Autor:
Dr. Hilario Robledo MD, PhD, FACS
Director Gerente
Cirujano General y del Aparato Digestivo
Doctor en Medicina y Cirugía
Fellow American College of Surgeons
Miembro de la Sociedad Española de Cirugía
Vocal de la Junta Directiva de la Sociedad Española de Flebología y Linfología
Membership of the International Society of Surgery
International Physician Member of the American College of Phlebology
Corresponding Fellow of the European Society for Laser Aesthetic Surgery
Physician Member of the American Society for Laser Medicine and Surgery
Member of the Canadian Laser Aesthetic Surgery Society
Miembro Numerario de la Sociedad Española de Cirugía Estética.
Life Fellow International Biographical Association-LFIBA
International Order of Merit in Laser Surgery-IOM
Fellow American Biographical Institute-FABI
Centro de Trabajo:
Centro Láser Vigo
Vigo. Pontevedra.
Dirección:
Dr.Hilario Robledo
Centro Láser Vigo
Avenida Camelias 31
36202 Vigo. Pontevedra.
Desde que fueron introducidos en 1960, los láseres frecuentemente se han considerado como la búsqueda de una solución para diferentes problemas. Su utilización en la investigación en la mayoría de los campos es cada vez más amplia y sus aplicaciones en áreas tan diversas que van desde la fusión física hasta en la reproducción musical, vídeos, etc. es corriente hoy día. La medicina y la cirugía no han sido una excepción a este avance. Existen diferentes procedimientos diagnósticos y terapeúticos en los cuales los láseres se utilizan en la mayoría de las especialidades incluyendo la cirugía, dermatología, ginecología, otorrinolaringología y endoscopia.
Las aplicaciones en cirugía dermatológica han sido las más utilizadas en las tres últimas décadas, y la tecnología se está aplicando cada vez más en este área. Hoy existe un amplio espectro de láseres dermatológicos con una gran variedad de longitudes de onda y parámetros utilizados incluyendo amplitud de pulso, densidades de energía, diámetro del haz de luz incidente (spot). Una expansión similar se ha producido igualmente en los sistemas láseres comercializados, se desarrollan cada vez con más frecuencia láseres más pequeños, móviles, más seguros y menos caros.
El entendimiento de la fotobiología, factor determinanate en las interacciones láser-tejido, está progresando cada vez más.De hecho, el desarrollo de la mayoría de los nuevos sistemas se han diseñado con propósitos específicos, los avances en la tecnología láser permiten hoy día al médico tratar con eficacia una gran variedad de alteraciones cutáneas para las cuales no existía o sólo había tratamientos no totalmente eficaces. En cualquier caso, queda mucho trabajo para optimizar los regímenes terapeúticos para su empleo en condiciones específicas, para extender el entendimiento de la interacción tisular de los diferentes láseres y para el desarrollo de nuevos sistemas cada vez más carentes de efectos secundarios y más eficaces.
Para poder hacer la utilización de esta tecnología disponible, tanto clínicamente como para propósitos de investigación, los médicos dedicados a/o que creemos cada vez más debería ser contemplado como una especialidad dentro de la cirugía, deben mantener un conocimiento actualizado de los sistemas láseres disponibles, así como las condiciones para las cuales cada uno de estos sistemas deberían ser aplicados con éxito en el tratamiento de estas patologías. Para lograr esas metas, creemos absolutamente imprescindible un conocimiento exhaustivo de lo que es un láser, de la terminología utilizada y de los fundamentos de la interacción tisular mediados por el haz de luz incidente en ellos y que variará ampliamente dependiendo de la enegía, longitud de onda, ampitud de pulso y el spot de los diferentes sistemas con que se aplique.
En este artículo se han seguido los apartados contemplados en otros escritos anteriormente y que figuran en la bibliografía. Nuestra única pretensión ha sido el poder mejorar la comprensión de esta energía electromagnética, intentando contribuir a su entendimiento mediante nuestra interpretación bibliográfica y experiencia clínica.
Las formas de radiación electromagnética un espectro contínuo que varía de baja a alta energía, o que equivale a longitudes de onda larga a corta. La mayoría de estas bandas de radiación contínua y que se superponen con frecuencia, se denominan con nombres de común utilización: ondas de radio, microondas, luz infrarroja, luz visible que es una pequeña banda de longitudes de onda, luz ultravioleta, rayos X, rayos gamma y rayos cósmicos, desde bajas a altas energías respectivamente 1,2,3,4. La mayoría de los láseres utilizados están dentro o cerca de las longitudes de onda visibles que se encuentran entre 400 y 700 nm 5.
Una variedad de términos comparables se utilizan para identificar un punto o banda en este espectro de radiación electromagnética, como energía, frecuencia y longitud de onda. Estos términos están interrelacionados y se fundamentan esencialmente en la naturaleza dicótona de la radiación misma. En cualquier punto dado del espectro, la radiación exhibe ambas propiedades de discretas partículas – fotones, los cuales están caracterizados por energía y están contínuamente propagándose en campos magnéticos y eléctricos, y ondas, que se caracterizan por la frecuencia y su longitud de onda 1,3,4.
Cualquier descripción es aceptable y los términos son intercambiables en la mayoría de los casos aunque ocasionalmente una es más apropiada que la otra.
La descripción más completa de la teoría láser requiere una explicación en términos de fotón o quantum, naturaleza de la radiación. No obsante, con una pérdida mínima del entendimiento y una notable simplificación de los conseptos matemáticos, se puede utilizar la teoría clásica – onda, que es más intuitiva y en algunos casos más comprensible. Por lo tanto para la siguiente descripción van a utilizarse elementos de ambas teorías, la cual podría denominarse como teoría mecánica semicuántica 6.
Todos los efectos de una luz, incluyendo la luz láser sobre la piel, comienzan con la absorción de esta radiación electromagnética (REM). Una REM es una forma fundamental de energía que posee ambas propiedades, la de onda, debido a la pertenencia de un campo eléctrico y magnético alternante, y la propiedad de partícula, ya que la energía es transportada en quantos conocidos como fotones.
Según la ley de Planck, los fotones que tienen longitudes de onda más largas transportan menos energía que los fotones que tienen una longitud de onda más corta. La REM se absorbe a través de interacciones con partículas cargadas con electrones o a través de la separación parcial de cargas en moléculas llamadas dipolos. Cuando se absorbe un fotón se sucede algún movimiento o separación de las partículas cargadas y la energía transportada por el fotón está involucrada en esta excitación. Para todos los efectos fotobiológicos y las interacciones tisulares se necesita la absorción y la excitación.
Las unidades en las cuales se mide una REM forma parte importante del entendimiento de las interacciones tisulares mediadas por una luz láser. La energía es medida en julios (J). La cantidad de energía entregada por unidad de área es la fluencia o también llamada dosis, usualmente dada en Julios/cm2. La velocidad a la que se entrega la energía se llama potencia y se mide en vatios (W).
Por definición, un vatio es un julio por segundo (W=J/seg). La potencia entregada por unidad de área es por tanto es la energía entregada por cantidad de superficie epidérmica (irradiancia o densidad de potencia) y se mide en W/cm2. La duración de la exposición, llamada anchura de pulso, para los láseres pulsados, es extremadamente importante, ya que esta se ajusta al tiempo en el cual se entrega la energía. Los láseres de uso quirúrgico dermatológico utilizan exposiciones láser que varían desde segundos a nanosegundos (10-9). La fluencia entregada es igual al tiempo de irradiancia, la duración de la exposición.
Otros factores importantes el tamaño del spot, el cual afecta de manera importante la intensidad dentro de la piel, ya sea la luz incidente convergente, divergente o difusa y la uniformidad de la irradiancia sobre el área expuesta 7.
En 1917, a través de la visión de Albert Einstein, se pudo concebir la posibilidad de una emisión estimulada de radiación 8. Esta teoría se basaba en que un fotón de una energía electromagnética podría estimular un átomo excitado con la correspondiente transmisión de energía, como para emitir otro fotón con la misma cantidad de energía. Esta hipótesis se realizó en un experimento práctico 10 años más tarde, pero hubo que esperar hasta 1960 para el desarrollo del primer láser. Einstein propuso tres procesos básicos mediante los cuales una radiación electromagnética puede interactuar con una materia (un átomo, una molécula o un cristal). Esos procesos mecánicos quánticos puros son: absorción, emisión espontánea y emisión estimulada 1-5.
Toda materia está compuesta de protones, neutrones y electrones. Los protones y neutrones se agrupan para formar el núcleo y los electrones se asocian con ellos en órbitas ( en el caso de átomos o moléculas) o en bandas (en el caso de los cristales). En cualquier caso, los electrones se encuentran en estados energéticos o estados. El estado energético presente está determinado por la estructura del sistema en un nivel atómico. Es importante destacar que no hay energía contínua, solamente son posibles ciertos estados energéticos para cada electrón y por lo tanto para el sistema como un total.
Bajo condiciones de reposo, los electrones ocupan unos niveles energéticos bajos, en estas condiciones, se dice que los electrones están en su estado basal (Eg). Si se sumistra energía al sistema, un electrón puede ascender de su estado basal a uno de más alto nivel de energía. Este electrón ha sufrido una transición o más específicamente una excitación, y el sistema/electrón está ahora en un estado estimulado(Es).
Dichos procesos están gobernados por las reglas quánticas mecánicas. Dicho con más simplicidad, estas normas requieren que ocurra una excitación entre los dos estados, de estado basal a estado estimulado y el sistema debe absorber precisamente la energía requerida para ello (Es menos Eg), cualquier fracción o múltiple no producirá una transición.
El proceso de absorción ocurre cuando un fotón de una energía apropiada interactúa con un material de tal forma que el fotón es aniquilado y su energía se transfiere al material, produciendo así un electrón en transición a un estado estimulado. (FIGURA 1).
A diferencia con el estado estimulado, el estado basal es una situación inherentemente más estable, ya que tiene una configuración energética menor. La quántica mecánica predice que después de un periodo de tiempo un material en un estado estimulado tiende espontáneamente a volver al estado basal y de esta forma libera el exceso de energía en la forma de una emisión de un fotón, a esta transición se la denomina «decay».
Este es el proceso de emisión espontánea. El fotón producido de esta manera es de la misma energía que el que formó el estado de estimulación en primera instancia y por lo tanto tiene la misma frecuencia y longitud de onda, ya que el decay ocurre entre los dos mismos estados, de Es a Eb. Esta liberación sucede independientemente de cualquier estímulo, y sin embargo no es otra forma relacionada a la de fotón estimulado o fotones emitidos en la totalidad del sistema. La radiación emitida de esta forma se la denomina nocoherente. (FIGURA 2).
El proceso final que Einstein describió fue el emisión estimulada, el cual supone que la interacción de un material que ya está en un estado estimulado con un segundo fotón de la misma energía que originó la estimulación inicial. Cuando esta interacción sucede, existe un probabilidad finita de que el material será estimulado para volver al estado inicial y de esta manera se emitirá otro fotón de energía idéntica. En este caso, por lo tanto, el fotón emitido y el fotón estimulador están relacionados, ambos son coherentes espacial y temporalmente de forma que viajan en la misma dirección, están en fase y tienen la misma energía (frecuencia o longitud de onda).
