CAPÍTULO SIETE

Dr. Hilario Robledo

Biofísica de la Restauración Cutánea Láser

Introducción

El análisis biofísico de la restauración cutánea facial mediante láseres, como se presenta en este capítu-lo, está basado en las observaciones experimentales, teóricas y clínicas recogidas por el autor, tanto por la larga experiencia personal, como por el estudio de los artículos publicados en la bibliografía médica de mu-chos otros que han descrito sus resultados con láseres de dióxido de carbono, erbio:YAG y longitudes de onda principalmente absorbidas por el agua que se han introducido recientemente como las de 1320, 1440, 1550 y 2790 nm. El énfasis aquí es dar al lector una explicación racional, coherente y completa de este fenómeno de primer orden, es decir, aquellos que son de primera importancia en el entendimiento de lo que será visto clínicamente. Se discutirán los efectos de primer orden pero no enfatizados para no distraer al principiante en discernir la forma y estructura del árbol por una atención excesiva en sus hojas. Los principiantes al igual que los lectores con mayor experiencia que han leído detenidamente artículos sobre la restauración cutánea mediante láser, pueden encontrar discrepancias aparentes entre lo que se presenta aquí y los resultados pub-licados por investigadores supuestamente bien versados en los efectos biofísicos de la luz láser en el tejido vivo. Sin embargo, la mayor parte de estos estudios empíricos y abreviados no explican minuciosamente todos los detalles de sus experimentos, algunos de los cuales pueden ser de gran importancia y sesgar los resultados observados de modo que parezcan contradictorios de aquellos otros estudios.

Hace muchos años comenzamos con la utilización del láser de CO2 en modo contínuo con la ayuda de los primeros escáneres existentes en el mercado para la exéresis cutánea parcial con un tiempo importante de recuperación y una mayor tasa de efectos adversos, poco después pasamos a utilizarlo en superpulsado a pesar de las discusiones en conferencias y congresos con otros colegas que favorecían la utilización en modo contínuo. Algunos años más tarde pasamos a la utilización del CO2 ultrapulsado de Coherent® y de los láseres de Erbio:YAG consiguiendo un tiempo de recuperación mayor y disminución de los efectos secundarios. Ac-tualmente trabajamos con láseres de CO2 UP, erbio:YAG en restauración cutánea asistidos mediante escáneres de barrido completo o parcial (llamados fraccionales) y con las longitudes de onda 1320 y 1440 combinadas. Por tanto hemos pasado por un proceso largo para desarrollar el marco teórico es este capítulo. La totalidad de este tema es compleja y debe tratarse con fenómenos biofísicos, pero no es apropiado para un médico que comienza a utilizar láseres en cirugía cosmética, que debe aprender lo fundamental antes se poder entender su importancia global. No se puede deducir la ley de la gravedad vaciando un cubo de plumas en lo alto de una montaña y en medio de una tormenta.

Se ha prescindido a propósito de las acostumbradas y asombrosas fotos de los antes y después para centrarnos en el entendimiento de los fenómenos biofísicos de la interacción láser tejido en la restauración y/o remodelación cutánea asistida mediante láseres.

A. Principios Fisiológicos Básicos de la Restauración Cutánea

1. Técnicas de Restauración Cutánea (RC)

Larestauracióncutánea(resurfacingenanglosajón,creacióndeunanuevasuperficiedelapiel)sehapracticado durante muchos años en varias partes del mundo utilizando diferentes métodos. La dermoabrasión se ha realizado desde los años sesenta es la exéresis de las capas más externas de la piel mediante una escobilla rotatoria a alta velocidad para eliminar la capa superior de la piel, antiguamente aplicando un papel de lija manualmente, cuando se combina con sal se llama salabrasión, posteriormente se ha utilizado un micromo-tor con alta velocidad de rotación. Los agentes químicos incluyen el ácido glicólico, tricloroacético (TCA) y fenol a dieferentes concentraciones, entro otros. En 1985, Laurence David fue el primero en utilizar un láser de dióxido de carbono en la restauración cutánea, lo empleó con éxito para reparar lesiones actínicas en el vermellón del labio.

Aunqueelprocesofisiológicocomplejoquecausalaregeneracióndelapieldespuésdelosmencio-nados tratamientos no se ha esclarecido totalmente, todos ellos tienen un factor común: el traumatismo epi-dérmico y en la dermis papilar, que puede variar de suave a moderado, el cual inicia una cadena de respuestas decicatrizaciónenladermisreticular,probablementeinduciendounaumentodelareplicacióndelosfibro-blastos, un aumento de la producción de colágeno y regeneración de las capas cutáneas más externas con una significantesolidezyunatexturamássuave.Lamayoríadelosotros,factoresmássutiles,sonprobablementemuy importantes en esta cadena de acontecimientos multifásica.

Excepto para la restauración cutánea mediante láseres, los tratamientos mencionados previamente no suponen un aumento de la temperatura de la piel afectada. Aunque los láseres que se utilizan en la RC son termolíticos en la ablación del tejido vivo, está claro que la lesión térmica a los tejidos bajo las capas que se han eliminado no es esencial para el proceso regenerativo. La necrosis térmica de la piel ocurre cuando la temperarura cutánea excede los 65º C durante dos segundos. Si la lesión térmica fuese una parte necesaria de la producción de una nueva piel más sólida, todos los métodos abrasivos y químicos no hubiesen sido satisfac-torios. Más bien el trauma térmico asociado a la restauración cutánea láser (RCL) es perjudicial e indeseable yaquepuedeinducirunacicatrizaciónhipertrófica.

2. Objetivos Esenciales de la Restauración Cutánea Láser (RCL)

El cirujano cosmético debe conocer que sus objetivos utilizando un láser para lograr la restauración cutáneasonmuyespecíficos:

a. Exéresis de la piel y parte o toda la dermis papilar, con un trauma térmico mínimo al resto de la dermis, especialmente los folículos del pelo, que son el origen de la regeneración de la epidermis desùés de la exfo-liación láser.

b. Para lograr una exéresis uniforme, en área y profundidad, de las capas de piel ablacionadas, con pocas zo-nas no extirpadas como sea posible en cualquier región cosmética de la cara (ej.: región perioral), con poca o ninguna superposición de los impactos focales del láser sobre los impactos adyacentes y con los menos pases posibles para alcanzar la dermis papilar sin invadir la dermis reticular.

c.Conocerquelasarrugassuperficialesyprofundasrepresentanondulacionesenlasuperficiedelapiel,bajola cual la anatomía es más o menos la misma que en otras regiones (capa córnea, lúcida, granular, espinosa, basal y dermis papilar), excepto en la destrucción actínica del colágeno y de la elastina y en las cicatrices como las traumáticas y del acné. (Figuras 7-1, 7-2).

d. La eliminación suave del resíduo disecado de la piel que queda después de cada pase del rayo láser en una

determinada región, ya que el resíduo ya no contiene agua, el cual mientras hierve mantiene la temperatura de la luz láser absorbida por el tejido en un valor constante determinado por la presión atmosférica en la superficie.Losrayosdecualquierlásertermolíticoindicadoparalarestauracióncutáneaseabsorbenporlamayoría de los otros constituyentes del tejido, no solamente por el agua, la cual es su mayor objetivo. Una vez deshidratada, cualquier resíduo no eliminado de los otros componentes subsecuentemente prolongan la absorción de los rayos láser elevando la temperatura hasta un nivel que está limitado por el punto de subli-macióndelcarbonolibre,3.000ºC.Elcarbonoeselproductofinaldeladesnaturalizacióntérmicadetodotejido vivo.

Nota: Utilizamos la palabra cirujano cosmético y no la de plástico, ya que un cirujano debe ser entre-nadoespecíficamteencirugíaláserylaespecialidaddecirugíaplástica,reparadorayestética,nodaningúnentrenamientoduranteelperiodoquedurasuespecialidadencirugíaláser.Creemosfirmementequecualquierotro especialista quirúrgico (cirugía dermatológica, general, máxilo-facial, etc), al igual que el plástico, puede obtener y efectuar este tipo de procedimientos con el entrenamiento y conocimiento pertinentes. Es importante distinguirlostérminos“cirugíaplástica”“ycirugíacosmética”.Comoyahasidoyestádefinidointernacio-nalmente,lacirugíaplásticaesunaespecialidadquirúrgicareconocidaysedefinecomolasubespecialidaddedicada a la reparación quirúrgica de defectos de forma o función - esto incluye la cirugía estética, así como lacirugíareconstructiva.Eltérmino“cirugíacosmética”sinembargo,serefierealacirugíaqueestádesignadaa mejorar solamente lo estético. También requiere que otros muchos especialistas quirúrgicos aprendan ciertos procedimientos cosméticos durante sus programas de formación. Estas disciplinas contribuyentes incluyen la dermatología, la cirugía general, la cirugía plástica, la otorrinolaringología, la cirugía maxilofacial, y la cirugía oftalmológica.

Figuras 7-1 y 7-2, en las que se muestran las capas y componentes de la piel humana.

B. Biofísica de la Restauración Cutánea Láser

1. Fundamentos de la Interacción de la Luz Láser con el Tejido

En este capítulo se examina con detalle los fenómenos biofísicos involucrados en la exéresis de las ca-pas externas de la piel mediante láseres. Es esencial para todos los practicantes de la restauració cutánea láser el entendimiento de estos fenómenos. En particular, es obligatorio que todo cirujano que realice RCL conozca los factores intrínsecos que hacen que un láser esté o no indicado para este propósito.

a. Procesos Físicos Fundamentales por los que la Luz Láser Destruye el Tejido Vivo

Existen tres procesos físicos fundamentales por los que la luz láser origina destrucción histológica:

1. Fotoquimiolisis

Es la rotura de los enlaces interatómicos (electrónicos) en las moléculas orgánicas complejas por la en-ergía fotónica de la luz en todas las longitudes de onda inferiores a 319 nanómetros. Cuando la intensidad de la luz excede un nivel de umbral en el cual la proporción de rotura de enlaces iguala la proporción de reparación de enlaces espontánea, ocurre una desintegración progresiva de la estructura molecular e histológica, los átomos, iones y radicales se expulsan del área irradiada. Con irradiaciones muy por encima del umbral, la velicidaddeexpulsióneslosuficientementealtoqueelprocesoseparecealavaporizacióntérmica.Lafoto-quimiolisis de bajo nivel es la causa principal de la lesión actínica de la piel en las personas que se exponen

regularmente a los rayos ultravioleta del sol.

A menos que la intensida de la irradiación de onda contínua exceda el nivel máximo que puede ser absorbido por las moléculas orgánicas únicamente por rotura de los enlaces químicos, en el orden de los 10 vatios/cm2, la fotoquimiolisis no es un proceso térmico. Con una intensidad mayor de la radiación incidente, se producirá un calentamiento de la sustacia irradiada. Cuando la energía iradiada a 193 nm se entrega en pul-soscortos,lafluencia(laintegraltiempodeladensidaddeenergía)puedeseralta,tantocomoa6juliospormilímetro cuadrado, sin daño térmico del tejido adyacente no ablacionado.

2. Fototermolisis

Este es el mecanismo básico por el cual la mayoría de los láseres destruyen el tejido. Es la absorción de la luz por os materiales diana y la conversión en energía térmica de esta energía radiante. El calor aumenta la temperatura histológica por encima de su valor normal. Si la temperatura resultante está comprendida entre los 50 y los 100º C, el efecto destructivo sobre el tejido se llama fotopirolisis: necrosis inducida termicamente. Cuando la temperatura alcanza los 100º C, a presión atmosférica, el agua intra e intercelular hierve rápida-mente formando vapor que rompe las células y destruye la arquitectura histológica. A este proceso se le llama fotovaporolisis. Es el mecanismo mediante el cual los instrumentos electroquirúrgicos cortan el tejido.

Si la presión en el tejido en el área de impacto del haz de luz láser excede los 760 torr (presión at-mosférica), la temperatura de ebullición del agua tisular puede estar por encima de los 100º C y a niveles de iradiación altos, la fotovaporolisis puede causar ondas de choque y otros efectos explosivos que son muy indeseables en la cirugía láser.

La fotovaporolisis es el proceso por el cual los láseres apropiados para la restauració cutánea facial elimina las capas más externas de la piel.

2. Fotoplasmolisis

Es la destrucción de la arqitectura histológica por la formación fotónica de plasma: un gas como el cuarto estado de la materaia en el cual hay una concentración igual de electrones libres y de iones positivos, alcanzando temperaturas de varios miles de grados Celsius. Solamente sucede con energías radiantes por en-cima de los 10 billones de vatios/cm2.Aestaintensidad,elcampoeléctricodelaondadeluzeslosuficiente-mente fuerte como para empujar fuera a los electrones de sus órbitas atómicas, originando así la ionización y desintegración estructural de cualquier sustancia material. Solamente los láseres con capaces de producir tales intensidades radiantes.

b. Propiedades Únicas de la Luz Láser: Definición de Láser

Las características que distinguen la luz láser son la monocromaticidad, la coherencia y la colimación. La monocromaticidad es la propiedad de tener solamente una longitud de onda. Actualmente ninguna fuente de luz produce solamente una longitud de onda, pero la anchura de banda de la luz de un láser quirúrgico es menorde0.1nanómetros.Lacoherenciasemanifiestadedosformas:espacialytemporal.Lacoherenciaespa-cial es el alineamiento de las crestas y de los valles de los campos eléctricos de los rayos de luz en un haz láser en líneas perpendiculares a los rayos. La coherencia temporal es la constancia de la frecuencia, longitud de onda y velocidad de propagación de las ondas de luz. Colimación es la ausencia de divergencia o convergencia de los rayos de luz en el haz láser: son todos paralelos los unos con los otros en el haz primario que emerge desde el láser.

