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CAPÍTULO UNO

Interacciones Láser TejidoDr. Hilario Robledo

GENERALIDADES

Todos los efectos de la luz, incluyendo la luz láser sobre los tejidos, comienza con la ab-sorción 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 longi-tudes 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 electro-nes 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 ne-cesarias 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 cen-trar 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 entre-gada 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 milí-metros. 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 tra-tamiento de eliminación del vello con un láser de alejandrita, diodo o nd:yag, hemos empleado

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 defi-nición, 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 en-trega 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 pico-segundos (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 tempera-tura 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 cica-trización 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).

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Figuras 1 y 2. Espectro de Radiación Electro Magnética - REM

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 conside-rable a la intensidad dentro del tejido. Es diferente cuando la luz incidente es convergente, diver-gente 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, radiofre-cuencia, 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 psorale-nos y la fotodermatosis como las porfirinas y de precursores como ALA (ácido delta aminolevu-línico) y PBG (porfobilinógeno).

Debe aclararse cuando se ha hablado del espectro de luz visible que las radiaciones elec-tromagnéticas 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 ex-címeros 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 de-pendencia 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 dermatológi-ca. 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 requie-re 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 mo-leculares. A medida que aumenta la temperatura, las moléculas grandes especialmente con-figuradas 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 signi-fica 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 desnatura-lización 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 desna-turalización 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, hemosta-sia, 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 quema-dura 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 oxihemoglobi-na 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 dobla-da), 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.

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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Figura 4. Efectos del láser en el tejido: la energía de la luz láser puede causar: calor, fotodisociación, ondas de choque, fluorescencia, reacciones fotoquí-micas.

Figura 3. Interacciones láser tejido: Reflexión, Refracción, Dispersión, Ab-sorción y Transmisión.

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 embar-go, con el objetivo de comprender los fenómenos básicos y obtener algunas estimaciones cuan-titativas 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 super-ficie 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 teji-do. 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)

En general, cuando un rayo despolarizado de luz golpea la superficie de un medio re-flectante, 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 qui-rúrgicas 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 con-ductividad eléctrica entre baja a moderada.

Bajo estas condiciones que se han asumido, la reflectancia con una incidencia de 90º (pa-ralela) 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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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.

Observe los picos y los valles escarpados de ambas curvas en el rango de los 400 a los 1.500 na-nómetros. 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 al-tura 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 sa-lida para los láseres quirúrgicos.

El efecto más significante de la reflexión de la luz láser en los tejidos vivos es la reduc-ción 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 radi-cales (combinación de átomos que permanecen incambiables a través de las reacciones quími-cas, 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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2. Energía química almacenada en nuevos componentes.

3. Energía reradiada a otras longitudes de onda, habitualmente más largas que la radiación ab-sorbida (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 produ-cidos 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 fotó-nica 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 es-pectro 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 fotó-nica 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 tem-peraturas 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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Tabla 1. Reflectancia del Cerebro, Cartílago, Músculo e Hígado en diferentes subvariedades del Espectro Electro-magnético.* Caracterizados por los adjetivos de bajo, medio y alto; donde bajo es 0-10%, medio es 10-40% y alto es 40-100%.

fotoplasmólisis (principalmente el Nd:YAG) también causan una destrucción total de la arqui-tectura 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 indivi-dual 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 lo-calmente 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 en-trante 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 exis-tencia 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 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).

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 ín-dices 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 ta-maño 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 dis-persión 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

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.

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donde ps es la densidad de energía de la luz dispersada en cualquier dirección fija del rayo origi-nal, 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 Raylei-gh) 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 apa-rece 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 partí-culas 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

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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 bóve-da 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 par-tícula 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 cuantita-tivo 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 calen-tamiento localizado y extremo. Dependiendo de la velocidad del depósito de energía en los ob-jetivos 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

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que los estados excitados de tales iones no están fuertemente acoplados con las vibraciones térmicas de sus redes cristalinas (fonones), y sus umbrales de funcio- namiento 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, proba- blemente 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

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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

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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

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

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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.

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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 desarro- lladores. 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, digi- talización de imágenes, iluminadores, designadores, grabación óptica de datos, la combustión de encendido, la cirugía láser, clasificación industrial, mecanizado in- dustrial, y las armas de energía dirigida. Algunas de estas aplicaciones están bien esta- blecidos, 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 prin- cipio de la fototermólisis selectiva.