FIGURA 3. El fenómeno láser explota todos estos tres procesos que se han descrito anteriormente.
Bajo circunstancias normales, la mayoría de los electrones en un material están en un estado basal ya que esta es una situación más estable. Un flujo de fotones apropiados que inciden en un material determinado resulta fundamentalmente en absorción. De hecho, suceden las tres interacciones, pero la absorción es la más probable en principio y el flujo de fotones incidentes por lo tanto sufre pérdidas netas o más correctamente, se atenúa.
Cuando en un material hay más electrones en estado estimulado que en el estado basal, se denomina una inversión en la población, esto es la inversa de la situación normal. Se puede crear una inversión de la población, es decir, más electrones en situación estimulada que en estado basal, mediante varias formas incluyendo la absorción de otra radiación electromagnética. Un material que puede contener y ser mantenido con una inversión de la población se denomina un medio activo. Un flujo de fotones apropiados incidiendo en un medio activo que tiene una inversión en la población de electrones resulta predominantemente en una emisión estimulada, que es el proceso que con más probabilidad sucede bajo estas circunstancias. Esto produce una amplificación del flujo de fotones (FIGURA 4).
Un medio activo el cual tiene una población invertida representa fundamentalmente un amplificador de la radiación, el grado de amplificación se denomina ganancia 1,3,9,10.
Cuando la enegía de los fotones a ser amplificados están en la banda de los microondas (longitud de onda de 1mm a 10 cm), a este sistema se le denomina un maser, un acrónimo de amplificación de microondas mediante una emisión de radiación estimulada. El primer máser fue desarrollado en 1954 por Townes en la Universidad de Columbia 11.
Cuando la energía está en la banda visible del espectro electromagnético, longitudes de onda comprendidas entre los 400 a 750nm, se le denomina láser, un acrónimo anglosajón para light amplification by stimulated emision of radiation. El término laser se aplica también a sistemas que operan en la banda de lon infrarrojos, longitudes de onda comprendidas entre los 750nm y 1mm, y también a los sistemas que operan en la banda del ultravioleta, longitudes de onda entre los 100 y 400nm.
El primer láser, un láser rubí, fue desarrollado por Maiman de Hughes Aircraft Company en 1960, poco después muchos otros diseños y sistemas se han seguido a continuación 11,12.
Todo láser práctico se compone de cinco principales secciones:
- Material lasing, también llamado medio activo o medio láser, es el sistema que contiene principalmente una población invertida de electrones.
- Cavidad de resonancia óptica, también llamado resonador óptico y/o cavidad láser. El material lasing y la cavidad de resonancia óptica proporcionan la amplificación y salida de la luz láser.
- Sistema de bomba, es lo que crea y mantiene la inversión en la población de electrones.
- Sistemas de entrega del haz de luz láser, son los elementos ópticos externos para guiar la luz láser al área de tratamiento.
- Elementos para la creación de pulsos.
Varios elementos para controlar los láseres están presentes en los sistemas modernos, incluyendo todos los recursos para ajustar adecuadamente los parámetros de salida del haz de luz láser y los elementos necesarios para suministrar la potencia, enfriamiento y demás dispositivos.
El medio láser representa el corazón del sistema láser, y los láseres habitualmente se denominan según el medio activo que contengan 3,5,9,13. La elección del material lasing tiene una importancia capital.
Siendo prácticos, la elección del material láser para los sistemas existentes es equivalente a elegir la función del aparato. La mayoría de los láseres operan en una sola longitud de onda y ésta es la que determina las propiedades clínicas del láser. Esto mismo sucede en los láseres que tienen varias longitudes de onda como los láseres de colorante, con la diferencia de que poseen una mayor flexibilidad en función de la elección de una longitud de onda alternativa.
Con una longitud de onda determinada, las condiciones que pueden ser tratadas eficazmente están establecidas, a menos que se conciba una nueva aplicación clínica.
En cualquier caso, en desarrollo o en la clínica, es habitualmente el deseo de tratar una condición específica o un subgrupo de condiciones que en la práctica determina la elección del material lasing y del láser.
Los fotones que pasan a través de un medio activo con una población inversa de electrones son amplificados por una emisión estimulada. Sin embargo, también estos fotones tienen pérdidas o atenuación como ocurre en las interacciones de absorción resultando en calentamiento.
La amplificación neta o ganancia de un simple pase a través del medio activo no suele ser suficiente como para producir una energía láser que sea útil clínicamente, excepto para algunos de los láseres pulsados. Como su nombre indica, la cavidad de resonancia óptica es un elemento de retroalimentación positiva que guía a los fotones viajando paralelos a su eje, delante y atrás a través de su medio activo, permitiendo de esta forma una amplificación repetida y así potencialmente una salida más significativa.
Los sistemas que están diseñados de tal forma que la población inversa está mantenida mediante el sistema de bombeo y reúne las condiciones en las que un simple cambio en su umbral, es decir, un recorrido en círculo, de inquierda a derecha y atrás, es equivalente a dos pases a través del medio activo, esto es mayor que las pérdidas del recorrido en círculo. En tales cavidades, la energía coherente de fotones se genera por la amplificación repetida, estando solamente limitada del total por el porcentage de energía de entrada y la cantidad de energía eliminada en el haz de luz láser.
La cavidad de resonancia óptica más habitual consiste simplemente de dos superficies reflectantes, espejos planos o ligeramente curvados, colocados en cualquier extremo del medio activo y alineados precisamente de tal forma que sus ejes son exactamente paralelos y están situados a lo largo del ejedel medio láser (FIGURA1-5).
Una de estas superficies tiene una reflectancia del 100%, sin embargo la otra superficie del otro extremo tiene una reflectancia del 90 al 95%. Es a través de la superficie que tiene una reflexión parcial por la que la energía láser emerge en forma de haz de luz láser, lo que se ha denominado en algunas ocasiones como salida acoplada.
Además para proporcionar una amplificación de retroalimentación positiva, la alineación de la cavidad determina alguna de las propiedades del haz de salida. Las soluciones clásicas como ondas y quantos mecánicos a la alineación descrita aquí para una cavidad predicen que solo ciertas ondas constantes oscilarán delante y atrás constructivamente, sin que se cancelen las unas a las otras, lo que quiere decir que resonarán dentro de la cavidad.
Estos modos de resonancia tienen casi exactamente la misma longitud de onda, existen diferencias insignificantes en términos prácticos, pero difieren en la apariencia de la sección de corte. El haz de salida en la mayoría de los sistemas es un compuesto de varios modos determinados por el diseño de la cavidad de resonancia óptica.
Los sistemas de bombeo suministran energía al material lasing para crear y mantener una población invertida de electrones dentro de él. Estos sistemas varían en el tipo, y eficiencia, entre los diferentes láseres. El mecanismo de ransferencia de energía se elige y se ajusta a las necesidades de cada láser en particular. Aún con cuidadosas consideraciones respecto al diseño, la eficiencia del bombeo es habitualmente baja, variando desde una fracción de porcentaje en la mayoría de los sistemas, hasta un 30% en algunos pocos casos.
Debido a esta ineficiencia, los sistemas de enfriamiento, para tratar la energía no útil producida por las bombas y por los grandes suministros de energía que son necesarios, estos sistemas de enfriamiento, que en muchas ocasiones ocupan físicamente un gran espacio dentro del sistema láser, están incorporados en la mayoría de los láseres. Fuentes comunes de bombeo de utilización corriente incluyen aparatos ópticos, lámparas de flash, descargas eléctricas, excitación por corriente directa y también mediante radiofrecuencia.
Entre otras formas de bombeo menos frecuente en los láseres de aplicación clínica se encuentran las reacciones químicas, utilizando la energía de una reacción química apropiada y el bombeo dinámico de gas, utilizando una expansión de gas supersónica 1,5.
La mayoría de los sistemas ópticos de bombeo utilizan una fuente de luz potente que posee un espectro amplio de bandas, no coherente, como una lámpara de flash. Esta luz no coherente se dirije sobre el material lasing, donde una proporción de esta luz es absorbida por los niveles adecuados de energía con lo que resulta en el estado de excitación necesario del material lasing. Las descargas características de la lámpara de flash se ajustan para crear una población invertida ante las contínuas pérdidas dentro de la cavidad. Los sistemas de bombeo óptico son particularmente apropiados para los estados sólidos como el rubí, alejandrita y el Nd:YAG, como para los líquidos, como los láseres de colorante.
En estos materiales, sólidos y líquidos, los niveles de energía se amplían mediante una variedad de mecanismos como efectos en cristales, ampliación térmica, en bandas estrechas más que los niveles energéticos precisos simples producidos por otros sistemas de los aque hablaremos posteriormente. Tales bandas pueden absorber eficientemente una mayor proporción del amplio espectro de emisión de la lámpara de flash, incrementando por lo tanto la eficiencia global.
Los láseres mismos como el argón, nitrógeno N2, excímero, fluoruro crómico, fluoruro de xenon, se pueden utilizar como sistemas ópticos de bombeo, y tales sistemas se encuentran entre los más eficientes. Quizás de forma más importante, los láseres pueden ser utilizados para crear una población inversa entre niveles en los cuales era anteriormente imposible de conseguir y de esta manera el desarrollo de nuevos láseres, por ejemplo, el láser de colorante bombeado por argón. El sistema de bombeo mediante láser excita un más alto nivel de energía de lo que se produce en la transición del lasing, desde este estado hay un rápido y espontáneo decay a el superior nivel láser y subsiguiente decay al estado basal durante la emisión estimulada.
El sistema de bombeo eléctrico es quizás la forma más común de bombeo utilizado en los láseres de aplicación médica. Tal método es el más apropiado para los láseres cuyo medio activo consisten de gas como el CO2, argón, vapor de cobre, excímero y helio-neón , para los cuales los niveles de energía mínimamente ampliados no conducen por sí mismos a un bombeo óptico eficiente 14,15,16. La excitación por corriente directa se logra por la aplicación de un alto voltaje directo de forma intermitente, de 15-20 kV, a través del material lasing, en este caso un gas.
Esto produce como resultado una descarga eléctrica dentro del gas y acto seguido la transferencia de energía mediante colisiones y producción de la población inversa requerida. Este diseño, no obstante, tiene varios problemas como su baja eficiencia y la degradación del gas que requiere un flujo de gas o un sistema construido en catálisis para restaurar la función. Más recientemente se han desarrollado sistemas de bajo voltaje, radiofrecuencia, en estos aparatos la descarga eléctrica produce una inversión de la población de electrones del medio activo y la mayoría de las dificultades que se han mencionado anteriormente con la corriente directa, se han eliminado, además son posibles ventajas notables durante el modo pulsado (por ejemplo el láser de CO2 ultrapulsado).
Cuando se enciende el láser, la mayoría de los electrones del material lasing están en su estado basal. Se activa el sistema de bombeo y una proporción de esos electrones se excitan a un nivel superior láser, ya sea directa o indirectamente por medio de estados altos de energía, seguido por un rápido y espontáneo decay, creando una población inversa de electrones en el material lasing.
