta causa enrojecimiento y picor constante. Algunos casos pueden presentarse sin síntomas, excepto
por la característica maloliente de la infección. Es frecuente ver también grietas, ampollas y escamas en el área afectada.
En casos de mala circulación periférica en las extremidades, como en ciertos pacientes diabéticos, pueden presentarse
complicaciones infecciosas, celulitis y amputaciones del pie.
No sólo los hongos del pie de atleta causan irritación del pie. Otras múltiples enfermedades, como el eccema y
la psoriasis o irritaciones por productos del calzado (tintes, adhesivos, etc) pueden causar dolor, picor y eritema. Muchas
veces el diagnóstico es incorrecto, pues se trata en realidad de otra dolencia que no es causada por pie de atleta seguida
de un tratamiento incorrecto, que incluso puede agravar el problema. Por ello, es importante acudir a un especialista. El
diagnóstico correcto debe ser precedido por una historia clínica completa, la toma de muestra raspando la zona afectada,
para realizar un examen directo en busca de hifas características del hongo y para llevar a cabo la siembra de un cultivo
micológico, con objeto de identificar el organismo causante.
Parámetros de tratamiento:
- Fluencia: 40 J/cm2
- Anchura de pulso: 30 ms
- Spot: 9 mm diámetro
- Hercios: 1
- Superposición: No (0%)
- Enfriamiento: Si
- Sesiones e intervalos: 2-3, 1 cada 15 días
- Pases: 1
Descripción: Realizar el barrido en toda la región infectada cuidando de no superponer spot.
Pre-tratamiento: Limpieza general de la zona con gasas tratando de eliminar el detritus y secar bien el pie con
secador de pelo o toallas secas.
Post-tratamiento: La infección se produce en pieles muy dañadas y es muy común en pacientes con diabetes.
Estas lesiones predisponen a la infección. Los hongos habitan en las medias, en los calzados y en ropa de cama. Es muy
importante eliminar con tratamientos antimicóticos externos (polvos y aerosoles) toda fuente de infección por que en esa
área ya micro traumatizada se produce la reinfección.
Observaciones: Es la opción de elección en aquellos pacientes donde la medicación local y o sistémica ha fracasado.
394
NEVUS RUBÍ- ANGIOMAS - HEMANGIOMAS LABIO (LAGOS VENOSOS)
Comentarios: Los Nevus Rufus o lunares rojos, también se conocen como Nevus Rubí, Puntos Rubí, Nevus
Cherry o Lunares de Sangre. Son lunares benignos que aparecen a edad avanzada, por envejecimiento de la piel, en
hombres y mujeres, usualmente en la zona del tórax, cuello y brazos. Normalmente son circulares, de color rojo y de uno
o dos milímetros de diámetro. Son frecuentes también en personas de piel muy blanca.
Dentro de los hemangiomas bucales, los hemangiomas en los labios el más habitual se localiza en el labio inferior, son de tamaño variable y de un color rojo fuerte o rojo azulado, pueden ulcerarse. Podemos encontrar de tipo plano,
y cavernoso.
Los lagos venosos aparecen como pequeñas pápulas hemisféricas, de color azul oscuro y consistencia blanda
que aparecen en personas de edad avanzada en áreas de piel fotoexpuestas. La cara, los labios y los pabellones auriculares son las localizaciones más frecuentes de los lagos venosos.
Parámetros de tratamiento:
- Fluencia: 110-140 J/cm2
- Anchura de pulso: 30-40 ms
- Spot: 4-5 mm diámetro (con spot de 3 mm en puntos rubí: 190 , uno o dos pulsos, anchura pulso: 20-25 ms)
- Hercios: 0.5
- Superposición: 100% (máximo dos pulsos, si la malfomación venosa queda totalmente coagulada con un
pulso, no entregar el segundo.
- Enfriamiento: Si
- Sesiones e intervalos: 1-2
- Pases: Los necesarios , hasta que cambie a una coloración oscura (coagulados, 1-2 pulsos).
Descripción: Se realizan uno o dos disparos hasta lograr el cambio de coloración, tinte negro. Se formará una
costra que cae posteriormente, en 7-10 días, sin dejar cicatriz residual.
