Interacciones Láser Tejido

CAPÍTULO UNO
Interacciones Láser Tejido
Dr. Hilario Robledo
GENERALIDADES
Todos los efectos de la luz, incluyendo la luz láser sobre los tejidos, comienza con la absorción de la radiación electromagnética (REM). La REM es una forma fundamental de energía
que muestra las propiedades de las ondas debido a un campo eléctrico y magnético alternante,
y las propiedades de las partículas ya que la energía se transporta en quantum conocido como
fotones. Los fotones de las longitudes de onda más largas transportan menos energía que los
fotones de las longitudes de onda más cortas, según la ley de Plank. Comenzando con las longitudes de onda largas, los fotones de baja energía al final del espectro, la REM incluye ondas de
radio, microondas, radiación infrarroja (IR), luz visible, radiación ultravioleta (UV) y rayos X.
La REM se absorbe por la materia a través de interacciones con partículas cargadas con electrones o por la separación parcial de cargas en las moléculas llamadas dipolos. Cuando se absorbe
un fotón se produce algún movimiento o separación de las cargas en la materia y la energía que
es transportada por este fotón se invierte en esta excitación. La absorción y la excitación son necesarias para todos los efectos fotobiológicos e interacciones tisulares.
Los láseres generan radiaciones comprendidas en el rango de longitudes de onda desde
los 100 nanómetros a los 20.000 nanómetros (nm) (un nm = 1 x 10-9 m), nosotros debemos centrar nuestra atención solamente sobre este rango de longitudes de onda (100-20.000 nm).
Las unidades en las que se mide la REM forma una parte importante de la comprensión
de las interacciones láser tejido. La energía se mide en julios (J). La cantidad de energía entregada por unidad de área es la fluencia, a veces llamada dosis. Debemos recordar que para poder
protocolizar los tratamientos, deberíamos ajustarnos a lo siguiente que es anotar en la historia
clínica e incluso en las reuniones científicas y publicaciones la siguiente nomenclatura que es
expresar la dosis entregada en:
Densidad de energía/anchura de pulso/tamaño del diámetro focal
La densidad de energía se expresa en julios/cm2, la anchura de pulso en milisegundos
(incluso debería anotarse en los láseres con anchura de pulso fija) y el tamaño del spot en milímetros. De tal forma que si en un procedimiento en que se trata una rosácea mediante un láser
de colorante pulsado o de KTP se emplea una fluencia de 7 J/cm2, una anchura de pulso de 6 ms
y un diámetro focal de 10 mm, se expresaría de la siguiente forma: 7/6/10, en el caso de un tratamiento de eliminación del vello con un láser de alejandrita, diodo o nd:yag, hemos empleado
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una fluencia de 18J/cm2, 20 milisegundos y un spot de 18 mm, se expresaría: 18/20/18. Como
dato adicional se podría añadir en cuarto lugar los hercios, número de pulsos por segundo.
La tasa a la cual se entrega la energía se denomina potencia, medida en vatios. Por definición, un vatio es un julio por segundo (W=J/s). La potencia entregada por unidad de área es
por tanto la tasa de energía entregada por cantidad de superficie de piel o en los procedimientos
endocavitarios por cantidad de superficie de mucosa y se denomina irradiancia, que se expresa
usualmente en W/cm2. La duración de la exposición láser se denomina anchura de pulso para
los pulsos láser que es extremadamente importante ya que determina el tiempo en el que se entrega la energía. Los procedimientos láser utilizan exposiciones láser desde segundos, hoy día
también en emisión continua, concretamente con láseres de neodimio:YAG para el tratamiento
de cuadros inflamatorios en el cartílago y algias, milisegundos (10-3 segundos), posiblemente
la forma de emisión más utilizada, microsegundos (10-6 seg), nanosegundos (10-9 seg) y picosegundos (10-12 seg) tecnología de reciente utilización para la eliminación de tatuajes y lesiones
pigmentadas. Debe recordarse que por definición las anchuras de pulso por encima de 1 ms
(10-3 seg) se denominan térmicas, y los que están por debajo de este rango, no térmicos (<1ms),
también debería considerarse que la tasa de repetición de pulsos sobre el mismo área produce
un daño térmico acumulativo, es decir la suma de pulsos repetitivos por debajo de 1 ms antes de
que se produzca el enfriamiento de la estructura o del área pueden causar una elevación térmica
en la estructura que absorbe la radiación láser y ocasionar daño térmico selectivo o no selectivo,
produciendo un efecto terapéutico (ejemplo rejuvenecimiento facial mediante tasa repetitiva de
micropulsos - en microsegundos - 10-6 segundos mediante la elevación térmica a una temperatura de 41-43º C del agua no específica (espacio intra y extracelular) que estimula la producción
de colágeno y otras proteínas de la piel mediante el desencadenamiento de un proceso de cicatrización de la microherida o desnaturalización proteica térmica (enlaces de colágeno), o por
el contrario el desencadenamiento de efectos adversos. Las anchuras de pulso comprendidas
entre los 1-100 ms se denominan anchuras de pulso largas y las emisiones superiores a 100
ms superlargas que se basan en el concepto, en el caso de la eliminación del vello, en la teoría
de tiempo de daño térmico (TDT) del que se hará hincapié en capítulos sucesivos. Los pulsos
cortos son aquello cuya duración de emisión es menor de 1 ms (< 10-3 seg) (1/1,000 seg).
Figuras 1 y 2. Espectro de Radiación Electro Magnética - REM
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La fluencia entregada es igual al tiempo de duración de la irradiancia, la irradiancia es la
magnitud utilizada para describir la potencia incidente por unidad de superficie de todo tipo de
radiación electromagnética. Otros factores importantes son el diámetro focal de la luz incidente
(spot) que como ya se ha mencionado se expresa en milímetros, que afecta de manera considerable a la intensidad dentro del tejido. Es diferente cuando la luz incidente es convergente, divergente o difusa y la uniformidad de la irradiancia sobre al área expuesta. Estos factores dependen
del sistema de entrega de la luz láser a través de fibras ópticas, brazos articulados, construcción
de la cavidad del resonador del láser y su sistema de estimulación (lámparas de flash, radiofrecuencia, láseres) y del sistema óptico empleado.
REACCIONES FOTOQUÍMICAS
La luz visible (longitudes de onda comprendidas entre los 400 y 700 nm) y la ultravioleta
(100-400 nm)ocupan la porción de la REM en la que la energía de un fotón se corresponde a
la transmisión de fotones entre las órbitas de la mayoría de las moléculas. De esta forma, la luz
ultravioleta y la visible pueden promover reacciones químicas específicas mediante la activación
de electrones que influyen en las uniones químicas. Fenómenos como la vida en la tierra, la
mayoría de los cánceres de piel, la producción de vitamina D y la visión son imposibles sin la
fotoquímica. Los procedimientos láseres tradicionalmente utilizan las reacciones fotoquímicas,
ejemplos clásicos son la fototerapia UV, la utilización de fotosensibilizadores como los psoralenos y la fotodermatosis como las porfirinas y de precursores como ALA (ácido delta aminolevulínico) y PBG (porfobilinógeno).
Debe aclararse cuando se ha hablado del espectro de luz visible que 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 persoans
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.
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Recientemente, las longitudes de onda en la gama del color azul (400 nm), rojo (650
nm) y en el infrarrojo cercano (700-1400 nm) activan sustancias fotosensibilizadoras y se han
desarrollado para la terapia fotodinámica (TFD) de los tumores cutáneos, queratosis actínicas,
acné inflamatorio, fotorejuvenecimiento facial e incluso desarrollos en la fotodepilación sin dependencia del color del vello terminal. Estos nuevos fármacos y profármacos potentes tienen un
gran potencial para el tratamiento de patologías cutáneas. Aunque los láseres se han utilizado
para la terapia fotodinámica, no son esenciales especialmente para su utilización dermatológica. El énfasis es en los fármacos con diferentes localizaciones tisulares, vías de administración,
tiempo de exposición y mecanismos fotoquímicos. Los fármacos que han sido probados en la
TFD incluyen derivados de las porfirinas, precursores de las porfirinas (ácido aminolevulínico
- ALA, su forma metil-éster-aminolevulinato - MAL), phthalocianinas y clorinas, todos son
fotosensibilizadores oxígeno dependientes y la mayoría de ellos son lipofílicos. Su mecanismo
de acción primario es por la transferencia de energía al oxígeno molecular que produce un
singlete de oxígeno que es un potente oxidante. Estos fármacos probablemente cada vez más,
tendrán una amplia utilización en la dermatología. Los derivados de las porfirinas intravenosos
originan una sensibilidad necrotizante de los vasos sanguíneos y se han realizado ensayos en el
tratamiento de las manchas de vino oporto. Como se ha mencionado el ALA es eficaz para el
tratamiento de la queratosis actínica y algunas formas de cánceres de piel no melanomas, otras
aplicaciones cutáneas incluyen la psoriasis, condilomas y micosis fungoides.
CALOR
Con mucha diferencia, la mayoría de las aplicaciones láser se basa en el calentamiento
selectivo de las estructuras. A diferencia de los efectos fotoquímicos, el calentamiento no requiere una energía fotónica en particular. Por lo tanto la absorción de cualquier longitud de onda de
la REM produce una elevación en la temperatura.
La temperatura está en relación directa con la media de la excitación quinética de las
moléculas, que es la cantidad de movimiento, vibración, rotación y otros movimientos moleculares. A medida que aumenta la temperatura, las moléculas grandes especialmente configuradas para la vida, son sacudidas. La mayoría de las proteínas, ácido desoxirribonucleico
(ADN), ácido ribonucleico (ARN), membranas celulares y sus estructuras integrales comienzan
a desesctructurarse o a derretirse a temperaturas de 40º a 100º C. Debido a que la configuración
molecular es necesaria para la actividad biológica, el resultado es la desnaturalización que significa la pérdida de función. A concentraciones altas de macromoléculas en el tejido desdobladas
también se convierten en moléculas intrincadas las unas con las otras y el tejido se coagula. Un
ejemplo familiar de desnaturalización y de coagulación es la coción de un huevo. La desnaturalización térmica es dependiente de la temperatura y del tiempo, sin embargo tiene un umbral de
comportamiento. Para un tiempo de calentamiento dado por lo general hay una región estrecha
de temperatura por encima de la cual se produce la desnaturalización completa. Para la desnaturalización de la mayoría de las proteínas hay que aumentar la tempeeatura alrededor de 10º C
para cada década de disminución en el tiempo de calentamiento para lograr la misma cantidad
de coagulación térmica.
En las interacciones láser tejido, la coagulación térmica causa necrosis celular, hemostasia, derretimiento y una gran alteración de la matriz extracelular en combinaciones de tiempo
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de calentamiento a una temperatura específica. La coagulación térmica es también una quemadura y vale la pena recordar que la cirugía con láser consiste principalmente en controlar que
se produce una lesión por la cantidad de calor. Los láseres de emisión continua de baja potencia
como los láseres de dióxido de carbono (CO2), de iones de argón, los láseres de pulsos rápidos
(de emisión casi continua) como el láser de vapor de cobre y el de KTP (cristal de fosfato potasio
titanilo), habitualmente producen una buena quemadura de espesor parcial bien controlada.
Por el contrario, los láseres de colorante pulsado que están diseñados para la fototermólisis
selectiva de las lesiones microvasculares originan una quemadura selectiva de los microvasos,
aunque también hoy día los láseres pulsados de KTP (532 nm, de afinidad por la oxihemoglobina y la melanina) igualmente pueden causar una fototermólisis selectiva en la microvasculatura
cuando se ajustan a milisegundos (10-3 segundos), a las lesiones pigmentadas cuando emiten en
nanosegundos (10-9 segundos) (láseres Q-conmutados de neodimio:yag de frecuencia doblada), a los pigmentos contenidos en las partículas de tatuaje fundamentalmente las de color rojo
y a las lesiones pigmentadas como los léntigos, efélides, máculas café con leche, mediante un
mecanismo no térmico, fotomecánico, mal llamado fotoacústico.
Figura 3. Interacciones láser tejido: Reflexión, Refracción, Dispersión, Absorción y Transmisión.
Figura 4. Efectos del láser en el tejido: la energía de la luz láser puede causar:
calor, fotodisociación, ondas de choque, fluorescencia, reacciones fotoquímicas.
Cuando un haz de luz láser choca contra la superficie de un tejido vivo, ocurren cuatro
fenómenos físicos básicos. Estos se pueden medir en términos de densidad de energía en varios
puntos a lo largo del rayo de luz dentro del haz según pasa desde el aire exterior a la profundidad
del tejido:
1. Reflexión y retrodispersión desde la primera superficie.
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2. Transmisión al interior o a través del tejido.
3. Dispersión interna y quizás externa del tejido.
4. Absorción por el tejido entre los puntos de dispersión.
La importancia absoluta y relativa de estos fenómenos están en función de la longitud de
onda y de las propiedades físicas del tejido. Ya que los componentes orgánicos en el interior del
tejido se pueden romper o alterar por la irradiación, estas propiedades pueden cambiar durante
la exposición a la luz láser, ya sea corta o larga en la escala del tiempo. La variación en el tiempo
de las propiedades físicas tisulares hace imposible el realizar un estudio puramente analítico de
la interacción de la luz láser con el tejido vivo, aunque sean posibles las soluciones numéricas
mediante ecuaciones físicas que tienen coeficientes variables con ayuda informática. Sin embargo, con el objetivo de comprender los fenómenos básicos y obtener algunas estimaciones cuantitativas de su importancia, es suficiente comenzar asumiendo la constancia de las propiedades
físicas durante la irradiación y ajustar los valores numéricos de los parámetros inconstantes a
valores medios convenientes sobre intervalos de tiempo o espacio dentro del cual no cambien
rápidamente.
Un ejemplo de estos parámetros inconstantes es la conductividad térmica del agua en los
tejidos vivos. Es una función de la temperatura, que cambia desde los 37º C a los 100º C o más
durante la irradiación por longitudes de onda en las cuales la luz se convierte principalmente en
calor histológico. Otro ejemplo es el valor del coeficiente de dispersión en los tejidos que están
sufriendo necrosis térmica, ej.: el hígado irradiado por un láser de Nd:YAG.
Los errores introducidos en nuestros cálculos de variables histológicas importantes por
la asunción de que los parámetros físicos constantes tienen una importancia menor que aquellos
causados por la asunción que estos parámetros no cambian de un punto a otro dentro del tejido.
Incluso en una escala macroscópica (ej.: en grandes distancias, la comparación con el diámetro
de una célula), el tejido nunca es homogéneo ni isotrópico.
En una escala microscópica, la desigualdad de la homogeneidad entre las células son
mayores. En vista de estos hechos, evitaremos las complicadas ecuaciones diferenciales parciales
que encanta a los científicos y a los ingenieros que manejan ordenadores y confiaremos en los
modelos experimentales para entender y cuantificar la compleja interacción de la luz láser con
el tejido vivo.
Reflexión
Lo que parece ser la reflexión de un rayo de luz láser que choca contra la primera superficie de un tejido vivo, de ser vista por el ojo humano o por un espectrofotómetro, realmente
puede ser un compuesto de la reflexión óptica verdadera, como fue descrito por primera vez
por Augustin Jean Fresnel (1788-1827), y la retrodispersión de las capas superficiales del tejido. Fresnel definió un parámetro numérico conocido como reflectancia, que puede expresarse
como la relación de la densidad de energía de la parte reflejada de un rayo de luz de incidente
con la densidad de energía del rayo entrante antes de que este golpee la superficie reflectante:
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R = (densidad de energía reflejada)
(densidad de energía incidente)
Figura 5. Variación de la reflectancia epidérmica para un fototipo de piel claro y oscuro con las longitudes de
onda de 0.2 a 45µm. Note que, por debajo de 0.3 µm y por encima de 4.0 µm, la reflectancia es baja, constante e
independiente de la longitud de onda. Reimpresión de Fisher JC. Basic laser physics and interaction of laser light
with soft tissue. In: Shapshay SM, ed. Endoscopic laser surgery handbook. New York: Marcel Dekker, 1987:94.
En general, cuando un rayo despolarizado de luz golpea la superficie de un medio reflectante, se reflejará el campo eléctrico de este rayo paralelo a la superficie con una amplitud
diferente del campo perpendicular a la superficie, es decir, en el plano definido por los rayos
incidentes y reflejados. El efecto neto es la polarización de algún grado del rayo reflejado. Otra
forma de explicar esto es decir que si el rayo incidente se polariza paralelo a la superficie del
medio reflectante, su reflectancia será diferente de la de un rayo polarizado perpendicular a la
superficie.
No obstante, ya que no estamos interesados en la polarización de las aplicaciones quirúrgicas de los láseres, debemos asumir que el rayo de luz que afecta la superficie del tejido (1)
golpea el tejido desde un medio gaseoso (habitualmente aire), (2) tiene un ángulo de incidencia
que es cualquiera de los dos, 0º (perpendicular a la superficie) o 90º (paralelo a la superficie) y
(3) es despolarizado. Así, para cualquier medio que no conduce la electricidad (dieléctrico) o
un medio que es un buen conductor eléctrico (metal), la reflectancia únicamente será valorada,
tanto paralela como normal a la superficie. El tejido vivo se encuentra en algún sitio entre los
materiales dieléctricos y los medios con una buena conducción, por lo general, tienen una conductividad eléctrica entre baja a moderada.
Bajo estas condiciones que se han asumido, la reflectancia con una incidencia de 90º (paralela) es del 100% y la incidencia 0º (normal) alcanza valores desde el 4% al 63%, dependiendo
de la longitud de onda y del tipo del tejido. La figura 4-1 muestra el gráfico de un plotter para
una reflectancia de incidencia normal (0º) de una luz monocromática sobre la piel humana.
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Observe los picos y los valles escarpados de ambas curvas en el rango de los 400 a los 1.500 nanómetros. Note también las diferencias pronunciadas entre la luz y la piel oscura en este mismo
rango del espectro. En la figura 5 se muestra la variación espectral de la reflectancia para una
incidencia normal para la sangre humana in vivo, sobre el rango visible (400-700 nm).
En general, la reflectancia de todos los tejidos vivos a una incidencia normal mostrará
variaciones pronunciadas dentro del rango espectral de los 400 a los 1.500 nm. La forma y la altura máxima de la curva para cada tipo de tejido tienen una gran dependencia de los pigmentos
presentes en cada tejido. Sin embargo, en la escala de los 100 a los 300 nm y de los 2.200 a los
40.000 nm, la reflectancia es independiente del color.
El lector puede ver fácilmente que prácticamente el 50% de la energía radiante del haz de
luz de un láser de Nd:YAG se malgasta mediante reflexión en la primera superficie de un tejido
que está ligeramente pigmentado. Esto es costoso, aproximadamente mil euros por vatio de salida para los láseres quirúrgicos.
El efecto más significante de la reflexión de la luz láser en los tejidos vivos es la reducción de la densidad de energía de los rayos que penetran en el interior de los mismos. La figura
4, muestra de forma esquemática, un rayo de luz láser parcialmente reflejado de la superficie
de primera incidencia en una masa de tejido. La tabla 4-1 da valores de reflectancia de cuatro
variedades del espectro de la radiación en diferentes tejidos.
Absorción
La absorción de la energía radiante ocurre a nivel de los átomos, iones moléculas y radicales (combinación de átomos que permanecen incambiables a través de las reacciones químicas, pero que pueden ser incapaces de existir solos). Es un proceso de conversión de la energía
radiante en otras formas de energía:
1. Niveles estimulados de átomos, iones, moléculas y radicales.
Figura 5. Variación de la reflectancia de la sangre humana a una incidencia normal (0º), sobre la porción visible del
espectro, 400 a 700 nm. Reimpresión de Fisher JC. Basic laser physics and interaction of laser light with soft tissue.
In: Shapshay SM, ed. Endoscopic laser surgery handbook. New York: Marcel Dekker, 1987:95.
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Tabla 1. Reflectancia del Cerebro, Cartílago, Músculo e Hígado en diferentes subvariedades del Espectro Electromagnético.
* Caracterizados por los adjetivos de bajo, medio y alto; donde bajo es 0-10%, medio es 10-40% y alto es 40-100%.
2. Energía química almacenada en nuevos componentes.
3. Energía reradiada a otras longitudes de onda, habitualmente más largas que la radiación absorbida (fluorescencia).
4. Energía térmica (calor): la energía cinética de movimientos arbitrarios o átomos de moléculas
en líquidos y gases, o las vibraciones de átomos e iones en sólidos, siempre a temperaturas por
encima del cero absoluto.
5. Energía cinética de electrones libres o iones en plasmas, o en fragmentos moleculares producidos por la fotoquimiolisis.
Para todos los láseres cuyas longitudes de onda sean mayores de 319 nm, la conversión
de luz en calor es el principal medio por el cual se destruye el tejido. A 319 nm la energía fotónica es igual al primer potencial de ionización del elemento cesio, 3.89 electrón voltios. El cesio
tiene el primer potencial de ionización más bajo de todos los elementos. Por lo tanto, ya que la
energía fotónica aumenta con el descenso en la longitud de onda, todos los láseres que tienen
una longitud de onda menor de 319 nm, son capaces de producir fotoquimiolisis a densidades
de energía relativamente bajas. Los únicos láseres disponibles actualmente en ese rango del espectro son los excímeros fluoruro de argón (193nm), fluoruro de criptón (248 nm) y cloruro de
xenón (308 nm).
La fotoquimiolisis puede ocurrir a cualquier longitud de onda en la cual la energía fotónica sea igual o mayor que la vinculación de energía entre dos átomos unidos en una molécula.
Esta energía de vinculación puede ser inferior que el primer potencial de ionización del cesio.
Sin embargo, una longitud de onda de división conveniente entre la variedad espectral en la cual
la fotoquimiolisis y la fototermólisis predominan es la de 319 nm.
Incluso en estas longitudes de onda cortas ionizantes, si la densidad de energía media
del haz de luz excede el umbral de la fotoquimiolisis, el exceso se convertirá en calor y entonces
ocurrirá la termolisis. No obstante, si los láseres excímeros se utilizan a densidades de energía
media (en el tiempo y en el espacio) por debajo de los 10 varios/centímetro2, producirán unos
efectos térmicos irrelevantes.
Los láseres visibles e infrarrojos pueden producir quimiolisis, pero solamente a temperaturas elevadas donde las uniones interatómicas en compuestos orgánicos se rompen por
vibraciones y rotaciones moleculares. Los láseres pulsados ultracortos utilizados para producir
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Figura 6. Diagrama esquemático de un rayo de luz que está siendo reflejado parcialmente desde la superficie de
un tejido vivo. Note que el efecto principal de esta primera reflexión superficial disminuye la intensidad (pp) del
rayo que penetra en el tejido, de modo que pp < pi (la intensidad del rayo incidente).
fotoplasmólisis (principalmente el Nd:YAG) también causan una destrucción total de la arquitectura molecular en todos los componentes, por la ionización casi total de los átomos en todas
las partes del material y las altas temperaturas que se alcanzan en el plasma (> 15.000º C). Esta
ionización que sucede a densidades de energía por encima de los 10.000.000.000 W/cm2, se
produce por la absorción simultánea de varios fotones que contribuyen al exceso de energía del
primer potencial de ionización de cualquier elemento químico, aún cuando la energía individual de un fotón puede estar por debajo de este nivel.
Es importante resaltar que un plasma puede formarse termoiónicamente, mediante la
emisión de electrones de un material sólido (como el carbonato cálcico) que es calentado localmente hasta la incandescencia por un haz de luz láser focalizado a una densidad de energía
alta. Estos electrones expulsados tienen la suficiente energía para ionizar las moléculas del aire
circundante, formando así una pequeña bola de plasma. Debido a que el plasma absorbe con
avidez todas las longitudes de onda de la radiación láser, absorbe la energía del haz del láser entrante y se expande de forma explosiva, creando ondas de choque que pueden romper los tejidos
blandos y hacer pedazos los materiales duros como el hueso, urolitos y cálculos biliares. La existencia de un plasma se revela por la luz blanco-azulada que emite y por su sonido característico
como el de un chasquido sordo. Este escudo de plasma protege a las estructuras más distales del
haz de luz láser debido a su absorción muy fuerte de todas las longitudes de onda.