El decay o regresión espontánea al estado basal produce una emisión numerosa pero incoherente de fotones que se mueven en direcciones aleatorias y que no tienen relación en cuanti a su fase.
Algunos de ellos oscilan paralelamente al eje de la cavidad de resonancia, por lo que oscilan de delante atrás, este tipo de oscilación tiene una mayor posibilidad de producir una radiación estimulada a medida que pasan repetidamente a través del medio activo.
La activación repetida o contínua del sistema de bomba, mantiene la población inversa de electrones y en muy poco tiempo ya que la luz viaja extremadamente rápida, existe una gran cantidad de fotones oscilando dando como resultado de una emisión coherente de radiación mediante amplificación. La energía se suministra contínuamente por el sistema de bomba y esta emerge de la cavidad de resonancia a través de la salida acoplada, una superficie parcialmente reflectante, como el haz de luz láser.
Propiedades del haz de luz láser
A la radiación que sale de la cavidad de resonancia óptica se la considera un haz de luz colimado, de radiación electromagnética coherente y monocromática. Sin embargo, es necesario realizar alguna aclaración respecto a la definición dada anteriormente.
La luz láser es diferente a la emitida por un flash o por la luz del sol. La luz láser contiene un solo color o una estrecha banda de longitudes de onda comparada con la luz blanca procedente del sol, la cual consiste de un amplio espectro de longitudes de onda.
La radiación monocromática es una radiación de una sola longitud de onda, La monocromaticidad, o también denominada pureza espacial, de la mayoría de los láseres es muy grande. Por ejemplo, el láser de argón, con una longitud de onda de 488 nm, tiene una anchura de banda alrededor de 0.004 nm e la mayoría de los sistemas comerciales 4,18. Este grado de pureza de salida se puede explicar a continuación.
En teoría, solo la única longitud de onda que ocurre en la transición del material lasing puede ser amplificado en la cavidad de resonancia ya que todos los elementos que han sido elegidos en tal diseño para asegurar una población inversa y subsiguientes regresiones de los electrones ocurran entre niveles de energía fijos, previamente determinados. No obstante, los elementos que componen el sistema pueden permitir una banda más amplia de energía, como efectos en el cristal o sistema óptico, efectos térmicos, etc., y por consiguiente, permitir la amplificación de una banda de longitudes de onda más ancha pero limitadas entre el valor de los dos niveles de la única energía existentes en los dos niveles del láser en dos estrechas bandas de energía.
No todas de estas posibles longitudes de onda pueden amplificarse y de esta manera la cavidad de resonancia óptica produce una mayor pureza espectral dependiendo de su diseño. Solamente ciertas longitudes de onda pueden oscilar o resonar dentro de la cavidad, el resto se anulan debido a las ligeras diferencias de fase e interferencias. El efecto neto resultante es el de una única longitud de onda comprendida entre las bandas amplificables por lo que el espectro del haz de luz en la salida es de gran pureza.
En los sistemas médicos y en la mayoría de las aplicaciones clínicas, la anchura de banda del haz de salida es tan pequeño que llega a ser insignificante y estos láseres se les puede denominar razonablemente como que operan a una única longitud de onda, es decir, un haz de luz monocromática.
Los haces de luz láser viajan paralelamente el uno al otro. La divergencia de este haz de luz láser se puede medir en fracciones de grados a diferencia de la luz que emerge de un flash, la cual diverge de forna importante. A esta baja tendencia a diverger se le llama coherencia espacial o colimación, y es la que permite a la luz láser viajar grandes distancias sin pérdida de su intensidad. Además la luz láser está en fase, a lo que se denomina coherencia temporal o monocromaticidad. La mayoría de los resultados producidos por la cirugía láser son debidos a estas propiedades. (FIGURA 6).
Un haz de radiación verdaderamente colimado, viaja siempre en una sola dirección con un diámetro constante. Al igual que ocurre con la monocromaticidad, la colimación del haz de luz láser no es absoluta. Todo haz de luz láser tiene una pequeña pero significativa divergencia centrada a lo largo de una determinada dirección. La divergencia inherente al haz láser se debe primariamente a la difracción existente en la salida de cualquier fibra óptica o piezas de mano.
Los elementos ópticos, como las lentes, pueden alerar significativamente la divergencia del haz y están presentes en la mayoría de los sistemas. Una lente convergente produce un haz de luz mínimo o tamaño del spot en aproximadamente la longitud focal de la lente. En este punt el haz de luz está focalizado. A distancias diferentes del punto de focalización, ya sea más cerca o más lejos, el tamaño del spot aumenta, y se le denomina desfocalización 3, 13.
Más adelante se verá como un cirujano experimentado en la tecnología láser puede conseguir efectos clínicos sorprendentes sobre la patología que vaya a ser tratada depositando mayor o menor densidad de energía focalizando y desfocalizando el haz de luz láser, ya sea mediante alejamiento o inclinación de la pieza de mano sobre la superficie a tratar, incluso con sistemas láseres que tienen parámetros no absolutamente ideales para el tratamiento de una condición determinada.
La colimación del haz de luz a la salida de la pieza de mano de los láseres médicos es lo suficientemente grande como para permitir al clínico dirigir el haz con facilidad. Esta direccionalidad precisa se utiliza en la mayoría de los aparatos modernos. La divergencia del haz, como hemos dicho anteriormente, es importante también clínicamente, ya que variaciones en el spot, el diámetro del haz, pueden alterar significativamente los efectos producidos en el área a tratar 5.
El tamaño del spot de un haz divergente aumenta a medida que se incrementa la distancia desde el punto de origen. En general un mayor spot cubre un área mayor y con más uniformidad. Sin embargo, a medida que aumenta el spot, disminuyen la densidad de potencia o irradiancia y la densidad de energía o fluencia, y solamente pequeños cambios en el tamaño del spot pueden producir cambios significativos en estos parámetros, ambos son inversamente proporcionales al cuadrado del radio del tamaño del haz. La densidad de energía (De) o fluencia es gual a los julios por unidad de área, la unidad de área es igual a ¼ por el radio al cuadrado del tamaño del spot, es decir, De = julios/cm2 = julios/¼ r2, por lo que reduciendo el tamaño del spot a la mitad, se incrementará la fluencia por un factor de 4.
La irradiancia se refiere a la intensidad de un haz de luz láser contínuo y se mide en vatios por centímetro cuadrado. Los cálculos son similares a los que se han mosrado anteriormente y muestran una relación idéntica entre el tamaño del spot e irradiancia, al igual que la fluencia. La irradiancia es, por lo tanto también, inversamente proporcional al cuadrado del radio del spot o diámetro del haz de luz láser.
Es importante de nuevo destacar que la unidad de área se mide en cm2, y que es igual a ¼ por el cuadrado del radio. La densidad de energía (De) es igual a los watios multiplicados el tiempo que dure la exposición expresada en segundos del haz de luz láser para los láseres pulsados y dividido por la unidad de área, que como hemos dicho anteriormente, es igual a ¼ x r2, expresada en cm2.
Densidad de energía (fluencia) y densidad de potencia (irradiancia)
Como se ha dicho anteriormente, la densidad de eregía (De) o fluencia es la energía total del haz de luz láser dividido por la unidad de área. Es el producto de la densidad de potencia y el tiempo de exposición durante el tratamiento, específicamente, nos referimos como tratamiento a un solo disparo o a un solo pulso, es decir a un determinado tiempo de exposición, expresado en segundos, julios por centímetro cuadrado, aunque puede durar fracciones de él, del haz de luz láser.
En términos generales, en cuanto a la anchura de pulso, nos referiremos a milisegundos (ms = 10-3 seg), microsegundos (µs = 10-6 seg), nanosegundos (ns = 10-9 seg), picosegundos (ps = 10-12 seg) y ficosegundos (fs = 10-15 seg). Su importancia es que refleja la energía total que se entrega al tejido, que a su ves estará directamente relacionado al volumen de tejido que será tratado, necesitaremos una determinada energía para tratar un determinado volumen. En principio, se podría utilizar cualquier combinación apropiada de densidad de potencia y duración de la exposición para entregar la energía o fluencia necesaria, julios/cm2, para tratar una región determinada.
Posteriormente observaremos que cualquier combinación de esots dos factores para conseguir la densidad de energía adecuada no es válido si tenemos en cuenta el concepto de fototermolisis selectiva acuñado por Anderson y Parrish 21, 22. Cuando se considera la disipación de calor de una determinada estructura a tratar, mediante la difusión térmica que es diferente para coda forma geométrica de estas diferentes estructuras, es muy importante o fundamental tener en cuenta la limitación en cuanto a la duración d ela exposición o anchura de pulso.
La densidad de potencia (Dp) o irradiancia es la proporción de energía entregada (potencia) dividia por la unida de área a tratar expresada en centímetros cuadrados y como se ha dicho anteriormente es igual a ¼ por el cuadrado del radio del haz de luz láser o spot, y se expresa en vatios/cm2. La densidad de potencia es el primer determinanteen la velocidad del tratamiento tisular. Aumentando la densidad de potencia, vatios/cm2, permite un tratamiento lo suficientemente rápido como para mantener la duración de la exposición a un mínimo pero manteniendo la energía total entregada suficiente para tratar una condición determinada.
A grandes rasgos quiere decir que los láseres con más potencia, capaces de generar más vatios y por lo tanto mayor densidad de potencia, podrán entregar la energía necesaria para tratar una condición específica produciendo pulsos en menos espacio de tiempo, siendo por la tanto también más rápidos, para adecuarse al tiempo de relajación térmica (TRT) de cada estructura o cromóforo específico, partícula que absorve la luz láser a una longitud de onda específica y también con una anchura de pulso igualmente específico para poder ser destruído selectivamente.
Recordemos que la luz láser es la aplicación de calor selectivo más importante en toda la historia de la medicina jamás conocido y que permite una cirugía micrscópica no conocida anteriormente desde la aplicación de los principios señalados anteriormente 21. Como dato anecdótico podríamos señalar que la concentración máxima que puede conseguirse con un haz de luz no coherente témporo-espacialmente, es decir no monocromática ni colimada y por lo tanto no láser es de 0.1 vatios por centímetro cuadrado, sin embargo con las características que se han descrito con anterioridad, la concentración que puede lograrse en un punto determinado con un haz de luz láser es el de un millón de veces mayor que el de la luz, 100.000 vatios/cm2.
Como se ha mencionado, la fluencia y la irradiancia dependen del tamaño del spot y por lo tanto de la divergencia del haz de luz láser. Variando la distancia al lugar de tratamiento, enfocando o desenfocando el haz puede producir respuestas tisulares significativamente diferentes. Un cirujano experimentado puede utilizar esto para lograr el efecto deseado 1, 3, 9, 13, 17, 19, 20. Sin embargo, en la mayoría de las situaciones clínicas, para evaluar o reproducir cualquier efecto terapeútico, se deben conocer los parámetros como el tamaño del sot, densidad de energía, potencia y la anchura de pulso utilizada a la distancia focal, es decir, a la longitud focal de la lente empleada en la pieza de mano.