Pre-tratamiento: Lo más importante es efectuar la refrigeración de la epidermis (antes, durante y después del
tratamiento), por el efecto calórico del Nd:YAG y su alto coeficiente de penetración en la dermis, evitando así el daño
térmico y disminuyendo el umbral al dolor. Se recomienda la utilización del sistema de enfriado por aire, o de pack de
enfriado o sistemas con ventana de zafiro enfriado activamente.
Post-tratamiento: Pomada antibiótica 2-3 aplicaciones (Diprogenta, Liade) al día hasta que se desprenda la
costra.
Recomendaciones: Utilizar una buena iluminación para visualizar la respuesta inmediata de la zona a tratar (es
nuestra recomendación en todos los tratamientos efectuados mediante láser).
ATENUACIÓN NO ABLATIVA DE MANCHAS
Comentarios: En este aparatdo se van a dar unos parámetros de tratamiento mediante láser de deodimio:YAG
con pulsos en el rango de los subsegundos (0.1-0.3 ms = 100-300 µs) para los médicos que no dispongan de láseres Qconmutados (Q-switched) que en nuestra opinión son los láseres de elección en este tipo de tratamientos.
Parámetros de tratamiento:
- Fluencia: 14-15 J/cm2
- Anchura de pulso: 0.1-0.3 ms
- Spot: 4-5 mm diámetro
- Hercios: 3
- Superposición: 0%
- Enfriamiento: Si
- Sesiones e intervalos: 2, 1 cada 15 días
395
- Pases: 2.
Descripción: Se realiza el barrido de toda la mancha y de los bordes. Se coloca frío y se vuelve a repetir. Se
observa en principio una dispersión del pigmento y un posterior enrojecimiento de la zona tratada.
Pre-tratamiento: Despigmentantes (inhibidores de la tirosinosa como la hidroquinona 4% junyo a la utilización
de retimoides, recomendamos comenzar 4-6 semaans antes del tratamiento y seguir surante el mismo, en ocasiones los
continuamos hasta tres meses después del mismo. No olvidar factores de protección solar total.
Post-tratamiento: Crema con corticoides (no prologar más de 10 días, ejemplo hidrocortisona 1-2%, dos aplicaicones al día), hidratación y foto protección total.
Observaciones: Al ser un procedimiento no ablativo la recuperación es inmediata, la epidermis queda intacta y
no se observan complicaciones de hiper o hypo pigmentación. La eficacia del tratamiento está en torno al 50%.
OJERAS
Parámetros de tratamiento:
- Fluencia: 100-120 J/cm2 (realizar el segundo pase con spot de 4 mm a 125 J/cm2, anchura de pulso: 25 ms).
- Anchura de pulso: 20 ms
- Spot: 4-5 mm de diámetro
- Hercios: 0.8
- Superposición: 0%
- Enfriamiento: Si
- Sesiones e intervalos: 3 sesiones al mes
- Pases: 2.
Descripción: Barrer toda la zona de la ojera hasta la atenuación del color.
Pre-tratamiento: Colocar protección intraocular
Post-tratamiento: Frío (antes, durante y después del tratamiento).
Observaciones: Realizado por personal entrenado. (eficacia del 70%)
POROS - BLACK PEEL
Comentarios: Para realizar este procedimiento, se coloca en la zona a tratar una sustancia negra cuyo pigmento
debe ser de una partícula no superior a los 80 nanómetros para que la misma penetre en poros e irregularidades pequeñas.
La interacción entre el Nd:YAG y el pigmento produce el pulido con precisión de la zona irradiada generando además
por su efecto calórico una retracción epidérmica (efecto lifting). Además eliminará todo el vello (pelusa). Quedando la
piel suave y brillante (porcelana). La utilización de protectores oculares metálicos con superficie externa no reflectante
que obliteren totalmente el globo ocular es imprescindible, recomendando además limpiar cada 2 o 3 minutos la ventana
de la pieza de mano. La utilización del aire atmosférico y/o aspirador de humo servirá para que el pigmento de carbono
y los restos de detritus de piel no dañen el sistema óptico.