Parámetros Láser

En esta sección se explicarán de forma breve y básica los conceptos o términos que ha-bitualmente 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 tra-vés 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 transcurri-do entre 2 máximos consecutivos de su campo eléctrico o magnético, es la longitud de onda de

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esa luz azul. La luz roja viaja a la misma velocidad, pero su campo eléctrico aumenta y disminu-ye 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

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 inten-sidad en la dirección de propagación en cada unidad de distancia (Dz) de su trayectoria hacia delante. Las figuras estrelladas representan la dispersión omnidireccional.

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propagación de la onda. Las ondas longitudinales las podemos observar con mayor y mejor fa-cilidad 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 (lamb-da) 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 coefi-ciente 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 tra-tamiento. 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 adecua-do 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:

Tabla 2

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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 centí-metros 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 re-petición 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 vaporiza-ción de tejido, y la coagulación de los vasos sanguíneos. Un haz enfocado penetra a una profun-didad mayor y es más útil en los procedimientos que implican el corte delicado y la ablación en

Tabla 3

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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.

Figura 16. Variación espectral del coeficiente de absorción para la melanina, oxi-hemoglobina (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 valo-res 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).

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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.

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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 sustan-cialmente 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 den-sidad 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 poten-cia (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, hemoglo-bina humana a 11 g/dl y dihidroxifenilanina (DOPA)-melanina, que tiene un espectro de absorción muy simi-lar a la epidermis pigmentada, a una concentración de 15 mg/dl en agua. La concentración de (DOPA)-mela-nina 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.)

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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

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 clí-nico 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 re-sultan 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 multi-plicando 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 centí-metros cuadrados.

Figura 21. Clasificación de las longitudes de onda de la luz láser.

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• 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 coefi-ciente 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

Figura 22. Dispersión de Rayleigh y Mie.

Tabla 4. Subtipos de la luz ultravioleta UV según su longitud de onda.

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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 in-terior 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 densi-dad 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:

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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 inter-vención. 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 especifi-cada 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

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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 su-perficie 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. Clara-mente, 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 im-portantes están:

1. Agua, que constituye del 75% al 85% en los tejidos blandos.

2. Pigmentos, como la bilirrubina, melanina, hemoglobina y xantofilina, especialmente impor-tantes en las longitudes de onda visibles (400-700 nm).

3. Grasas y lípidos, especialmente a longitudes de onda ultravioleta e infrarrojas medias y leja-nas.

4. Otras moléculas orgánicas complejas, especialmente a longitudes de onda ultravioleta e infra-rrojas medias y lejanas.

5. Carbono, un constituyente abundante de todo tejido vivo, que es un producto final de la piro-lisis 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 melani-na, 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 opor-tunidad de lograr una destrucción selectiva de la vascularidad estásica o de las lesiones mela-

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 mo-léculas orgánicas grandes es el medio dominante de destrucción.

En todas las figuras siguientes la variedad extrema del valor de a es de aproximadamen-te 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 de-cir, 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 sus-tancias 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 apren-dido 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 mate-riales, 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 bio-lógicos 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 co-eficientes 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 ca-pítulo. 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

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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 especí-fica 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 esencia-les 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 rela-jación 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,

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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 per-mitidos 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 tra-yectoria 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 diferen-tes 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 epi-dermis 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 ab-sorción 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 refrac-ción 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).

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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 com-prendidas 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 pigmenta-ción.

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

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y amarilla del espectro visible y una débil pero sig-nificante 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 es-pectro del IR-cercano (700-1400 nm), ambos tienden a ser más fuertes en las longitudes de onda más cor-tas.

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 ra-

diación 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-le-jano (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 pe-netra 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.

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El tamaño del diámetro focal incidente en la piel también afecta en la pérdida de inten-sidad 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 libremen-te 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 aproxi-madamente 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 térmi-ca 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 ce-lular comporta una desnaturalización irreversible. Todas las células tienen mecanismos para eli-minar 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 mostra-do 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

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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 dér-mica 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 componen-te 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 micropul-sos 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.