La mayoría de los sistemas láser modernos se suministran por los fabricantes con una amplia gama en los que se especifican las posibles distancias a las cuales se opera con diferentes tamaños de spots, incluso si el haz se focaliza o se desfocaliza en un punto determinado, con una gran variabilidad en cuanto a los parámetros de densidad de energía entregados, dependiendo del tipo de láser, a cada distancia. Lejos de los parámetros ofrecidos por los fabricantes de estos sistemas a diferentes distancias y debido a su gran variabilidad, esos parámetros no se conocen normalmente, así que aconsejamos a los médicos que comiencen a emplear estos sistemas, una gran cautela en cuanto a su utilización y a los parámetros que se les han ofrecido.
Sería muy aconsejable, por no decir del todo obligatorio, que además del conocimiento profundo en cuanto a las propiedades físicas con el sistema con el que trabajen, de las posibles recciones tisulares resultantes, las condiciones específicamente tratables con ese determinado sistema, un entrenamiento apropiado con cirujanos o clínicos que tengan una gran experiencia con estos determinados sistemas.
Densidad de potencia del haz láser
La densidad de potencia a la que aquí nos referimos es una media de la potencia de todos los elementos que componen el haz de luz láser, que se supone es uniforme. Un examen más detallado del diámetro transverso del haz de luz láser, revela que habitualmente no es uniforme sino que está compuesto de varios componentes, los TEMs (modos eléctricos transversos). Estos TEMs son el resultado de modelos permisibles de oscilación dentro de una cavidad, ondas resonantes. Cada modo tiene su propia y única densidad de potencia en su sección de corte o su huella energética. Son posibles varios TEMs dentro del haz láser, y la mayoría de los láseres producen al menos dos o tres modos cuando están en funcionamiento, de ahí el término de salida multimodo.
El modo más inferior, TEM00, tiene un modelo de densidad energética a la sección de corte relativamente uniforme, gausiano, pero el modo de nivel energético más alto, TEM01, no es uniforme, tiene un modelo anular 1, 4. Es lo que se llama en la clínica práctica que el haz de láser a la salida de la pieza de mano tiene puntos calientes, es decir, no es uniforme, algunos puntos dentro del haz tienen diferentes niveles energéticos, no es homogéneo, el resultado clínico es la observación que en un solo disparo de un láser pulsado existen diferentes efectos tisulares producido por esas diferencias energéticas y son más frecuentes cuando el aparato con el que trabajamos tiene dificencias en cuanto a su alineación, cavidad de resonancia y elementos que componen el sistema óptico.
Estos defectos se producen más frecuentemente en los láseres Q-switchados (rubí, alejandrita, neodimios con/sin frecuencia doblada) equipados con brazos articulados para el depósito energético en los tejidos. Es importante en todos los sistemas y en especial en estos mencionados un cuidadoso alineamiento de los sistemas integrantes del láser así como de su mantenimiento para evitar al mínimo estas diferencias energéticas en el haz de salida.
Durante el tratamiento el clínico debe procurar una enrega de la energía sobre la zona a tratar lo más uniformemente posible, esta meta se logra en primer lugar por una buena técnica clínica. La dispersión y la reflexión en los tejidos al igual que la mezcla espacial dentro de cualquier fibra óptica produce un depósito energético tisular más uniforme. Hay piezas de mano computarizadas que contribuyen a este depósito energético más preciso.
Los TEMs y otras irregularidades presentes en el haz de salida en teoría pueden ser un factor limitante en cuanto a la uniformidad en la entrega energética, especialmente en los láseres que tienen una baja dispersión tisular, como los que trabajan con longitudes de onda en la banda de los infrarrojos, o aquellos que tienen una alta absorción tisular como los láseres ultravioleta y erbios (Er):YAG, por razones obvias.
Los láseres operan principalmente en dos formas, dependiendo del tiempo de salida del haz de luz láser: los llamados de onda contínua y los pulsados. Como su nombre indica, los láseres de onda contínua producen un haz ininterrumpido de radiación, ejemplos de estos láseres son el argón y el CO2. La energía se entrega contínuamente, la salida del haz del láser dura tanto como desee el operador, y como en el resto de los aparatos láseres, el nivel de energía depende de la densidad de potencia y del tamaño del spot (FIGURA).
Esta forma de entregar la energía puede ser simulada por láseres cuya salida consistede una alta repetición de trenes de pulsos, es decir que tengan una alta frecuencia. En estos casos, los pulsos están tan cerca unos de otros, que estos láseres se comportan como los de onda contínua (ejemplos: láseres de vapor de cobre). Con los láseres de onda contínua se requiere una gran pericia por parte del cirujano que los maneje para poder entregar la dosis energética requerida de la zona a tratar y además que sea de forma uniforme. De esta forma se pueden tratar grandes áreas más rápidamente 9, 13, 23.
Existen una gran variedad de láseres que operan de forma pulsada, siendo los efectos de cada pulso discretos e identificables 1, 3, 4, 10, 17, 20. Los mecanismos para lograr una salida pulsada difieren dependiendo del tipo de láser, pero aún siendo idénticos, varían dependiendo del fabricante. La forma más simple es el de un sistema con un mecanismo de cierre en la apertura, un obturador, de este modo se pueden producir pulsos que varían de 0.1 ms a 0.1 segundos, cada pulso tiene un pico de potencia idéntico al otro y que también es igual al producido por un láser de onda contínua como el de CO2.
La mayoría de los láseres de onda contínua pueden ser obturados (FIGURA), este es un sistema sencillo para producir pulsos cortando temporalmente la salida del haz de luz láser contínuo.
El modo pulsado se puede producir mediante otros métodos que el descrito anteriormente, que incluyen el sistema de cierre, Q-switching (interrupción) y los sistemas de bombeo y descarga controlados. El sistema de cierre produce pulsos de duración ultracortos (picosegundos) y de picos de potencia altraaltas (gigavatios), no se utiliza normalmente en los aparatos con fines médicos. El modo Q-Switching es una técnica para producir pulsos cortos, del orden de nanosegundos, con picos de potencia muy altos, megavatios, como los láseres rubí, alejandrita y neodimio:YAG Q-switchados (FIGURA).
La Q se refiere al factor de calidad de la cavidad del láser, un factor directamente relacionado a la ganancia total pero independiente de la población inversa de electrones. Cuando Q es alto, los fotones permanecen en la cavidad durante largos periodos de tiempo, de tal forma que la ganancia es alta, lo contrario también es cierto. Las técnicas de Q-switching son variadas, pero en la mayoría de los casos se logra por la introducción de un absorvente saturable en el interior de la cavidad del láser. Cuando este absorvente se desatura, disminuye la vida media de los fotones en la cavidad, reduciendo Q y por lo tanto la ganancia.
En este estado, mientras Q es baja, la población inversa de electrones alcanza un nivel alto. Sn embargo, cuando el absorvente se satura, la Q de forma instantánea es alta, así como la ganancia. En este punto, toda la energía almacenada en la población inversa de electrones acumulada se libera en un pulso simple, corto y de alta energía, el absorvente se desatura en este momento de nuevo, comenzando el ciclo otra vez.
El proceso puede repetirse para crear más pulsos. Los sistemas pulsados permiten un control más flexible sobre la entrega de energía que los láseres de onda contínua, aunque el tiempo de tratamiento sea más largo. El perfil de potencia de un pulso sobre el tiempo es muy importante en los efectos tisulares que produce. El área bajo un perfil tiempo/potencia es la energía total y por lo tanto refleja el volumen de tejido que puede tratarse mediante un pulso. Un ejemplo de la importanica del perfil de pulso puede observarse cuando se comparan los efectos tisulares producidos por un láser de CO2 ultrapulsado con los de un láser CO2 típicamente superpulsado. La energía entregada por cada pulso ultrapulsado es suficiente como para producir vaporización, mientras que la mayoría de los láseres superpulsados es insuficiente para realizar una ablación del tejido a menos que se utilice una repetición de pulsos para lograr el mismo efecto 17.
La diferencia más notable, además de la uniformidad de tratamiento, es la de producir un daño térmico residual menor y así la recuperación, fase de eritema, posibiliddad de efectos secundarios son menores, mejorando evidentemente los resultados finales. La temperatura de vaporización (punto de ebullición) del agua a una atmósfera de presión es de 100ºC. No obstante, la mayoría de los láseres y dispositivos electroquirúrgicos habitualmente vaporizan los tejidos por encima de esta temperatura. Los láseres CO2 disponibles, pueden ser utilizados por pulsos de alta energía o de forma contínua, estas dor formas de utilización difieren mucho en cuanto a la ablación tisular y el daño térmico residual.
Cundo se utilizan en onda contínua a potencias para producir vaporización, la temperatura de la superficie de la piel fluctúa en ciclos comprendidos entre 120 y 200ºC, por lo que se produce carbonización. Se produce coagulación por lesión térmica a una profundidad de 1mm de la superficie de la piel, debido a la conductividad térmica, a pesar de los 20 µm de profundidad de penetración que tiene la radiación emitida por un láser de CO2.
La carbonización se produce por el calentamiento exremo de los tejidos disecados. Así el lecho tisular coagulado después de una vaporización por una radiación contínua de CO2 tiene una profundidad de aproximadamente 1 mm 24. Por el contrario, pulsos apropiadamente cortos (menores de 1 ms) con una energía apropiada (mayor de 5J/cm2) 25, de una radiación emitida por un láser CO2, produce una ablación de mayor efectividad, con menos daño térmico (50-100 µm de desnaturalización tisular residual) y sin carbonización, esta pequeña capa de daño térmico residual es la responsable de producir hemostasia, a diferencia del láser de erbio, y la falta de efectos secundarios, como la cicatriz residual 26,27.
A grandes rasgos y para tener un conocimiento de la nomenclatura utilizada en cuanto a la anchura de pulso, tiempo que dura la emisión del haz de luz láser en un solo pulso de los sistemas de láseres pulsados, podríamos definir como los denominados pulsos muy cortor como auquellos pulsos que tienen una duración menor de 1 milisegundo (ms), pulsos cortos los que tienen una duración entre 1 y 10 milisegundos, pulsos largos aquelloos comprendidos entre 10 y 100 ms y los recientemente utilizados para diferentes aplicaciones y en particular un nuevo concepto surgido en depilación mediante láseres diodos de 810-20 nm, los pulsos superlargos que oscilan entre los 100 y los 1.000+ milisegundos 28.
Como puede observarse, la cirugía cutánea efectuada mediante láseres difiere notablemente con la convencional, se habla de cirugía microscópica. Cuando se efectúa ablación mediante láser, al igual que otros procedimientos como el tratamiento de lesiones pigmentadas, eliminación de tatuajes, destrucción del folículo piloso, tratamiento de lesiones vasculares, los cambios de coloración visibles en los tejidos no son parámetros fiables como indicadores de la profundidad alcanzada en la dermis. Se han hablado de distancias muy pequeñas, muy inferiores al milímetro, como milimicras, micromicras, etc, indistinguibles al ojo humano, y de períodos muy cortos de tiempo, fracciones de segundo como milisegundos, microsegundos, nanosegundos, etc.
