Introducción
Radiometría
Propiedades ópticas de la piel
Interacciones tisulares
Relajación térmica
Fototermolisis selectiva
Bibliografía
Autor
Con frecuencia los médicos que se inician en el mundo láser están saturados y algunas ocasiones abrumados ante la terminología técnica que se utiliza en las charlas, reuniones, congresos, etc. en cuanto a potencia/energía, longitud de onda, anchura de pulso, fluencia o densidad de energía, etc.
Es nuestra misión en este artículo tratar de aclarar estos términos ya que se necesita algún tipo de familiaridad con algún lenguaje fundamental para dominar la complejidad de la luz láser e interacciones de esta sobre la piel y sobre los tejidos.
Es necesario comprender cuatro definiciones:
La energía es el trabajo y se mide en Julios. La potencia es el porcentaje en el que la energía se consume y se mide en vatios (julios x segundo).
Los julios es una medida conveniente de la energía en un pulso simple de un láser pulsado.
Los vatios se deben utilizar para medir la potencia de un láser de onda contínua, el ejemplo más claro sería el de un láser de CO2 en emisión contínua de luz láser.
La energía y la potencia cuantifican la luz emitida por un láser. También necesitamos medir la intensidad o luminosidad de la luz que incide sobre la piel, que a su vez depende del área de piel sobre la cual la energía o la potencia es entregada.
Pongamos un ejemplo para tratar de clarificar estos conceptos:
Un láser pulsado, el pulso o anchura de pulso es el tiempo durante el cual se emite la luz láser, con un tamaño de spot de 1 cm se enfoca a un spot de tamaño de 0.5 cm de diámetro (el spot es circular, espacio por el que es emitida la radiación lumínica y se mide por su diámetro), la misma energía se está entregando a un área más pequeña y por lo tanto estamos aumentando la densidad de energía.
Si enficamos un láser pulsado con una energía por pulso de 10 julios a un spot de 1 cm de diámetro (radio = 0,5 cm), el área del spot es ¼ r2 = ¼ 0.52. La densidad de energía es igual a la energía entregada, expresada en julios, dividida por ¼ r2,, por lo que en este caso será igual a 10/¼ 0.52 = 12.7 julios/cm2. Si esta misma energía la enfocamos a un spot de 0.5 cm, el área del spot es ¼ x 0.252, por lo que la densidad de energía (De) será 10/¼ x 0.252 = 50.9 J/cm2
Dividiendo a la mitad el tamaño del spot, la densidad de energía aumenta por un factor de 4, ya que la densidad de enrgía es inversamente proporcional al cuadrado del radio del tamaño del spot.
Contrariamente, para obtener la misma densidad de energía con un tamaño de spot de la mitad del diámetro, la energía láser entregada, tendrá que ser reducida cuatro veces. La fluencia es un término intercambiable con el de densidad de energía.
Irradiancia se refiere a la intensidad de un haz láser de onda contínua y se mide en vatios/cm2. Los cálculos son similares a los presentados previamente y muestran una relación similar entre el tamaño del spot e intensidad, como entre el tamaño del spot y fluencia. La intensidad es inversamente proporcional al cuadrado del radio del tamaño del spot.
Cuando una luz láser choca contra la piel hay cuatro posibles interacciones: (Figura 1)
La ley de Grothus-Draper afirma que solo puede haber efecto tisular si la luz es absorvida.
Solamente el 4-7% de la luz es reflejada por la piel. Ni la luz reflejada ni la luz transmitida tiene efecto tisular.
Existen diferentes cromóforos en la piel que absorven longitudes de onda selectivamente. Si conocemos el espectro de absorción de un cromóforo, podemos dirigir la luz láser de una longitud de onda apropiada a este cromóforo para producir el efecto tisular deseado.
Los principales cromóforos de la piel son: hemoglobina, melanina y el agua. Sus espectros de absorción son conocidos (Figura 2).
El adecuar la longitud de onda al cromóforo específico no es tan fácil como en un principio podría pensarse. Sobre el espectro visibble de la radiación electromagnética (REM), la profundidad de penetración está inversamente relacionada a la longitud de onda. Existe una ventana óptica en la piel relativa en la región de los 600-1300 nm (Figura 3).
Las longitudes de onda por debajo de los 300 nm tienen una fuerte absorción por las proteínas, melanina, ácido urocánico y DNA.
Las longitudes de onda mayores de los 1300 nm tienen una penetración superficial a pesar de su gran longitud de onda. Tienen una fuerte absorción por el agua que es el cromóforo dominante al final del espectro.
Para tener una idea de la dificultad de adecuar la longitud de onda al cromóforo específico,tomemos el ejemplo de la hemoglobina. Como se puede observar en la figura 2, la hemoglobina tiene un pico de absorción a los 420 nm, pero la longitud de onda es demasiado corta para el tratamiento de lesiones vasculares cutáneas, además la penetración a esta longitud de onda es de solo 100 µm, que es la región de la unión dermoepidérmica. Para obtener un efecto biológicoen los vasos dérmicos, es necesario penetrar más profundamente con una longitud de onda mayor.
El pico de absorciónde la hemoglobina a 577 nm es unamucho mejor opción, ya que esta longitudde onda penetra más profundamente y es menosabsorvida por la melanina epidérmica,dando lugar a menos alteraciones de la pigmentaciónposteriores al tratamiento observados comúnmentecon el láser de argón el cual tenía unalongitud de onda cercana a los 400 nm, aúncuando la absorción de la luz láser por lahemoglobina es sensiblemente menor que el picoa 420 nm.
Existen dos diferentes efectos tisularesproducidos por la luz emitida por un láser a unadeterminada longitud de onda, el efecto térmicoy el efecto mecánico, dependiendo de laanchura de pulso utilizada, es decir, dependiendode cuanto tiempo dure la emisión de luzproducida por un láser pulsado.
La luz láser solo puede hacerun efecto tisular cuando ésta es absorvida y convertida enenrgía, principalmente calor. El efectobiológico está determinado por la temperatura lograda.
La lesión celular con su inflamciónsubsecuente y reparación se produce después deincrementos mínimos de 5-10 ºC. Temperaturaspor debajo de 100 ºC producen unadesnaturalización de las macromoléculasrompiendo los enlaces de van der Waal, enlacesfísico-químicos de las proteínas.La mayoría de las proteínas se desnaturalizan a los 60 ºC,elDNA a los 70 ºC. A los 100 ºC el aguaintracelular excede su punto de ebulliciónproduciéndose vaporización. Elvapor producido aumenta rápidamente la presión dañandolas células y los vasos. Con temperaturassuperiores a los 100 ºC se produce disecación ycarbonización de los tejidos. Hoy sabemosque la temperatura necesaria para destruir elfolículo piloso es de 70 ºC con unaduración de un milisegundo.
Para estar seguros de que alteraciónen los tejidos deseamos efectuar, debemos saber conseguridad el incremento de temperatura y el efectoresultante. Debemos tener igualmente enconsideración la conducción térmica,es decir, la transmisión del calor a las estructurasadyacentes. Podría suceder que pulsosmuy largos o por el contrario muy cortos nodestruyan la estructura que se pretende y ademásse produzca lesión en los tejidos vecinos.
Cuando la luz láser es absorvida, la pérdida de calor comienza inmediatamente por la conducción a los tejidos adyacentes, esta pérdida se produce en todas las direcciones y es un proceso conocido como la Relajación Térmica (RT).
La velocidad de relajación térmica varía según el Tiempo de Relajación Térmica - TRT de cada tejido. El TRT se define como el tiempo que tarda una estructura en enfriarse a la mitad de la temperatura que ha adquirido después de absorver la luz láser. Cada estructura tiene un TRT diferente:
* Epidermis (100 µm) 10 ms
* Vaina del pelo (dermis medial) 3-5 ms
* Capa células basales epidermis 0.1 ms
* Folículo piloso (dermis medial) 20-30 ms
* Melanosoma individual 0.001 ms
* Bulbo piloso 20-40 ms
* Vasos sanguíneos: diámetro - TRT
50 µm - 1 ms
100 µm - 5 ms
500 µm - 110 ms
1000 µm - 500 ms
* Folículo Piloso: Bulbo - establecido - 30 ms
Conductividad grasa 70% /dermis
TRT bulbo: 50-100 ms
Spots muy grandes aunque no producen un aumento de la dispersión intrínseca, tienen una mayor posibilidad de que los fotones tengan una retrodispersión en el haz incidente colimado, dando lugar por lo tanto a una menor amplituddel haz.
Según un cálculo personalbasado en el coeficiente de absorción de los tejidos paradiferentes longitudes de onda, el spot idealpara una longitud de onda de 800-820 nm,debería de ser de 5.2 mm de diámetropara que a tres mm de profundida mantenga el 37%de la energía depositada.
Los objetos más pequeñosse enfrían más rápidamente que los más grandes.Losmelanosomas de 0.5-10 µm tienen un TRTmás corto que los capilares que miden 10-100 µm(aproximadamente 1 milisegundo).
Por lo tanto, el efecto tisular está cuasado por:
La extensión del daño térmico se determina por:
Esta extensión del daño tisular dependerá de:
El otro efecto tisular producido por la luz emitida por un láser es el efecto mecánico.
Debemos saber que los láseres pueden ocasionar también un efecto fotomecánico, esto ocurre cuando la duración del pulso es más corto que el TRT de la estructura diana. En este caso se produce una explosión termoelástica súbita debida al calor localizado espacialmente, por la diferencia de temperatura entre el objeto que se calienta y lo que le rodea.
Con pulsos muy cortos, el porcentaje de incremento en la temperatura puede ser notable, produciendo un abrupto gradiente de temperatura entre el objeto y lo que le rodea, este efecto se ha documentado con los dye láser utilizados en el tratamiento de lesiones vasculares. Cuando se tratan vasos con pulsos de 1.5 µs, el incremento de temperatura estimado en los eritrocitos es de 107 ºC por segundo, este aumento súbito de temperatura en los vasos puede ser responsable del inicio de ondas de presión que originan la ruptura del vaso, el conocido efecto púrpura.
Existen más evidencias del daño fotoacústico producido por los láseres Q-switched. Los melanosomas son el objetivo en el tratamiento del pigmento endógeno, se produce daño mecánico en el núcleo de los melanocitos y rotura, que posteriormente estos fragmentos son fagocitados. Además el daño mecánico producido en los tatuajes mediante láser puede ser el mecanismo primario por el que se remueve el pigmento.
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.
Existen tres variables para lograr esta precisión microscópica:
Si la anchura de pulso es igual o excede el TRT se produce daño no específico debido a la difusión de calor a las estructuras adyacentes. Contrariamente, si la anchura de pulso es demasiado corta, puede ocurrir: a) vaporización o daño por ondas de choque, b) en el caso de lesiones vasculares, se produce un daño insuficiente en la pared del vaso como para eliminarlo.
Esta es la esencia de la fototermolisis selectiva. Eligiendo la longitud de onda que es absorvida selectivamente por el tejido diana, debería ser posible seleccionar la fluencia y la duración de pulso que dañará térmicamente esa estructura determinada sin lesionar los tejidos adyacentes.
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 Cirujanos
Centro de Trabajo:
Centro Láser Vigo
Vigo. Pontevedra.
Dirección:
Dr. Hilario Robledo
Centro Láser Vigo
Romil 46, 1A
36202 Vigo. Pontevedra.
Introducción
Definición de Telangiectasias
Clasificación de Telangiectasias
Metodología
Resultados
Conclusiones
Bibliografía
Autor
Actualmente no existe un láser que pueda tratar todas las lesiones vasculares cutáneas con excelentes resultados. Se debe tener un concepto claro de las Interacciones Tisulares producidas por el láser antes de tratar un paciente para minimizar cualquier efecto indeseable.
Debido a que las lesiones vasculares cutáneas no son una enfermedad amenazante de la vida, su tratamiento debe ser: eficaz, cosmético, relativamente libre de efectos secundarios y sin dolor significante. Entre los efectos secundarios se pueden destacar: dolor, postoperatorio prolongado, efecto púrpura, alteraciones de la pigmentación (habitualmente en la mayoría de los casos transitorios), lesiones dermo-epidérmicas con su consecuente cicatriz residual, es el efecto secundario más importante, el más temido por los cirujanos que tratan estas patologías mediante láser y hoy día su presentación es casi nula.
Desde hace años se han ideado varios sistemas láseres para tratar lesiones vasculares, nosotros hemos querido hacer la clasificación por su longitud de onda, estos son:
Cada uno de estos sistemas, dependiendo de su longitud de onda, tienen una afinidad más o menos marcada por la hemoglobina, cromóforo específico que en el caso de las lesiones vasculares es el que nos interesa que absorva la luz emitida por el láser para causar los efectos deseados, destrucción específica del vaso sin lesión de las estruturas adyacentes y con la menor posibilidad de causar efectos secundarios descritos anteriormente.