Paraelpropósitodeestadiscusión,unlásersepuededefinircomounafuentedeenergíaradiantequeposee estas propiedades únicas. Hay cientos de materiales físcos que se pueden utilizar para producir una luz láser,incluyendolosgases,líquidosysólidos.Losdetallesfísicosdecomosucedelaluzamplificadaporlaemisión estimulada de una radiación o acción LASER, en el interior de un láser no es importante para el ciru-

jano cosmético. Lo que es de vital importancia es el entendimiento de como la luz láser interactúa con el tejido vivo.

c. Fenómenos Básicos Ópticos de la Luz Láser en el Tejido Vivo

Cuandounrayodeluzlsergolpeaenlasuperficiedeltejidovivo,sucedencuatrofenómenosópticosfundamentales.Estospuedensercuantificadosentérminosdelaintensidad(densidaddeenergía)envariospuntos a lo largo de un rayo simple de luz según pasa desde el aire a la profundidad del tejido:

1.Refelexiónyretrodispersióndesdelasuperficiedeprimeraincidencia. 2. Transmisión dentro y a través del tejido. 3. Dispersión en el interior y quizás fuera del tejido 4. Absorción por el tejido entre los puntos de dispersión.

Larefelexiónsemideentérminosdereflectancia:laproporcióndelaintensidaddelafracciónrefle-jadadeunrayodeluzconlaintensidaddelrayodeluzincidente.Lareflectanciaesindependientedelalon-gitud de onda y del color del tejido para longitudes de onda menores de 300 nm o mayores de 4.000 nm. Entre estos límites, es dependiente de ambas, de la longitud de onda y de la pigmentación tisular. De forma similar, la transmisiónse mide en términos de trasnmitancia: la proporción de la intesidad de un rayo transmitido según sale distalmente desde el tejido con la intensidad del mismo rayo justo cuando entra en el tejido. La dispersión es actualmente un compuesto de varios fenómenos ópticos diferentes, pero para el propósito de la cirugía láser sedefinecomouncambioenladireccióndeunrayodeluzsinvariarlalongituddeonda.Laabsorciónsedefinecomolaconversión,enelinteriordeltejido,deenergíaradiante,delaenergíaradianteenotrasformasde energía, como el calor.

La importancia absoluta y relativa son funciones de la longitud de onda del rayo láser y de als propie-dadesfísicasdeltejido.Lafigura1muestraesquemáticamentelaatenuación(disminucióndelaintensidad)que ocurre cuando un rayo de luz láser penetra en el interior del tejido vivo. Tanto la absorción como la disper-sión contribuyen al proceso de atenuación. En un medio homogéneo e isotrópico, como la gelatina, la atenu-ación es exponencial: el rayo pierde una fracción constante de su intensidad en la dirección de propagación en cada unidad de distancia de su viaje hacia delante. En el tejido vivo, que no es homogéneo ni isotrópico, la atenuación puede describirse como aproximadamente exponencial:

pz = po e-Az [ENERGÍA]/[ÁREA] Ecuación 1

En la ecuación 1, pz es la densidad de energía del rayo en alguna profundidad z bajo la primera super-ficie,poesladensidaddeenergíajustobajolaprimerasuperficie,esdecir,ladensidaddeenergíaincidente,pi,menosladensidaddeenergíareflejadapr, e es la base natural de los logaritmos (e = 2.71828-----) y A es el coeficientedeatenuación.Estecoeficienteeslasumadedospartes:

A = a + s Ecuación 2

dondeaeselcoeficientedeabsorciónyseselcoeficientededispersión.LadimensiónfísicadeA,aysesde1/[LONGITUD].

La ecuación 1 es la exprexión matemática de la ley de Bouger, denominada así después de la descrip-ciónporelcientíficofrancésPierreBouger(1698-1758).SedescribeerróneamentedeformahabitualcomolaleydeBerr,lacualafirmaqueelcoeficientedeabsorcióndeunmedioesproporcionalalaconcentracióndelelemento absorbente en dicho medio.

Figura 7-3. Diagrma esquemático de la atenuación de un rayo de luz láser por la absorció y la dispersón de un tejido vivo. Este proceso es exponencial: caya rayo penetrante pierde una fracción constante de su intensidad en la direc-ción de propagación con cada unidad de distancia. Dzhaciadelante.Lasfigurasconmúltiplesflechasrepresentanla dispersión omnidireccional. Reimpresión de Fisher JC. Qualitative and quantitative tissular effects of light from important surgical lasers: optimal surgical principles. In: Wright VC and Fisher JC, eds. Laser surgey in gynecol-ogy: a clinical guide. Philadelphia: W B Saunders, 1993:65.

d. Adecuación de un Láser para una Aplicación Quirúrgica

En esencia está determinado por los tipos de láseres termolíticos, por la magnitud absoluta y relativa deloscoeficientesdeabsorciónydedispersión.,ays.Laeleccióndelláserparaunprocedimientoquirúrgicoespecíficopuedeestarinfluenciadaporfactoressecundarioscomolatransmisibilidaddesuhazatravésdefibrasópticasodebrazosarticulados,oeltamañoyelcostedelláser.Noobstante,silaeleccióndelláserdehacedeformaobjetivaycientífica,solamenteloscoefientesdeabsorciónydedispersiónsonimportantes.

En el sentido más generalla elección de un tipo de láser se debería hacer primero por el modo de des-trucción del tejido preferido: fotoquimiolisis, fototermolisis o fotoquimiolisis. Sin embargo, en la utilización de los láseres para la restauración cutánea el mejor proceso en la actualidad el de la fototermolisis. Por lo tanto, la selección del tipo de láser en este caso se basa en la magnitud de a, s y la relación a/s.

Usandoestosláseres,todoslostiposdeláserespuedenclasificarseenunadelastrescategorías:WYSI-WG, el acrónimo en aglosajón para What You See Is What You Get (lo que ve es lo que consigue); SYCUTE, paraSometimesYouCanUseThemEffcetively(enalgunaocasiónsepuedenutilizareficazmente;yWYD-SCHY,paraWhatYouDon’tSeeCanHurtYou(loquenovepuedelesionar).Estascategoríassedefinencomo sigue:

WYSIWYG: a > 100/cm; a/s > 10.

SYCUTE: 1 < a < 100; 0.1 < a/s < 10

WYDSCHY: a < 1.0/cm; a/s < 0.1.

Los láseres WYDSCHY son los indicados para la cirugía precisa con un daño térmico mínimo al tejido adyacente. Generalmente producen poca coagulación. Ejemplos de ellos son el CO2 a 10.600 nm, el erbio:YAGa2.940nmyelargónfluorado(excímero)a193nm.

Los láseres SYCUTE son muy útiles para producir destrucción termolítica, color dependiente del teji-do pigmentado. Se debe elegir una longitud de onda que sea fuertemente absorbida por el pigmento del tejido diana. Estos láseres tienen una longitud de onda visibles o infrarrojo cercanas del espectro electromagnético. Ejemplos de estos láseres, son el colorante (rodamina), diodos (placas semiconductoras), rubí y alejandrita.

Los láseres WYDSCHY se indican fundamentalmente para producir necrosis térmica como coagu-lación de los vasos sanguíneos o para destrucción de los tumores malignos. Son inútiles para realizar corte o ablación con daño térmico mínimo al tejido adyacente. El ejemplo más sobresaliente es el meodimio:YAG de onda contínua a 1.064 nm. Todos estos láseres tienen una longitud de onda que está en la parte del espectro del infrarrojo cercano. Sus rayos se dispersan de forma importante y se absorben debilmente en la mayoría de los tejidos, a menos que esté presente el carbono libre por una necrosis térmica prolongada. El carbono absorbe fuertemente todas las longitudes de onda y hace que cualquier láser termolítico corte como un láser WYSI-WYG pero nunca sin daño térmico, el cual ya ha ocurrido para cuando el carbono libre esté presente durante la irradiación de láser del tejido vivo.

e. Coeficientes de Absorción y Dispersión para Varios Constituyentes Tisulares

El mayor constituyente del tejido vivo tanto en plantas como animales, es el agua. El agua es un ab-sobente importante de la luz a longitudes de onda mayores de 2.500 nm: a > 100/cm. En el agua pura o salina, la dispersión es negligible en comparación con la absorción en este rango espectral. Sin embargo, cunado el agua está contenida en fracciones pequeñas de partículas de materia, se convierte en un medio dispersor. La sangreesunbuenejemplodeello.Lafigura4-7muestralavariaciónespectraldelcoeficientedeabsorciónpara el sudor, que contiene de un 3% a un 6% de varias sales, notablemente sodio, calcio y cloruro de magne-sio.Elsalinonormalenelcuerpohumanocontienesoloun0.9%declorurodesodio,perosucoeficientede

absorciónnoessignificativamentediferentedelsudorenelespectodelos200alos10.000nm.

Elaguaesunabsorbentemuybeneficiosodelaluzláserenelcuerpohumano,yaquehierveaunatemperaturaconstantequesolamentedependedelapresiónensusuperficie.Estatemperaturaesde100ºCcuando la presión es de 760 torr (atmosférica). El proceso básico por el cual un láser termolítico ablaciona el tejido es una ebullición fulgurante del agua histológica que forma un vapor expansivo. Mientras que el agua hierveaunapresióconstante,elimpactoenlasuperficiedelhazlásereneltejidoesisotérmico.Porlotantolas temperaturas en los puntos dentro del tejido adyacente permanece a, o por debajo de de la temperatura de ebullición del agua, independientemente de la densidad de energía del haz de luz láser, mientras que el agua esté presente en el tejido.

Existen otros muchos absorbentes diferentes, denominados cromóforos, en el tejido vivo que absorben la luz a varias longitudes de onda. Ejemplos notables son los pigmentos, tales como la melanina, hemoglobina, xantofilinaybilirrubina.Alongitudesdeondamenoresde319nanómetroslasmoléculasorgánicascomplejasdemuchasvariedadessonabsorbentessignificantes,elcolágeno,grasa,proteínasyloscarbohidratossonunosejemplos.

A longitudes de onda donde los pigmentos son los absorbentes principales y el agua es relativamente transparente, los cromóferos absorbentes deben transmitir su calor a la matriz acuosa histológica por con-ductividad térmica, para lo que se requiere una diderencia de temperatura entre las partículas absorbentes y el líquido circundante. Por consiguiente, aunqeu el agua hierva a una temperatura constante, los absorbentes deben estar a temperaturas por encima de los 100º C.

La dispersión de la luz en los tejidos vivos es mayor a longitudes de onda más cortas y disminuye según aumenta la longitud de onda. La dispersión por partículas de menor tamaño que la longitud de onda es omnidireccional y se le denomina dispersión de Rayleigh en honor a su descubridor el físico Lord Rayleigh (1842-1919). El grado de dispersión de Rayleigh que sufre un rayo de luz depende del tamaño de las partículas ydelalongituddeondadelaluz,enconcreto,delcoeficientededispersiónyporlotantolaintensidaddelaluz dispersada depende inversamente de la cuarta potencia de la longitud de onda. La dispersión producida por partículas mayores que la longitud de onda se conoce como dispersión de Mie. La primera teoría completa sobre la dispersión esférica fue desarrollada por Gustav Mie (1908). Según la dispersión de Mie, se produce más dispersión hacia delante que en ninguna otra dirección. Conforme aumenta el tamaño de la partícula, la dispersiónhaciadelantetambiénaumenta.Lasiguientefiguramuestraelaspectotípicodeladispersiónpro-ducida por partículas más grandes que la longitud de onda de la luz incidente. Esta teoría describe la interac-ción de una onda plana con un dieléctrico esférico. La teoría de Mie se basa en las ecuaciones de Maxwell, a partir de las cuales se puede obtener la ecuación de onda vectorial en coordenadas esféricas. Haciendo uso de la separación de variables, se puede expresar la solución de los campos eléctrico y magnético de la onda inci-dente en forma de funciones matemáticas. Para el campo de dispersión a mucha distancia de la esfera, la dis-persiónylaseccióndeextinciónsepuedendeterminarenfuncióndeunaserieinfinitaquecontieneasociadoslos polinomios de Legendre y las funciones esféricas de Bessel. La solución de Mie se publicó hace muchos años. Debido a que no existe solución analítica al problema, su aplicación ha tenido que esperar al desarrollo computacional,quepermiteelcálculonuméricodelgrannúmerodefuncionesycoeficientespuestosenjuego.ElcoeficientedeladispersióncombinadadeRayleighydeMieeneltejidovivovaríadesdelosnivelesmásbajos, en torno a los 5/cm, a los más altos en torno a los 50/cm para todos los tipos de tejidos en el cuerpo humano en el rango que va desde los 10.000 a los 100 nm.

Cuando la dispersión es mucho mayor que la absorción en el tejido vivo, la luz láser dentro del tejido yanoescolimadanicoherenteenelespacio,sinoqueseconvierteenunflujoradiantealeatoriamentedifuso(randomlydiffusedradiantflux-r.d.r.f.),quesecaracterizaporporrayosdeluzqueviajanconigualprobabili-dad en todas las direcciones. Es la antítesis exacta de un haz de luz láser. La r.d.r.f. no es útil para la realización de una incisión precisa o para la vaorización del tejido, pero es muy efectiva para la coagulación. Es lo que ve un piloto de un avión con una niebla densa a la luz del día, parece igual de brillante en todas las direcciones.