Un cirujano experto en láseres debe saber con antelación al tratamiento el efecto que va a producir sobre una determinada lesión, con diferentes longitudes de onda, diferentes densidades de energía y potencia, diferentes spots, etc. Es decir, un conocimiento exhaustivo de la anatomía, la patología a tratar, el principio de la fototermolisis selectiva y de la interacción láser-tejidos.
Sistemas de entrega del haz de luz láser
El haz de luz láser que sale de la cavidad de resonancia se manipula mediante elementos ópticos, como espejos, lentes, fibras, etc. para ser depositado en los tejidos. Existen diferentes sistemas de entrega, dependiendo del tipo de láser, para que sean lo suficientemente flexibles para su aplicación clínica.
Un brazo articulado, es una serie de tubos huecos acoplados a través de los cuales se direcciona el haz de luz láser mediante reflexión enespejos o prismas exactamente alineados y contenidos dentro de estos tubos. Inicialmente, los brazos articuladosfueron el sistema principal de entrega en las aplicaciones clínicas, sin embargo, tienenmenos flexibilidad y requieren una constante alineación de estos elementos ópticos contenidosen su interior.
Los sistemas modernos son flexibles y fáciles de utilizar con un bajo mantenimiento. El CO2 de alta energía (con una longitud de onda de 10,600 nm) no puede transmitirse a través de fibras ópticas, aunque hoy día se han desarrollado tubos huecos de pequeño diámetro revestidos de internamente con materiales cerámicos por el que se guía el haz del láser mediante reflexiones internas 1, 9, 14, 20. También la mayoría de los sistemas láser Q-switched se transmiten a través de brazos articulados para evitar el problema existente en las fibras ópticas para la transmisión de pulsos de alta potencia. Las fibras ópticas son más populares debido a la facilidad de utilización.
A pesar de sus desventajas, cada vez de menos importancia según se incrementan logros técnicos, como una reducción ligera, llamadas pérdidas, en la potencia de salida y de la mayor divergencia del haz de luz láser, su utilización es cada vez mayor. Las fibras están hechas con cuarzo o cristal y se guía el haz a través de toda su longitud por reflexiones internas. Todas las longitudes de onda visibles (400-750 nm) y las cercanas al espectro infrarrojo (alejandrita 755nm, diodos 800-940nm, neodimios 1064-1320nm), pueden transmitirse a través de fibras ópticas apropiadas, con la excepción mencionada anteriormente para los láseres Q-switched 1, 3, 4, 15, 16. No entramos en la discusión de las fibras ópticas más apropiadas, grosor, flexibilidad, duración, diferentes recubrimientos en los que se logra menores pérdidas y mayor duración de las mismas, ya que lo consideramos fuera del ámbito que se pretende en este capítulo.
El último elemento de entrega en el haz de luz láser es la pieza de mano. Muchos de los láseres dermatológicos utilizan piezas de mano sin contacto, es decir se entrega el haz de luz láser e interactúa directamente en los tejidos. Los sistemas de entrega calientes, contienen elementos, cristales o terminales de fibras esculpidos recubiertos de un material absorvente de la luz y de esta manera calentado por la radiación. Estos terminales se colocan en contacto con el tejido a tratar y la energía se transmite por conducción 1, 3, 4, 20, 28, 30.
En los sistemas de no contacto, la pieza de mano se maneja como una linterna, solamente contiene una lente convergente, enfocando el haz de luz láser a uno o más tamaños de spot a la distancia operante, y una puntero de luz, que incluso algunos sistemas no lo tienen incorporado, este puntero suele consistir de otro láser, helio-neón o diodos a muy baja potencias (1-3 mw, con una longitud de onda aproximada de 600 nm), que sirven como su nombre indica para ayudar a dirigir con más exactitud la zona elegida a tratar. También existen piezas de mano más complicadas diseñadas para un propósito específico con una mayor uniformidad en la entrega de energía, un ejemplo son los escáneres en los láseres de onda contínua que incorporan lentes y microprocesadores para tratar un área predeterminada uniformemente.
También existen diferentes escáneres para los láseres pulsados y piezas de mano que incorporan un sistema de enfriamiento para proporcional una protección epidérmica, bien de contacto como el zafiro o sistemas de espray como el gas criógeno o bien sistemas de frío que consisten en aire atmosférico enfriado a una temperatura regulada por el manipulador, en ambos sistemas también puede regularse el preenfriamiento en milisegundos y el postenfriamiento, es decir la duración en milisegundos de aire frío o de criógeno después de haber sido efectuado el disparo, e incluso el retraso (delay) o el tiempo que una vez efectuado el disparo, tarda en salir el gas criógeno o aire ambiental enfriado, igualmente medido en milisegundos.
Otras piezas de mano que no suelen utilizarse en dermatología, son aquellas que disponen de micromanipuladores, permitiendo un muy preciso control del haz láser en tamaños de spot muy pequeños durante procedimientos quirúrgicos microscópicos.
Propiedades ópticas de la piel
Existen dos procesos fundamentales que rigen todas las interacciones de la luz láser con los tejidos: absorción y dispersión. Cuando hay absorción, el fotón entrega su energía a un átomo o molécula conocida como cromóforo, cuando existe absorción el fotón deja de existir y entonces excita al cromóforo que ha absorbido la energía del fotón, entonces se incia una reacción fotoquímica, se puede disipar esta energía como calor o puede haber una reemisión de la luz, fluorescencia.
La probabilidad con la que se puede producir absorción de este tipo de energía lumínica, fotones, depende de las transiciones específicas entre las órbitas de los electrones a los que se intenta excitar o las modos de vibración molecular. Esto quiere decir que los cromóforos o moléculas tienen bandas características de absorción para ciertas longitudes de onda 31. El espectro de absorción de los principales cromóforos de la piel dominan la mayoría de las interacciones láser-tejidos en dermatología. El coeficiente de absorción es la probabilidad por la unidad de longitud de trayectoria en la cual un fotón en una determinada longitud de onda será absorvido.
Este coeficinete se mide en unidades de 1/distancia y se denomina µa, se cuantifica en cm-1 32. El coeficiente de absorción depende de la concentración de cromóforos presentes.
La piel humana está repleta de interesantes pigmentos y de diferentes estructuras microscópicas que tienen un espectro de absorción muy diferente, esta hetereogeneidad es la que permitirá una eficaz fototermolisis selectiva para la destrucción mediante el calor generado por la absorción específica de aquellas partículas o cromófors que absorvan una determinada longitud de onda a una determinada amplitud de pulso. La dispersión se produce cuando un fotón cambia su dirección de propagación, pero este fotón continúa su recorrido en una dirección diferente a la que antes tenía.
Toda luz que regresa de la piel es luz dispersa, ya que la luz choca sobre la superficie epidérmica, alrededor del 5% es reflejada debido al abrupto cambio en el índice de refracción entre el aire (n = 1.0) y el estrato córneo (n = 1.55), esta es la refractancia regular. Una vez dentro de la piel, el 95% restante de la luz láser puede ser absorbida o dispersada por partículas, moléculas u otras estructuras en el tejido. La reflexión que ocurre en las partículas grandes es independiente de la longitud de onda, al igual que sucede con el color blanco o gris que se ve en las nubes.
En las partículas de tamaño más pequeño que la longitud de onda d ela luz, inferiores a unos cientos de nanómetros de tamaño, la dispersión es mucho mayor para longitudes de onda cortas, un ejemplo sería el color azul del cielo, debido a que la dispersión molecular es mayor a longitudes de onda más cortas. En general, la piel tiene múltiples capas y además éstas tienen variabilidad óptica, de una región anatómica a otra y de persona a persona. Se han desarrollado diferentes modelos con diversos grados de complejidad para representar las propiedades ópticas de la piel, pero ninguno de ellos ha sido completamente satisfactorio.
Para que sea más sencillo, se puede considerar que la piel está compuesta de dos capas: el estrato córneo/epidermis y la dermis. Cada capa tiene unas propiedades ópticas muy diferentes entre si 32, 33, 34. El estrato córneo (10µm) y la epidermis (100µm) forman una barrera óptica debido a que tienen una banda ancha de absorción que incluyen las longitudes de onda de la mayoría de los láseres. Los principales cromóforos (sustancias en la piel que absorben la luz muy significativamente) se pueden clasificar por la longitud de onda a la cual captan la luz específicamente:
- Menos de 300 nm: melanina, uniones peptídicas, aminoácidos aromáticos, ácido urocánico.
- De 320 a 1500 nm: melanina.
- Más de 1100 nm: agua.
Cada cromóforo tiene una absorción del espectro lumínico muy dependiente de la longitud de onda y está caracterizado por el coeficiente de absorción. El estrato córneo/epidermis está compuesto por un complejo de cromóforos que varían en tipo y concentración de un sitio a otro. Para una longitud de onda determinada, la absorción neta depende del coeficiente de absorción y de la concentración presente de cromóforos.
Aún más complejo, también depende de la anchura de pulso y de la densidad de energía, independientemente de la longitud de onda, por ejemplo un láser Q-switchado Nd:YAG, el cual tiene una longitud de onda de 1064 nm, es decir está dentro de la ventana óptica de la piel (350-1300 nm) 22 y por lo tanto tiene capacidad de atravesarla, con una amplitud de pulso de tan solo nanosegundos, está muy por debajo del tiempo de relajación térmica de la epidermis (1-10 ms) y puede lesionarla.
Está absorción neta se caracteriza por una longitud de absorción, la distancia a la que viaja la luz dentro de la piel depende de su intensidad, cuando esta cae por debajo del 63%, que es debido únicamente a su absorción, cuanto mayor absorción, más corta la longitud de absorción. La dispersión de la radiación támbién se produce en la dermis, y es de mayor importancia que en la epidermis, de tal forma que la luz que entra en esta capa se absorve o se transmite sin dispersión a la dermis. La dermis, de 3mm de grosor, también forma una barera, pero dentro de esta capa la absorción y dispersión de la luz láser son de igual importancia con determinades propiedades ópticas.
La absorción se produce por los cromóforos dérmicos, que incluyen la mayoría de los encontrados en la epidermis, con la posible excepción de la melanina y también de la hemoglobina en varios de sus diversos estados como la hemoglobina oxigenada y la metahemoglobina, al igual que cromóforos dentro del torrente circulatorio como la bilirrubina. De nuevo, la absorción neta a una determinada longitud de onda depende del coeficiente y de la concentración de todos los cromóforos presentes.
La dispersión se debe a inhomegeneidades en la estructura de la piel, como moléculas, partículas y estructuras tisulares de mayor tamaño. La distribución espacial y la intensidad de la dispersión depende del tamaño y de la forma de esas diferencias de homogeneidad comparados con la longitud de onda y distribución de estas, lo que da como resultado variaciones en el índice de refracción (n).