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Figura 7. Las dispersiones de la luz solar de tipo Rayleigh y Mie coexisten en la
atmósfera predominando una sobre la otra y viceversa, según los casos.
Dispersión
Para nuestros objetivos en la cirugía, podemos definir la dispersión como un cambio
en la dirección del rayo láser sin un cambio en su longitud de onda. La dispersión como puede
oserbarse en un tejido vivo, es un compuesto de varios fenómenos distintos:
1. Reflexión difusa de los interfaces irregulares entre los materiales histológicos que tienen índices de refracción diferentes y las dimensiones físicas mucho mayores que la longitud de onda.
2. Refracción de los rayos de luz de las superficies de contacto entre los materiales histológicos
de índices diferentes y de dimensiones físicas mucho más grandes que las longitudes de onda.
3. Reflexión y difracción de ondas de luz por partículas distintas en el tejido, que varían en tamaño desde moléculas orgánicas a inclusiones celulares.
4. Absorción resonante de la luz por átomos y moléculas y re-emisión a la misma longitud de
onda pero en diferentes direcciones.
Ni la teoría ondular ni la teoría fotónica, por si solas, pueden explicar adecuadamente la
dispersión por partículas que varían en tamaño de nanómetros a milímetros. Sin embargo, en
el año 1.871, el físico inglés, John William Strutt (1.842-1.919), quién fue nombrado caballero
Lord Rayleigh por sus logros científicos, formuló la primera descripción cuantitativa de la dispersión de partículas mucho más pequeñas que la longitud de onda. Dicha dispersión se conoce
ahora como dispersión de Rayleigh, que es omnidireccional, teniendo la misma intensidad en
las direcciones hacia delante y hacia atrás del rayo original y sólo la mitad de intenso en una
dirección normal al rayo original. La dispersión de Rayleigh es muy dependiente de la longitud
de onda:
ps = piK(1 + cos2 q)/ l4
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donde ps es la densidad de energía de la luz dispersada en cualquier dirección fija del rayo original, pi es la intensidad del rayo entrante original, K es la constante de la dispersión de Raleigh y
q esel ángulo del rayo dispersado, medida desde la dirección hacia delante del rayo original. Ya
que la dispersión de Rayleigh es inversamente proporcional al cuarto de la longitud de onda, la
energía es mucho más fuerte para longitudes de ondas cortas que las largas.
La forma en que la luz se dispersa en las moléculas de la atmósfera (dispersión de Rayleigh) explica el color azul del cielo y porque el sol tiene una apariencia rojiza al amanecer y al
atardecer. La dispersión de la luz por moléculas en la atmósfera es proporcional al cálculo de la
intensidad con partículas mucho menores que la longitud de onda (1/l4). O dicho de otro modo,
el aire (limpio) dispersa de forma más eficiente las longitudes de onda azules que las infrarrojas.
El resultado es que a un observador en la tierra, y fuera de la visión directa del sol, le llega más
intensidad del espectro visible en la gama de los azules: el cielo, o mejor dicho, la atmósfera aparece como azul. Por lo tanto, durante el día, la atmósfera dispersa la luz azul mucho más que la
luz roja (l luz azul 450 nm, l luz roja 700 nm). Al atardecer y al amanecer, la luz del sol tiene que
pasar a través de mucha más atmósfera para llegar al mismo punto haciendo que la luz azul sea
dispersada aun más y la luz que llega a nosotros es la parte roja restante. Si examinamos el cielo
azul con una pieza de polaroide se puede ver que el cielo cerca del sol no esta polarizado y si lo
hacemos ahora a 90° de los rayos del sol se puede ver que esta parcialmente polarizado. También
se puede ver usando una pieza de polaroide que las nubes no están polarizadas. La polarización
por dispersión depende del tamaño de las partículas. Si el tamaño de las partículas es pequeño
comparado con la longitud de onda se produce entonces la dispersión de Rayleigh. Si el tamaño
de las partículas es mayor que la longitud de onda, entonces no se produce esta dispersión. Esto
explica porque las nubes se ven blancas, ya que las moléculas de agua tienen un mayor tamaño
que las longitudes de onda del espectro de la luz y todos los colores son dispersados de la misma
forma (longitudes de onda) lo que hace que se vean blancas.
Cuando la dispersión es causada por partículas cuyo diámetro es comparable o mayor
que la longitud de onda de la luz, ya no muestra una gran dependencia inversa de la longitud de
onda. En 1908, el científco alemán G. Mie fue el primero en analizar la dispersión en las partículas grandes y que lleva su nombre. La dispersión de Mie es mucho menos dependiente de la
longitud de onda que la dispersión de Rayleigh: varía aproximadamente l- 1/2. A diferencia con
la dispersión de Raleigh, la dispersión de Mie es predominantemente hacia delante, teniendo un
componente muy pequeño hacia atrás o normal, en un día soleado, las nubes se ven blancas por
la dispersión de Mie.
Para moléculas o partículas grandes la luz es dispersada, preferentemente, en la misma
dirección de incidencia, de forma que, la molécula en suspensión tiende a dispersar la luz en
la misma dirección en la que incide. La dispersión de Mie no depende tanto de la longitud de
onda incidente como en la de Rayleigh. Este tipo de interacción ocurre con las nubes del cielo,
que están compuestas por gotas de agua incoloras de gran tamaño. Estas gotas reflejan como un
espejo la luz blanca policromática que incide sobre ellas sin alterar su color. Por eso las nubes
aparecen tan blancas en el cielo.
Cuando el sol tiene suficiente altura en el horizonte, y sus haces en su trayectoria deben
atravesar zonas con gran cantidad de gotitas de agua en suspensión (sin llegar a formar nubes)
se observa como el horizonte se vuelve blanquecino (dispersión tipo Mie). Es muy común, en un
día soleado mirar hacia el horizonte y encontrar un fondo blanquecino de fondo. A medida de
elevamos nuestra vista, el cielo se hace azul. Estamos viendo los efectos asociados a la dispersión
12
tipo Mie y , posteriormente a la de Rayleigh. Este efecto es muy acusado en las zonas marítimas
donde la gran cantidad de gotitas en suspensión generan horizontes blanquecinos en una bóveda celeste. Lo mismo ocurre en los días en los que gran cantidad de gotitas de agua se interpone
entre el sol y nosotros: el color del cielo deja de ser azulado, tomando la apariencia blanquecina.
En la figura 4-7 se muestra la variación direccional de un rayo de luz dispersado desde una partícula para ambas dispersiones, la de Rayleigh y la de Mie.
La dispersión histológica es un fenómeno importante para aquellas longitudes de onda
que se encuentran entre los 600 y los 2.200 nm. Desafortunadamente, no ha habido estudios
extensos respecto a la dispersión en los tejidos vivos por lo que nuestro conocimiento cuantitativo de este importante efecto óptico es pobre. Es necesario un estudio pragmático que trate la
dispersión como un fenómeno unificado, mejor que un compuesto de varios efectos diferentes
descritos antes en esta sección. Para la cirugía, la consecuencia más importante de la dispersión
es la redistribución espacial de la densidad de energía radiante, dicho de otra forma, un estrecho
haz de luz en un volumen circundante de tejido irradiado.
La fototermólisis selectiva utiliza la absorción selectiva de los pulsos de láser por las
estructuras pigmentadas como los vasos sanguíneos, células pigmentadas y partículas de las
tintas de los tatuajes para lograr una lesión térmica selectiva. Son necesarios pulsos cortos para
depositar la energía en el objetivo antes de que este se enfríe, logrando de esta forma un calentamiento localizado y extremo. Dependiendo de la velocidad del depósito de energía en los objetivos seleccionados se produce la coagulación térmica o los daños mecánicos en la estructura.
En los últimos 30 años, la fototermólisis selectiva ha transformado radicalmente la cirugía láser
en todos sus campos.
Tipos de Láseres y Aplicaciones
Una amplia gama de láseres están disponibles para una gran variedad de aplicaciones
médicas. En general los láseres médicos pueden dividirse en cuatro grupos:
1. Láseres de estado gaseoso:
- CO2 (dióxido de carbono), pueden emitir a 9.7 µm y 10.6 µm.
- Argón (iones de argón) emite luz en el rango de 351 a 528,7 nm, dependiendo de la óptica y el tubo del láser, se pueden utilizar un número de diferentes
longitudes de onda. Las más utilizadas son: 458 nm, 488 y 514,5 nm.
- HeNe (helio neón) este láser puede ser hecho para oscilar en más de 160
longitudes de onda diferentes mediante el ajuste de la Q de la cavidad del
resonador, esto se puede realizar mediante el ajuste de de la respuesta espectral
de los espejos o mediante la utilización de un elemento dispersivo (prisma de
Littrow) en la cavidad de resonancia. Una de las longitudes de onda más
frecuentemente utilizadas es la de 633 nm debido a su bajo coste y con calidades
de haces perfectos.
2. Láseres sólidos: Er:YAG, Nd:YAG, KTP:YAG, alejandrita, etc. Generalmente, el
medio activo de un láser de estado sólido se compone de un vidrio o material
cristalino “anfitrión” al que se añade un “dopante” tales como neodimio, cromo, erbio,
iterbio. Muchos de los agentes de dopado comunes son elementos de tierras raras, ya
13
que los estados excitados de tales iones no están fuertemente acoplados con las
vibraciones térmicas de sus redes cristalinas (fonones), y sus umbrales de funcionamiento se puede llegar a intensidades relativamente bajas de bombeo del láser.
Hay muchos cientos de medios de estado sólido en el que se ha logrado la acción
del láser, pero relativamente pocos tipos son de uso generalizado. De ellos, probablemente la más común es el dopado con neodimio itrio-aluminio-granate (Nd: YAG).
Vidrio dopado con neodimio (Nd: vidrio) e iterbio dopado con lentes de cerámica se
Figura 8. Tipos de láseres y aplicaciones.
usan a niveles de muy alta potencia (teravatios) y energías altas (megajulios), con fines
de haces múltiples fusión por confinamiento inercial.
El primer material utilizado para los láseres de rubí eran cristales sintéticos. Láseres de
Rubí todavía se utilizan para algunas aplicaciones, pero no son comunes debido a sus
eficiencias de baja potencia.
A temperatura ambiente, los láseres de rubí sólo emiten impulsos cortos de luz, pero a
temperaturas criogénicas pueden emitir un tren continuo de pulsos.
Algunos láseres de estado sólido pueden sintonizarse utilizando varias técnicas en el
interior de la cavidad usando etalones, prisma y rejillas o una combinación de ellos.
El titanio con zafiro se utiliza ampliamente por su gran gama de emisión, de 660 a 986
14
nanómetros (nm). Los láseres de alejandrita pueden sintonizarse desde los 700 nm a
los 820 nm y producen pulsos de alta energía que los de titanio-zafiro debido a que
poseen un mayor tiempo de almacenamiento de energía en el medio de ganancia y un
umbral de daño superior.
3. Láseres líquidos: Láser de colorante pulsado (PDL). Un láser de cristal líquido es un
Figura 11. Espectro electromagnético
15
Figura 12 y 13. Espectro de luz visible (400-700 nm) y de la REM. La luz láser es de 100-20.000 nm.
láser que utiliza un cristal líquido como resonador de la cavidad, que permite la
selección de longitud de onda de emisión y la polarización del medio de láser activo.
El medio de emisión láser es por lo general un tinte dopado en el cristal líquido. Los
láseres de cristal líquido son comparables en tamaño a los láseres de diodo, pero
proporcionan la capacidad de ajuste de un amplio espectro continuo de los láseres
de colorante, mientras que mantienen una gran zona de la coherencia. El rango
de ajuste es normalmente varias decenas de nanómetros. La auto-organización en
escalas micrométricas reduce la complejidad de fabricación en comparación con el
uso de capas de metamateriales fotónicos.
La emisión puede ser o bien en el modo de onda continua o en modo pulsado.
4. Láseres de diodo (placas semiconductoras). Un láser de diodo es un láser semi
conductor de electricidad por bombeo en el que el medio activo está formado por
una unión p-n de un diodo semiconductor similar al encontrado a un diodo emisor
de luz. El láser de diodo es diferente al láser semiconductor de bombeo óptico, en
el que, al mismo tiempo que la base de semiconductores, el medio es bombeado
por un haz de luz en lugar de corriente eléctrica. Un láser de diodo está formado
por dopaje una capa muy delgada sobre la superficie de una oblea de cristal. El
cristal está dopado para producir una región de tipo n y una región de tipo p, una
encima de la otra, lo que resulta en una unión p-n o diodo. Los láseres de diodo forman
un subconjunto de la clasificación más grande de semiconductores diodos de unión pn.
La polarización directa eléctrica a través del diodo láser provoca que las dos especies
de portador de carga - huecos y electrones - al ser “inyectadas” desde lados opuestos de
la unión pn hacia la región de agotamiento. Los agujeros se inyectan desde el p-dopado,
y electrones desde la n-dopada de semiconductores. (Una región de agotamiento,
desprovisto de cualquier portador de carga, se forma como resultado de la diferencia
de potencial eléctrico entre n-y los semiconductores de tipo p dondequiera que estén
16
en contacto físico). Debido a la utilización de inyección de carga en la alimentación de
la mayoría de los láseres de diodo, esta clase de láseres se denomina a veces “Láseres de
inyección”, o “láser diodo de inyección” (ILD).
Como láseres de diodos son dispositivos semiconductores, también pueden ser
clasificados como láseres semiconductores. De cualquier designación que distingue
los láseres de diodo de los láseres de estado sólido. El arseniuro de galio, fosfuro
de indio, antimoniuro de galio, nitruro de galio son todos los ejemplos de materiales
semiconductores compuestos que pueden ser utilizados para crear diodos de unión
que emiten luz. En ausencia de por ejemplo, la acción del láser, las condiciones
de la emisión estimulada, electrones y agujeros pueden coexistir en la proximidad el uno al otro, sin recombinación, durante un tiempo determinado, denominado el
“tiempo de vida del estado superior” o “tiempo de recombinación” (alrededor
de un nanosegundo para materiales típicos de láseres de diodo), antes de que se
recombinen. A continuación, un fotón cercano con energía igual a la energía de
recombinación puede causar recombinación por emisión estimulada. Esto genera
otro fotón de la misma frecuencia, viajando en la misma dirección, con la misma
polarización y fase que el primer fotón.
Esto significa que la emisión estimulada provoca un aumento en una onda óptica
(de la longitud de onda correcta) en la región de la inyección, y la ganancia aumenta
a medida que el número de electrones y los huecos inyectados a través de los
aumentos de unión.
Los procesos de emisión espontánea y estimulada son mucho más eficientes en los
semiconductores de banda prohibida directa que en semiconductores de banda
prohibida indirecta, por lo que el silicio no es un material común para los láseres
de diodo.
Al igual que en otros láseres, la región de ganancia está rodeada por una cavidad
óptica para formar un láser. En la forma más simple de un láser de diodo, se hace
una guía de ondas ópticas de tal manera que la luz se limita a una línea relativamente
estrecha. Los dos extremos del cristal se escinden para formar bordes perfectamente
lisos, paralelos, formando un resonador de Fabry-Perot. Los fotones emitidos en
un modo de la guía de ondas viajarán a lo largo de la guía de ondas y se refleja varias
veces de cada lado frontal antes de que sean emitidos. Como una onda de luz pasa
Figura 14. Coeficiente de absorción a diferentes longitudes de onda. Debido a una menor absorción en varios
cromóforos y agua, el láser Nd: YAG penetra más profundo en diversos tejidos que el Er: YAG. El KTP: YAG se
absorbe más por la oxihemoglobina y desoxihemoglobina que el Nd: YAG y por lo tanto es más adecuado para
el tratamiento de las estructuras vasculares superficiales. El láser de Er: YAG es ideal para el tratamiento de los
tejidos con mayor contenido de agua.
17
a través de la cavidad, que se amplificada por la emisión estimulada, pero también la luz
se pierde debido a la absorción y la reflexión incompletas en las facetas finales. Por
último, si hay más amplificación que pérdida comienza la emisión láser.
Los láseres de diodo tienen el mismo problema de errores de fiabilidad como los diodos
emisores de luz, además están sujetos a potenciales daños catastróficos ópticos (COD)
cuando se hacen funcionar a potencias mayores. Muchos de los avances en la fiabilidad
de los láseres de diodo en los últimos 20 años siguen siendo propiedad de sus desarrolladores. La fiabilidad de un diodo láser puede hacer o romper una línea de productos.
Por otra parte, la ingeniería inversa no siempre es capaz de revelar las diferencias entre
los productos de láser de diodo más fiables y menos fiables.
Los láseres de diodo tienen múltiples aplicaciones como en las telecomunicaciones como
fuentes de luz fácilmente moduladas y acopladas para comunicaciones mediante fibras
ópticas. Se utilizan en varios instrumentos de medición como medidores de distancia,
lectores de códigos de barras. Los láseres visibles, por lo general de color rojo y más
tarde también de color verde, son comunes como punteros láser. Ambos diodos de baja
y alta potencia se utilizan ampliamente en la industria de la impresión.
Los diodos láser infrarrojos y rojos son comunes en los lectores de CD, CD-ROM y en la
tecnología DVD. Los láseres violeta se utilizan en la tecnología HD DVD y en la Blu-ray.
Los láseres diodo de alta potencia se utilizan en aplicaciones industriales como el tra- tamiento térmico, revestimientos, soldaduras y para el bombeo de otros láseres como los
láseres de estado sólido bombeados por diodos. Muchas aplicaciones de los láseres de
diodo principalmente hacen uso de la “energía dirigida” propiedad de un haz óptico. En
esta categoría se podría incluir las impresoras láser, lectores de códigos de barras, digitalización de imágenes, iluminadores, designadores, grabación óptica de datos, la
combustión de encendido, la cirugía láser, clasificación industrial, mecanizado industrial, y las armas de energía dirigida. Algunas de estas aplicaciones están bien establecidos, mientras que otras están emergiendo.
En la medicina láser y en la odontología se han encontrado muchas nuevas utilizaciones
para los láseres de diodo. La reducción del tamaño de las unidades láser y su creciente
facilidad de uso, los hace muy atractivos para los médicos en procedimientos menores
de tejidos blandos. Las unidades con emisiones de 800 a 980 nm tienen una alta tasa de
absorción por la melanina y la hemoglobina que los hacen ideales para aplicaciones en
los tejidos blandos en los que es necesaria una buena hemostasia, ajustándose al principio de la fototermólisis selectiva.
Parámetros Láser
En esta sección se explicarán de forma breve y básica los conceptos o términos que habitualmente manejamos en un láser típicamente pulsado en sus diferentes aplicaciones.
• Longitud de Onda: La luz del láser son ondas periódicas de energía que viajan a través del espacio. La longitud de onda se refiere a la distancia física entre las crestas, depresiones
o cruces por cero de las ondas sucesivas en el haz de la luz láser. La longitud de una onda es el
período espacial o la distancia que hay de pulso a pulso. Normalmente se consideran dos puntos
consecutivos que poseen la misma fase: 2 máximos, 2 mínimos, 2 cruces por cero. Por ejemplo,
la distancia recorrida por la luz azul (que viaja a 299.792.458 m/s) durante el tiempo transcurrido entre 2 máximos consecutivos de su campo eléctrico o magnético, es la longitud de onda de
18
Figura 15. Diagrama esquemático de un rayo de luz monocromática por la absorción y la dispersión en el
tejido vivo. Este proceso es exponencial: cada rayo penetrante pierde una fracción constante de su intensidad en la dirección de propagación en cada unidad de distancia (Dz) de su trayectoria hacia delante. Las
figuras estrelladas representan la dispersión omnidireccional.
esa luz azul. La luz roja viaja a la misma velocidad, pero su campo eléctrico aumenta y disminuye más lentamente que el de la luz azul. Por tanto, la luz roja tendrá una frecuencia menor, lo que
hace que su longitud de onda (distancia entre puntos análogos de la onda) sea mayor. Por eso la
longitud de onda de la luz roja es mayor que la longitud de onda de la luz azul. Hay diferentes
tipos de ondas como las ondas transversales y la ondas longitudinales. Las ondas transversales
son aquellas en las que las partículas del medio vibran perpendicularmente a la dirección de
19
Tabla 2
propagación de la onda. Las ondas longitudinales las podemos observar con mayor y mejor facilidad en un resorte, pues cuando éste se deforma y es liberado, se produce una vibración y las
partículas del medio se mueven en la misma dirección de propagación. La letra griega λ (lambda) se utiliza para representar la longitud de onda en las ecuaciones. (Figuras 9 y 10). El efecto
de la luz sobre la piel depende de la longitud de onda de la luz. La luz en la región UV (100-400
nm), que es invisible para el ojo humano, se sabe que causa efectos nocivos tales como eritema,
hiperpigmentación, y el carcinoma cutáneo. La energía de luz en el espectro visible (380-700
nm) es en su mayoría inocuo, pero que puede ser absorbido y causar daño térmico cuando se
entrega a la piel a una intensidad alta. La luz en la región IR cercano del espectro (780-3000 nm),
que también es invisible para el ojo humano, causa defectos de la piel y la retina. En general, los
efectos de la luz en la región IR medio a extremo del espectro (3-1000 µm) se limitan a las capas
superficiales.
El grado de absorción y su efecto térmico sobre la piel varía con la cantidad y el tipo de
cromóforos que están presentes en el receptor. Como se dijo anteriormente, la hemoglobina y
la melanina son cromóforos endógenos naturales. Un ejemplo de un cromóforo exógeno es la
tinta del tatuaje. Los diferentes cromóforos tienen diferentes coeficientes de absorción. El coeficiente de absorción es una medida del grado de la absorción por los cromóforos en una longitud
de onda particular. Debido a que la luz del láser es monocromática y porque tiene un ancho de
banda muy estrecha, que permite apuntar selectivamente al cromóforos en el tejido para el tratamiento. Esta propiedad es uno de los principios básicos de la fototermólisis selectiva (FS).
• Potencia (W) - Densidad de Potencia: La potencia del láser se refiere a la velocidad a
la cual la energía es generada por el láser. La potencia del láser de 1 vatio significa que se emite
1 julio de energía en 1 segundo. Cuando sale el haz de luz láser del resonador, su diámetro es a
menudo demasiado grande y difuso, y el propio haz tiene una energía insuficiente para ser útil.
Por lo tanto, el haz de láser se hace pasar a través de una o varias lentes de enfoque para reducir
su diámetro, lo que aumenta su intensidad y energía de modo que es de un tamaño más adecuado para su manipulación y en el sentido práctico para las aplicaciones clínicas. Su intensidad,
que se refiere como su densidad de potencia (Pd) o irradiancia (E), se define como la energía
entregada por unidad de área de tejido incidente. Se mide en términos de potencia de láser por
diámetro del haz. Eso es, Pd varía inversamente con el cuadrado del diámetro del haz de láser,
de la siguiente manera:
20
Pd = (100 W)/d2
donde J es la energía en julios y A es el área de sección transversal del haz de luz láser en centímetros cuadrados.
• Frecuencia - Repetición de Pulso (Hz): Los láseres médicos generalmente operan en
un modo de impulsos repetitivos. Los pulsos láser se emiten periódicamente a una tasa de repetición de impulsos, por ejemplo, 10 impulsos por segundo. El hercio (Hz) es la unidad más
utilizada para el número de pulsos por segundo.