Son vasos cutáneos visibles que miden 0.1-1 mm de diámetro. Cuando los vasos cutáneos en los miembros inferiores se dilatan más de 1 mm, se denominan venulectasias. La presencia de telangiectasias y venulectasias generalmente son consideradas como una condición cosmética y ese es el motivo por el cual los médicos que tratan esta patología tienden a simplificar su tratamiento, haciendo que la recurrencia sea un fenómeno habitual.
En la mayoría de los pacientes la presencia de venas telangectásicas en las piernas es una manifestación de dilatación venosa subcutánea localizada o generalizada secundaria a una hipertensión venosa motivada por diferentes causas como insuficiencia del cayado de la safena interna, externa, patología de perforantes, alteraciones en el sistema venoso profundo, y que no nos extendemos ya que está fuera del ámbito de este artículo. Solamente haremos referencia a que es posible que la patofisiología tenga lugar en las venas azules reticulares de los miembros inferiores, las cuales drenan en ramas de la safena o directamente en el sistema venoso profundo.
Según la clasificación de Duffy, estas pueden ser:
Se han tratado una serie de 94 pacientes consecutivos, el 98% de ellos fueron mujeres con una edad media de 48 añosy con un fototipo de piel (Fitzpatrick) de I-III. Para ello se ha utilizado un láser diodo de 810 nm(Multidiode®, Intermedic, Frank-Line) con una potencia de 60 vatios y spots de 1.3, 2 y 4mm de diámetro.
En todos los pacientes tratados se empleó un anestésico tópico, lidocaína 4% con o sin prilocaína, con oclusión 1 hora antes del procedimiento (EMLA®, ELA-MAX®) De estos pacientes 80 de ellos (85%) tenían hipertensión venosa, que antes de ser tratados mediante láser, se eliminó su hipertensión venosa mediante varios métodos: Flebectomía ambulatoria con anestesia local con o sin ligadura del cayado de la safena interna, según los hallazgos obtenidos mediante la exploración Doppler que se efectuó en todos los pacientes tratados, se utilizó escleroterapia para tratar las venas mayores de 1.5 mm de diámetro y láser diodo para las venas menores de 1.5 mm de diámetro. 14 de estos 94 pacientes no tenían hipertensión venosa (15%) y se empleó láser diodo para el tratamiento de su patología venosa, venas menores de 1.5 mm de diámetro.
Se utilizó el spot de 1.3 mm para telangiectasias menores de 1mm de diámetro, spot de 2mm para venas con un diámtro menor de 1.5 mm y el spot de 4mm para el tratamiento de telangiectasias tipo matting, venas menores de 0.2 mm de diámetro. Los parámetros utilizados fueron:
86/94 pacientes, 81%, necesitaron un solo tratamiento para lograr la desaparición total de las venas tratadas, venas menores de 1.5 mm de diámetro, se lograron eliminar con más facilidad las venas de coloración azul, habitualmente más profundas y gruesas, que las venas de coloración roja. El 15% de los pacientes requirieron dos tratamientos mediante láser diodo, el retratamiento se efectuó con un intervalo de 4-6 semanas y solamante el 4% de los pacientes necesitaron un tercer tratamiento para lograr la desaparición total de sus venas.
En ningún caso se observó el efecto púrpura, producido por la extravasación de sangre debido a la rotura del vaso cuando recibe elimpacto de la luz láser que se observa comúnmente con los láseres pulsados de colorante (Dye láser) que utilizan una longitud de onda de 585-600 nm.
Después del tratamiento mediante láser diodo a 810 nm se observa una inflamación y enrojecimiento que desaparecen en un tiempo medio de 7-10 días. En algunas ocasiones puede observarle alguna vesiculación epidérmica que al cabo de unos dos días estalla y se transforma en una costra que se desprende a los 10-14 días sin dejar lesión residual.
Se han evidenciado 4 casos de hipopigmentación, 5% de los casos, 3 pacientes con fototipos de piel III, en todos ellos la desaparición ocurrió de forma espontánea, su duración fue en dos pacientes menos de 6 meses y en un caso la hipopigmentación permaneció atenuándose progresivamente, más de 6 meses.
No hubo ningún caso en el que se manifestase lesión dérmica sin la resultante cicatriz residual.
1. El láser diodo 810 nm, es un tratamiento eficaz para la eliminación de las venas telangectásicas que se manifiestan en los miembros inferiores, una vez tratada la hipertensión venosa, que en nuestra casuística es del 85% de los pacientes.
2. El número de tratamientos es aceptablemente bajo. El 81% de los pacientes solamente necesitaron un solo tratamiento mediante láser.
3. Poco tiempo de recuperación, el enrojenciemiento e hinchazón desapareció en un tiempo medio de 7 días, la costra residual sedesprende sin lesión al cabo de 10-14 días.
4. Baja incidencia de efectos secundarios, solamente el 4% de los pacientes con fototipos depiel III, presentaron alteraciones de la pigmentación,hipopigmentación, que se resolvieron deforma espontáne y generalmente antes de6 meses.
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 Cirujanos
Centro de Trabajo:
Centro Láser Vigo
Vigo. Pontevedra.
Introducción
Tratamiento de las Telangiectasias
Metodología
Resultados
Conclusiones
Discusión
El término de telangiectasia se refiere a vasos cutáneos visibles al ojo humano .Estos vasos miden de 0.1-1 mm de diámetro y representan una dilatación venosa, capilar o arteriolar.
Las telangiectasias que son arteriolares en su origen, son de pequeño calibre, de color rojo brillante y no protuyen en la superficie epidérmica. Las que se originan de vénulas son más anchas, de color azul y con frecuencia hacen protusión en la piel. Las telangiectasias originadas en el asa capilar son finas y rojas inicialmente pero pueden llegar a volverse de coloración púrpura o azul con el tiempo, debido al reflujo venoso producido por un aumento de la presión hidrostática 1-2.
Las telangiectasias se han subdividido por su apariencia clínica en cuatro grupos:
Las telangiectasias faciales (TF) son más frecuentes en pacientes caucásicos, fototipos de piel Fitzpatrick tipos I y II. Estas lesiones son especialmente comunes en el ala nasal, nariz, mejillas, y son probablemente causadas por una vasodilatación arteriolar persistente resultante de una debilidad en la pared del vaso. El vaso se dilata más cuando existe daño al tejido conectivo que lo rodea y a las fibras elásticas como ocurre en la exposición solar crónica y en la utilización persistente de esteroides tópicos. Estas lesiones tienen un componente familiar y genético, posiblemente definitivo en su desarrollo, la rosácea puede ser una condición acompañante.
Todas las formas de telangiectasias ocurren por la liberación se sustancias vasoactivas por la influencia de una variedad de factores como son la anoxia, estrógenos, corticoesteroides tópicos o sistémicos, diferentes sustancias química, múltiples tipos de infecciones bacterianas y virales, y múltiples factores físicos, con el resultado de una neogénesis vascular y venosa 1,7.
Los pacientes con TF buscan algún tipo de tratamiento, fundamentalmente basados en una actitud cosmética, por lo tento es importante que el método empleado esté relativamente libre de riesgos y sin cicatrices resultantes indeseables. Se han utilizado desde hace muchos años diferentes tipos de tratamientos en la historia de las TF que comentaremos brevemente.
1. Electrocirugía: La electrodisecación, mediante bisturís eléctricos y aguja, se ha estado utilizando desde hace muchos años. Los vasos deben ser cauterizados cada 2-3mm con un amperage muy bajo, normalmente 1-2 amperios. Se sigue de una deshidratación en el tejido inmediateamente adyacente a la punta de la aguja insertada y los fluidos celulares se evaporan, siendo el resultado una destrucción tisular. Siempre existe algún grado de electronecrosis en la piel. Son necesarios múltiples tratamientos para que este tipo de tratamiento sea eficaz. Se puede seguir de cicatrices blancas atróficas o pigmentadas, también de queloides. La electrocirugía habitualmente no es efectiva y posee un alto riesgo de cicatrices en las telangiectasias. El tratamiento de estos vasos mediante este método se reserva para las telangiectasias más pequeñas 8,9. Hoy día consideramos la electrocirugía un método obsoleto en la terapia de estas lesiones, debido a la ineficacia en las lesiones de mayor tamaño, las más extensas y la posibilidad mayor que otros métodos de producir reacciones adversas.
2. Escleroterapia: La escleroterapia se refiere a la inyección de una sustancia extraña en el interior de la luz de un vaso para causar daño endotelial y murad con la resultante trombosis y subsecuente fibrosis. Cuando se realiza en telangiectasias a este método se le llama ³microescleroterapia². la primera inyección con éxito se realizó ya en el año 1934. Los mejores resultados se obtienen en los vasos superficiales de las piernas mayores de 0.4 mm de diámetro 11.
Las telangiectasias faciales responden peor a la microescleroterapia que las venas de las piernas y tienen más propensión a las complicaciones comunes de la esclerosis.
Debido a que la mayoría de las telangiectasias faciales, especialmente aquellas de coloración roja brillante y de menos de 0.2 mm de diámetro, son arteriolares en su origen. La inyección de una solución esclerosante en estos vasos puede causar la necrosis de la piel adyacente. Cuando se inyecta un esclerosante en un sistema arterial de alto flujo no se produce daño endotelial ni mural completo. Las células endoteliales necróticas junto a trozos de la pared junto a glóbulos rojos y blancos forman microembolismos, que se alojan en la parte más distal de este sistema arterial de menor calibre. Clínicamente se manifiesta como una Necrosis Cutánea Punctata, además puede producrise isquemia por vasoespasmo arterial en el punto de inyección 12.
Cuando se inyecta una solución esclerosante de tipo detergente, como el polidocanos, tetradecil sulfato sódico o oleato de etanolamina, en las vénulas de bajo flujo, las cuales se manifiestas como vasos faciales de coloración azul-verdoso, mayores de 0.4 mm de diámetro, la acción destructora de estas sustancias puede manifestarse lejos del sitio de inyección. El efecto esclerosante en el interior de las venas puede continuar durante un trayecto de unos 6 cm del punto de inyección. Por lo tanto, cuando se realiza microescleroterapia de las venas faciales, se deben utilizar sustancias esclerosantes de tipo osmótico, como el suero salino o la dextrosa hipertónica, con estas sustancias, la fibrosis endotelial y mural sucede en un área localizada. Esto limita la posibilidad de esclerosar sistemas venosos más profundos y distales como el plexo venoso retroorbital.
Desafortunadamente, las soluciones osmóticas suelen ser dolorosas a la inyección y tienen el riesgo de ulceración y de hiperpigmentación con la extravasación. Por lo tanto, la escleroterapia en las telangiectasias faciales debería ser utilizada solamente en algunas venas faciales seleccionadas, mayores de 0.4 mm de diámetro, con soluciones osmóticas y con cantidades mínimas de esclerosante.
3. Láser: Se han utilizado dierentes láseres para el tratamiento de estos vasos en la cara con diferentes resultados, mejores que los obtenidos con los métodos anteriormente citados.
De ellos los más populares o más conocidos son el KTP (Aura®, Laserscope), los Dye láser (láseres pulsados de colorante Scleroplus®, Candela y Cyanosure) y sistemas no láser de luz pulsada intensa no coherente (Photoderm VL/PL®, Sharplan). Nosotros hemos tenido experiencia con estos láseres y unos buenos resultados, los inconvenientes que se nos han presentado han sido el efecto púrpura (coloración violeta de los vasos tratados en la cara que desaparece posteriormente en unas 2 semanas) característico de los láseres de colorante-Dye láser, alteraciones de la pigmentación y la necesidad de emplear múltiples sesiones para la eliminación de estas lesiones, por la alta tasa de recanalización después del tratamiento de los vasos tratados. La aparición de un nuevo sistema para el tratamiento de estas lesiones como el láser diodo de 810 nm de longitud de onda, mayor que la de los anteriores y por lo tanto menor posibilidad de producir alteraciones de la pigmentación, menor competencia con la melanina epidérmica, la no aparición del efecto púrpura, una recuperación mayor, es decir, la reducción en el tiempo durante el cual existen síntomas de enrojecimiento, por lo general de 6-7 días, la menor tasa de recidivas, recordemos que el láser de KTP tiene una incidencia de recanalización de los vasos tratados de aproximadamente el 40-50% y la necesidad de un menor número de sesiones, por regla general 2 sesiones, es lo que nos ha llevado a tratar estas lesiones con este tipo de láser actualmente en nuestro Centro.
Se han tratado una serie de 106 pacientes consecutivos, el 77% de ellos fueron mujeres con una edad media de 57 añosy con un fototipo de piel (Fitzpatrick) de I-III. No aconsejamos el tratamiento mediante este tipo de láser para fototipos de piel más oscura por el riesgo de producir lesión dermo-epidérmica y alteraciones de la pigmentación.
75 pacientes (80%) tenían telangiectasias faciales, de estos el 27% tenían TF simples distribuidas en nariz y mejillas principalmente y el 73% eran TF en araña, cuya distribución generalmente fue en la región malar. 31 pacientes (20%) tenían cuperosis (agrupación vascular, diámetro de los vasos de 0,05-0,1 mm de diámetro, que producen una coloración rojiza o rojo oscura, en la región malar principalmente aunque se asocia a alteraración vascular en otras zonas de la cara como la nariz, mentón y frente). En nuestra experiencia este tipo de alteración vascular tiene una clara predisposición genética o familiar y se dan característicamente en pacientes con fototipos de piel I y II de Fitzpatrick.