Figura7-4.Variacionesespectralesdelcoeficientedeabsorciónparaelsufor.Nótesequeelejecubre8órdenesdemagnitud.Elsuerosalinofisiológicaeselamyorabsorbentederadiacióndeltejidovivodelos2.0also11nanómetros.Elcoeficientedeabsorcióndelsudornomuestradiferenciassignificativasdelsuerosalinonormal.Re-impresión de Fisher JC. Qualitative and quantitative tissular effects of light from important surgucal lasers: optimal surgical principles. In: Wright VC and Fisher JC, eds. Laser surgery in gynecology: a clinical guide. Philadelphia: W B Saunders, 1993:69.

Porelcontrario,cuandounhazláserentraenunmedioenelcualladispersiónesinsignificantecom-parado con la absorción, el haz láser permanece colimado dentro del medio y disminuye su intensidad según aumentalaprofundidadbajolaprimerasuperficie.EstoesloqueocurrecuandolosláseresWYSIWYGseutilizan en cirugía.

2. Características de un Láser Termolítico Ideal para Restauración Cutánea

El láser ideal para la restauración cutánea láser debe tener las siguientes propiedades:

1. El láser debe ser acolor: sus efectos en el tejido cutáneo son independientes de la pigmentación de la piel.

2.DebeserunláserWYSIWYGysucoeficientedeabsorciónenelaguadebertanaltacomoposible(por diferentes razones, esto se explicará más adelante).

3. Los rayos del láser deben ser hemostáticos par los vasos sanguíneos de 0.5 mm de diámetro o meno-res, de esta forma el cirujano cosmético puede trabajar en un campo exangüe).

4. El láser debe ser enregado en modo pulsado o en una forma de barrido lineal, de tal forma que pro-duzca una necrosis térmica conductiva mínima al tejido cercano de la zona de impacto.

5. El sistema de entrega del haz debe estar diseñado con una forma ergonómica para que permita una fácil aplicación del haz a la piel con una dependencia mínima de la habilidad del cirujano.

6. Los parámetros operatorios del láser (energía de salida, duración del pulso, velocidad de repetición delpulso,velocidaddebarrido,etc.)debensertemporalmenteestablesyajustablesconlasuficientevariedadque se acomode a todas las situaciones clínicas que probablemente se encuentre el cirujano cosmético.

7. El modo elctromagnético transverso (TEM: distribución de la intensidad a través del haz láser) debería ser en meseta y la sección de cruce del haz debería ser rectangular, de tal forma que se obtenga una ablación uniforme en profundidad en cada exposición y en las exposiciones sucesivas sin superposición entre ellas.

8.Lapiezademanoutilizadaparalaentregadelhazalasuperficiedelapieldeberíasercolimadaoque tenga un punto focal de 2-3 cm. Alternativamente, en la pieza de mano debe incluir un distanciador que asegurequeelplanofocalsesitúeenlasuperficiedelaepidermiscuandoelextremodistaldeldistanciadortoque la piel.

Actualmente los dos únicos láseres termolíticos que cumplen la mayoría de estos requisitos son: el dióxido de carbono y el erbio:YAG.

3. Ablación del Tejido mediante los Láseres Adecuados para Restauración Cutánea

a. Características de un Haz Láser Gausiano

Debido a que la mayoría de los láseres quirúrgicos producen un haz que es circular en su sección de cruce y gausiano, o casi gausiano en su modo electromagnético transverso, en esta discusión se considerarán enprimerlugarelhazláserdeestascaracterísticas.Ladensidaddeenergíadelperfilgausianosecaracterizapor su forma de campana que es simétrica sobre el eje de su propagación, teniendo una densidad de energía máximaeneleje.Lafigura7-5muestraelperfildeunhazlásergausianoenelplanotransversoalejedelhaz.Elperfildelafigura7-5sedescribematemáticamenteporlasiguienteecuación:

pr = pc e-2(r/w)2 [ENERGÍA/ÁREA] Ecuación 3

donde pr es la densidad de energía en la distancia radial r en cualquier dirección desde el eje, pc es la densidad de energía en el eje, w es el radio efectivo del haz y eeslabasenaturaldeloslogaritmos.Elradioeficazeslamitaddeldiámetroeficazqueesmásfácilrecordarlocomoeldiámetrocoaxialdeuncírculoatravésdelcualse transmita el 86.35% de la energía radiante del haz. Conceptualmente, la densidad de energía es la energía radiante por unidad de tiempo que se transmite a través de la unidad de área perpendicular al eje del haz, o sobrelaunidaddeáreadelasuperficiesobrelacualchocaelhazláser.

La densidad de energía media sobre el círculo cuyo diámetro es 2w, es:

paw = 110 (po en vatios) / (2w en milímetros)2, vatios/cm2 Ecuación 4

donde poeslaenergíaradiantetotaltransmitidaporelhaz.Elfactor110eselproductode(4/π)x(100)x(0.8635),teniendoencuentaqueeláreadeuncírculoes(π/4)x(diámetro)2, que el 86.35% de la energía total pasaporelcírculoeficazyquejay100milímetroscuadradosenuncentímetrocuadrado.Enunhazgausiano,la relación paw/pc es igual a 0.4317. Otro hecho útil que se debe recordar es que el 98.8% de la energía total del hazsetransmiteatravésdeuncírculocoaxialcuyodíametroes1.5veceseldiámetroeficaz,de. Por lo tanto, el margen del haz que está fuera del diámetro 1.5 de transmite sólo el 1.2% de la energía total.

El perfil gausiano (TEM00) se prefiere para las aplicaciones incisionales donde un diámetro focalpequeño es deseable debido a que proporciona el diámetro efectivo mínimo posible en el plano focal:

de = 4 F l/π D [LONGITUD] Ecuación 5

donde F es la longitud focal de la lente, l es la longitud de onda del láser y D es el diámetro del haz láser dondeentraenlalentefocal,cualquierotroperfil(TEM)odensidaddeenergíaproduriráundiámetroeficazmayor.Deberíaobservarse,queelperfilgausianoestápordebajodeloidealparalarestauracióncutánea,yaquetienequehaberalgunasuperposicióndelospulsospararealizarunbarridocompletodelasuperficiedela piel sin dejar piel piel no vaporizada, que precisamente es lo que se pretende en los métodos hoy llamados fraccionales para producir una recuperación más rápida, con menos efectos colaterales y la aplicación de pomadas anestésicas tópicas en vez de las anestesias tronculares, tumescentes con sedación intravenosa y/o anestesia general, claro está que este método requiere varios procedimientos para conseguir un resultado simi-lar al del barrido completo de varias capas de la piel, en el caso fraccional el haz del láser suele ser gausiano y producido también mediante lentes focalizadas e incluidas en la pieza de mano que en este caso está en con-tactoconlapiel.Volviendoaloanterior,elcontornodelasuperficiedebajodeltejidoablacionadodependecríticamente del grado de superposición.

Figura7-5.Perfildeladensidaddeenergíadelhazlásergausianoenunplanoquepasaatravésdelejedelhaz.A este modo electromagnético transverso, se le denomina habitualmente como TEM00.Eldiámetroeficaz,de, del haz es aquel en el cual la densidad de energía es del 13.53% (1/ e2) de su valor en el eje. Dentro de un círculo coaxial de este diámetro, el haz transmite el 86.35% de su energía radiante total. La media de la densidad de energíaatravésdeldiámetroeficazesdel43.17%desuvaloreneleje.

b. Diámetro de Ebullición de un Haz Láser Gausiano Estacionario: Entrega de Onda Contínua

Para un haz de luz láser estacionario, de onda contínua, hay un umbral por debajo del cual no existe vaporización del agua histológica. Este hecho puede demostrarse experimentalmente con facilidad dirigiendo elhazláserfocalizadoperpendicularmentealasuperficiedelaguacontenidaenunvasoyelevandoaldensi-dad de energía desde cero hasta un valor en el cual comienza a hervir el agua. De forma alternativa, se puede situar la energía del haz muy por encima del valor en el cual en su plano focal empieza a hervir el agua y pos-teriormenteelevarlapiezademanolentamenteparaaumentareldiámetrodelhazenlasuperficiedelaguahasta que cesa la ebullición, que cesará de forma abrupta. Si el proceso de ebullición fuese visto lateralmente a travésdeuncristaltransparentepodríaobservarsemicroscópicamenteenunafinacapadelasuperficieacom-pañado de un sonido que es una combinación de zumbido y siseo.

Dependiendo de la temperatura media del agua contenida en el vaso, el diámeto del haz, el volumen ylageometríadelvasoyeláreasuperficialdelaguaexpuesta,ladensidaddeenergíaenlacualcomienzaocesa la ebullición puede variar desde los 100 vatios/cm2 a 500 vatios/cm2 o más. El umbral real es la densidad de energía radiante a la cual la energía térmica llevada desde el punto de impacto mediante la conducción y convección térmica es justo igual a la energía radiante que disminuye en el díametro del haz en su punto focal (spot).

Parece evidente que el umbral de ebullición será más alto para el agua libre que puede liberar calor mediante convección que para el agua contenida en el interior y entre las células tisulares, debido a que las membranas e intersticios previenen una convección en masa del agua histológica. Los cálculos realizados de los datos experimentales de Mihashi y colaboradores para un láser de dióxido de carbono de onda contí-nua, indican que el umbral de ebullición para el agua en los tejidos vivos está entre los 30 y 40 vatios/cm2. Los resultados de Mihashi muestran que la ebullición del agua histológica por el haz de luz láser de CO2 de onda contínua no se produce por debajo de los 10 vatios/cm2. Si la densidad de energía es de 100 vatios/cm2, entonces el efecto será el de vaporización del agua histológica y ablación del tejido blando con una necrosis térmica mínima del tejido adyacente. Por debajo de los 10 vatios/cm2, el único efecto histológico de un láser termolítico, CO2 o erbio:YAG, es una mezcla variante de pirolisis y vaporolisis.

El diámetro de ebullición de un haz láser de onda contínua será aquel en el que la densidad de energía tiene un valor igual a la intensidad del umbral para la ebullición. Dentro de un círculo coaxial de este diámetro de un haz láser gausiano o casi gausiano se produce ablación del tejido mediante fotovaporolisis. Fuera de este círculo, solamente ocurre un calentamiento del tejido a temperaturas que están por debajo del punto de ebullición. Por lo que está claro que para producir abalción con necrosis térmica mínima, la relación entre el diámetrodeebulliciónyeldiámetroeficazdelhazdebeserlomásgrandeposible.Elvalormínimodeestarelación es de cero y el máximo es alrededor de 1.5 para un haz gausiano.

c. Diámetro de Ebullición de un Haz Láser Gausiano Estacionario: Entrega Pulsada

Para minimizar la pirolisis por conductividad térmica al tejido adyacente del sitio de impacto del haz de un láser termolítico, es deseable entregar la energá radiante en pulsos repetitivos de duración corta, separados por intervalos relativamente largos de energía cero durante los cuales el tejido adyacente al sitio de impacto puede enfriarse, de tal forma que la temperatura del tejido circundante alcanza un valor de equilibrio que está muy por debajo del nivel necrótico. Este tema se discutirá en detalle posteriormente. La duración decadapulsodebeserlosuficientementecortoparaquelapérdidadecalormedianteconductividadtérmica

por el volumen de tejido impactado sea negligible en comparación con la energía absorbida por este volumen durante el pulso.

Durante dichos pulsos, por lo tanto, la cantidad de energía térmica conducida fuera del volumen im-pactado es muy pequeña en relación a la cantidad que es añadida por la absorción de la energía radiante del rayo láser. En consecuencia, el umbral de vaporización no está en equilibrio entre la energía radiante entrante y la energía térmica saliente del volumen irradiado. Ocurre cuando la energía radiante absorbida por unidad delvolumenirradiadoesjustolosuficienteparaelevarlatemperaturadeesaunidaddevolumendesdesuvalornormal de 37º C al punto de ebullición del agua a la presión prevalente (usualmente la atmosférica o algo más alta) en el tejido: 100º C. El calentamiento del agua pura desde los 37º C a los 100º C requiere 253 julios/cm3.

La energía radiante absorbida por unidad de volumen tisular se llama densidad de absorción. La den-sidad de absorción, a:

h = a ∫ tpo p dt = a f [ENERGÍA/VOLUMEN] Ecuación 6

dondehesladensidaddeabsorción,pesladensidaddeenergía,feslafluenciadelhazlásereneltejidoytp esladuracióneneltiempodelpulso.Lasdimensionesfísicasdelafluenciason[ENERGÍA/ÁREA].Ladistribuciónespacialdelafluenciasobreeltejidoimpactadoeslamismaqueladensidaddeenergía.ParaunTEMgausiano,lafluenciatambiénserágausianaensuvariaciónatravésdelhazláser.Lavariacióndeladen-sidaddelafluenciaconeltiempot,duranteelpulsoestádeterminadoporlavariacióndelaenergíaradiantedurante el pulso.

Si la energía del haz es constante durante el pulso, como lo es aproximadamente durante la así llamada ultrapulsación,lafluenciayladensidaddeabsorciónaumentanlinealmenteconeltiempodesdeelcomienzodelpulso,comosemuestraenlafigura7-6.Enelinstanteenquelalíneadelaumentodelafluenciacruzael umbral de ebullición ft,elaguaeneltejidoblandocomienzaahervirenunafinacapamicroscópicadelasuperficiedeltejido.Enunamatrizdegelatinaquecontieneun100%deaguaelumbraldelafluenciaes:

ft = 253/a julios/cm2 Ecuación 7

Elumbraldefluenciaesindependientedelaconcentraciónhistológicadeagua,dehechoeslosufi-cientemente grande para causar la ablación casi total del tejido matricial cuando el agua se vaporiza súbita-mente: ambos, el calor por unidad de volumen que se necesita para elevar el agua tisular a los 100º C y el coeficientedeabsorciónsonproporcionalesalaconcentracióndeagua.