• Anchura de pulso - Duración del pulso (ns, µs o ms): La anchura de pulso y duración
de pulsos son términos sinónimos que se refieren a la duración temporal del impulso láser, es
decir, el tiempo durante el cual el láser emite en realidad la energía. Cuando la salida del haz
láser del resonador, su diámetro es a menudo demasiado grande y difuso, y el propio haz de
energía puede tener una energía insuficiente para ser útil. Por lo tanto, el haz de láser se hace
pasar a través de una lente de enfoque para reducir su diámetro, lo que aumenta su intensidad
y su energía de modo que es de un tamaño más adecuado para su manipulación y en el sentido
práctico. Su intensidad, que se refiere como su densidad de potencia (Pd) o irradiancia (E), se
define como la energía entregada por unidad de área de tejido incidente. Se mide en términos
de potencia de láser por diámetro del haz. Eso es, Pd varía inversamente con el cuadrado del
diámetro del haz de láser, de la siguiente manera:
Pd = (100 W)/d2
donde W es la potencia del láser en vatios, y d es el diámetro del haz de láser en centímetros (es
decir, 100W/cm2).
Para una potencia determinada, un haz ancho o fuera de foco tiene menos capacidad de
penetración y es más útil para los procedimientos tales como resurfacing de la piel, la vaporización de tejido, y la coagulación de los vasos sanguíneos. Un haz enfocado penetra a una profundidad mayor y es más útil en los procedimientos que implican el corte delicado y la ablación en
Tabla 3
21
Figura 16. Variación espectral del coeficiente de absorción para la melanina, oxihemoglobina (HbO2) y deoxihemoglobina (Hb) en una solución acuosa, de los 400
a los 1.100 nm. La concentración de melanina es equivalente a la de una piel muy
oscura; la concentración de hemoglobina es de 150 mg/dl. Se puede observar que
todas las curvas alcanzan un mínimo un poco más allá de la longitud de onda del
láser de Nd:YAG. Todas las curvas, de haber sido trazadas, habrían alcanzado valores mucho más altos tanto en la región de las longitudes de onda de los ultravioleta
(a la izquierda) como de los infrarrojos (a la derecha).
volumen.
• Energía de pulso (J): La energía de impulso es la energía radiante en un pulso de láser.
Cuando el láser está en el modo pulsado, la energía del pulso, medida en Julios, es un parámetro
que se utiliza con más frecuencia que la potencia del láser, debido a que algunos de sus efectos
clínicos no están directamente influenciadas por el índice de frecuencia o la repetición de los
pulsos del láser.
• Potencia pico (W): La potencia máxima se refiere al nivel de potencia durante un pulso
de láser individual.
22
Figura 17. Variación espectral del coeficiente de absorción del sudor, gráfico en The Infrared Handbook, pp 3
to 107, publicado por the United States Office of Naval Research. Note que el eje vertical cubre 8 órdenes de
magnitud. La salinidad fisiológica en el mayor absorbente de la radación en el tejido vido desde las 2.0 a las 11
µm. La absorción del sudor no es muy diferente del salino normal.
Figura 18. Variación espectral del coeficiente de absorción de la placa ateroesclerótica de los 200 a los 10.600
nm. White R, Grundfest W, Lasers in Cardiovascular Disease. Chicago: Year Book, 1987.
23
Potencia pico = Energía del pulso/Duración del pulso
Para un láser que opera en un modo pulsado con una energía de 1 julio y duración de pulso de
100 ms, la potencia de pico es de 10.000 W.
• Tamaño del punto (mm): El tamaño del punto del haz láser se refiere al diámetro del
haz láser sobre el objetivo (diámetro focal). Al cambiar el tamaño del diámetro focal del haz láser
mientras se mantiene constante la energía del láser de pulso, la fluencia puede cambiar sustancialmente y el mecanismo de interacción del haz láser con el tejido (calentamiento, ablación o
vaporización) varía ostensiblemente.
• Fluencia (J/cm2): La fluencia se refiere a la cantidad de energía láser suministrada a la
zona de superficie tratada (en centímetros cuadrados). También se conoce como dosis de densidad de energía o la energía.
Fluencia = Energía/Área
Área del círculo = 4/π * diámetro2
La fluencia que emite un láser es la densidad de energía y está en relación con la potencia (energía) que emite el láser y se mide en vatios, el tiempo t (en milisegundos) y la superficie
Figura 19. Espectro de absorción de los mayores pigmentos de la piel a las concentraciones en las que están
habitualmente. Los valores que se muestran son los coeficientes de absorción (µa) para el agua pura, hemoglobina humana a 11 g/dl y dihidroxifenilanina (DOPA)-melanina, que tiene un espectro de absorción muy similar a la epidermis pigmentada, a una concentración de 15 mg/dl en agua. La concentración de (DOPA)-melanina que se muestra es equivalente aproximadamente a la epidermis humana muy pigmentada. El coeficiente
de absorción de los melanosomas simples no se conoce. Hb, hemoglobina; HbO2, oxihemoglobina. (Cortesía
de S. Prahl; from Anderson RR: Optics of the skin, in HW Lim, NA Soter, editors: Clinical photomedicine,
New York, 1993, Marcel Dekker.)
24
irradiada (área del círculo irradiada), S, por el haz de luz láser. Esta fluencia se mide en julios =
vatios/cm2, y se calcula mediante la siguiente fórmula:
De = Potencia * tiempo*100
4/π * diámetro2
Figura 21. Clasificación de las longitudes de onda de la luz láser.
En otras palabras, la fluencia aumenta con los mismos ajustes de energía si el tamaño
del spot disminuye. A la inversa, la fluencia disminuye con los mismos ajustes de energía si se
incremente el tamaño del spot. La fluencia es un parámetro muy útil para el practicante del láser,
ya que elimina la necesidad de considerar el tamaño del punto a la hora de determinar el efecto
clínico que tendrá el láser. Por ejemplo, cuando se configura la fluencia a 60 J/cm2 el efecto clínico será el mismo (si todos los demás parámetros son idénticos), independientemente de si se
está utilizando un 6 mm o 8 mm de tamaño de punto. Tenga en cuenta que este es un ejemplo
teórico en el que no se tiene en cuenta el efecto de la dispersión.
Para determinar con precisión la cantidad total de energía suministrada al tejido por
el láser, la duración de la exposición es de vital importancia. Las exposiciones prolongadas resultan en la destrucción del tejido, y demasiado cortos los resultados de una exposición en un
efecto insuficiente. La dosis, o influencia, es una medida de la energía total. Se determina multiplicando Pd por el tiempo de exposición (t) y se expresa en términos de energía por unidad de
área de tejido incidente de la siguiente manera:
Fluencia = Pd (t) = J / A
donde J es la energía en julios y A es el área de sección transversal del haz de luz láser en centímetros cuadrados.
25
Figura 22. Dispersión de Rayleigh y Mie.
• Coeficiente de absorción y Profundidad de penetración: Una de las características
ópticas más importantes de un tejido diana es su capacidad para absorber la luz láser. El coeficiente de absorción de la luz que normalmente se conoce como el coeficiente μa y se expresa en
unidades de 1/cm o cm-1. Cuando la luz con fluencia F0 cae sobre el tejido, sin dispersión, con
un coeficiente de absorción μa, la fluencia disminuye exponencialmente con la profundidad z en
el tejido, de acuerdo con:
F = F0 * e -µa*z
A una profundidad de 1/µa la fluencia disminuye a un valor de F = F0 * e-1 (F = 0.367*F0).
El coeficiente de absorción depende de forma importante de la longitud de onda del láser y el
tipo del tejido.
• Atenuación de la Luz Láser en el Interior del Tejido Irradiado:
La atenuación es un proceso de disminución de la intensidad de la luz láser según viaja
en la profundidad de un medio que no refleja totalmente la radiación en su primera superficie.
En particular, nosotros estamos interesados en la atenuación en los tejidos vivos. En un medio
Tabla 4. Subtipos de la luz ultravioleta UV según su longitud de onda.
26
óptico ideal, la atenuación es un proceso exponencial: un haz de luz láser que irradia un medio
pierde una fracción constante de su intensidad en cada unidad de distancia de su viaje al interior del medio a lo largo de la dirección del haz original. A pesar de que los tejidos vivos no
son homogéneos ni isotrópicos, la atenuación de la luz los penetra se puede considerar como
exponencial, si elegimos correctamente los valores promedio, el coeficiente de atenuación para
cada tejido que es atravesado por un rayo láser es:
pz = poe-az
Tabla 5. Penetración óptica aproximada en piel blanca
* Recopilado de datos in vivo e in vitro para un haz incidente ancho. Cuando el radio del haz es menor o
aproximadamente igual a la profundidad de penetración listada en esta tabla, la intensidad dentro de la piel
disminuye mucho más rápidamente en profundidad debido a la mayor dispersión del haz a los lados. La
piel completamente blanca se trata en pocas ocasiones y la penetración óptica en fototipos mayores en las
lesiones vasculares o pigmentadas es menor.
donde pz es la densidad de energía a una profundidad z debajo de la primera superficie a lo largo
de la dirección de un rayo de luz incidente (asumiendo una incidencia normal), po es la densidad de energía del rayo en la primera superficie (incluyendo los efectos de la reflexión y de la
retrodispersión), e es la base de los logaritmos naturales (2.71828-----), y A es el coeficiente de
atenuación. La ecuación 4-3 es la expresión matemática de la ley de Bouguer, así nombrada por
el centífico francés Piérre Bouguer (1698-1758). La ecuación 4-3 se ha atribuido a Bouguer y
al físico alemán Johann Lambert (1728-1777). Ha sido denominada erróneamente como ley de
Beer, la cual afirma que el coeficiente de absorción de un medio es directamente proporcional a
la concentración del elemento absorbente en dicho medio.
La figura 15 muestra esquemáticamente la atenuación de un rayo de luz láser penetrando
en un tejido vivo. Las figuras con múltiples flechas representan la dispersión omnidireccional,
que generalmente presentan los materiales biológicos, a pesar de algunas situaciones en las que
hay una dispersión hacia delante importante. Es evidente que ambas, la absorción y la dispersión
contribuyen a la atenuación de un rayo de luz que atraviesa un tejido:
27
A = a + s [LONGITUD]-1
donde a es el coeficiente de absorción y s es el coeficiente de dispersión.
Los valores de a y s son funciones de la longitud de onda de la luz y de las características
del tejido. Podemos afirmar aquí un hecho importante: la conveniencia de un láser en particular
para un procedimiento quirúrgico específico dependen principalmente de los valores absolutos
y relativos de a y s para la longitud de onda del láser y para el tejido en el que se realiza la intervención. Los factores secundarios son: el sistema de entrega disponible del láser (fibra óptica o
brazo articulado), el modo temporal del láser y la energía máxima disponible del láser.
• Profundidad de Extinción de un Rayo Láser:
En un proceso exponencial como es la atenuación, teóricamente, no existe profundidad
en la cual la energía radiante alcance cero. Por lo tanto, deberemos definir una profundidad de
extinción, que es, una profundidad en la cual la intensidad residual es alguna fracción especificada de la densidad de energía en la superficie del tejido. Definiremos arbitrariamente esta como
el 1 %. De la siguiente ecuación se puede deducir una fórmula en la que pz ha caído al 1% de su
valor en la primera superficie:
ze = 4.605/A
28
donde es la profundidad para una atenuación del 99%. Observe que la profundidad de extinción
es una función única de la longitud de onda y del tipo de tejido.
• Profundidad de Penetración
Se puede definir la profundidad de penetración como la distancia desde la primera superficie a lo largo del eje del haz de luz láser en la cual el haz tiene todavía la densidad de energía
suficiente para producir un efecto específico en el tejido, como la coagulación térmica. Claramente, la profundidad de penetración es una función no solamente de la longitud de onda y de
las propiedades del tejido, sino también de la densidad de energía del rayo láser en la primera
superficie del tejido. Por ejemplo, un láser de dióxido de carbono tiene una profundidad de
extinción de 0.06 mm en el agua histológica. A esta profundidad, tiene el 1% de su densidad de
energía original. Si deseamos que tenga una profundidad de penetración de 0.06 mm, definidos
en términos de capacidad de hervir agua, debemos tener una densidad de energía inicial en la
superficie 0f 1000 W/cm2, ya que entonces tendremos 10 W/cm2 a esa profundidad, o sólo lo
suficiente como para hervir el agua no convectora. Si la haz láser incidente tiene sólo 100 W/
cm2, la intensidad residual a 0.06 mm será sólo 1.0 W/cm2, que no es lo suficiente para hervir el
agua histológica.
Estos conceptos y la distinción entre ellos, son importantes para entender la interacción
de la luz láser con el tejido vivo. Desafortunadamente, muchos autores que escriben sobre las
interacciones láser-tejido, no comprenden los mismos pudiendo confundir a sus lectores.
• Valores de Absorción y Coeficientes de Dispersión:
Existen varios absorbentes principales de la luz láser en el tejido vivo, entre los más importantes están:
1. Agua, que constituye del 75% al 85% en los tejidos blandos.
2. Pigmentos, como la bilirrubina, melanina, hemoglobina y xantofilina, especialmente importantes en las longitudes de onda visibles (400-700 nm).
3. Grasas y lípidos, especialmente a longitudes de onda ultravioleta e infrarrojas medias y lejanas.
4. Otras moléculas orgánicas complejas, especialmente a longitudes de onda ultravioleta e infrarrojas medias y lejanas.
5. Carbono, un constituyente abundante de todo tejido vivo, que es un producto final de la pirolisis y un gran absorbente de la luz a todas sus longitudes de onda.
La figura 16 muestra la variación espectral del coeficiente de absorción para la melanina, oxihemoglobina y deoxihemoglobina entre los 400 y los 1.100 nm. Observe que todas estas
curvas se elevan a valores altos, tanto en el ultravioleta como el infrarrojo. Cada una tiene su
mínimo sólo un poco más allá de la onda primaria del láser de Nd:YAG, 1.064 nm. Se debería
apreciar que existen grandes diferencias entre la absorción de la melanina y de la hemoglobina
en la mayoría de las longitudes de onda dentro del rango de este gráfico, ofreciendo así la oportunidad de lograr una destrucción selectiva de la vascularidad estásica o de las lesiones mela29
nocíticas sin daño significante a otras estructuras simplemente con una correcta selección de la
longitud de onda en la parte visible del espectro.
La figura 17 muestra la variación espectral del coeficiente de absorción para el sudor que
tiene una salinidad del 2-3% en contraste con el salino normal a 0.9%. Sin embargo, la salinidad
del agua a estas concentraciones tiene poco efecto en la absorción de la luz. Note que el ceficiente
de absorción para el agua varía 7 órdenes de la magnitud (factor de 10) de las longitudes de onda
ultravioleta a las infrarrojas lejanas.
En la figura 18 muestra la variación espectral del coeficiente de absorción de una placa
ateroesclerótica del ultravioleta al infrarrojo lejano. Debido a que la placa no tiene una fuerte
pigmentación, se absorbe principalmente en la región del ultravioleta donde la fotoquimiólisis
es el proceso destructivo más importante y en el infrarrojo lejano donde la fotopirólisis de moléculas orgánicas grandes es el medio dominante de destrucción.
En todas las figuras siguientes la variedad extrema del valor de a es de aproximadamente 0 a 9000/cm, o casi 8 órdenes de la magnitud, para una longitud de onda que varía de 180 a
11.000 nm. Esta variedad enorme enfatiza que la necesidad de elegir la longitud de onda, es decir, el tipo de láser, correctamente para el tejido a ser tratado. La tabla 3 caracteriza la absorción
de cuatro tipos de tejido animal a seis longitudes de onda discretas.
Mientras tenemos una riqueza de información sobre coeficientes de absorción de sustancias biológicas, hay poco conocimiento sobre el coeficiente de dispersión en esos materiales.
Entre las pocas fuentes disponibles son los estudios de Halldorsson and Langerholc, Gijsbers,
Breederveld y cols; y van Gemert, Cheong y cols. En la búsqueda de la literatura hemos aprendido los siguientes hechos generales:
1. Coeficientes de dispersión, como podría esperarse, son más altos en las longitudes de onda
más cortas. Esto es así por varias razones. Primero, los índices de refracción de todos los materiales, excepto en las bandas de absorción cercanas, so más altos para las longitudes de onda más
cortas. Segundo, la dispersión de Rayleigh aumenta inversamente con el cuarto de la energía de
la longitud de onda. Tercero, la dispersión de Mie aumenta inversamente con la 1/2-energía de
la longitud de onda.
2. La dispersión de Rayleigh es menos importante que la dispersión de Mie en los tejidos biológicos y la reflexión difusa y la refracción en las interfaces histológicas que intervienen en el
cambio de la dirección de los rayos lumínicos.
3. En la totalidad del rango del espectro que se encuentra entre los 200 a los 11.000 nm, los coeficientes de dispersión de todos los materiales biológicos está en un arco entre 50/cm a 1/cm.
4. La dispersión es más importante que la absorción en las longitudes de onda que están entre
los 600 y los 2.200 nm, esto es debido a que a ≥ s para la mayoría de los tejidos en esta parte del
espectro.
• Tiempo de Relajación Térmica (TRT): del que se hablará más ampliamente en este capítulo. El tiempo de relajación térmica (TRT) es un parámetro fundamental en las aplicaciones
de tejido láser en la cirugía cutánea y en la medicina estética. En la práctica, el TRT se define
30
como el tiempo que tarda el objetivo en disipar aproximadamente el 63% la energía del pulso
radiante. Como regla general, los objetos más pequeños enfrían más rápido que los objetos más
grandes del mismo material y forma, lo que significa que el objeto más pequeño tiene un TRT
más corto. Esto es importante cuando el tejido necesita ser calentado a una temperatura específica con un ajuste de fluencia determinada para inducir un efecto clínico deseado. Si la anchura
de impulso es demasiado larga, el tejido inicia el enfriamiento en sí a través de la conducción
térmica antes de la finalización del pulso que puede influir negativamente en el resultado clínico
deseado. Para hacer referencia a estructuras más pequeñas de la piel, son necesarias anchuras
de pulso más cortas y fluencias más elevadas. La anteriormente mencionado: densidad de láser
parámetros de potencia, fluencia, y la longitud de onda son los principios fundamentales en el
funcionamiento de los láseres médicos en el concepto conocido como fototermólisis selectiva
(FS). Anderson y Parrish decribieron la FS en 1983, cuando se describieron los factores esenciales necesarios para que se produzca la lesión tisular discreta inducida mediante láser. La FS es
un método para la localización de daños en los tejidos a los objetivos específicos de cromóforo
en el nivel celular, por lo tanto, se puede utilizar para minimizar el daño térmico no deseado al
tejido circundante causado por difusión térmica.
La velocidad de difusión térmica de un tejido dado se conoce como el tiempo de relajación térmica (TR) y se define como el tiempo requerido para que un tejido calentado pierda
el 50% de su calor a través de la difusión térmica. Se mide en términos del área afectada y la
difusividad térmica (D) del tejido diana, de la siguiente manera:
TR = r2/4D
donde r es el radio del tejido diana. Por lo tanto, la difusión térmica significativa (y por lo tanto
el daño térmico) se reduce al mínimo si la duración del pulso de láser es más corta que el TR del
tejido diana.
Por ejemplo, el agua (el componente principal en peso de las células vivas) tiene un alto
coeficiente de absorción de 230 cm-1 a 10.600 nm, la emisión de una longitud de onda de un láser
de CO2 y un TR de 326 µs. Con estas propiedades, si un haz de luz láser de CO2 contacta con la
piel durante menos de 326 µs, la mayor parte de la radiación es absorbida por el agua en la piel
irradiada, con casi ninguna difusión térmica. Sin embargo, si la duración de la incidencia del
láser sobre el tejido es más larga de 326 µs, el calor se transmite al tejido y se produce la lesión
térmica indeseable en el tejido adyacente.
Por lo tanto, para que se produzca una fototermólisis selectiva al tejido diana (a través de
sus cromóforos), debe poseer una mayor absorción óptica que el tejido circundante y el láser de
elección debe tener una anchura (duración) de pulso más corta que el TR del tejido diana.
ÓPTICA DE LA PIEL
Son dos los procesos fundamentales que dominan 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 a una molécula conocida como cromóforo. En la absorción del fotón deja de existir,
31
y el cromóforo se excita. Puede sufrir una reacción fotoquímica o puede disipar la energía en
forma de calor o reemisión de la luz (ej.: fluorescencia). La probabilidad de que se produzca la
absorción depende de las transiciones específicas entre los modos orbitales electrónicos permitidos o los modos de vibración molecular. Así, las moléculas de cromóforos exhiben bandas
características de absorción alrededor de ciertas longitudes de onda.
El espectro de absorción de los principales cromóforos de la piel dominan la mayoría
de las interacciones en la cirugía láser. El coeficiente de absorción es la probabilidad por una trayectoria de longitud de que un fotón sea absorbido por una determinada longitud de onda. Por
tanto es medido en unidades de 1/distancia y típicamente se designa como µa, dado como 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 diferentes espectros de absorción. Esta heterogeneidad es lo que permite funcionar a la fototermólisis
selectiva. La figura 19 muestra el coeficiente de absorción de los cromóforos principales en la
piel a las concentraciones habituales en los que están en las estructuras dermoepidérmicas.
Irónicamente, la curva de la melanina no es bien conocida a pesar de que la melanina es
probablemente el único cromóforo principal que funciona principalmente como un pigmento.
Hay que tenerse en cuenta que la melanina que se produce normalmente sólo en la epidermis y en los folículos del pelo se absorbe de forma generalizada por todo el espectro. Habría
que especificar que las longitudes de onda no incluidas en la ventana óptica de la piel (350 - 1300
nm), su afinidad por la melanina es prácticamente despreciable (Figura 20). En contraste, la absorción de la sangre está dominada por la oxihemoglobina y por la hemoglobina reducida, que
muestra grandes de absorción en el espectro UV (100-400 nm), azul, verde y amarillo. La banda
de absorción de 577 nm se (amarilla) eligió se eligió para el tratamiento de la microvasculatura
superficial mediante fototermólisis selectiva, pero ciertamente no es la única longitud de onda
posible para esta aplicación, los picos de absorción más importantes de la oxihemoglobina son
a los 418 nm, 542 nm y 577 nm, pero tienen la desventaja de su muy poca penetración y estas
longitudes de onda son fuertemente absorbidas por el cromóforo competente la melanina. A
pesar de la alta absorción de la sangre en la banda azul (420 nm), como ya se ha mencionado, su
penetración muy limitada y su interferencia por la absorción de la melanina hacen que esta zona
del espectro sea poco deseable para el tratamiento de los microvasos. Sin embrago, es posible
teóricamente que la banda del infrarrojo cercano dentro de la amplia banda de absorción por la
oxihemoglobina mas allá de los 900 nm, podrían trabajar bien y proporcionar una profundidad
de penetración mucho mayor.
La dispersión tiene lugar cuando el fotón cambia su dirección de propagación. Se imparte
un pequeño impulso por la dispersión, pero el fotón continua a lo largo de su trayectoria en una
dirección diferente. Toda la luz que vuelve de la piel es luz dispersa. Según incide la luz sobre la
superficie de la piel, alrededor del 5% se refleja debido al cambio súbito en el índice de refracción entre el aire (n = 10) y el estrato córneo (n = 1.55) (reflectancia regular) Una vez dentro de
la piel, el 95% del resto de la luz puede ser absorbida o dispersada por moléculas, partículas y
estructuras en el tejido. La dispersión por las grandes partículas es independiente de la longitud
de onda, como el gris y el blanco que se ve en las nubes. Para las partículas más pequeñas que la
longitud de onda de la luz, es decir, unos cuantos cientos menores de nanómetros en tamaño, la
dispersión es mucho más fuerte para las longitudes de onda más cortas. Por ejemplo, la luz azul
del cielo debida a dispersión molecular es más fuerte a longitudes de onda más cortas (Figura
22).