Para su tratamiento se ha utilizado un láser diodo de 810 nm (Multidiode®, Intermedic, Frank-Line) con una potencia de 98.5 vatios y spots de 2 y 4 mm de diámetro. El periodo de seguimiento en todos los pacientes ha sido de un mínimo de 6 meses.
En todos los pacientes tratados se empleó un anestésico tópico, Tetracaína 4% más Lidocaína 2.5%, con oclusión 1 hora antes del procedimiento.
Se utilizó el spot de 2 mm para telangiectasias faciales y el spot de 4mm para el tratamiento de telangiectasias faciales tipo cuperosis o con rosácea acompañante.
Los parámetros utilizados fueron:
En algunos casos (6), hemos tenido que utilizar anchuras de pulso que han llegado hasta los 50 milisegundos, fluencias de 164 julios. posiblemente por mayor resistencia de los vasos a la luz láser, fundamentalmente en vasos localizados en la porción inferior del ala nasal.
Actualmente también estamos utilizando un spot de 5.3 mm de diámetro y las mismas fluencias, lógicamente con anchuras de pulso mayores, para el tratamiento de pacientes con TF tipo cuperosis que será publicado en un estudio controlado posteriormente. Los resultados hasta la fecha son similares a los obtenidos con el spot de 4mm a pesar de la mayor amplitud de pulso empleado. En el apartado de discusión se darán más detalles en cuanto a la efectividad de este tratamiento y su forma de actuación en este tipo de vasos de pequeño calibre.
61 pacientes de los 75 con TF lineales o en araña (81%), necesitaron un solo tratamiento para lograr la dsesaparición de los vasos tratados. 12 pacientes (16%) necesitaron 2 tratamientos para la eliminación de estos vasos y solamente en 2 pacientes (3%) fueron necesarios 3 tratamientos, estos vasos estaban localizados en el ala nasal, en su porción lateral, tercio inferior. El intervalo con el que se efectuaron los tratamientos fue de 4 semanas.
De los 31 pacientes que tenían cuperosis, 12 de ellos (39%), necesitaron un solo tratamiento, 17 (55%) dos tratamientos y solamente 2 de ellos recibieron tres tratamientos (6%). El intervalo entre los mismos fue de 4-6 semanas, cumpliendo el protocolo que hemos diseñado específicamente para el tratamiento de las telangiectasias faciales.
Hemos observado que la necesidad de más o menos tratamientos está en relación directa con la fluencia utilizada, los dos pacientes que necesitaron tres tratamientos para la resolución de su alteración vascular fueron tratados a las fluencias más bajas, siendo estas utilizadas al comienzo del estudio de esta serie por el temor de producir efectos no deseables, con la experiencia en el empleo de este láser, hemos utilizado mayores densidades de energía, obteniendo igualmente mejores resultados, es decir, menor número de sesiones sin producir efectos adversos. En ningún caso se observó el efecto púrpura, producido por la extravasación de sangre debido a la rotura del vaso cuando recibe el impacto de la luz láser que se observa comúnmente con los láseres pulsados de colorante (Dye láser) que utilizan una longitud de onda de 585-600 nm, con anchuras de pulso de 450-1.500 µs.
Después del tratamiento mediante láser diodo a 810 nm se observa una inflamación y enrojecimiento que desaparecen en un tiempo medio de 4-6 días después del tratamiento. No hemos observado alteraciones de la pigmentación en ninguno de los pacientes tratados, fototipos de piel I-III de Fitzpatrick. Tampoco se han observado en ningún caso lesión dérmica ni cicatriz resultante.
Cuando se tratan pacientes con el spot de 2mm trazando la totalidad de las telangiectasias, se observa la desaparición inmediata de estas en el momento de ser aplicado el láser por coagulación total del vaso tratado. En el postoperatorio puede formarse alguna vesiculación de la piel que desaparece a los 2-3 días, en lugar de esa vesiculación la epidermis se transforma en una piel más oscura que se desprende en 6-8 días sin dejar alteración alguna. En ninguno de los pacientes tratados se ha producido lesión dérmica con cicatriz residual.
1. El láser diodo es un método de tratamiento eficaz para las telangiectasias faciales.
2. El número de tratamientos es aceptablemente bajo.
3. Existe una baja incidencia de efectos secundarios sin lesiones a largo plazo.
4. No tiene efecto púrpura.
5. Poco tiempo de recuperación.
6. Posiblemente, debido a lo comentado anteriormente, el láser diodo sea uno de los tratamientos de elección de este tipo de patología.
Un mejor entendimiento del modo de actuación dde los láseres por parte de los científicos y de los fabricantes de los láseres, ha permitido una mejora de los resultados.
El hardware de los láseres diseñados para la eliminación del folículo piloso ha experimentado una notable evolución desde los pulsos cortos- PC (anchuras de pulso 1-10ms), pulsos largos - PL (10-100ms) a los pulsos superlargos - PSL (>100 ms). El pulso superlargo (PSL) combinado con el enfriamiento de la superficie epidérmica se ha diseñado para producir una depilación efectiva y permanente, asociado al empleo de altas fluencias, sin daño epidérmico y sin alteraciones de la pigmentación en todos los fototipos de piel. En la tabla 1 se definen las diferentes anchuras de pulso.
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Nosotros desde hace 2 años, a pesar del conocimiento de los trabajos publicados acerca de los tiempos de relajación térmica (TRT) específicos para la epidermis (1-10 ms) y bulbo piloso (40-100 ms), de que los láseres de otras compañías importantes habían diseñado pulsos de hasta 30 milisegundos solamente con fluencias de 40 julios y al parecer estaban obteniendo unos buenos resultados, nosotros nos vimos en la obligación de trabajar con pulsos muy largos de 150-250 ms y fluencias de 35-50 julios, limitados por la potencia del láser que en aquellos momentos disponíamos, diodo de 810 nm, spot de 4-5 mm y una potencia de 30 vatios (Epidiode®, Intermedic S.A.). Los resultados obtenidos han sido la observación clínica de un recrecimiento del pelo menor del 80% al año, después de finalizadas las sesiones programadas, en general de 4-6 sesiones, con un intervalo de tiempo de 1-3 meses, dependiendo de la región anatómica a tratar.
Recordemos que la morfología histológica de los folículos pilosos varían dependiendo del estado del ciclo de crecimiento. La fase anágena o de crecimiento es variable en su duración y puede tardar hasta 3 años. La fase catágena o de regresión es sin embargo, relativamente constante y es generalmente de 3 semanas de duración, mientras que la fase telógena o de reposo es de aproximadamente 3 meses.
Se cree que la depilación asistida con láser es más efectiva en la fase anágena y menos efectiva o no efectiva en las fases de regresión o reposo.
Los hallazgos obtenidos anteriormente, muy buenos resultados clínicos, nos han conducido a desarrollar láseres de mayor potencia (Multidiode® 60-90 vatios, Intermedic S.A.) con spots mayores 8-10 mm para alcanzar fluencias de 50-150 julios con anchuras de pulso de 500-1.000 ms, y comenzamos a testarlo con los resultados obtenidos anteriormente con anchuras de pulso de 100 ms, fluencias siempre superiores a los 35 julios y spots de 4-5 mm dependiendo del la potencia del láser utilizado de 60-90 vatios, y también lo comparamos con los resultados obtenidos inicialmente empleando anchuras de pulso de 150-200 ms.
En nuestro estudio clínico hemos utilizado un láser Diodo con una longitud de onda de 810 nm, 90 vatios, un spot de 104 mm de diámetro, anchuras de pulso de 500-1000 ms y fluencias de 58-115 julios respectivamente. La pieza de mano de 4.5 cm de diámetro, lleva acoplada un cristal de zafiro de 3 cm diámetro el cual ha sido enfriado mediante un circuito cerrado de agua a una temperatura constante de 2-5 ºC (Clo Cutaneous Cooling System®, Cool Laser Optics, Inc), para evitar el daño térmico de la epidermis durante la irradiación que se produce en los pulsos largos. La membrana basal rica en melanina está localizada a una profundidad de 50-100 µm entre la epidermis y la dermis.
Existen varias formas de enfriar la epidermis:
El enfriamiento paralelo interno consiste en la difusión del calor desde la membrana basal hacia la dermis y hacia las capas externas de la epidermis, esta forma de actuación, interna es más efectiva cuando la anchura de pulso de la irradiación es comparable al tiempo de relajación térmica (TRT) de la epidermis (5-30 ms).
El enfriamiento paralelo externo consiste en la difusión del calor desde la membrana basal a las capas más externas de la epidermis y a la placa metálica y de zafiro externa previamente enfriada, la cual está en contacto directo con la piel. El enfriamiento paralelo externo es efectivo cuando la anchura de pulso de la irradiación es superior a 75 ms y alcanza su pico para anchuras de pulso de 500-1.000 ms, proporcionando el método más efectivo para la eliminación del calor debido a la mayor conducción y difusión térmica de la placa externa en contacto con la piel que la dermis.
Para los láseres con una longitud de onda óptima entre 700 y 900 nm, para que sea absorvido por la melanina pero con anchuras de pulso muy inferiores al TRT de la estructura que deseamos destruir, en este caso el folículo del pelo, no existe difusión térmica suficiente entre la vaina del pelo y las células que lo rodean, el resultado será el de una destrucción de la vaina del pelo con poca alteración de las células del folículo y un subsiguiente retraso pero recrecimiento del pelo en un porcentaje alto de los casos.
La anchura del pulso se ha seleccionado para dañar efectivamente los folículos pilosos con preservación de la epidermis. Para producir un daño térmico permanente, el folículo piloso debe ser destruido en su totalidad hasta la vaina de tejido conectivo que lo contiene, es decir, la papila, matriz y células foliculares del tallo. La difusión de calor desde la vaina del pelo rica en contenido melánico y la matriz daña a otras estructuras que no contienen melanina y que están involucradas en el recrecimiento del pelo o en la regeneración del folículo. Recordemos que la eliminación de la papila dérmica detiene el crecimiento del pelo, pero el tercio inferior de la vaina dérmica es capaz de regenerar una nueva papila dérmica con el subsecuente recrecimiento del pelo. Recientemente se ha sugerido que las células del tallo folicular localizadas en la vaina externa de la raiz, cerca de la inserción del músculo arrector pili, aproximadamente a 1.5 mm de la epidermis y cuya mielinizaciónn es constante es independiente del ritmo de crecimiento del pelo, juegan un papel importante en el recrecimiento del vello. Por tanto, es imprescindible que para conseguir una depilación permanente, sea necesaria la destrucción de ambas estructuras.
El calentamiento tisular >75º C durante >1 ms, produce un daño térmico permanente. Debido a la propagación del calor desde la estructura calentada y al tiempo necesario que tarda en alcanzar la vaina del tejido conectivo, el volumen total del tejido calentado es mucho más grande que la vaina del pelo. El calentamiento producido por el pulso largo daña solo parte del folículo piloso. Durante el pulso super largo se produce un perfil de temperatura que excede el umbral de daño térmico del folículo piloso, pero que no excede el umbral de daño térmico de los tejidos circudantes. En la teoría de la termolisis selctiva, es habitual referirse al tiempode relajación térmica (TRT) de la estrucrura seleccionada, para una anchura de pulso significativamente más corta que el TRT, no hay difusión de calor y la temperatura alcanzada en el tejido que absorve esta irradiación específica puede alcanzar un máximo.
En el caso del folículo piloso, la vaina y las células matriciales ricas en melanina ocupan un volumen relativamente pequeño y la propagación del daño térmico a través del volumen total es aproximadamente unas 10 veces más (5-20) que el TRT del folículo del pelo. Por lo tanto se ha definido el tiempo necesario para dañar térmicamente la totalidad de la estructura folicular como el tiempo de daño térmico (TDT), el cual dependiendo del diámetro de la vaina y del folículo piloso y de la pigmentación, así como de la potencia de la luz láser podría llegar a ser de 5-20 veces mayor que el TRT del folículo piloso.
En la tabla 2 se muestran los valores normales del TRT dependiendo del diámetro del pelo, y del valor medio del TDT que fluctúa ampliamente desde pelos finos de 50 µm a los gruesos de 125 µm, el TDT fluctúa de 170-1.000 ms. Por lo tanto, para producir un daño óptimo al folículo, la anchura de pulso de la luz incidente debería ser más corta o igual que el TDT del folículo piloso correspondiente. En la práctica, en un área determinada habrá folículos de varios tamaños, para el procedimiento SLP, la temperatura de la vaina del pelo es proporcional a la densidad de enrgía y al coeficiente de absorción de la vaina del pelo. Es decir, para el tratamiento de pelos finos y con menos contenido melánico se necesitarán fluencias más elevadas que para el pelo más grueso y oscuro.