Descriptción: A medida que se va pasando el láser la eliminación del pigmento nos delimitara perfectamente el área tratada
quedando la piel de un color gris muy claro. En el segundo pase la atenuación no es tan visible recomendando tener cuidado en no
superponer zonas ya tratadas. Asegurar, como en todos los tratamientos la distancia focal para saber exactamente los julios por centímetro cuadrado que se están entregando. La desfocalización de la pieza de mano disminuye la densidad de energía y los parámetros no pueden protocolizarse y por tanto no reproducibles. Como ya se ha mencionado, la pieza de mano debe estar en 90º respecto
a la superficie de la piel, en ángulo recto. Esto es especialmente importante con la longitud de onda de 1064 nm, cuya reflexión en
396
la superficie epidérmica es del 50%, la angulación de la pieza de mano dismunye de forma notable la densidad de energía.
Parámetros de tratamiento:
- Fluencia: 12-16 J/cm2 (dependiendo de la anchura de pulso, menor fluencia con anchura de pulso mayor).
- Anchura de pulso: 0.1-0.3 ms
- Spot: 4-5 mm de diámetro
- Hercios: 5-6
- Superposición: 20%
- Enfriamiento: Si (aire atmosférico enfriado).
- Sesiones e intervalos: 3-4, 1 al mes
- Pases: 2.
Descripción: Barrer toda la zona de la ojera hasta la atenuación del color.
Pre-tratamiento: Limpieza de cutis, humectación y asegurase de que la piel quede libre de maquillaje.
Post-tratamiento: Una vez terminado el tratamiento, limpiar la piel con gasa empapada en agua o suero frío
eliminando así algún resto de sustancia. Luego completar con crema con corticoides y factor de protección slar total.
Observaciones: A los dos o tres dias se puede observar una leve descamación. Tratar de que la densidad del pigmento sea pareja en toda la cara.
TRATAMIENTO DEL DOLOR
Introducción: La emisión de los láseres de neodimio:YAG en modo temporal casi contínuo con el objetivo de
llegar a la lesión con un estímulo calórico importante es una novedosa aplicación terapeútica. En la región a tratar se
producen tres mecanismos, Fototérmico (calor), Fotoquímico (liberación de endorfinas) y Fotomecánico (vibratorio)
que produce en forma inmediata un efecto analgésico, antiinflamatorio inmediato y una regeneración tisular por las características ya comprobadas de esta longitud de onda en la formación de colágeno. El tratamiento es seguro, indoloro
y eficaz. Los sistemas que no tengan esta posibilidad de emisión de 1 segundo, aconsejamos utilizar anchuras de pulso
superlargas (el pulso superlargo es un pulso mayor de 100 ms), como la de 300 ms que a su vez pueden ser encadenadas
en forma de tres pulsos para conseguir una emisión de 900 ms (medir temperatura en superficie epidérmica).
Patologías: Epicondilitis (codo de tenista), Síndrome del túnel carpiano, Hombro doloroso, Tendinitis Bursitis,
Lumbalgias, Cervicobraquialgias, Neuralgia intercostal, Fascitis plantar, Artrosis de rodilla y tobillo, Artritis gotosa,
Pubalgias , Sacralgias,etc.
Parámetros de tratamiento:
- Fluencia: 80-100 J/cm2 (pieza de mano de 4 mm, 40-50 J/cm2 (pieza de mano de 6 mm).
- Anchura de pulso: 1000 ms
- Spot: 4-6 mm de diámetro
- Hercios: 1
- Superposición: 0%
- Enfriamiento: Si (aire atmosférico enfriado).
- Sesiones e intervalos: 10 sesiones, 1 cada 3 días
- Pases: 3-4.
Descripción: Ubicar por palpación la región dolorosa y realizar de 4 a 6 disparos en toda esa región. Cada uno
de los disparos generará disparos calóricos en la región tratada. Después del cuarto disparo el calor es tenso pudiendo
llegar a producir dolor, en ese caso descontinuar tratamiento. Si el sistema que se utilice no dispone de sensor térmico en
la pieza de mano, aconsejamos la monitorización de la temperatura en la superficie epidérmica mediante un termómetro
de precisión asistido mediante láser, no rebasando los 43-46º C.
Comentarios: Esta es una descripción general del trata miento del dolor para cualquiera de las zonas o regiones
397
afectadas. Se están realizando los protocolos particulares de acuerdo a tipo de patología y región anatómica.D
DEPILACIÓN - FOTOTIPOS DE PIEL I-III
Parámetros de tratamiento:
- Fluencia: 45-60 J/cm2 (spot de 9-10 mm), 40-44 J/cm2 con spot de 15 mm, hasta 50 J/cm2 con spot de 12 mm.
- Anchura de pulso: 20-40 ms pelos gruesos / 10-15 ms pelos finos
- Spot: 9-15 mm de diámetro (a mayor diámetro, la sensación de molestia es mayor, también con un mayor spot se debe disminuir la fluencia).
- Hercios: 1-2
- Superposición: 13% (para cubrir el 100% de la superfcie tratada).
- Enfriamiento: Si (aire atmosférico enfriado), antes durante y después del tratamiento.
- Sesiones e intervalos: 6-10 sesiones (en hombres y alteraciones hormonales requieren un mayor número de sesiones). Los intervalos de tratamiento dependen de la región anatómica a tratar, por regla general de 4-6 semanas en región facial y de 6-8 semanas en el resto de las localizaciones anatómicas).
- Pases: 1.
Comentarios: Iniciar los tratamientos con el valor más bajo del rango y luego aumentar progresivamente. A
medida que transcurren las sesiones se puede aumentar levemente la fluencia, ya que al perder gradualmente el paciente
vello este puede aceptar mayor niveles de energía sin percibir molestias. No exceder los valores topes mencionados en
la tabla para evitar complicaciones.
Descripción: Comenzar con 1 Hz y luego a medida que siente control del desplazamiento de la pieza de mano
gradualmente aumentar las repeticiones para acortar los tiempos del tratamiento. Nunca superponer en demasía (más del
30 %) los disparos ni repetir los pases por la misma área. Utilizar cuadrilla con lápiz blanco dermográfico para garantizar
el no repetir áreas. A medida que transcurren las sesiones puede aumentarse levemente la fluencia ya que habrá menos
folículos pilosos existentes y por tanto menor sensación de molestia durante el tratamiento. Nosotros generalmente utilizamos pomada anestésica 1 hora antes del tratamiento.
Pre-tratamiento:
- En todos los tratados en depilación se dice que se descarten a los pacientes recién bronceados. Aunque pueda
ser criticado por ello y en honor a la verdad, nosotros comenzamos a utlizar el láser nd:YAG de pulso largo desde que
fue comercializado, hace ya demasiados años. Hemos depilado siempre en verano incluso pacientes que han tenido
exposición solar reciente (sin quemaduras solares en la piel), sabemos obviamente que la melanina epidérmica es un
cromóforo competente, pero esta longitud de onda, 1064 nm, tiene un mayor coeficiente de penetración en profundidad,
se absorve menos en la melanina superficial. No hemos tenido alteraciones de la pigmentación en mayor tasa que los
pacientes que no han estado expuestos al sol, incluso pensamos que una de las grandes ventajas del neodimio:YAG
en depilación es que puede utilizarse en los periodos estivales. Es importante también resaltar que utilizamos frío previamente al tratamiento, durante y después del mismo. Nuestros resultados en la depilación tienen prácticamente los
mismos resultados que en los fototipos de pieles más oscuras, ajustamos las fluencias y anchuras de pulso al color de
piel actual, el que tienen en el momento del tratamiento. Esta es nuestra experiencia en depilación con pacientes que han
tenido exposición solar reciente y que se deja a criterio facultativo. Se recomeinda a los pacientes no exponerse al sol
durante las sigioentes 24 horas y utilizar factor de protección solar total.
- El área de la piel a ser tratada debe limpiarse y secarse. Debe estar libre de lociones, perfumes, maquillaje,
desodorantes, etc. Previamente al tratamiento.
- El pelo debe ser afeitado el mismo día del tratamiento o inmediatamente previo al mismo. El pelo debe estar
al ras.
Post-tratamiento:
- La aplicación de hielo podrá brindar alivio y reducir la duración de la inflamación. Puede utilizarse cortisona
tópica o gel de aloe vera frío. Si hay algún signo de daño en la epidermis, el paciente podría utilizar un ungüento antibiótico.
- Deben tomarse los cuidados necesarios para prevenir el trauma en la zona tratada durante los cinco días siguientes al tratamiento. El afeitado de la zona tratada, se excluye durante este período.
398
- Debe evitarse la exposición al sol y debe usarse un bloqueador solar durante el período de tratamiento. En nuestro caso, como ya se ha comentado, durante un periodo de 24 horas y seguir los consejos de la exposición solar que ya
se han expuesto en capítulos anteriores, recomendados por los Colegios Farmaceúticoa y la Asociación Española contra
el Cáncer.
Observaciones:
- Determinar las expectativas del paciente y explicar las limitaciones, como así también, que la eliminación del
pelo supondrá un número de tratamientos. Aclarar que la depilación permanente y definirtiva se consigue en algún caso
aislado, en nuestra experiencia con el número de sesiones que ya se han explicado, por término medio conseguimos una
reducción permanente que está en torno al 80%, con el resto del vello más claro y fino que puede requerir sesiones de
tratamiento adicionales.
- Se requiere fluencia reducida para las áreas alrededor de huesos (manos, tobillos etc.) o áreas sensitivas (parte
superior de los labios, bajo los brazos, áreas de bikini, cuello). Las áreas sensitivas pueden aliviarse aplicando hielo,
después del tratamiento.
- Packs de frío siempre después del tratamiento para aliviar molestia y reducir eritema y edema.
399
DEPILACIÓN - FOTOTIPOS DE PIEL IV-V
Parámetros de tratamiento:
- Fluencia: 35-45 J/cm2 (spot de 9-10 mm), 40-42 J/cm2 con spot de 15 mm, hasta 45 J/cm2 con spot de 12 mm.
- Anchura de pulso: 20-40 ms pelos gruesos / 10-15 ms pelos finos
- Spot: 9-15 mm de diámetro (a mayor diámetro, la sensación de molestia es mayor, también con un mayor spot se debe disminuir la fluencia).
- Hercios: 1-2
- Superposición: 13% (para cubrir el 100% de la superfcie tratada).
- Enfriamiento: Si (aire atmosférico enfriado), antes durante y después del tratamiento.
- Sesiones e intervalos: 6-10 sesiones (en hombres y alteraciones hormonales requieren un mayor número de sesiones). Los intervalos de tratamiento dependen de la región anatómica a tratar, por regla general de 4-6 semanas en región facial y de 6-8 semanas en el resto de las localizaciones anatómicas).
- Pases: 1.
Comentarios: Iniciar los tratamientos con el valor más bajo del rango y luego aumentar progresivamente. A
medida que transcurren las sesiones se puede aumentar levemente la fluencia, ya que al perder gradualmente el paciente
vello este puede aceptar mayor niveles de energía sin percibir molestias. No exceder los valores topes mencionados en
la tabla para evitar complicaciones.
Descripción: Comenzar con 1 Hz y luego a medida que siente control del desplazamiento de la pieza de mano
gradualmente aumentar las repeticiones para acortar los tiempos del tratamiento. Nunca superponer en demasía (más del
30 %) los disparos ni repetir los pases por la misma área. Utilizar cuadrilla con lápiz blanco dermográfico para garantizar
el no repetir áreas. A medida que transcurren las sesiones puede aumentarse levemente la fluencia ya que habrá menos
folículos pilosos existentes y por tanto menor sensación de molestia durante el tratamiento. Nosotros generalmente utilizamos pomada anestésica 1 hora antes del tratamiento.