Enestecasodeunhaz láserpulsadoconunaduración losuficientementecortacomoparaexcluircualquierpérdidaconductivasignificantedecalordesdeelvolumentisularirradiado,laprofundidaddeltejidoexcindidoencadapulsoseráproporcionalalvalordelafluenciaenexcesoencadapuntodentrodeldiámetrode ebullición:

zap = (fp - ft) / hv [LONGITUD] Ecuación 8

donde zapeslaprofundidaddeablaciónbajolasuperficieoriginalduranteunpulso,fpeslafluenciaalfinaldelpulso, fteselumbraldefluenciayhveselcalorlatentedelavaporizacióndelagua,2.163julios/cm3. Para un TEM gausiano, la sección de cruce en cualquier plano del volumen ablacionado que pase a través del eje ( eje

z) de un haz estacionario, es tambié gausiano, excepto para desviaciones menores originadas por variaciones en la cncentarción de agua en el tejido. El corte transversal del tejido ablacionado por un haz gausiano barrido a una velocidad constante a través del tejido en una dirección, es decir, el eje x, perpendicular al eje del haz es solo casi gausiano. El motivo de esto es que el plano x-z que pasa a través del haz láser es el único en el cual lavariacióndeladensidaddeenergíaylafluenciaconladistanciaxdesdeelejedelhazesverdaderamentegausiano. En todos los planos paralelos a este plano central x-z, la variación x de la densidad de energía y la fluenciatienenunaformadecampana,peronogausiana.

d. Diámetro de Ebullición de un Haz Láser Gausiano de Onda Contínua: Entrega en Barrido

La minimización del daño pirolítico de la conductividad térmica al tejido adyacente del sitio de im-pacto de un láser de onda contínua puede lograrse barriendo el haz rápidamente a través del tejido en la direc-ciónx,perpendicularalejedelhaz(direcciónz).Seilustraesquemáticamenteenlafigura7-7,quemuestrauna campana gausiana tridimensional de densidad de energía radiante barrida a una velocidad constante, v, enladirecciónxatravésdelasuperficiedeuntejidoqueseencuentraenelplanox-y.Esteesquemaesbene-ficiosocuandosedeseanfluenciasaltas,yaquesepuedenutilizarunhazláserderelativamentebajaenergíafocalizadoaundiámetrolosuficientementepequeñoparaconseguirenergíasaltas.Sumayordesventajaesqueunspotpequeñonecesitamástiempoparacubrirunáreaespecífica,siotrosfactoressonlosmismoscomoen el caso de un rayo láser pulsado que tenga un diámetro focal más grande.

Elafigura7-7puedeobservarsequesehancortadolosbordesdelacampanagausianaenlosplanoslateralesparalelosalplanox-z,yaquelassuperficiesplanastrazadastangencialmentesonequidistantesdelplano x-z por el radio de ebullición de este haz que barre. La huella del haz gausiano, por tanto, es un círculo excepto por los dos segmentos que se han perdido debido a que los bordes laterales se han cortado. La dimen-sión x de esta huella está tomada a 1.5de, donde de eseldiámetroeficazdelhaz,yaqueel99%delaenergíaradiante se transmite dentro de un círculo coaxial que tenga este tamaño.

Enestemododeoperacióndebarrido,lafluenciaentregadaacadapuntodeltejidoatravesadopor

Figura 7-6. Densidaddeenergíayfluenciacomofuncionesdeltiempoparaunpulsoláserquetengaunadensidadeenergíaconstante, pc.Notequelafluenciacomienzaenceroalcomienzodelpulsoyseelevalinealmenteaunmáximoalfinaldelpulso.ReimpresióndeFisherJC.Basicbiophysicalprinciplesofresurfacinghumanskinbymeansof the carbon dioxide laser. Jour Clin Laser Med Surg, 1996; 4:198.

esta huella es proporcional a la densidad de energía media en un plano de intersección de la campana paralelo al plano x-z y que pasa a través del punto en cuestión. Por consiguiente, los bordes de un lado a otro de la campanasoneficacestransmitiendolaenergíaablativaaltejido,aúncuandopuedanserinferioresendensidadde energía al valor del umbral para la vaporización. Cada una de als caras laterales recortadas de la campana móvil tiene una huella de dimensión xb en la dirección de la velocidad del barrido, v. La separación de estas caras cortadas en la dirección y es igual al diámetro de ebullición, db.

Figura 7-7. Diagrama tridimensional de un haz láser de CO2 gausiano barrido a una velocidad lineal constante, v, en la direcciónxatravésdeldiámetrofocal(spot)desunasuperficietisularplanaqueestáenelplanox-yyquetiene la misma forma y tamaño que la huella del haz. La anchura de la campana gausiana es igual al diámetro deebullicióndelhaz.Lalongituddelacampanaenladirecciònxesde1.5veceseldiámetroeficaz,yaqueenel interior de es te espacio se transmite casi el 99% de la energía total del haz. Reimpresión de Fisher JC. Basic biophysicalprinciplesofresurfacinghumanskinbymeansofthecarbondioxidelaser.JourClinLaserMedSurg, 1996; 4:207.

Tabla 7-1, en la que se muestra el diferente grosor de las capas de la piel en distintas áreas anatómicas faciales y cervical.

Figura 7-8. Profundidad de diferentes modalidades de restauració cutánea dependiendo del grosor ablacionado.

Figura7-9.Coeficientedeabsorcióndelaluzemitidaporlosláserestermolíticosmásimportantesutilizadosenlarestau-ración cutánea por centímetro en relación con su longitud de onda.

Tabla 7-2.GradodearrugassegúnlaclasificacióndeFitzpatrick.

Problemas Inherentes en los Sistemas Láser de Emisión en Barrido mediante Haces Focalizados en la Restauración Cutánea (Resurfacing)

Sieldiámetrofocaldelhazlásernosemantieneexactamenteenlasuperficiedelapiel,sucedenlossiguientes efectos:

1.Disminuyeladensidaddeenergíaylafluenciaentodoslospuntos.

2. Aumenta el tiempo de exposición en todos los puntos.

3. No se mantiene la sobreposición adecuada a las líneas adyacentes del barrido.

4. El diámetro de ebullición disminuye y puede llegar a cero.

5.Mayorsuperficieexpuestaalairradiaciónpordebajodelumbraldeablaciónyportantoaldañotérmico.

6. Profundidad de ablación variable, mas allá de lo que es inherente a un barrido de un haz gausiano conelfocoenlasuperficiedelapiel.

Incluso si se utiliza un haz colimado, el temblor lateral de la mano del cirujano causa una super-posición variable de las líneas adyacentes del barrido que resulta en una profundidad de ablación desigual y daño térmico residual de la piel no ablacionada.

Inmediatamente delante y justo tocando el punto delantero, la huella es un área de tejido geométrica-menteidénticaalahuelladelacampanarecortada.Esteeseldiámetrofocaldelasuperficietisularqueserábarrido por la huella de la campana sesgada durante el tiempo subsecuente al instante en el cual se representa laescenaenlafigura7-7.Esaparentequecadapuntoenlasuperficiedeltejidoseexpondrátotalmentealaradiación del haz gausiano durante un periodo en que la campana avanza hacia delante a una distancia igual a 1.5de, aunque la campana debiera cruzar dos veces su diámetro de huella en su dirección delantera antes de que esté completamente libre de este punto de tejido particular. Por lo tanto, el tiempo de exposición de cada punto de tejido es:

tp = 1.5(de/v) [TIEMPO] Ecuación 9

donde los símbolos soncomo losque sehandefinidopreviamente.Por la ecuación9es evidentequeuncambiobienseaenlavelocidaddebarridooeneldiámetroeficazdelhazproduciráuncambioeneltiempode exposición. Por lo tanto, es deseable una longitud focal larga para proporcionar una profundidad de foco mayorquelasondulacionesdecrestaprobablesenlasuperficiequeseráablacionadaolosmovimientosconaltibajos probables causados por la inconstancia de la mano del cirujano. También está claro que es necesaria unavelocidaddebarridoconstantesisetienequeentregarunafluenciauniformealasuperficiedeltejido.

Deladoaladolalongituddelascaraslateralesrecortadasdelacampanaestalquelafluenciaen-tregadaacadapuntodeltejidosobreelcualelfondodeestospasesdeperfilesverticalesesjustamenteigualalumbraldefluenciaparaeltejido:

xb = (253 v) / (pb a) centímetros Ecuación 10

donde xb es la longitud en centímetros de la cara cortada en el plano x-y, 253 es el número de julios por cen-tímetro cúbico que se necesitan para calentar el agua de 37º C a 100º C, v es la velocidad de barrido en cm/seg, pb es la media de la densidad de energía en vatios/cm2sobrelacarafinalsombreadayaeselcoeficientede absorción en cm-1.

Eldiámetrodeebulliciónesunafuncióndelavelocidaddelbarrido,elcoeficientedeabsorciónyeldiámetrodelhazláserelasuperficie,paraunperfildehazgausianoocualquierotroexceptoelidealizadoenmeseta, que tiene una densidad de energía constante sobre el diámetro del haz. Tal modo nunca es producido intrínsecamente en un láser real, pero se puede conseguir mediante un sistema óptico que condiciona el haz de tal modo que corte las franjas laterales del haz gausiano, los invierta y los añada al núcleo del haz. Algunos láseres, como el estimulado transversalmente, a presión atmosférica (TEA) láser de CO2 fabricado por Tissue Technologies (una división de Palomar) y la mayoría de los láseres erbios:YAG, tienen aproximadamente un modo en meseta.

El modo en mesesta es el TEM ideal para la restauración cutánea, debido a que produce una profun-didaduniformedeablación,yaseapulsadooenbarridoelmododeentregadelaenergíaláseralasuperficiede la piel. Un TEM gausiano, sin embargo, produce una profundidad de ablación que varía a través del cráter originado por un solo pulso de un haz estacionario o del surco resultante de un barrido en onda contínua a lo largodelasuperficie.Seobtieneunaventajaadicionalformandounhazláserenmodomesetadetalformaque su corte transversal en cualquier plano perpendicular al eje z sea cuadrado, porque las áreas ablacionadas de la piel serán cuadradas también y la colocación de un diámetro focal junto al otro no tendrá huecos ni su-perposiciones.

e. Efectos del Haz Láser con Supra-Umbral en el Tejido Vivo

Lafigura7-10muestraelcráterformadoeneltejidoblando,esdecir,quecontieneun70%omásdeagua, por la acción de un haz láser gausiano de un láser termolítico, como un haz en barrido o un láser de dióxido de carbono pulsado. Ya que los láseres de onda contínua no se utilizan actualmente en la restauración cutánea(resurfacing)amenosqueseanbarridosdeformarápidaatravésdelasuperficieepidérmica,enestadiscusiónseconsideraránsolamenteloshacesdeluzláserbarridosenmodopulsado.Elafigura7-10,elhazesestáticosobrelasuperficiedelapielconpulsosrepetitivosdeduraciónlosuficientementecortaparamini-mizarunatransferenciasiginificativadecalordesdelapareddelcráterenebulliciónporcondictividadtérmicaal tejido adyacente.

El mecanismo biofísico por el cual un haz láser produce ablación de los tejidos blandos es por la ebu-llición súbita del agua histológica en vapor que expande rápidamente rompiendo las células individuales, des-garrando las células contíguas de su intersticio y destrozando el tejido conectivo. Los resíduos sólidos de las células y del tejido conectivo se deshidratan y se expulsan de la zona de impacto del rayo láser a velocidades de hasta varios metros por segundo. El efecto acumulativo sobre la estructura tisular es el mismo que si cada una de las células fuesen implantadas con una pequeña carga explosiva accionándose por la absorción de la luz del láser. Sin el agua histológica no habría ablación, solamente una quemadura del tejido. Durante este proceso, la presión del vapor en cada explosión celular comienza a la atmosférica y aumenta hasta la rotura celular, pero no mayor de 760 torr, debido a que las membranas celulares son relativamente débiles. Aún si la presión del vapor histológico aumentase dos veces la atmosférica, la temperatura de ebullición es de solo 121º C y la energía necesaria para aumentar la temperatura del tejido a 121º C sería de 334 julios/cm3, pero el calor latente de la vaporización es de solo 2.071 julios/cm3 (95.7% del de a 100ºC). De esta forma el umbral de la fluenciaaumentaporunvalorde1.30,perolaprofundidaddevaporizaciónporunidaddeexcesodefluenciaaumentaporunfactorde1.04.Silafluenciaradianteentrantefuese10veceselvalordelumbrala100ºCy760 torr, la profundidad de ablación a 121º C sería de 1.01 veces su valor a 100º C y 760 torr. Así la ablación aaltafluencianosereduceinclusoapresionesdedosveceslaatmosférica.