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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

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 ex-terior 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. Pho-tomicrograph (lower) of a stained section of a typical CO2 laser lesion, revealing the same 3 zones as in the drawing. H & E.

extremo del tejido disecado que se car-boniza, también durante la irradiación a densidades de energía bajas (<10W/cm2) el tejido se calentará progresiva-mente 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 desnatu-ralización 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 profun-didad de alrededor de 1 mm de grosor, disecado y carbonizado. Por el contra-rio, 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 teji-do con gran eficiencia, con menos daño térmico residual (alrededor de las 70 µ) y sin carbonización.

Estos dos modos básicamente diferentes de la ablación del tejido son fácilmente demostrables mediante la comparación de los dos modo de emi-sión, continua y pulsada, pero no son exclusivos el uno del otro. Efectivamen-te, un láser de CO2 altamente focalizado u otro láser siendo lo suficientemente

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escaneado rápidamente a lo largo de un teji-do 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, pro-ducirá una lesión profunda y carbonización, efectos asociados a láseres de onda continua. Están en marcha estudios con láseres quirúr-gicos de CO2 y erbio:YAG pulsados a dosis subablativas para producir una lesión tér-mica controlada y lograr una remodelación tisular con periodos de recuperación más cortas y con menor tasa de efectos secunda-rios. 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 deseca-ción 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 unida-des 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 abla-ción es de tan solo 0.25 J/cm2, los pulsos deben entregarse en microsegundos para remover 1 μ

Figura 28. En esta figura se muestra los dos modelos opues-tos 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.

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 extremadamen-te 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 ab-sorción 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 conduc-tidvidad 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 produ-cir 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 absor-ción) 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. De-bido 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 super-ficial 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 micro-segundos 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

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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 car-bono - 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 ultravio-leta, 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, estabili-dad 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 lon-gitudes 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 median-te 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 macromolé-culas. 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 supe-rior. 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 ci-rugía, 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 ciru-janos 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 tradicional-mente a través de una laparotomía tradicional, la cirugía endoscópica es hoy ya la técnica pre-ferida. 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 disposi-tivo 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 exére-sis 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 inten-cionada 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 exac-titud, como un hemangioma cavernoso en una nalga, donde el control del sangrado puede ser el problema primario, entonces la necrosis tér-mica puede ser adecuada. El láser de elección en este caso es el Nd:YAG, utilizado en onda continua con un sistema de entrega sin contac-to con el tejido. Cuando el objetivo es la necro-sis térmica masiva, entonces la técnica apro-piada 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 ex-posición.

• 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 pro-cedimientos. Mientras que esto puede hacerse sin tener grandes problemas, posiblemente no producirá los mejores resultados. Los dos pila-res 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 visi-bles, Ho:YAG y Tm:YAG pueden ser la elección apropiada en aplicaciones especiales como la cirugía articular, debido a que pueden ser en-tregados mediante fibra óptica. Para la cirugía precisa y segura los láseres excímeros, CO2 y Er:YAG son los mejores. Para la cirugía coagu-lativa o terapia fotodinámica los láseres Nd:-YAG, He-Ne, vapor de cobre, etc) son los más apropiados.

Figura 28. Profundidad de penetración en la piel depen-diendo de la longitud de onda dentro de la ventana óptica.

Figura 29. Absorción de los diferentes cromóforos de la piel en relación con la l.o. (escala logarítmica).

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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).

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 tem-peraturas normales. Esta circunstancia se expresa mejor en un trazado gráfico mediante un plo-tter 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 selec-tiva 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 preferen-temente 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

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comienza a disiparse por conducción y transferencia radiativa. De esta forma se crea una com-petencia entre el calentamiento activo y el enfriamiento pasivo que determina la cantidad de ca-lor 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 dia-na 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 tempe-ratura 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 desna-turalización 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 siguien-te 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 deter-minada 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 conduc-tividad 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 mi-crosegundos 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 rela-jación térmica para la totalidad de estos vasos.