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En la tabla 3 mostramos los valores medios del tiempo de relajación térmica - TRT, y del tiempo de daño térmico - TDT. Se puede observar que el TDT fluctúa mucho dependiendo del diámetro del pelo medio al grueso (50-125 µm), por lo que la amplitud de pulso necesaria para producir un daño térmico a la totalidad del folículo piloso variará igualmente desde valores de 170 a 1000 ms. La anchura de pulso de la luz incidente debe ser menor o igual al TDT del folículo correspondiente.
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Para el régimen de pulsos super largos, la temperatura de la vaina del pelo es proporcional a la densidad de potencia y al coeficiente de absorción de la vaina del pelo. Es decir, el tratamiento del pelo más fino y claro requerirá una mayor densidad de potencia que el pelo más grueso y oscuro.
El diámetro de la zona de daño térmico alrededor de la vaina del pelo depende de la anchura del pulso y de la densidad de energía o fluencia. Esta densidad de energía debe ser mayor del umbral en el cual la temperatura de la vaina del pelo y la matriz excedan ligeramente el umbral de temperatura de daño tisular (>75ºC).
Cuando la vaina del pelo y las células matriciales se calientan excesivamente (>100-200ºC) se producirá derretimiento o vaporización de estas estructuras. Esta secuencia de acontecimientos que ocurren cuando se utilizan fluencias altas con anchuras de pulso cortas o largas (1-100 ms) son indeseables por dos motivos:
En la tabla 4 se hace una comparación entre pulsos largos y pulsos super largos, los diferentes efectos en las estructuras diana, densidades de energía y de potencia.
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Autor
Introducción
Radiación electromagnética
Fenómeno fundamental
El modelo láser
El láser práctico
Material Lasing
Cavidad de resonancia óptica
Sistema de bombeo
Evolución del haz láser
Propiedades del haz de luz láser
Monocromaticidad
Colimación
Densidad de energía (fluencia) y densidad de potencia (irradiancia)
Densidad de potencia del haz láser
Modo temporal de salida
Sistemas de entrega del haz de luz láser
Propiedades ópticas de la piel
Interacciones láser-tejidos
Luz láser sin efecto tisular
Volumen irradiado
Efectos terapéuticos
Fototermolisis selectiva
Duración de la exposición y relajación térmica
Conclusión
Bibliografía
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:
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:
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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Autor
Resumen estructurado
Introducción
Radiometría
Propiedades ópticas de la piel
Interacciones tisulares
Relajación térmica
Fototermolisis selectiva
Palabras clave
Bibliografía
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.
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.
Con frecuencia los médicos que se inician en el mundo láser están saturados y algunas ocasiones abrumados ante la terminología técnica que se utiliza en las charlas, reuniones, congresos, etc. en cuanto a potencia/energía, longitud de onda, anchura de pulso, fluencia o densidad de energía, etc. Es nuestra misión en este artículo tratar de aclarar estos términos ya que se necesita algún tipo de familiaridad con algún lenguaje fundamental para dominar la complejidad de la luz láser e interacciones de esta sobre la piel y sobre los tejidos.
Es necesario comprender cuatro definiciones:
La energía es el trabajo y se mide en Julios. La potencia es el porcentaje en el que la energía se consume y se mide en vatios (julios x segundo). la energía en un pulso simple de un láser pulsado. Los vatios se deben utilizar para medir la potencia de un láser de onda contínua, el ejemplo más claro sería el de un láser de CO2 en emisión contínua de luz láser.
La energía y la potencia cuantifican la luz emitida por un láser. También necesitamos medir la intensidad o luminosidad de la luz que incide sobre la piel, que a su vez depende del área de piel sobre la cual la energía o la potencia es entregada.
Pongamos un ejemplo para tratar de clarificar estos conceptos: Un láser pulsado, el pulso o anchura de pulso es el tiempo durante el cual se emite la luz láser, con un tamaño de spot de 1 cm se enfoca a un spot de tamaño de 0.5 cm de diámetro (el spot es circular, espacio por el que es emitida la radiación lumínica y se mide por su diámetro), la misma energía se está entregando a un área más pequeña ypor lo tanto estamos aumentando la densidad de energía. Si enfocamos un láser pulsado con una energía por pulso de 10 julios a un spot de 1 cm de diámetro (radio = 0,5 cm), el área del spot es ¼ r2 = ¼ 0.52. La densidad de energía es igual a la energía entregada, expresada en julios, dividida por ¼r2,, por lo que en este caso será igual a 10/¼ 0.52 = 12.7 julios/cm2. Si esta misma energía la enfocamos a un spot de 0.5 cm, el área del spot es ¼ x 0.252, por lo que la densidad de energía (De) será 10/¼ x 0.252 = 50.9 J/cm2 Dividiendo a la mitad el tamaño del spot, la densidad de energía aumenta por un factor de 4, ya que la densidad de energía es inversamente proporcional al cuadrado del radio del tamaño del spot. Contrariamente, para obtener la misma densidad de energía con un tamaño de spot de la mitad del diámetro, la energía láser entregada, tendrá que ser reducida cuatro veces.
La fluencia es un término intercambiable con el de densidad de energía. Irradiancia se refiere a la intensidad de un haz láser de onda contínua y se mide en vatios/cm2. Los cálculos son similares a los presentados previamente y muestran una relación similar entre el tamaño del spot e intensidad, como entre el tamaño del spot y fluencia. La intensidad es inversamente proporcional al cuadrado del radio del tamaño del spot 1-2.
PROPIEDADES ÓPTICAS DE LA PIEL
Cuando una luz láser choca contra la piel hay cuatro posibles interacciones: (Figura 1)
- Reflexión - Dispersión - Absorción - Transmisión.
La ley de Grothus-Draper afirma que solo puede haber efecto tisular si la luz es absorvida. Solamente el 4-7% de la luz es reflejada por la piel. Ni la luz reflejada ni la luz transmitida tiene efecto tisular 3. Existen diferentes cromóforos en la piel que absorven longitudes de onda selectivamente. Si conocemos el espectro de absorción de un cromóforo, podemos dirigir la luz láser de una longitud de onda apropiada a este cromóforo para producir el efecto tisular deseado. Los principales cromóforos de la piel son: hemoglobina, melanina y el agua. Sus espectros de absorción son conocidos (Figura 2).
El adecuar la longitud de onda al cromóforo específico no es tan fácil como en un principio podría pensarse. Sobre el espectro visible de la radiación electromagnética (REM), la profundidad de penetración está inversamente relacionada a la longitud de onda.
Existe una ventana óptica en la piel relativa en la región de los 600-1300 nm (Figura 3). Las longitudes de onda por debajo de los 300 nm tienen una fuerte absorción por las proteínas, melanina, ácido urocánico y DNA. Las longitudes de onda mayores de los 1300 nm tienen una penetración superficial a pesar de su gran longitud de onda. Tienen una fuerte absorción por el agua que es el cromóforo dominante al final del espectro 4. Para tener una idea de la dificultad de adecuar la longitud de onda al cromóforo específico,tomemos el ejemplo de la hemoglobina.
Como se puede observar en la figura 2, la hemoglobina tiene un pico de absorción a los 420 nm, pero la longitud de onda es demasiado corta para el tratamiento de lesiones vasculares cutáneas, además la penetración a esta longitud de onda es de solo 100 µm, que es la región de la unión dermoepidérmica. Para obtener un efecto biológico en los vasos dérmicos, es necesario penetrar más profundamente con una longitud de onda mayor.
El pico de absorción de la hemoglobina a 577 nm es una mucho mejor opción, ya que esta longitud de onda penetra más profundamente y es menos absorvida por la melanina epidérmica, dando lugar a menos alteraciones de la pigmentación posteriores al tratamiento observados comúnmente con el láser de argón el cual tenía una longitud de onda cercana a los 400 nm, aún cuando la absorción de la luz láser por la hemoglobina es sensiblemente menor que el pico a 420 nm.
Existen dos diferentes efectos tisulares producidos por la luz emitida por un láser a una determinada longitud de onda, el efecto térmico y el efecto mecánico, dependiendo de la anchura de pulso utilizada, es decir, dependiendo de cuanto tiempo dure la emisión de luz producida por un láser pulsado. La luz láser solo puede hacer un efecto tisular cuando ésta es absorvida y convertida en enrgía, principalmente calor.
Deberíamos señalar que hoy es con mucho la utilización más precisa del calor en toda la historia de la medicina. El efecto biológico está determinado por la temperatura lograda. La lesión celular con su inflamción subsecuente y reparación se produce después de incrementos mínimos de 5-10 ºC. Temperaturas por debajo de 100 ºC producen una desnaturalización de las macromoléculas rompiendo los enlaces de van der Waal, enlaces físico-químicos de las proteínas. La mayoría de las proteínas se desnaturalizan a los 60 ºC, el DNA a los 70 ºC. A los 100 ºC el agua intracelular excede su punto de ebullición produciéndose vaporización.
El vapor producido aumenta rápidamente la presión dañando las células y los vasos. Con temperaturas superiores a los 100 ºC se produce disecación y carbonización de los tejidos. Hoy sabemos que la temperatura necesaria para destruir el folículo piloso es de 70 ºC con una duración de un milisegundo 5. Para estar seguros de que alteración en los tejidos deseamos efectuar, debemos saber con seguridad el incremento de temperatura y el efecto resultante.
Debemos tener igualmente en consideración la conducción térmica, es decir, la transmisión del calor a las estructuras adyacentes. Podría suceder que pulsos muy largos o por el contrario muy cortos no destruyan la estructura que se pretende y además se produzca lesión en los tejidos vecinos. Cuando la luz láser es absorvida, la pérdida de calor comienza inmediatamente por la conducción a los tejidos adyacentes, esta pérdida se produce en todas las direcciones y es un proceso conocido como la Relajación Térmica (RT) 6.
La velocidad de relajación térmica varía según el Tiempo de Relajación Térmica - TRT de cada tejido. El TRT se define como el tiempo que tarda una estructura en enfriarse a la mitad de la temperatura que ha adquirido después de absorver la luz láser 7. Cada estructura tiene un TRT diferente 8:
€Epidermis (100 µm)10 ms €Vaina del pelo (dermis medial)3-5 ms €Capa células basales epidermis0.1 ms €Folículo piloso (dermis medial)20-30 ms €Melanosoma individual0.001 ms €Bulbo piloso20-40 ms €Vasos sanguíneos: diámetro - TRT
50 µm-1 ms 100 µm-5 ms 500 µm-110 ms 1000 µm-500 ms
€Folículo Piloso: Bulbo - establecido - 30 ms
Conductividad grasa 70% /dermis TRT bulbo: 50-100 ms
Spots muy grandes aunque no producen un aumento de la dispersión intrínseca, tienen una mayor posibilidad de que los fotones tengan una retrodispersión en el haz incidente colimado, dando lugar por lo tanto a una menor amplitud del haz 8. Según un cálculo personal basado en el coeficiente de absorción de los tejidos para diferentes longitudes de onda, el spot ideal para una longitud de onda de 800-820 nm, debería de ser de 5.2 mm de diámetro para que a tres mm de profundida mantenga el 37% de la energía depositada. Los objetos más pequeños se enfrían más rápidamente que los más grandes. Los melanosomas de 0.5-10 µm tienen un TRT más corto que los capilares que miden 10-100 µm (aproximadamente 1 milisegundo). Por lo tanto, el efecto tisular está cuasado por: 1. Por la influencia de la energía láser calentando un cromóforo determinado. 2. Por la difusión de ese calor a estructuras vecinas.
La extensión del daño térmico se determina por: 1. La elevación de la temperatura lograda, lo que determina el daño al objeto que nos dirijimos. 2. El periodo de tiempo que esa partícula se calienta, la cual está influenciada por la conductividad del calor. Esta extensión del daño tisular dependerá de: 1. La densidad de la energía aplicada por el láser. 2. Duración del pulso. 3. Conductividad del calor a otras estructuras.
El otro efecto tisular producido por la luz emitida por un láser es el efecto mecánico. Debemos saber que los láseres pueden ocasionar también un efecto fotomecánico, esto ocurre cuando la duración del pulso es más corto que el TRT de la estructura diana. En este caso se produce una explosión termoelástica súbita debida al calor localizado espacialmente, por la diferencia de temperatura entre el objeto que se calienta y lo que le rodea 9. Con pulsos muy cortos, el porcentaje de incremento en la temperatura puede ser notable, produciendo un abrupto gradiente de temperatura entre el objeto y lo que le rodea, este efecto se ha documentado con los dye láser utilizados en el tratamiento de lesiones vasculares. Cuando se tratan vasos con pulsos de 1.5 µs, el incremento de temperatura estimado en los eritrocitos es de 107 ºC por segundo, este aumento súbito de temperatura en los vasos puede ser responsable del inicio de ondas de presión que originan la ruptura del vaso, el conocido efecto púrpura.
Existen más evidencias del daño fotoacústico producido por los láseres Q-switched. Los melanosomas son el objetivo en el tratamiento del pigmento endógeno, se produce daño mecánico en el núcleo de los melanocitos y rotura, que posteriormente estos fragmentos son fagocitados. Además el daño mecánico producido en los tatuajes mediante láser puede ser el mecanismo primario por el que se remueve el pigmento 10.