Si el haz láser es absorbido en prácticamente todos los componentes de tejidos vivos, como es el caso

Figura 7-10. Corte transversal de un agujero en el tejido blando originado por pulsos cíclicos, repetitivos de un haz de luz láser estático de CO2. El diámetro de ebullición aquí es el que en el cual la densidad de energía es igual al calor de calenta-mientodesdelos37ºalos100ºC,divididoporelproductodelcoeficientedeabsorciónydeladuracióndepulso.Losper-filesdetemperaturaenrelaciónaladistanciaenelladoizquierdodelcrátercorrespondenatresvaloresdelavelocidaddeebullición, dzc/dt. Los contornos del cráter en los tiempos t, 2t, 4t y 8t después del comienzo del tren de pulsos se muestran en laslíneasdiscontínuas.Cuandolaprofundidaddelcráterexcededosdiámetrosdeebullición,lareflexiónparcialdelosrayosdel láser con una incidencia oblícua sobre el cráter causan un efecto de embudo del haz en el eje que acelera la penetración del rayo. En la restauración cutánea no se obtienen estas profundidades de ablación. Reimpresión de Fisher JC. Basic laser physicsandinteractionoflaserlightwithsofttissue.InShapshaySM,ed.Endoscopiclasersurgeryhandbook.NewYork:MarcelDekker,1987:118.

de los láseres de CO2, todos los resíduos deshidratados absorben la energía del láser en sus trayectorias fuera del cráter y alcanzan temperaturas en las cuales se queman en el aire por encima del cráter. Esta combustión crea un humo azul grisáceo, mal oliente que contiene un espectro de partículas que varían en tamaño desde los 160 nm a las 6.3 µm, con 77% bajo 1.1 µm, un tamaño en el cual si son inspiradas quedan atrapadas en los alveolos de los pulmones. Los constituyentes químicos del humo láser han demostrado tener un potencial oncogénicosignificativoenel testde lamutaciónmicrobianaAmescon lasalmonella typhimuriumcomoespecies sustanciales. En 1988, Garden y cols. publicaron sus resultados en un breve estudio mostrando que el humo láser originado por la vaporización de verrugas del virus del papiloma humano contenían DNA viral intacto. Por lo tanto deben utilizarse aspiradores de humos con una capacidad adecuada (de al menos 28 litros/minuto) y el extremo distal del aspirador a 1 cm del sitio de impacto cuando un láser de CO2 vaporiza cual-quier tejido animal.

Durante cada pulso del láser, el incremento en profundidad producido en el cráter es proporcional a lafluenciadelhazencadapuntoyalfinaldelpulso,enexcesodelumbraldefluencia,comosemuestraenlaecuación8.Alcomienzodecadapulsolafluenciaentregadapordichopulsoesdeceroeincrementaconeltiemposegúnlaecuación6.Lavariacióneneltiempodelafluenciaduranteelpulsodependedelavariaciónen el tiempo de la energía en el haz láser durante el pulso y no es de mucha importancia para este análisis. Para un pulso de energía constante, como lo es aproximadamente en el láser CO2UltraPulse®,lafluenciaaumen-tarálinealmenteconeltiempo,comosemuestraenlafigura7-6.

Enel instanteenelqueelaumentodefluenciadeunhazláseralcanzaelumbraldevaporización,comienzalaebulliciónenlasuperficiedeltejido.Estáconfinadoenunacapadelgadamicroscópicadelasu-perficie.Elcambioabruptodeaguaenvaporseacompañadeunsonido,comoeldeunchasquido,yaqueenrealidadesunapequeñaexplosión.Cadaincrementodefluenciaporencimadelumbralhierveunvolumenproporcionaldeaguayablacionaelvolumendetejidocorrespondiente,demodoquelasuperficiedeltejidoqueinterceptaelhazretrocedaenladireccióndelanteradelhazhastaelfinaldelpulso.Lavelocidaddelhazhaciaabajoencadapuntodelasuperficiedelcráteresproporcionalaladensidaddeenergíainstantáneaenesepunto,porqueladensidaddeenergíaeslaprimerderivadadelafluenciaconrespectoaltiempo.

Debido a la variación de agua de un punto a otro contenida en la epidermis, la ecuación 8 es exacta solo para un modelo en el cual se utiliza la gelatina totalmente hidratada como objetivo. No obstante, es aproxima-damente correcta para la epidermis real en la que el contenido de agua promedio es de un 70%. En la ecuación 8 el parámetro hv es el calor requerido para vaporizar una unidad de volumen del tejido después de haber sido calentado de 37º C a 100º C (o independientemente de la temperatura de ebullición que pueda estar a la presión predominante). Para la gelatina totalmente hidratada (virtualmente el 100% de agua) a presión atmosférica, este calor latente de vaporización es hv = 2.163 julios/cm3. Si el contenido de agua del tejido se señala por el símbolo w, un número sin dimensiones cuyo valor es igual o menor de 1.0, entonces el calor requerido para hervir todo el agua en una unidad de volumen de tejido es:

hvw = w hv [ENERGÍA]/[VOLUMEN] Ecuación 11

Si el valor de w es de 0.70, como para la epidermis, entonces hvw es de 1.514 julios/cm3. Si la canti-dad (fp - ft) en la ecuación 8 se denota por Df, entonces la substitución del calor latente de vaporización de la ecuación 11 en la ecuación 8 da:

zap = Df / (w hv) [LONGITUD] Ecuación 12

Por la ecuación 12, es evidente que el tejido que tenga menos del 100% de contenido de agua se abla-cionaamayorprofundidadquelagelatinatotalmentehidratadaporelmismoexcesodefluencia,acondición

de que el contenido de agua sea lo bastante alto de modo que la vaporización repentina de todo el agua en una unidad de volumen ablacione todo el material estructural sólido en la unidad de volumen según el agua se convierte en vapor que se expande. En la práctica, la experiencia clínica con los láseres de CO2 y erbio:YAG ha mostrado que algunos elementos estructurales deshidratados de la epidermis quedan como un resíduo en-cima del tejido no vaporizado. Ya que este resíduo absorbe con avidez los rayos del láser durante un segundo pasesobrelamismasuperficie,comosucedeenelcasodelosláseresdeCO2, debe eliminarse con suavidad antes de otra aplicación del haz láser a este área. El resíduo de la epidernis que está totalmente deshidratado se calentará por el haz del láser CO2 a una temperatura muy por encima del punto de ebullición normal del agua, causando pirolisis que resulta en la producción de carbono libre con un cambio en la coloración del tejido de sumatiznormalaunoscurecimientodecolormarrónonegrocomopuntofinal.Esteefectoesmuchomenosevidenteenelcasodeunláserdeerbio:YAG,yaquesucoeficientedeabsorciónenotrosconstituyenteshis-tológicos que no son el agua, es mucho menor que en el láser de CO2. Si se hace un pase o como máximo dos sobre un área en particular de la epidermis con un láser de erbio:YAG, no es necesario la eliminación del tejido disecado.

Encadapulsodelhazláser, lasuperficie irradiadadelcrátersevuelveunáreaisotérmicaqueestáa100ºCoalgoporencima,unavezqueelvalorinstantáneodelafluenciahaexcedidoelumbraldevapo-rizacióndelaguahistológica,elcalorfluyelejosdelcráter,alolargodelaslíneasperpendicularesalasuper-ficiedeebullición,porconductividadtérmica.Debidoaquelasuperficiedelcráteresisotérmica,lacantidadtoal de energía térmica conducida desde la pared al tejido adyacente es proporcional solo a la duración del pulsodespuésdequeelaumentodelafluenciaexcedaelvalordelumbraldeebullicióndelaguahistológica.

El propósito de la entrega de la energía láser en pulsos en vez de onda contínua es para disminuir la cantidad total de calor conducido a las estructuras histológicas adyacentes, para dar tiempo a que se enfríen las estructuras entre los pulsos y de esta forma limitar el aumento de temperatura en esas estructuras. Para lograr este resultado es necesario limitar la duración de cada pulso láser y proporcionar un periodo de enfriamiento adecuado entre los pulsos.

Para poder determinar como de corto debe ser cada pulso para prevenir que la temperatura al tejido adyacente exceda un nivel en el cual ocurre un daño irreversible, es útil calcular el tiempo de relajación té-rmica (TRT) del volumen tisular que va a ser irradiado por el haz láser. Este es el tiempo requerido para que unvolumentisularespecíficoqueabsorbelaluzláserseenfríe,porconductividadtérmicaaltejidoadyacentedespuésdequehayafinalizadoelpulsoláser,alamitaddesutemperaturamáximadurantelairradiación.Esevidente que este valor de tiempo es dependiente del volumen de tejido calentado, en sus tres dimensiones, y de la conductividad térmica tisular. Si la duración del pulso láser es muho más corta que el tiempo de rela-jación térmica, el aumento de temperatura del tejido circundante no irradiado puede limitarse a un valor por debajo del umbral de necrosis, a condición de que el intervalo de enfriamiento entre los pulsos sea mucho mayor que la duración del pulso. Este modo de entrega temporal de la energía láser al tejido se le denomina superpulsado y se consigue interrumpiendo cíclicamente la fuente de alimenatación interna del láser.

Cuandoelhazdeunlásertermolítico,WYSIWYGdelaclasificacióndescritapreviamente,impactapor primera vez sobre el tejido, el volumen total calentadoesaproximadamenteigualaláreaeficazdelhazmultiplicada por la profundidad en la cual la intensidad del haz se ha atenuado al uno por ciento de su valor encimadelasuperficie.Aestaprofundidadseledenominaprofundidad de extinción, expresada por el símbolo ze y dada por la relación

ze = 4.605/a [LONGITUD] Ecuación 13

dondeaeselcoeficientedeabsorcióndelrayolásereneltejido.ParaunláserdeCO2 en una gelatina total-mente hidratada, a = 770/cm y ze = 0.060 mm = 60 µm. Ya que el diámetro del haz de un láser típico pulsado para restauración cutánea es de habitualmente 3 mm o más, es evidente que el volumen calentado es un disco

muy delgado cuya profundidad es mucho más pequeña que su diámetro y que la mayoría del calor que se con-ducehaciafueraalfinaldelpulsofluiráhaciaabajoeneltejido,esencialmentealolargodelaslíneasparale-las o casi paralelas, a los rayos del haz láser. Por lo tanto la dimensión térmicamente importante del volumen calentado en este caso es la profundidad de extinción, ze.

Debido a que la atenuación es exponencial, este volumen no se calienta a la misma temperatura, sino quelazonamáscalienteestaráenlasuperficie,disminuyendolatemperaturaexponencialmenteconlaprofun-didaddebajodelasuperficie.Porlotanto,enelcálculoeltiempoderelajacióntérmicadelvolumencalentado,es más realista considerar la profundidad dentro de la cual se contiene el 63% del calor total, o l/a, mejor que 4.6/a.

El tiempo de relajación térmica se expresa por el símbolo tr y es dada por la siguiente fórmula:

tr = D2 / 4d [TIEMPO] Ecuación 14

donde D es la dimensión lineal más pequeña del volumen calentado (l/a en este caso), y d es la difusividad térmica del tejido, un parámetro cuya dimensión física es [ÁREA]/ [TIEMPO]. Para el agua histológica, d = 1.3 x 103 cm2/seg. Para un láser de CO2, l/a = 12.99 µm y para un láser de erbio:YAG, l/a = 1.22 µm. Para estos láseres, la ecuación 14 produce un tiempo de relajación térmica de 325 µseg y 2.86 µseg respectivamente.

Si la forma de la onda del tiempo repetida cíclicamente de la energía radiante entregada por en láser termolítico (WYSIWYG) pulsado es tal que el periodo de encendido del láser es mucho menor que el tiempo de relajación térmica y el periodo de repetición es de 20 veces como mucho ( un factor duty del 5%), el haz láserpuedeserutilizadoparaablacionarlaepidermisconundañotérmicoporconductividadinsignificantedel tejido adyacente. Sin embargo, en la práctica clínica se ha observado que los láseres de CO2 con pulsos mayores que el tiempo de relajación térmica y factores duty más altos del 5% pueden ablacionar tejido blando con zonas aceptablemente pequeñas de necrosis tisular causadas por conductividad térmica.

La razón para esta aparente anomalía es bastante simple: la velocidad descendente a la cual el láser profundizaelcráterenlafigura7-10esbastantealta,demodoqueeltejidodebajodelcrátersevaporizaantesde que pueda ser calentado a la temperatura necrótica por la conducción del calor de la pared de ebullición iso-térmica del cráter encima. La conductividad térmica a través del agua histológica es un proceso relativamente lento. Por los datos proporcionados por Mihashi y cols., hemos podido calcular que la velocidad descendente mínima que previene un subcráter tisular como resultado del daño pirolítico es de 10 mm/segundo. De la ecua-ción 12 la velocidad descendente promedio, vb, durante cada pulso puede determinarse:

vb = zap/tp = Df/(tphvw) [LONGITUD] /[TIEMPO] Ecuación 15

Laecuación15puedeserreestructuradaparasolucionarelexcesodefluenciarequerida:

Df = Vb tp hvw [ENERGÍA]/[ÁREA] Ecuación 15a

Si la duración del pulso se asume que sea un milisegundo y hvw se toma como 1.514 julios/cm3 (epider-mis),entonceselexcesodefluenciarequeridaparacausarunavelocidaddepenetraciónde10mm/segundoessolo Df = 1.514 julios/cm2.Duranteunpulsodeunmilisegundoentregandoesteexcesodefluencia,ladensi-dad de energía media por encima del umbral de ebullición es de 1.514 vatios/cm2 o la irradiancia media total

es de 1.614 vatios/cm.

No obstante, a una velocidad de penetración de 10 mm/segundo, el tiempo que se necesita para abla-cionar la epidermis facial, que tiene un espesor medio dependiendo de la zona de 100 micras (ver tabla 7-1), bajo la cual la dermis papilar superior es de solo 10 milisegundos. Este es mucho más corto que el tiempo de reacción neuro-muscular del humano más rápido (aproximadamente 350 milisegundos). Por lo tanto, la en-trega del haz láser en la restauración cutánea facial debe ser usada para permitir al cirujano cosmético lograr unaablacióncontroladadelaepidermiscuandoladensidaddeenergíaeslosuficientementealtaparaevitarunapirolisissignificanteenladermissubyacente.Elexcesomáximodefluenciaquepuedeutilizarsesindejarpenetrar el haz láser en la dermis es inversamente proporcional al número de pulsos que golpean sobre la piel y directamente proporcional al producto del espesor epidérmico y de la energía por unidad de volumen necesaria para hervir la epidermis:

(Df)max = (zepi hvw) / n [ENERGÍA]/[ÁREA] Ecuación 16

donde zepi es la media de espesor epidérmico y n es el número de pulsos directamente sobrepuestos en el diámetro focal (spot) de la piel. Para un pulso simple la ablación de la epidermis, que se asume ser de 0.1 mm deespesor,elmáximopermisibledelexcesodefluenciaes(Df)max = 15.14 julios/cm2. Este valor es el mismo para ambos láseres, CO2yerbio:YAG,yaqueelexcesodefluenciaporencimadelumbraldeebullición.