También es posible destinar la selectividad al tamaño en la fototermólisis selectiva esco-giendo 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.: al-rededor 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 signifi-cativamente 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 su-perficies 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 calentamien-to. 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 aproximadamen-te igual para la mayoría de los tejidos blandos. tal y como se ha utilizado en los ejemplos anterio-res 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 rela-jación térmica es aproximadamente igual al cuadrado de la dimensión del objeto diana en milíme-tros. 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 micros-cópica. 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 he-ridas 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 (ex-cepto 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 Pato-logía 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 di-ferenciarla 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 esrtruc-turas 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 fabrican-te 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 explica-ción, la longitud del láser de neodimio:YAG (1.064 nm) tiene una tasa de absorción aproxi-madamente 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 den-sidad 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 im-perfecciones 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 imperfec-ciones 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 depo-sitado 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 tridimen-sional 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 medicio-nes 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 ras-gos, los tratamientos mediante FT se realizan con anchuras de pulso de 0.1-5 ms y con densida-des 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 depila-ción 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 pue-den 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 ex-posición. 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 ca-lentamiento 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 relati-vamente 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 fo-lículos. 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 deses-tructuración 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 observa-ciones hasta la fecha. El mejor ejemplo estudiado es el efecto del láser pulsado visible (luz ama-rilla) 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.

Figura 33. Diferencia de penetración de un láser de colorante pulsado con una longitud de onda de 585 nm con 595 nm (1.16 - 1.4 mm).

Figura 34. Grado de penetración en la piel de las diferentes longitudes de onda dentro de la piel.

En general, los parámetros láser ideales no son los únicos que pueden ser utilizados efectiva-mente. 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 (300-500 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 (pul-sed dye laser - láser de colorante pulsado) con 595 nm, han mostrado una excelente eficiencia clínica que se compara favorablemente con los resultados de los PDL a 585 nm, y mejoran el aclaramiento

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 tie-nen 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

las manchas de vino oporto estaba entre 1 y 10 milisegundos, hubo una modificación en la an-chura 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 histológi-cos 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 pro-fundidad suficiente.

Se puede obtener daño microvascular selectivo con fluencias incidentes mayores y longi-tudes de onda rojas visibles de 630 nm que tienen una capacidad de penetración mayor, el espec-tro 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-switcha-do es altamente selectivo para producir el daño solo de las células melanizadas. A pesar de esto,

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Figura 35. Curva logarítimica absorción dependiendo de la longitud de onda de los diferentes cromóforos en la piel.

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 pig-mentadas. El daño epidérmico pro-ducido 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 pigmenta-dos experimentan un ciclo térmico de calentamiento y de enfriamiento. Cuando se produce hemorragia por el primer pulso del láser para el tra-tamiento de la microvasculatura, los

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pulsos de láser subsecuentes pueden causar una extensión de la lesión térmica debida simple-mente 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 repeti-ción 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 elimi-nación 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 pigmenta-ción y se unen a las proteínas del citoesqueleto en el citoplasma. En la transferencia a queratino-citos, 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.

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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 penetra-ción 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 melano-somas es independiente de la duración del pulso por debajo de los 100 ns, incluyendo a los picose-gundos (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 melanoso-mas 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 compara-das 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.

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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 melano-somas 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 pigmen-tada 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 ta-tuaje 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 vo-lumen 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 nitróge-no 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 piró-lisis 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.

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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 com-plejos 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.

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Tabla 7. Composición de los colores de las tintas de los tatuajes.

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 posterior-mente 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 efecti-vos 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 despig-mentación 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 gradual-mente sobre una semana después de cada tratamiento y puede continuar durante meses. Oca-sionalmente, 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 fagolisoso-mas de los fibroblastos, macrófagos y mastocitos. Después del tratamiento mediante los láseres

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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 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.

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 pa-recidos 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 ac-ción 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 blanqueamien-to 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 sucedi-do 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 in-formación 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 fá-cilmente de esta forma por los láseres Q-switched in vitro y está presente en la mayoría de los tatua-jes cosméticos. Sin embargo, el óxido de titanio y otros componentes también suelen estar presen-tes y se oscurecen igual. En los tatuajes se suele

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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 con-seguir.

En un estudio realizado por De-Coste y Anderson, se han comparado los láseres Q-switched de diferentes longitu-des de onda (rubí de 694 nm, alejandrita de 755 nm y neodimio:yag de 1064 nm de longitud de onda) con iguales fluen-

Figura 43. Oscurecimiento de tatuaje cosmético coloración roja a negro inmediatamente después de la exposición a un láser Q-switched.

cias (2-6 J/cm2) 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 textura-les. 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 li-mitación 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 óp-ticas, 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.