Pre-tratamiento:
- En todos los tratados en depilación se dice que se descarten a los pacientes recién bronceados. Aunque pueda
ser criticado por ello y en honor a la verdad, nosotros comenzamos a utlizar el láser nd:YAG de pulso largo desde que
fue comercializado, hace ya demasiados años. Hemos depilado siempre en verano incluso pacientes que han tenido
exposición solar reciente (sin quemaduras solares en la piel), sabemos obviamente que la melanina epidérmica es un
cromóforo competente, pero esta longitud de onda, 1064 nm, tiene un mayor coeficiente de penetración en profundidad,
se absorve menos en la melanina superficial. No hemos tenido alteraciones de la pigmentación en mayor tasa que los
pacientes que no han estado expuestos al sol, incluso pensamos que una de las grandes ventajas del neodimio:YAG
en depilación es que puede utilizarse en los periodos estivales. Es importante también resaltar que utilizamos frío previamente al tratamiento, durante y después del mismo. Nuestros resultados en la depilación tienen prácticamente los
mismos resultados que en los fototipos de pieles más oscuras, ajustamos las fluencias y anchuras de pulso al color de
piel actual, el que tienen en el momento del tratamiento. Esta es nuestra experiencia en depilación con pacientes que han
tenido exposición solar reciente y que se deja a criterio facultativo. Se recomeinda a los pacientes no exponerse al sol
durante las siguientes 24 horas y utilizar factor de protección solar total.
- El área de la piel a ser tratada debe limpiarse y secarse. Debe estar libre de lociones, perfumes, maquillaje,
desodorantes, etc. Previamente al tratamiento.
- El pelo debe ser afeitado el mismo día del tratamiento o inmediatamente previo al mismo. El pelo debe estar
al ras, también son válidas las cremas depilatorias.
Post-tratamiento:
- La aplicación de hielo produce alivio y reduce la duración de la inflamación. Puede utilizarse cortisona tópica
o gel de aloe vera frío. Si hay algún signo de daño en la epidermis, el paciente podría utilizar un ungüento antibiótico.
- Deben tomarse los cuidados necesarios para prevenir el trauma en la zona tratada durante los cinco días siguientes al tratamiento. El afeitado de la zona tratada, se excluye durante este período.
- Debe evitarse la exposición al sol y debe usarse un bloqueador solar durante el período de tratamiento. En
nuestro caso, como ya se ha comentado, durante un periodo de 24 horas y seguir los consejos de la exposición solar que
ya se han expuesto en capítulos anteriores y en el apartado anterior, recomendados por los Colegios Farmaceúticoa y la
400
Asociación Española contra el Cáncer.
DEPILACIÓN - FOTOTIPOS DE PIEL VI
Parámetros de tratamiento:
- Fluencia: 30-35 J/cm2 (spot de 9-10 mm)
- Anchura de pulso: 20-40 ms pelos gruesos / 10-15 ms pelos finos
- Spot: 9-10 mm de diámetro (a mayor diámetro, la sensación de molestia es mayor, también con un mayor spot se debe disminuir la fluencia).
- Hercios: 1-2
- Superposición: 13% (para cubrir el 100% de la superfcie tratada).
- Enfriamiento: Si (aire atmosférico enfriado), antes durante y desùés del tratamiento.
- Sesiones e intervalos: 6-10 sesiones (en hombres y alteraciones hormonales requieren un mayor número de sesiones). Los intervalos de tratamiento dependen de la región anatómica a tratar, por regla general de 4-6 semanas en región facial y de 6-8 semanas en el resto de las localizaciones anatómicas).
- Pases: 1.
Comentarios: El resto de las consideraciones ya han sido expuestas en los apartados anteriores.
DEPILACIÓN PELOS RUBIOS, CLAROS (VELLO - PELUSA) / NEODIMIO
Parámetros de tratamiento:
- Fluencia: 15 J/cm2 (spot de 9-10 mm)
- Anchura de pulso: 0.6 ms
- Spot: 9-10 mm de diámetro.
- Hercios: 2
- Superposición: 13% (para cubrir el 100% de la superfcie tratada).
- Enfriamiento: Si (aire atmosférico enfriado), antes durante y desùés del tratamiento.
- Sesiones e intervalos: 6 sesiones, 1 al mes.
- Pases: 1.
Descripción: Marcar el área a tratar con lápiz dermagráfico blanco.
Pre Tratamiento: Marcar el área a tratar con lápiz dermagráfico blanco.
Post Tratamiento: Frío, antes durante y desùés del tratamiento.
Observaciones: Se logrará una atenuación en el crecimiento y un alto porcentaje de eliminación (50%).
401
VERRUGAS
402
403