En la dermis, la dispersión sucede fundamentalmente en las inhomogeneidades cuyo tamaño es del .orden de la longitud de onda o ligerante mayor, como son las fibras de colágeno. Por lo tanto .parece actura como una materia compleja en la cual la dispersión es aproximadamente una función .inversa de su longitud de onda, cuanto menor sea la longitud de onda, más dispersión. El efecto principal de la dispersión es modificar .la región en la cual se absorbe la radiación. En general, cuanto mayor sea el grado de dispersión, menor será .la profundidad de penetración tisular.
Esto es a causa de que un fotón que ha tenido que viajar más para alcanzar una cierta profundidad, ha tenido que sufrir previamente varios episodios de dispersión, y debido a que todos ellos son iguales, la probabilidad de ser absorbido depende de la distancia a la que viaje, un aumento de la dispersión resultará en una profundidad de penetración reducida.
La profundidad de penetración es un parámetro similar al de la longitud de de absorción, pero refleja los efectos de ambos, absorción y dispersión, un aumento en cualquiera de estos dos producirá por tanto en una reducción d ela profundidad de penetración. Este parámetro se define como la distancia que viaja la luz en la piel hasta el punto en que la intensidad de esta cae por debajo del 50%. Adicionalmente, la dispersión altera el diámetro, es decir, la sección de corte o el diámetro del haz de luz láser, produciendo un haz más homogéneo y difuso.
Cuando el tamaño del spot es más grande que la longitud de absorción, el efecto de la dispersión en su diámetro es mínimo, lo que quiere decir que hay un depósito mínimo de energía fuera del diámetro de luz incidente. Cuando el tamaño del spot se reduce a la longitud de absorción o menos, la dispersión es grande, lo que puede dar como resultado a un depósito de energía significativo fuera del diámetro de la luz incidente y por tanto, también se reduce la profndidad de penetración. Por último, existe también una dispersión retrógrada, que aunque es pequeña, contribuye a producir pérdidas de energía y crear un potencial peligro de seguridad.
Toda luz que incide en una superficie puede reflejarse, transmitirse, dispersarse o absorberse, o una combinación de estas 1, 3, 10, 22, 31, 32, 33, 34. Las interacciones que suceden sobre el tejido en el que se incide la luz, dependiendo del láser utilizado, ángulo de incidencia, desfocalización y propiedades de la piel, pueden determinar las siguientes reacciones:
1. La luz deja el tejido, no hay ningún efecto tisular (reflexión, dispersión). 2. Volumen irradiado (transmisión, dispersión, absorción). 3. Efectos terapeúticos (absorción).
La reflexión y la dispersión ocurren cuando los fotones incidentes cambian su dirección de propagación Toda luz que es reflejada por la piel es luz dispersa. Cuando un haz de luz láser incide sobre la superficie de la piel, una cierta proporción de la radiación se refleja debido al cambio abrupto en el índice de reflexión entre el aire (n=1.0) y el estrato córneo (n=1.45-1.55). La proporción de luz reflejada depende del ángulo de incidencia y es relativamente independiente de su longitud de onda (entre 250 nm y 3.000 nm) y del tipo de piel.
Puede ser dependiente de una patología que altere la piel, como la psoriasis que aumenta el índice de reflexión y por tanto de luz dispersa. Algún grado de reflexión es inevitable, se puede disminuir al mínimo asegurando que el ángulo de incidencia de la luz láser respecto a la piel sea de cero grados, es decir la pieza de mano debe estar situada con respecto a la superficie que se vaya a tratar, en un ángulo de 90º, en este caso la luz reflejada es de un 5-10%, a esto se le denomina reflexión regular. La luz láser que se transmite puede ser dispersada o absorbida. La dispersión en la epidermis y en la dermis es fundamentalmente hacia delante, pero hay una parte que es reflejada hacia atrás por los pequeños elementos y forma parte de la luz que deja el tejido, es decir la luz que por el cambio brusco de incidencia se refleja en el estrato córneo.
En condiciones normales el 10-20% de la luz incidente no se absorbe, se refleja o se dispersa. Tal radiación no tiene ninguna utilización clínica y además puede representar un peligro para el paciente, para el cirujano y las personas presentes en la sala, además la dosis disponible para lograr los efectos terapeúticos deseados es menor.
Actualmente se han desarrollado diferentes campanas ópticas, la primera patentada por Palomar®, para reaprovechar estos fotones reflejados o dispersados, para aumentar la eficacia terapeútica y al mismo tiempo disminuir la posibilidad de efectos colaterales.
En cualquier caso, todo el personal presente en la sala donde se efectúen procedimientos mediante láser debe llevar las gafas apropiadas para la longitud de onda con la que se esté tratanda, igualmente se debe controlar el acceso a esta sala cuando el láser esté en funcionamiento 9, 20, 35.
Aquella energía que no se refleja es absorvida con o sin dispersión en un volumen de tejido al que nos referiremos como el volumen irradiado. La extensión de este volumen (profundidad de peneteración, sección de corte del haz de luz láser) y la forma del depósito de energía dentro de él, están directamente relacionados con los efectos clínicos.
Es imposible el poder predecir esta información en detalle ya que existen cambios en la distribución de la energía y la posterior conducción de esta energía. Se puede considerar el volumen irradiado producido por simple pulso de radiación antes de que se produzca la conducción posterior 32, 33, 34.
Por debajo de los 300 nm (ej.: láser excímero, 193nm), la absorción es tan grande en donde hay concentración de los cromóforos específicos (proteínas, melanina, ácido urocánico y DNA), que la energía se deposita en los primeros micrones de la piel.
Con una profundidad de penetración de tan solo micrones, la totalidad del volumen irradiado se encuentra en el estrato córneo/epidermis.. Las características en la sección de corte del volumen irradiado reflejan las del haz incidente, no obstante, estas características se modifican debido a la naturaleza irregular de la superficie de la piel y por cualquier dispersión que pueda ocurrir, ambas tienden a causar difusión del haz láser.
Entre 320 y 1200 nm (ej.: argón 488nm, neodimio de frecuencia triplicada 355nm, láseres de colorante 585-600nm, KTP y neodimios de frecuencia doblada 532nm, vapor de cobre 511-578nm, rubí 694nm, alejandrita 755nm, diodos 800-1000nm, neodimio:YAG 1064nm), la melanina es el principal cromóforo específico de la epidermis, también comienza a haber una absorción significativa por el agua que comienza con un pequeño pico de absorción alrededor de los 950 nm.
Sobre esta banda, la absorción por la melanina disminuye según aumenta la longitud de onda FIGURA.
A partir de los 1200 nm, el 90% de la energía incidente se transmite a través de la piel independientemente del fototipo de piel, mientras que a los 400 nm, solamente se transmite el 50% de la energía en los fototipos de piel claro y el 20% en los fototipos de piel oscuros.
La absorción de la radiación láser en la epidermis puede alterar significativamente la dosis terapeútica en la dermis, además de poder causar efectos indeseables. En general, esta dosis depende de tres factores fundamentales: de la longitud de onda, del fototipo de piel y de la intensidad de la luz incidente. En la dermis, la dispersión se produce por las fibras de colágeno en función inversa de la longitud de onda, es decir, aumentando con la disminución en la longitud de onda.
El cromóforo principal en la dermis es la oxihemoglobina HbO2, el coeficiente de absorción para la oxihemoglobina disminuye gradualmente desde los 320 a los 1200 nm, pero existen tres picos en los cuales la absorción está aumentada de forma significativa: 418 y 542/577 nm, también existe un pico menor y más amplio alrededor de los 900 nm.
Considerando los efectos de absorción y de dispersión en la dermis, combinados con la absorción existente en la epidermis, las longitudes de onda que más peneran son aquellas que está comprendidas entre los 650 y 1200 nm, el espectro de luz que va desde la luz roja a la cercana al infrarrojo, rubí, alejandrita, diodo y neodimio. Recordemos que la luz visible está en el rango de los 400 a 750 nm, la luz infrarroja de los 750 a 1mm, y la luz ultravioleta de los 100 a 400 nm.
Para la longitud de onda comprendida entre los 650 y 1200 nm, la dispersión es menor que para longitudes de onda más cortas, pero esta dispersión puede llegar a ser importante cuando el tamaño del spot se aproxima a la longitud de absorción, por ejemplo un spot de tamaño de aproximadamente 3mm para un Nd:YAG y de aproximadamente 4mm para un láser diodo 22, 28, 29.
En el espectro de luz comprendida entre los 320 y 650 nm, la penetración va incrementando gradualmente conforme lo hace la longitud de onda. Por encima d elos 1200 nm (Holmium [Ho]:YA, 2100 nm; Erbium:YAG, 2940 nm; CO2, 10600 nm), el cromóforo principal es el agua, la absorción por esta aumenta constantemente según se incrementa la longitud de onda, aunque es irregular ya que también tiene picos en su absorción. El haz de luz láser Ho:YAG (2140nm), penetra profundamente en la dermis aunque se absorve en ambas capas epidermis y dermis. Sin embargo, por encima de los 2500nm poca o ninguna radiación alcanza la dermis.
El láser de dióxido de carbono CO2 (10.600nm), tiene una profundidad de penetración de 20µm y por lo tanto el volumen total irradiado se encuentra en la epidemis. Las longitudes de onda que se corresponden con los picos de absorción, en este caso del agua, se absorven por ella muy rápidamente, como la longitud de onda de 2940 nm del láser de erbio (Er:YAG). Esta longitud de onda se corresponde precisamente con el pico de máxima absorción del agua, teniendo una profundidad de penetración de 0.5-1 µm. La dispersión se produce con todas las longitudes de onda, pero sus efectos son mínimos, excepto en el raro caso en el cual el tamaño del spot se aproxime a su longitud de absorción.
El volumen irradiado se puede alterar cambiando la densidad de potencia del haz incidente, al igual que todos los efectos ya mencionados. En principio,cuanto mayor sea la densidad de potencia del haz incidente, mayor profundidad de penetración, pero se debe tener cuidado cuando se está intentando alterar el volumen del tejido irradiado aumentando o disminuyendo la densidad de potencia incidente, ya que se pueden producir efectos indeseables.
Todos los efectos producidos por una luz láser se deben a la absorción de esta por los tejidos. El láser no tendrá ningún efecto terapeútico específico en el caso de que esta luz no sea absorbida por los determinados cromóforos que componen la piel, bien sea directamente o por la conducción/transmisión posterior de esta energía (calor) 36, 37.
Como se ha mencionado anteriormente, la energía radiante se absorbe en los tejidos por estos cromóforos endógenos y también por cromóforos exógenos como tatuajes o medicamentos utilizados en la terapia fotodinámica. La absorción de los fotones por la piel sucede de modo similar a lo que ocurre en el tubo del láser, un fotón interactúa con el tejido y es absorbido, produciendo un movimiento o cambio en la polaridad, con lo que se transfiere la energía del fotón al cromóforo. De este modo se transmite la energía del láser a los tejidos 9, 10, 18, 20, 33, 34, 38.
Estas excitaciones tisulares se manifiestan de varias formas: reacciones fotoquímicas, calentamiento o daño mecánico. La energía de los fotones en las bandas del espectro visible o ultravioleta pueden producir transición de los electrones responsables de las reacciones químicas (fotosíntesis, carcinogénesis, metabolismo de la vitamina D) y fluorescencia, la utilización de fotosensibilizadores en esta banda es ya de uso corriente (fototerapia ultravioleta con psoralenos). Los fotosensibilizadores de longitudes de onda más larga, roja e infrarroja, están actualmente en estudio para la terapia fotodinámica de tumores 39 .