SielhazlásertieneunTEMgausiano,entonceselfinaldelafluenciadelpulsoestambiéngausianoensu distribución espacial y el valor de (Df)max debe ser tomado como el del eje del haz. Los láseres de dióxido de carbono comercialmente disponibles para la restauración cutánea no tienen controles que permitan al ope-radorcontrolarlafluenciadirectamente;permitenlaeleccióndelaenergíaporpulsoylatasaderepeticióndepulsos. La mayoría de estos láseres tienen un TEM gausiano o casi gausiano, por lo que es necesario para el cirujanoaprenderacalcularlamediaylafluenciamáximadelhaz.

Enunlásergausiano,ladensidadeenergíamediaeneldiámetroeficazsehayamediantelaecuación4.Yaquelafluenciaeslaintegraldetiempodeladensidaddeenergía,lamediadelafluenciasobreeldiámetroeficazyladuracióndelpulsoes

fav = 110 (Po en vatios) (tp en segundos) / de en mm)2 julios/cm2 Ecuación 17

nunhazgausiano, lafluenciaenelejeesde2.316veceslamediasobreeldiámetroeficaz.Paraenláserpulsado, Po se toma como la energía media en el tiempo durante un pulso o Ep/tp, donde Ep en el total de la energíaentregadaporelhazlásersobreelobjetivoduranteelpulso.Porlotantolafluenciaenelcentrodelhaz entregada al objetivo es

fc = 225 (Ep en julios) / (de en mm)2 julios/cm2 Ecuación 18

Elumbraldefluenciaparahervirdebesustraersedelvalordadoporlaecuación18paradeterminarelexcesodefluenciaenelejedelhaz:

Dfc = 225 (Ep en julios) / (de en mm)2 julios/cm2 Ecuación 19

En los láseres de CO2comercialmentedisponiblesparalarestauracióncutáneanoseespecificaaquetamañodesusdiámetrosgausianospublicadoscomodiámetrosfocales(spots)serefieren.Sinembargo,elcirujano puede usar esos tamaños de diámetros focales nominales como valores del de en la ecuación 19 con un margen de error tolerable.

Observe que el valor ft en la ecuación 19 no es el mismo para un láser CO2 que para un láser de erbio:YAG: para en CO2 es 0.329 julios/cm2 y para un erbio:YAG es de 0.0309 julios/cm2. Muchos ponentes en los congresos sobre restauración cutánea citan valores bastante más altos para el umbral de ebullición, probablemente debido a que no conocen la fórmula correcta para calcularlo o han leído publicaciones en varias revistas que han calculado valores de umbrales de experimentos fragmentarios. El umbral de ebullición puede ser medido con una exactitud razonable exponiendo la pela de un tomate a un haz pulsado de un láser de dióxido de carbono e ir incrementando la energía por pulso gradualmente desde cero hasta que un solo disparo aunadistanciafijadelextremodistaldelapiezademanosobreunáreanodañadaproduceunimpulsoconunsonido audible y una exéresis visible de una parte de la piel. Incrementado la energía por disparo hasta que el área ablacionada no aumenta la medida del diámetro máximo del haz. Multiplicando por 4.55 la relación de laenergíaporpulsoaliniciodelavaporizaciónaláreadeldiámetrofocalmáximo,daelumbraldefluenciaaproximado para un haz gausiano. Para un haz casi en meseta (como ocurre en la mayoría de los láseres de erbio:YAG), la energía por pulso al inicio d ela vaporización en el centro del haz debe ser dividido por el área del círculo máximo de vaporización a la energía máxima por disparo y multiplicado por 1.25.

Otrarazóndequeenlaspublicacionessecitenconfrecuenciavaloresaltosdelumbraldefluenciaeslapérdidadeenergíatérmicadelvolumencalentadodurantelaparteinicialdeupulsoláserqueeslosufi-cientementelargocomoparapermitirunaconductividadtérmicasignificativafueradelvolumencalentado.Durante los pulsos de duración mayor o igual al tiempo de relajación térmica del volumen calentado, este fenómenoaumentaelvalorefectivodelafluenciaenelcualsucedelaebullicióndelaguahistológica.Entalsituación,elumbralefectivodelafluenciasiempreesmásaltoquelosvaloresantesdadosparalosláseresdeCO2 y erbio:YAG, a menos que la densidad de energía radiante del haz sea mucho más alto que la densidad de energía de conductividad térmica fuera del volumen calentado en el tejido de abajo. Por la ley de Fourier de conductividad térmica, denominada así después de su descripción por el matemático francés Jean Baptiste JoephFourier(1768-1830).Históricamente,laecuaciónquedescribeladifusiónsedenominaleydeFick.ElcampoΨdescribelaconcentracióndesolutoeneldisolventeylaconstanteα=D,siendoDelcoeficientededifusión. La difusión se establece siempre que exista un gradiente o diferencia de concentración entre dos pun-tos del medio. La ecuación que describe la conducción térmica se conoce como ley de Fourier, en este caso el campoΨeslatemperaturaT,yelcoeficienteα=K/(ρc),dondeK,eslaconductividadtérmica,ρladensidad,yceselcalorespecíficodelmaterial.Laconduccióndelcalorseestablecesiemprequeexistaungradienteodiferencia de temperaturas entre dos puntos de una barra metálica. Sea J la densidad de corriente de energía (energía por unidad de área y por unidad de tiempo), que se establece en la barra debido a la diferencia de temperaturasentredospuntosdelamisma.LaleydeFourierafirmaquehayunaproporcionalidadentreelflujodeenergíaJyelgradientedetemperatura.J=K∂T∂x.SiendoKunaconstantecaracterísticadelmaterialdenominada conductividad térmica. Para un tejido vivo, la conductividad térmica puede expresarse mediante la siguiente ecuación:

Pth = - ct (∂T/∂z) [ENERGÍA]/[TIEMPO] Ecuación 20

dondecteslaconductividadtérmicadeltejido,Teslatemperaturadelasuperficiedeltejido,zeslaprofun-didadbajoestasuperficiey∂T/∂zeselgradientedetemperaturaenlasuperficietisular.Paraunagelatinatotalmente hidratada, ct = 6.92 x 10-3 vat/(cm-ºC). Para la epidermis con un 70% de contenido en agua, es 4.84 x 10-3vat/(cm-ºC).Elsignomenosenlaecuación20siginificaqueelcalorfluyeenladirecciónlatemperaturadecreciente.

Los cálculos realizados por Fisher JC, muestran que el gradiente de temperatura en la e irradiada por

pidermis humana por un láser de CO2 de onda contínua, modo meseta cuyo diámetro del haz es de 3 mm o mayorestáentornoalos6.300ºC/cmcuandolasuperficieestáa100ºC.Siseutilizaestevalor∂T/∂zenlaecuación 20, la densidad de energía térmica correspondiente es alrededor de los 30 vatios/cm2. Por lo tanto, la densidad de energía radiante que se necesita para vaporizar la epidermis con comparativamente una densidad de energía térmica (Prad/Pth≥50)insignificanteesde1.500vatios/cm2. Para lograr la misma condición en un láser de CO2pulsadoenunadensidaddeenergíaradiantelosuficientementealtoparalcanzarelumbraldefluenciamínimoteóricode0.329julios/cmalfinaldelpulso,laduracióndlepulsonodebeexcederlos41µsegundos.

f. Superpulsación y Ultrapulsación

Comoestostérminossehanutilzizadovagamentepordiversosfabricantesdeláseres,sindefinicionesprecisas, han sido genéricos más que registrados. Coherent, Inc., el desarrollador del primer láser ultrapulsado, ha registrado el nombre de láser de CO2 como una marca registrada del primer láser ultrapulsado.: Ultra-Pulse®. Existe una diferencia esencial entre la superpulsación y la ultrapulsación.

La superpulsación se logra habitualmente interrumpiendo cíclicamente la fuente de alimenatación del láser. Si la energía de abastecimiento es una fuente de corriente directa (d.c.), típicamente entregando corriente medida en miliamperios conducido por el voltaje medido en miles de voltios, entonces la forma de la onda del tiempo de la energía de salida radiante del láser es multiexponencial en su forma, con un frente escarpado que se eleva rápidamente a un pico alto, seguido de una cola que decrede de manera lenta cuya duración es tal que puede no alcanzar el cero hasta que comience el pulso siguiente. El valor de pico de dicho pulso estará entre 5 y 10 veces de la energía media en el modo de onda contínua para el mismo láser si los otros factores son los mismos. Si la fuente de alimentación entrega radiofrecuencia en corriente alterna, la forma de la onda del tiempo de los pulsos de energía de salida desde el láser pueden aproximarse a una forma rectangular, lo que esmuchomáseficienteparaleentregadeenergíadentrodeunduracióndepulsodadaypermitequeeltejidoimpactado pueda enfriarse mejor durante los relativamente largos periodos de energía cero.

La ultrapulsación requiere una fuente de alimentación de radiofrecuencia (r.f.) y produce pulsos que son aproximadamente rectangulares en su forma en el tiempo. Se diferencia de la superpulsación, ya sea me-diante pulsos exponenciales o pulsos rectangulares, en su capacidad para entregar una energía máxima alta en cadapulsoyportantounaenergíamediaaltaenelpulso.Lafigura7-11muestraunacomparacióndelaformade a onda de pulso entre láser típico d.c. excitado de CO2 superpulsado con un pulso de la misma duración y potencia de pico de un láser Coherent UltraPulse®. Las esquinas en el vértice y en el fondo del UltraPulse se han dibujado angulados, por simplicidad. En realidad son algo redondeados. Debe observarse que el área bajo el forma de la onda del pulso es proporcional a la energía entregada por el pulso y que es mucho más alta para el ultrapulso que para el superpulso si el pico de energía en vatios es el mismo en cada caso. Incluso si en este caso la forma del superpulso fuese rectangular, su energía media en vatios, entregada por la mayoría de los láseres estimulados mediante r.f., sería menor que el ultrapulsado que tiene un límite superior de 500 vatios en el diseño que fue realizado por Coherent.

La capacidad del láser de Coherent UltraPulse® para entregar energía mucho más alta por pulso es el resultado se su único diseño patentado que utiliza estimulación por radiofrecuencia de un par de planos, placas metálicas rectangulares, paralelas, separadas por una distancia más corta que su diemnsión lineal más pequeña, montadas en un tubo metálico sellado con una lente especialmente diseñada que está rígidamente adheridaaltuboensusalidafinal.Eltubosellenaconunamezcladenitrógeno,dióxidodecarbonoyhelioen las proporciones adecuadas y sellado para prevenir fugas. La composición y la presión del gas son secretos propiedad de Coherent. La lente convierte el plano transverso inherentemente rectangular del haz a una forma circular.

El diseño descrito es una adaptación médica del láser de CO2 industrial Diamond® de Coherent para cortar metales y otros materiales. Ha sido capaz de entregar más de 500 milijulios en un pulso con una duración

deunmilisegundo.Sobreundiámetrofocaleficazde3mm,elhazdelUltraPulse®,elhazdeunUlraPulse®puedeproducirunafluenciamediamáximaporpulsode6.11julios/cm2yunafluenciacorrespondienteeneleje de 14.2 julios/cm2. Con un índice de repetición de pulso de 200 por segundo, puede entregar una energía media de 100 vatios en operaciones ultrapulsadas contínuas con un factor duty de un 20%. Hasta la fecha, ningún otro fabricante de láseres quirúrgicos de CO2 ha hecho un producto con una ejecución semejante.