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 2,7.
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.
Si la anchura de pulso es igual o excede el TRT se produce daño no específico debido a la difusión de calor a las estructuras adyacentes. Contrariamente, si la anchura de pulso es demasiado corta, puede ocurrir: a) vaporización o daño por ondas de choque, b) en el caso de lesiones vasculares, se produce un daño insuficiente en la pared del vaso como para eliminarlo. Esta es la esencia de la fototermolisis selectiva. Eligiendo la longitud de onda que es absorvida selectivamente por el tejido diana, debería ser posible seleccionar la fluencia y la duración de pulso que dañará térmicamente esa estructura determinada sin lesionar los tejidos adyacentes.
Láser, conceptos generales, fototermolisis selectiva, interacciones tisulares.
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Descripción del Estudio
Seguridad
Eficacia
Resumen
Referencias
Suzanne L. Kilmer, M.D.
Directora, Laser and Skin Surgery Center of Northern California
Este documento informa del resultado de un estudio de 3 meses dirigido a determinar la seguridad y eficacia de un laser de largo pulso y alta potencia Nd:YAG para la eliminación de pelo pigmentado no deseado en sujetos con tipos de piel Fitzpatrick I a V. Este sistema opera bajo el principio de Fototermólisis selectiva, que hace posible atacar selectivamente y tratar múltiples pelos simultáneamente de un modo no invasivo.
Los primeros estudios detallados de eliminación de pelo por láser se publicaron en 1996 basándose en los resultados obtenidos por el uso de un laser pulsado de rubí de 694 nm. Tanto este como los siguientes estudios han mostrado que se puede conseguir una eliminación en el corto plazo y una reducción en el número de pelos en el largo plazo. Desde entonces la tendencia en los laser de largo pulso para eliminación de pelo ha sido hacia mayores longitudes de onda. Los laser de rubí fueron seguidos por los de alejandrita a 755 nm, los de diodo a 810 nm y ahora el laser de largo pulso Nd:YAG CoolGlide con una longitud de onda de 1064 nm. Con esta tendencia hacia mayores longitudes de onda, este laser aprovecha la correlativa disminución en absorción por la melanima. Las ventajas de menor absorción por la melanina incluyen un menor calentamiento y daño epidermal, la capacidad de tratar un rango más amplio de pacientes (de piel oscura o clara), y la capacidad de utilizar mayores fluencias. Ventajas adicionales de la mayor longitud de onda son una menor dispersión y más profunda penetración de la luz, de modo que se suministra mayor energía al objetivo. Mientras que la menor absorción por la melanina de longitudes de onda mayores es una ventaja en términos de calentamiento y daño epidermal, esto implica igualmente que la melanina en el objetivo deseado también registra una menor absorción. Esta menor absorción en el objetivo se solventa por medio del uso de fluencias mayores y aprovechando la menor dispersión y atenuación de la luz del laser cuando pasa a través de la epidermis.
Los laser Nd:YAG con una longitud de onda de 1064 nm han demostrado que atacan selectivamente la melanina en la dermis. Las versiones Q-switched de estos laser se están utilizando actualmente para el tratamiento del Nervus de Ota y se ha demostrado que con una fluencia suficiente también se pueden utilizar para eliminación de pelo y donde el cromoforo objetivo es la melanina en el folículo y tallo del pelo. Mientras que los laser Nd:YAG Q-switched (con anchuras de pulso de 2 a 20 nanosegundos) se han mostrado eficaces en alcanzar la melanina, no son adecuados para eliminación de pelo. La anchura de pulso Q-switch es demasiado corta para atacar óptimamente la estructura capilar, así que los laser comerciales Q-switch para eliminación de pelo requieren la retirada completa de pelo y la introducción de un cromoforo exógeno de carbón para absorber la energía de la luz. Incluso con estos procedimientos adicionales, estos sistemas no consiguen la permanencia que se alcanza con otros sistemas de eliminación de pelo.
Un laser de largo pulso y alta energía Nd:YAG, con anchuras de pulso que se correspondan con el tiempo de relajación termal del pelo, será capaz de atacar directamente la melanina en la estructura del pelo y debería proporcionar unos resultados más eficaces de eliminación de pelo con un mínimo daño epidermal.
La efectividad del sistema de laser CoolGlide de Altus Medical se evalúa por medio de un estudio clínico prospectivo, controlado, desarrollado en un único centro sobre 25 sujetos, con 50 zonas de control y 100 zonas de tratamiento, con el fin de investigar la seguridad y efectividad para eliminación de pelo. Este informe incluye los resultados a través de los 3 meses siguientes a un único tratamiento de laser.
El estudio se lleva a cabo en el Centro de Laser y Cirugía de la Piel de California del Norte. El investigador principal es Suzanne L. Kilmer, Doctora en Medicina, y los co-investigadores son Vera Chotzen, DM, Marla McClaren, DM, Jacqueline Calkin, DM y Susan Silva, DM.
El aparato investigado es un laser Nd:YAG de largo pulso utilizando fluencias de hasta 60 J/cm2 con refrigeración por contacto epidermal y un tamaño de spot del laser de 1 cm2 por pulso.
Se seleccionaron individuos con tipos de piel Fitzpatrick I a V y cada individuo recibió tratamiento en dos zonas corporales seleccionadas de la cara, brazos, piernas, axilas, línea de bikini y espalda. En cada zona corporal seleccionada se identificaron tres áreas. Una para servir de área de control y dos para recibir tratamiento. Cada área de estudio fue afeitada y, o bien no recibió tratamiento, o recibió tratamiento con una fluencia de 60 J/cm2 y una anchura de pulso de 30 milisegundos, un tratamiento de 50 J/cm2 a 30 ms, o un tratamiento de 50 J/cm2 a 15 ms. Las zonas de tratamiento y control fueron selladas para identificación. La respuesta epidermal se valoró y se tomaron fotografías antes del tratamiento y en visitas de 1 día, 1 mes y 3 meses después del tratamiento.
La muestra para el estudio consistió en 9 individuos con tipo de piel II, 8 individuos con tipo de piel III, 4 individuos con tipo de piel IV y 4 individuos con tipo de piel V. En total 19 mujeres y 6 hombres. Cada individuo tenía 4 zonas de tratamiento laser y 2 zonas de control, resultando en 100 zonas de tratamiento y 50 de control.
La eficacia se determinaba mediante recuentos de pelos realizados por un observador independiente que utilizaba fotografías digitales impresas con un gran aumento (6,4x), así como una evaluación estética ciega "lado con lado" consistente en que un evaluador independiente elegía el mejor aspecto estético de las fotografías de pre-tratamiento y de 3 meses después del tratamiento. El evaluador de esta comparación, al igual que para el recuento de pelos, no sabía el momento en que se habían tomado las fotografías.
Se utilizó el sistema de refrigeración por contacto de la pieza de mano para proporcionar protección epidermal y para funcionar en el tratamiento de la mayor parte de individuos como anestésico. Sin embargo, en 6 de los 25 individuos se utilizó un gel refrigerante en lugar de la refrigeración por contacto a efectos de comparación. No se utilizó anestesia tópica como EMLA, ya que los tratamientos fueron bien tolerados por los individuos.
Los sujetos fueron evaluados al día siguiente, al mes y a los 3 meses después del único tratamiento. La respuesta epidermal al día siguiente del tratamiento incluía eritema, edema y esporádicamente embolsamiento. La aparición de estos síntomas fue ligeramente superior en las áreas que fueron refrigeradas por gel respecto a aquellas que lo fueron por refrigeración por contacto, sin embargo las diferencias no fueron significativas. Las respuestas en las áreas tratadas por laser al día siguiente y a los 3 meses del tratamiento se muestran a continuación. Los 25 individuos fueron evaluados al día siguiente después del tratamiento. 21 de los 25 individuos volvieron para la visita de 1 mes y de 3 meses.
Datos de Seguridad 1 día después del tratamiento
(100 zonas de tratamiento laser evaluadas)
Nada Suave Moderado Grave
Eritema 39 50 11 0
Edema 85 9 6 0
Embolsamiento 97 2 1 0
__³Arañazos² 100 0 0 0
Hiperpigmentacion 100 0 0 0
Hipopigmentacion 100 0 0 0
Datos de Seguridad 3 meses después del tratamiento
(84 zonas de tratamiento laser evaluadas)
Nada Suave Moderado Grave
Eritema 84 0 0 0
Edema 84 0 0 0
Embolsamiento 84 0 0 0
³Arañazos² 84 0 0 0
Hiperpigmentacion 79 5 0 0
Hipopigmentacion 84 0 0 0
En las visitas de seguimiento de 1 mes y de 3 meses, la única observación fue una mínima hiperpigmentación que apareció en 5 zonas de 3 individuos en el seguimiento de 3 meses. Se observó en 3 de las 16 zonas tratadas de piel tipo IV y en 2 de las 16 tratadas de piel tipo V. Esta mínima hiperpigmentación no era estéticamente significativa y sólo se podía observar con un profundo y cercano escrutinio de las zonas. No se descubrió ninguna observación inesperada en estos individuos.
La eficacia se determinó por la demostración de una reducción significativa en el recuento de pelos 3 meses después del tratamiento en las zonas tratadas con laser, en comparación con las zonas de control; y una mejora estética en el aspecto general (en relación con la reducción de pelo) de las zonas tratadas con laser en relación con las zonas de control al ser evaluadas por un evaluador fotográfico independiente (comparando parejas de fotografías de la fecha base y de 3 meses después).
La mitad de las zonas de cada individuo fueron tratadas con una fluencia de 50 J/cm2 y una anchura de pulso de 15 ms. La otra mitad de los tratamientos fue realizada con una anchura de pulso de 30 ms. De estos el 70% fueron tratadas con una fluencia de 60 J/cm2 y el 30% con una fluencia de 50 J/cm2.
El recuento de pelos indica que dos de los tres parámetros de tratamiento fueron efectivos para la eliminación de pelo. La reducción mediana de recuento de pelos tres meses después del único tratamiento fue del 32% para los parámetros de tratamiento de 60 J/cm2 y 30 ms., y 24% para los parámetros de tratamiento de 50 J/cm2 y 15 ms. Por contraste, la reducción mediana de recuento de pelos en las zonas de control afeitadas fue de un 6% a los tres meses. Estos resultados son más positivos que resultados obtenidos con otros tipos de laser para eliminación de pelo después de un único tratamiento.
La evaluación estética "lado con lado" consistió en un evaluador independiente eligiendo el mejor aspecto estético entre las fotografías de antes del tratamiento y de tres meses después del tratamiento. Para los tres conjuntos de parámetros de tratamiento , las fotografías de tres meses después del tratamiento fueron preferidas respecto a las fotografías de pre-tratamiento. Para los dos parámetros de tratamiento que resultaron ser efectivos en base a recuento de pelos, las fotografías de tres meses después del tratamiento fueron preferidas en una proporción aproximada de 3 a 1. Para el parámetro de tratamiento no demostrado efectivo en recuento de pelos, 50 J/cm2 a 30 ms, las fotografías de 3 meses después del tratamiento todavía fueron preferidas por un margen de dos a uno. Para las zonas de control, las fotografías de antes y después del "tratamiento" fueron seleccionadas en la misma proporción, como se esperaba.
Reducción en el recuento de pelos 1 mes y 3 meses después de un único tratamiento (comparado con la situación inicial)
60J/cm2
@ 30ms 50J/cm2
@ 15ms 60 J/cm2 @ 30ms
&
50 J/cm2 @ 15ms Control
Reducción a 1 Mes 35% 44% 43% 8%
N en la visita 1 Mes 30 41 71 42
Valor p1 .007 <0.0001 <0.0001 ---
Reducción a 3 Meses
32% 24% 27% 6%
N en la visita 3 Meses 27 41 68 42
Valor p1 0.1240 0.0531 0.0324 ---
Nota: Valor de p determinado por el test de la T de student comparando el grupo de tratamiento con el grupo de control.
Evaluación estética "lado con lado" 3 meses después de un único tratamiento (comparado con la situación inicial)
60J/cm2 @ 30ms 50J/cm2 @ 15ms Control
Foto preferida Mes 3 76% 74% 49%
Foto preferida pre-tratamiento 24% 26% 51
Valor p 0.0071 0.0018 0.8774
Nota: Valor de p determinado por el test de chi-square para determinar si el porcentaje que prefiere el Mes 3 es significativamente superior al 50%. Las zonas que fueron evaluadas como "iguales" contaron como _ para pre-tratamiento y _ para Mes 3
Los resultados del estudio muestran que el sistema de laser CoolGlide para eliminación de pelo es seguro y efectivo para la eliminación de pelo pigmentado no deseado en individuos con tipos de piel Fitzpatrick I-V.
Autores
Introducción
Consideraciones sobre la longitud de onda
Consideraciones de la duración de pulso
Refrigeración epidérmica
Tamaño del spot y energía suministrada
Conclusión
Bibliografía
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.