Las excitaciones que no resultan en una reacción química pueden decaer con la liberación de energía en una variedad de formas. Especialmente, la conversión interna de energía a través de interacciones térmicas (molecular, atómica, vibratoria o estados rotacionales). La lesión mecánica se produce con potencias de pico muy altas (megavatios) y exposiciones ultracortas (nanosegundos) lo que produce calentamientos súbitos o abruptos en los tejido expuestos, no solo la piel, por ejemplo los láseres Q switchados han fueron ideados para la eliminación de tatuajes y lesiones pigmentadas, a una determinada potencia, con un determinado spot, pueden ser utilizados para el desbridamiento de úlceras o tejidos desvitalizados, con una gran precisión en cuanto a la cantidad, mµ, de tejido que se desea eliminar, eliminando la posibilidad de carbonización que puede ocurrir en la utilización de láseres CO2, bien en modo contínuo o pulsado por el sobrecalentamiento de los tejidos y por tanto la transmisión de calor por conducción dejando un daño térmico residual menor de lo ideal para la posterior cicatrización de la herida y que será motivo de un próxima publicación (tratamiento mediante diferentes láseres de úlceras varicosas).
En este caso, la velocidad de calentamiento es tan rápida que se desestructura el tejido por ondas de presión, cavitación (expansión y colapso de una burbuja de vapor) o una rápida expansión diferencial.
En el caso de los láseres de CO2 y otros cuya longitud de onda es absorvida selectivamente por el agua, el tejido es eliminado con lesión térmica mínima y sin carbonización cuando la energía total que se necesita para producir vaporización, alrededor de 2500 J/cm3, se entrega en la capa más superficiel posible de la piel, una capa aproximadamente igual a la profundidad de penetración óptica, durante un tiempo igual o menor al tiempo de relajación térmica de esta superficie irradiada 25, 26, 27. El calentamiento inducido por el láser se produce a cualquier longitud de onda y a cualquier energía y es la forma más importante por la cual se imparte energía a los tejidos.
El efecto del calentamiento depende de temperatura absoluta lograda, duración y la velocidad de calentamiento con lesión mecánica. A temperaturas elevadas, entre 40 y 90ºC, las proteínas se desnaturalizan, lo que signfica una pérdida de función por deformación física. La desnaturalización térmica es un proceso dependiente de la velocidad con la que esta ocurra, en el cual las temperaturas más altas aumentan la velocidad de desnaturalización. A una temperatura determinada se necesita una cierta duración para que se siga de desnaturalización proteica. La mayoría de las proteínas se desnaturalizan y para la mayoría de las células se produce necrosis cuando la temperatura incrementa de 10º a 20ºC por cada década de pérdida en el tiempo necesario para el calentamiento.
Cuando existen concentraciones altas de proteínas desnaturalizadas, el proceso se vuelve irreversible y se produce coagulación. La misma combinación, temperatura/tiempo, rige el daño térmico coagulativo. Los efectos observados incluyen necrosis celular, hemostasia y distorsión del compartimento extracelular del volumen tisular irradiado. En esencia, esta lesión térmica coagulativa inducida por el láser representa una quemadura de espesor parcial.
Como en cualquier quemadura, se puede producir una cicatriz si es demasiado marcada o extensa 40. Temperaturas por encima de los 100ºC producen vaporización (ebullición) o ablación tisular.
La ablación por daño tisular térmico pueden oscilar entre dos extremos, en uno se produce la ablación localizada con un daño residual térmico mínimo (50-100 µm) que es el efecto coagulativo o carbonización. En el otro extremo la ablación está asociada con un área extensa de disecación o carbonización y por tanto un daño térmico residual extenso (lesión de baja localización).
El primer extremo, ablación localizada, se consigue cuando se entrega la energía suficiente a una capa superficial de tejido durante un breve periodo de tiempo, en el caso de CO2 pulsado, la energía debe ser mayor de 5 Julios/cm2 en un pulso inferior a 695 µs (tiempo de relajación térmica, Tr, de la piel humana) y una repetición de pulsos menor de 10 herzios (menos de 10 pulsos por segundo). La entrega de energía suficiente implica que una gran proporción de la energía irradiada al volumen de tejido produce una temperatura de ebullición. La fluencia o densidad de energía necesaria para lograr esto es aproximadamente proporcional a la profundidad de penetración (20 µm para el láser de CO2) y está también relacionada con las características tisulares, como la capacidad específica de calentamiento del agua. De forma similar, periodos cortos de tiempo en los pulsos producidos por un láser, supone que el tiempo de exposición debería ser igual o menor que el tiempo de relajación térmica (Tr) de la estrucrura que vaya a tratarse, que es el tiempo que necesita esa estructura para enfriarse un 50% de su temperatura inical, inmediatamente después de la irradiación láser. La magnitud del tiempo de relajación también está en relación con la profundidad de penetración, cuadrado para la absorción no selectiva en una estructura plana, como la superficie de la piel irradiada. El tiempo de relajación térmica para el agua pura Tr es de 325 ms, el de la piel humana es de 695 ms, como se ha reflejado anteriormente.
Bajo estas condiciones, un volumen tisular aproximadamente igual al spot multiplicado por la profundidad de penetración, es vaporizado rápidamente. La energía restante (umbral de calentamiento radiante de subvaporización) y la energía transmitida fuera del volumen irradiado, produce una zona de daño térmico residual que suele ser de 2 a 4 veces la profundidad de penetración, debido a que este calentamiento es breve no hay disecación o carbonización 14, 17, 21. La energía láser depositada por unidad devolumen es igual a Ev = Eµa, donde E es la fluencia local (J/cm2) y µa es el coeficiente de absorción (cm-1).
El coeficiente de absorción es la probabilidad por unidad de la longitud de trayectoria que un fotónen una determinada longitud de onda será absorbido, por lo tanto se mide en unidades de1/distancia (cm-1) y se denomina como µa 31, 32. Poniendo una Ev = 2500 J/cm-1, que es el calorde vaporización para el agua, se acerca muy excatamente a los requerimientos necesarios para la ablacióntisular.
La fluencia local necesaria sería la de al menos una E = 2500/µa,en unidades de J/cm2. El valor del coeficiente de absorción a la bien absorbida longitud de ondade un láser de CO2, 10.600 nm, es de 500 cm-1, lo cual da una E = 5J/cm2 que es la fluencianecesaria mínima para conseguir la ablación de la epidermis. Antes de entregar otro pulso de energíapara producir más ablación tisular en esta capa que se ha tratado con anterioridad, se debe enfriarpara producir un daño térmico residual mínimo, este tiempo en el cual el tejidose enfría se puede calcular. La penetración de profundidad de la radiación emitida porun láser de CO2 es d = 20µm, esta profundidad de penetración es igual a 1/µa debido a laabsorción dominante de la longitud de onda del CO2 de penetración tisular (agua).
El tiempo de relajacióntérmica (tr, tiempo para que se produzca un enfriamiento significativo) de una capa de tejido deespesor d es: tr = d2(4k), donde k es la difusibilidad térmica (1.3 x 10-3 cm2). Asíel tiempo de relajación térmica para un láser CO2 pulsado, 20 µm en la capa superficial es tr= (2 x 10-3 cm2)/(4 x 1.3 x 10-3 cm2/seg) = 0.8 x 10-3 seg. De hecho cuando se trata con longitudesde onda de un láser de CO2, se debe entregar la energía necesaria 5J/cm2, en, comomáximo, 0.8 ms, preferiblemente menos, si se espera minimizar la lesión en el tejido subyacente.
Cuando se hace esto, en cada exposición (un pulso) se eliminará una unidad de penetraciónde profundidad óptica (20 µm) de tejido y se dejará un daño térmico residual de2 a 4 veces la profundidad de penetración óptica, es decir unos 40-80 µm. Esta capa de tejido dañado térmicamentees el responsable de la hemostasia y también de los efectos producidos en la cicatrizaciónde la herida 41, 42, 43. Para la mayoría de los tejidos se puede aplicaruna simple regla de oro: el tiempo de relajación térmica, tiempo en segundos, es igual al cuadrado de la dimensióndel objeto en milímetros.
Según esta regla, un melanosoma de 0.5 µm (5 x 10-4 mm)debería enfriar en 25 x 10-8 seg, o 250 ns (nanosegundos), mientras que un vaso de 0.1 mm de un PWS, deberíaenfriar en 10-2 sec, o 10 ms. La variación natural del tamaño de losobjetos a los que nos dirijimos es grande y esto producirá una variación aún más grandeen sus tiempos de relajación térmica, y aunque es posible un cálculo más exacto para cada una de estasvariaciones, posiblemente no sea necesario en la práctica.
Como se ha visto, cualquier calentameinto en un umbralde supravaporización (fluencia y duración suficiente para producir temperaturas mayores de 100ºC)da como resultado la ablación tisular. Cuando la duración del calor excedeel tiempo de relajación, por anchuras de pulso excesivas o bien por repetición de pulsos que se sucedensuperando igualmente el tiempo de relajación, el calor se acumula en el área iradiada.La energía adicional se transmite por conductividad térmica fuera del área irradiada o producevaporización en capas más profundas. Esto resulta en disecación de los tejidos con la posterior carbonizaciónque interferirá en la cicatrización de la herida. Además la capa que ha sidocarbonizada no se evapora, sino que sigue acumulando calor con los subsiguientes pases, llegando a adquirir temperaturasde varios cientos a 1000ºC, de esta forma la energía transmitida da lugara una extensa área daño térmico residual (coagulación y necrosis) que con mucha probabilidad aumentarála incidencia de cicatrices y alteraciones de la pigmenatción residuales. Por este motivo,los láseres de CO2 de onda contínua frecuentemente producen una ablación pobremente localizada,con una capa de lesión coagulativa de aproximadamente 1mm al igual que un área extensade carbonización del área tratada. Los láseres pulsados pueden producir lesiones tisularesparecidas cuando no se ajustan a los parámetros anteriormente descritos.
En general, la energía debe ser depositada a nivelesterapeúticos para producir el calentamiento preciso y por lo tanto los efectos deseados en todos los puntos, esdecir, uniformemente en el área tratada. Este objetivo puede conseguirse mediante el conocimientode los parámetros de la energía que debe entregarse al tejido (irradiancia, fluencia,tamaño del spot, velocidad de repetición o herzios y posiblemente de la distancia a al quese debe operar), asegurando que el tiempo de exposición en todos los puntos dentro del áreade tratamiento son exactamente los mismos y los apropiados.
Desde su formulación por Anderson y Parrish, la fototermolisis selectiva ha cambiado la forma de actuación de los láseres utilizados en dermatología. El término de fototermolisis selectiva describe el sitio específico, la lesión microscópica mediada térmicamente, los elementos pigmentados tisulares que absorben selectivamente los pulsos de radiación 21.