32
En la epidermis normal, la absorción es el proceso dominante de la mayoría del espectro
óptico. En las longitudes de onda ultravioleta (UV) por debajo de los 300 nm hay una fuerte
absorción por las proteínas, melanina, ácido urocánico y DNA Para las longitudes de onda comprendidas entre los 320 a los 1200 nm, la absorción por la melanina domina las propiedades
ópticas epidérmicas dependiendo del fototipo de piel. La transmisión en la epidermis blanca
aumenta de forma constante de sobre un 50% a 400 nm (azul) hasta un 90% a 1200 nm, con
sólo una pequeña disminución en la banda de la absorción del agua a los 950 nm. En contraste,
la epidermis negra transmite menos del 20% del espectro visible pero aumenta a un 90% a los
1200 nm. La melanina en la epidermis, como en los léntigos en las manchas café con leche y en
la dermis, como en los nevus de Ota, es un importante cromóforo diana para la fototermólisis
selectiva láser. En la región infrarroja (IR) por encima de los 1200 nm, no existen tipos de piel y
la transmisión epidérmica depende del espesor y del contenido de agua pero no de la pigmentación.
En la dermis, existe una dispersión importante dependiente de la longitud de onda por
las fibras de colágeno. La penetración óptica dentro de la dermis está dominada en gran parte
por su dispersión que varía inversamente con la longitud de onda (Tabla 4). El coeficiente de
absorción de la dermis diferente a sus vasos sanguíneos es muy baja en el espectro visible y en el
infrarrojo cercano (700-1400 nm). El coeficiente de absorción dérmico µa es menor de 1 cm-1 en
la región visible y cae a menos de 0.1 cm-1 en la región del IR-cercano en la banda de absorción
agua. Por el contrario, la sangre tiene una fuerte absorción en las longitudes de onda azul, verde
y amarilla del espectro visible y una débil pero significante absorción en la banda de los 800 a los 1000
nm.
La penetración óptica dentro de la piel está
gobernada por una combinación de la absorción y la
dispersión. Desde el espectro UV (entre los 400 nm
(4x10-7 m) y los 15 nm (1,5x10-8 m) (Tabla 4), al espectro del IR-cercano (700-1400 nm), ambos tienden
a ser más fuertes en las longitudes de onda más cortas.
Sin embargo, las bandas de absorción de la
hemoglobina son tales que la radiación de 532 nm
penetra en la dermis más profundamente que la radiación de 577 nm. Sin embargo, en general, sucede un aumento gradual en al profundidad
de penetración en el interior de la piel a longitudes de onda más largas sobre un espectro muy
amplio. Las longitudes de onda que más penetran están en la banda del rojo y del IR-cercano,
650-1200 nm, para las cuales se están desarrollando fármacos para la terapia fotodinámica para
el tratamiento del cáncer de piel. Las longitudes de onda que menos penetran están en el UV-lejano (10-200 nm) (absorción por las proteínas) y en el IR-lejano (3.000-20.000 nm) (absorción
por el agua). Por ejemplo, la radiación de un láser excímero de 193 nm de longitud de onda penetra solo una fracción de micrómetro en el estrato córneo. La tabla 5 muestra una profundidad
de penetración óptica aproximada en la piel blanca para la mayoría de las longitudes de onda de
los láseres de interés actual en la cirugía cutánea en los cromóforos dominantes de la piel para
cada longitud de onda de los láseres.
33
El tamaño del diámetro focal incidente en la piel también afecta en la pérdida de intensidad en relación con la profundidad en el interior de la piel de forma dependiente a su longitud
de onda. Por ejemplo, se podría esperar que tamaños de spot d3 3 mm o menores tuviesen una
pérdida significante a 1064 nm. Esencialmente, el tamaño del spot afecta la penetración óptica
cuando el radio del spot es igual o menor que la distancia para la cual la luz se difunde libremente dentro del tejido. Sin embargo, otro factor es la propia naturaleza de la predicción dirigida de
la dispersión que también es dependiente de la longitud de onda. No existen medidas exactas
y directas de la fluencia o del perfil de irradiancia dentro de la piel para cualquier tamaño de
diámetro focal (spot).
INTERACCIONES TÉRMICAS
LESIÓN TÉRMICA A LAS CÉLULAS
La mayoría de las células humanas pueden resistir exposiciones prolongadas a 40º C.
A 45º C, los fibroblastos humanos cultivados mueren al cabo de 20 minutos. Sin embrago, las
mismas células pueden resistir más de 100º C si el tiempo de exposición es de solo 10-3 segundos
(1 milisegundo), por lo que no es la temperatura per se, sino una combinación de temperatura
y tiempo la que regula el daño térmico coagulativo. Esto es debido a que la desnaturalización
térmica es un proceso de velocidad: la velocidad en el aumento del calor en el que la molécula se
desnaturaliza, dependiendo de la molécula específica.
Para la mayoría de las células la temperatura crítica para la necrosis aumenta aproximadamente de 10 a 20º C por cada década de disminución en el tiempo de calentamiento. Esta
conducta es importante para la lesión celular en el marco de la fototermólisis selectiva, en la
que están presentes temperaturas extremas en los objetos diana de la piel con duraciones muy
cortas en el tiempo. Algunas moléculas son estables al calor. Resulta curioso que se conoce muy
poco acerca de los sitios primarios o de las macromoléculas involucradas en la muerte térmica de las células de los mamíferos a cualquier rango de temperatura y tiempo. La naturaleza
proporciona un intrigante ejemplo de adaptación térmica en la que alguna bacteria termofílica
puede sobrevivir y reproducirse a 80 ó 90º C. Esos organismos poseen proteínas especializadas
y alguna tienen estructuras únicas monocapa en la membrana celular. Se sabe que la muerte celular comporta una desnaturalización irreversible. Todas las células tienen mecanismos para eliminar proteínas desnaturalizadas haciendo que esas células sean todavía viables. La inducción
del shock térmico de las proteínas (STP) es un fenómeno omnipresente en las células diploides
que les confiere resistencia a más daño térmico. El mecanismo de la termotolerancia inducida
permanece incierto y puede ser una combinación de muchos efectos dentro del STP. El shock
térmico protéico inducido por las exposiciones láser y la respuesta de choque térmico a mostrado protección a los fibroblastos humanos en un grado modesto contra el daño térmico inducido
por el láser de CO2.
• Desnaturalización térmica y coagulación
Hace aproximadamente 65 años, Henriques determinó el comportamiento en el tiempo
de temperatura para la necrosis por coagulación de la epidermis animal que fue descrito en el
modelo integral de Arrhenius. Este modelo parece estar bien para la lesión térmica inducida
por láser en la piel y para la fotocoagulación de la retina. El modelo de Arrhenius afirma que
34
la tasa de desnaturalización se relaciona exponencialmente con la temperatura. Por lo tanto
la acumulación de material desnaturalizado aumenta exponencialmente con la temperatura y
proporcionalmente con el tiempo. Como consecuencia, la coagulación térmica tisular tiene un
carácter bien definido a partir de un umbral. Según se alcanza la temperatura crítica se produce
la coagulación. Esto da cuenta de los límites histológicos bien definidos de la coagulación dérmica en el láser y en otras lesiones térmicas.
En contraste con la epidermis, el tejido conectivo como la dermis contiene una gran
cantidad de matriz extracelular dominada por las proteínas estructurales como el colágeno y la
elastina. La elastina es increíblemente estable térmicamente, capaz de sobrevivir a la ebullición
durante horas sin cambio aparente. Sin embargo, el colágeno tipo I, que es el mayor componente en la dermis, tiene una fuerte transición de fusión de la forma rilar entre los 60-70º C. Esta
transición es una limitación absoluta para la elevación de la temperatura en masa dérmica por
encima de la cual la cicatrización es muy probable. Si todo el entramado a base de colágeno se
destruye, lo más probable es que no podrá haber remodelación tisular completa para permitir
la cicatrización. En contraste a la lesión coagulativa difusa, la fototermólisis selectiva puede
lograr altas temperaturas en estrucruras de células individuales con poco riesgo de cicatrización
debido a que se limita o minimiza el calentamiento dérmico grosero.
• Vaporización, ablación tisular y carbonización
La temperatura de vaporización (ebullición) del agua a 1 atmósfera de presión es de
100º C. Sin embargo, láseres aparatos electroquirúrgicos habitualmente vaporizan el tejido por
encima de esta temperatura debido a: 1. Están presentes presiones más altas; 2. El supercalenta-
Figura 25. Diagrama esquemático del daño térmico residual (DTR) producido por en láser de erbio:YAG en
pulsos cortos(250 - 350 µs, que es como emite un láser de erbio:YAG, cuyo pulso se compone de 20 micropulsos y para lograr pulsos largos, después de la emisión de los pulsos ablativos (umbral de ablación 0.25 J/cm2
a la longitud de onda de 2940 nm, una relación de 1/20 respecto a un láser de CO2, que posee una captación
ocho veces superior que la longitud de onda de 10.600 nm), emite pulsos por debajo del nivel de ablación
hasta la siguiente secuencia. Esta comparación se establece con láseres de CO2 pulsados (super y ultra, que
aunque englobados en este grupo existen muchas diferencias entre ellos y que están fuera del ámbito de esta
explicación esquemática, y con los de emisión en onda continua haciendo referencia al daño térmico residual
progresivamente mayor en cada uno de los tipos de láseres quirúrgicos y/o ablativos mencionados.
35
miento del agua sucede antes de que sea vaporizada; y 3. Con láseres de CO2 de onda continua la
capa superficial llega a estar disecada y carbonizada, alcanzando hasta varios cientos de grados
Celsius.
Los láseres pulsados de alta energía en relación con los láseres de onda continua difieren
en gran medida en la ablación tisular y en el daño térmico residual (DTR). Por ejemplo, existen
láseres de onda continua, superpulsados y ultrapulsados. Cuando se utilizan en onda continua
a potencias medias de vaporización, la temperatura de la superficie de la piel oscila entre 120º
y 200º C durante la ablación y se produce carbonización. La lesión térmica coagulativa alcanza
un espesor de alrededor de 1 mm debido a la conductividad térmica a pesar de los 20 µm del
coeficiente de penetración de profundidad de la radiación láser de la longitud de onda del láser
de dióxido de carbono (CO2, 10.600 nm). La carbonización se produce debida al calentamiento
extremo del tejido disecado que se carboniza, también durante la irradiación
a densidades de energía bajas (<10W/
cm2) el tejido se calentará progresivamente hasta llegar a la carbonización.
Debe recordarse que 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 residual
(alrededor de 50-100 µm) de desnaturalización residual y sin carbonización.
De esta forma el lecho tisular remanente
después de la vaporización de un láser
de CO2 emitido a onda continua, está
típicamente coagulado a una profundidad de alrededor de 1 mm de grosor,
disecado y carbonizado. Por el contrario, los pulsos apropiadamente cortos
(menos de 10-3 segundos, en los láseres
supra y ultrapulsados de unos 800 µs) y
con una energía por encima del umbral
de ablación (5 J/cm2) ablacionan el tejido con gran eficiencia, con menos daño
térmico residual (alrededor de las 70 µ)
y sin carbonización.
Figura 25. A Esquema que demuestra la aparición de una incisión
con láser típico en una capa tisular con 3 zonas: un cráter central
con un borde carbonizado de alta temperatura, una zona media
de tejido desecado de un calentamiento moderado, y una zona exterior de tejido edematoso de calentamiento mínimo. Reprinted
with permission of John Wiley & Sons, Inc., from Jain KK: Lasers
in neurosurgery: a review. Lasers Surg Med 2:21–230, 1983. Photomicrograph (lower) of a stained section of a typical CO2 laser
lesion, revealing the same 3 zones as in the drawing. H & E.
Estos dos modos básicamente
diferentes de la ablación del tejido son
fácilmente demostrables mediante la
comparación de los dos modo de emisión, continua y pulsada, pero no son
exclusivos el uno del otro. Efectivamente, un láser de CO2 altamente focalizado
u otro láser siendo lo suficientemente
36
Figura 28. En esta figura se muestra los dos modelos opuestos de láseres, el láser de CO2 que puede efectuar cortes
precisos con poco poder de coagulación, junto al erbio los
láseres ablativos por excelencia y el láser de neodimio:YAG
que realiza una buena hemostasia con una pobre ablación.
escaneado rápidamente a lo largo de un tejido puede producir un tiempo de exposición
corto e intenso, condiciones necesarias para
lograr el efecto de la ablación láser pulsada.
Por el contrario, un láser de CO2 con pulso
corto emitido a dosis subablativas (ej.: < 1 J/
cm2) a tasas de repetición de 100 Hz, producirá una lesión profunda y carbonización,
efectos asociados a láseres de onda continua.
Están en marcha estudios con láseres quirúrgicos de CO2 y erbio:YAG pulsados a dosis
subablativas para producir una lesión térmica controlada y lograr una remodelación
tisular con periodos de recuperación más
cortas y con menor tasa de efectos secundarios. A pesar de la conveniencia de etiquetar
la vaporización con láser pulsado frente a
láser de emisión continua, es necesaria una
comprensión más precisa y la siguiente discusión trata de proporcionar esto.
El tejido puede extirparse con una lesión térmica mínima y sin carbonización cuando se
entrega la energía completa necesaria para producir vaporización (alrededor de 2500 J/cm2) en la
capa más superficial posible del tejido, es decir, una capa aproximadamente igual a la profundidad
de penetración óptica para esa longitud de onda (20 µ a 10.600 nm, 1-10 µ a 2.940 nm), durante
un tiempo igual o menor que el tiempo de relajación térmica de esa capa tisular calentada. De esta
forma la capa más fina posible, para una longitud de onda determinada, se le entrega toda la
energía necesaria para producir su vaporización antes de que el calor pueda transferirse al tejido
adyacente. Bajo estas condiciones esta capa tisular se vaporiza súbitamente dejando una zona
de lesión térmica residual alrededor de dos a cuatro veces la profundidad de penetración óptica.
Debido a que la del láser cesa antes de que se produzca la desecación no hay carbonización. Por
el contrario, si la energía se entrega durante un tiempo mucho mayor, la conductividad térmica
aumenta la profundidad de la lesión disminuyendo la eficacia de la ablación, permite la desecación y ocurre la carbonización del tejido.
Estos principios pueden ilustrarse en el ejemplo práctico del importante láser de CO2
que se acaba de dar. La energía láser depositada por unidad de volumen es igual a:
Ev = Eµa
donde E es la fluencia local (J/cm2) y µa es el coeficiente de absorción que se ha definido antes
(cm-1). Situando la Ev = 2500 J/cm2, que es alrededor del calor necesario para vaporizar el agua,
se aproxima mucho a las necesidades para producir una vaporización de los tejidos blandos.
Una vez solventada la energía, la fluencia aplicada tiene que ser al menos E = 2500/µa, en unidades de J/cm2. El valor de µa a una longitud de onda bien absorbida de un láser de CO2 de 10.600
nm es de sobre 500 cm-1, que da una E = 5 J/cm2 como la fluencia de pulso necesaria para lograr
la ablación pulsada láser del tejido de la piel. El coeficiente de absorción (µa) para un láser de
erbio:YAG, longitud de onda de 2940 nm, es de alrededor de los 10.000 cm-1, su umbral de ablación es de tan solo 0.25 J/cm2, los pulsos deben entregarse en microsegundos para remover 1 μ
37
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.
Para que una densidad de energía de 5 J/cm2 a una longitud de onda de 10.600 nm pueda
limitar la lesión térmica a estructuras adyacentes la capa superficial que ha sido calentada no
tenga tiempo suficiente para enfriarse.. La profundidad de penetración de la radiación de un
láser de CO2 es de d = 20 µ, esta profundidad de penetración es igual a 1/µa debido a que la absorción domina la penetración de la longitud de onda de un láser de CO2 en el tejido. El tiempo
de relajación térmica, el tiempo para un enfriamiento significante, para una capa de espesor d es
de :
tr = d2 (4k)
donde k en la difusividad térmica (1.3 x 10-3 cm2), que es directamente proporcional a la conductidvidad térmica. Así el tiempo de relajación térmica para el láser pulsado de CO2 calentando
una capa superficial de 20 µm es de alrededor de tr = (2 x 10-3 cm2)/(4 x 1.3 x 10-3 cm2/seg) = 0.8
x 10-3. En efecto, para las longitudes de onda de un láser de CO2, se debe entregar una energía de
5 J/cm2 en al menos 0.8 ms o preferiblemente menos si se espera minimizar la lesión al tejido
adyacente. Cuando se hace de esta forma, cada exposición o pulso láser extirpa una profundidad
de penetración óptica (20 µ) de tejido y dejar un daño térmico residual de dos a cuatro veces
su profundidad de penetración óptica (40-80 µ). Esta capa de tejido dañado térmicamente es
responsable de la hemostasia o la falta de la misma y también guarda una relación directa con
los efectos de la cicatrización de la herida.
En base a esta información, puede deducirse que la fluencia que se necesita para producir ablación y la profundidad de la lesión residual depende de la profundidad de penetración
(1/µa). Esto es válido para los otros tipos de láseres infrarrojos (IR) y rige el desarrollo junto a
la utilidad de nuevos láseres IR en la medicina. El láser de holmio, con una longitud de onda de
2.100 nm, µa = 50 cm-1 y una profundidad de penetración de sobre 2000 µ, requiere una fluencia
de unos 50 J/cm2 , 10 veces más que un láser de CO2, debido a que su µa (coeficiente de absorción) es 10 veces menor, elimina 200 µ por pulso dejando un tejido coagulado térmicamente de
400-800 µ (DTR) cuando la energía se entrega en un tiempo de 80 ms, este nivel de coagulación
es adecuado para la hemostasia. Su longitud de onda se absorbe fuertemente por el agua. Debido a que su sistema de entrega puede ser una fibra óptica es compatible para las aplicaciones
endoscópicas (fundamentalmente en urología), No obstante, para tareas en las que se requiere
una precisión extremadamente alta, una ablación con poca lesión residual, el láser de holmio es
una pobre elección.
En el lado opuesto y dentro de los láseres IR, el láser de erbio con una longitud de onda
de 2.940 nm, se absorbe muy fuertemente por el agua y es capaz de efectuar una ablación superficial de alta precisión. se necesita una densidad de energía de tan solo 0.25 J/cm2 para producir
eliminación del tejido (1/20 que un láser de CO2), pero su energía debe ser entregada en microsegundos o menos para lograr la exéresis de 1 µ por pulso dejando una lesión térmica residual
minúscula de 2-4 µ. Los erbios de pulso corto son capaces de eliminar una o dos capas celulares
en una sola vez con un daño térmico residual mínimo. Este láser es una excelente opción para
procedimientos donde se requiere una ablación extremadamente precisa pero su capacidad de
producir hemostasia es pobre incluso con el desarrollo de pulsos largos (subpulsos por debajo
38
del nivel de ablación).
El lector debería tener en mente que se están explorando nuevas longitudes de onda en
el momento que este artículo se está escribiendo (1440, 1530, 2790 nm, etc), por lo que la tabla
no puede ser escrita en granito. A pesar de este hecho, dos láseres han dominado las aplicaciones
quirúrgicas, otros de los empleados en oftalmolgía, durate los pasados 15 años: el dióxido de carbono - CO2 y el Neodimio:YAG. En los pasados más de 5 años, el Neodimio:YAG ha aumentado
el número de aplicaciones (tanto en el tratamiento de lesiones vasculares, tanto faciales como en
los miembros inferiores, restauración cutánea no ablativa, depilación láser en fototipos de pie
oscura, semiablativa con modificiaciones en la cavidad de resonancia en cuanto a las emisiones
de longitudes de onda 1440 para restauración cutánea semiablativa y de longitudes de onda de
1360 nm). Este láser, Nd:YAG tiene aplicaciones, como se ha mencionado a su longitud de onda
original 1064 nm y en su longitud de onda doblada de 532 nm en el llamado KTP láser (KTP es
el acrónimo de potassium-titanyl-phosphate, un no lineal material óptico desarrollado en USA
por E. I. DuPont de Nemours and Co.). También es posible triplicar la frecuencia puede entregar
longitudes de onda de 355 nm, en el rango de la luz ultravioleta, ahora dominado por láseres
excímeros de fluoruro de xenon, para el desarrollo de futuras aplicaciones médico-quirúrgicas.
El láser de KTP ha ido aumentando el número de aplicaciones previamentes realizadas por el
láser de argón, ya que el KTP posee una eficiencia más alta, mayor confiabilidad y la capacidad
para cambiar desde una longitud de onda de 1064 nm a 532 nm al doblar la frecuencia, con tan
sólo en los láseres actuales presionando un interruptor. Triplicando la frecuencia de un láser de
Nd:YAG se puede obtener una longitud de onda de 355 nm, en el rango de la radiación ultravioleta, hoy día dominada por el láser excímero, fluoruro de xenon.
El YAG como un material huésped para los elementos del láser, tiene muchas ventajas:
una buena resistencia mecánica, alta conductividad térmica, buena transmisión óptica, estabilidad dimensional y una alta potencia de salida c.w. desde pequeños cristales. Un cristal de Nd:YAG de 1 cm de diámetro y 10 cm de longitud puede entregar 150 W de potencia radiante c.w.
a 1064 nm. Se han explorado una variedad de tierras raras dopantes para producir varias longitudes de onda. En el caso del láser de Ho:YAG, la motivación ha sido que los 2100 nm es una
longitud de onda que está entre las más altas que puede ser transmitida eficientemente por fibras
de cuarzo quirúrgicas. El láser Er:YAG a 2940 nm podría ser casi el láser ideal para la realización
de una cirugía precisa y atraumática si estuviesen disponibles fibras quirúrgicas adecuadas para
esta longitud de onda.
El láser excímero tiene una longitud de onda de 193 nm y puede eliminar tejido mediante una combinación de ablación térmica y fotoquímica. A 193 nm, el µa es de 12.000 cm-1 en la
piel, similar a la longitud de onda del láser de erbio. Sin embargo, la energía fotónica es suficiente
para romper las uniones químicas en los polímeros, de tal manera que el tejido se elimina por
vaporización térmica del agua tisular y también por la volatilización de grandes macromoléculas. Hasta la fecha no han habido utilizaciones dermatológicas del láser de excímero para la
ablación tisular diferentes a la exéresis experimental del estrato córneo. Sin embargo la ablación
precisa de la córnea hacen del láser excímero el de elección para la cirugía oftalmológica en la
cirugía refractaria. La ablación de la piel mediante el láser excímero a 193 nm produce ondas de
choque que originan una disrupción celular y lesión bien en la epidermis o en la dermis superior. Los láseres de excímero generalmente operan con una frecuencia de repetición de pulsos
de alrededor de los 100 Hz y con una duración de pulsos de ~ 10 ns, aunque algunos funcionan
a tasas de repetición más altas como 8 kHz y pueden llegar a anchuras de pulso de 30 ns.
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El objetivo de cualquier cirugía, independientemente de los instrumentos utilizados para
realizarla, debería ser la exéresis del tejido no deseado con una hemostasia adecuada y mínima
destrucción del tejido adyacente sano. Cuando un láser es el instrumento quirúrgico primario,
la hemostasia es automática para los vasos de hasta 1 mm de diámetro, excepto en el caso de los
excímeros que producen sangrado al igual que la incisión practicada mediante un escalpelo. Por
lo tant el cirujano láser debería dirigir su atención a la exéresis precisa del tejido enfermo y a la
minimización del daño térmico a las estructuras adyacentes.
• Exéresis Precisa del Tejido Enfermo
Esto depende primariamente de la habilidad del cirujano de ver lo que él o ella hacen y
controlar la forma y el tamaño del tejido excindido en tres dimensiones. El primer requisito es
una completa visualización del campo quirúrgico. El segundo es una magnificación adecuada.