Muchos láseres se han propuesto y han sido probados clínicamente para su uso en la eliminación de pelo excesivo o no deseado. A la hora de elegir las características de la longitud de onda y pulso, se deben analizar las interacciones tisulares mediadas por la luz láser. El láser Nd:YAG de pulso largo puede proporcionar ventajas sobr otras longitudes de onda en uso actualmente.
Esto es especialmente cierto para tipos de piel oscura debido a la reducida absorción en la melanina epidérmica de esta longitud de onda que posee el Nd:YAG.
Adicionalmente, la longitud de onda y el tamaño del spot adecuados, junto al pulso largo del Nd:YAG puede proporcionar una combinación ideal de seguridad, eficacia clínica y tiempo mínimo de tratamiento.
Factores técnicos relacionados con el empleo de láseres para la eliminación de vello:
El concepto de utilizar un láser para producir el daño preciso y por tanto prevenir el crecimiento de pelo no deseado ha existido desde los primeros días de utilización del láser en aplicaciones médicas. En este tiempo se han investigado muchas longitudes de onda y se han desarrollado varios sistemas comerciales con resultados parcialmente satisfactorios. Hasta el momento ningún sistema ha demostrado ser completamente satisfactorio. Para conseguir el éxito clínico, el sistema ideal de láser debe producir un daño significativo al folículo sin producir otras secuelas.
Consideraciones sobre la longitud de onda
La piel es un medio óptico complejo. El transporte del fotón en la piel depende de su absorción y de las propiedades de dispersión. Adicionalmente, las propiedades ópticas de la piel humana dependen de la persona, localización anatómica e incluso de la temperatura. Los fotones de longitudes de onda entre 600 y 1200 nanómetros penetran más profundamente en la piel, viajando unos pocos milímetros antes de ser absorbidos por la dermis (1).
Los láseres comerciales difieren en su longitud de onda, duración o anchura de pulso y fluencia (densidad de energía), teniendo todos estos factores repercusión en el resultado final del tratamiento. Las longitudes de onda disponibles actualmente incluyen 694 nm - láser de rubí; 755 - láser de alejandrita; 800-820 nm - láser de diodo y 1.064 nm - láser Nd:YAG. Estas longitudes de onda fueron elegidas por su absorción relativamente alta en la melanina (objetivo principal) y relativamente baja absorción en otros componentes de la piel. A medida que la piel se oscurece con mayores cantidades de melanina, la profundidad de penetración disminuye debido a la competencia entre la melanina contenida en el pelo y en la piel. El coeficiente de absorción para la melanina disminuye conforme se pasa de una longiud de onda más corta a otra mayor.
Debido a que la concentración de melanina en el folículo capilar es siempre mayor que en la unión dermo-epidérmica, la mayor parte de la energía será absorbida por el folículo. Sin embargo, siempre existe el riesgo de que parte de la energía sea absorbida por la melanina contenida en la piel. Por lo tanto, las longitudes de onda con menos absorciónen la melanina se considerarán más seguras para pieles más oscuras con alta concentración de melanina (2).
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| Gráfico 1. Este gráfico compara el porcentaje de luz que penetra en la piel blanca 3,3 mm según el tamaño del spot para láseres de Alejandrita, Rubí y Nd:YAG, con un spot de 10 mm, un 22% de la energía Nd:YAG penetra 3,3 mm, frente a un 17% de la energía en el caso del láser Rubí y Alejandrita. |
Consideraciones de la duración de pulso
Dado que es clínicamente deseable tratar selectivamente el folículo del pelo sin producir daños en los tejidos circundantes, la energía láser se suministra siempre en pulsos cortos, individuales. El tejido objetivo alcanza su máxima temperatura una vez que la luz del láser ha sido absorbida. En ese momento el folículo comienza a enfriarse transfiriendo calor a los tejidos adyacentes, fenómeno conocido como conductividad térmica. El tiempo que se necesita para reducir la temperatra en un 50% en el tejido objetivo se conoce como Tiempo de Relajación Térmica (TRT). A fin de destruir el tejido diana, la duración del pulso del láser debe aproximarse a su TRT, idealmente debería ser aproximadamente la mitad de su TRT. Igualmente, con el fin de evitar la destrucción del tejido circundante y producir efectos secundarios indeseables, la duración del pulso del láser no debería exceder al TRT de la estructura que vaya a tratarse, en este caso el folículo del pelo (3).
Debido a que la epidermis es el primer tejido expuesto al rayo de luz, reultará dañado si la energía se suministra en un periodo de tiempo demasiado corto. Por lo tanto, la duración del láser en el tejido debería exceder el TRT de la epidermis (2).
Igualmente, con la finalidad de dañar el folículo, la energía láser debe suministrarse en un pulso cuya duración sea más corta o igual que el TRT del folículo piloso. Si el pulso es demasiado largo será capaz de disipar la energía antes de alcanzar temperaturas destructivas en el interior del mismo.
Se calcula que el TRT de la epidermis está entre 1-10 ms, dependiendo de su grosor. El TRT del folículo del pelo se estima que está entre 40 y 100 ms, dependiendo de su diámetro (1 y 4). Por lo tanto, el láser utilizado para la eliminación del pelo debe ser capaz de suministrar un pulso cuya duración sea mayor de 10 ms (esto es relativamente cierto), pero menor de 100 ms. Por lo tanto, el láser utilizado para eliminación del pelo debe ser capaz de suministrar un pulso cuya duración sea mayor de 10 milisegundos, pero menor de 100 ms. Para tratar de modo adecuado todos los grosores de pelo, la duración de pulso debe estar entre los 10 ms para pelos finos, y los 50 ms para los pelos más gruesos. algunos láseres comerciales como el rubí, alejandrita y diodo son capaces de producir duraciones de pulso dentro de estos márgenes, pero otros muchos no.
Los láseres Nd:YAG pueden ser de onda contínua, pulso largo ó Q-switched. Los pulsos de un láser Nd:YAG Q-switched son demasiado cortos para asegurar una eliminación del vello duradera, ya que su duración rara vez excede las decenas de nanosegundos (10-9 segundos), siendo sin embargo ideales para la eliminación de las partículas que componen los tatuajes y para cierto tipo de pigmentaciones en la piel en su versión de frecuencia doblada (f:d - 532 nm) (3).
En los láseres de onda contínua Nd:YAG se puede fraccionar su pulso para producir pulsos cortos, el inconveiente es que su energía es demasiado baja para proporcionar la suficiente fluencia y por lo tanto llegar a destruir el folículo del pelo. Es necesario tener cuidado a la hora de asegurarse de que un sistema láser tiene la adecuada duración de pulso para garantizar su eficacia clínica. Muchos láseres de primera generación ideados para la eliminación del vello producían pulsos demasiado cortos en duración respecto a lo que se necesita en términos de tiempo de relajación térmica - TRT (4).
Además de ajustar la duración de pulso para evitar la destrucción de la epidermis, se utilizan otros métodos de protección de la epidermis como la refrigeración. La refrigeración epidérmica permite también que se utilicen mayores cantidades de energía sin resultados adversos. Un sistema óptimo de refrigeración enfriará y protegerá la epidermis sin enfriar el tallo capilar.
Uno de los métodos consiste en aplicar un spray criogénico a la epidermis. Éste spray se evapora instantáneamente sustrayendo calor a la epidermis, lo que congela temporalmente la capa epidérmica. Si se aplica correctamente, la aplicación durará tanto como la exposición a la energía láser, también hoy antes o después del disparo láser (pre y postcooling) lo que permite enfriar selectivamente la piel antes o después de la emisión del haz de luz láser no interfiriendo con la reflexión de la luz en las partículas del spray cuando se dispara simultáneamente (3), método utilizado anteriormente. Mal utilizado puede producir alteraciones de la pigmentación de la piel, cambios de las características ópticas de la piel debido a la congelación de la misma por la formación de partículas /escarcha) que pueden reflejar el haz de luz láser. En general, los sistemas láser que utilizan este método han conseguido un muy adecuado perfeccionamiento que garantiza satisfactoriamente la protección epidérmica, siendo su principal inconveniente el alto coste del spray.
Un segundo sistema de refrigeración consiste e la aplicación de un gel de base agua a la epidermis. El gel se refrigera previamente en una nevera. Este sistema es engorroso de usar y también puede alterar las propiedades ópticas de la piel. Debido a que el gel absorve calor en cada pulso, se debe retirar y sustituir constantemente por nuevo gel fresco durante el tratamiento.
Otro sistema de refrigeración es aplicar una paleta de metal extremadamente fría a la zona de tratamiento inmediatamente antes de la exposición láser. La temperatura de la piel dependerá del tiempo que el metal ha estado en esa zona. Lamentablemente la visibilidad de la zona se ve oscurecida.
Un sistema más extendido de refrigeración epidérmica es a través de un cristal en contacto con la superficie de la piel constantemente enfriado. Este cristal está hecho de un material ópticamente transparente aunque existe una pequeña reflexión, y con una alta conductividad térmica. Normalmente se elige el zafiro sintético. El cristal se aplica sobre la piel, presionándola, y la luz láser pasa a través del cristal. El zafiro se refrigera por el paso constante de un fluido a una temperatura cercana a 0º C (normalmente de 2-4 ºC). Este sistema permite al profesional mantener una temperatura constante en la lente y refrigerar de modo efectivo los tejidos inferiores, nosotros pensamos que al igual que el método mencionado anteriormente, la paleta metálica, la temperatura de la piel dependerá del tiempo que ha estado este cristal en contacto con la misma, a pesar de que la temperatura sea constante de 2-4 ºC, la prolongación en el tiempo de contacto puede enfriar las capas más profundas de la piel incluso el tejido celular subcutáneo (3). También se ha dicho que al presionar la lente sobre la piel se reduce la distancia al folículo y sería un beneficio adicional para longitudes de onda más corta (4), el inconveniente sería que al hacer la piel más compacta, más densa por la presión ejercida, podrían cambiar las propiedades ópticas de la piel igualmente (3). La mayor parte de los sistemas permiten una buena visibilidad de la zona de tratameinto. Otros sin embargo, están unidos a la pieza de mano de tal modo que bloquean la visión de la zona de tratamiento. Otro inconveniente que se produce es el que la lente o zafiro tiende a empañarse y se le adhieren partículas de la piel, lo que obliga a una limpoieza frecuente, ya que de otro modo, esas partículas podrían calentarse lo suficiente como para producir quemaduras (4).
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| Gráfico 2. Este gráfico compara el porcentaje de luz que penetra en la piel más oscura 3,3 mm según el tamaño del spot para láseres de Alejandrita, Rubí y Nd:YAG, con un spot de 10 mm, un 23% de la energía Nd:YAG penetra 3,3 mm, frente a un 10% de la energía en el caso del láser Rubí y un 15% en el caso del láser Alejandrita. Por otro lado, un spot de 10 mm de Nd:YAG suministra prácticamente el doble de energía a esa profundidad que uno de 5 mm de la misma tecnología. |
Otro sistema que nosotros utilizamos en combinación con algunos de nuestros láseres, es la aplicación de un chorro de aire frío con temperaturas inferiores a 0º C, que de este modo enfría una amplia zona de la piel. La ventaja de este sistema es la de permitir al profesional trabajar de un modo rápido sobre una zona amplia y que ofrece una adecuada protección de la epidermis. Los inconvenientes son que, normalmente se debe adquirir un aparato de grandes dimensiones para producir el aire frío y que se necesita la ayuda de una segunda persona para la aplicación del aire frío, aunque también puede acoplarse a la pieza de mano del láser que se esté utilizando.
El último sistema aplicado de refrigeración es el de refrigeración por contacto integrado. Con este sistema la propia pieza de mano tiene una zona metálica fría de un tamaño mayor al de la zona de tratamiento. La pieza de mano se desliza de modo que se va dando el tratamiento sobre la zona enfriada previamente. La relación entre el tamaño de la zona enfriada y la tasa de repetición, garantiza que la zona ha sido suficientemente enfriada antes del tratamiento. Los inconvenientes es el de mayor volumen y peso de la pieza de mano y por lo tanto mayor dificultad para tratar zonas de superficie más irregular, donde es más difícil el desplazar en contacto la parte metálica integrada con esta superficie irregular de la piel (cara).
Tamaño del spot y energía suministrada
El tamaño de la zona de epidermis expuesto a cada pulso del láser varía mucho según el tipo de láser. Con un diámetro grande del haz de luz (> 2mm), cualquiera de estas longitudes de onda puede producir un daño suficientemente profundo, ya que más del 50% de la energía suministrada puede alcanzar un tejido por debajo de los 2 mm de la superficie.
Dependiendo de la longitud de onda del láser, la dispersión de la luz en lapiel antes de alcanzar el cromóforo diana varía. Con parámetros equivalentes de fluencia y absorción, longitudes de onda con mayor dispersión precisan de mayores tamaños de spot para penetrar a la misma profundidad que una longitud de onda con menos dispersión, es decir, más larga. Así, un láser de rubí necesitará un tamaño de spot mayor que uno de alejandrita para alcanzar la misma profundidad en el tejido; el alejandrita un spot mayor que el láser de diodo de 800 nm y éste uno mayor que el láser Nd:YAG.