Es con mucho la utilización más precisa del calor en toda la historia de la medicina. La energía lumínica se deposita exclusivamente en los sitios de absorción. Se produce un incremento térmico en esos pigmentos específicos a longitudes de onda que penetran en la piel (ventana óptica) 22 y se absorben preferentemente por los cromóforos o estructuras como la hemoglobina en el interior de los vasos o en las células que contienen melanina.
Inmediatamente después del incremento térmico, el calor comienza a disiparse por conducción y transferencia térmica a las estructuras adyacentes, de esta forma se crea una competencia entre el calentamiento activo y el enfriamiento pasivo que determina cuanto calor se acumula en la estructura diana.
El concepto de fototermolisis selectiva se sigue de un entendimiento de las interacciones tisulares desencadenadas por el láser. La absorción específica de esta luz generada por un láser de unas características determinadas es necesaria para lograr un efecto tisular. La meta final de la cirugía mediante láser es dirigir la energía precisamente a un cromóforo específico de la piel sin causar daño en los tejidos adyacentes 1, 5, 6.
Existen tres variables para lograr esta precisión microscópica:
1. La longitud de onda debe ser absorvida con más avidez por el objeto específico que por las estructuras alrededor de él. 2. La fluencia debe ser lo suficientemente alta para alterar térmicamente el objeto al que nos dirijimos. 3. La duración de la exposición debe ser menor del tiempo necesario para que el objeto se enfríe.
Cuando se reúnen estos criterios, se puede conseguir una lesión de una gran selectividad en miles de elementos microscópicos en un solo pulso del láser. El efecto es equivalente a la legendaria bala mágica que se dirige ella sola al blanco seleccionado. En la fototermolisis selectiva son posibles toda una variedad de mecanismos mediados térmicamente, incluyendo la desnaturalización térmica, daño mecánico por expansión térmica brusca o cambios en fase (cavitación) y pirolisis (cambios en la estructura química primaria). A diferencia con la lesión coagulativa difusa, la fototermolisis selectiva puede lograr temperaturas altas en estructuras o células individuales con poco riesgo de cicatriz debido a que se disminuye al máximo el calentamiento dérmico grosero.
Duración de la exposición y relajación térmica
Un concepto que entraña alguna dificultad en el entendimiento de la fototermolisis selectiva es la relación entre la duración de la exposición y el confinamiento del calor , y por tanto la extensión de la lesión térmica o el tiempo que se necesita para que una estructura peuqeña se enfrie significativamente después dela irradiación , concepto que se ha tratado de explicar en la sección de efectos terapeúticos.
Cuando la exposición del láser es menor que el tiempo de relajación térmica que la estructura a tratar, se produce en ella el máximo confinamiento de calor. En el enfriamiento están involucrados diversos procesos incluyendo la evaporación, convección, radiación y conducción.
De todos estos, la transferencia térmica directa por contacto, es la que predomina en el enfriamiento de las estructuras microscópicas de la piel. La conductividad es la transferencia de energía cinética a otro sistema y se rige por la diferencia de temperatura existente entre estos dos sistemas. La convección es la transferencia de calor producida por el movimiento en masa de los fluidos, es relevante en los procesos de calentameinto progresivos y lentos y no en las interacciones tisulares originadas por los láseres pulsados. El enfriamiento radiacional a microescala en los tejidos se considera insignificante, pero contribuye a aumentar la temperatura de objetos muy pequeños, como gránulos de melanina, partículas de tinta en tatuajes o en las partículas desprendidas en el humo en el resurfacing de la piel.
Los pequeños objetos se enfrían más rápidamente que los más grandes, más exactamente, como ya se ha dicho, el tiempo de relajación térmica para la conducción de calor es proporcional al cuadrado de su tamaño. Para cualquier material o 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 milésima de tiempo.
Esta conducta es importante a la hora de optimizar la duración o anchura de pulso para producir fototermolisis selectiva en los vasos sanguíneos. Los vasos sanguíneos varían desde capilares (los cuales tienen un tiempo de relajación térmica de decenas de microsegundos) a vénulas y arteriolas (que tienen tiempos de relajación térmica de cientos de microsegundos) o hasta las vénulas más grandes vistas en el port wine stains (PWSs) del adulto (que tienen un tiempo de relajación térmica hasta decenas de milisegundos).
Por lo tanto los vasos observado en un PWS tiene tiempos de relajación térmica que varían mucho en cuanto a su amplitud y definir un simple tiempo de relajación térmica sería absurdo 44, 45. Cuando la duración del pulso excede el tiempo de relajación térmica, el calentamiento producido en el objeto seleccionado es insuficiente. Sin embargo es posible dañar selectivamente vasos de mayor calibre eligiendo duraciones de pulso que excedan el tiempo de relajación térmica de capilares cuyo tiempo de relajación térmica aún es menor que el de los vasos del PWS. Pulsos de al menos varios cientos de microsegundos no afectarán a los capilares, ya que el calor acumulado en ellos se pierde más rápidamente por difusión térmica.
Por otro lado, los vasos de mayor calibre si van acumulando calor en toda la duración del pulso con poco enfriamiento y por tanto pueden ser eliminados. Este concepto se ha aplicado recientemente para el tratamiento de los vasos más grandes del PWS. Por ejemplo un láser de 532 nm de longitud de onda que tenga una amplitud de pulso de 5-20 ms, puede tratar vasos de 0.5 a 1 mm de diámetro sin púrpura, presumiblemente estos pulsos más largos originan temperaturas mayores en los vasos más grandes (100-300 µm de diámetro). Estos pulsos largos producen una vaporización de la luz del vaso sin ruptura y por tanto sin efecto púrpura.
En este caso, el calentamiento del vaso es más lento y en naturaleza un fenómeno trmbótico, el desafío conceptual de tratar vasos con duraciones de pulso mayores es lograr el calentamiento de la totalidad del vaso, que es el efecto deseado, sin lesión excesiva de la dermis adyacente 46, 47, 48. El tiempo de relajación térmica está relacionado también a la forma, diferencias reflectantes en el volumen y el área de la superficie a tratar. Para un espesor determinado, las esferas se enfrían más rapidamente que los cilindros y estos más rápido que las superficies planas. Una propiedad del material llamada difusividad térmica (k) expresa la capacidad de difundor calor y es igual a la raíz cuadrada de la relación entre la conductividad del calor y la capacidad específica de calentamiento. Las propiedades térmicas para los tejidos blandos diferentes a la grasa, están dominados por el contenido de agua. El valor de k (1.3 x 10-3 cm2/seg para el agua) es aproximadamente igual que para la mayoría de los tejidos, como se ha descrito previamente en los ejemplos para describir la vaporización tisular en los láseres pulsados 49.
Las propiedades térmicas de los objetos más pequeños son menos conocidas, sin embargo, recientemente describieron que los valores de la difusibilidad térmicade la melanina estaban comprendidos entre 5.2 x 10-3 y 12.3 x 10-3 cm2/seg, estos valores están cerca de los del carbono y son más altos que los del agua 50. Para la mayoría de los tejidos se puede aplicar una regla general: el tiempo de relajación térmica en segundos es igual al cuadrado del tamaño de la estructura diana en milímetros. Por ejemplo, el Tr de los capilares de 5µm diámetro será de dcenas de microsegundos, el Tr de vénulas de un calibre de 20µm será de cientos de microsegundos y para vasos estásicos del PWS de 0.1 mm de diámetro el Tr será de hasta 5 milisegundos. En el caso de melanosomas de 0.5 µm (5 x 10-4 mm) su Tr sería de 25 x 10-8 segundos, o de 250 nanosegundos (ns) t en el caso de un vaso de 0.1 mm de diámetro debría enfriar en un tiempo de 10-2 segundos o 10 ms. Las varaciones naturales de los objetos diana que están contenidos en los tejidos tienen aún más diferencias en cuanto a su tiempo de relajación térmica, se pueden realizar cálculos más precisos para cada una de estas estructuras aunque posiblemente sea innecesario desde el punto de vista clínico. Cuando la duración de la irradiación (anchura de pulso) excede el tiempo de relajación térmica (Tr), se produce un calentamiento insuficiente de la estructura que se desea destruir, en este caso existe un enfriamiento significativo durante el periodo de irradiación.
Debido a que el tiempo de relajación térmica aumenta rápidamente y está en relación directa con el tamaño de la estructura, existe la posibilidad de poder seleccionar solamente objetos más grandes entre un grupo de estructuras que sean similares en su forma y composición, por ejemplo, daño selectivo a vasos ectásicos sin dañar los capilares. Para conseguir este propósito, la duración del pulso deberá ser algo menor que el Tr de la estructura más grande, que resultará destruida, pero mayor que el Tr de la estructura más pequeña por lo que esta no se destruirá 51.
De forma similar, el intervalo entre pulsos deberá ser mayor que el Tr para evitar el acúmulo de energía en la estructura cuando existe una irradiación repetida en el mismo sitio. En general, los parámetros ideales de un láser no son los únicos que se pueden utlizar con eficacia, un cirujano láser con experiencia puede lograr muy buenos resultados con un láser que no reúna todos esos parámetros, sin embargo, es posible la obtención de malos resultados con láseres que en cuanto a sus características reúnan todos los requisitos necesarios para el tratamiento de una patología determinada.
El total de la energía entregada en un pulso depende de su densidad de energía (fluencia) y de la duración (anchura d epulso). La duración de pulso debe estar limitada, por lo que se ha visto anteriormente, al Tr de la estructura a tratar, la fluencia que se debe seleccionar debería ser lo suficiente para asegurar la energía suficiente y producir el calor necesario para lograr el daño térmico de esa estructura.
Existen varios mecanismos para producir el daño térmico en la fototermolisis selectiva como la desnaturalización térmica y el daño mecánico (cavitación). En la actualidad se han desarrollado varios modelos de interacciones tisulares mediadas por láser en los que se ha sugerido que la lesión térmica es acumulativa en el tiempo, si esto fuese cierto, se podrían utilizar múltiples pulsos con una fluencia menor para lograr un efecto acumulativo igualment selectivo y con menor riesgo de efectos adversos y producir posiblemente una respuesta global más completa. Este tipo de abordaje, por el momento, no se ha explotado clínicamente.
La utilización de los diferentes láseres como un instrumento médico es un proceso evolutivo de contínuo refinamiento técnico y fundamentalmente basado en el entendimiento de las interacciones tisulares mediadas por el haz de uz láser. La comprensión de estas interacciones es mucho más importante que cualquiera del aparato láser que se vaya a utilizar.
La capacidad de lograr el efecto terapeútico deseado con un láser depende de la buena elección de los parámetros intrínsecos del láser como la longitud de onda, densidad de energía, irradiancia, tamaño del spot y la anchura de pulso. La evolución contínua en este campo proporcionarán mejores resultados y aumentará la posibilidad de tratar otras muchas patologías.
Actualmente la utilización de los láseres es imprescindible para un gran número de aplicaciones clínicas y creemos que debería estar integrado en el aprendizaje médico y fundamentalmente quirúrgico e imprescindible para aquellos clínicos que manejen estos instrumentos.
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