Es sorprendente los pocos cirujanos que utilizan el microscopio o las lupas para realizar su cirugía, cuando un poco de magnificación puede revelar detalles que pasan inadvertidos a simple
vista. Sin embargo, el advenimiento de la cirugía endoscópica está forzando a más y más cirujanos a utlizar las vídeo cámaras y monitores en la cirugía. El campo magnificado de esta forma
en el quirófano es inmensamente superior a la imagen limitada a simple vista a través de una
incisión o espéculo. Incluso el abordaje a la cavidad abdminal que se ha realizado tradicionalmente a través de una laparotomía tradicional, la cirugía endoscópica es hoy ya la técnica preferida. Esto exige más destreza manual y conocimiento técnico por parte del cirujano, pero sus
ventajas a los pacientes son tan grandes que los cirujanos del siglo veintiuno se verán obligados
a adaptarse o a retirarse.
• Minimización del Daño Térmico al Tejido Adyacente
Empezamos afirmando un principio de la cirugía termolítica ya sea mediante un dispositivo electro-quirúrgico o mediante un láser: la hemostasia y la minimización del trauma térmico
adyacente son objetivos intrínsecamente antagonistas. Aquello que se haga para aumentar uno,
disminuirá el otro. El resultado final siempre será un compromiso. En la mayoría de los casos
este compromiso no es crítico. En el crítico final del espectro quirúrgico, el cuidado extremo se
debe ejercer para la exéresis precisa del tejido (como en la estapedectomía en el oido), en el otro
extremo, como en la excisión de una verruga plantar, la exéresis de algún exceso de tejido puede
ser beneficiosa y simultáneamente la hemostasia puede ser un objetivo deseable para prevenir la
extensión del virus causante, o en la cirugía oncológica la diseminación de las células cancerosas
por una manipulación grosera.
Cuando un cirujano láser trata con una lesión que debe extirparse meticulosamente (ej.:
un tumor en el nervio óptico), a diferencia con uno que puede destruido con menos cuidado
(ej.: un fibroma uterino en una mujer postmenopaúsica), el primer objetivo debería ser la exéresis precisa de la lesión con el menor trauma térmico. La hemostasia se puede considerar todavía
una preocupación secundaria, pero se puede lograr mediante otras formas que la coagulación
de vasos sanguíneos por un haz láser. En esta situación, conviene subrayarse el primer principio
de la cirugía láser: el/la cirujano debería utilizar siempre la densidad de energía más alta del haz
láser que sea compatible con su coordinación visual, mental y manual, sin la exéresis no intencionada del tejido adyacente. De esta forma se reduce el tiempo total de exposición a la luz láser.
Para realizar el logro de este objetivo, el láser debería ser extrictamente de modo pulsado
o un láser de onda continuo usado en un modo pulsado. La superpulsación y la ultrapulsación,
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está disponible actualmente sólo en ciertos
láseres CO2, pero podría adaptarse también a
otros lásers c.w. (onda contínua).
Cuando el objetivo quirúrgico es una
lesión que puede extirparse con menos exactitud, como un hemangioma cavernoso en una
nalga, donde el control del sangrado puede ser
el problema primario, entonces la necrosis térmica puede ser adecuada. El láser de elección
en este caso es el Nd:YAG, utilizado en onda
continua con un sistema de entrega sin contacto con el tejido. Cuando el objetivo es la necrosis térmica masiva, entonces la técnica apropiada es aplicar una densidad de energía baja
durante periodos largos de tiempo mientras
se vigila el blanqueamiento y la retracción de
la lesión sin vaporización. El cirujano en estas
situaciones no debe ser impaciente y tratar de
causar una necrosis total inmediatamente. Las
lesiones que han sido irradiadas por un láser
de Nd:YAG continúan necrosándose durante
minutos, horas e incluso días después de la exposición.
Figura 28. Profundidad de penetración en la piel dependiendo de la longitud de onda dentro de la ventana óptica.
• Utilización del Láser Correcto para
el Procedimiento
No existe un solo láser (longitud de
onda) que pueda ser utilizado óptimamente
en todos los tipos de cirugía. Los cirujanos que
ejercen en hospitales o clínicas pequeñas y que
disponen de uno o dos láseres pueden tener la
tentación de utilizarlos para casi todos los procedimientos. Mientras que esto puede hacerse
sin tener grandes problemas, posiblemente no
producirá los mejores resultados. Los dos pilares de la cirugía general láser son aún el láser
de CO2 y el Nd:YAG, este último con contacto
o sin contacto con los tejidos. Los láseres visibles, Ho:YAG y Tm:YAG pueden ser la elección
apropiada en aplicaciones especiales como la
cirugía articular, debido a que pueden ser entregados mediante fibra óptica. Para la cirugía
precisa y segura los láseres excímeros, CO2 y
Er:YAG son los mejores. Para la cirugía coagulativa o terapia fotodinámica los láseres Nd:YAG, He-Ne, vapor de cobre, etc) son los más
Figura 29. Absorción de los diferentes cromóforos de la apropiados.
piel en relación con la l.o. (escala logarítmica).
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Siempre que un cirujano láser trate de evitar la lesión térmica al tejido o intente causar
la necrosis térmica, el o ella deberían ser conscientes que hay una zona de transición entre la
muerte y la supervivencia de los sistemas biológicos que son calentados por encima de sus temperaturas normales. Esta circunstancia se expresa mejor en un trazado gráfico mediante un plotter de temperatura y tiempo. Este trazado muestra que cualquier combinación de temperatura
y tiempo se corresponden a un punto que se encuentra por encima de la zona de transición que
causará la muerte del tejido y que cualquier combinación que se encuentre por debajo de esta
zona permitirá la recuperación del tejido. La definición de esta línea de transición puede hacerse
aproximadamente mediante esta ecuación:
Tc = 37 + 31.5t-0.164 ºC
donde Tc es la temperatura umbral en la cual comienza la necrosis irreversible y t es el tiempo en
segundos desde el comienzo del calentamiento en el rango de 1.0 segundos ≤ t ≤ 1000 segundos.
FOTOTERMÓLISIS SELECTIVA
Este enfoque ha cambiado el ámbito de los láseres en la cirugía cutánea y en la cirugía
láser en general en los últimos 30 años desde su formulación. El término de fototermólisis selectiva se señaló para describir el sitio específico, la lesión microscópica mediada térmicamente, de
los objetivos tisulares pigmentados por la absorción selectiva de los pulsos de radiación. Es con
mucho la utilización más precisa del calor en toda la historia de la medicina.
La luz deposita su energía únicamente en los lugares de absorción. En las longitudes de
onda que están dentro de la ventana óptica de la piel (350-1300 nm) y son absorbidas preferentemente por las estructuras cromofóricas como la sangre de los vasos o la melanina contenida
dentro de las células, se crea calor en esos objetivos. Sin embargo, en cuanto se acumula el calor
Figura 30. Absorción del cromóforo por la longitud de onda de los diferentes láseres dentro de la ventana
óptica de la piel (350-1300 nm), en el espectro visible (400-700 nm) e infrarrojo cercano (700-1400 nm).
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comienza a disiparse por conducción y transferencia radiativa. De esta forma se crea una competencia entre el calentamiento activo y el enfriamiento pasivo que determina la cantidad de calor que se acumula en la estructura. El calentamiento en el objeto más selectivo se logra cuando
se deposita la energía a una velocidad más rápida que la tasa de enfriamiento de las estructuras
dianas.
Son necesarios tres elementos básicos para lograr una fototermólisis selectiva:
1. Una longitud de onda que alcance y se absorba preferentemente por la estructura diana deseada.
2. Una duración de la exposición láser que sea menor que el tiempo necesario para que
esa estructura diana se enfríe, y
3. Una fluencia o densidad de energía lo suficientemente alta para alcanzar una temperatura capaz de dañar el objetivo. o su alteración térmica.
Cuando se reúnen estos criterios, se consigue una lesión selectiva específica en miles
de objetivos microscópicos, sin la necesidad de apuntar el láser a cada uno de ellos. El efecto es
equivalente a la legendaria bala mágica que busca solo el objetivo deseado. En la fotoermólisis
selectiva es posible una variedad de mecanismos mediados térmicamente incluyendo la desnaturalización térmica, el daño mecánico por una expansión térmica rápida (cavitación) y por los
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cambios en la estructura química primaria (pirólisis o descomposición química de la materia
orgánica).
• Duración de la exposición y relajación térmica
A veces un concepto de difícil comprensión en la fototermólisis selectiva es la relación
entre la duración de la exposición, el confinamiento del calor y por tanto la extensión de la lesión
térmica. Un concepto útil es el denominado tiempo de relajación térmica aludido en la siguiente ecuación: tr = d2 (4k), que es el tiempo necesario para un enfriamiento significante de una
estructura pequeña. Cuando la exposición láser es menor que el tiempo de relajación térmica,
se producirá el máximo confinamiento del calor en esta estructura diana que absorbe una determinada longitud de onda (figuras 29 y 30). El calentamiento más selectivo de la estructura diana
a tratar se consigue cuando la energía se deposita a una velocidad más rápida que la velocidad
de enfriamiento de esta estructura diana. La mayoría de los procesos que están involucrados en
el enfriamiento incluyen la convección, la radiación y la conducción. De todos ellos, la conductividad térmica es la que domina el enfriamiento de las estructuras microscópicas de la piel. Sin
embargo, el enfriamiento radiativo a microescala en el tejido nunca ha sido examinado a fondo
y en teoría puede ser importante para objetivos muy pequeños a altas temperaturas, como las
partículas de pigmento en los tatuajes o los gránulos de melanina.
Es normal que los objetos pequeños se enfríen más rápidamente que los grandes objetos,
un ejemplo simple es el que una taza de café se enfriará más rápidamente que una bañera con
agua caliente en un recipiente de porcelana. Con mayor precisión, el tiempo de relajación térmica
para la conducción del calor es proporcional al cuadrado de su tamaño. Para cualquier material y
forma, un objeto de la mitad de tamaño se enfriará en una cuarta parte del tiempo y un objeto de
una décima de tamaño se enfriará en una centeava parte de tiempo. Esta conducta es importante
para optimizar la duración de pulso o el tiempo de exposición para la fototermólisis selectiva de
los vasos sanguíneos. Los vasos sanguíneos varían en tamaño desde los capilares que tienen un
TRT de decenas de microsegundos a vénulas y arteriolas que tienen un TRT de cientos de microsegundos hasta las vénulas de las manchas de vino oporto del adulto que tienen un tiempo
de relajación térmica de hasta decenas de milisegundos, al igual que las vénulas de los miembros
inferiores. Por lo tanto, en una mancha de vino oporto con vasos presentes con un tiempo de
relajación térmica oscilando en tres órdenes de magnitud, es absurdo definir un tiempo de relajación térmica para la totalidad de estos vasos.
También es posible destinar la selectividad al tamaño en la fototermólisis selectiva escogiendo el pulso o la duración de la exposición apropiadamente. En las manchas de vino oporto
los vasos ectásicos son el objetivo y su tiempo de relajación térmica no debe excederse (ej.: alrededor de 5 ms). Cuando la duración del pulso excede el TRT del objetivo el calentamiento de
la estructura es ineficaz. Por lo que la selectividad para producir daño en los vasos más grandes
es posible eligiendo exposiciones láser que excedan el tiempo de relajación térmica varias veces
que el de los capilares para poder seleccionar los vasos más grandes. Los capilares no se afectan
por pulsos de al menos varios cientos de microsegundos debido a que pueden enfriarse significativamente durante la entrega de la energía láser. La termocoagulación de los vasos se obtiene
a 80-100º C con una elevación en la epidermis de 60º C durante un periodo de 2.5 ms sin lesión
de la misma.
El tiempo de relajación térmica también guarda relación con la forma, diferencias de
reflexión en el volumen y en la superficie del área seleccionada. Para un espesor determinado,
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las esferas se enfrían más rápido que los cilindros y estos se enfrían más rápidamente que las superficies planas. Las tres formas geométricas son relevantes en la cirugía láser : los melanosomas
son elípticos, los vasos son cilíndricos y los tejidos son planos. Una propiedad de los materiales
denominada difusividad térmica (k) expresa la capacidad para difundir el calor y es igual a la raíz
cuadrada de la relación entre la conductividad de calor y la capacidad específica de calentamiento. Las propiedades térmicas para los tejidos blandos diferentes a la grasa, están condicionados
por el alto contenido de agua. El valor de k = 1.3 * 10-3 cm2/seg para el agua y es aproximadamente igual para la mayoría de los tejidos blandos. tal y como se ha utilizado en los ejemplos anteriores en los que se han descrito la vaporización tisular mediante láser. Sin embargo, se desconoce la
difusividad térmica de los melanosomas nativos.
Para la mayoría de los tejidos diana, puede utilizarse una simple regla: el tiempo de relajación térmica es aproximadamente igual al cuadrado de la dimensión del objeto diana en milímetros. Por lo tanto, un melanosoma de 0.5 µ (5 x 10-4 mm) debería enfriar en aproximadamente
25 x 10-8 segundos o 250 ns, mientras que un vaso sanguíneo de 0.1 mm de diámetro debería
enfriar a 10-2 segundos o 10 ms. Para las lesiones vasculares, la exposición al calor debería ser lo
suficientemente larga para conducir el calor de los eritrocitos a la totalidad de la pared del vaso.
La variación natural del tamaño de los objetivos en los tejidos produce una variación aún mayor
en los tiempos de relajación térmica, de tal forma que los cálculos mucho más precisos, aunque
ciertamente posibles, son posiblemente innecesarios.
Figura 32. Inducción de daños térmicos como base de la cicatrización microscópica. A. Tratamiento estándar por un haz de láser uniforme. B. Tratamiento
estándar fraccional en dos dimensiones. C. Tratamiento mediante la teoría de
fototermólisis tridimensional; con este método el tejido se trata cuando sea
necesario, es decir, en las imperfecciones de la piel, además el área de curación
es la más grande y el tiempo de recuperación el más corto.
El concepto de fototermólisis fraccional (FF) que fue descrito por Manstein y cols. en
2004 ha generado otra familia de láseres en el espectro infrarrojo (cercano 700-1.400, medio
1.400-3.000 y lejano 3.000-20.000) en la cirugía cutánea, que utilizan patrones de daño térmico
muy pequeñas, no selectivas, en un porcentaje de la superficie epidérmica, que se emplean para
la remodelación cutánea sin producir cicatrización. La remodelación o restauración estimulada
por láser es un proceso complejo que se parece en ciertos aspectos a la cicatrización de las heridas extensas, con regeneración epidérmica, inducción de metaloproteinasas y formación de
una matriz dérmica nueva, con fibras de elastina y colágenos tipo I y III. En comparación con la
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cicatrización macroscópica de las heridas, la inflamación es mínima y no se produce reacción
cicatricial. Existen diferentes láseres para la realización de la restauración cutánea fraccional,
con diferentes longitudes onda, la mayor parte de ellas comprendidas en el infrarrojo medio
(1064, 1320, 1440, 1450, 1550, 1970, 2790, 2940 nm) y en el infrarrojo lejano (10.600 nm), todas
ellas principalmente absorbidas por el agua no específica, las del infrarrojo cercano y medio (excepto la de los 2.790 y 2.940 nm) no ablativas, producen una lesión térmica microscópica a una
profundidad de la piel (generalmente una profundidad de penetración de alrededor de las 300
micras) que estimulan el proceso de cicatrización microscópica y que se intentará explicar en
otra sección, con la generación de nuevas proteínas en la dermis regenerando la organización de
la matriz extracelular con nuevas fibras de elastina, colágeno tipo I, III, hialurónico y mejora de
la superficie de la piel. Estas microheridas imperceptibles a la vista se traducen por la aparición
de un eritema y edema en la piel que tiene una duración por regla general de 1-2 días, con poco
tiempo de incapacitación para el paciente. Por otro lado los láseres ablativos fraccionales (erbio
y CO2) si producen una herida visible que oscila según el fabricante de 1.200 µ, 450 µ, 250 µ y
125 µ, que pueden variar en el porcentaje de la superficie tratada así como la profundidad de
la misma y que se ha intentado explicar con detalle en el Libro Láser II (Aplicaciones en Patología Cutánea y Estética del Láser, capítulos de restauración cutánea no ablativa y restauración
cutánea ablativa fraccional. Los resultados finales que nosotros hemos observado son los de
los láseres ablativos fraccionales, creemos que la ablación sigue siendo la mejor opción para
lograr los mejores resultados. En general, a mayor superficie tratada y a mayor profundidad
de penetración se produce un aumento en los resultados y en las expectativas de los pacientes.
Igualmente, a mayor agresividad, mayor es el tiempo de incapacitación y una mayor posibilidad
de efectos adversos potenciales. Otro concepto por explorar es el de la restauración cutánea
subablativa realizada mediante láseres quirúrgicos pulsados por debajo de su nivel de ablación
con un tiempo de exposición al menos 800 µs (0.8 ms) o menores en los láseres de CO2 UP y
pulsos muy largos subablativos en los láseres de erbio:YAG para calentar la dermis sin vaporizar
la epidermis y conseguir el inicio de una respuesta inflamatoria para estimular la generación de
nuevas proteínas por parte de la piel.
Otro nuevo concepto se podría denominar fototermólisis tridimensional (FT) para diferenciarla de la fototermólsis fraccional, es la efectuada con una sola longitud de onda en el
infrarrojo cercano y ajustando anchuras de pulso diferentes para dirigirlas a diferentes esrtructuras de la piel. En nuestro caso utilizamos el láser de neodimio:YAG, disponemos también de
varios sistemas con otras longitudes de onda en el infrarrojo medio pero ninguna casa fabricante los comercializa con la posibilidad de emisión de anchuras de pulso que pueden variar desde
los nanosegundos a los milisegundos e incluso a la emisión contínua a baja energía con cada
vez más aplicaciones, sin algunos con la posibilidad de variación en la su anchura de pulso en
milisegundos, otros con anchura de pulso fija, pero ninguno con la variabilidad anteriormente
mencionada. Por otra parte, excepto el neodimio:YAG, todo los demás se absorben únicamente
por el agua no específica, sin embargo este puede dirigirse a cromóforos como melanosomas,
hemoglobina y al agua no específica (intra y extracelular), para no extendernos en la explicación, la longitud del láser de neodimio:YAG (1.064 nm) tiene una tasa de absorción aproximadamente igual en estos tres objetivos y cuya variación puede dirigirse mediante la amplia
variabilidad de su anchura de pulso junto a la densidad de energía, no disponible en todos los
modelos comercializados.
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 con
una afinidad mayor por un cromóforo específico, lo que implica que cuando se dirige a una
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patología concreta como en la eliminación del pelo, coagulación vascular, junto a su mayor
longitud de onda y mayor coeficiente de reflexión en las estructuras, necesite una mayor densidad de energía para cumplir su objetivo, llevando aparejado igualmente una mayor molestia
por parte del paciente cuando se realiza el procedimiento, que no será el caso de la restauración
cutánea no ablativa. También debido a la versatilidad de su emisión, desde Q-conmutada, en
nanosegundos, milisegundos y hasta casi continua, segundos, permite su adaptabilidad para
el tratamiento de diferentes entidades clínicas (restauración cutánea no ablativa, eliminación
de tatuajes - colores negros y azul oscuro, lesiones pigmentadas, alteraciones/malformaciones
vasculares, depilación médica asistida mediante láser, alteraciones vasculares, tratamiento de
algias en determinadas articulaciones e inclusive una mejora en la cicatrización de las heridas
tórpidas). 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 con menos posibilidad de alteraciones de la pigmentación.
Todas las modalidades de rejuvenecimiento de la piel no ablativo se basan en el daño de
las capas profundas de la piel, pero con la preservación de las capas superficiales. Si el objetivo
clínico es causar modificaciones selectivas de una estructura de tejido específico, la longitud de
onda del láser debe coincidir con la más alta absorción de la estructura específica con respecto al
tejido circundante. Sin embargo, las longitudes de onda que son altamente absorbidos en las imperfecciones de la piel también son absorbidas de forma importante por estructuras que no son
el objetivo del tratamiento. Estas longitudes de onda por consiguiente, no alcanzan las imperfecciones más profundas de la piel o los folículos pilosos, lo cual puede resultar en un daño excesivo
a las estructuras sanas de la piel. Por esta razón, a menudo es mejor seleccionar una longitud de
onda láser que penetra más profundamente en el tejido, y luego lograr la modificación selectiva
del tejido mediante el ajuste de la duración del pulso láser al tiempo de relajación térmica de la
imperfección de destino. Durante una exposición larga al láser la mayor parte del calor depositado se difundirá fuera de la estructura de destino la piel, lo que resulta en daño térmico no
específico a las estructuras adyacentes. Por el contrario, un pulso de láser adecuadamente corto
minimiza el tiempo disponible para la difusión del calor y confina el efecto de calentamiento de
la estructura de destino, lo que resulta en la diferencia de temperatura máxima entre el objetivo
y las estructuras adyacentes. La utilización de una longitud de onda de un láser de neodimio:YAG y ajustando la duración del pulso a los tiempos de enfriamiento de estas imperfecciones
constituyen el paradigma de la restauración cutánea mínimamente invasiva. Cuando la luz se
aplica en parámetros tridimensionales, la piel se auto fracciona con las imperfecciones o las no
homogeneidades, así se calientan selectivamente las áreas de daño. La fototermólisis tridimensional difiere de otras tecnologías fraccionales en la que el propio haz se fracciona en la entrega.
Por el contrario en la FT todo el haz está en contacto con la superficie de la piel y se fracciona en
las imperfecciones a medida que avanza al tejido subcutáneo.
La aparición de islas térmicas dentro de la piel se ha demostrado mediante las mediciones térmicas in vivo de la superficie de la piel y las mediciones in vitro en secciones transversales
después de la irradiación de los pulsos de láser de nd:YAG en submilisegundos. A grandes rasgos, los tratamientos mediante FT se realizan con anchuras de pulso de 0.1-5 ms y con densidades de energía de 10-70 J/cm2. Cuando se aplica específicamente a la remodelación cutánea se
realiza en parámetros de submilisegundos de 0.1-0.4 ms con densidades de energía de 10-40 J/
cm2 dependiendo del tamaño del diámetro focal: cuando se aplica para la realización de depilación o para la coagulación vascular, los parámetros superiores de la escala son los estándar.
La física de láser dicta que la fluencia efectiva de un haz de láser se reduce a medida que
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disminuye el tamaño del haz láser debido a que el radio de dispersión se mantiene constante a
medida que el haz de láser disminuye y por lo tanto más luz se dispersa. Debido a la dispersión
de los efectos fototérmicos para la luz de un nd:YAG la luz es eficaz a 1-2 mm por debajo de la
superficie de la piel. Un haz tridimensional penetra en el extremo inferior de este rango debido a
las limitaciones inherentes a los modernos sistemas médicos láser comercializados, si se quieren
lograr los parámetros de FT se necesitan tamaños de spot relativamente pequeños. A pesar de
esto, aproximadamente 1 mm de profundidad de penetración significa que un haz de FT puede
tratar imperfecciones en la mayor parte de la dermis.
La FT es una modalidad en submilisegundos porque se necesitan anchuras de pulso más
cortas para el calentamiento de los pequeños cromóforos. Los submilisegundos por tanto pueden calentar estructura que se encuentren en el rango de las 100 µ de diámetro. Existen indicios
para poder deducir que estos pulsos podrían incluso proporcionar una selectividad térmica para
el tratamiento de los componentes microvasculares que causan el eritema. Los cálculos teóricos
indican que el aumento de la temperatura en la epidermis es el doble del aumento de la dermis
papilar y 5 veces el aumento de la temperatura en la dermis.
La remodelación dérmica puede inducirse mediante el calentamiento de la piel a 55º
C. La cantidad de daño que se produce a la piel por la temperatura depende del tiempo de exposición. Un estudio clásico encontró que una exposición de 9 minutos a 50º C originó daño
permanente e irreversible, mientras que a 7 minutos no había lesión (Dierickx CC. The role of
deep heating for noninvasive skin rejuvenation. Lasers Surg Med., 2006; 38(9):799-807). Sin
embargo, los parámetros de la FT están muy lejos de estos límites. No obstante, produce un calentamiento en masa mediante el calentamiento de las imperfecciones específicas fraccionadas.
En base a las consideraciones anteriores, es probable que los tratamientos mediante la FT logren
la remodelación o restauración de la piel actuando a través de dos mecanismos ortogonales: el
daño específico a las imperfecciones causada por la absorción directa de estas imperfecciones, a
menudo compuestas de células densas, dañadas y un calentamiento en masa de la piel.
Una característica del método de tratamiento de la FT es la necesidad de fluencias relativamente altas con duraciones de pulso cortos que son difíciles de lograr con grandes diámetros
focales, por lo que los tratamientos de FT suelen hacerse con un tamaño de spot relativamente
pequeño (nosotros de forma habitual con 4-6 mm). La longitud de onda de 1.064 nm, como se
ha mencionado, se absorbe por varias estructuras, en nanosegundos por los melanosomas, en
microsegundos por la microvasculatura, también a estas anchuras de pulso por el agua y los folículos. En nuestra experiencia, la densidad de energía que debe emplearse para la restauración
cutánea no debe ser lo suficientemente alta como para producir la alteración térmica o la desestructuración mecánica de estas estructuras específicamente sino para originar el calentamiento
de las mismas que junto a la absorción de todas ellas se produce el calentamiento en masa sin
causar desnaturalización térmica de las mismas y con una profundidad de penetración de 1-2
mm, suficiente para estimular la síntesis protéica en la dermis papilar y reticular.
• Interacciones microvasculares
Muchos de los detalles de las interacciones tisulares durante la fototermólisis selectiva no
son bien entendidos, pero existe una buena base conceptual para la comprensión de las observaciones hasta la fecha. El mejor ejemplo estudiado es el efecto del láser pulsado visible (luz amarilla) en la microvasculatura, que ha servido para el desarrollo los láseres actuales de colorante
pulsado (585-595 nm) que se utilizan para el tratamiento de las manchas de vino oporto en los
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niños y de otras malformaciones y alteraciones vasculares. De hecho, se utilizó la histología de
las manchas de vino oporto para definir los efectos de este láser, para las que funciona muy bien.
Se puede utilizar el mismo láser para las manchas de vino oporto de los adultos, telangiectasias
y otras lesiones de la microvasculatura, pero se deben utilizar parámetros diferentes para alguna
de estas lesiones que se citarán posteriormente.
En general, los parámetros láser ideales no
son los únicos que pueden ser utilizados efectivamente. Un cirujano experimentado puede obtener
a menudo buenos resultados con un láser inferior
a lo ideal y son posibles pobres resultados incluso
con un láser ideal. Ahora el método preferido en
el tratamiento de una mancha de vino oporto es
un láser de colorante pulsado de pulso largo (300500 µs) con una longitud de onda de 585-595 nm
(Nota: Los estudios clínicos de port wine stains
- PWS (manchas de vino oporto) con el PDL (pulsed dye laser - láser de colorante pulsado) con 595
nm, han mostrado una excelente eficiencia clínica
Figura 33. Diferencia de penetración de un láser de que se compara favorablemente con los resultados
colorante pulsado con una longitud de onda de 585
de los PDL a 585 nm, y mejoran el aclaramiento
nm con 595 nm (1.16 - 1.4 mm).
de las manchas de vino oporto resistentes que han sido tratados previamente con los PDL de
585 nm), cuando se utilizan a pulsos simples con una fluencia de 6-8 J/cm2, debido a que tienen un riego muy bajo de cicatriz residual. Este efecto se mejora aún más con los sistemas de
enfriamiento que protegen la epidermis por enfriamiento de la piel antes del tratamiento. El
enfriamiento de la piel permite también la entrega de una mayor energía a los vasos diana y
proporciona un efecto anestésico que alivia las molestias durante el tratamiento.
Cuando se determinó que el tiempo de relajación térmica de los vasos sanguíneos en
Figura 34. Grado de penetración en la piel de las diferentes longitudes de onda dentro de la piel.
49
las manchas de vino oporto estaba entre 1 y 10 milisegundos, hubo una modificación en la anchura de pulso de los sistemas de láser de colorante pulsado, con duraciones de pulso de 1.5 ms
(ScleroPlus, ScleroPlus HP de Candela®, con disponibilidad de cuatro longitudes de onda - 585,
590, 595 y 600 nm). Estos sistemas permitieron la entrega de una mayor fluencia con picos de
energía más bajos, por consiguiente con una disminución de efectos adversos y un aumento de
la eficacia clínica. La mayoría de los sistemas modernos PDL utilizan una longitud de onda de
595 nm y tienen una anchura de pulso variable entre 0.45/0.50 a 40 ms (0.45/0.50, dependiendo
de la casa comercializadora - Candela®/Cynosure®). De esta forma, los operadores pueden elegir
duraciones de pulso más cortas para los vasos de diámetro menores o anchuras de pulso más
largas para telangiectasias de mayor diámetro. Como se expondrá posteriormente, utilizando
anchuras de pulso de 6-10 ms permite un tratamiento efectivo de telangiectasias faciales sin
púrpura.
Un factor limitante de los PDL es la profundidad de penetración. Los estudios histológicos han mostra- do una pobre coagulación en los vasos dérmicos que tienen una profundidad
dérmica mayor de 1.16 mm después de la exposición al haz de luz láser de 585 nm. Los láseres
con una longitud de onda de 595 nm penetran un poco más aunque con frecuencia sin una profundidad suficiente.
Se puede obtener daño microvascular selectivo con fluencias incidentes mayores y longitudes de onda rojas visibles de 630 nm que tienen una capacidad de penetración mayor, el espectro de acción de la púrpura en los fototipos claros sigue la pista del espectro de absorci´´ón de
los vasos sanguíneos por lo menos hasta 630 nm. La lesión vascular selectiva no se pierde hasta
que el coeficiente de absorción de los vasos sanguíneos se aproxima al de la dermis adyacente. El
coeficiente de absorción de la dermis avascular es de solo 0.1 a 0.3 cm-1 a lo largo de la región de
las longitudes de onda rojas que no es abordado por la absorción de la sangre hasta los 700 nm.
La mayor limitación de la utilización de la banda roja para los tratamientos vasculares es por
tanto la absorción por la melanina epidérmica (Figura 35). De hecho, el láser de rubí Q-switchado es altamente selectivo para producir el daño solo de las células melanizadas. A pesar de esto,
los pulsos largos y de alta fluencia de
láser en el espectro rojo (ej.: 590-610
nm) parecen trabajar bien en para el
tratamiento de lesiones vasculares. A
duraciones de pulsos más largas se
minimiza la lesión de las células pigmentadas. El daño epidérmico producido por los láseres de colorante
pulsado tienden a cicatrizar bien.
Otras cuestión importante es
el número de pulsos entregados a un
solo sitio de la piel. Con cada pulso
del láser, los sitios diana pigmentados experimentan un ciclo térmico
de calentamiento y de enfriamiento.
Cuando se produce hemorragia por
el primer pulso del láser para el traFigura 35. Curva logarítimica absorción dependiendo de la longitud tamiento de la microvasculatura, los
de onda de los diferentes cromóforos en la piel.
50
pulsos de láser subsecuentes pueden causar una extensión de la lesión térmica debida simplemente a que el cromóforo diana ya no está confinado en los vasos sanguíneos. Sin embargo, el
modelo de Arshenius sugiere que la lesión térmica es acumulativa con el tiempo; por lo tanto,
en teoría, podrían utilizarse múltiples pulsos de bajas fluencias que no causan hemorragia para
acumular un daño selectivo, más suave y más completo de los microvasos. Este es claramente el
caso que ofrece un abordaje totalmente nuevo para producir fototermólisis selectiva, la repetición de pulsos a fluencias más bajas para producir una destrucción de la estructura a la que va
dirigida la longitud de onda con un tiempo de exposición menor, duración de la emisión láser,
que el tiempo de relajación térmica de la estructura diana mediante el daño térmico acumulativo.
• Eliminación de lesiones pigmentadas
La melanina normalmente solo está presente en la epidermis y en los folículos pilosos
que tienen una impresionante capacidad de regeneración. Por lo que casi cualquier láser con la
suficiente potencia puede ser utilizado hábilmente para eliminar lesiones pigmentadas benignas
de la epidermis, incluyendo los láseres de CO2, que calientan la piel no selectivamente a través
de la absorción agua. De hecho, casi todos lo l´´áseres en el mercado han mostrado la eliminación de léntigos eficazmente sin cicatrización residual. Sin embrago, con la fototermólisis
selectiva ocurre una interacción más precisa. La ruptura selectiva de los melanosomas de la piel
se observó mediante microscopía electrónica en 1983 después de la acción de pulsos de un láser
excímero en el rango de los submicrosegundos a una fluencia de solo 0.1 J/cm2. A las fluencias
que dañan los melanocitos y los queratinocitos pigmentados no se lesionan aparentemente las
células de Langerhans.
Los melanosomas son el lugar fundamental para la síntesis de melanina y se producen
como orgánulos apaisados de 0.5 - 1 µ. En los melanocitos existen varios estadios de pigmentación y se unen a las proteínas del citoesqueleto en el citoplasma. En la transferencia a queratinocitos, los melanosomas aparecen en la membrana limitada por los fagosomas. En la piel blanca,
los melanosomas son pequeños y están empaquetados en grupos dentro de los fagosomas de
los queratinocitos. Como se ha comentado anteriormente, el tiempo de relajación térmica es
Figura 36. Diagrama esquemático de la disrrupción de melanosomas por la acción láser.
51
desconocido pero probablemente se encuentran en la región de los 250 - 1.000 ns, dependiendo
de su tamaño. A pesar de la longitud de onda, la absorción de la melanina se extiende desde la
luz ultravioleta, la luz visible y la infrarroja cercana. A través de este amplio espectro, la penetración en la piel se incrementa de varios micrómetros a varios milímetros. Por lo tanto, sería de
esperar que los melanosomas y las células pigmentadas que los contienen puedan ser afectados
a diferentes profundidades a través de este amplio espectro.
La ruptura de los melanosomas se comporta de una manera notablemente consistente
con la teoría básica de la fototermólisis selectiva. El tiempo calculado del tiempo de relajación
térmica para los melanosomas es de aproximadamente 250 a 1.000 ns. La ruptura de los melanosomas es independiente de la duración del pulso por debajo de los 100 ns, incluyendo a los picosegundos (ps, 10-12 seg) e incluso a los femtosegundos (fs, 10-15 seg). Esto sugiere que la absorción
óptica de la melanina no es saturable; es decir, que incluso una intensidad de teravatios/cm2 se
absorbe de la misma forma que los pulsos de menor intensidad, lo que es muy inusual para los
cromóforos orgánicos. La dependencia de la longitud de onda para la ruptura de los melanosomas también es cuantitativamente consistente con el espectro de absorción. Para anchuras de
pulso de 10-40 ns el umbral de fluencia para la ruptura de los melanosomas es de 0.11, 0.20, 0.30
y 1.0 J/cm2 para las longitudes de onda de 355, 532, 694 y 1.064 nm respectivamente. Después de
la irradiación con láseres Q-conmutados a longitudes de onda más largas, se observó leucotricia
después del recrecimiento del pelo en animales de experimentación, lo que es consistente con el
incremento de la profundidad de penetración de la radiación de color rojo e infrarroja comparadas con las longitudes de onda más cortas, las de color verde (532 nm) y UVA, y los melanocitos
están permanentemente ausentes de folículos de pelo despigmentados después de la irradiación
del láser Qs de rubí. Sin embargo, la leucotricia no se ha reportado en humanos a pesar de miles
de tratamientos a altas fluencias con este sistema láser para la eliminación de tatuajes.
La ruptura de melanosomas es submicroscópica, en gran medida una forma de daño
mecánica. Las ondas de presión locales y las deformaciones mas allá de los límites elásticos
Figuras 37 y 38. Síntesis y ubicación de melanosomas.
52
explican probablemente la muerte de las células pigmentadas. A fluencias subletales, los pulsos
parecen causar la estimulación de la melanogénesis por mecanismos desconocidos. Los pulsos
de las longitudes de onda más cortas muy por debajo del umbral de la ruptutira de los melanosomas parecen originar una estimulación de los melanocitos que es histológicamente aparente
unos días después de la exposición.
El efecto macroscópico inmediato después de la irradiación con los láseres Q-switched
de las diferentes longitudes de onda (KTP, rubí, alejandrita, neodimio:yag) de la piel pigmentada es el blanqueamiento inmediato (cavitación). Esta respuesta se corresponde muy bien con
la ruptura de los melanosomas que se observa al microscopio electrónico. Una respuesta casi
idéntica se produce en respuesta al tratamiento mediante los láseres Q-switched en los tatuajes
con un blanqueamiento (cavitación) más profundo, que al igual que con los melanosomas, el tatuaje consiste en gránulos pigmentados intracelulares (y extracelulares) insolubles y de tamaño
submicrométrico. Aunque la causa exacta del blanqueamiento se desconoce, es casi seguro que
se relaciona con la formación de burbujas de gas que dispersan intensamente la luz. Al cabo de
unos minutos, esas burbujas se disuelven y el tejido vuelve a la coloración normal o casi normal,
excepto si se han empleado dosis hemorrágicas (fluencias altas que disuelven los pigmentos de
los tatuajes y hacen que atraviesen la epidermis causando una pequeña hemorragia, incluso los
restos epidérmicos y la tinta del tatuaje queda adherida a la ventana de protección del sistema
óptico del láser. Se debería preguntar al paciente si es portador de la hepatitis (B, C) o del SIDA
(serología positiva), en esos casos, se deberían emplear las fundas de poliuretano que ya vienen
con algunos de estos sistemas para protección del personal sanitario que efectúa el tratamiento.
Un error común es que esas burbujas son vapor. Aunque la vaporización de agua para formar
vapor de agua puede crear cavidades de vapor de transitorios, éstos deberían colapsarse a volumen cero al cabo de unos microsegundos si es que realmente contienen sólo vapor (vapor de
agua). Las burbujas de gas residual deberían contener por tanto algún otro tipo de gas. Existen
varias posibilidades. Puede ocurrir un proceso llamado difusión rectificada, en el que el nitrógeno disuelto se difunde en la cavidad transitoria de vapor, dejando una pequeña burbuja residual
sobre el colapso de la cavidad. Este proceso da cuenta de la capacidad de los ultrasonidos de alta
intensidad para eliminar los gases disueltos en líquidos. Alternitavemente o en adición, la pirólisis puede ocurrir a altas temperaturas que se alcanzan en dentro de los melanosomas o en las
Figura 39. A duraciones de pulso más cortas, mayor pico de energía y minimación del daño térmico.
53
partículas de tinta, liberando directamente gases localmente. Independientemente de su causa ,
el blanqueamiento inmediato ofrece un signo clínico inmediato del punto final que se relaciona
aparentemente con la ruptura de los melanosomas o de los pigmentos en la tinta de los tatuajes.
Los trenes de pulsos láser en submicrosegundos y a bajas fluencias pueden causar aún
una mejor lesión selectiva a las células pigmentadas limitando los modos de daño mecánico.
Clínicamente, la fototermólsis selectiva no ha sido eficaz en el melasma dérmico, en la
hiperpigmentación postinflamatoria o en las hiperpigmentaciones inducidas por fármacos. Sin
embargo, es muy eficaz en las lesiones epidérmicas y dérmicas en las que la pigmentación es la
causa por sí misma. Estas incluyen: léntigos, máculas café con leche (que exhiben un alto índice
de recurrencia), nevus spilus, nevus de Becker, nevus azules y nevus de Ota. Probablemente la
mejor combinación de selectividad, profundidad de penetración y amplia efectividad para las
lesiones pigmentadas es el láser de rubí (694 nm) o el muy similar láser Qs de alejandrita a 755
nm. El láser Qs de neodimio:yag tiene la ventaja de poseer dos longitudes de onda: 1.064 nm
y mediante frecuencia doblada 532 nm, teniendo prácticamente los mismos resultados que los
dos anteriores y también su mayor longitud de onda de 1.064 nm, pudiento tratar fototipos de
piel más oscuros sin riesgo de hipopigmentaciones.
• Eliminación de tatuajes
Sorprendentemente, se conoce poco sobre la fototermólisis selectiva de la eliminación
de los tatuajes además de como funciona. Los tatuajes consisten principalmente de partículas
intracelulares de tamaño submicroscópico, insolubles que han sido fagocitadas por las células
de la piel después de su inyección intradérmica. La estabilidad y longevidad de la mayoría de los
tatuajes muestra que muchas células fagocíticas de la piel no transitan o migran ampliamente,
por lo que los tatuajes no disminuyen en décadas. Se utilizan una gran variedad de tintas en los
tatuajes profesionales que consisten principalmente en sales metales insolubles, óxidos o complejos orgánicos. Los tatuajes amatoriales son casi siempre de carbón en alguna forma: tinta de
la india (carbono amorfo), grafito o cenizas. Los tratamientos convencionales de los tatuajes son
extremadamente destructivos, incluyendo la exéresis quirúrgica, dermabrasión, salabrasión y
Figura 40. Comparación de la profundidad de penetración de láseres Qs con longitudes
de onda (de izquierda a derecha) 694, 532 y 1064 nm (el nd:yag penetra hasta 1.5 mm.
54
vaporización mediante láseres de CO2.
Goldman y cols observaron pro primera vez que los tatuajes respondían al tratamiento
mediante láseres pulsados utilizando los láseres de rubí convencionales, que fueron posteriormente ampliamente usados en Japón. El tratamiento satisfactorio de los tatuajes sin eliminación
tisular se reportó hace 30 y 45 años utilizando láseres pulsados Qs de rubí. Posteriormente se
realizó un estudio histológico y de la respuesta a la dosis que condujo a un amplio interés por los
láseres Q-swithed de rubí en los Estados Unidos, seguido de nuevos estudios ultraestructurales
de la respuesta. Ahora es evidente que los láseres Q-switchados de rubí son por lo general efectivos y bien tolerados para el tratamiento de las tintas de color negras, azules oscuras y verdes. Se
necesitan múltiples tratamientos a fluencias que van desde los 4 a los 10 J/cm2 dependiendo del
tipo de piel y de la respuesta. Habitualmente se necesitan de 4-6 tratamientos con un intervalo
de 1-1.5 meses entre ellos para los tatuajes amatoriales y 8-10 para los profesionales, aunque la
respuesta individual es extremadamente variable. El riesgo de cicatriz es del 5 al 10% para la
serie de tratamientos y más del 25% de los pacientes tienen cambios texturales transitorios. El
láser Qs de rubí produce ampollas e hipopigmentación en la mayoría de los pacientes y despigmentación permanente en alrededor del 1-3%.
Los mecanismos implicados en la eliminación de los tatuajes son desconocidos en gran
parte. Obviamente mucha parte de la tinta que aparentemente se ha eliminado de la piel no se
ha eliminado del organismo. Todas las personas con tatuajes tienen pigmentación de tinta en
los nódulos linfáticos que drenan las regiones de la piel tatuada y es probablemente el destino de
la mayoría de la tinta después del tratamiento láser. El aclaramiento del tatuaje ocurre gradualmente sobre una semana después de cada tratamiento y puede continuar durante meses. Ocasionalmente, la tinta está claramente en la costra que se forma después de la lesión epidérmica y
se desprende al cabo de 1-2 semanas después del tratamiento, pero es igualmente evidente que
los tatuajes se eliminan en los casos que no se forma costra (generalmente en la longitud de onda
de 1064 nm). Antes del tratamiento, las partículas de tinta están contenidas en los fagolisosomas de los fibroblastos, macrófagos y mastocitos. Después del tratamiento mediante los láseres
Tabla 7. Composición de los colores de las tintas de los tatuajes.
55
Q-switched la microscopía electrónica ha demostrado que las partículas de la tinta se fractura
en fragmentos más pequeños de un tamaño de 10 a 100 veces menores y que son extracelulares
presumiblemente liberados por la ruptura de las células fagocitarias. Ocasionalmente se puede
observar desnaturalización del colágeno local que señala coagulación térmica pero no parece
ser algo primordial en la eliminación de la tinta. Semanas después del tratamiento pueden observarse partículas de tinta alteradas por el tratamiento láser que son refagocitadas y que ocasionalmente son evidentes histológicamente a pesar de la eliminación casi completa del tatuaje
clínicamente.
Estas observaciones sugieren firmemente aunque no prueban que los efectos sobre las
partículas de la tinta son: 1. Fragmentación de las partículas de tinta; 2. Liberación al espacio
extracelular dérmico; 3. Eliminación parcial de la tinta en la costra si se forma; 4. Una probable
mayor eliminación en los linfáticos; y 5. Refagocitosis de las partículas residuales de la tinta del
tatuaje.
En las tintas de los tatuajes, especialmente las utilizadas en los tatuajes cosméticos parecidos al color de la piel (anaranjados, mezcla de titanio que da el color blanco y óxido nítrico
para el color naranja), pueden ocurrir cambios fotoquímicos irreversibles inducidos por la acción del láser. Los cambios fotoquímicos posiblemente pueden afectar la eliminación del tatuaje
para algunos tipos de tinta. Todos los láseres pulsados que se utilizan para la eliminación de
tatuajes ocasionalmente pueden originar un oscurecimiento inmediato irreversible de estos
tatuajes, que pueden ser temporalmente oscurecidos en parte por la reacción de blanqueamiento inmediata. Por lo tanto, es prudente realizar un test zonal previo en los tatuajes cosméticos
blancos, anaranjados o rojos para poder observar si ocurre el oscurecimiento inmediato del
mismo, antes de iniciar el tratamiento completo del mismo, en ocasiones cuando se han vuelto
negros por la exposición de la luz láser pueden ser imposibles de eliminar mediante tratamien-
Figura 41. Efecto en la piel sobre la tinta del tatuaje
por un láser Q-switched.
tos láser ulteriores lo cual resulta en un resultado
cosmético inaceptable. En nuestra experiencia y al
principio, hace ya unos 20 años, nos ha sucedido lo que se ha comentado y hemos conseguido
eliminar estos tatuajes que se volvieron negros,
en ocasiones con la ayuda de láseres quirúrgicos.
El consejo es que los médicos no experimentados
en tecnología láser, en principio no traten este
tipo de tatuajes que generalmente están situados
de forma muy visible en la cara (labios, cejas,
párpados) por los problemas que posteriormente
pueden plantear y por supuesto una completa información al paciente tanto oral como escrita. No
se conoce el mecanismo del oscurecimiento del
tatuaje pero probablemente está en relación con
la reducción del óxido férrico (grisáceo) en óxido
ferroso (negro). El óxido férrico se convierte fácilmente de esta forma por los láseres Q-switched
in vitro y está presente en la mayoría de los tatuajes cosméticos. Sin embargo, el óxido de titanio y
otros componentes también suelen estar presentes y se oscurecen igual. En los tatuajes se suele
56
emplear una mezcla de óxido ferroso y
titanio dependiendo de la coloración
más anaranjada o roja que en este caso
los tatuadores y esteticistas quieran conseguir.
En un estudio realizado por DeCoste y Anderson, se han comparado los
láseres Q-switched de diferentes longituFigura 43. Oscurecimiento de tatuaje cosmético coloración roja des de onda (rubí de 694 nm, alejandrita
a negro inmediatamente después de la exposición a un láser
de 755 nm y neodimio:yag de 1064 nm
Q-switched.
de longitud de onda) con iguales fluen2
cias (2-6 J/cm ) y tamaño de spot de 5 mm, observando la misma eficacia, al igual que en nuestra
experiencia, en el color negro y azul oscuro a las mismas fluencias y con una dosis-respuesta
significativa. A diferencia de los láseres Qs de rubí y de alejandrita, el láser Qs de neodimio:yag
es incapaz de aclarar los tatuajes de coloración verde pero no produce la formación de ampollas,
tiene una menor posibilidad de producir alteraciones de la pigmentación y de cambios texturales. Por otro lado con frecuencia doblada a 532 nm es capaz de eliminar los tatuajes de color rojo
que no se aclaran con los láseres de rubí o alejandrita. Igualmente en nuestra experiencia hemos
utlizado láseres Qs de alejandrita de dos conocidas marcas comerciales a una anchura de pulso
de 50 ns (uno de ellos con anchura de pulso adicional de 200 µs para la utilización potencial en
lesiones vasculares), con una tasa de repetición de pulsos de 5-10 Hz y varios neodimios:yag de
5-6 ns, con posibilidad de frecuencia doblada a 532 nm y una tasa de repetición de pulso de 10
Hz. Los láseres de alejandrita se han utilizado con tamaños de spot de 3 y 4 mm debido a su limitación de potencia. Los láseres Qs de neodimio:yag actuales pueden manejar tamaños de spot
importantes para la eliminación de los tatuajes (de hasta 6 mm de diámetro con una suficiente
densidad de energía). El tamaño del spot es un factor muy importante, consigue una mayor
penetración tisular por menor dispersión del haz de luz láser en el interior de los tejidos y es
más homogéneo en la impactación sobre las partículas de la tinta. También es importante si la
construcción del láser, preferiblemente con brazos articulados donde no se pierde la coherencia
espacial que si ocurre en la transmisión de la luz en los sistemas de entrega a través de fibras ópticas, se en meseta (top hat), que gausiano donde la densidad de energía se obtiene en el centro
del haz de luz láser disminuyendo prácticamente al 30% en la periferia del diámetros focal, sin
embargo en los que entregan una coherencia de la luz en meseta, la densidad de energía es de
hasta mayor del 80% que la conseguida en el centro del diámetro eficaz, que se ha explicado en
el volumen uno con los láseres quirúrgicos (Guía Médica Básica de la Ciencia del Láser). Esto
es consistente con el comportamiento óptico de los pulsos para las longitudes de onda dentro
del espectro visible (rojas) y las del infrarrojo cercano (neodimio:yag), especialmente cuando el
objetivo o la estructura diana está profunda en la dermis.
En general, los resultados son
mejores en la eliminación de los tatuajes
coloreados cuando la longitud del láser
se absorbe bien por una tinta en particular. Por ejemplo, los láseres de rubí,
alejandrita y neodinio:yag puede eliminar solo de forma ocasional las tintas de
Figura 43. Comparación entre un haz de luz
láser en meseta y gausiano.
57
color rojo que sin embargo se eliminan bien
con las longitudes de onda de color verde
(532 nm).
Los médicos que están interesados
en ofrecer este tipo de tecnología, en ocasiones, pueden estar comprensiblemente confundidos ya que se ha producido una impresionante carrera comercializadora para
obtener el mercado por parte de las empresas fabricantes de estos sistemas, resultando
en un amplio rango de longitudes de onda y
duraciones de pulso, al igual que sucede con
otros tipos de tecnología láser en otro tipo
de aplicaciones y en ocasiones promovidos
mediante por los departamentos clínicos
sobre la misma base. Faltan estudios controlados para entender y optimizar la eliminación de tatuajes, por otro lado la salida
al mercado de sistemas no aprobados y que
son utilizados por la competencia desleal
ofreciendo tratamientos baratos que normalmente suelen terminar en el fracaso. De
mayor importancia, no se conoce con exactitud la dependencia de la anchura de pulso,
se pueden hacer fuertes argumentos para
reducir drásticamente la anchura de pulso si
la meta es la rotura de las partículas de tinta,
que es algo análogo al concepto de confinamiento térmico, el confinamiento inercial se
puede lograr cuando el pulso láser se entrega dentro del tiempo que es necesario antes
de que la partícula de tinta pueda liberar la
presión. El confinamiento inercial se refiere
al diámetro de la partícula dividido por la
velocidad del sonido, que para las partículas de tinta es de alrededor de 1 ns, por lo
que todas las anchuras de pulso que se están
entregando hoy día podrían ser demasiado
Figuras 44, 45 y 46. En la primera fotografía se muestra tejido no tratado. En la segunda, tejido tratado por láser Qs con largas.
una anchura de pulso en nanosegundos. Se pueden observar
vacuolas aisladas y la tinta se ha movilizado al borde de las
membranas que rodea estas vacuolas que en parte permanece no totalmente fragmentada. En la figura 47, el tejido ha
sido tratado mediante láser en picosegundos (750 ps = 0.7
ns, con una longitud de onda de 755 nm), puede observarse
una ruptura más uniforme y más espaciada del pigmento, es
posible que de esta forma se consiga una eliminación más
rápida.
Las partículas de carbono tienen un
tiempo de relajación térmico estimado de
40-1.000 picosegundos (0.04-1 ns), aunque
no todas las partículas utilizadas en los tatuajes son de carbono ni tienen el mismo
diámetro. La utilización de un láser que
pueda emitir en picosegundos (10-12 seg),
58
una duración de pulso de unas 100 veces más corta que los láseres convencionales (alejandritas
Qs a 20-50 ns), 6.6 veces que los láseres Qs de neodimio:yag que emiten a 5 ns, puede tener
muchos beneficios en la disolución de partículas pequeñas de tinta. La tensión de tracción máxima inducida por pulsos más cortos es sustancialmente mayor que los láseres Q-conmutados.
La duración de pulsos en picosegundos, teóricamente, podría aprovechar aún más el impacto
fotomecánico, se necesitarían fluencias más bajas y podría traducirse en un menor número de
tratamientos e incluso a la eliminación de tatuajes recalcitrantes a la tecnología Qs. Existe una
nueva tecnología que ha salido al mercado que entrega pulsos en picosegundos (10-12 seg), en
pulsos de 750 picosegundos = 0.75 ns que se acerca más al confinamiento inercial, con una
longitud de onda de 755 nm (alejandrita). Faltan estudios comparativos aleatorios, randomizados, a medio y largo plazo con los láseres que pueden emitir en 5 nanosegundos como los
neodimios:yag. Como toda nueva tecnología su precio es todavía muy elevado, la longitud de
onda de 755 podría limitar los tratamientos en fototipos de piel más oscuros (IV-VI clasificación
de Fitzpatrick). En cualquier caso abre una puerta muy interesante a una nueva generación de
láseres para la eliminación de lesiones pigmentadas y en la eliminación de la tinta de los tatuajes. Aunque los detalles significativos de la dependencia de los pigmentos por una determinada
longitud de onda, como se afectan por los pulsos láser de alta intensidad, la composición química de todos los pigmentos que componen los tatuajes, los mecanismos físicos subyacentes, la
rotura de la célula fagocítica, no están del todo aclarados, más importante aún, tampoco se ha
aclarado completamente la respuesta clínica.
CONCLUSIÓN
La utilización de los láseres en la cirugía cutánea, al igual que en otras aplicaciones médicas y quirúrgicas, sigue creciendo a un ritmo constante basada en un mejor entendimiento de
las interacciones de la luz láser con los tejidos. Esta tendencia inevitablemente irá en aumento
al igual que otras opciones en las que se utilice una alta tecnología integrada con los láseres
incluyendo otras fuentes de luz que utilicen los mismos principios. La comprensión de las interacciones tisulares de los láseres es básica para todos los médicos que utilicen este tipo de
tecnología, es mucho más importante que la máquina en si. Un buen médico o cirujano con el
conocimiento de este tipo de tecnología puede lograr excelentes resultados con un láser adecuado que otro que no los tenga puede obtendrá malos o mediocres resultados con el mejor de los
láseres. Como ya se ha dicho, este tipo de tecnología se impondrá o formará parte de la terapia
en muchos campos de la medicina y de la cirugía. Sin poder atribuir esta frase a una persona
determinada y que escuché antes de empezar la especialidad, cuide usted el tejido del paciente
con la misma delicadeza que lo haría con su propia uretra. Para poder obtener esta exquisitez o
sutileza con un láser, es obligatorio el conocimiento exhaustivo de la interacción tisular de la luz
láser.
59
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63. Grevelink JM, Casparlan JM, Gonzalez E et al: Undesirable effects associated with the treatment of tattoos and
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64. Anderson RR, Geronemus R, Kilmer SL et al: Cosmetic tattoo ink darkening a complication of Q-switched
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66. Levine V, Geronemus R: Tattoo removal with the Q-switched ruby laser and the Nd:YAG laser; a comparative
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67. Vaneeta MS, Amit GP: Melasma: A comprehensive update Part I, J Am Acad Dermatol, 65:4, 2011.
68. Vaneeta MS, Amit GP: Melasma: A comprehensive update Part I, J Am Acad Dermatol, 65:4, 2011.
69. Marije WK, Bas SW, Johan EB et al: Nonablative 1550-nm fractional laser therapy versus triple topical therapy
for the treatment of melasma: A randomized controlled pilot study, Am Acad Dermatol 64:3, 2010.
70. Landau JM ML, Vergilis-Kalner I, Goldberg LH: Treatment of Nevus of Ota in Fitzpatrick Skin Type VI With
the 1064-nm QS Nd:YAG Laser, Lasers Surg Med, 43:65-67, 2011.
71. Polder KD, Bruce S: Treatment of melasma using a novel 1,927-nm fractional thulium fiber laser: a pilot study,
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72. Ji Young Mun1, Se Yeong Jeong, Jae Hwan Kim, Sung Sik Han1, Il-Hwan Kim: A low fluence Q-switched
Nd:YAG laser modifies the 3D structure of melanocyte and ultrastructure of melanosome by subcellular-selective
photothermolysis, J ournal Electron Microscopy, 60:1, 2011.
73. Bevec T, Lukac: Fractional FRAC3 and twinlight laser skin treatments, Journal of the Laser and Health Academy, Vol. , No. 1, 2011.
74. Cencic B, Lukac M, Marincek V, Vizintin Z: High Fluence, High Beam Quality Q-Switched Nd:YAG Laser
with Optoflex Delivery System for Treating Benign Pigmented Lesions and Tattoos, Journal of the Laser and
Health Academy Vol., No.1, 2010.
63
ANEXO 1 - ICONOGRAFÍA
Las imágenes que se muestran son los resultados obtenidos en pacientes mediante láseres específicos en los que se han seguido los principios comentados de interacción láser tejido, y
en esta sección fundamentalmente en láseres Q-switched. No se pretende citar ninguna marca
comercial en concreto, salvo algunas imágenes cedidas por la compañía Cynosure. No se muestran más imágenes de todos nuestros tratamientos debido a que en los consentimientos informados no cedieron la publicación de sus fotografías.
Figuras 47 y 48. Hiperpigmentación post inflamatoria (HPI) tratada mediante láser Qs Nd:YAG 1064 nm, 2.7 J/
cm2, 5 ns, spot 6 mm, 15-20 pases, 6 tratamientos intervalados cada 15 días.
64
Figuras 49 y 50. Hiperpigmentación post inflamatoria (HPI) tratada mediante láser Qs Nd:YAG 1064 nm, 2.7 J/
cm2, 5 ns, spot 6 mm, 15-20 pases, 6 tratamientos intervalados cada 15 días.
65
Figuras 51 y 52. Hiperpigmentación post inflamatoria (HPI) tratada mediante láser Qs Nd:YAG 1064 nm, 2.7 J/
cm2, 5 ns, spot 6 mm, 15-20 pases, 6 tratamientos intervalados cada 15 días. Obsérvese mejora en el fotoenvejecimiento tipo II, la mejora de la textura y de la flacidez de la región periocular además de la disminución/desaparición completa de la hiperpigmentación. Estos pacientes los tratamos adicionalmente mediante despigmentante tópico (fórmula de Kligman: Hidroquinona 5%, Tretinoína 0.1%, Dexametasona 0.1%) y consejos sobre la exposición
solar dependiendo del índice de radiación ultravioleta (IRU), tiempo máximo de exposición junto a FPS.
66
Figuras 53 y 54. Melasma tratado mediante láser Qs
Nd:YAG 1064 nm, 2.6 J/cm2, 5 ns, spot 6 mm, 15-20
pases, 9 tratamientos intervalados cada 7 y 15 días,
dos de ellos realizados con una anchura de pulso de
180-250 µs cuatro pases. Puede observarse la mejora en las hiperpigmentaciones frontales de gran dificultad de tratamiento debido a su resistencia a otros
múltiples tratamientos realizados previamente, mejillas y labio superior al igual que la mejora en la textura de la piel. Como se ha explicado en el capítulo
anterior, es lo que nos referimos a la fototermólisi
tridimensional, mediante una longitud de onda, en
este caso la de 1064 nm y con diferentes anchuras de
pulso, podemos dirigirnos a varias imperfecciones
de la piel.
Estos pacientes los tratamos adicionalmente mediante despigmentante tópico (fórmula de Kligman:
Hidroquinona 5%, Tretinoína 0.1%, Dexametasona
0.1%) y consejos sobre la exposición solar dependiendo del índice de radiación ultravioleta (IRU),
tiempo máximo de exposición junto a FPS.
67
Figuras 56-59. Misma paciente que en las figuras 54 y 55 tratada mediante láser neodimio:yag Qsa bjas fluencias
mediante múltiples pases, sin periodo de recuperación o incapacitación, no existe la posibilidad de hiperpigmentación post inflamatoria como podría suceder mediante el tratamiento con láseres térmicos en la banda del infrarrojo
medio utilizados para la restauración cutánea no ablativa, sin embargo ningún tratamiento puede asegurar que no
exista la posibilidad de repigmentación postexposición a radiaciones ultravioleta.
68
Figuras 60-63. Estrías abdomen. En este caso se ha tratado mediante un solo procedimiento realizado mediante
láser quirúrgico de erbio:yag, dos pases: 1. Microlaserpeel: 15 micras, coagulación = 0, superposición 30%, spot de
5 mm, escáner colimado; 2º pase con escáner fraccional 150 µ, coagulación = 0, 22% densidad de área.
69
Figuras 65-66. Estrías abdomen. En este caso se ha tratado mediante un solo procedimiento realizado mediante
láser quirúrgico de erbio:yag, dos pases: 1. Microlaserpeel: 15 micras, coagulación = 0, superposición 30%, spot de
5 mm, escáner colimado; 2º pase con escáner fraccional 150 µ, coagulación = 0, 22% densidad de área.
70
Figuras 67-69. Estrías glúteos post-lipofilling, tratadas mediante 4 sesiones de láser de colorante pulsado con intervalo entra sesión de 4-6 semanas a dosis subpurpúricas: 7/6/10 y segundo pase a a 4.5/0.5/10. Incluso podrían haber
sido obtenidos mejores resultados si se hubiese asociado una ablación intraepídérmica mediante láser de erbio:yag,
pero los factores condicionantes de la vida de la paciente no permitían efectuar este tratamiento.
71
Figuras 70-71. Léntigo solar tratado mediante láser Q-switched de neodimio:yag de frecuencia doblada, 532 nm,
parámetros 1.4 J/Cm2 spot de 4mm, un solo tratamiento. En los léntigos, manchas seniles se obtienen muy buenos
resultados tanto faciales como en el dorso de las manos aunque la fase de cicatrización es menos en la cara.
72
Figuras 72-73. Mácula café con leche (MCL), tratamiento mediante tres sesiones con láser Q-switched de neodimio:yag de frecuencia doblada a 532 nm, spot de 6 mm, 0.8 J/cm2 en tres tratamiento.
73
Figuras 74-75. Cicatriz hiperpigmentada tratada mediante 10 sesiones de láser Qs
74
Figuras 76-77. Acné inflamatorio. Tratamiento mediante láser Qs de neodimio:yag a 1064 nm después de 4 tratamientos, 4 pases, spot 8 mm, 3.2 J/cm2, con anchura de pulso de 50-80 µs, otros sistemas 250 µs.
Figuras 78-79. Tatuaje tratado mediante láser Qs en el que se observa la cavitación (blanqueamiento) inmediata
después del tratamiento láser y que constituye el punto final (fluencias adecuadas) al tratamiento.
75
Figuras 80-82. En estas fotografías se muestra como
se está efectuando el tratamiento de la eliminación de
diferentes tatuajes mediante láseres Q-conmutados
de neodimio:yag. Los de tinta negra mediante la longitud de onda de 1064 nm con una anchura de pulso
de 5 ns y spot de 6 mm con una densidad de energía
de 4.0-4.2 J/cm2. Observése en la primera figura la reflexión de la luz de la longitud de onda de 1064 nm
(infrarrojo cercano, no visible) sobre las partículas del
pigmento de la tinta y su captación completa con el
resultado de blanqueamiento inmediato (cavitación).
En la última figura se está tratando un tatuaje de color rojo mediante láser Q-switched de neodimio:yag
de frecuencia doblada, (532 nm), con un spot de 4
mm y una fluencia de 2.5 J/cm2, anchura de pulso de
5 ns, también puede observarse el blanqueamiento
inmediato del mismo. Antes del tratamiento las partículas que forman los pigmentos de las tintas están
contenidos en los fagolisosomas de los fibroblastos,
macrófagos ymastocitos. Después del tratamiento
mediante los láseres Qs la microscopía electrónica ha
demostrado que las partículas de la tinta se fractura
en fragmentos más pequeños de un tamaño de 10 a
100 veces menores y que son extracelulares presumiblemente liberados por la ruptura de las células fagocitarias. Semanas después del tratamiento pueden
ob- servarse partículas de tinta alteradas por el tratamiento láser que son refagocitadas y que oca- sionalmente son evidentes histológicamente a pesar de
la eliminación casi completa del tatuaje clínicamente.
76
Figuras 83-85. Tratamiento de estrías en región abdominal infraumbilical y flancos mediante láser Q-switched Nd:YAG, con una longitud de onda de 1064 nm, anchura de pulso de 5 ns con un spot de 6
mm a dosis pupúricas o punto hemorrágico por efecto fotomecánico.
Resultado después de 10 sesiones con un intervalo entre ellas de 4-6
semanas. También al microscopio electrónico puede observarse en la
eliminación de los tatuajes la desnaturalización del colágeno local que
señala la coagulación térmica que no es primordial en la eliminación
de la tinta pero si puede jugar un papel en la reducción del eritema
de la estría, restauración de la superficie epidérmica con mejora de la
textura de la estría e iniciar un proceso inflamatorio con la formación
de nuevo colágeno y remodelación de la herida (restauración cutánea).
77
78
Figuras 86-90. Tatuaje profesional antebrazo derecho de cinco años de evolución. Debido a las necesidades
personales de este paciente que quería la eliminación del tatuaje mediante un solo tratamiento, aceptó la posible cicatriz residual. Todos los tatuajes, en nuestra experiencia llegan hasta el tejido celular subcutáneo. El
láser de CO2 puede eliminar el pigmento del tatuaje, con altas fluencias, la vaporización tisular con el láser de
CO2 es significativamente más eficiente. El pigmento del tatuaje se elimina mediante vaporización directa así
como por necrosis térmica del tejido adyacente y a través de de la pérdida del pigmento en la fase exudativa.
El tejido dérmico se reconstituye mediante fibrosis y tejido cicatricial. Con el adevenimiento de los láseres
Q-switchados, la vaporización mediante láseres de CO2 o erbio:yag ha quedado obsoleta por los riesgos de
alta tasa de alteraciones cicatriciales y pigmento residual. En este caso, se ha realizado vaporización hasta la
dermis reticular con una fluencia de 10 J/cm2, spot de 1.3 mm y una tasa de repetición de pulsos de hasta 50
Hz mediante láser UP (anchura de pulso de 800 µs), posteriormente se ha aplicado láser Qs de neodimio:yag con la eliminación completa de las partículas del pigmento. La última fotografía muestra el estado de la
herida a las dos semanas del tratamiento con granulación casi completa de la misma. Clásicamente, pueden
tardar hasta tres meses, por lo que se ha aplicado inmediatamente después del tratamiento plasma con factores de crecimiento que han conrtribuido a acelerar la cicatrización. Posteriormente, se aplicará láser PDL.
79
Figuras 91-94. Rejuvenecimiento facial mediante láser Qs de neodimio:yag 1064 nm, sin periodo de recuperación,
carencia de efectos secundarios, pulso de 50-80 µs (dos pulsos consecutivos con anchura de pulso de 5 ns y separación entre cada uno de ellos de 125-150 ns, 800 mJ por pulso. Se han realizado 6 tratamientos mediante las dos
longitudes de onda: 1064 nm, spot 6 mm a 3.5-4.3 J/cm2 y 532 nm, spot 6 mm, 0.6-0.8 J/cm2.
80
Figuras 95-98. Rejuvenecimiento facial mediante láser Qs de neodimio:yag 1064 nm, sin periodo de recuperación, carencia de efectos secundarios, pulso de 50-80 µs (dos pulsos consecutivos con anchura de pulso de 5 ns y
separación entre cada uno de ellos de 125-150 ns, 800 mJ por pulso. Resultados después de un mes después de 6
tratamientos con 5.4 J/cm2, spot de 6 mm, 4 pases.
81
Figura 99. Eliminación de tatuaje profesional de color negro. Se han realizado 8 sesiones intervaladas cada 6 semanas. Las fluencias empleadas fueron en los dos primeros tratamientos 4.2 J/cm2 y posteriormente spot 4 mm a una
densidad de energía de 7.5-8.5 J/cm2.
Figura 100. Laser peel dorso de manos realizado mediante láser Qs de neodimio:yag con frecuencia doblada, longitud de onda de 532 nm utilizando una densidad de energía de 0.8 J/cm2 con un diámetro focal de 4 mm, un solo
tratamiento, resultados después de tres semanas.
82
Figuras 101 y 102. En la primera fotografía, hiperpigmentación post-inflamatoria tratada con láser Qs Nd:YAG
con 4 J/cm2, 5 ns, spot 6 mm, después de tres tratamientos. En la segunda, manchas solares tratadas con frecuencia
doblada, 532 nm, 0.8 J/cm2, 6 mm de spot, tasa de repetición de 10 Hz.
83
Figuras 103-105. Xantelasmas en párpados superiores. Tratamiento mediante láser Qs neodimio:yag 1064 nm mediante una densidad de energía de 11 J/cm2, anchura de pulso de 5 ns y un spot de 3 mm. Se consigue una fotodestrucción similar a la de un láser de CO2 o erbio:yag.
84
Figuras 106-108. Xantelasmas en párpados superiores. Tratamiento mediante láser Qs neodimio:yag 1064 nm mediante una densidad de energía de 8 J/cm2, anchura de pulso de 5 ns y un spot de 3 mm, con una tasa de repetición
de pulsos de 10 Hz.
85
Figuras 109-110. Xantelasmas en párpados superiores. Tratamiento mediante láser Qs neodimio:yag 1064 nm mediante una densidad de energía de 11 J/cm2, anchura de pulso de 5 ns y un spot de 3 mm, con una tasa de repetición
de pulsos de 5 Hz.
86
Figuras 111-112. Peeling mediante láser Qs 532 nm, un solo tratamiento con una densidad de energía de 0.8 J/cm2,
spot 8 mm, duración del eritema de 1 días, formación de costras 3-4 días.
Figuras 113-114. Restauración cutánea ablativa mediante láser CO2 UP con parámetros de 90 mJ, densidad 3, recuperación 5 días, eritema residual 7-10 días, anestesia tópica.
87
Figuras 115-116. Tatuajes profesionales. Tratamiento mediante láser Picosure™ de Cynosure, después de tres tratamientos, fotos cortesía de J. Dover, K. Arndt. Figuras 117-118. Tatuaje profesional. Tratamiento mediante láser
Picosure™ de Cynosure, resultados a los tres meses después de 4 tratamientos. En nuestra experiencia, no habría
mayor dificultad en la eliminación mediante láser Qs de neodimio:yag prácticamente en las mismas sesiones.
88
Figuras 119-122. Hiperpigmentaciones faciales, en el primer caso epidérmicas y tratadas mediante láser Qs neodimio:yag 532, con una densidad de energía de 0.8 J/cm2, spot 6 mm. En el segundo caso, hiperpigmentaciones
dermo-epidérmicas tratadas mediante láser Qs Nd:YAG mediante las dos longitudes de onda, 1064 nm y con frecuencia doblada a 532 nm.
89
Figuras 123-124. Hiperpigmentaciones faciales, componente dérmico tratadas mediante láser Q-switched neodimio:yag con longitud de onda de 1064 nm, spot 6 mm, fluencia 2-2.5 J/cm2, 15-20, pases, 1 semana de intervalo, 10
sesiones. Se asocia crema despigmentante y factor de protección solar total.
Figura 125. Diagrama esquemático mostrando el grado/escala de eficacia de las diferentes fuentes lumínicas en
la restauraciçon cutánea. Como se ha comentado en capítulos anteriores, la máxima eficacia siempre se consigue
mediante algún grado de ablación facial, a mayor porcentaje (densidad de área) y mayor profundidad, mejores
resultados, también mayor grado de incapacitación y de posibilidad de efectos secundarios.
90
ANEXO 2 - CONSENTIMIENTOS INFORMADOS - INSTRUCCIONES - LÁSERES
Q-SWITCHED
Consentimiento Informado DOS HOJAS- ANVERSO Y REVERSO
Consentimiento Informado Tatuajes-Láseres Qswitched
Descripción del Tratamiento:
Dr. Hilario Robledo, Cirujano, Nº Colegiado Nacional: 363604489
El tratamiento adecuado para la eliminación de manchas (lesiones pigmentadas) y tatuajes se realiza mediante láseres
Q-switchados, láseres que poseen una tecnología muy especial, no son térmicos (no pueden producir quemaduras)
sino mecánicos, de efecto fotoacústico, la duración de cada emisión de la luz dura tan solo nanosegundos (5-60 ns), es
decir, pulsos de 10-9 segundos, que permiten el fraccionamento del pigmento de la mancha o de la tinta del tatuaje en
millones de partículars que posteriormente serán fagocitadas por los macrófagos del organismo. Debido a la duración
tan corta de la emisión de luz láser es lo que hace de los láseres con tecnología Q-swirched los únicos adecuados para
el tratamiento de este tipo de lesiones (Manchas y Tatuajes). En Centro Médico Láser Vigo disponemos de los dos
mejores láseres del mundo que poseen esta tecnología - Alejandrita-Qswitchado y Nd:YAG/532 QS, ambos láseres
están aprobados por la FDA en USA y la CE Europea para el tratamiento médico de este tipo de lesiones.
Tipo de lesión
Área tratada
Nº ttos previstos
Procedimiento:
- Se le realizará una historia clínica y un examen del área que va a tratarse.
- Durante al menos cuatro a seis semanas antes del tratamiento evitará la exposición solar/radiaciones ultravioleta o
cremas autobronceadoras. Si usted está muy bronceada/o no debería ser tratada/o. Si padece de infecciones virales
tipo Herpes en la zona a tratar, se le prescribirá una medicación antiherpética antes del tratamiento para reducir el
riesgo de un nuevo brote.
- El día del tratamiento es conveniente que utilice un tipo de ropa y cálzado cómodos. Se le puede pedir que retire
sus gafas, joyas o reloj, y se le pedirá que se ponga sobre una mesa de exploración, se colocará una etiqueta marcada
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- También le solicitaremos que se ponga unas gafas especiales para proteger sus ojos de las posibles exposiciones accidentales de la luz láser. El área/s de la piel serán expuestas a varias dosis de luz del sistema láser y serán de nuevo
+& & !# !) % mente después del tratamiento se producirá un blanqueamiento de la lesión (vacuolización del pigmento o tinta) acto
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se volverá más oscura hasta que se desprenda que tardará alrededor de una semana en la cara y unas 2-3 semanas en
otras regiones del organismo. Usted deberá tratar con cuidado este área mediante el lavado suave, pomadas antibac , $ )$! !&!
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- Evitará el frotar o pellizcar esta zona, la exposición solar y las cremas autobronceadoras para evitar la aparición
de manchas y/o alteraciones de la pigmentación. También evitará los deportes de contacto durante la fase de cicatrización.
- Necesitará varios tratamientos para lograr el efecto total deseado con unos intervalos entre ellos de 4 a 8 semanas.
Después de cada tratamiento, deberá volver a consulta para poder revisar el seguimiento de su proceso en los días
estimados por su cirujano. El tiempo que necesita para su tratamiento y el número de ellos, dependerá del tipo de
proceso que vaya a ser tratado. En el caso de los Tatuajes amatoriales y según la bibliografía mundial el número medio
de tratamientos es de 4-6, en el caso de los tatuajes profesionales es de 9 a 10 tratamientos, pero que puede llegar hasta
20 sin la resolución completa de la tinta, sobretodo en los tatuajes más claros (pigmentos resistentes).
- Los efectos secundarios que puede experimentar son: hipopigmentación transitoria (color más claro de la piel) o
hiperpigmentaciones con más frecuencia en pacientes con fototipos de piel más oscuro, que en ocasiones pueden llegar
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- Es importante que usted nos pudiera precisar la composición de la tinta que ha sido utilizada, deberían
ser las homologadas por el Ministerio de Sanidad y realizados en un Centro Homologado. La tinta actúa
como un cuerpo extraño en la piel, o oncluso inyectada por debajo de la misma. Debe tener en cuenta que a
mayor profundidad de inyección de la/s tinta/s, más difícil será el eliminarlas o reuqerirá un mayor número
de sesiones. La tinta actúa como un cuerpo extraño en la piel, el organismo siempre tratará de eliminarla,
pero las partículas mayores de 40 micras de diámetro no podrán ser eliminadas. La tinta siempre provoca una
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utilizan para inyectar estas sustancias, siempre dejan algún tipo de marcas en la piel (alteraciones texturales),
que cuando el láser las haya eliminado, serán visibles, no siendo el láser el responsible de las mismas.
En hoja adjunta se entregan las instrucciones post-tratamiento que debe seguir.
ALTERNATIVAS
Los tatuajes pueden ser eliminados por un cirujano especialmente entrenado en cirugía con láseres, de forma ambulatoria, con
anestesia local (tópica). Las técnicas que más comúnmente se realizan, se detallan a continuación:
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herida se consigue eliminar la tinta que está situada en las capas más profundas de la piel. El re sultado es la eliminación del tatuaje, pero debido a que es un método no tan selectivo como el láser, deja normalmente más cicatriz que este.
* Exéresis quirúrgica: Mediante este tradicional método, el cirujano elimina el tatuaje con un bisturí y cierra la piel con puntos.
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control. Su resultado es la eliminación de tatuajes pero es totalmente previsible la formación de cicatrices más o mneos marcadas
dependiendo de la cantidad de piel excindida, del área y de la propensión por parte del paciente a la formación de queloides.
* Cirugía con Láser: El cirujano elimina el tatuaje por “vaporización” selectiva de la zona tatuada con un haz de láser de
alta intensidad. El procedimiento se realiza virtualmente sin sangrado debido a que el láser cauteriza la herida.
* Láser no quirúrgico: Existen diferentes láseres a distinta longitud de onda para la eliminación de tatuajes dependiendo de
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efectivos en la eliminación de tatuajes con la más pequeña incidencia de formación de cicatriz postoperatoria. En nuestra opinión,
uno de los láseres más efectivos en la eliminación de tatuajes, son el Alejandrita Q-Switchado y el Nd:YAG Q-switchado (con
frecuencia doblada - 532 nm), que emplea no una acción térmica, sino fotoacústica, es decir mecánica, el haz de láser golpea contra
la tinta del tatuaje, dividiéndola en millones de partículas que posteriormente son fagocitadas por las células del organismo. No
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casos se recurre, en los tatuajes resistentes al láser quirúrgico de CO2.
COOPERACIÓN. Estoy de acuerdo en mantener al doctor y a su personal informados de cualquier cambio en mi dirección permanente
y a cooperar con ellos en el periodo postoperatorio y las revisiones a los 7-10 días y un mes, (estas revisiones están contempladas
en el presupuesto que se le ha dado), 6 meses y 1 año.
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PRESUPUESTO
Firmado:
Fecha:
92
Consentimiento Informado
DOS HOJAS
ANVERSO Y REVERSO
Consentimiento Informado Manchas - Lesiones Pigmentadas
Descripción del Tratamiento:
Dr. Hilario Robledo, Cirujano, Nº Colegiado Nacional: 363604489
El tratamiento adecuado para la eliminación de manchas (lesiones pigmentadas) y tatuajes se realiza mediante láseres
Q-switchados, láseres que poseen una tecnología muy especial, no son térmicos ( no pueden producir quemaduras)
sino mecánicos, de efecto fotoacústico, la duración de cada emisión de la luz dura tan solo nanosegundos (5-60 ns), es
decir, pulsos de 10-9 segundos, que permiten el fraccionamento del pigmento de la mancha o de la tinta del tatuaje en
millones de partículars que posteriormente serán fagocitadas por los macrófagos del organismo. Debido a la duración
tan corta de la emisión de luz láser es lo que hace de los láseres con tecnología Q-switched los únicos adecuados para
el tratamiento de este tipo de lesiones (Manchas y Tatuajes). En Centro Médico Láser Vigo disponemos de los dos
mejores láseres del mundo que poseen esta tecnología - Revlite de Cynosure y Qxmax de Fotona, ambos láseres están
aprobados por la FDA en USA y la CE Europea para el tratamiento médico de este tipo de lesiones.
Tipo de lesión
Área tratada
Nº ttos previstos
Procedimiento:
- Se le realizará una historia clínica y un examen del área que va a tratarse.
- Durante al menos dos semanas antes del tratamiento evitará la exposición solar/radiaciones ultravioleta o cremas
autobronceadoras. Si usted está muy bronceada/o no debería ser tratada/o. Si padece de infecciones virales tipo Herpes en la zona a tratar, se le prescribirá una medicación una semana antes del tratamiento para reducir el riesgo de un
nuevo brote.
- El día del tratamiento es conveniente que utilice un tipo de ropa y cálzado cómodos. Se le puede pedir que retire
sus gafas, joyas o reloj, y se le pedirá que se ponga sobre una mesa de exploración, se colocará una etiqueta marcada
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- También le solicitaremos que se ponga unas gafas especiales para proteger sus ojos de las posibles exposiciones accidentales de la luz láser. El área/s de la piel serán expuestas a varias dosis de luz del sistema láser y serán de nuevo
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se volverá más oscura hasta que se desprenda que tardará alrededor de una semana en la cara y unas 2-3 semanas en
otras regiones del organismo como en el dorso de las manos, antebrazos, etc). Usted deberá tratar con cuidado este
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Los cuidados postratamiento que deberá seguir se le facilitarán en una hoja adjunta como parte del protocolo del
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- Evitará el frotar o pellizcar esta zona, la exposición solar y las cremas autobronceadoras para evitar la aparición
de manchas y/o alteraciones de la pigmentación. También evitará los deportes de contacto durante la fase de cicatrización.
- Necesitará varios tratamientos para lograr el efecto total deseado con unos intervalos entre ellos de 3 a 6 semanas.
Después de cada tratamiento, deberá volver a consulta para poder revisar el seguimiento de su proceso en los días
estimados por su cirujano. El tiempo que necesita para su tratamiento y el número de ellos, dependerá del tipo de proceso que vaya a ser tratado. En el caso de las manchas o lesiones pigmentadas el número de tratamientos será de 1-3
en el caso de las pecas, efélides, léntigos solares o léntigos seniles. En las máculas café con leche de 4-6 tratamientos
y en los nevus de Becker y Ota hasta un número de 8-10 sesiones.
- Los efectos secundarios que puede experimentar son: hipopigmentación transitoria (color más claro de la piel) en
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de los pacientes tratados.
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PROTOCOLO DE TRATAMIENTO LÁSER MANCHAS PRODUCIDAS POR LA RADIACIÓN ULTRAVIOLETA
NATURAL O ARTIFICIAL (SOLARIUM) - POSTINFLAMATORIAS Y HORMONALES
- Este tipo de manchas son las llamadas es decir, las producidas
después de haber utilizado algún procedimiento que irrita la piel como la cera para depilación (más comúnmente en
el labio superior), depilación eléctrica sin haber seguido un tratamiento adecuado para proteger la piel tratada con los
Factores de Protección Solar indicados para todo tipo de exposición dependiendo del tipo de piel y del Índice UltraVioleta al que ha sido expuesta/o, durante el tiempo que esta piel permanece irritada después del tratamiento recibido,
igualmente las manchas que se producen en el sitio de la piel irritada por rozaduras, cortes, traumas, cicatrices, etc.
Este tipo de manchas en ocasiones, especialmente si tiene un fototipo de piel oscuro, son muy difíciles de eliminar, aún
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que se señalan a continuación. verano), las manchas SIEMPRE se oscurecerán. NUNCA SE PUEDE DAR GARANTÍA ABSOLUTA EN ESTE
TIPO DE MANCHAS QUE SERÁN ELIMINADAS COMPLETAMENTE INCLUSO CON LOS LÁSERES QSWITCHADOS (NO TÉRMICO - FOTOACÚSTICOS) - Los de Mayor tecnología en este tipo de lesiones.
- Las manchas debidas a alteraciones hormonales (melasma, cloasma) son prácticamente imposibles de eliminar
completamente, pueden aclararse con los nuevos protolos médicos láser, pero se oscurecerán por la exposición
solar.
- Dependiendo del fototipo de piel que usted tenga, estas manchas necesitarán más de un tratamiento para poder
eliminarlas (normalmente de 4 - 6 tratamientos, o en los últimos protocolos una serie de 10 sesiones intervaladas
cada 7 días), si tiene un tipo de piel oscura (se broncea con facilidad y no se quema o lo hace esporádicamente, quiere
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mayor fototipo de piel tenga - más oscurra y/o morena, más difícil será la eliminación de las manchas - hormonales
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principio en esta hoja.
"& !!!% ! ' % '* Switched), pero reaparece después del tratamiento láser.
"& !!!% '* " incluso más oscura de lo que antes era.
En estas dos últimas situaciones se sigue un PROTOCOLO DE TRATAMIENTO aprobado médicamente, que consiste en:
- Aplicar una pomada de la siguiente composición y que se la harán en la Farmacia, cantidad para 30 - 50 gramos en
base de crema, y debe ser guardada en la nevera para que no se vuelva de color oscuro:
- Hidroquinona 5%
- Tretimoína 0.1%
- Dexametasona 0.1%
(Fórmula de Kligman)
Hidroquinona 4% (6-8-10%)
Ácido Kójico 2%
+ (
Ácdio Retinoico 0.1%
Propilén Glicol 4%
Hidrocortisona 2.5%
- O bien uno de estos siguientes productos comercializados como Pigmentasa, Kojicol Plus, Despigmental gel ...
- Se debe aplicar dos veces al día: por la mañana y por la noche, 4-6 semanas antes del tratamiento láser y durante
2-3 meses y medio después, junto a tratamiento de mantenimiento. Se adjunta a este consentimiento hoja con fórmula
despigmentante y consejos de exposición solar que debrá seguir para procurar que las manchas no se repigmenten.
- Debe utilizar un Factor de Protección Solar Total mientras dure el tratamiento, aplicándolo unos 20-30 minutos
antes de cualquier exposición al sol y cada dos horas. Si usted tiene la piel grasa o ha padecido de acné anteriormente,
utilice una protección solar no resitente al agua (la piel transpira mejor) y especial para pieles acnéicas o grasas, si no
tiene este tipo de piel y usted va a bañarse, utilice una factor de protección resistente al agua.
Firmado:
Fecha:
94
OBSERVACIONES: Existe controversia sobre el uso prolongado de la hicroquinona, más de tres meses. Después de los tres meses puede utilizar: -­‐ Hidroquin Forte Gel despigmentante, 30 ml. – Sesderma
Debe aplicarse dos veces al día, por la mañana debajo de un filtro solar total y por la noche
antes de acostarse. En otras zonas menos sensibles del cuerpo, como manos y piernas,
puede realizar 3 o 4 aplicaciones. La duración mínima del tratamiento es de tres meses.
-­‐ Kojicol Plus Gel Despigmentante, 30 ml. – Sesderma
Limpie la zona con una leche limpiadora (Acglicolic Classic) y después aplique dos veces al
día el producto con la punta de los dedos sobre el área a tratar, realizando un suave masaje,
en pieles muy sensibles mezcle una o dos gotas del producto con su crema hidratante
habitual, esto reduce su potencia, pero hace que la piel lo tolere mejor. Es importante aplicar
después de la aplicación por la mañana un filtro solar. En manos y piernas puede realizar
tres o cuatro aplicaciones al día. Debe aplicarse durante al menos 3 meses para que su
efecto sea completo. Los resultados comienzan a observarse en las primeras dos o tres
semanas.
95
Centro Médico Láser Vigo - CMLV
Avenida de las Camelias 31
36202 Vigo. Pontevedra.
Tel.: 986 485213
Fax: 986 414142
Móvil: 616003003
E-mail: [email protected]
http://www.centrolaservigo.com
NORMAS/INSTRUCCIONES PARA EL PACIENTE DE CIRUGÍA AMBULATORIA
ANTES de la Intervención:
EN LOS DIAS PREVIOS A LA INTERVENCION:
1. Recuerde NO TOMAR ningún medicamento, sin consultarlo previamente con el Dr. Hilario Robledo.
[Incluidos los utilizados para dolores o catarros y los que lleven ASPIRINA (ácido acetilsalicílico o derivados)].
2. Notifíquenos cualquier cambio de salud (resfriados, infecciones).
3. Adviértanos si toma o ha tomado alguna medicación para regular la tensión sanguínea o la coagulación de
la sangre, para el corazón, para tratar la diabetes, reuma, nervios, depresión, enfermedades mentales, píldoras
anticonceptivas o cualquier infusión o “hierbas”, complejos vitamínicos o drogas.
4. Los resultados de su Estudio Preoperatorio deberán haber sido revisados previamente por el Dr. Hilario
Robledo, para confirmar que su estado de salud le permite someterse a la Intervención Quirúrgica.
5. No debe fumar durante las dos semanas previas a la Intervención y las dos semanas posteriores, como
mínimo.
EL DIA ANTERIOR A LA INTERVENCIÓN:
1. Coma alimentos ligeros y evite bebidas alcohólicas.
2. Extremar la higiene (baño completo y esmerado) contribuye a prevenir las infecciones postoperatorias.
EL DIA DE LA INTERVENCIÓN:
1. Debe dirigirse a Recepción situado en la planta baja de la Clínica:
el día:
a las
horas.
• En Recepción, le solicitaran sus datos de filiación, y le acompañarán a la sala de espera de Cirugía Ambulatoria (Planta 1), donde se encontrará con el Dr. Hilario Robledo.
DESPUES de la Intervención:
NORMAS POSTOPERATORIAS:
1. Después de la intervención, podrá volver a su domicilio, y guardar reposo completo durante el resto del
dia.
2. Antes de abandonar la Clínica, se le indicará el tratamiento que deberá seguir en su domicilio y el día que
debe
acudir a la consulta del Dr. Hilario Robledo para efectuar los controles necesarios (llamar para confirmar la
hora).
3. Al comunicársele el ALTA quirúrgica, el paciente o su acompañante deberá contactar con la Administración
de la Clínica para abonar los gastos de Quirófano Ambulatorio (ver presupuesto orientativo).
CUIDADOS POSTOPERATORIOS:
1. Puede ducharse a partir del segundo-tercer día, evitando friccionarse las áreas intervenidas y, al finalizar la
ducha, deberá aplicarse solución yodada/clorhexidina sobre las incisiones para mantenerlas secas.
2. Deben ser evitados los esfuerzos y las actividades deportivas por un periodo de tres a seis semanas.
3. En ningún caso puede tomar el sol o los rayos UVA. 4. Revisión a las 24 y 48 horas de la intervención.
4. Ante cualquier duda, llame al Dr. Hilario Robledo y/o póngase en contacto con la clínica las 24/24 horas, en
los números de teléfono: 986 48 52 13 - 986 41 41 42 - 616 003 003.
96
Dr. Hilario Robledo MD, PhD, FACS, PhL, ABLS, FFMACCS, FEACS
Cirugía General y del Aparato Digestivo
Jefe Sección Cirugía General-SERGAS (exced.)
Doctorado en Medicina y Cirugía
Fellow American College of Surgeons
Fellow American College of Phlebology
American Board of Laser Surgery
American Board in Laser Cosmetic Procedures
Cirugía Estética - Mst Universitarior - URJC
Fellow Australasian College of Cosmetic Surgery
Fellow European Academy of Cosmetic Surgery
Funcionario Carrera Estado (exced.)
Colegiado Nº: 363604489
Centro Médico Láser Vigo - CMLV
Avenida de las Camelias 31
36202 Vigo. Pontevedra. Spain.
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Fax: +34 986 414142
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NORMAS/INSTRUCCIONES POSTOPERATORIAS/POSTRATAMIENTO
Las siguientes indicaciones son muy importantes para su tratamiento; lea completamente toda la hoja.
DESPUÉS de la Intervención y/o Tratamiento:
SIN INGRESO EN LA CLINICA (Cirugía Ambulatoria):
1. Al llegar a su domicilio, póngase ropa cómoda y descanse.
2. La aplicación de frío seco encima de la zona operada ayuda a disminuir la hinchazón.
3. Si ha sido operado/a o tratado en la cara o la cabeza, no se agache ni coloque la cabeza más baja que el
%(/4$.+(#%$"/"!(#$*",%$+$"#% ($)!$7-!%$("+""%%)!
ha sido en las piernas (miembros inferiores), duerma con las piernas elevadas.
EN SU DOMICILIO:
1. Debe empezar a tomar los siguientes medicamentos el mismo día del alta.
Nombre del medicamento
Dosis
Cada
Durante
Función
2. Recuerde NO TOMAR ningún otro medicamento, sin consultarlo previamente con el Dr. Hilario Robledo.
3. No debe fumar durante las dos semanas posteriores, como mínimo.
4. Procure no mojar la/s heridas hasta pasados _____ días. Entonces podrá ducharse, evitando friccionar las
0()!$*(,$!)."6$"!/("+ (0&"!()%"+!4$.%)%(")!$!)!%$)&(#$*$(las secas.
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$)(,!*%)*%%)"%))+(/%)+($*+$)#$!&)*(3!#!$*%&+*%#("-$*)
ligeros.
7. Debe evitar las actividades deportivas por un periodo de tres a seis semanas.
8. En ningún caso puede tomar el sol o rayos UVA.
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DEBE ACUDIR A LA CONSULTA EL DÍA:_______________________________a las_________horas.
(+""#(&%(*"1%$%&(%$6(#(" %(8"
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• Cuidado de la herida quirúrgica (en caso de tener incisión)
Recuerde que antes y después de manipular la herida debe lavarse las manos. Para ello siga los siguientes
pasos:
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Para limpiar la herida:
Puede usar una almohadilla de gasa o una tela suave para limpiar la herida:
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jabonosa).
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con ella.
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alrededor de la herida.
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(Cristalmina solución topica o Cristalmina Film Gel 1%), 2 veces al día.
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)-5%"'+&,",*"&'+2+,'+(-&6*$,#"'$!*"0!*$&,+-",*"1"7&
El médico también puede pedirle que irrigue o lave la herida:
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9+-&,$$"%("+-.0+,'$$$"%("' +++,4*"$+0(*+*-"'+%&,$!*"
dando palmaditas.
Notas adicionales:
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