Cuando se evalúa un sistema láser desde un punto de vista estrictamente técnico, es nevcesario considerar una multitud de factores incluyendo longitud de onda, duración del pulso y tamaño del spot. Además de esto, el tener una evidencia clínica clara de la eficacia del sistema es una parte imprescindible como parte de la evaluación previa por parte de los profesionales que vayan a decidirse por la adquisición de algún sistema láser.
Los gráficos sobre la penetración de la luz se derivan del trabajo de Z. Zhao y P. Fairchild ³Dependence of Lihgt Transmission Trough Human Skin on Incident Beam Diameter at Different Wavelenghts², SPIE Proceedings, Vol 3254, 01.98.
Autor
Introducción
Mecanismo de acción
Diferencias entre Superpuslsado/Ultrapulsado
Reducción del colágeno
Material métodos y resultados
Conclusiones
Palabras clave
Bibliografía
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.
Las palabras Resurfacing y Rejuvenecimiento, una de terminología anglosajona y otra española, quieren decir lo mismo, nosotros hemos querido reservar la palabra Resurfacing para denominar el Rejuvenecimiento Facial mediante Láser Ablativo CO2 Ultrapulsado, es decir, la utilización del láser quirúrgico para la obtención de rejuvenecimiento facial, que es una técnica más quirúrgica y por tanto más agresiva y necesita un pre y postoperatorio junto a la utilización de anestesia (en nuestro caso local o troncular), los resultados son mejores y más duraderos (5-10 años), además se utiliza para hacer desaparecer las arrugas más profundas, disimular cicatrices como las de acné o traumáticas y otras imperfecciones de la piel.
Por otro lado, hemos reservado el término de Rejuvenecimiento Facial Láser para referirnos al rejuvenecimiento que se consigue con otros láseres no puramente quirúrgicos, es decir, sin producir herida y que se 
realizan sin anestesia, no necesitando por tanto baja laboral, pre ni postoperatorio, siendo la recuperación inmediata, pero la obtención de resultados es más lenta y progresiva y se necesitan generalmente varios tratamientos para conseguir los efectos deseados. Su utilización está más indicada en las arrugas tipo I y II, es decir, menos profundas, obteniéndose una mayor calidad de piel con un alto contenido en colágeno que producen las mismas células después de haber sido estimuladas por este haz específico de luz láser. Este método, además de no necesitar periodos de recuperación, está carente prácticamente de efectos secundarios.
Los instrumentos quirúrgicos tradicionales como los escalpelos, sierras y tornos o fresas, se aplican a los tejidos mediante la orientación visual del cirujano. La energía del bisturí es la presión ejercida a la hoja de corte mediante los músculos del cirujano. Estos instrumentos son sencillos en cuanto a su manejo y no son caros.
Antes del advenimiento de los láseres en cirugía a finales de la década de los sesenta, el instrumento quirúrgico más sofisticado era el electrobisturí, erróneamente llamado electrocauterio y frecuentemente referido como ³bovie², debido a su inventor Dr. David W. T. Bovie. Este instrumento puede ser monopolor o bipolar. Utiliza una radiofrecuencia de corriente eléctrica producida por un generador especial potenciado por una fuente de 60 hertzios. El tejido es cortado por la acción erosiva de una descarga entre el electrodo y el tejido, no es necesario ejercer presión al tejido por parte del cirujano, la coagulación se produce por el calor generado cuando el flujo de corriente fluye a través de la resistencia eléctricva del tejido (arco voltaico) 1.
Un láser quirúrgico es considerablemente más complicado que los instrumentos tradicionales, la cavidad de resonancia y la fuente de alimenatción están alojados en una consola pesada y grande, montadas en ruedas sólidas para su movilización. La consola usualmente requiere una línea eléctrica capaz de entregar corrientes de hasta 50 amperios desde un sistema monofásico o trifásico, también necesita un sistema de refrigeración, generalmente mediante un circuito de agua cerrado. El tamaño y el peso de un láser típicamente quirúrgico no puede ser mantenido en la mano de un cirujano como un bisturí, por tanto, algún instrumento relativamente ligero y manejable debe ser capaz de entregar la energía radiante de un láser al campo quirúrgico. Las longitudes de onda que se encuentran en el espectro ultravioleta lejano de 2.500 - 20.000 nm, se deben transmitir mediante espejos (7) a través de brazos articulados.
Los mecanismos por los cuales la mayorÌa de los láseres quirúrgicos destruyen los tejidos vivos son fotopirolisis y fotovaporolisis 2, ambos de ellos incluidos en una categoría más general que es la fototermolisis. Si un cirujano desea coagular sin vaporizar, claramente el poder de densidad del haz incidente, a cualquier longitud de onda, no debe exceder el umbral de vaporización a esa longitud de onda.
La gran virtud del láser de CO2 para realizar cirugía precisa y atraumática es su capacidad para vaporizar el agua de los tejidos a una temperatura fija cercana o ligeramente superior a los 100ºC. La cantidad de calor transferido al tejido adyacente depende únicamente del tiempo total de exposición y no del poder de densidad del haz láser (100 W/cm2).
Así la vaporolisis por calentamiento súbito del agua histológica para formar vapor tiene un inherente mecanismo térmico de seguridad automático. Ya que el vapor puede escapar rápidamente de la superficie calentada, la presión sobre el tejido será la atmosférica. El tejido adyacente a la zona vaporizada puede dañarse solo por conducción térmica de esta región isotérmica sobre los 100ºC.
Debido a que la conductividad térmica en los tejidos blandos vivos es con mucho a través del agua no-convectora dentro y entre las células, es un medio relativamente lento de transferencia de calor. Por lo tanto, si la densidad de potencia (>10W/cm2) aplicada por un haz de láser de CO2, la eliminación tisular es más rápida que el flujo de calor a los tejidos adyacentes pueda originar una necrosis térmica significativa.
Para láseres precisos como el CO2 y aquellos que su longitud de onda se absorbe fuertemente en el agua, se puede definir un tiempo de transferencia térmica, que es una medida de cuanto tiempo se necesita para que la temperatura del tejido adyacente a una distancia específica del sitio de impacto láser se eleve una determinada cantidad por encima de la temperatura tisular normal. Este tiempo dependerá del calor específico, la conductividad térmica, la densidad de masa tisular, la elevación de temperatura permisible y de la distancia entre el impacto láser al tejido normal. Para el tejido adyacente a una distancia de 0,2 mm del impacto láser, el tiempo requerido para un aumento de la temperatura de 5ºC e de 90 ms cuando la densidad de potencia de un haz de 1.8 mm es de 700 W/cm2.
Si a este haz se le permitiese irradiar el tejido durante solamente 1 ms, el aumento de la temperatura a 0.2 mm, sería negligible. Esto quiere decir que reduciendo el tiempo durante el cual el tejido está expuesto al haz de un láser de CO2, la zona adyacente de daño térmico podría ser arbitrariamente pequeña 3. Esto puede lograrse mediante dos formas:
Utilizando pulsos menores de 1 ms y un factor de superposición menos del 5%, la anchura de necrosis térmica adyacente al cráter del láser es arbitrariamente pequeña.
FIGURA 1. Elevación de la temperatura tisular con un CO2 superpulsado versus CO2 Ultrapulsado.
Es importante notar que en la figura mostrada la potencia máxima Pmax de cada pulso no afecta al incremento de la temperatura siempre y cuando la densidad de potencia de cada pulso está entre 100 y 100.000 W/cm2. 4.
DIFERENCIAS ENTRE SUPERPULSADO/ULTRAPULSADO
Existe un impresionante contraste entre la estrecha zona de daño térmico 50 µm producido por un láser CO2 Coherent Ultrapulse® a 37,5 W de potencia media y un factor de superposición igual a 9,5% y la zona mucho más ancha de necrosis térmica 420 µm de un láser CO2 a 40 W de potencia media en modo contínuo.
El factor de repetición de un tren de pulsos puede ser definido como Fr = 1/Tr (periodo de repetición entre los trenes de pulsos que en la mayoría de los láseres comercialmente disponibles es generalmente de 50-750 pulsos por segundo (Hertzios).
Para una reducción óptima del daño térmico adyacente al impacto de un haz de láser CO2, el factor de repetición (duty factor) no debería exceder un 0.05%. Desafortunadamente, algunos láseres CO2 comercialmente disponibles tienen un duty factor del 50%. Para un láser Coherent ultrapulsado (UP) con una potencia media de 90 vatios (W), su duty factor es de solo un 24%, lo cual tiene un significado importante en cuanto a la fase de recuperación inmediatamente después de la realización de un rejuvenecimiento, el tiempo de resolución del eritema postoperatorio y de los resultados finales logrados.
FIGURA 2. Esquema de un cráter producido por un láser de CO2.
FIGURA 3. Comparación entre las dos formas de onda/tiempo de potencia radiante de un láser CO2 superpulsado (excitado por corriente eléctrica directa) y un láser CO2 Coherent UltraPulsado (excitado mediante radiofrecuencia), algún día todos los láseres de CO2 serán UltraPulsados.
El Ultrapulsado puede ser definido como la entrega de pulsos de potencia radiante, cada uno durando sobre un milisegundo y teniendo una forma de onda/tiempo tal que el total de la energía por pulso es no menor del 90% de la potencia máxima multiplicada por el tiempo que pasa de cero de potencia a cero de potencia, y es al menos 0.5 julios.
La capacidad de ablación de un CO2 UP es de 60 µm (Ze = 4.605/a, siendo el coeficiente de absorción en agua). La necrosis térmica inevitable (pirolisis) es esencialmente una quemadura de segundo grado. 18.6 µm, definido por la ecuación (AT)max = a(f0/hS), deberíamos tener en cuenta que la necrosis de un bisturí eléctrico puede variar de 2-5 mm y la de un CO2 de onda contínua la descrita anteriormente y para un láser CO2 en modo superulsado, dependiendo del duty factor que tenga, de 40-50 µm, casi tanto como su capacidad de ablación 5, 6,7.
FIGURA 4. Esquema mostrando la zona de ablación y de daño térmico residual producida por un láser CO2 UP.
En muchas reuniones de cirugia cosmética mediante láser se oye que el calor generado en la piel por la absorción de la luz láser produce una contracción del colágeno dañado, que esta reducción es una parte importante en el proceso de la intervención (resurfacing). Es cierto que el colágeno absorbe la luz infrarroja y que las fibras de colágeno se encogen cuando se calientan, este efcto biofísico no es probablemente un factor contribuyente significativo en el rejuvenecimiento facial.
La reducción térmica del colágeno ocurre entre los 55-58ºC y supone una rotura de los enlaces de hidrógeno. La fusión del colágeno se produce entre los 60-70ºC. Estas variaciones son tan cercanas que cualquier intento para obtener una reducción del colágeno sin alcanzar el rango térmico de la disolución del colágeno es virtualmente imposible mediante un WYSIWYG (What You See Is What You Get) láser aplicado por un cirujano cosmético que sólo puede preseleccionar los valores de energía por pulso y la frecuencia de repetición 8.
Lo que se observa es la reducción originada por la deshidratación. Cuando disminuye el contenido de agua en la epidermis en más de un 70%, la matriz estructural histológica se contrae. Además, ya que la epidermis está desprovista de fibras de colágeno, que se encuentran en abundancia en la dermis reticular.
Para producir realmente una contracción térmica del colágeno:
El haz láser debería causar pirolisis en la dermis reticular que es una quemadura de segundo grado (intermedia), un efecto indeseable para el rejuvenecimiento facial ya que podría causar cicatrices.
Nosotros hace más de cinco años comenzamos a utilizar el láser CO2 para el rejuvenecimiento facial, tratamiento de cicatrices residuales postquirúrgicas y cicatrices de acné. En un principio en modo contínuo y según los pocos parámetros y/o protocolos que entonces había en la literatura. Los resultados obtenidos fueron buenos con la casi desaparición de las arrugas leves y medias y una reducción considerable en las profundas, una reducción en las cicatrices de acné mayor del 75%. Hemos realizado en total más de 100 pacientes, todos mediante anestesia troncular, técnica a la que dedicaremos otra sección, y tumescente con o sin sedación, en la mayoría de los casos hemos utilizado un tranquilizante, benzodiacepina oral y según el protocolo que tenemos, la asociación de antibióticos orales (ciprofloxacino) y antiherpéticos (famciclovir), no hemos considerado la asociación sistemática de antifúngicos. El postoperatorio de los casos en que se efectuaron en modo contínuo mediante un laser CO2 de 50 W asociado a un scanner Surescan de Clinicon® fue largo con una fase de exudación grande e incómoda para el paciente, dolor y sensación de escozor importante y un periodo largo de recuperación con una desaparición del eritema que variaba de dos a tres meses. Un año después utilizamos el superpulsado con el scanner mencionado anteriormente, observamos una reducción importante en el periodo de recuperación, menor grado de exudación y una reducción importante en el eritema postoperatorio. Desde hace un año hemos incorporado un láser Coherent® Ultrapulsado 60 W asociado a un scanner que hace el barrido de las diferentes figuras con un spot de 1.3 mm, anteriormente el spot que utilizábamos en el Surescan era de 0.2 mm, la diferencia en la capacidad de ablación, tiempo de recuperación, casi no existencia de fase exudativa y un eritema que desaparece en un periodo de aproximadamente 1 mes, realizamos tres pases con una energía media de 150-175 mJ y una densidad de 5, excepto para la región periocular donde la densidad energía que empleamos es de 100-125 mJ, dos pases, densidad igual a 4 y obviamente escudos corneales para protección del paciente, el factor de repetición utilizado varió de 0,2 y 0,3.