Debemos mencionar en este apartado el láser de CO2SharplanSilktouch®,unsistemaqueutilizaunhazfocalizadodebarridoenespiral,deondacontínua,gausianoquetieneundiámetrofocaleficazde0.2mm,una velocidad de barrido tangencial de 300 mm/segundo, una energía máxima de 40 vatios y un tiempo de exposicióneficazdeunmilisegundo,puedeentergarunafluenciamáximaenelejedelhazláserde56julios/cm2.Sinembargoelplanofocaldelláseresdesolo2milímetrosenlasuperficiedelapiel,ladensidaddeenergía se reduce al 69% de su valor en el plano focal y el tiempo de exposición está incrementado por un factorde1.20.Además,eldiámetrodeebullicióndisminuyeylafluenciaentregadaencadpuntodelbarrido

Figura 7-11Comparación de los formas de onda-tiempo de energía radiante entre un láser superpulsado de CO2 estimulado mediante cor-riente directa (d.c.) y el láser UltraPulse® de Coherent, teniendo cada uno de los dos una duración total asumida de un milise-gundoyelmismopicodepotencia.Laenergíatotalenteregadaporunultrapulsoesmuchomayorysufluenciaaumentamásrápidamenteeneltiempodesdeelcomienzodecadapulso.Laultrapulsaciónpuededefinirsecomolaentregadepulsosdeenergía radiante, de una duración alrededor de un milisegundo, que tiene una onda en el tiempo en la cual la energía total por pulso no es menor del 90% de la energía máxima multiplicada por el tiempo que transcurre entre dos energías cero y que es de al menos de 0.5 julios. Reimpresión de Fisher JC. Basic laser physics and interaction of laser light with soft tissue. In Shapshay SM,ed.Endoscopiclasersurgeryhandbook.NewYork:MarcelDekker,1996;4:205.

sobre la epidermis disminuye igualmente. Para compensar estos problemas, Sharplan en 1996 introdujo el sistema Feathertouch® que utiliza una pieza de mano focalizadora y una longitud focal mucho mayor que la del original de 125 mm, para lograr una mayor profundidad focal, mayor velocidad de barrido para lograr una cobertura total del área barida más grande por unidad de volumen y una espiral rectangular en vez de una espi-ral circular para facilitar la colocación de un área ablacionada junto a otra sin dejar huecos o sobreposiciones entre ellas.

g. Generadores de Modelos Computerizados (CPG)

Coherent, Inc. fue el primero en introducir un generador de modelos computerizado (CPG: computer patterngenerator),elCPG®,utilizandounapiezademanogalvanométrica,colimadacondefleccióndelhaz,el UltraScan®, para colocar un spot (diámetro focal) de láser de 3 mmm en posiciones sucesivas de una super-ficieplanaenunmodelogeométricoregular,conunintervalodeunsegundoomenor.Lasposicionesrelativasde los centros de puntos circulares adyacentes son los ápices de triángulos equiláteros, yustapuestos para crear círculos, cuadrados, rectángulos, triángulos, hexágonos, paralelogramos, líneas y dónuts. Variando la distancia de centro a centro de cada triángulo equilátero en esta latitud, la superposición diamétrica de puntos circulare puede variarse de -20% a un +50%. El tamaño del modelo puede variarse de un punto a un máximo de 20x20 mmyeldiámetroeficazdecadapuntopuedevariarsede1.5mma3.0mm.Elperfildelmodeloquevaasergenerado puede visualizarse por el haz guía de un láser de helio neón de color rojo antes que el operador ac-cione el láser mediante el pedal. El CPG® coloca el haz, una vez en cada posición en el trazado del modelo preseleccionado y el láser emite un solo disparo en cada posición. El sistema puede seleccionarse para que trace un modelo completo o un número de modelos preseleccionados en la misma área. La ventaja obvia de este sistema es qeu elimina del proceso de ablación epidérmica cualquier dependencia de los resultados del cirujano, excepto en la elección inicial de los parámetros operatorios. (Figura 7-12).

En 1996, Clinicon Corporation intridujo su generador SureScan®, (con el que el autor ha estado traba-jando durante cuatro años, posteriormente y hasta la fecha con el UltraScan®, respecto a los láseres de CO2), que ha sido adaptado a los láseres de varios fabricantes, tanto de CO2 com de erbio:YAG. En ese mismo año, Sharplan y Heraeus introdujeron los generadores de modelos para sus láseres de CO2. Con el tiempo se han comercializado más modelos de escáneres, como el de Sciton. Para la restauración cutánea mediante láseres deErbio:YAG,losescánerespuedenanularunadelasventajasmássignificantesdeestalongituddeonda,quese discutirá más adelante.

h. Daño Térmico Inevitable del Tejido Inferior a la Capa Ablacionada: Haces en Meseta

En las secciones previas se ha comentado como puede disminuirse el daño pirolítico al tejido subya-cente, resultado de la conductividad térmica. Existe otra causa por la que el daño pirolítico no puede mitigarse conlautilizacióndelapulsaciónodefluenciasydensidadesdeenergíaaltas.Sucedeporlaabsorcióndelaluzdel láser por el tejido subyacente a intensidades por debajo del umbral de ebullición del agua histológica.

Refiéraseahoraalafigura7-13,querepresentaunrayolásertermolíticoideal(WYSIWYG)decortetransversalcuadradoydeanchuramuchomásgrandequelaprofundidaddeextinción,quetieneunperfilenmesetaperfectodeladensidaddeenergíay<>ofluencia,queincideperpendicularmentelasuperficiedeltejido blando. Los efectos térmicos producidos son más fáciles de analizar que los de un haz gausiano, que serán detallados posteriormente.

Figura 7-13. Diagrama esqemático de un pulso corto en meseta de un haz láser ideal que irradia el tejido blando. Cuando la densidad de energía está por debajo del umbral de ablación (diagrama superior), el rayo láser penetra en el tejido bajo la primera superficie,originandouncalentamientoinmediato.Latemperaturaesmayorenlasuperficie,peropordebajodelpuntodeebull-ciónydismnuyeexponencialmenteconlaprofundidad,comosemuestraenelladoderechodelafigura.Siseelevaladensidaddeenergíaporencimadelumbraldeebullición(diagramainferior),laablacióndeltejidoempiezaenlasuperficieycontinúainferiormente,losrayosquelleganseatenúanenlasuperficiedeebulliciónaniveldelumbralypenetranenelinteriordeltejido.Laprimeravertientedelacurvadelatemperaturaenrelaciónconlaprofundidadestalquelatangentealacurvaenlasuperficiecruzaelejez(para37ºC)enunaprofundidadl/aencadacaso.Lanecrosistérmicadeltejidoqueestápordebajodelasuperficieocurre a una profundidad en la cual la temperatura es igual al valor necrótico para una exposición corta. Reimpresión de Fisher JC.Basiclaserphysicsandinteractionoflaserlightwithsofttissue.InShapshaySM,ed.Endoscopiclasersurgeryhandbook.NewYork:MarcelDekker,1996;4:198.

Asumamosqueestehazespulsadoconunaduraciónlosufientementecortaparaquelaconductividadtérmicafueradelvolumencalentadoseainsignificanteencomparaciónconlaenergíaabsorbidaporelvolu-mencalentadoduranteelpulso.Supongamostambiénquelafluenciaentregadaporunpulsosimpledelhazestá por debajo del umbral de ebullición, como en la ecuación 7, y que la temperatura del tejido previa a este pulso simple es de 37º C.

Bajolascondicionesprevias, lasuperficietisularnoalcanzarálatemperaturadeebulliciónduranteestepulsosimpleyladensidaddeenergíayfluenciaenelinteriordeltejidoseatenúanexponencialmenteporabsorciónconunadispersióninsignificante,comosedescribecuantitativamenteenlaecuación1,sis(coefi-ciente de dispersión) se sitúa a cero. Ya que la absorción histológica es instantánea, es decir, sucede en una fracción de un microsegundo, y no hay pérdida de calor por el volumen absorbente del tejido, la temperatura tisular en todos los puntos dentro de la profundidad de extinción se elevará instantáneamente por encima de los37ºC.Latemperaturamásaltasealcanzaenlasuperficieirradiadadeltejidoylatemperaturahistológicadisminuiráexponencialmenteenprofundidadbajolasuperficie:

DTz = Tz - 37º = (DT)max e-az grados Celsius Ecuación 21

donde Tz es la temperatura tisular a una profundidad z y (DT)max es la elevación de la temperatura en la super-ficiedeltejido.Laelevacióndetemperaturaenlasuperficiesehayamediante:

(DT)max = a(fo/hs) Ecuación 22

donde hseselcalorespecíficodelaguahistológicaasuconcentraciónpredominante,[ENERGÍA]/[VOLU-MEN]x[GRADO DT] y foes lafluenciaenlasuperficie.Paraunagelatinatotalmentehidratada,hs = 4.03 julios/cm3 y para la epidermis es de 2.82 julios/cm3.Lafigura7-13muestraeldescensodelatemperaturaconla profundidad en el tejido. Note que la tangente inicial a la curva intercepta el eje z a la profundidad l/a. Para un láser de CO2 en la epidermis, l/a es de 18.6 µm y para un láser erbio:YAG es de 1.74 µm.

Durante el tiempo en el que volumen tisular calentado permanece a temperaturas por encima de los 37º C, habrá un valor de temperatura por encima de la cual ocurrira necrosis pirolítica. Si no hay más absorción de la radiación láser después del primer pulso, el enfriamiento a la temperatura normal requiere varios segundos. En esta situación transitoria, no se ha determinado el valor necrótico de la temperatura por ningún estudio experimental, pero la intersección de una línea isotérmica en aquella temperatura con la curva exponencial enlafigura7-13determinalaprofundidaddelanecrosistermalinevitable.Kauvarycols.reportaronquelaprofundidad de un pase, la necrosis pirolítica era de 20 µm para un láser de CO2UlraPulse®.Estafiguraesigualalaprofundidadenlacuallacurvadelasubsuperficiedelatemperaturadecayendoexponencialmentecruza la línea isotérmica a 50º C.

Lo único que quiere decir es que la profundidad de la necrosis térmica inevitable puede reducirse a unmínimoesmediantelautilizacióndeunlásercuyocoeficientedeabsorciónenaguaseamáximo.Elláserdeerbio:YAGtieneelcoeficientedeabsorciónenaguamásaltoposiblea8.200/cm.Produciráunazonadenecrosis inevitable que es de solo un 9.4% de lo que causa un láser de CO2 en un pase para la ablación de la epidemissinsuperposicióndelosdiámetrosfocalesenlasuperficie.

Enlafigura8seasumequesedisparaunpulsosimplederadiacióndelmismoláserconelmismoTEMyduracióndepulsoaunazonaintactadeltejido,peroquelafluenciaalfinaldelpulsoestáporencimadelumbraldeebullicióndelaguahistológica.Enalgúnmomentoentreelprincipioyelfinaldelpulso,lafluenciaquesevaincrementandoexcedeestevalordelumbralycomienzaavaporizarelaguadelasuperficietisular.Comosemuestraenlaecuación12,lasuperficietisularseráablacionadaaunaprofundidadproporcionalala

diferenciaexistenteentrelafluenciadelfinaldelpulsoyelvalordelumbral.Enelinstantefinaldelpulso,elperfildelatemperaturaenrelaciónconlaprofundidadtendrálamismaformaexponencialquesemuestraenlafigura7-13,perolatemperaturaenlasuperficieestaráa100ºC(silapresióneslaatmosférica).Elmotivodelcalentamientoinstantáneobajolasuperficiedeebullición,esquelosrayosdelaluzláserqueincidenenlasuperficiedeebulliciónconintensidadmuyporencimadelumbralnosonabsorbidostotalmenteenestasuperficie,sinosimplementedisminuyenenintensidadbajoelumbraldevaporizaciónypenetranabajoconintensidades que están por debajo del umbral de ebullición, justamente como cuando se entregan pulsos con unafluenciatotalpordebajodeesteumbral.

Si inciden varios pulsos, en modo meseta, con una anchura de pulso mucho más corto que el tiempo derelajacióntérmicaenlasuperficietisularenunasucesiónrápidaycadapulsoablacionalazonacompletade calentamiento pirolítico del pulso previo, al menos a una profundidad l/a, entonces la profundidad de ne-crosistérmicainevitablealfinaldelúltimopulsoserálamismaqueparaelprimerpulso,perolasuperficiedeltejidofinalestarápordebajodelaoriginalaunaprofundidadproporcionalalexcesodefluenciaacumuladaentregada durante el tren de pulsos.

Para que suceda esta situación, la profundidad de ablación de un único pulso (ecuación 12), debe ser almenosigualal/ayelexcesodefluenciarequeridaes:

Df ≥ (hvw / a) [ENERGÍA]/[ÁREA] Ecuación 12a

Para un láser de CO2 que ablaciona la epidermis, hvw es de 1.514 julios/cm3 y a = 539/cm, así Df debe ser mayor o igual a 2.81 julios cm2. Para un láser de erbio:YAG, en la epidermis, a es de 5.740/cm y Df debe ser igual o exceder los 0.264 julios/cm2.

Sinembargosiuntrendepulsosidénticosperopordebajodelumbralincideunáreadelasuperficie,habráunaacumulaciónprogresivadecalorenlasubsuperficiedeltejido,quizádandolugarcasualmenteaalgúntipodeablaciónenlaprimerasuperficie,peronolasuficienteparaeliminartodoeltejidocalentado.Elresultadofinalesquelazonadenecrosistérmicainevitableserámásprofunda.

Ninguna de las situaciones hipotéticas anteriores sucede exactamente como se ha descrito en la restau-ración cutánea de la piel humana con los láseres pulsados, ya sea realizada manualmente o asistida mediante escáner. Incluso si se utiliza un escáner con una superposición del 50% a la máxima frecuencia de repetición de pulsos de 200/segundo, hay un intervalo de 5 milisegundos entre los pulsos sucesivos y la duración del pulso es de un milisegundo. Por lo tanto, da tiempo a que se disipe el calor generado en el volumen irradiado, al menos parcialmente, por conductivodad térmica.