Figura 43. Comparación entre un haz de luz láser en meseta y gausiano.

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 parti-cular. Por ejemplo, los láseres de rubí, alejandrita y neodinio:yag puede elimi-nar solo de forma ocasional las tintas de

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Figuras 44, 45 y 46. En la primera fotografía se muestra teji-do no tratado. En la segunda, tejido tratado por láser Qs con 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 permane-ce 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.

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 ocasio-nes, pueden estar comprensiblemente con-fundidos ya que se ha producido una im-presionante carrera comercializadora para obtener el mercado por parte de las empre-sas 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 con-trolados para entender y optimizar la eli-minación 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 nor-malmente suelen terminar en el fracaso. De mayor importancia, no se conoce con exac-titud 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 confina-miento térmico, el confinamiento inercial se puede lograr cuando el pulso láser se entre-ga 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 partícu-las 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 largas.

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 ta-tuajes son de carbono ni tienen el mismo diámetro. La utilización de un láser que pueda emitir en picosegundos (10-12 seg),

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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 máxi-ma 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, randomi-zados, 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 tatua-jes. 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 quí-mica 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 mé-dicas 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 in-teracciones 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 adecua-do 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.

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68. Vaneeta MS, Amit GP: Melasma: A comprehensive update Part I, J Am Acad Dermatol, 65:4, 2011.

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ANEXO 1 - ICONOGRAFÍA Las imágenes que se muestran son los resultados obtenidos en pacientes mediante láse-res 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 mues-tran más imágenes de todos nuestros tratamientos debido a que en los consentimientos infor-mados 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.

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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.

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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 fotoenvejeci-miento tipo II, la mejora de la textura y de la flacidez de la región periocular además de la disminución/desapari-ción completa de la hiperpigmentación. Estos pacientes los tratamos adicionalmente mediante despigmentante tó-pico (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.

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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 mejo-ra en las hiperpigmentaciones frontales de gran difi-cultad de tratamiento debido a su resistencia a otros múltiples tratamientos realizados previamente, me-jillas y labio superior al igual que la mejora en la tex-tura 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 me-diante despigmentante tópico (fórmula de Kligman: Hidroquinona 5%, Tretinoína 0.1%, Dexametasona 0.1%) y consejos sobre la exposición solar depen-diendo del índice de radiación ultravioleta (IRU), tiempo máximo de exposición junto a FPS.

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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 hiperpigmenta-ción 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.

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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.

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.

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Figuras 67-69. Estrías glúteos post-lipofilling, tratadas mediante 4 sesiones de láser de colorante pulsado con inter-valo 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.

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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.

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Figuras 72-73. Mácula café con leche (MCL), tratamiento mediante tres sesiones con láser Q-switched de neodi-mio:yag de frecuencia doblada a 532 nm, spot de 6 mm, 0.8 J/cm2 en tres tratamiento.

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Figuras 74-75. Cicatriz hiperpigmentada tratada mediante 10 sesiones de láser Qs

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Figuras 76-77. Acné inflamatorio. Tratamiento mediante láser Qs de neodimio:yag a 1064 nm después de 4 trata-mientos, 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.

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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 lon-gitud 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 re-flexión 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 co-lor 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 par-tículas 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 presumi-blemente liberados por la ruptura de las células fa-gocitarias. Semanas después del tratamiento pueden ob- servarse partículas de tinta alteradas por el tra-tamiento láser que son refagocitadas y que oca- sio-nalmente son evidentes histológicamente a pesar de la eliminación casi completa del tatuaje clínicamente.

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Figuras 83-85. Tratamiento de estrías en región abdominal infraum-bilical y flancos mediante láser Q-switched Nd:YAG, con una longi-tud 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).

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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 po-sible 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 fac-tores de crecimiento que han conrtribuido a acelerar la cicatrización. Posteriormente, se aplicará láser PDL.

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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 sepa-ración 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.

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Figuras 95-98. Rejuvenecimiento facial mediante láser Qs de neodimio:yag 1064 nm, sin periodo de recupera-ción, 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.

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Figura 99. Eliminación de tatuaje profesional de color negro. Se han realizado 8 sesiones intervaladas cada 6 sema-nas. 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, lon-gitud 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.

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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.