Respecto al cuidado de la herida postoperatoria durante los dos primeros años realizamos curas expuestas mediante limpieza de la herida con ácido acético al 0.25% y aplicación de vaselina filante® (Acofarma) liofilizada como cubierta externa. La incidencia de infección de herida en los primeros 45 pacientes fue de un 4,3%, en más del 90% fueron bacterias gram positivas, especialmente el estafilococo aureus. La aplicación de parafina tópica produce un ambiente húmedo semioclusivo. Estudios recientes han mostrado que las heridas tratadas con vaselina a las tratadas postoperatoriamente con la aplicación de antibióticos tópicos no han mostrado reducción en la incidencia de la infección de herida ni han alterado la la fase de cicatrización (epitelización), que se produce generalmente entre los 7 y 10 días, al contrario, la utilización de antibióticos tópicos, especialmente la bacitracina, y otros medicamentos tópicos aumentan considerablemente la incidencia de dermatitis irritante de contacto y de dermatitis alérgicas debido a la ausencia de epitelio durante esta fase 9, 10. La composición de un emoliente blando aparentemente puede tener un efecto en la cicatrización de la herida, un aceite derivado del petróleo (USP) disminuyó la cicatrización de la herida en un 17%, una crema blanca derivada del petróleo, como la parafina, aumentó la cicatrización de la herida en un 24% y una loción conteniendo propilenglicol aumentó igualmente la cicatrización de la herida en un 15% 11. A partir de estos dos años, 61 pacientes, hemos realizado cura oclusiva de la herida postoperatoria mediante la aplicación de apósitos de poliuretano (Silon, BioMed Sciences, Inc., Bethlehem, Pa) que son cambiados cada dos días los 7 primeros días. El beneficio de los apósitos oclusivos en cuanto a la aceleración de la cicatrización de la herida postoperatoria se demostró ya en 1962 12 y se ha confirmado en varios estudios posteriormente 13, 14, 15, 16. La reepitelización se produce de un 30 a un 45% más rápidamente con disminución del dolor y de la inflamación postoperatoria, además la formación de nuevo colágeno comienza tres días antes que en las heridas que se aplica la cura expuesta con un aumento en la síntesis de colágeno,indicado por el aumento de la tasa de colagenasa 17, 18. Generalmente, el aumento en la rapidez de reepitelización inducido por los apósitos oclusivos, se atribuye al ambiente húmedo creado en la herida y a la ausencia de costras que pueden impedir el movimiento celular, en adición, los apósitos oclusivos aumentan la exposición a varios factores de crecimiento endógenos 19. Con la aplicación de curas oclusivas en la herida la tasa de infección observada en nuestra serie ha sido de un 3.4% (59 pacientes), casi el 50% de las infecciones se produjeron en esta ocasión (apósitos oclusivos) con bacterias gram negativas del tipo de la Pseudomona aeruginosa, el otro 50% por bacterias gram positivas como en el caso de las heridas con curas expuestas y una infección viral de tipo herpética. Algunos estudios han mostrado que la colonización bacteriana bajo oclusión no empeora la cicatrización de la herida 20, 21 también que el exudado de la herida recogido bajo un apósito oclusivo tiene actividad antibacteriana 22 y que el porcentaje de infección con oclusión es habitualmente menor que con la cura de la herida expuesta 23, 24 , lo cual concuerda con nuestro estudio.
En cuanto a las complicaciones que hemos observado en esta serie de pacientes con el método utilizado, cabe significar que en todos ellos se produjo una fase exudativa que es más abundante en el segundo y tercer día, mucho más importante cuando al comienzo utilizamos la técnica de láser contínuo con Scanner Surescan®, que disminuyó considerablemente con la técnica superpulsada y de forma más leve con la ultrapulsada, técnica bajo la patente de la casa Coherent® (láser de CO2 excitado mediante radiofrecuencia). También en todos los pacientes tratados hubo una fase de eritema que al igual que la fase exudativa, fue más importante y duradera con el láser en modo contínuo, hasta tres meses, de un mes a mes y medio con la técnica superpulsada y de 21 días-1 mes con la técnica superpulsada.
En cuanto a la infección, ya nos hemos referido a ella anteriormente, y hemos observado una menor incidencia con la cura oclusiva al igual que un cambio en la flora, nosotros utilizamos siempre como pauta preoperatoria un antibacteriano (ciprofloxacino 500 mg, dos veces al día durante 10 días) y un antivírico (famciclovir en una sola toma al día durante 7 días o valaciclovir en dos tomas al día), no creemos necesaria la asociación de un antifúngico como el fluconazol que se debería utilizar en el caso de infección candidiásica demostrada en el cultivo del exudado de la herida. Existen una serie de situaciones en los que se debería sospechar infección de la herida operatoria: dolor persistente o el comienzo de dolor más intenso, sensación de quemadura o picor intenso a partir del segundo o tercer día, eritema intenso, exudado de color amarillento, formación de costras, pápulas, pústulas o erosiones en la piel una vez que la herida está epitelizada. Alrededor del 80% de las infecciones suelen ser sintomáticas dentro de los primeros 7 días y el dolor es el síntoma más frecuente 50% de los pacientes. En la literatura médica figura la formación de acné y milia como posible complicación en el postoperatorio, nosotros creemos que su aparición es muy rara o infrecuente, ya que no hemos tenido ningún paciente con este tipo de complicación, creemos que puede estar en relación a la utilización de parafina en las curas expuesats por obstrucción de las glándulas sudoríparas o pacientes con historia previa de acné, parece estar en relación con el grado de lesión térmica del tejido que podría causar una interrupción y desdiferencicación de las estructuras anexales dando lugar a una reformación aberrante del canal 25.
La tasa de hiperpigmentación postoperatoria ha sido en nuestra serie de un 9%, e la bibliografía se han reportado un 20-30% de hiperpigmentaciones en pacientes que no han recibido tratameitno preopeartorio con fototipos de piel según la clasificación de Fitzpatrick III (aquellas personas que algunas veces se queman con la exposición solar y se pigmentan medianamente) y el 100% de pacientes con fototipo de piel IV (raramente se queman y se pigmentan con facilidad) 26, casi todos los pacietes que presentan esta complicación se resuelven en un espacio de tiempo de 2-4 meses si se tratan agresivamente mediante tratamientos tópicos a base de despigmentantes como los inhibidores de la tirosinasa (ácido kójico, ácido acelaico o glucosamina), es fundamental la no exposición solar y la utlización de pantalla total conteniendo dióxido de titanio. En nuestro protocolo, todos los pacientes antes de la intervención siguen una pauta a base de tretinoína y ácido kójico, en el postoperatorio se reanuda el ácido kójico a partir de los 15 días de la operación y se mantiene durante un espacio de tres meses. Solamente en dos pacientes no se logró el control total de la hiperpigmentación y a los 6 meses utilizamos un láser Q-switchado Nd:YAG:fd con el que se resolvió la hiperpigmentación en el curso de dos tratamientos intervalados de un mes. La hipopigmentación es un fenómeno tardío y que generalmente no es aparente hasta los 6-12 meses. Se debe diferenciar la verdadera hipopigmentación de la pseudohipopigmentación, situación en la cual el área tratada tiene una pigmentación normal pero está más clara que las áreas no tratadas debido a la no exposición solar. La verdadera hipopigmentación consiste en una disminución del contenido melanocítico y tiene una relación directa con la profundidad de la ablación tisular y el grado de lesión térmica, por lo general estos pacientes tienen un eritema prolongado (de tres o más meses) y pueden tener áreas de cicatrices debido a la profundidad de ablación. Nosotros hemos tenido 2 pacientes con hipopigmentación verdadera sin alteración de la cicatrización y pertenecían al grupo que más se evidenciaban los signos de fotoenvejecimiento, por otro lado en estas pacientes fue donde se logró un mejor resultado clínico y ambas estaban realmente satisfechas con los resultados obtenidos.
No se han observado casos de cicatrices, ectropion (una de las complicaciones más temibles y de difícil solución) ni sinequias.
A continuación mostramos algunos de los casos que hemos operado mediante láser CO2 UltraPulsado (casos clínicos: fotos 1-7).
El objetivo de cualquier cirugía, independientemente del instrumento utilizado, debería ser la exéresis del tejido que se quiere eliminar con una hemostasia adecuada sin alteración o una destrucción mínima del tejido sano adyacente. Cuando un láser de CO2 es el intrumento quirúrgico primario, la hemostasia se logra automáticamente en los vasos menores de 0,5 mm de diámetro y en el caso de la técnica ultrapulsada el daño térmico residual es insignificante comparado con la utilización de un láser de CO2 contínuo o un electrobisturí.
La cirugía láser requiere una coordinación visual, manual y mental, quizás la visual y la manual sean las más fáciles, ya que en una y en otra se trata donde dirigir el haz de luz incidente y la manual evitar la superposición repetida de los disparos o de las áreas escaneadas del tejido que se quiere tratar sin dañar el tejido adyacente.
Creemos que la coordinación mental es la más importante en el cirujano láser, ya que es imposible visualizar a simple vista ni con magnificación, que debería utilizarse sistemáticamente, el tejido que se ablaciona que se mide en micras (del orden de 60-80 µm en una pasada con un escáner con un factor de repetición menor del 50%, con una energía de 10-100 vatios y técnica ultrapulsada) y menos del daño térmico residual que es totalmente invisible y del orden de 18-20 µm en el caso de esta misma técnica, siendo este el factor más determinante para la obtención de unos perfectos resultados.
Igualmente el conocimiento exhaustivo del instrumento láser que esté utilizando, de la anatomía y de la condición patológica a tratar, la familiarización con la técnica, los principios físicos fundamentales de la luz láser y la interacción que produce el haz de luz láser al incidir sobre el tejido son los conceptos que ha de conocer el cirujano a la hora de emplear esta técnica.
Laser CO2, ultrapulsado, superpulsado, rejuvenecimiento facial, resurfacing, interacción tisular.
Diagrama mostrando las diferentes longitudes de onda y penetración de diferentes láseres.
Tiempo de relajación térmica TRT aproximado para vasos de diferentes calibres
Hair Growth Cycle Chart
| Body Area | % Resting Hairs Telogen |
% Growing Hairs Anagen |
Duration Of Telogen |
Duration Of Anagen |
Number Follicle per square cm |
Daily Growth Rate |
Total Number Of Follicles |
Approx. Depth of Terminal Anagen Follicle |
| Scalp | 13 | 85 | 3-4 months |
2-6 years |
350 | 0.35 mm |
1 million total for all of head and scalp |
3-5 mm |
| Eye – brows |
90 | 10 | 3 months |
4-8 weeks |
0.16 mm |
2-2.5 mm |
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| Ear | 85 | 15 | 3 months |
4-8 weeks |
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| Cheeks | 30-50 | 50-70 | 880 | 0.32 mm |
2-4 mm |
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| Beard (chin) |
30 | 70 | 10 weeks |
1 year | 500 | 0.38 mm |
1-2.5 mm |
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| Mous- tache (upper lip) |
35 | 65 | 6 weeks |
16 weeks |
500 | 1-2.5 mm |
||
| Axillae | 70 | 30 | 3 months |
4 months |
65 | 0.3 mm |
3.5-4.5 mm |
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| Trunk | 70 | 0.3 mm |
425,000 | 2-4.5 mm |
||||
| Pubic Area |
70 | 30 | 12 weeks |
Several months |
70 | 3.5-4.75 mm |
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| Arms | 80 | 20 | 18 weeks |
13 weeks |
80 | 0.3 mm |
220,000 | |
| Legs & Thighs |
80 | 20 | 24 weeks |
16 weeks |
60 | 0.21 mm |
370,000 | 2.5-4 mm |
| Breasts | 70 | 30 | 65 | 0.35 mm |
3-4.5 mm |
NOTE: Many factors affect these figures but they do serve as a useful guide. Early research indicates that the percentage of telogen hairs on the cheeks, beard (chin) and moustache (upper lip) may be much higher than indicated on this table by some early investigators. Further research is required in this area.
Tabla de Potencias Láser Díodo
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de tres diferentes longitudes de onda en relación con el spot. |
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and neglect the effects of conduction and back reflection from the vessel lumen. Larger vessels may therefore be affected. |
| Nomenclatura – longitud | ||