Además, la técnica óptima para la ablación de la epidermis es eliminarla hasta al dermis papilar, con ninguna o mínima superposición de los impactos de la luz láser adyacentes, en uno o como máximo dos pases, entreloscualeshaytiemposuficienteparaqueeltejidoinferioralasuperficiedeablaciónseenfríealatem-peratura normal. Sin embargo, en la mayoría de las situaciones clínicas, no es necesario para cada sucesión de pulsosextirparnuevaepidermisaunaprofundidadl/aconelfindeevitarunanecrosistérmicaacumulativa.

h. Daño Térmico Inevitable del Tejido Inferior a la Capa Ablacionada: Haces Láseres Gausianos

Cuandounhazláseresgausianoyeldiámetrodeebullcióndehazescomparablealdiámetroeficaz,producirá un cráter que tiene una sección transversal en cualquier plano que pase por el eje del haz. Esta situ-aciónserepresentaesquemáticamenteenlafigura7-14.Eldiámetrodelcráterenlasuperficietisulareseldiámetro de ebullición del haz y su profundidad en el centro (en el eje z) es:

Figura 7-14.Cráter realizado por un láser termolítico (WYSIWYG) con un TEM gausiano y un diámetro de ebullición comparable al diáme-tro eficaz.Enelbordedel cráter, elmargendehazqueestápordebajodelumbralproduceuncalentamientodebajode lasuperficiequetieneundescensoexponencialenrelaciónalaprofundidad(flechaenelmargenderecho).Dentrodeldiámetrode ebullición, los rayos láser chocan contra la pared del cráter y son refractados en el interior del tejido, haciéndose casi perpen-dicularesalasuperficiedeebullición.Enelvérticedelcrátereldescensodelatemperaturaconlaprofundidadesexponencial,comenzando a los 100º C. Esta misma variación de temperatura ocurre a lo largo de cada rayo que es refractado dentro del tejido. Debido a que los rayos refractados se hacen prácticamente perpendiculares respecto a la pared de ebullición próxima al vértice delcráter,lazonadenecrosistérmicainevitable,tomansocomomedidanormalenlasuperficie,esmásgruesaenelvérticeymásdelgadaenlaenlasuperficietisularoriginal.

zc = (Df)c / hvw [LONGITUD] Ecuación 12b

dondelossímbolosyasehandefinidopreviamente.Enelmargenexternodeldiámetrodeebulliciónsola-mente se produce un calentamiento tisular a temperaturas por debajo de los 100º C, como se muestra por la curvaexponencialaladerechadelcráter,losrayosláserqueincidenenlasuperficiedeebulliciónseatenúaninstantáneamente a la temperatura del umbral, en una capa microscópica de ebullción y se refractan al interior deltejido,detalformaquesudirecciónrelativaalasuperficieescasiperpendicular.Alolargodecadaunodeestos rayos refractados, la densidad de energía disminuye exponencialmente desde el valor umbral, según la ecuación1,conA=a(yaquesescomparativamenteinsignificanteparalosláseresdeCO2odeerbio:YAG).Debidoaquelaintensidaddecadarayorefractadojustopordebajodelasuperficiedeebulliciónestáenelnivel de umbral, es el mismo para cada rayo que incide en la pared del cráter. Por lo tanto la zona de necrosis térmica inevitable alrededor del cráter es prácticamente uniforme en el grosor perpendicular a la pared, la va-riación sólo es debida a la variación de cada rayo en el ángulo de incidencia en dicha pared.

Porconsiguiente,laúnicadiferenciasignificanteentrelaablacióndelaepidermismedianteunpulsosimpel en modo meseta y por un haz láser en modo gausiano es que el último produce un cráter con una pro-fundidad no uniforme. El espesor de la zona de necrosis térmica inevitable es casi la misma si los otros fac-toressoniguales.Elperfildelcrátergausianonoesconvenienteparaablacionarlaepidermisaunaprofundi-dad uniforme, ya que se requiere una superposición sustancial para producir un fondo de cráter relativamente llanoylatopografíadeestasuperficiepostablaciónesmuysensiblealgradodesuperposición.Esteefectodemuestraenlafigura7-15.

4. Consecuencias Fisiológicas del Daño Térmico Inevitable al Tejido Subyacente

a. Dolor Perioperatorio y Postoperatorio

Cuando se usa un láser de CO2 para ablacionar la epidermis, es necsaria la utilización de anestesia local inyectada hipodérmicamente, combinada habitualmente con sedación inravenosa o anestesia inhalada en forma de gas. Aunque el dolor en cada paciente es una entidad muy subjetiva y que varía extensamente de un indivíduo a otro para el mismo estímulo, está directamente relacionado con la profundidad de la necrosis térmica inevitable como resultado de la ablación epidérmica. Las observaciones clínicas de varios cirujanos cosméticos experimentados, son que el láser Er:YAG puede utilizarse para ablacionar la epidermis en una sola pasadaafluenciasmediaspordebajode5julios/cm2 y con una frecuencia de pulso por debajo de 5/segundo, con solo una sensación de escozor moderado por el paciente. Esto es posible debido a que la profundidad de necrosis térmica inevitable del láser Er:YAG es menor del 10% de la producida por un láser de CO2.

En nuestra práctica clínica los procedimientos hoy denominados como “microlaserpeel” mediante láseres de erbio:YAG asistidos mediante escáner a una profundidad de hasta 50 micras, los realizamos previa la aplicación de anestesia tópica con oclusión 1 hora antes del procedimiento (lidocaína, prilocaína, tetracaína, alcohol bencílico), sin sedación intravenosa, al igual que las restauraciones faciales fraccionales hasta 150 micras con una densidad de área del 10%, sin ningún dolor por parte del paciente. Postoperatoriamente, estos pacientes no necesitan una sala de despertar con monitorización. Todo lo contrario para los pacientes que han sido tratados mediante un láser de CO2 y se les ha realizado un procedimiento de restauración cutánea pro-fundaycompleta(330micras)comosemuestraenlafirgura7-8yqueseleshasedadointravenosamenteomediante gases volátiles.

b. Eritema y Edema Post-Ablación Epidémica

El grado y la duración de la rojez de la piel después de la exfoliación de la epidermis está directamente

relacionada con la profundidad de la necrosis térmica inevitable. El eritema se origina por la dilatación de los pequeños vasos arteriales en respuesta al trauma cutáneo, de tal forma que los nutrientes sanguíneos pueden llegar al lugar de la lesión para acelerar la cicatrización. La cantidad y la persistencia del edema también está directamente relacionada con la necrosis térmica inevitable. El edema se origina por el aumento de la presión en las arteriolas y la constricción de las vénulas y de los linfáticos en la dermis y es otra respuesta homeostática automática al extirpar la epidermis.

Figura 7-15.Plano medio de un corte transversal de los cráteres gausianos adyacentesun producidos por el escáner (CPG) de un láser de CO2 UltraScan® (Coherent®, ahora Lumenis®) con tres pulsos simples centrados en una línea recta (el eje x) que tienen una superposición de 50% del diámetro de ebullición de un pulso sobre el otro. Observe que la densidad de energía se traza hacia abajo en la dirección del haz (eje z) en cada posición del haz. Observe igualmente que el diámetro de ebullición es igual que el diámetroeficazdelhazencadaposición.Silasobreposiciónfuesedel40%,elcontornoinferiordecadacráterseríaconvexohacia arriba en lugar de cóncavo y la profundidad media sería como mucho del 84%. Reimpresión de Fisher JC. Basic biophysicalprinciplesofresurfacinghumanskinbymeansofthecarbondioxidelaser.JourClinLaserMedSurg,1996; 4:208.

c. El Calor en la Restauración Cutánea Láser: Efectos Perjudiciales y Beneficiosos

La necrosis térmica inevitable es esencialmente una quemadura de segundo grado que se extiende sólo a la capa basal de la epidermis o realmente invade la dermis papilar. Este es un efecto perjudicial del calor. El cirujano cosmético debería hacer todo lo posible para limitar la necrosis térmica residual bajo las capas abla-cionadas de la piel, como por ejemplo, realizar los menos pases posibles para exfoliar la dermis papilar.

La mayoría de los profesionales de la restauración cutánea mediante láseres favorecen la exéresis de laepidermisconvariospasessecuencialesdelhazláseraunasfluenciasbajasomoderadas,completamentesobre la misma área de la piel, con la eliminación mecánica de los detritus epidérmicos disecados entre un pase y el siguiente. Cuando se utiliza un lásser de CO2, como ya se ha señalado previamente en este capítulo, este resíduo deshidratado debe ser eliminado debido a que absorbe con avidez la luz del láser a 10.600 nm pero ya no hay agua residual para mantener la temperatura a 100º C. No obstante, de debe hacer el desbridamiento con suavidad y no vigorosamente, ya que el restregar la cara (practicado por algún cirujano cosmético) no es más

que una dermabrasión y que probablemente no ayude en nada al valor de un procedimiento de restauración cutánea y que podría ser realizada igualmente sin un láser.

Como ya se ha resaltado en secciones previas de este texto, no es necesario realizar un desbridamiento mecánico de los resíduos disecados entre los pases cuando se utiliza un láser de erbio:YAG, a menos que se hagan más de dos pases, ya que la absorción de la luz en la longitud de onda de 2.940 nm en este detritus cu-táneo es mucho más baja que a la longitud de onda de 10.600 nm.

Elefectobeneficiosodelcalorgeneradoporlaabsorcióndelaluzláserenlaepidermisavascular,essimplemente el de crear una serie explosiones en miniatura, localizadas provocadas por la conversión ultra rápida del agua histológica en vapor que elimina la epidermis de forma exacta y precisa. Si fuese posible disponerdeunláserconuncoeficientedeabsorciónenelaguade1.000.000/cm,podríasercapazdehacerdesaparecer la pequeña zona de necrosis térmica inevitable bajo la capa abacionada.

d. Retracción Térmica del Colágeno durante la Restauración Cutánea mediante Láseres

Enmuchoscongresosdecirugíacosméticaconláseres,hemosoídoaponentesafirmarqueelcalorgeneradoenlapielporlaabsorcióndelaluzláserproduceunacontraccióndelasfibrasdecolágenoviejasodañadas y que dicha reducción es una parte importante del proceso de restauración cutánea. Mientras que es verdadquelaluzinfrarrojaseabsorbeporelcolágenoyquelasfibrasdecolágenosecontraencuandosecali-entan,esteefectobiofísicoprobablementenocontribuyedeformasignificativaenlarestauracióncutánea.

La contracción térmica del colágeno ocurre entre los 55º C y los 58º C e implica la ruptura de los enlaces de hidrógeno. La disolución del colágeno sucede entre los 60ºC y los 70º C. Estas variaciones de tem-peratura son tan cercanas que cualquier intento deliberado de obtener el rango de la contracción sin alcanzar el rango de la disolución es virtualmente imposible con un láser termolítico aplicado por un cirujano cosmético que solamente puede preseleccionar los valores de la energía por pulso y la frecuencia de repetición de los pul-sos. Con frecuencia se oye hablar en las reuniones de cirugía cosmética que el cirujano puede ver la retracción del colágeno cuando el haz láser incide en la piel. Lo que realmente se observa es la retracción originada por la deshidratación: cuando el contenido de agua de la epidermis se reduce desde el 70% a valores inferiores, la matriz estructural histológica se contrae.

Además,yaquelaepidermisestáprácticamentedesprovistadefibrasdecolágeno,queseencuentranen abundancia en la dermis reticular, para producir una contracción térmica en dicha región, los rayos láser tendrían que causar pirolisis que es una quemadura de segundo grado intermedia, un efecto indeseable en la restauración cutánea, ya que puede producir cicatrices indeseables.

e. Escáneres para los Láseres de Erbio:YAG: Efectos sobre el Dolor

Los escáneres y generadores computerizados de modelos CPG están dsponibles para la mayoría de los láseres Er:YAG que se utilizan hoy día para la restauración cutánea. Al principio aunque, pudiera parecer ventajosolautilizacióndeestosdispositivos,quereducensignificativamenteeltiempoquesenecesitaparaaplicar un haz láser a una determinada área de la piel, comparado con la aplicación manual. Sin embargo, para disminuir el tiempo que se necesita para ablacionar un área determinada de la epidermis, el escáner o CPG debe operar a la frecuencia de repetición máxima de lo que el láser es capaz, que está entre los 10-20 hercios para un láser de erbio:YAG.

A 10 pulsos por segundo, con un spot de 3 mm, aplicados en un modelo cuadrado sin superposición, puede cubrir 1.44 centímetros cuadrados (16 pulsos) en 1.60 segundos. Esto es mucho más que el mínimo que necesita el Coherent CPG® y el UlraScan® para cubrir el mismo área, 0.80 segundos y no mucho menor del tiempo necesitado por un diestro cirujano cosmético. El ahorro en el tiempo de ablación debe ser sopesado

conelcostedeunCPG.Encualquiercaso,hoydíasedisponedelatecnologíasuficientecomoparaalmenosigualar la velocidad de ablación de los escáneres mencionados anteriormente para los láseres de CO2, en los láseres de erbio:YAG de alta potencia con sus modelos de escáner colimado, como el fabricado por Sciton®, compañíaformadaen1997,modeloProfileconcuatrocabezalesmodularesdeerbiomáseldefraccional,quesuman una potencia de 100 vatios (Sciton Inc. 925 Commercial Street, Palo Alto, CA 94303 USA).

Compensandolaventajamoderadaeneltiempoablationsinembargo,esunadesventajasignificativade la colocación del puso del láser automatizada. Como se ha mencionado previamente, la mayoría de los observadores han notado que el dolor de la restauración cutánea con el láser de erbio:YAG es tolerable sin anestesiaafluenciasyrepetcióndepulsosmoderada,sinembargoacualquierfluencia,cuandoseaumentalatasa de repetición por encima de unos cuantos hercios, el dolor llega a ser bastante más intenso. Este efecto se ha corroborado por varios cirujanos cosméticos. Volvemos a repetir que en nuestra experiencia con el láser de erbio:YAG a una frecuencia de pulsos máxima bajo solamente la aplicación de una anetesia tópica tipo EMLA (nosotros utilizamos la varidad reforzada, con una concentración mayor de los componentes activos), ocluida alrededor de una hora antes de la intervención, el/la paciente no siente ningún dolor cuando se efectúa a 50 micrasensuperficiecompletainclusosisecomplementaconelmodofraccional,3mmdespot,150micrasenprofundidad con una densidad de área del 10%.

La razón es simple: el tiempo requerido para que aparezca una respuesta somatosensorial evocada en laseñalelectroencefalográficadelcerebrodespuésdeunestímulodérmico,olalatencia, está en el rango de los 10 a los 500 milisegundos, dependiendo de la distancia neural del sitio estimulado al cerebro.