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Figuras 103-105. Xantelasmas en párpados superiores. Tratamiento mediante láser Qs neodimio:yag 1064 nm me-diante una densidad de energía de 11 J/cm2, anchura de pulso de 5 ns y un spot de 3 mm. Se consigue una fotodes-trucción similar a la de un láser de CO2 o erbio:yag.

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Figuras 106-108. Xantelasmas en párpados superiores. Tratamiento mediante láser Qs neodimio:yag 1064 nm me-diante 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.

86

Figuras 109-110. Xantelasmas en párpados superiores. Tratamiento mediante láser Qs neodimio:yag 1064 nm me-diante 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.

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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, recu-peración 5 días, eritema residual 7-10 días, anestesia tópica.

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Figuras 115-116. Tatuajes profesionales. Tratamiento mediante láser Picosure™ de Cynosure, después de tres tra-tamientos, 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.

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Figuras 119-122. Hiperpigmentaciones faciales, en el primer caso epidérmicas y tratadas mediante láser Qs neo-dimio: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 fre-cuencia doblada a 532 nm.

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Figuras 123-124. Hiperpigmentaciones faciales, componente dérmico tratadas mediante láser Q-switched neodi-mio: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.

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ANEXO 2 - CONSENTIMIENTOS INFORMADOS - INSTRUCCIONES - LÁSERES Q-SWITCHED

Centro Médico Láser Vigo®

Consentimiento Informado Tatuajes-Láseres QswitchedDescripción 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

- También le solicitaremos que se ponga unas gafas especiales para proteger sus ojos de las posibles exposiciones ac-cidentales 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

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-

- 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 cicatri-zación.- 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

Página con reverso

Consentimiento Informado DOS HOJAS- ANVERSO Y REVERSO

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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

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:

herida se consigue eliminar la tinta que está situada en las capas más profundas de la piel. El re sultado es la eliminación del tatu-aje, 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.

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

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

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.

FOTOGRAFÍAS -

PRESUPUESTO

Firmado: Fecha:

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Centro Médico Láser Vigo®

Consentimiento Informado Manchas - Lesiones PigmentadasDescripción 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 Her-pes 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

- También le solicitaremos que se ponga unas gafas especiales para proteger sus ojos de las posibles exposiciones ac-cidentales de la luz láser. El área/s de la piel serán expuestas a varias dosis de luz del sistema láser y serán de nuevo

-atamente después del tratamiento se producirá un blanqueamiento de la lesión (vacuolización del pigmento) acto

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

Los cuidados postratamiento que deberá seguir se le facilitarán en una hoja adjunta como parte del protocolo del

- 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 cicatri-zación.- 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 pro-ceso 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

de los pacientes tratados.-

Página con reverso

Consentimiento InformadoDOS HOJAS

ANVERSO Y REVERSO

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Firmado: Fecha:

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 Ultra-Violeta 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

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 Q-SWITCHADOS (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

mayor fototipo de piel tenga - más oscurra y/o morena, más difícil será la eliminación de las manchas - hormonales

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% Hidroquinona 4% (6-8-10%)

- Tretimoína 0.1% Ácido Kójico 2%

- Dexametasona 0.1% (Fórmula de Kligman) 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.

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     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.

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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 deriva-dos)]. 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 Ambula-toria (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.

Centro Médico Láser Vigo - CMLVAvenida de las Camelias 31

36202 Vigo. Pontevedra. Tel.: 986 485213Fax: 986 414142Móvil: 616003003

E-mail: centrolaser@mundo-r.chttp://www.centrolaservigo.com

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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.

Tel.: + 34 986 485213

Fax: +34 986 414142

Móvil: 616003003

E-mail: hrobledo@mundo-r.com

http:// www.cmlv.es

http://www.centrolaservigo.com

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

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

-las secas.

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.

DEBE ACUDIR A LA CONSULTA EL DÍA:_______________________________a las_________horas.

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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:

Para limpiar la herida:

Puede usar una almohadilla de gasa o una tela suave para limpiar la herida:

-

jabonosa).

con ella.

alrededor de la herida.

(Cristalmina solución topica o Cristalmina Film Gel 1%), 2 veces al día.

El médico también puede pedirle que irrigue o lave la herida:

dando palmaditas.

Notas adicionales: