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GUÍA DE ESTUDIO DE LA CIENCIA FUNDAMENTAL DEL LÁSER/

INTERACCIÓN TISULAR,SEGURIDAD LÁSER Y

PROCEDIMIENTOS COSMÉTICOSEXÁMENES ESCRITOS

Edición 2013 para los profesionales no-médicos(Enfermería y Técnicos Titulados)

Edición en Español, 2014Dr. Hilario Robledo

Esta Guía de Estudio se Proporciona a Todos los Candidatos para Obtener la Certi!cación que estén Cali!cados para Realizar los

Exámenes Escritos de la ABLS

© "e American Board of Laser Surgery Inc., 2014. Todos los derechos reservados. Ninguna parte de esta Guía de Estudio puede ser reproducida de ninguna forma sin el

expreso consentimiento por escrito de la ABLS

Director de Desarrollo para Europa:Dr. Hilario RobledoCentro Médico LáserAvenida Camelias 3136202 Vigo. Pontevedra. España.Email: [email protected]éfono: +34 986 41 41 42www.centromedicolaser.org

ACLARACIÓN DE LA ABLS PARA LA GUÍA DE ESTUDIO Y DE LOS MATERIALES/LIBROS RELACIONADOS

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INTRODUCCIÓN

Propósito e Importancia de los Materiales de Estudio y su Relevanciapara las Aplicaciones Clínicas de las Terapias Estéticas Láser y basadas en la Luz

Antecedentes: ¿Por qué se fundó la ABLS?

La Junta Americana de Cirugía Láser (American Board of Laser Surgery - ABLS) fue fundada en 1984 por diecinueve médicos, cientí>cos médicos y profesionales de diversos ámbitos con experiencia en la ciencia básica y en las aplicaciones clínicas del láser. Ellos compartieron una preocupación para el uso seguro y e>caz del láser en la medicina y en la cirugía. Ellos creían que el aumento en la complejidad de la utilización del láser en el tratamiento de los pacientes había creado la necesidad del establecimiento de estándares mínimos de conocimientos, competen-cias y experiencia para aquellos que utilizan el láser en la medicina y en la cirugía.

Muchos médicos a nivel individual, administradores de hospitales, presidentes de comisiones de acreditación y otras personas preocupadas, expresaron su deseo de una organización que satis>ciera estas necesidades. De este modo, reconocieron que los láseres son instrumentos muy so>sticados que requieren conocimientos especiales y experiencia para un uso seguro y e>caz en la cirugía y otras terapias.

Esta necesidad sólo ha aumentado en las últimas dos décadas con la explosión del uso de láse-res y otros dispositivos basados en la luz en una amplia variedad de aplicaciones cosméticas, además de las disciplinas quirúrgicas más tradicionales. Desde el comienzo de la era del láser en el uso clínico, las lesiones iatrogénicas, relacionadas con el láser, los resultados subóptimos y hasta muertes se producían entre los pacientes. Este fue uno de los principales incentivos para la creación y continuación de la Junta Americana de Cirugía Láser.

Naturaleza Única de la ABLS

La ABLS es inusual entre los colegios de especialización médica en que los láseres son utiliza-dos en prácticamente todas las especialidades médicas y quirúrgicas. Se ha dicho por algunos que ninguna otra junta se basa en un dispositivo (como el láser). Eso no es así, porque la Junta Americana de Radiología (American Board of Radiology ) y la Junta Americana de Medicina Nuclear (American Board of Nuclear Medicine) ambas se fundaron en dispositivos: el escáner CT (TAC) y la gamma cámara y sus variantes tomográ>cas.

Hay muchos tipos diferentes de láseres y de dispositivos basados en la luz de uso clínico, que di->eren en la longitud de onda, en el modo temporal de operación, en la potencia de salida y en el método de entrega del haz láser/luz. Sólo los láseres son capaces de cortar, coagular, ablacionar, y soldar el tejido vivo por uno o más de estos procesos biofísicos distintos: fotoquimiólisis, foto-pirólisis, fotopavaporólisis y fotoplasmólisis. Se trata de procesos verdaderamente complejos, totalmente diferente a los efectos de los bisturíes y otros instrumentos tradicionales de la cirugía y de la medicina.

En los primeros años de la Junta, la mayoría de los candidatos eran de las especialidades tra-dicionales que utilizan láser incluyendo la otorrinolaringología, cirugía de cabeza y cuello, of-talmología, cirugía general, ginecología, neurocirugía, gastroenterología, neumología, odonto-


logía, veterinaria y cirugía torácica. En los últimos años, muchos candidatos han sido los que han hecho la transición de sus especialidades originales en la dermatología, cirugía plástica, diversos tipos de cirugía y procedimientos cosméticos, la medicina estética y disciplinas a>nes con el >n de escapar de los problemas de tratar con terceros pagadores y de las aseguradoras - HMO (seguro médico, planes de atención médica administrada, HMO - health maintenance organization). Tal salto de especialidad en el campo de la cosmética a menudo ha ocurrido sin una formación adecuada, que se ha traducido en numerosas lesiones iatrogénicas a los pacien-tes. Los diplomados de la ABLS, sin embargo, rara vez han sido objeto de un litigio a causa de la educación necesaria requerida para recibir un certi>cado de la Junta.

Importancia de la Certi!cación ABLS

La realidad es que los láseres y los dispositivos de luz son instrumentos peligrosos, so>sticados que interactúan con el tejido en varios procesos biofísicos complejos. Cuando se usan incorrec-tamente, también pueden causar quemaduras graves, cicatrices y otras lesiones, ya que algunos recién llegados al uso de los láseres médicos han aprendido por desgracia muy a su pesar (y a veces en los tribunales de justicia). Especialmente en la rápida evolución de los escenarios cos-méticos actuales, los láseres y los dispositivos basados en la luz como una clase de instrumentos médicos pueden parecer engañosamente simples de usar.

Hoy en día, la cirugía y la medicina láser, y los láseres cosméticos y procedimientos basados en la luz, no se enseñan en la mayoría de las facultades de medicina o en los programas de residencia en la mayoría de las especialidades médicas reconocidas. Estos son más a menudo aprendidas en la educación o la formación de postgrado, muchas de los cuales se ofrecen por los propios fabricantes de equipos. Por desgracia, hay muchos profesionales que no están plenamente ca-pacitados para utilizar un láser ni los dispositivos de luz, a pesar de que se trata de máquinas peligrosas que requieren un conocimiento especializado del láser y de la luz, de la física y la formación con el >n de ser utilizados para una máxima seguridad y e>cacia. Por tanto, nuestra certi>cación cubre esta necesidad crítica.

Ventajas de ser Diplomado/a

Los que han pasado rigurosos los exámenes de la Junta y se han convertido en Diplomados han encontrado que el Certi>cado de la ABLS es una credencial valiosa para ellos en la atracción de los pacientes, así como la demostración de una mayor profundidad de comprensión de los láseres y de las tecnologías basadas en la luz.

El certi>cado de la Junta ha sido otorgado a más de 500 Diplomados en todo el mundo, inclu-yendo Canadá, Europa, América del Sur, Egipto, Arabia Saudita, Irak, Japón, Corea, Tailandia, Malasia y Australia, entre otros, así como en los Estados Unidos. Nuestros Diplomados han encontrado que estudiar y efectuar los exámenes es una valiosa experiencia de aprendizaje. De hecho, el Colegio Australiano de Cirugía Cosmética (Australasian College of Cosmetic Surgery - ACCS) aprobó los exámenes de la ABLS como propio en el año 2000.

Los diplomados de la Junta también son a menudo miembros de otras sociedades y organiza-ciones médicas. Sólo dos sociedades médicas principales o institutos que conocemos en la ac-tualidad ofrecen conocimientos de la ciencia y de la seguridad fundamental relacionada con la medicina del láser y por supuesto la luz. Además, ninguna otra organización en todo el mundo ofrece la acreditación de la Junta en láser y en la ciencia de la luz, la interacción bio-tisular, la


seguridad en el láser y de los procedimientos estéticos del láser y de la luz en este momento.

La ABLS es la única Junta médica especializada que ofrece un estudio riguroso y exámenes es-critos y orales necesarios para la certi>cación del consejo. La ABLS ha liderado la industria, al hacerlo, desde hace casi 30 años.

Papel de la Guía de Estudio y de los Materiales Relacionados para obtener la Certi!cación como un Diplomado de la ABLS

La Guía de Estudio ABLS tradicional para la preparación para la acreditación de Diplomado tiene un fuerte énfasis en la física láser fundamental, en las interacciones bio-tisulares y en un grado más profundo que cualquier otra publicación médica que nosotros sepamos. Dicho esto, nuestros candidatos deben tener en cuenta la importancia de la comprensión de cómo los láse-res y otros dispositivos basados en la luz trabajan para maximizar el éxito clínico y la seguridad del paciente. Si esta certi>cación mejora el pronóstico y la seguridad incluso de un solo puñado de pacientes, bien vale la pena! Creemos que tendrá un impacto mucho mayor en las carreras de nuestros Diplomados.

Certi!cación de Diplomado de la Junta para los Profesionales de la Estética Láser No Mé-dicos

Un número creciente de candidatos para la certi>cación de la ABLS están practicando en una o más especialidades cosméticas láser o basadas en la luz. La Junta reconoce que muchos prac-ticantes cosméticos láser están preocupados acerca de la relevancia de la certi>cación para su práctica clínica del día a día. Por ello, la Junta ha desarrollado una Certi>cación especí>ca a las necesidades de los profesionales estéticos no médicos.

La Junta considera que es de vital importancia alcanzar una mayor proporción de practicantes cosméticos láser y en los dispositivos basados en la luz y esta certi>cación será de gran valor.

Para este certi>cado, la Junta incluye las partes más relevantes de su Guía de Estudio tradicional, patentada para ofrecer a los candidatos que no sean médicos obtener la certi>cación de la pre-paración necesaria en la ciencia fundamental de láser, interacción bio-tisular, de ética y de segu-ridad del láser a medida de las necesidades de estos profesionales; y de los materiales de estudio adicionales que abordan las disciplinas en los procedimientos cosméticos láser y luz apropiados de hoy, junto con la ciencia de los LEDs (Light Emitting Diode, componentes eléctricos semi-conductores (diodos) capaces de emitir luz al ser atravesados por una corriente pequeña) y de las tecnologías de IPL (Intense Pulsed Light, luz pulsada intensa).

Contenidos y Temas en los Materiales de Estudio para esta Certi!cación

Los materiales de estudio se componen de dos elementos principales, y están diseñados para ter-minar de preparar a los candidatos para los exámenes escritos de la Junta: (1) la Guía de Estudio propietaria de la ABLS en la ciencia y de la seguridad del láser a medida para el personal no mé-dico, y (2) de varios capítulos de un libro excelente en la serie apropiada de los procedimientos cosméticos de láser y de la luz, Lasers and Lights, Procedures in Cosmetic Dermatology (Laserte-rapia), George Hruza and Matthew Avram editors, así como dos publicaciones en profundidad de revistas sobre las tecnologías de los LED e IPL.


Los siguientes son los contenidos y los temas especí>cos de la Guía de Estudio ABLS y los ma-teriales cosméticos (cuadernos con espiral):

Ciencia y Seguridad Láser (Propiedad de la ABLS)

Capítulo 1: Fundamentos de la Física Láser, Óptica y Características de Funcionamiento para el Clínico (los fundamentos de la física del láser y de la entrega del haz que son importantes para cualquier disciplina médica láser).

Capítulo 2: Sistemas de Entrega Quirúrgicos (una base esencial para todos los clínicos de los distintos métodos de transmisión del haz, la entrega y del enfoque).

Capítulo 3: Biofísica Láser, Interacción Tisular, Densidad de Potencia y Restauración de la Piel Humana: Fundamentos Esenciales en Dermatología Láser y en los Procedimientos Cosméticos (centrado en la restauración ablativa que se ocupa que se ocupa de la interacción de los láseres y la luz con la piel humana, como fundamento esencial de la dermatología y de la cosmética).

Capítulo 4: Comentarios sobre la Ética en Cirugía Cosmética Láser (consideraciones clave en la prestación de la atención óptima al paciente).

Capítulo 5: Utilización Segura de los Láseres en Cirugía (orientado a las necesidades del practi-cante real así como al personal de soporte).

Dos Apéndices que también se incluyen en la parte trasera de la Guía de Estudio.

Procedimientos Cosméticos y Tecnologías Lumínicas

Estos provienen de cuatro capítulos clave en Laserterapia (edición en español), Lasers and Li-ght: Procedures in Cosmetic Dermatology, que abordan las diversas especialidades cosméticas esenciales realizadas más frecuentemente por los profesionales no médicos que incluyen la eli-minación de lesiones pigmentadas benignas y de los tatuajes, la depilación, el láser no ablativo y el rejuvenecimiento de la piel láser y luz no ablativo, y el rejuvenecimiento láser fraccional no ablativo.

Además, dos artículos de revistas prominentes que abarcan la ciencia de los LED y las tecnolo-gías de la luz pulsada intensa, IPL.

El enfoque de los exámenes escritos de la Junta será el de la ciencia del láser y de la luz y la inte-racción bio-tisular en estas áreas en particular. Los candidatos, sin embargo también deben revi-sar los ejemplos de las aplicaciones clínicas en los capítulos cosméticos y artículos de LED e IPL.

La Junta ha dispuesto los derechos de la reimpresión de estos capítulos y artículos de la editorial.

La Junta cree >rmemente que los candidatos encontrarán estos materiales de estudio de gran valor, así como el reto de completar con éxito los exámenes escritos, en su intento de lograr la certi>cación!


Sinceramente,

Edward M. Zimmerman, M.D.Dianne Quibell, M.D.Warren B. Seiler III, M.D.John C. Fisher, Sc.D.

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CAPÍTULO UNO

John C. Fisher, Sc.D.Edward Zimmerman, M.D.

(adaptado por Hilario Robledo MD, PhD, ScDpara el ABLS)

Fundamentos de la Física Láser, Óptica y Características de

Funcionamiento para el Clínico


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La Naturaleza de la Radiación

La palabra láser es un acrónimo compuesto de las primeras letras de las palabras Light Ampli!cation by Stimulated Emission of Radiation (ampli!cación de la luz por la emisión esti-mulada de la radiación). De estas, la más importante es la radiación. Las otras palabras descri-ben el signi!cado por el cual los láseres generan radiación. La radiación puede de!nirse como la transmisión de energía de un punto del espacio a otro, con o sin la interposición de un material. La radiación electromagnética no requiere ningún medio para su transmisión: puede viajar a través del espacio libre desprovisto de cualquier materia. También puede propagarse a través del espacio que contenga materia en forma de gases, líquidos o sólidos. Al entrar en estos medios desde el espacio libre, en general, la radiación electromagnética cambiará su dirección y veloci-dad de propagación.

La radiación también puede ser mecánica: la transmisión de vibraciones a través de un medio material. El sonido es un ejemplo de este tipo de radiación. A diferencia del tipo electro-magnético, la radiación mecánica requiere la presencia de un medio material para su transmi-sión. Sin embargo, el medio no tiene que moverse en su conjunto; sus partículas simplemente oscilan elásticamente sobre posiciones !jas, la transmisión de energía es de una a la siguiente.

Por último, la radiación puede ser una puede ser una corriente de partículas de material, como electrones, protones, neutrones u otros fragmentos atómicos. Este tipo de radiación no necesita ningún medio material para su transmisión, pero puede pasar a través de varios me-dios, usualmente con alguna atenuación y/o cambio de dirección. La radiación de partículas re-quiere una transferencia de masa y la energía transmitida es la energía cinética de las partículas en movimiento.

Debido a que la radiación electromagnética es lo que producen los láseres, vamos a !-jarnos sólo en este tipo. Hay dos teorías básicas que explican el fenómeno físico de la radiación electromagnética: la teoría ondular y la teoría fotónica. La más antigua de ellas es la teoría ondu-lar, descrita por primera vez por el físico escocés James Clerk Maxwell (1831 - 1879) en el año 1864.1 Esta teoría puede explicar adecuadamente todos los fenómenos ópticos de luz que se han presentado desde los albores de la civilización, como la re"exión, refracción, difracción, interfe-rencia y polarización. También describe con precisión los fenómenos del siglo 20 de las ondas de radio y de radar. Sin embargo, no puede explicar adecuadamente la mayoría de los fenómenos físicos descubiertos desde el siglo XX tales como la distribución espectral de la energía radiante de una fuente de un cuerpo caliente. El físico alemán Max Planck (1858 - 1947) a inicios del siglo


Fundamentos de la Física Láser 2



XX, se vio en la necesidad de modi!car la teoría ondular con el !n de hacer la descripción teó-rica de la radiación del cuerpo-caliente de acuerdo con los hechos observados empíricamente. Su teoría cuántica también explica descubrimientos tales como el efecto fotoeléctrico, diodos emisores de luz, "uorescencia, fotoquímica y láseres.

La Teoría Ondular

Esta explicación de la radiación electromagnética describe como las ondas de los cam-pos eléctricos (E) y de los campos magnéticos (H) se mueven a gran velocidad a través del es-pacio vacío o de medios materiales en línea recta. La Figura 1-1 muestra un rayo simple de esta radiación. La dirección del rayo es el eje de propagación a lo largo del cual se mueven las ondas. Las ondas son sinusoidales en forma y el cruce del eje de la onda del campo eléctrico coinciden con los de la onda de campo magnético. La Figura 1-1 muestra un plano polarizado plano: los campos eléctrico y magnético cada uno sólo existe en un solo lugar. La onda E y la onda H son siempre perpendiculares entre si y a la dirección del rayo. Un rayo no polarizado, el tipo habi-tual, tendría ondas E que irradiarían hacia fuera desde la dirección del rayo en todos los planos posibles, como los radios de una rueda y para cada onda E habría una onda H correspondiente, angularmente desplazada de ella en 90º.

Figura 1-1. La luz se representa como ondas ortogonales de los campos eléctricos y magnéticos. Aquí se muestra un rayo de luz polarizada plana. La luz no polarizada tendría los vectores de intensidad de campo magnético y la intensidad de campo eléctrico que irradia desde el eje de propagación en todas las direccio-nes posibles, como los radios de una rueda. Reimpresión de Fisher JC. Basic laser physics and interaction of laser light with so# tissue. In: Shapshay SM, ed. Endoscopic laser surgery handbook. New York: Marcel Dekker, 1987:4.



Un campo eléctrico puede de!nirse como una región del espacio dentro del que una carga eléctrica experimentará una fuerza paralela a la dirección del vector del campo en todos sus puntos. Un campo magnético puede de!nirse como una región del espacio dentro del que una carga eléctrica en movimiento experimentará una fuerza mutuamente perpendicular a la dirección del vector de campo y a la dirección del movimiento de la carga. Un campo eléctrico puede ser producido ya sea por la separación de cargas eléctricas de polaridad opuestas o por un campo magnético cambiante. Un campo magnético puede ser producido ya sea por una corriente eléctrica (cargas eléctricas en movimiento) o por un campo eléctrico cambiante. Los campos eléctricos y magnéticos pueden existir en ambos, en el espacio vacío o en los medios materiales.

La velocidad de desplazamiento de estas ondas a través del espacio vacío se designa por el símbolo c:

c = 2.998 x 10 metros/segundo (1-1)

Cuando un rayo de radiación electromagnética viaja a través de un medio material ho-mogéneo e isotrópico, su velocidad, v, se reduce

v = c / n (1-2)

donde n es el índice de refracción del medio, una constante numérica igual o mayor que uno. Debido a que n > 1 en cualquier medio que no sea el espacio vacío, un rayo de luz cruzando oblicuamente la interfaz entre el espacio vacío y un medio material (como una lente), siempre cambiará de dirección o será refractado. Lo mismo ocurrirá cuando un rayo cruza oblicuamente la interfaz entre dos medios de diferente índices de refracción. El ángulo de incidencia, $, entre el rayo y una línea perpendicular a la interfaz siempre será mayor en el medio de índice inferior. La Figura 1-2 muestra un rayo cruzando esta interfaz.

Figura 1-2. Un rayo de luz cruzando una interfaz entre dos medios transparentes de diferentes índices de refrac-ción. El medio 1 tiene el índice más bajo: n1 < n2. Tenga en cuenta que la dirección del rayo está más cerca de lo normal en el medio de mayor índice (medio 2).



Los parámetros importantes de la teoría ondular de la radiación electromagnética son la longitud de onda, !,; la frecuencia, f; y la velocidad de propagación, v. Estos se relacionan por una ecuación simple:

v = f % (1-3)

Cuando un rayo de radiación electromagnética cruza la interfaz entre dos regiones que tienen índices de refracción diferentes, cambia su velocidad de propagación. Sin embargo, la fre-cuencia de la onda (el número de ciclos completos que pasan por un punto !jo en el espacio en una unidad de tiempo) es constante, por lo que la longitud de onda cambia proporcionalmente en la Ecuación 1-3.

La Teoría Fotónica de la Radiación Electromagnética

En 1905, Max Planck modi!có la teoría ondular postulando que la energía transportada por una onda electromagnética no puede ser dividida in!nitamente en incrementos cada vez más pequeños, sino que la energía se compone de pequeñas unidades indivisibles. Planck deno-minó a estas unidades un cuanto de energía.

En la terminología moderna, cuando se habla de energía radiante, lo llamaríamos un fotón. Un fotón puede considerarse como una partícula sin masa de energía radiante, que se mueve a través del espacio a la velocidad c en líneas rectas. A pesar de que no tiene masa, si tiene el equivalente de impulso, o [MASA] x [VELOCIDAD], y puede ejercer una fuerza sobre un material. Un fotón puede considerarse como el equivalente de un tren de ondas de longitud !nita en el espacio, o una ondícula, como se muestra en la Figura 1-3. A intensidades radiantes muy bajas, como las recibidas por un telescopio astronómico destinado a una estrella distante, la luz en realidad llega en cuantos discretos que se pueden detectar de forma individual por un contador de fotones.

Un concepto importante de la teoría cuántica de Max Planck es que hay un valor deter-minado de energía asociada con cada fotón. Esta energía fotónica es proporcional a la frecuencia de la ondícula equivalente:

e = hf = hc/% (1-4)

Figura 1-3. Se representa un rayo de luz como un "ujo de fotones. Un fotón es un cuanto de energía radiante, equivalente a una ondícula: un tren de ondas de longitud !nita en el espacio. Para una mayor claridad, solo se muestran unos cuantos ciclos de la onda E en cada ondícula. Las ondículas reales tendrían miles o millones de estos ciclos. Téngase en cuenta que cada ondícula tiene una amplitud envolvente amortiguada. Reimpresión de Fisher IC. Basic laser physics and interaction of laser light with so# tissue. In: Shapshay SM, ed. Endoscopic laser surgery handbook. New York: Marcel Dekker, 1987:20.



En la Ecuación 1-4, ep es la energía fotónica, h es la constante de Planck (h = 6.626 x 10-34 julios x segundo) y f es la frecuencia de la ondícula. Esta ecuación fundamental de la teoría fotónica de la luz muestra que la energía fotónica aumenta directamente con la frecuencia, pero se incrementa inversamente con la longitud de onda. La radiación de onda larga en inherente-mente menos energética que la de onda corta y viceversa.

El Espectro Electromagnético

El rango de valores de la frecuencia, longitud de onda, y/o energía fotónica encontradas en el universo natural se conoce como el espectro electromagnético. En términos de cualquiera de estos parámetros, que se extiende por unas 20 órdenes de magnitud (factores de 10, o ciclos en una escala logarítmica). Al !nal de las longitudes de onda muy cortas del espectro, están los rayos cósmicos y al !nal de las longitudes de onda muy largas están las ondas de radio. Todo este espectro se representa grá!camente en la Figura 1-4, en el que se trazan las Eacuaciones 1-3 y 1-4 en un grá!co logarítmico doble. Observe la banda muy estrecha que es el espectro visible que podemos ver con nuestros ojos.

Figura 1-4. Grá!co logarítmico de las Ecuaciones 1-3 y 1-4 de 10-9 µm a 1 m. Tenga en cuenta que la escala de la energía fotónica en el eje vertical derecho se desplaza por un factor de 4.14 de forma que ambas ecuaciones se trazan como la misma línea recta. Reimpresión de Fisher JC. Basic laser physics and interacotion tof laeser light with so# tissue. In: Shapshay SM, ed. Endoscopic laser surgery handbook. New York: Marcel Dekker, 1987:18.



Fuentes de Radiación Electromagnética

La radiación electromagnética de longitudes de onda más larga que un milímetro se genera de manera más e!ciente por los dispositivos eléctricos de circuito como los klistrones, magnetrones y los osciladores de radio, mientras que las longitudes de onda más cortas que un mm se producen más e!cientemente por los átomos y las moléculas. Debido a que los láseres generan radiación que varían en longitud de onda de 100 nanómetros a 20.000 nm (un nm = 1 x 10-9 m), vamos a centrar nuestra atención en el resto de este capítulo sólo en ese rango. Además, para simpli!car, lo designaremos por el nombre de la luz, aunque en sentido estricto, la luz es sólo el intervalo de 400-700 nm que los ojos pueden percibir a la luz del día.

Conceptos Físicos Básicos: Energía, Potencia y Materia

Energía y Potencia

La energía es la capacidad para hacer el trabajo, como el levantamiento de un cuerpo sólido en contra de la fuerza de la gravedad. En términos de dimensiones físicas, es expresable como:

[ENERGÍA] = [FUERZA] X [LONGITUD] o, (1-5a)

[ENERGÍA] = [FUERZA] X [VELOCIDAD]2 (1-5b)

El cientí!co de origen alemán Albert Einstein (1879-1955) postuló que la materia y la energía son diferentes formas de la misma entidad física, y que una se puede convertir en otra de acuerdo con la relación cuantitativa,

e = mc2 (1-6)

donde e es la energía, m es la masa, y e es la velocidad de la luz en el espacio vacío. Esta relación se demostró con una claridad sorprendente cuando la primera bomba atómica explotó sobre Hiroshima en agosto de 1945.

La potencia es la tasa de tiempo de transferencia o de transformación de la energía:

[POTENCIA] = [ENERGÍA] / [TIEMPO] (1-7)

La unidad de energía m.k.s. (metro-kilogramo-segundo) es el julio. La unidad de poten-cia m.k.s. es el vatio:

1 vatio = 1 julio / 1 segundo (1-8)

Materia: Átomos y Moléculas

La materia es el material básico del que el universo está compuesto. Su propiedad más importante es la masa. Es tan básico en la ciencia que no podemos de!nirlo en términos de



cualquier concepto simple. La masa es una de las cuatro dimensiones fundamentales de la física: [LONGITUD], [MASA], [TIEMPO] y [CARGA ELÉCTRICA]. La materia se plasma en una desconcertante variedad de sustancias que se encuentran en el universo, desde simple gas de hidrógeno a compuestos orgánicos de increíble complejidad. Para nuestros propósitos, toda la materia está hecha de átomos y moléculas. A pesar de los continuos descubrimientos de las par-tículas subatómicas, los átomos son las unidades básicas de la estructura de la materia y existen en 117 variedades observadas (a partir de 2008) de los cuales 94 se producen naturalmente en la tierra, que se conocen como los elementos.

La estructura básica de los átomos, primero postulados por el físico danés Niels Bohr (1885-1962) en el año 1913, es de forma esquemática la misma para todos los elementos 2. El centro de un átomo es el núcleo, en el que están aglutinadas partículas relativamente grandes llamadas neutrones que no tienen carga y los protones comparativamente grandes que tienen cargas eléctricas positivas. En órbita alrededor de este núcleo, conteniendo la mayor parte de la masa del átomo, están unas pequeñas partículas con carga negativa llamadas electrones, que se mantienen en sus órbitas por fuerzas electroestáticas entre ellos y los protones nucleares. La teoría cuántica de la estructura atómica sólo permite ciertos tamaños orbitales, formas y distan-cias del núcleo. Las órbitas permitidas pueden ser círculos o elipses, que se producen en grupos llamados escudos. Para cada especie de átomo hay un cierto número máximo de electrones que pueden ocupar cada escudo, aunque no todos los átomos tienen el número permitido lleno de electrones. La diferencia esencial entre un elemento y otro está en el número de electrones que orbitan y de protones nucleares. En los átomos neutros, el número de protones es igual al nú-mero de electrones orbitando. Si el número de protones y de electrones no son iguales, se dice que el átomo está ionizado: tiene una carga eléctrica neta positiva o negativa. En la mayoría de los átomos de un elemento dado, el número de protones es aproximadamente el mismo que el número de neutrones. Sin embargo, algunos átomos individuales de un elemento determinado pueden diferir en el número de neutrones que tienen; tales átomos se denominan isótopos del elemento. Ellos di!eren en masa, pero son idénticos en sus propiedades químicas.

La Figura 1-5 muestra esquemáticamente un átomo hipotético con electrones orbitan-do:



Figura 1-5. Diagrama esquemático de un átomo de hipotética con los electrones en órbita alrededor del núcleo en trayectorias elípticas. El átomo se muestra en su estado fundamental y nivel más bajo de energía. Un átomo excitado tendría uno de sus electrones de capa externa desplazados a una órbita más grande. Las tres trayectorias elípticas más grandes que se muestran sin electrones en ellos son órbitas permitidas por las reglas cuánticas, cada una correspondiente a un nivel de energía más alta que los de las órbitas más pequeñas que se muestra con electrones en ellas. Los niveles que se muestran en el diagrama de niveles de energía son las de un sistema de cuatro niveles.

Estados Atómicos

Para cada especie de átomo en su estado neutral, en condición no alterada, hay una con-!guración especí!ca de los electrones en sus órbitas alrededor del núcleo. A esta con!guración se la denomina el estado del átomo. Es un compuesto de los estados de todos los electrones. El estado de cada electrón es descrito por cuatro números cuánticos: (1) El número cuántico prin-cipal, la caracterización de la cáscara del electrón de Bohr, (2) el número cuántico orbital, que caracterizan el momento angular orbital del electrón (o.a.m.- orbital angular momentum), (3) la orientación del número cuántico, que describe la dirección del momento angular orbital (o.a.m.) vectorial en relación a un campo eléctrico externo, y (4) el número cuántico de espín (momento angular intrínseco), caracterizando el momento cinético del vector del espín electrónico como paralelo u opuesto al vector del momento angular orbital (o.a.m.). No hay dos electrones en el mismo átomo que puedan tener conjuntos idénticos de estos números cuánticos.

Niveles de Energía Atómica

Asociado a cada estado de un electrón hay un valor especí!co de energía para ese elec-trón. Los electrones que orbitan cerca del núcleo tienen energías que son inferiores a los de los electrones que orbitan lejos del núcleo. La suma de las energías de todos los electrones es la energía de todo el átomo. Al valor de esta energía del átomo se denomina su nivel. Los niveles se suelen expresar en electrón-voltios, centímetros recíprocos (ya que ep es inversamente pro-porcional a la longitud de onda), o julios. Estas unidades de energía se relacionan de la siguiente manera:

Un eV = 1.6022 x 10-19 J (1-9a)

Un cm-1 = 1.9865 x 10-23 J (1-9b)

Un eV = 8065 cm-1 (1-9c)

La teoría cuántica de la estructura atómica requiere que el nivel del átomo sólo puede cambiar por incrementos discretos de energía, que corresponde a los cambios permisibles de la energía de un electrón en el cambio de un conjunto de números cuánticos a otro (normalmente saltando de una órbita a otra). De ahí que los niveles permitidos de un átomo son un conjunto de valores discretos de energía, como una escalera, donde un paso entero hacia arriba o abajo se deben hacer a la vez, en lugar de un cambio continuo, como podría ocurrir en una rampa.

Excitación y Emisión Espontánea

Un átomo aislado, libre de in"uencias externas, normalmente estará en lo que se llama el estado fundamental, que corresponde al nivel más bajo posible de la energía. Puede elevarse



a un nivel más alto sólo en pasos discretos, mediante la absorción de energía en incrementos cuánticos de fuentes externas. Si eso ocurre, el átomo se encuentra entonces en un estado excita-do. Los estados excitados no persisten inde!nidamente: por lo general después de un breve lapso de tiempo el átomo regresará a un estado inferior, y en última instancia al estado fundamental, por la emisión de energía. Esto puede tomar la forma de un fotón (ondícula), se llama emisión espontánea. La emisión espontánea es la fuente de toda luz natural en el universo. Cuando esto ocurre, la frecuencia de la onda emitida (fotón) está dada por la relación:

donde &e es la diferencia de energía entre el nivel excitado del átomo y el nivel inferior a la que se devuelve por la emisión espontánea. Es posible, también, para el átomo excitado a renunciar a este exceso de energía por colisión con otro átomo (en un gas o líquido) o mediante la inducción de vibraciones en un sólido.

Emisión Estimulada

En un artículo ahora famoso, Albert Einstein predijo en 1917 que debería ser posible producir lo que ahora llamamos la emisión estimulada, el fenómeno básico de todos los láse-res3. Su predicción fue 43 años antes de que el primer láser funcionante fuese construido por 'eodore Maiman en I960. La emisión estimulada se produce cuando un átomo ya excitado es golpeado por una ondícula de luz emitida espontáneamente por otro átomo de la misma especie relajándose hacia abajo desde un estado excitado idéntico. La ondícula entrante no se absorbe, sino que actúa como un desencadenante provocando que el átomo impactado emita una ondí-cula idéntica volviendo a su estado no excitado. La ondícula emitida y la ondícula desencade-nante son de la misma longitud de onda y de la misma frecuencia, y se propagan a lo largo del ejes paralelos en sincronismo espacial y temporal exactos entre sí.

De esta forma, las emisiones estimuladas resultan en una ampli!cación de la luz a esta longitud de onda y frecuencia: la ondícula desendadenante produce otra ondícula idéntica. La Figura 1-6 representa esquemáticamente la excitación, la emisión espontánea y la emisión esti-mulada.



Figura 1-6a. El átomo de la !gura 1-5 se representa esquemáticamente en un estado exci-tado, después de haber absorbido una ondícula de luz cuya energía es igual al incremento (E3 - 0), correspondiente al salto de la órbita del estado fundamental a la órbita más externa que se muestra. Desde este primer nivel, el electrón desplazado cae a la órbita cuyo nivel es E2, el nivel superior metaestable. La energía (E3 - E2) generalmente se pierde en forma de calor.

Figura 1-6b. (Continuación). El átomo de la Figura 1-6a se muestra como emite espon-táneamente una ondícula de luz. Debe tenerse en cuenta que esta ondícula tiene una fre-cuencia más baja (mayor longitud de onda) que la de la Figura 1-6A, debido al cambio en la energía (E2 - E1), es menor que el cambio (E3 - 0).



Figura 1-6c. (Continuación). Se muestra el átomo de la Figura 1-6a siendo estimulado para emitir una ondícula desde un estado ya excitado, coherente idéntica a la ondícula estimu-lante (desencadenante) y paralela a ella. Después de caer a la órbita correspondiente al nivel E1, el electrón caerá de nuevo a su órbita basal (E = 0) mediante una transición no radiativa.

Estados y Niveles Energéticos de las Moléculas

Una molécula es una colección de átomos, de la misma o diferentes especies, unidas entre sí por fuerzas asociadas con electrones de las capas más exteriores. Cada molécula tiene un estado, que es el compuesto de los estados de todos sus átomos constituyentes, además de todos los posibles modos de vibración interna de los átomos constituyentes y las rotaciones de las moléculas en su conjunto. Asociado con cada estado posible, hay un valor especí!co de energía para la molécula. Al igual que con los átomos, el valor de esta energía se llama nivel de la molécula. Los niveles de energía normalmente implicados en la absorción o emisión de luz por las moléculas son las asociadas con vibraciones y rotaciones, en lugar de los niveles electró-nicos de los átomos constituyentes. En las moléculas complejas a menudo hay un gran número de estados y de niveles permisibles. Debido a que las diferencias entre los niveles de vibración o rotación adyacentes son más pequeñas que las existentes entre los niveles electrónicos de los átomos, las frecuencias de las ondículas moleculares emitidas de luz espontáneamente son más bajas que los de las ondículas atómicas, y sus longitudes de onda son mayores.

Elementos Básicos de los Láseres

Cada láser en funcionamiento de las variedades atómicas o moleculares tienen ciertos elementos comunes en cuanto a la estructura y la función. Excluimos aquí el láser de electrones



libres, que di!ere considerablemente de los láseres ordinarios en su construcción y operación. Estos elementos comunes son:

• Un medio material que tiene los niveles energéticos adecuados para producir las longitudes de onda deseadas de luz, de acuerdo con la Ecuación 1-10;

• Una cavidad de resonancia óptica, en forma de cilindro cuya longitud es mucho mayor que su diámetro y que tiene espejos coaxiales en los extremos opuestos del mismo, y

• Una fuente externa de energía para proporcionar la excitación de los átomos o de las moléculas del medio por un proceso de bombeo.

Los medios disponibles en la actualidad para los láseres incluyen cientos de materiales diferentes: gases, líquidos y sólidos. La cavidad resonante está generalmente equipada con es-pejos que son sectores de esferas que tienen radios mucho mayores que la distancia entre los espejos, debido a que los espejos planos son muy difíciles de alinearlos correctamente. En un extremo del resonador (cavidad más medio), el espejo debe tener una re"ectancia mayor que 99,8% de la longitud de onda del láser. En el otro extremo, el espejo debe tener un transmitancia entre el 1% y 20%, dependiendo de longitud de onda y otros factores. Esto es necesario para permitir que algo de la luz de láser pueda escapar de la resonancia para su uso externo.

Es necesaria una fuente de energía debido a que el medio no puede generar energía de forma espontánea para su propia excitación, excepto en el caso de los láseres químicos, que con-sumen sus medios activos y que actualmente no se utilizan en las aplicaciones quirúrgicas.

Figura 1-7. Diagrama esquemático de los componentes esenciales de un láser.

Generación de la Luz Láser

El Bombeo del Medio Láser

Cuando el medio del láser se bombea por la introducción de energía a través de una fuente externa, algunos de los átomos o moléculas (que se referirán como individuos) se excita-rán a un nivel superior desde el cual hay una posible transición radiativa inferior a un nivel más bajo que está por encima del nivel basal. La diferencia entre este nivel superior y el que está por encima del nivel basal, es la transición láser, determina la frecuencia y la longitud de onda de la



radiación láser emitida según la Ecuación 1-8. Cuando comienza el bombeo, los primeros indi-viduos excitados, hará que esta transición láser y espontáneamente emita ondículas de la longi-tud de onda deseada láser. Estas ondículas se emiten al azar y en todas las direcciones. Aquellas que no viajan en direcciones paralelas al eje de la re"exión de los espejos, o bien escapan de la cavidad láser (si el medio activo está dentro de un cilindro transparente) o son absorbidas en la interfaz (si el cilindro que las contiene es absorbente). Con mayor frecuencia la energía de bombeo es eléctrica (una corriente eléctrica que "uye a través del medio) o radiante (luz desde una fuente no coherente o de otro láser). La energía térmica se puede utilizar si se proporcionan medios para crear regiones de diferente temperatura dentro del medio, pero un medio calen-tado a una temperatura uniforme en todo siempre tendrá más átomos o moléculas en niveles de energía inferiores que superiores, por lo que es imposible producir más átomos o moléculas individuales en el estado excitado que en el estado basal.

Los rayos emitidos espontáneamente de luz que son aproximadamente paralelos al eje del espejo serán re"ejados hacia atrás y adelante muchas veces a través del medio activo entre los espejos. La intensidad de estos rayos re"ejados se verá disminuido por la absorción en indivi-duos no excitados de una manera exponencial con la distancia. Sin embargo, si los rayos axiales re"ejados chocan con individuos ya excitados, su intensidad aumentará de forma exponencial con la distancia por la emisión estimulada.

Emisión Estimulada Sostenida: Inversión de la Población

Claramente, la probabilidad de que un rayo emitido espontáneamente de luz choque un individuo no excitado, es proporcional al número de individuos no excitados por unidad del volumen del medio. El mismo tipo de relación es cierto para la probabilidad de que se produzca un choque con un individuo ya excitado. Cuando el número de individuos excitados por unidad de volumen excede al número de los no excitados, la ampli!cación de los rayos re"ejados será mayor que el de su atenuación, y comenzará la acción de láser (emisión estimulada sostenida). La condición necesaria para que la acción del láser sostenida, entonces, es que el sistema de bombeo debe producir un excedente de los individuos en el nivel láser superior sobre aquellos en el nivel láser inferior. Esta condición se conoce como una inversión de la población.

Es muy difícil crear una inversión de la población entre un nivel superior arbitraria y el nivel basal de una especie atómica o molecular porque los individuos excitados se relajan de nuevo al nivel basal, casi tan rápido como se producen. Por lo tanto, es necesario utilizar un me-dio de láser que tiene algún nivel de energía en primer plano que se encuentra por encima del nivel superior del láser, y para tener este nivel láser superior que sea metaestable, es decir, para que tenga un tiempo de vida de nivel láser superior que sea considerablemente más largo que el nivel de láser inferior, de modo que los individuos bombeados al primer nivel caerán rápida-mente y se acumularán en el nivel metaestable, incluso a una potencia de bombeo relativamente baja. Además, es deseable tener el nivel del láser inferior que se encuentre por encima del estado basal, ya que a una temperatura !nita del medio habrá muy pocos individuos naturalmente existentes en este nivel láser inferior. Por lo tanto, la creación de una inversión de la población no requiere una enorme potencia de bombeo.

El tipo de medio que acabamos de describir se llama un material de cuatro niveles, ya que dispone de cuatro niveles de energía que están involucrados en el proceso de bombeo y de la acción láser: el primero de alto nivel, el siguiente de nivel metaestable inferior, el nivel láser infe-



rior, y !nalmente el nivel basal (al que todos los individuos deben regresar antes de que puedan ir a través del ciclo de bombeo de nuevo). La gran mayoría de los medios de láser disponibles son materiales de cuatro niveles. Una excepción notable es el rubí (láser histórico de Maiman): tiene el nivel basal como el nivel láser inferior, y por lo tanto es un medio de tres niveles.

Efectos de la Temperatura

El calor normalmente no es una forma e!caz de energía para el bombeo de un medio láser. Esto es así porque, a cualquier temperatura !nita entre cero absoluto y el in!nito, siempre habrá más individuos en los niveles de energía más bajos que en los superiores, con la gran ma-yoría en el nivel basal. La distribución de los átomos o moléculas individuales entre los niveles de energía en cualquier medio de láser homogéneo a temperatura uniforme viene dado por la ecuación de Boltzmann, que muestra que la población de individuos en cualquier nivel de ener-gía determinado siempre es mucho menor que a niveles por debajo de este nivel determinado. Por lo tanto, la temperatura uniforme va en contra de la creación de una inversión de la pobla-ción. En el cero absoluto, todos los individuos estarían en el nivel basal, y a temperatura in!nita, todos los niveles estarían poblados igualmente.

Modos Longitudinales de un Resonador Láser

Debido a que la acción del láser sostenida requiere muchos pases de las ondículas re"e-jadas espontáneamente de ida y vuelta a través del medio láser entre los espejos, es evidente que solo aquellas longitudes de onda que puedan producir ondas estacionarias (de refuerzo) entre los espejos se ampli!carán por emisión estimulada. Para que las ondas estacionarias puedan existir en el resonador del láser, los trenes de onda que van hacia delante deben reforzar a los tre-nes de onda que se dirigen hacia atrás: las crestas y los valles de las ondas que van hacia delante deben coincidir con las que van hacia atrás. Esto signi!ca que la intensidad de las ondas E, hacia delante y hacia atrás, debe ser cero como la super!cie de cada espejo. Un poco de re"exión re-velará que esta condición requiere que la distancia entre los espejos debe ser un múltiplo entero de la mitad de la longitud de onda:

(1-11)

En la Ecuación 1-11, Zm es la distancia entre la super!cie de los espejos, y ( es cualquier número entero: 1,2,3,4,5,6,7 ... Debido a las longitudes de onda muy cortas de la luz láser, el valor de ( en los láseres reales son número muy largos: en un resonador de 1 m de longitud a una longitud de onda de 1.000 nm, ( = 2.000.000.

Las longitudes de onda descritas por la Ecuación 1-11 se conocen como los modos lon-gitudinales del resonador. La naturaleza selectiva de la frecuencia de la cavidad óptica limita el número de longitudes de onda que se pueden ampli!car, y la ganancia (ampli!cación) del medio de láser selecciona sólo algunos de estos modos longitudinales que pueden ampli!carse por la emisión estimulada. El resultado de estos efectos es una banda muy estrecha de longitudes de onda en la luz de un láser típico. Aunque, teóricamente, la longitud de onda de luz emitida por un átomo o molécula tiene una propagación de cero (es decir, sólamene una longitud de onda y ninguna otra), en realidad los niveles de energía de los medios láser no son líneas agudas, sino



que se ensanchan en bandas de energía por la in"uencia del campo eléctrico de un átomo o de una molécula a otros de la zona. El efecto neto es permitir que una banda de longitudes de onda centradas alrededor de la central sea emitida por el láser. Este ensanchamiento es mayor para los láseres de estado sólido (como el cristal de neodimio), cuyos átomos están muy juntos, y menos para los láseres de gas a baja presión (como el helio-neón). Sin embargo, en la mayoría de los láseres el ancho de banda de la luz de salida es sólo una fracción de un nanómetro.

Modos Electromagnéticos Transversos de un Resonador Láser

La Figura 1-8 muestra esquemáticamente el resonador de un láser con espejos de sector esférico. Debido a que los espejos son curvados, la envoltura de los rayos re"ejados en el interior del resonador tendrá una forma de un esbelto reloj de arena. La curvatura en la Figura 1-8 está exagerada para una mayor claridad. Fuera del láser, donde emerge el haz del espejo que transmi-te parcialmente, habrá una ligera divergencia del haz, que de nuevo se muestra exagerada aquí. En la actualidad, la mayoría de los láseres divergen solo unos cuantos miliradianes (1 miliradián = 0.0575º). Casi siempre es necesario tener una lente focalizadora externa al láser para reducir el diámetro del haz a un valor más pequeño para utilizaciones quirúrgicas. La Figura 1-8 muestra una lente positiva simple:

Figura 1-8. Diagrama esquemático de un láser que tiene espejos de sector esférico y una lente de enfoque exter-na. Tenga en cuenta que la curvatura envolvente de los rayos re"ejados en el interior del resonador está exagerada para una mayor claridad, como la divergencia del haz emergente. Este láser está representado como emisor de un haz gaussiano: TEM00 . Observe también que la longitud axial de un resonador láser típico es mucho mayor que su diámetro. Reimpresión de Fisher JC. Basic laser physics and inIteraction of laser light with so# tissu:e. In: Shapshay SM, ed. Endoscopic laser surgery handbook. New York: Marcel Dekker, 1987:79.

Teóricamente, puesto que los rayos del haz del láser entran en la lente focalizadora casi paralelos a su eje óptico, convergerán todos en el sitio opuesto en el mismo punto focal. Sin em-bargo, el fenómeno de difracción, que produce que cada punto del frente de la onda de avance



del rayo láser actúa como una fuente puntual de nuevas ondas, hace que el diámetro actual del haz en el plano focal sea mayor que cero, debido a que la difracción de la energía se irradie lejos del eje del haz.

Con espejos esféricos, la intensidad, o densidad de potencia, del haz de láser no será uniforme a través del haz, pero será más alta en o cerca del centro, y caerá con la distancia radial desde el eje hacia cero a una distancia in!nita. En un láser ideal, con espejos esféricos perfec-tamente alineados de re"ectividad uniforme, la distribución radial más simple de densidad de potencia a través del haz será el per!l gaussiano, que se muestra en la Figura 1-8 en la sección de S-S. La distribución de la densidad de potencia a través de un haz de láser se llama el modo elec-tromagnético transversal del haz. Es habitualmente designado por el acrónimo TEM, derivado de las tres primeras letras de esas tres palabras (transverse electromagnetic mode).

En un láser ideal, son posibles otras distribuciones transversales además de la gaussia-na, con espejos esféricos perfectos. Estos modos de orden superior pueden tener varios picos y valles, como una cadena de montañas, si se ven en perspectiva tridimensional. Las ubicaciones de las crestas y los valles de intensidad será simétrica alrededor del eje del haz en ciertos planos que pasan tanto a través del eje y a través de los picos y valles, aunque no todos los planos dia-metrales contendrán tales crestas y valles. El per!l gaussiano tiene una simetría completamente circular alrededor del eje, como la arena derramada por un pequeño agujero en la parte inferior de un reloj de arena bajo una super!cie plana horizontal. Todas estas distribuciones pueden designarse por las siglas TNMmn, donde los números subíndices son pequeños números enteros (1,2,3,4,5,6,7,8, etc.). La importancia de los subíndices es que muestran cuantos canales hay en la dirección x (m) y en la dirección y (n) de una trazado 3-dimensional del per!l de la intensidad si el eje del haz está en la dirección z. Un caso especial es el modo TEM*01 que designa un per!l similar al de un cráter volcánico simétrico.

Los modos de orden superior rara vez son deseables en los láseres quirúrgicos, la ma-yoría de los cuales producen una aproximación bastante buena de la gaussiana o per!l TEM00. El modo gaussiano, o fundamental, es el modo preferido, ya que permite que el diámetro más pequeño posible del haz en el plano focal. Si examinamos el per!l de la densidad de potencia de un haz gaussiano en cualquier plano que pasa por el eje del haz, vemos que la densidad de po-tencia es más alta en el eje y cae simétricamente hacia cero a grandes distancias radiales. Debido a este enfoque asintótico a cero, no hay diámetro !nito que abarque toda la luz desde el láser. Sin embargo, el per!l gaussiano tiene esta descripción matemática,

(1-12)

donde pr es la densidad de potencia del haz en el radio r, pc es la densidad de potencia en el eje, e identi!cación de la base de los logaritmos naturales (2.71828...), r es la distancia radial desde el eje y a w se llama al radio efectivo del haz. El diámetro efectivo del haz, 2w, es una de!nición ma-temática que es útil en el tratamiento de los haces gaussianos. Puede recordarse más fácilmente como el diámetro de un círculo concéntrico normal al eje, dentro de la cual se transmite 86,3% de la potencia total del haz. Otro dato útil para recordar acerca del diámetro e!caz, de, es que un círculo concéntrico de diámetro 1.5de abarca el 98.8% de la potencia total del láser.

El diámetro efectivo más pequeño posible de un haz láser gaussiano perfectamente cen-trado en el plano focal es,



(1-13)

donde f es la longitud focal de la lente, ) = 3.1416..., y D es el diámetro del haz donde entra en la lente focal. Para haces de cualquier otro TEM, de, será más grande. Para un haz gaussiano, puede ser sólo para unas cuantas longitudes de onda de luz láser. Este es el diámetro más pequeño que se puede alcanzar focalizando cualquier haz de luz desde cualquier fuente.

Propiedades Únicas de la Luz Láser

La luz producida por un láser tiene tres características especiales que no se encuentran en la luz de cualquier otra procedencia: (1) colimación, (2) coherencia, y (3) monocromaticidad. Vamos a describir estas propiedades en las siguientes secciones. Más tarde, veremos que no to-dos son de igual importancia para la cirugía con láser.

Colimación

La Figura 1-9 muestra cuatro rayos de luz que emanan de un láser (desde el lado izquier-do) y viajan a la derecha a la velocidad de la luz c. La colimación signi!ca simplemente que estos rayos son todos paralelos los unos a los otros. Esta propiedad de la luz láser hace posible que pueda capturarse toda la luz emitida por un láser, ya que emerge de un haz de diámetro pequeño y que no tiene ninguna divergencia o convergencia, a menos que se coloque una lente o espejo en la trayectoria de la luz.



Figura1-9. Diagrama esquemático que muestra cuatro rayos de luz procedentes de un láser a la izquierda (no mostrado), que son colimados (paralelos), polarizados en un plano. La coherencia espacial es evidente a partir de la coincidencia de las crestas y los valles de las ondas E a lo largo de las líneas perpendiculares a los ejes de los rayos. La coherencia temporal es evidente por el hecho de que todos los rayos tienen la misma frecuencia, longitud de onda y velocidad de propagación. La monocromaticidad es evidente por el hecho de que todos los rayos tienen la misma longitud de onda. Reimpresión de Fisher JC. Basic laser physicsand in-teraction of laser light with so# tissue. In: Shapshay SM, ed. Endoscopic laser surgery handbook. New York: Marcel Dekker, 1987:72.

Monocromaticidad

La monocromaticidad signi!ca que la luz de los rayos mostrados en la Figura 1-9 tienen una sola longitud de onda, que es constante. La luz de los láseres reales siempre tienen una pe-queña extensión de la longitud de onda, como se mencionó anteriormente, pero es tan pequeña en la mayoría de los láseres que es menor del 0.007% de la longitud de onda central. Los láseres de gas, como el dióxido de carbono y el helio-neón, tienen la propagación más pequeño en su longitud de onda, debido a que los niveles de energía de los átomos o de las moléculas en los gases son líneas nítidas, no ampliadas por la proximidad de otros individuos, excepto a altas presiones. La propagación de la longitud de onda de estos láseres resulta del tiempo limitado que necesita un individuo para hacer la transición de energía descendente para producir la emisión de luz láser. Sólo una transición que se produce durante un tiempo muy largo (de forma conti-nua) produciría una onda de luz que tiene una sola longitud de onda. Sin embargo, un tiempo típico de transición es del orden de 1x10-8 segundos, y el ancho de banda correspondiente a la luz de un láser de CO2 es de sólo 0.0375 nm. Los láseres ofrecen la más alta pureza espectral de las fuentes de luz conocidas.

Modos de Funcionamiento Temporal de los Láseres

Si un láser emite radiación de forma continua, se dice que opera en modo de onda con-tinua (cw, oc) La mayoría de los láseres son capaces de operar en onda continua (cw, oc). Sin embargo, algunos como el rubí y el neodimio, láseres de cristal, se pueden utilizar únicamente en modo pulsado. En el láser de rubí, la operación en modo continuo está impedida por los pro-blemas de crear una inversión continua de la población. En el láser de Nd:cristal, no se puede por la baja conductividad térmica del vidrio. En la cirugía láser, hay situaciones en las que se requiere que la luz del láser se entregue en forma de pulsos. Son varios los medios disponibles para lograr la salida en forma de pulsos de un láser de emisión continua (ec, cw - acrónimo del anglosajón, continous wave). Estos se llaman modo de bloqueo, conmutación Q, inundación de la cavidad y bombeo pulsado. También es posible realizar una salida intermitente de un láser abriendo y cerrando cíclicamente el obturador que se proporciona en todos los láseres médicos para cortar la emisión cuando no se utiliza. Las tres primeras técnicas pulsos muy cortos, desde picosegundos (1 ps = 10-12 segundos) a microsegundos (1 µs = 10-6 segundos). El bombeo pulsa-do puede producir pulsos de salida que van desde un microsegundo a una gran fracción de un segundo. El accionamiento cíclico del obturador puede producir pulsos de alrededor de los 10 milisegundos (1 milisegundo = 10-3 segundos) a medio segundo o más.

El modo de bloqueo, la conmutación Q, la inundación de la cavidad y el bombeo pul-sado, pueden producir impulsos cuya potencia de pico es mucho mayor que la potencia media disponible del mismo láser cuando se opera en modo de onda continua.



Modo de Bloqueo

El modo de bloqueo es un método de acortar la avalancha de ondículas, re"ejadas atrás y adelante entre los espejos del láser, en sincronización con el viaje reciprocante de estas ondículas en la cavidad óptica, de tal forma, que solo se transmiten las ondículas cuya intensidad está por encima de cierto umbral. Se producen emisiones láser de duración de picosegundos poco espa-ciadas en el tiempo bajo una amplitud espacial envolvente de una duración de nanosegundos. Los pulsos más altos del tren llegan a muchos millones de vatios en el pico de potencia, aunque la energía por pulso es de sólo unos milijulios. Estos pulsos de luz tienen una pureza espectral muy alta.

Conmutación Q

Esta es una técnica de deteriorar cíclica o intermitente la resonancia de la cavidad óptica por algún dispositivo de conmutación electro-óptico, mientras que se mantiene una gran inver-sión de la población por un fuerte bombeo. Mientras se mantenga la cavidad en una condición de no resonancia, el láser no produce emisión alguna. Sin embargo, cuando se permite la reso-nancia, se desarrolla repentinamente una poderosa y corta explosión de luz que emerge del láser a través del espejo que transmite parcialmente.

Inundación de la Cavidad

Como su propio nombre indica, este método crea una gran población inversa y una condición de fuerte resonancia en la cavidad óptica, pero que no permite el escape de luz coher-ente alguna del resonador excepto cuando se activa un interruptor electro óptico. La luz entonc-es emerge del láser en un pulso de corta duración y de alta intensidad.

Bombeo Pulsado

Como el nombre sugiere, este es un método de interrupción cíclica o intermitente del "ujo de potencia desde la fuente de bombeo en el resonador del láser, mediante un interruptor mecánico, eléctrico, electrónico o electro óptico, según la forma de energía utilizada para el bombeo del medio láser activo. Puede producir emisiones de pulsos de luz de 10 a 100 veces más altos que el máximo de la potencia contínua obtenible del mismo láser. Este tipo de pulso es el más utilizado en los láseres quirúrgicos.

La Tabla 1-1 muestra el rango de duraciones de pulso alcanzables por cada uno de los citados medios para producir la salida de pulsos de rayos láser que también pueden funcionar en el modo temporal de onda continua.



Tabla 1-1

Láseres que están Restringidos a Funcionamiento Pulsado

Láser de Rubí

Algunos materiales láser tienen características que previenen el funcionamiento en onda contínua. El rubí, por ejemplo, es un material de tres niveles, en el cual el bombeo excita los iones de cromo a un primer nivel que se encuentra por encima del nivel superior del láser. Los individuos excitados caen al nivel superior del láser mediante una transición no radiativa, la energía de esta transición se transforma en calor. El nivel superior del láser es metaestable, de tal forma que es posible la acumulación de individuos excitados en este nivel. Sin embargo, el nivel láser inferior es el basal. Consecuentemente, para conseguir una población inversa, al menos la mitad de la población del nivel basal (es decir, casi completamente la mitad del total del número de iones cromo en el cristal) se deberían bombear al primer nivel. Esto requiere la entrada de un volumen-densidad del umbral de energía muy alta: al menos de 3.8 J/cm3. Una fracción signi!-cante de esto se pierde como calor en la transición no radiativa al nivel superior del láser. Ya que el tiempo de relajación de los iones de cromo es constante, desde el nivel superior del láser es de 3 milisegundos, el umbral de la potencia de entrada en el cual la acción del láser comienza es de 1,27 kilovatios/cm3. La potencia de entrada térmica es enorme, elevando la temperatura del cris-tal a valores destructivos. Por lo tanto, el láser debe funcionar en modo pulsado para permitir el tiempo su!ciente para el enfriamiento del cristal entre los disparos.

Neodimio: Láser de Vidrio

Consideraciones similares restringen al láser de Nd:vidrio para el funcionamiento pulsa-do, en particular por la baja conductividad térmica del vidrio. Sin embargo, la energía y el um-bral de potencia para el bombeo son mucho más pequeños en el caso de los iones de neodimio, ya que el neodimio es un sistema de 4 niveles de energía.

Láseres de Excímeros



Un excímero es una molécula que consta de un átomo de halógeno combinado con un átomo de un gas noble, y que existe únicamente cuando los átomos constituyentes están en un estado estimulado, ionizado. Después de que está molécula transitoria emita radiación, se des-compone en sus partes atómicas, la cuales están en sus estados basales. Debido a que la molécula de excímero tiene una vida media que se mide en nanosegundos y que los excímeros son siste-mas de energía de dos niveles, incluso para una salida pulsada, debería igualar la potencia de salida deseada dividida por la e!ciencia del proceso de bombeo pulsado. Para esta molécula no hay un nivel láser superior metaestable, de tal forma que la no acumulación de dímeros excit-ados puede ocurrir a bajas potencias de bombeo para que puedan ser liberadas súbitamente en un pulso gigante de potencia radiante. La e!ciencia de este proceso de bombeo pulsado es bajo, a menudo por debajo del 1%. Experimentos han mostrado que un láser XeCl puede entregar 180 milijulios (mj) de energía radiante en un pulso de 30 nanosegundos (ns) con excitación de una descarga eléctrica de 150.000 amperios a 48.000 voltios. La e!cencia de este proceso es sobre el 0.08%. De esta forma, si se quisiera una entrega de onda contínua de láser XeCl de 10 vatios (w), la potencia de entrada eléctrica requerida al tubo del láser debería ser de 12.500 vatios. Aunque esto es físicamente posible, es prácticamente muy di!cultoso por razones de tamaño, enfriamiento, etc., por lo que los excímeros están con!nados a operaciones pulsadas.

Láser de Holmio:YAG

El elemento holmium perteneciente a las tierras raras se ha utilizado com un dopante en cristales de YAG (yttrium-aluminium-garnet, itrio dopado con aluminio, o Y3AL5O12) en conjunción con el erbio y el talio, que aumentan la e!ciciencia del bombeo óptico del holmio. Este material, conocido como Ho:YAG, emite radiación alrededor de los 2.100 nm. Aunque el Ho:YAG es técnicamente un material de 4 niveles, el nivel de láser inferior está tan cerca del estado basal que el umbral energético por unidad de volumen de material es muy alto. Cose-cuentemente, a temperatura ambiente, no es posible la operación de onda contínua.

Láser de Erbio:YAG

Este material emite radiación láser a 2940 nm. Se trata de un sistema de energía de 4 niveles, pero el nivel láser inferior tiene una larga vida útil, haciendo que los iones de erbio se acumulen en este nivel más bajo después de la emisión de radiación. Esta acumulación inter-rumpe la inversión de población y limita el láser para un funcionamiento pulsado.

Láser de Erbio:YSGG

El láser de erbio:yttrium-scandium-gallium-garnet / itrio-escandio-galio-granate, emite radiación a 2790 nm, por lo que es un láser principalmente para la restauración cutánea ablativa de la piel (resurfacing) donde el agua es el cromóforo u objetivo principal. El tubo sellado que produce esta longitud de onda se encuentra en la pieza de mano de la máquina, así que no se utiliza luz guía o brazo articulado. Es similar en utilización y función que la de los erbios más antiguos de Er:YAG, pero el Er:YSGG tiene un coe!ciente de absorción por el tejido aproxima-damente 5 veces mayor que la de un láser de CO2 y menos de un tercio que la de un Er:YAG. El umbral de ablación es de alrededor de los 3 J/cm2, comparado con los 0.5 J/cm2 para los láseres de Er:YAG (Tenga en cuenta que umbral de ablación varía algo con la densidad de potencia



volumétrica y la anchura de pulso). Por lo tanto, en general, esta longitud de onda produce una mayor ablación y efecto térmico residual al tejido circundante que el láser de Er:YAG y una me-nor ablación y daño térmico residual al tejido adyacente que los láseres de CO2.

Láseres Importantes Utilizados en Medicina y Cirugía

La Tabla 1-2 a la conclusión de este capítulo muestra los láseres importante utilizados en la medicina y en la cirugía en este escrito, con sus caraterísticas importantes operacionales y sus aplicaciones actuales y futuras. El lector deberá apreciar que se están explorando nuevas longitudes de onda mientras se realiza este capítulo y que la Tabla 1-2 no está tallada en piedra. A pesar de ello, varios láseres han dominado aplicaciones quirúrgicas (excepto las o#álmicas) durante más de los 25 últimos años: el dióxido de carbono y el Neodimio: YAG. Durante más de los pasados 15 años, el Nd:YAG ha encontrado cada vez más aplicaciones, tanto en su longitud de onda normal de 1064 nm y en su longitud de onda de doble frecuencia de 532 nm en el láser así llamado de KTP (KTP es el acrónimo de Potasio (K), Titanyl (T) y Fosfato (P) / fosfato de titanio y potasio, KTiOPO4, un material óptico no lineal desarrollado en USA por DuPont.) El láser KTP ha sustituido en gran medida al láser de iones de argón para el tratamiento de lesiones vasculares super!ciales, discretas y lesiones pigmentadas, debido a la e!ciencia de KTP más alta, una mayor !abilidad y la capacidad de cambiar de 1.064 nm a 532 nm con el toque de un interruptor. Triplicando su frecuencia, el láser de Nd:YAG puede entregar una longitud de onda de 355 nm, en el rango de la luz ultravioleta hoy día dominada por el láser de excímeros "uoruro de xenón (XeF). Acortando la duración de pulso a nanosegundos (conmutación Q / Q-swit-ching) ha permitido a las longitudes de onda de 1064 y 532 nm ser utilizadas para disminuir la apariencia de ciertos colores de los tatuajes, melasma, nevos congénitos y de las redes vasculares !nas. Otras longitudes de onda del Nd:YAG incluyendo las de 1320 nm y 1440 nm están siendo utilizadas para el rejuvenecimiento facial no ablativo, láser lipólisis y estiramiento subdérmico de la piel y la inducción de colágeno.

El YAG como material de acogida para los elementos de láser tiene muchas ventajas: buena resistencia mecánica, alta conductividad térmica, buena transmisión óptica, estabilidad dimensional y alta potencia de salida cw de pequeños cristales.

Un cristal de Nd: YAG de 1 cm de diámetro y 10 cm de longitud puede entregar 150 W de cw potencia radiante a 1064 nm en cw (onda continua, oc). Se han explorado una variedad de dopantes de tierras raras para producir varias longitudes de onda. En el caso de la de Ho:YAG, la motivación ha sido que 2100 nm es aproximadamente la más larga que se puede transmitir de manera e!ciente a través de !bras ópticas de cuarzo de calidad quirúrgica. Los láseres de Er: YAG a 2940 nm o el Er:YSGG a 2790 nm serían láseres casi ideales para la cirugía precisa, atrau-mática (aunque proporcionan poca hemostasia, ya que causa una acumulación mínima de calor en el tejido adyacente en la incición) si hubiera disponibilidad de !bras ópticas quirúrgicamente adecuadas para estas longitudes de onda. Estas consideraciones se discutirán en detalle en el capítulo 4.

Sin embargo, por ahora, los láseres de CO2 Ultra y Super pulsados se han mantenido como el estándar de excelencia (“gold standard”) para la cirugía incisional. Un número de longi-tudes de onda han ganado popularidad para la restauración cutánea ablativa “fraccional” inclu-yendo al CO2, Er:YAG y Er:YSGG. Se utiliza un láser de Er-Glass de 1.540 nm para el rejuveneci-



miento no ablativo fraccional de la piel. Por lo general, se requieren de tres a cinco tratamientos para causar un estiramiento y engrosamiento notable en el tratamiento de la piel o de las cicatri-ces. Discutiblemente, el rejuvenecimiento fraccional, incluso cuando se realiza repetidamente, mientras que tal vez se limitan los efectos secundarios y el tiempo de cicatrización, también tiene una fracción del efecto de un único tratamiento de rejuvenecimiento ablativo. Queda por ver si esta tecnología tendrá un impacto tan positivo para los pacientes de rejuvenecimiento de la piel como las empresas comercializadoras de los equipos les gustaría hacernos creer.

Las longitudes de onda de los láseres de Alejnadrita (755 nm), Diodo (800-810 nm) y Nd:YAG (1064 nm) han sido las principales utilizadas para la modi!cación del pelo con láser a largo plazo como se discutirá más adelante. Un nuevo enfoque para maximizar la energía en el objetivo (células madre en la base del folículo piloso) con mayor comodidad, ha sido utilizar la frecuencia repetitiva pulsante del láser (10 hercios) a energías más bajas mientras el láser se mueve repetidamente sobre la super!cie de la piel. Las diferentes anchuras de pulso, energías y tamaños focales permite la utilización de estas longitudes de onda en el infrarrojo cercano para el tratamiento de los objetivos deseados a pesar de la competencia de los cromóforos cercanos en la pigmentación de la piel y en las estructuras vasculares.

Los detalles esenciales de la construcción de un láser de CO2 y de Nd:YAG típicos, se muestran en las Figuras 1-10 y 1-11, respectivamente:

Figura 1-10. Diagrama esquemático en el que se muestran los detalles esenciales de la construcción de un láser típico de "ujo de gas de dióxido de carbono. Nótese que la mayoría de los láseres de CO2 quirúrgicos actuales tienen tubos que están llenos de la mezcla apropiada de CO2, N2 y He, y se sellan posteriormente.Reimpresión de Fisher JC. Basic laser physics and interaction of laser light with so# tissue. In: Shapshay SM, ed. Endoscopic laser surgery handbook. New York: Marcel Dekker, 1987:51.



Figura 1-11. Diagrama esquemático en el que se muestra los detalles esenciales de la construcción de un láser típico de Nd:YAG. Nótese que la lámpara de bombeo es lineal y está posicionada coaxialmente con un eje fo-cal del alojamiento elíptico que tiene una super!cie altamente re"ectiva, de tal forma que todos los rayos que emanan desde la lámpara convergen en el interior de cristal del láser que está posicionado coaxialmente con el eje focal opuesto de la elipse. Las turbulencias y burbujas en el torrente de líquido refrigerante distorsionan la trayectoria óptica en el interior del alojamiento, por ese motivo, el extremo de los cristales protuyen del alojamiento. Los espejos se montan externamente. El !nal de los cristales se muestran cortados en el ángulo de Brewster para minimizar la re"exión de la cara del extremo. Esto se puede lograr también con extremos cuadrados por medio de capas anti re"ectantes.Reimpresión de Fisher JC. Basic laser physics and interaction of laser light with so# tissue. In: Shapshay SM, ed. Endoscopic laser surgery handbook. New York: Marcel Dekker, 1987:49.

En la Figura 1-10 cabe señalar que los láseres nominales de CO2 de 100 W o menos de potencia de salida están ahora casi universalmente hechos con tubos sellados, precargados con la mezcla CO2-N2-He, de manera que no se necesita ningún cilindro de suministro de gas y no se requiere bomba de vacío. La eliminación de esas partes permite un tamaño total más peque-ño para el conjunto del láser que con un sistema de "ujo de gas de igual potencia de salida. Sin embargo, la vida de funcionamiento de un tubo sellado de un láser de CO2 es menor que el de un tubo de suministro de gas de la misma potencia de salida y el tubo sellado será considerable-mente más largo.

Con el creciente énfasis de los procedimientos endoscópicos en ginecología, cirugía ge-neral y en los procedimientos en la cirugía cosmética que se realizan en la consulta, puede espe-rarse que los láseres cuyas longitudes de onda sean !bro-transmisibles y/o aquellos cuyas longi-tudes de onda láser de tubos puedan reducirse para que quepan dentro de una pieza de mano, lo que elimina la necesidad de una !bra óptica voluminosos y de brazos articulados se utilizarán cada vez más. Sean o no esas longitudes de onda las óptimas para los procedimientos deseados, que se puedan emplear simplemente debido a la comodidad del sistema de suministro del láser. En la opinión de los autores, se trata de un problema económico para los fabricantes. Algunos de estos láseres se han sobrevendido agresivamente alegando al cirujano que esos particulares láseres van a poder hacer todo tipo de cirugía o procedimiento en cualquier tipo de piel, igual de bien. El posible comprador de un láser debe ser consciente de los hechos biofísicos de la cirugía mediante láser, y no confundir conveniencia de la entrega de rayo láser con el rendimiento qui-rúrgico óptimo en todas las situaciones.

(Tablas 1-2 en las páginas siguientes)



Referencias

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CAPÍTULO DOS

John C. Fisher, Sc.D.Edward M. Zimmerman, M.D.

Warren B. Seiler HI, M.D.Maged Rizkallah, M.D.Peter S. Vitruk, Ph.D.


Sistemas de Entrega Quirúrgicos




Sistemas de Entrega Quirúrgicos 2

Introducción a los Sistemas de Entrega

El tamaño y el peso de los sistemas de láser quirúrgicos típicos son tales que el láser no se puede sostener en la mano del cirujano como un bisturí. Es relativamente inmóvil. Por lo tanto se debe proporcionar algún dispositivo !exible de peso ligero para transmitir la potencia radiante del láser al objetivo quirúrgico.

El dispositivo de transmisión debe ser capaz de transportar hasta 150 W de onda con-tinua de potencia radiante, o incluso millones de vatios de algunos láseres pulsados . Debe ser relativamente e"ciente, para no atenuar el haz de láser demasiado severamente. Por último, no debe distorsionar groseramente la geometría del haz del láser. Desafortunadamente, no todas las longitudes de onda de la luz láser se pueden transmitir de manera e"ciente a través del dis-positivo más !exible y conveniente de todos: una #bra óptica de cuarzo delgada. Las longitudes de onda en los rangos del espectro del ultravioleta lejano (100 a 300 nanómetros) y la de los infrarrojos medios y lejanos (2.500 a 20.000 nm) deben ser transmitidos a través de una serie de espejos, o bien por una línea directa de visión, del láser al objetivo.

Por último, el sistema de transmisión por lo general se debe terminar en un dispositivo que enfoca el haz a un diámetro adecuado, en el que la densidad de potencia es adecuada para el propósito quirúrgico diseñado. Este dispositivo de terminación puede ser una pieza de mano desmontable que contiene una lente o sistema de lentes, una sonda de contacto con el tejido desmontable que enfoca el haz, o un extremo distal adecuadamente contorneada de la propia "bra óptica que se pone en contacto con el tejido. Cuando se utiliza un láser en combinación con un microscopio quirúrgico, colposcopio, u o#almoscopio, el sistema de transmisión puede estar terminado en un dispositivo llamado micromanipulador, que permite al cirujano dirigir el haz y para elegir tanto la longitud focal y el diámetro focal del haz dirigido.

Sistemas de Entrega Prácticos

Fibras Ópticas

Tecnología de las Fibras Ópticas

Para aquellos láseres cuyas longitudes de onda se encuentran en el rango de los 300 a los 2.100 nm, el sistema de entrega utilizado en la cirugía con la exclusión virtual de todos los demás, es la "bra óptica de cuarzo. Es un mono"lamento delgado de dióxido de sicilio cristalino, de 4-6 metros de longitud, que está recubierta con una capa adherente delgada de otro material que se llama el revestimiento, que tiene un índice de refracción menor que el del núcleo de cuar-zo.

Las "bras destinadas para su uso a mano alzada en cirugía general también tienen una cubierta exterior holgada, o funda, con un pequeño espacio anular entre el mismo y el revesti-miento de la "bra para permitir la transmisión de gas o líquido para la refrigeración de la "bra y de sus dispositivos de terminación. Tanto el revestimiento y la envoltura pueden estar hechas de materiales poliméricos adecuados. Las "bras diseñadas para su uso en el interior de las arterias obstruidas por lo general se ha omitido la vaina, con el "n de reducir al mínimo el diámetro exterior total.



Una de las mejores combinaciones de materiales para las "bras quirúrgicas es un núcleo de cuarzo de alta pureza y un revestimiento de la co-polímero de tetra!uoroetileno-hexa!uo-ropropileno conocido por el nombre comercial de Te!ón FEP. Este co-polímero tiene el índice más bajo de refracción (en el orden de 1,35) de cualquier sustancia fácilmente disponible que puede ser utilizada como revestimiento.

Muchos cientí"cos están trabajando en el desarrollo de más sistemas de entrega. Por ejemplo, un equipo de cientí"cos dirigido por John Badding, profesor de química en la Uni-versidad Estatal de Pensilvania, ha desarrollado la primera "bra óptica hecha con un núcleo de seleniuro de zinc, un compuesto de color amarillo claro que se puede utilizar como un semicon-ductor. La nueva clase de "bra óptica, que permite una manipulación más e"caz y liberal de la luz, puede abrir la puerta a una tecnología láser más versátil, que podría conducir a la mejora de los láseres quirúrgicos y médicos.

Figura 2-1. Diagrama esquemático de una "bra óptica mostrando el núcleo (core) y revestimiento (cladding). Los rayos del haz de luz láser que entran en el extremo proximal de la "bra dentro del ángulo de aceptación (a) serán totalmente re!ejados internamente en cada incidencia de la interfaz núcleo-revestimiento. En cual-quier plano que contenga el eje de la "bra (cualquier plano diamétrico), el ángulo de incidencia del rayo de luz sobre la interfaz núcleo-revestimiento (ej.: el ángulo entre el rayo y el radio al punto de incidencia) debe ser siempre mayor que el ángulo crítico para que no suceda una re!exión total interna. Este ángulo crítico se da en la siguiente fórmula: sin fc = n1/n2. Esto es siempre verdad para los rayos que entran en una "bra recta dentro del ángulo de aceptación. Sin embargo, cuando un rayo entra exactamente en el ángulo de aceptación choca con la interfaz núcleo-revestimiento en el interior de una curva de la "bra, el ángulo de incidencia será menor que el ángulo crítico y se perderá algo de su intensidad por la transmisión a través de la interfaz. De esta forma, los rayos más externos del cono de luz que entran en la cara proximal de la "bra se atenuarán por las curvas a lo largo de la longitud de la "bra. Nótese que n0<n1<n2.

La Figura 2-1 muestra esquemáticamente una sección longitudinal en su plano axial de una "bra óptica cilíndrica con un revestimiento "no enlazado próximamente al núcleo. El diámetro del núcleo en las "bras quirúrgicas estarán entre 0.1 milímetros (mm) y 0.8 mm de diámetro, y el grosor radial del revestimiento será una pequeña fracción del diámetro del nú-cleo. Si el índice de refracción del medio que lo rodea, el revestimiento, y el núcleo son n0, n1 y n2 respectivamente (n0<n1<n2), entonces todos los rayos de un haz de luz láser convergiendo cónicamente focalizado en el centro de la cara proximal de la "bra serán re"ejados internamente en su totalidad cada vez que un rayo choque en la interfaz entre el núcleo (core) y revestimiento (cladding), a condición de que la mitad del ángulo de convergencia del haz de luz entrante de forma cónica sea igual o menor que a, el ángulo de aceptación de la "bra, de"ninido por:

sin a = (n22 - n1

2) 1/2/n0 Ecuación 2-1

Un rayo de luz que choca en la interfaz núcleo-revestimiento será totalmente re!ejado



en cada choque y "nalmente emerge por el extremo distal de la "bra óptica con un ángulo de salida igual al ángulo de incidencia en el extremo proximal, siempre y cuando este ángulo no exceda, como puede verse en la ecuación 2-1, a condición de que la base sea un cilindro perfecto, el revestimiento esté en íntimo contacto con el núcleo en todos sus puntos y la "bra sea recta en toda su longitud.

Si la "bra tiene varias curvas de pequeños radios, es evidente que el choque de los rayos más externos que entran del haz de luz láser cónico sobre la interfaz núcleo-revestimiento en el interior de esas curvas serán más perpendiculares que los rayos más internos, de tal forma que los rayos externos sufren alguna atenuación debido a una transmisión parcial a través del reves-timiento en las curvas. Aún con una "bra óptica perfectamente derecha, siempre habrá alguna dispersión de los rayos en el interior del núcleo y esa dispersión de rayos puede chocar sobre la interfaz núcleo-revestimiento en ángulos tales que la re!exión es menor que el total. La luz internamente dispersada y que se escapa externamente a través del revestimiento puede verse con claridad con la vista cuando se trabaja con longitudes de onda que están dentro del espectro visible. Incluso en ausencia de dispersión, podría haber alguna fuga a través de las interfaces núcleo-revestimiento debida a las irregularidades en la geometría de la super"cie externa del núcleo y a los contactos imperfectos (brechas) entre el revestimiento y el núcleo.

Debido a que el índice de refracción disminuye en el núcleo y en el revestimiento con el aumento de la longitud de onda, ni el ángulo de aceptación, a, ni el ángulo crítico de incidenica de los rayos en la interfaz núcleo-revestimiento es constante, ambos varían con la longitud de onda. Por lo tanto la totalidad de la transmisión de una "bra revestida variará con la longitud de onda.

Otra causa de atenuación en las "bras ópticas de cuarzo es la absorción de la luz por el material del núcleo. Esto también está en función de la longitud de onda. Para el cuarzo, la absorción es alta en las ultravioletas lejanas, moderada en las en las vsibles y en las infrarrojas cercanas y alta de nuevo en las infrarrojas medias y altas.

Todos los factores previamente mencionados contribuyen a la atenuación de la trans-misión de una haz de láser. En general, los rayos que entran e el extremo proximal de la "bra en ángulos de incidencia cercanos al ángulo de aceptación serán atenuados con más severidad que aquellos rayos con menor ángulo de incidencia. Si la intensidad del haz de salida se dibujase en un plotter vs. el ángulo de emergencia desde el extremo distal de la "bra, se obtendría una curva en forma de campana, con la intensidad máxima de rayos paralelos al eje del núcleo. Si se aumenta la longitud de la "bra, el pico de la curva se hace más bajo y en los lados cae de forma más escarpada. Por este motivo, se diseñan los acopladores ópticos utilizados para conectar las "bras a láseres quirúrgicos para que con"nen la convergencia de entrada en el extremo proximal en un ángulo de 2q, que típicamente está comprendido entre 5º y 10º, aunque el ángulo cónico de aceptación (2a) de la mayoría de las "bras quirúrgicas sea de 30º o más.

A través del rango comprendido entre los 300 nm hasta los 1.200 nm, la transmisión de las "bras quirúrgicas de cuarzo modernas está en el rango del 50-80% en longitudes de unos pocos metros.

Para longitudes de onda más cortas de los 300 nm y más largas de los 2.200 nm, las "bras de cuarzo, aún con revestimiento de aire ("bras desnudas) tienen una inaceptable alta atenu-ación de la luz transmitida. Ya que la cirugía precisa puede realizarse con un láser de dióxido



de carbono (longitud de onda de 10.600 nm), se han realizado intentos en varios países para desarrollar una "bra óptica adecuada que transmita esta longitud de onda. Hasta la fecha, se ha fracasado en la producción comercial de "bras que tengan los parámetros requeridos de un pequeño diámetro, una atenuación aceptablemente baja, un radio de curvatura pequeño, largas, !exibles, duraderas y con baja toxicidad para los tejidos vivos no han tenido éxito. Sin embargo, en el año 2007, OmniGuide, Inc. (www.omni-guide.com) anunció la disponibilidad comercial de su nueva línea de "bras !exibles de núecleo hueco Otobeam para láseres de CO2 y la línea de productos de piezas de mano intuitivas para su utilización en procedimientos de otología. (Nota: la “"bra” Ominguide es una guía de onda hueca, no una "bra de núcleo sólido).

En el año 2009, Samuel R. Browed y cols. describieron su experiencia personal inicial con un sistema de "bra de láser de CO2 en la cirugía del pinzamiento de la médula espinal. Uti-lizaron una "bra !exible para conducir la energía de un láser de CO2 para realizar una disección microneuroquirúrgica exacta. Describieron la Beam-Path-Neuro"ber como una "bra de núcleo hueco con un recubrimiento de espejo dieléctrico.

LuxarCare Corporation fabrica una "bra de guía de onda hueca !exible diseñada como un único recubrimiento dieléctrico anti-re!ectante sobre una única capa de metal altamente re!ectante en el interior del tubo hueco !exible alargado. La super"cie metálica es de plata y la capa de dieléctrico es de haluro de plata.

La optimización del láser de Er:YAG para la incisión precisa se ha probado en muchos campos de la medicina. En 2010, Jörg Meister (Departamento de Odontología Conservadora, Periodoncia y Odontología Preventiva, Facultad de Medicina, Universidad RWTH Aachen, Aa-chen, Alemania) describió la primera aplicación clínica de una guía de luz de núcleo líquido conectada a un láser de Er:YAG para el tratamiento oral de la leucoplasia.

Figura 2-2. Se muestra una "bra óptica quirúrgica típica. Tenga en cuenta el acoplamiento especial en el extremo proximal. Esto es necesario para asegurar la alineación óptica adecuada del extremo de entrada de la "bra con el sistema de lente que enfoca el haz láser incidente. El acoplamiento correcto de la "bra para el láser es crítico.



Limitaciones Físicas de las Fibras Ópticas

Incluso si se dispusiera de los materiales ideales para el núcleo y el revestimiento de las "bras ópticas, que tengan cero de pérdida de absorción, sin dispersión, unos índices óptimos de refracción, pequeños radios de curvatura sin fractura, resistencia a la !exión in"nita y perfecta compatibilidad con todos los tejidos vivos, todavía habría problemas inherentes asociados con la transmisión de rayos láser a través de las "bras ópticas.

En primer lugar, incluso en una "bra recta, las re!exiones internas de todos, pero los rayos axiales en el haz cónico que entra en el extremo proximal causan que la longitud total de la trayectoria recorrida por cada rayo aumente con su ángulo de incidencia, $, en la cara del ex-tremo proximal. Este fenómeno tiene tres efectos: (1) destruye la coherencia espacial del haz; (2) transpone los rayos de manera que el per"l de densidad de potencia (modo electromagnético de potencia, o TEM) del haz que emerge desde el extremo distal no es la misma que la de la entrada del haz, y (3) se altera el tiempo y forma de los pulsos cortos de la luz láser que son transmitidos a través de la "bra.

Ninguno de los factores anteriores es crucial para la transmisión de haces de láser qui-rúrgico, ya sea de onda continua o pulsada, siempre que la duración del pulso sea mucho mayor que el tiempo de transmisión de la luz a través de la longitud de la "bra.

La limitación más importante de las "bras ópticas para la cirugía es el límite superior de la densidad de potencia transmisible a través de la "bra, "jado por el hecho de que a valores muy altos de densidad de potencia el campo eléctrico de la onda de luz se vuelve lo su"cientemente fuerte como para ionizar los átomos del núcleo de la "bra, formando así un plasma, un gas muy caliente compuesto de electrones libres y iones positivos en concentraciones aproximadamente iguales. Este plasma es un fuerte absorbente de todas las longitudes de onda de la luz, y se dilata con el aumento de la temperatura, provocando la destrucción mecánica del material circundan-te por las ondas de choque que irradian hacia fuera de la bola de plasma.

La densidad de potencia del umbral también es dependiente del tamaño y la forma del espacio focal dentro del cual se produce la rotura óptica: espacios focales que tienen relaciones más bajas de super"cie de área para incluir un volumen que exhibirá una rotura óptica a densi-dades de potencia más bajas y viceversa.

En densidades de potencia extremadamente altas que se alcanzan por los láseres en el modo de bloqueo. el haz de luz que se transmite a través de una "bra óptica puede re-enfocarse debido a que el índice de refracción del núcleo aumenta con los incrementos de la densidad de potencia. Esto conduce "nalmente al atrapamiento del haz de luz dentro del núcleo, en un "- lamento minúsculo, a lo largo del eje, en el que se van a formar múltiples bolas de plasma. Este efecto no se ha observado en los láseres Q-conmutados.

No todos los láseres Q-conmutados Nd:YAG disponibles comercialmente son capaces de entregar energías su"cientemente altas en pulsos cortos, en nanosegundos. Las potencias láser extremadamente altas pueden dañar la óptica del láser y causar una rotura óptica en el aire. Por esta razón algunos dispositivos disponibles comercialmente utilizan una secuencia rápida de dos o más pulsos de baja potencia en lugar de un solo pulso gigante, para aumentar la !uencia total entregada al tejido tratado 3.



Debido a que el cuarzo es un material piezoeléctrico (es decir, los campos eléctricos inter-nos inducen tensiones de compresión y viceversa), puede ser dañado mecánicamente por la trans-misión de densidades de energía radiante muy altas.

Para la mayoría de los propósitos quirúrgicos, las "bras ópticas no transmiten de forma segura densidades de potencia por encima de 3 x 108 W/cm2.

Figura 2-3. Diagrama esquemático de un haz de luz láser transmitido a su objetivo mediante una secuen-cia de espejos planos. Este método de entrega se utiliza en los láseres de neodimio:YAG de pulso ultracorto - Q-switched (conmutados), debido a que la densidad de potencia del haz de luz es demasidado alta para poder ser transmitida a través de una "bra óptica. Para que el haz de luz láser pueda tener una transmisión e"ciente, la re!ectancia de los espejos adquiere una importancia crítica.

Sistemas de Transmisión Utilizando Espejos Secuenciales

Un haz de luz láser de casi cualquier longitud de onda se puede transmitir con éxito desde la salida de apertura de la cavidad del láser hasta su objetivo a través de una secuen-cia de espejos planos, posicionados de tal forma que re!ejen el haz de luz láser en el centro del siguiente espejo. Es más fácil transmitir un haz de luz colimado de esta forma, debido a que el tamaño de los espejos es el mismo para todos. En la Figura 2-3 se muestra esquemáticamente dicho sistema.

Si la re!ectancia de cada espejo es R y el número de espejos es nm, la relación de la potencia radiante re!ejada al "nal de la secuencia de espejos de la luz que entra en el extremo proximal es:

Po/Pi = Rnm Ecuación 2-2

La importancia de una alta re!ectancia puede verse en esta ecuación. Si la re!ectancia de cada espejo es de 0.90 y el número de espejos es 7, la relación Po/Pi es de solamente el 47.8%. Sin



embargo, si la re!ectancia de cada espejo es de 0.99, la e"ciencia transmitida alcanza un 93.2%.

La secuencia de los espejos puede ser "ja permanentemente, como en los láseres uti-lizados en o#almología, o se pueden montar en varias estructuras tubulares unidas mediante múltiples codos, con una movilidad comparable a la de un brazo humano. A este sistema trans-misor se le denomina brazo articulado. En la Figura 2-4 se muestra de forma esquemática los elementos esenciales de un brazo articulado típico. El ensamblaje consiste de siete codos rígidos, metálicos, a 90º, cada uno con un espejo plano en su vértice colocado a 45º de su eje, y dos tubos largos y rectos. Los primeros cuatro codos están conectados en dos pares conectados y cerrados, los últimos tres están conectados como un trío. Cada codo puede rotar 360º respecto al próximo y manteniendo una alineación coaxial de todos los tubos. En la Figura 2-4, se indica mediante una !echa circular la libertad rotatoria de cada segmento del brazo.

Figura 2-4. Dibujo esquemático de un brazo articulado típico utilizado para transmitir el haz de un láser de CO2. Reimpresión de Fisher JC, Basic laser physics and interactions of laser light with so# tissue. In: Shapsay SM, ed. Endoscopic laser surgery handbook. New York: Marcel Deckker, 1987:52.

Un brazo articulado puede transmitir cualquier haz de luz láser colimado o un haz que sea ligeramente convergente a un foco más allá del extremo distal del brazo. Para que la trans-misión del haz de luz sea apropiada, la alineación exacta de los espejos es crítica. Los brazos articulados se sirven con tornillos para que sea posible alinearlos después de su ensamblaje. A los espejos se les aumenta sus propiedades re!exivas mediante silicona fundida o cobre. Los rodamientos que proporcionan la libertad rotacional, impiden el desplazamiento axial o radial de los codos y de los tubos mientras permiten su rotación con una fricción mínima. La alin-eación de un brazo articulado es delicada. Es importante evitar golpear el brazo para que todo este sistema de espejos no se desplace y se puedan desalinear todo este sistema de espejos, ya que para que tenga la mayor e"cacia transmisora, el haz de luz se debe re!ejar en el centro de los espejos.

El extremo distal del brazo acaba en la pieza de mano con una lente focalizadora para



que se pueda utilizar como un instrumento quirúrgico. El brazo articulado se puede acoplar también a un micromanipulador para su utilización con un microscopio quirúrgico, o a un en-doscopio tanto rígido como !exible: laparoscopio, broncoscopio, artroscopio, etc.). Estos apara-tos se discutirán en detalle en las secciones siguientes.

Las principales desventajas de un brazo articulado son: su sensibilidad a impactos con objetos duros y su !exibilidad relativamente limitada cuando se compara con una "bra óptica. Sus mayores ventajas son: una transmisión de alta e"cacia del haz láser de una gran variedad de longitudes de onda, una preservación de la coherencia, TEM del haz y la capacidad de transmitir millones de vatios de potencia radiante en forma de pulsos o miles de vatios en modo contínuo. Se puede controlar la densidad de potencia del haz colimado en el interior del brazo articulado mediante la elección del diámetro del haz de luz láser, que está en la discreción del diseñador.

Guías Ópticas Re!exivas Huecas

En la última mitad de la década de los años ochenta, varias compañías introdujeron tubos huecos para la transmisión de la luz que emite un láser de CO2. Dichas guías tubulares huecas se pueden fabricar de cualquier material metálico como acero inoxidable o aluminio, con la super"cie interna altamente pulida, o de una super"cie externa metálica alineada con un material dieléctrico. La sección transversal de estos tubos es circular habitualmente, aunque también se han utilizado rectangulares.

Varios metales, principalmente el aluminio, pulidos hasta que todas las micro-irregular-idades super"ciales sean mucho menores que la longitud de onda de la luz, tienen una re!ec-tancia alta en el subespectro que va desde los ultravioletas medios a los infrarrojos medios, para los rayos que normalmente inciden en la super"cie. Su re!ectancia se eleva hasta el 100% para los rayos que que inciden en la super"cie con una incidencia rasante (q - 90º). Los materiales dieléctricos tienen una re!ectancia baja para una incidencia normal ((q = 0º) en las super"cies pulidas, normalmente entre el 2% y el 8%, pero para incidencias rasantes, su re!ectancia se aproxima al 100%. Por lo tanto, un tubo metálico, cilíndrico, delgado, hueco o dieléctrico con su super"cie interna pulida puede transmitir un haz de luz con una e"cacia entre el 40 y el 90%, siempre y cuando se cumplan las condiciones siguientes:

1. Que el haz de luz sea colimado o ligeramente convergente cuando entra en el tubo y que el diámetro del haz sea ligeramente más pequeño que el diámetro interior del tubo.

2. La sección transversal del haz debe ser de la misma geomertría que el tubo (ej.: circular).

3. Que la longitud del tubo sea igual o menor de un metro.

Estos tubos huecos transmiten un haz láser convergente por múltiples re!exiones ras-antes de los rayos desde su super"cie interna. El haz emergente en el extremo distal tendrá siem-pre una divergencia cónica, incluso en los hace perfectamente colimados, como resultado de la difracción. Para los haces de luz láser que entran de forma convergente, el haz saliente tendrá una divergencia debido a las re!exiones rasantes de los rayos externos en el interior del tubo. Esta divergencia está típicamente entre 4º y 10º.



Un tubo recto es el que tiene una e"ciencia de transmisión más alta para un diseño dado. Si está ligeramente curvado la e"ciencia desciende bruscamente, porque el número de re!ex-iones internas aumenta para cada rayo y la re!exión en cada choque disminuye abruptamente para ángulos de incidencia ligeramente menores de 90º. En el plano de curvatura de un tubo, cada ángulo de incidencia se reduce por una cantidad que es inversamente proporcional al ra-dio de la curvatura. En la guías ópticas huecas disponibles comercialmente (o guías ópticas hue-

Figura 2-5. Láser CO2 Luxar (Lumenis) Nova-pulse Modelo LX-20SP con una potencia de sa-lida nominal de 20 vatios. El haz se transmite a través de una guía hueca !exible, larga y delgada. Cortesía de Luxar Corporation, Bohell, WA.

cas) las pérdidas pro !exión se controlan a menos del 10% de atenuación relativa a la orientación recta.

Para una geometría "ja, un haz láser tendrá una atenuación de su intensidad que es exponencial a su longitud, pero el factor de atenuación es mucho más alto que para una "bra óptica de la misma lon-gitud y diámetro del núcleo. Desafortunadamente, algunas compañías que ofrecen tubos como sistema de transmisión, con el propósito de venta, se re"e-ren a ellos como “"bras”. Mientras puede que esto no sea una decepción deliberada por parte de los fabricantes, da lugar a confusiones a los usuarios de dichos aparatos. Una terminología más aceptable y ampliamente utilizado es “"bra óptica hueca” para re!ejar tanto de la naturaleza de núcleo hueco y alta !exibilidad de este tipo de dispositivos.

El líder en el desarrollo de "bras ópticas hue-cas ha sido Luxar. La única compañía que ofrece ac-tualmente un láser quirúrgico de CO2 con una "bra óptica hueca !exible de 1 m y 1.5 m de longitud, en lugar de un brazo articulado para una gama más am-plia de indicaciones aprobadas por la FDA es Luxar-care de Woodinville, WA. Luxar Corp patentes y tec-nología ha sido adquirida y mejorada por una nueva y diferente compañía: Luxarcare.

La Figura 2-5 muestra el láser de CO2 de Lu-xar modelo LX-20, con una capacidad de 20 vatios de potencia de salida con su "bra óptica hueca que

termina en una pieza de mano para cirugía a mano alzada.

Un tubo ligero hueco, como una "bra óptica real, distorsionará el TEM del haz transmi-tido. Cualquier dispositivo que se coloca en el extremo distal para enfocar el haz emergente no será capaz de producir un diámetro focal mucho más pequeño que el diámetro interno del tubo óptico. La densidad de potencia resultante al objetivo quirúrgico, por lo tanto, se controla por la potencia total transmitida, que puede ser de hasta 20 W con el diseño apropiado.



Instrumentos Finales para los Sistemas de Entrega de Luz Láser

En general, los instrumentos "nales de entrega de un sistema láser se utilizan para guiar, para enfocar, o de alguna otra manera para condicionar el haz láser de tal forma que tenga el efecto quirúrgico deseado en el tejido. Los instrumentos "nales básicos son de seis tipos: (1) el extremo distal sencillo del sistema de entrega láser ("bra óptica o tubo hueco); (2) una pieza de mano focalizada de un brazo articulado; (3) una sonda corta, portátil, adherida por un aco-plador óptico al "nal del brazo articulado; (4) un micromanipulador para guiar y enfocar el haz desde un brazo articulado; (5) una sonda al "nal de la "bra óptica conectable / desconectable en contacto con el tejido; y (6) el extremo distal de una "bra óptica contorneada especialmente para ser colocada en contacto con el tejido diana. Estos instrumentos "nales se discutirán en las secciones siguientes.

El Extremo Distal del Instrumento de Entrega

Habitualmente se utiliza una "bra óptica para la entrega de un haz láser directamente al objetivo quirúrgico sin añadir ningú instrumento de entrega en el extremo distal. En tal caso, es necesario que la cara distal de la "bra esté pulida y sea perpendicular al eje del plano de la super-"cie, de tal foma, que el haz de luz emergente sea divergente cónicamente y que la distribución transversa de la densidad de potencia sea simétrica a cualquier plano que se encuentre a través del eje de la "bra, sin ninguna distorsión local.

Figura 2-6. Diagrama esquemático donde se muestra una "bra óptica transmitiendo un haz de luz láser a través de un plano perpendicular (A) con una cara plana en el extremo, y la misma "bra transmitiendo el mismo haz de luz láser a través de un plano dentado e irregular (B). El plano irregular en el extremo origina un patrón de luz re!ejada que tendrá una geometría distorsionada y una intensidad irregular.



Figura 2-6

Con frecuencia se utiliza el extremo distal cortado y pulido de una "bra óptica para en-tregar el haz quirúrgico al objetivo de un láser de iones de argón, Nd:YAG, KTP o de colorante pulsado sin contacto. Esto permite al cirujano variar la densidad de potencia en la super"cie del tejido diana simplemente moviendo el extremo de la "bra más cerca o más lejos del objetivo. Una distancia de trabajo típica es de alrededor de un centímetro. El diámetro focal de láser en el objetivo será casi proporcional a la separación entre el extremo de la "bra y el destino, y la den-sidad de potencia en el objetivo variará inversamente con el cuadrado del diámetro del foco. Este modo de entrega del haz láser al tejido diana se utiliza a menudo en la cirugía directa, guiada visualmente a mano alzada y para procedimientos endoscópicos.

El extremo distal de una "bra de cuarzo, en algunas ocasiones, se pone en contacto con el tejido deliberadamente o inadvertidamente. Si esto sucede con el láser encendido, el tejido puede ser vaporizado o coagulado, dejando detritus adheridos en la punta de la "bra. El pro-ducto "nal de la combustión (rotura térmica) de un material orgánico, es el carbón, el cual tiene una potente absorción de todas las longitudes de onda. El carbón es un material refractario que sublima de estado sólido a vapor a temperaturas de alrededor de los 3.000º C. Por lo tanto, una irradiación continuada del detritus tisular va a producir "nalmente una incandescencia del car-bón que terminará fundiendo la punta de la "bra óptica a temperaturas cercanas a los 1.750º C, cambiando la forma de la punta a una masa esférica que prácticamente inutilizará la "bra para continuar la intervención. Cuando esto sucede, se debe retirar la "bra óptica, volver a cortar y a pulirla para utilizarla de nuevo.

Piezas de Mano Focalizadoras

Figura 2-7. Una pieza de mano focalizadora (corte, de rejuvenecimien-to y resurfacing fraccional), unida a un brazo articulado de un láser de CO2 de 75 vatios. Cuando el espaciador en el extremo distal se pone en contacto con el objetivo, el plano focal está en la super"cie del objetivo. Cortesía de Alma Laser US, Bu%alo Grove IL.

En el pasado, este dispositivo ha sido utilizado casi exclusiva-mente con los láseres de CO2, habitualmente atornillada sobre el extre-mo distal del brazo articulado, como se muestra en la Figura 2-7.

Esta pieza de mano está normalmente disponible por el fabri-cante del láser en las longitudes focales de 75, 125, y 150 milímetros, lo que corresponde a los respectivos diámetros del punto focal efectivo de aproximadamente 0,17. 0,28 y 0,33 mm. Una pieza de mano quirúrgica típica tiene una única lente positiva, hecha de seleniuro de zinc, monta-do internamente cerca del extremo proximal en una carcasa cilíndrica, de aluminio anodizado, conectada de forma permanente o separable a una porción distal cónica que puede estar hecho de aluminio anodiza-do o un polímero rígido. En el extremo distal de este cono, una punta paraxial, puede estar provisto de un distanciador (una varilla metálica), de manera que cuando el extremo distal del distanciador toca el tejido



diana, este tejido está en el plano focal de la lente. Un pequeño tubo de metal entra en la pieza de mano justo debajo de la lente de enfoque, y una pequeña, manguera !exible se conecta a este tubo para proporcionar un !ujo de gas de dióxido de carbono a través de la cara distal de la len-te, con el "n de enfriar la lente y mantenerla libre de !ujo reverso restos de tejido que se originan en el tejido impactado. Estos detalles se muestran esquemáticamente en la Figura 2-8.

Figura 2-8. Diagrama esquemático de los detalles de una pieza de mano típica quirúrgica de un láser de CO2. El tubo !exible insertado en el extremo superior de la pieza de mano y emite un !ujo de gas de CO2 para evitar que el detritus tisular salpique en la super"cie distal de la lente y también contribuye al enfriamiento de la misma.

Sondas Huecas

Si el instrumento de entrega es una sonda hueca que emite la luz láser, se puede utilizar como una verdadera "bra óptica, para entregar el haz láser sin contactar el objetivo quirúrgico a una distancia de un centímetro o menos. Si el extremo "nal de esta sonda, toca realmente el tejido, se puede formar un tapón de detritus en el ori"cio y que se carboniza rápidamente estro-peando la sonda emisora de luz para continuar realizando la cirugía.

Si el instrumento de entrega es un brazo articulado, en su extremo distal puede se puede acoplar un tubo hueco que guíe el haz hasta el objetivo quirúrgico. Ya que el haz de luz saliente del extremo distal del brazo articulado es colimado habitualmente y tiene un diámetro alrede-dor de 1 cm, puede interponerse un acoplador óptico entre el estremo distal del brazo articulado y la sonda hueca, para acondicionar la transmisión del haz a través del pequeño ori"cio de la sonda. La Figura 2-9 muestra un juego de sondas Luxar Endoguide para cirugía endoscópica, con el acoplador del láser que se necesita para acondicionar el haz que emerge de un brazo arti-culado típico.

Como en el ejemplo anterior Luxar Corporation ofreció este set bajo el nombre de Flexi-guide, un dispositivo corto y !exible termina en el brazo articulado. Transmite una potencia máxima de 30 vatios a 10.600 nm a través de un calibre de 0.9 mm con una e"ciencia del 70% por metro si la sonda está recta, o del 60% por metro si está curvada con un radio de 4 pulgadas.



La e"ciencia de transmisión a 633 nm (láser de He-Ne) era de solo el 10% por metro, recta, y del 5% por metro curvada. El ángulo completo de divergencia del haz que emerge del láser de CO2 era de 8º. El diámetro externo de la sonda Flexiguide era de 1.2 mm. Más recientemente, como se muestra en la Figura 2-12, Luxarcare introdujo la siguiente generación de sondas huecas re-utilizables y !exibles para la cirugía con láser de CO2 bajo la marca LightScalpel™. Se muestra en la Figura 2-13.

Figura 2-9. Set de sondas huecas Luxar Endoguide, con el acoplador necesario para conectarlas a un brazo articulado. Cortesía de Luxar Corporation, Bothell, WA.

Figura 2-12. Una sonda hueco Flexiguide fabricada por Luxar Corporation para conectar al brazo articulado de un láser de CO2. Cortesía de Luxar Corporation, Bo-thell, WA.



Figura 2-13. LuxarCare LightScalpel™. Cortesía de LuxarVare, LLC, Woodinville, WA, USA.

Micromanipuladores

Como su nombre sugiere, un micromanipulador permite al cirujano dirigir el haz del láser con una alta resolución de movimiento mientras mira el objetivo quirúrgico a través de un microscopio. En este contexto, una alta resolución de movimiento signi"ca que, el más pequeño desplazamiento controlable del spot (punto) focal sobre el objetivo, es considerablemente más pequeño que el diámetro del spot focal. En los micromanipuladores modernos se puede ajustar el diámetro del spot focal al igual que la longitud focal del instrumento. Desde los microscopios quirúrgicos binoculares, como los fabricados por Zeiss y Wild, tienen longitudes focales que alcanzan de los 200 a los 500 mm, casi todos los fabricantes de láseres de CO2 ofrecen longitudes focales ajustables ya sea escalonada o continuamente, cubriendo la mayoría de la escala. La gama completa de diámetros focales disponibles, no siempre en el mismo micromanipulador, está alrededor de 0.2 mm a 4mm. En general, los diámetros focales más pequeños sólo están disponibles en las longitudes focales más cortas.

En la Figura 2-15 se muestra un micromanipulador fabricado por Laser Engeneering, Inc. El extremo distal del brazo articulado se "ja al extremo superior del micromanipulador por un conector de rosca de paso "no y la unidad tiene tornillos de sujeción para "jarlo al micros-copio quirúrgico.

Figura 2-15. Un micromanipulador moderno fabricado por Laser Engeneering, Inc. Cortesía de Laser Engeneering, Inc., Milfors, MA, USA.



Fibras Ópticas en Contacto con el Tejido

Ya que el haz emergente por el extremo distal de una "bra óptica es divergente con un ángulo de 5-15º, tiene la densidad de potencia máxima en el centro de la cara distal. Esta diver-gencia da la posibilidad al cirujano de reducir la densidad energética simplemente alejando la punta del tejido. Sin embargo, no hay forma de aumentar la densidad de potencia en el tejido si no se eleva la potencia total del haz transmitido. Si el cirujano desea vaporizar o cortar el tejido mediante una "bra, es necesario aplicar una densidad de potencia por encima del umbral de un valor que depende del coe"ciente de absorción del tejido a esa longitud de onda y por encima de la conductividad térmica del tejido. En general este umbral del valor es inferior para longitudes de onda que son fuertemente absorbidas y para los tejidos que conducen pobremente el calor, como la epidermis y el colágeno. Para longitudes de onda comprendidas entre 400 y 1.200 nm, irradiando un tejido blando con poca pigmentación y con un alto contenido en agua, el umbral de la densidad de potencia debe ser muy alto para realizar vaporización. Este umbral es el más alto a 1064 nm, la longitud de onda del láser de Nd:YAG, ya que la dispersión es alta (s = 5/cm - 15/cm), su absorción en los pigmentos melanina y hemoglobina es el más bajo en la totalidad del espectro (a = 1.0/cm - 3.5/cm) y su absorción en el agua es débil (a = 0.2/cm). Además, la re!exión de la mayoría de los tejidos a longitud de onda de 1.064 nm está entre el 40% y el 50%.

Para que el haz de un láser Nd:YAG irradiado a través de una "bra óptica cuyo extremo distal no toca normalmente el tejido, tenga una densidad de potencia lo su"cientemente alta como para realizar vaporización instantánea de un tejido blando, sin color, el láser puede ser pulsado para que alcance picos altos de densidad de potencia, el haz de luz emergente de la "bra óptica debería estar focalizado a un pequeño spot (diámetro de la luz láser), se puede poner en contacto la "bra con el tejido o se pueden tomar todas las medidas mencionadas anterior-mente. Poniendo en contacto la "bra con el tejido, se eliminan los problemas de re!exión de la super"cie tisular que sucede en la longitud de onda de un neodimio:YAG en las "bras ópticas sin contacto, de esta forma, prácticamente, se dobla la densidad de potencia disponible para vaporizar el tejido. Para aumentar todavía más la densidad de potencia del rayo emergente de la "bra óptica, esta se puede a"lar en el extremo distal para obtener un radio menor, tal y como se muestra e la Figura 2-16.

Figura 2-16. Diagrama esquemático de una !bra óptica de cuarzo con un extremo distal íntegra-mente cónico.

Sin embargo, cuando el extremo distal de la "bra está en contacto con el tejido, la des-composición térmica produce residuos de carbono que puede calentarse hasta la incandescencia a temperaturas muy por encima de la temperatura de fusión del cuarzo, 1750º C. Este carbono caliente puede fundir la punta de cuarzo y cambiar la forma de un estilete cónico al de una masa deforme, por lo tanto se utiliza habitualmente una punta cónica de za"ro en el extremo distal de



la "bra para enfocar el haz, porque el za"ro se funde a 2500º C. Además el índice de refracción del za"ro a 1.064 nm es de 1.75, mientras que el cuarzo a esta longitud de onda es sólo alrede-dor de 1.52. Cuando la punta de la aguja está en contacto con el tejido blando, es en un medio acuoso que tiene un índice de alrededor de 1.33. En este caso, el za"ro es un mejor material refractante que el cuarzo.

La "gura 2-17 muestra esquemáticamente cómo el cono de la aguja actúa como un em-budo óptico para concentrar los rayos láser en la punta, aunque algunos de ellos escapan de la super"cie exterior proximal a la punta. La curvatura del extremo muy distal de la aguja produce una acción de enfoque que concentra más los rayos, ya que emergen del za"ro al tejido. Por lo tanto, una "bra de cuarzo con una entrega de 15 W a través de un núcleo de 0,5 mm de diámetro (aproximadamente 7.600 W/cm2 tiene esta densidad de potencia que se incrementa a más de 75.000 W/cm2 por un estilete largo coni"cado que tenga un diámetro de punta de 1,15 mm.

Figura 2-17. Dibujo esquemático del corte de una punta cónica de za"ro, accesoria de la "bra óptica de cuarzo en el extremo distal. Nótese como como la forma a"lada de la punta producen un embudo óptico de los rayos de láser aumentando la densidad de potencia en el extremo distal, donde la mayor concentración se logra por el efecto focalizador de la punta hemisférica con un radio más corto. Nótese también que al-gunos de los rayos proximales a la punta, escapan de la super"cie más externa y de esta forma producen un efecto coagulador en los bordes de la incisión. Este efecto puede aumentarse ensanchando (químicamente con agua fuerte) el extremo distal por encima de la punta. Obsérvese que es posible, mediante la elección apropiada de la longitud, del ángulo de ahusamiento, del diámetro proximal de la punta cónica, junto a la divergencia del haz que emerge desde la "bra de cuarzo en el za"ro, diseñar la punta de modo que ningún rayo se escape fuera del cono proximal al extremo distal. Esta característica está patentada por los Estados Unidos, número de patente: 4.693.244, propiedad de Surgical Laser Technologies, Inc., Oaks, PA, USA.

Note que en la Figura 2-17, los rayos emergentes del extremo distal a"lado muestran una divergencia rápida, como el radio de una esfera, reduciéndose la densidad de potencia en distancias cortas entre el za"ro y la interfaz tisular. Si el radio de la punta distal a"lada es de 0,075 mm, la densidad de potencia justo a 1 mm de distancia de la punta tiene una caída alre-dedor de (0,075/1,075)2, o de un 49% de su valor en la interfaz tisular. Esta disminución rápida de la densidad de potencia limita la zona de necrosis térmica a menos de 1 mm adyacente a la punta.

La Figura 2-18 muestra de forma esquemática una comparación de las densidades de



potencia distales y los ángulos de divergencia de varias formas de puntas, que van desde una aguja delgada a un cilindro de punta roma, para un mismo diámetro proximal y potencia ra-diante total. Estos diversos estilos del za"ro pueden producir efectos tisulares que van desde la coagulación de la punta roma a la incisión aguda de la punta a"lada, en niveles de potencia total del 20% al 40% de aquellos requeridos por una "bra que no contacta para producir los mismos efectos histológicos.

Figura 2-18. Comparación esquemática de puntas de za"ro de diversas geometrías, en términos de densidad de potencia y de divergencia del haz. Nótese que la den-sidad de potencia distal y la divergencia del haz, son mayores para las formas cónicas de radio y ángulo más pequeños.

La punta de za"ro a"lada corta en gran parte los tejidos blandos en virtud a la ebul-lición rápida y la formación de vapor en el agua intra y extracelular. Este es el mismo me-canismo por el cual el láser de CO2 vaporiza el tejido. Sin embargo, la densidad de poten-cia que se necesita en la punta del za"ro a una longitud de onda de 1.064 nm es de alrededor de 4.000 veces mayor de la que se necesita en un haz láser de CO2. A densidades de potencia tan altas (40.000 W/cm2 y por encima), hay un calentamiento signi"cante del extremo distal de la punta de za"ro, ya que el za"ro tiene una absorción apreciable a 1.064 nm. Se han me-dido temperaturas de 350º C en el extremo distal de las puntas de za"ro mientras irradian de forma contínua en contacto con el tejido. Por tanto, parte del efecto de vaporización producido por las puntas de za"ro es causado por conductividad térmica del calor desde la punta al tejido.

No obstante, la ablación por conduc-tividad térmica del tejido es imprecisa a menos que se controle la temperatura del ablador, y no muy e"caz a menos que la temperatura de la punta esté muy por encima de la tempera-tura que hierve el agua histológica (100º C).

Claramente la temperatura de la punta no está regulada y es impreciso el utilizar este efecto de conductividad térmica para vaporizar el tejido. Además, con una transmisión de onda contínua del haz láser, la punta distal puede alcanzar el punto de fusión del za"ro (2.050º C) y distorsionar su geometría de una aguja a una bola deforme, particularmente si se aumenta la potencia del láser mientras la punta no está tocando el tejido. Este sobrecalentamiento de la extremidad de la punta es evidente visualmente como una llamarada brillante de luz blanca que emana del ex-tremo distal de la "bra. Una vez que ha sucedido esto, aún cuando la punta no se haya fundido, la estructura monocristalina del za"ro se convierte en una estructura policristalina que adquiere una absorción y dispersión mayor, de tal forma que es inservible para seguir realizando un pro-cedimiento quirúrgico.

Este calentamiento casual del tejido por conductividad térmica desde la punta caliente del za"ro se puede concentrar y controlar mediante la aplicación de una cubierta cerámica a la



super"cie curvada distal, transmitiendo así la mayoría de la luz del láser mientra absorve parte del calor. El material absorbente se aplica en una capa cuyo espesor ondula internamente bajo una sper"cie suave, de tal forma que las partes más gruesas absorben más luz láser, mientras que las porciones más delgadas transmiten más al tejido en contacto con la punta.

Una desventaja importante de la puntas de za"ro es su alto coste: 300$ o más por pieza. Dado que a los residentes que están aprendiendo la técnica de cirugía láser de contacto es a los que más se les sobrecalienta la punta durante su primera utilización, el proceso de aprendizaje es caro. Se requiere paciencia y práctica en el arte del dominio de la cirugía láser mediante láser Nd:YAG y las puntas de za"ro. Para aquellos que aprenden la técnica adecuada, la cirugía láser de contacto puede ser una experiencia grati"cante, pero no es para todo el mundo.

La manera en la que el haz entra en la punta de za"ro es importante. El buen acopla-miento óptico puede mejorarse mediante la aplicación de un revestimiento anti-re!ectante en el extremo proximal de la punta, cuya super"cie debe estar plana y pulida, como el extremo distal de la "bra. La re!exión de la luz láser en el acoplamiento de la "bra con la punta pueden provo-car el calentamiento de las estructuras que mantienen estas dos partes alineadas. Para aliviar este calentamiento, se utiliza un bombeo constante de gas de CO2 o de suero salino a través del espacio anular entre la "bra de cuarzo y la cubierta externa protectora, emergiendo este !ujo sobre la super"cie de la punta de za"ro.

Por último, debe observarse que los últimos milímetros de la punta de za"ro que está a"lada cónicamente se pueden tratar químicamente con ácido para escarchar esta super"cie, permitiendo que se escapen más rayos de luz láser fuera de la punta para lograr una mayor he-mostasia durante el corte.

Fibras de Cuarzo Esculpidas

Debido al alto coste y a la vida media limitada de las puntas de za"ro para la cirugía láser mediante neodimio:YAG, se ha desarrollado la técnica de esculpir los extremos distales de las mismas "bras de cuarzo. En principio, las dos extremidades, za"ro y cuarzo, contorneadas íntegramente hacen exactamente lo mismo: concentran y enfocan la luz láser a una densidad de potencia alta en el extremo distal de la "bra. La punta de cuarzo tiene la ventaja de ser menos cara que la punta de za"ro acoplada en la super"cie plana de la "bra de cuarzo, cuesta aproxi-madamente la mitad. Sin embargo, la punta de cuarzo tiene la desventaja de que su temperatura de fusión y energía refractiva en contacto con el agua, son mucho más bajas que las hechas de za"ro. Debe resaltarse que las puntas de contacto pueden utilizarse a cualquier longitud de onda del espectro comprendido entre la luz visible y la infrarroja cercana (hasta 2.500 nm) para per-mitir un corte tisular más rápido por un haz de luz láser.



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CAPÍTULO TRES

John C. Fisher, Sc.D.Edward M. Zimmerman, M.D.


Biofísica Láser, Interacción Tisular, Densidad de Potencia y

Restauración de la Piel Humana: Fundamentos Esenciales en Dermatología Láser y en losProcedimientos Cosméticos




Biofísica de la Restauración Cutánea Láser 2

INTRODUCCIÓN

El análisis biofísico de la cara, y, más recientemente, del cuello, del tórax y del cuerpo del rejuvenecimiento con láser y plasma de nitrógeno, tal como se presenta en este capítulo, se basa en observaciones experimentales y teóricas cosechadas por los autores, tanto por la larga experiencia personal y por los artículos publicados en la literatura por muchos otros. El énfasis aquí está en dar al lector una explicación racional, coherente, comprensiva de los fenómenos de primer orden, es decir, aquellos que son de primordial importancia en la comprensión de lo que se verá clínicamente, o leer en la revisión por pares y publicaciones de prensa laica. Se discuten los efectos de orden superior, pero no se enfatiza, a !n de no distraer al aspirante a la certi!ca-ción, sino que también permiten el crecimiento de los médicos más avanzados.

Los novatos, así como aquellos lectores más so!sticados que han estudiado atentamente algunos de los artículos cada vez más abundantes sobre la restauración cutánea y de la dermato-logía, pueden encontrar discrepancias aparentes entre lo que se presenta aquí y los resultados de las publicaciones fragmentadas, experimentos realizados por investigadores que están supues-tamente bien versados en los efectos biofísicos de la luz láser en el tejido vivo. Sin embargo, la mayoría de estos estudios empíricos abreviados no tienen en cuenta todos los pequeños detalles de sus experimentos, algunos de los cuales pueden ser de gran importancia que pueden sesgar los resultados observados, de manera que parecen contradecir los de otros estudios.

Si algún lector de este capítulo pudiera estar confundido por aparentes inconsistencias entre lo que se presenta aquí y la “evidencia” de los experimentos parciales que se informan en otro lugar, él o ella es bienvenido a enviar un correo electrónico o llamar a la Junta para discu-tirlas. La Junta y sus autores han pasado por un largo proceso de evolución del marco teórico dado en este capítulo, y la conciliación con aparentes contradicciones en revistas de revisión por pares. La totalidad de este tema es complejo y deben hacer frente a los fenómenos biofísicos de órdenes superiores hasta el cuarto o quinto, pero que no es apropiado que un médico que debe aprender los fundamentos antes de ser capaz de entender los matices de la materia global. De manera similar, no se pueden deducir de las leyes de la gravedad al vaciar una bolsa de plumas de la parte superior de un edi!cio en una tormenta de viento.

Este capítulo fue escrito originalmente por John C. Fisher, ScD, a mediados de la década de 1990. El Dr. Fisher, un físico láser capaz y cientí!co médico que fue mentor de muchos médi-cos en el uso temprano del láser en la medicina, fue uno de los miembros fundadores del ABLS y su presidente durante muchos años. Mientras que las compañías de láser han ido y venido y las tecnologías se han vuelto más complejas, la física que describe la función básica del láser son tan precisas y apropiadas como cuando el Dr. Fisher las describió en un principio. Por ello, gran parte de las fórmulas originales se han quedado, con agradecimiento, intactas. En este capítulo, el aumento en su complejidad y amplitud, ha sido y continuará siendo reforzada por los actuales miembros de la Junta, para el bene!cio de los futuros miembros del ABLS y de sus pacientes.



A. PRINCIPIOS FISIOLÓGICOS BÁSICOS DE LA RESTAURACIÓN DE LA PIEL HUMA-NA

1. TÉCNICAS DE RESTAURACIÓN CUTÁNEA DE USO ACTUAL

La restauración de la piel humana se ha practicado durante muchos años en diversas partes del mundo, usando una variedad de métodos. En los Estados Unidos, se ha realizado por lo menos desde la década de 1960 [1]. La dermoabrasión es la eliminación de las capas externas de la piel mediante el uso de papel de lija, aplicado manualmente o por medio de una herramienta eléctrica manual. Cuando se combina con la sal, se llama salabrasion. Agentes de peeling químicos incluyen el ácido tricloroacético (TCA), ácido glicólico y fenol, entre otros. En 1985, Laurence David [2] se convirtió en el primero en usar el láser de dióxido de carbono para rejuvenecimiento de la piel facial, cuando se empleó con éxito para reparar el daño actínico en el bermellón de los labios.

Aunque los complejos procesos !siológicos que causan la regeneración de la piel des-pués de cada uno de los tratamientos anteriores no se entienden completamente [3], todos ellos tienen un factor en común: el trauma a la epidermis y la dermis papilar, que van de leve a mo-derada, inicia una cascada de respuestas de cicatrización en la dermis reticular, probablemente la inducción de aumento de la replicación de los !broblastos, la producción aumentada de co-lágeno, y la regeneración de las capas cutáneas externas con una textura signi!cativamente más !rme y más suave. Muchos otros factores más sutiles son muy probablemente importante para esta cadena de acontecimientos multifásicos.

A excepción del rejuvenecimiento mediante láser y plasma de nitrógeno, los tratamien-tos descritos anteriormente no implican un aumento signi!cativo de la temperatura de la piel afectada. Aunque los láseres utilizados para el rejuvenecimiento cutáneo son termolíticos en su ablación de tejido vivo, está claro que la lesión térmica al tejido por debajo de la capa (s) sepa-rada por ablación de la piel puede no ser esencial para el proceso de regeneración. La necrosis térmica de la piel se produce cuando la temperatura cutánea excede 65° C durante dos segundos [4]. Si la lesión térmica solo fuera una parte necesaria de la nueva piel !rme, los agentes quí-micos y la abrasión podrían no haber tenido éxito. Al contrario, alguna lesión junto con una ablación eventual o inmediata parece ser la causa del rejuvenecimiento. El trauma térmico ex-cesivo durante periodos prolongados en el rejuvenecimiento con láser de la piel es perjudicial e indeseable. Puede inducir a la cicatrización hipertró!ca.

2. OBJETIVOS ESENCIALES DE LA RESTAURACIÓN DE LA PIEL FACIAL

El cirujano estético debe reconocer que sus objetivos en la utilización de un láser para un rejuvenecimiento facial de “grosor total” son muy especí!cos:

(a) Remover la epidermis y parte de toda la dermis papilar, con un mínimo absoluto de trauma térmico a la dermis restante, especialmente a los folículos del pelo, que son la fuente de regene-ración de la epidermis después de la exfoliación láser.

(b) Conseguir una eliminación uniforme, en el área y en la profundidad, de las capas sometidas a la ablación de la piel, con el menor número de zonas no sometidas a ablación como sea posible en cualquier región cosmética o unidad de la cara (ej.: la región perioral), con poca o ninguna



superposición de los impactos láser en lugares adyacentes y con el menor número de pases para llegar a la dermis papilar sin invadir la dermis reticular.

(c) Reconocer las arrugas profundas, arrugas y marcas focales representan ondulaciones en la super!cie de la piel, en las que la anatomía es más o menos la misma que en las zonas lisas (capa córnea, capa lúcida, capa granular, capa espinosa, capa de células basales y dermis papilar), excepto para la destrucción actínica del colágeno y de la elastina, y en el tejido cicatricial por causas como el acné.

(d) Eliminar suavemente el residuo desecado de piel dejado detrás de cada pasada del haz láser sobre una región determinada, debido a que el residuo no contiene agua, que durante la ebulli-ción, mantiene la temperatura del tejido que absorbe la luz láser a un valor constante determina-do por la presión atmosférica en la super!cie. Los rayos de cualquier láser termolítico adecuado para el rejuvenecimiento de la piel son absorbidos por muchos de los otros constituyentes del tejido, no solo por el agua, que el objetivo principal. Una vez deshidratados, cualquier residuo no ablacionado de los otros componentes, con la absorción posterior y prolongada de la energía láser, la temperatura se elevará a un nivel solo limitado por el punto de sublimación del carbo-no libre, 3000º C. El carbono es el producto !nal de la desnaturalización térmica de todos los tejidos vivos.

Estos objetivos son diferentes para la restauración cutánea fraccional, mínimamente ablativa y plasma que se comentarán posteriormente.

B. BIOFÍSICA DE LA RESTAURACIÓN CUTÁNEA LÁSER

1. FUNDAMENTOS DE LA INTERACCIÓN DE LA LUZ LÁSER CON EL TEJIDO VIVO

En este capítulo se examina en detalle los fenómenos biofísicos que están implicados en la eliminación de las capas cutáneas externas por los láseres. Es esencial para todos los practi-cantes de la restauración cutánea ablativa (láser “resurfacing” de la piel, término anglosajón) para entender estos fenómenos. En particular, es sumamente importante que quien realice el re-juvenecimiento con láser conozca los factores intrínsecos que hacen que un láser sea adecuado o inadecuado para este propósito.

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

Hay tres procesos biofísicos fundamentales por los que la luz láser provoca la destruc-ción histológica. La densidad de potencia fue introducido en el Capítulo 1 y cada uno de los procesos biofísicos tienen un umbral dependiente de la densidad de potencia de la longitud de onda por debajo del cual no se producirá. La prevalencia de uno sobre el otro proceso está de-terminado por el alcance de la densidad de potencia en el tejido.

(1) Fotoquimiólisis

Se trata de la ruptura de los enlaces inter-atómicos (electrónicos) en las moléculas or-gánicas complejas por la energía fotónica de la luz en todas las longitudes de onda más cortas



de los 319 nanómetros. Cuando la intensidad de tal luz excede el nivel del umbral en el que la tasa de rotura de los enlaces es justamente igual a la tasa de reparación espontánea de enlaces, se produce la desintegración progresiva de la estructura molecular e histológica, siendo eyecta-dos los átomos, iones y radicales desde el sitio irradiado. Esto ocurre a densidades de potencia media (promediado sobre el tiempo y el área) por debajo de 1 W/cm2. A irradiancias muy por encima del umbra, las velocidades de eyección son lo su!cientemente altas que el proceso puede parecerse a la vaporización térmica. La fotoquimiólisis es la principal causa del daño actínico de la piel de las personas que se exponen regularmente a los rayos ultravioletas del sol.

A menos que la intensidad de la irradiación de onda continua exceda el nivel máximo que pueda ser absorbido por las moléculas orgánicas exclusivamente para la ruptura de los enla-ces químicos, en el orden de los 10 W/cm2, la fotoquimiólisis no es un proceso térmico. Con una intensidad mayor de la radiación incidente, se producirá un calentamiento de la sustacia irradi-ada. Cuando la energía irradiada a 193 nm se entrega en pulsos cortos, la "uencia (la integral de tiempo de la densidad de energía) puede ir tan alta como 6 julios por milímetro cuadrado, sin daño térmico del tejido adyacente no ablacionado.

(2) Fototermólisis

Este es el mecanismo básico por el cual la mayoría de los láseres quirúrgicos destruyen el tejido. Es la absorción de luz por los materiales diana (cromóforos) y la conversión de esta ener-gía radiante en energía térmica, es decir, el calor. El calor eleva la temperatura por encima de su valor histológico normal. Si la temperatura resultante es de entre 50º C y 100º C, el efecto des-tructivo sobre el tejido se llama fotopirólisis: la necrosis inducida térmicamente. Como norma muy general, la fotopirólisis signi!cativa del tejido blando (contenido de agua 75% o superior) se produce a densidades de potencia de 1 W/cm2 a 10 W/cm2.

Cuando la temperatura alcanza los 100º C, a presión atmosférica, el agua intra y extra-celular hierve rápidamente y se forma vapor, que rompe las células y destruye la arquitectura histológica. A este proceso se le llama fotovaporólisis. Es el mecanismo por el cual los instru-mentos electroquirúrgicos monopolares cortan el tejido. Los umbrales fotovaporolíticos para las longitudes de onda fuertemente absorbidas están entre los 100 W/cm2 y los 1.000.000 W/cm2. La fotovaporólisis es el proceso por el cual los láseres son adecuados para el rejuvenecimiento facial eliminando las capas externas de la piel.

Para cualquier longitud de onda que sea absorbida por el agua, hay un umbral de densi-dad de potencia por debajo del cual el agua en el objetivo no puede hervirse por un rayo láser. El valor de este umbral es más bajo para las longitudes de onda que son fuertemente absorbidas, y más alto para aquellas longitudes de onda que se absorben mal. El umbral existe debido a que el agua en la que se absorbe el haz puede transferir la energía absorbida, convertida en forma de calor, por conducción y/o convección térmica a la masa de agua adyacente no afectada directa-mente por el rayo láser. Cuando la tasa de entrada de energía radiante por unidad de volumen de agua está por debajo de la tasa máxima posible de extracción de energía térmica por unidad de volumen, el agua se calienta sólo por la radiación absorbida, pero no hasta el punto de la tem-peratura de ebullición. Para las longitudes de onda en las que también hay una dispersión signi-!cativa de la luz dentro del agua, ya sea por los solutos o por el material particulado suspendido no absorbente, la densidad de potencia de la luz láser dentro del agua será menor que la del haz incidente, haciendo que la elevación de la temperatura sea más difícil en las profundidades en términos de densidad de potencia requerida en el haz del láser incidente.



Si la presión en el tejido en el impacto focal del haz láser excede los 760 torr (presión atmosférica), la temperatura de ebullición del agua tisular puede elvarse por encima de los 100º C y en niveles de irradiancia la fotovaporización puede causar ondas de choque y otros efectos explosivos que son, en gran medida, indeseables para la cirugía.

(3) Fotoplasmólisis

Esta es la destrucción de la arquitectura histológica por la formación fotónica de un plas-ma, un cuarto estado de gas como la materia en la que hay concentraciones aproximadamente iguales de electrones libres y iones positivos que tienen temperaturas de varios miles de grados centígrados. Se produce sólo por encima de intensidades radiantes en el orden de 10 mil millo-nes de vatios/cm2. A tales intensidades, el campo eléctrico de la onda de luz es lo su!cientemente fuerte para expulsar a los electrones fuera de sus órbitas atómicas, originando así la ionización y desintegración estructural de cualquier sustancia material. Solamente los láseres y el nuevo plasma de nitrógeno son capaces de producir tan altas intensidades radiantes.

(4) Láseres y Procesos Biofísicos

Para todos los láseres cuyas longitudes de onda son mayores de los 319 nm, la conver-sión de luz en calor es el principal medio por el que se destruye el tejido. A 319 nm, la energía fotónica es igual a la primera potencial de ionización del elemento de cesio, 3,89 electrón voltios. El cesio tiene el primer potencial de ionización más bajo de todos los elementos. Por lo tanto, ya que la energía fotónica aumenta con la disminución en la longitud de onda, todos los láseres que tienen longitudes de onda más cortas de 319 nm son capaces de producir fotoquimiólisis a densidades de potencia relativamente bajas. Los láseres disponibles actualmente que se encuen-tran en este rango son los excímeros, "uoruro de argón (193 nm), cloruro de criptón (248 nm) y cloruro de xenón (308 nm).

La fotoquimiólisis puede ocurrir a cualquier longitud de onda en la que la energía fotó-nica sea igual o mayor que la energía de enlace entre dos átomos unidos a una molécula. Esta energía de unión puede ser menor que el primer potencial de ionización del cesio. Sin embargo, una longitud de onda divisoria cómoda entre el rango espectral en la que predomina el fotoqui-miólisis y aquella en la que predomina la termólisis es la de los 319 nm.

Incluso en estas longitudes de onda cortas ionizantes, si la densidad de potencia media del haz supera con creces el umbral de la fotoquimiólisis, el exceso se convierte en calor en el tejido, y posteriormente se producirá la termólisis.

Los láseres visibles e infrarrojos pueden producir quimiólisis, pero solo a temperaturas elevadas, donde las uniones interatómicas en los compuestos orgánicos se rompen por las vibra-ciones y las rotaciones moleculares.

Los láseres de pulso ultra corto que se utilizan para producir fotoplasmólisis (principal-mente el Nd:YAG), también causan una destrucción total de la arquitectura molecular en todos sus componentes, debido a la ionización casi total de los átomos por todo el material y a las altas temperaturas alcanzadas en los plasmas (> 15.000º C).

En la Tabla 2 del Capítulo 1 se enumeran los diferentes procesos por los cuales los prin-cipales tipo de láseres en la medicina destruyen el tejido vivo. Es importante que los médicos



entiendan como los láseres que utilizan interactúan con el tejido vivo y trabajan para ablacio-narlo.

b. Propiedades Únicas de la Luz Láser: De!nición de un Láser

Las características distintivas de luz láser son la monocromaticidad, la coherencia y la colimación. La monocromaticidad es la propiedad de tener una sola longitud de onda. En rea-lidad, ninguna fuente de luz produce sólo una única longitud de onda, pero el ancho de banda de luz de un láser quirúrgico es menos de 0,1 nanómetros. La coherencia se mani!esta de dos formas: espacial y temporal. La coherencia espacial es la alineación de las crestas y los valles de las ondas de campo eléctrico de los rayos de luz en un rayo láser en líneas perpendiculares a los rayos. La coherencia temporal es la constancia de la frecuencia, longitud de onda, y la velocidad de propagación de las ondas de luz. La colimación es la falta de divergencia o convergencia de los rayos de luz en un haz de láser. Son todos paralelos entre sí en el haz primario emergente desde el láser y continúan de esta forma.

Para los propósitos de esta discusión, un láser puede de!nirse como una fuente de ener-gía radiante que tiene estas propiedades únicas. Hay cientos de materiales físicos que se pueden utilizar para producir luz láser, incluyendo gases, líquidos y sólidos. Los detalles físicos de cómo la Ampli!cación de la Luz por la Emisión Estimulada de la Radiación, o acción LÁSER, se producen dentro de un láser y no son de vital importancia para un cirujano láser y/o cirujano estético láser. Lo que es de vital importancia es la comprensión de cómo la luz interactúa con los tejidos vivos.

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

Cuando un rayo de luz láser incide sobre la super!cie del tejido vivo, se producen cuatro fenómenos ópticos fundamentales. Estos pueden ser cuanti!cados en términos de la intensidad por unidad de super!cie (densidad de potencia) en varios puntos a lo largo de un solo rayo de luz, ya que pasa del aire por encima de las profundidades del tejido. Estos son:

1) Re"exión y retrodispersión del haz por la super!cie de la primera incidencia2) Transmisión en, o a través, del tejido3) Dispersión en el interior y tal vez fuera del tejido4) Absorción por el tejido entre los puntos de dispersión

La re!exión se mide en términos de re"ectancia: relación entre la intensidad de la frac-ción re"ejada de un rayo de luz con la intensidad del rayo de luz incidente. La re"ectancia es independiente de la longitud de onda y del color de los tejidos para longitudes de onda más cortas que 300 nm y más largas de los de 4000 nm. Entre estos límites, la re"ectancia depende tanto de la longitud de onda como de la pigmentación de los tejidos.

La Figura 3-1 muestra un grá!co de la re"ectancia de la incidencia normal (0º) de la luz monocromática en la piel humana. Tenga en cuenta los picos pronunciados y los valles de las dos curvas en la gama de 400 a 1.500 nanómetros. Tenga en cuenta también las diferencias pro-nunciadas entre la luz y la piel oscura en este mismo rango del espectro. En general, la re"ectan-cia de todos los tejidos vivos en incidencia normal mostrará variaciones pronunciadas dentro



de la gama espectral de 400 a 1500 nm. La forma y la altura máxima de la curva para cada tipo de tejido será fuertemente dependiente de los pigmentos presentes en ese tejido. Sin embargo, en los rangos de 100 a 300 nm y de 2200 a 40 000 nm, la re"ectancia es “daltónica”.

Figura 3-1. Variación de la re"ectancia de la epidermis para pieles claras y en pieles oscuras con longitud de onda de 0,2 a 45 µm. Tenga en cuenta que, por debajo de 0,3 y por encima de 4,0 µm, la re"ectancia es baja, constante, e independiente de la longitud de onda. Reimpresión de Fisher IC. Basic laser physics and interaction of laser light with so# tissue. In: Shapshay SM, ed. Endoscopic laser surgery handbook. New York: Marcel Dekker, 1987:94.

Del mismo modo, la transmisión se mide en términos de transmitancia: la relación de la intensidad del rayo transmitido a medida que emerge distalmente desde el tejido a la del mismo rayo inmediatamente después de entrar en el tejido. La dispersión es realmente un compuesto de varios fenómenos ópticos distintos, pero para los propósitos de la cirugía con láser, se de!ne como un cambio en la dirección de un rayo de luz sin un cambio en su longitud de onda. La absorción se de!ne como la conversión, dentro del tejido, de la energía radiante en otras formas, tales como el calor. Las magnitudes absolutas y relativas de estos efectos son funciones de la longitud de onda del rayo láser y de las propiedades físicas del tejido.

El efecto más importante de la re"exión de la luz láser de los tejidos vivos es la reducción de la densidad de potencia de los rayos que penetran en estos tejidos. La Figura 3-2 muestra, es-quemáticamente, un rayo de luz láser que se re"eja parcialmente de la super!cie de la primera incidencia de la masa de un tejido.

La atenuación es un proceso de disminución de la intensidad de la luz láser a medida que viaja en la profundidad de un medio que no re"eja totalmente la radiación en su primera super!cie. En particular, estamos interesados en los tejidos vivos.



La Figura 3-2 también muestra esquemáticamente la atenuación (disminución de la in-tensidad) que se produce según un rayo de luz láser penetra en el tejido vivo. Tanto la absorción como la dispersión contribuyen al proceso de atenuación. En un medio homogéneo, isotrópico, como la gelatina hidratada, la atenuación es exponencial: el rayo pierde una fracción constante de su intensidad en la dirección de propagación en cada unidad de distancia de desplazamiento hacia delante. En el tejido vivo, que no es homogéneo ni isotrópico, el proceso de atenuación puede describirse aproximadamente como exponencial:

(3-1) pz = po$ -Az [POTENCIA]/[ÁREA]

En la Ecuación (3-1) pz es la densidad de potencia del rayo a alguna profundidad z bajo la primera super!cie. po es la densidad de potencia justo debajo de la primera super!cie (es decir, la densidad de potencia incidente, pi, menos la densidad de potencia re"ejada, pr), " es la base de los logaritmos naturales ($ = 2.71828---), y A es el coe!ciente de atenuación. Este coe!-ciente es la suma de dos partes:

(3-2) A = a + s

donde a es el coe!ciente de absorción y s es el coe!ciente de dispersión. La dimensión física de A, a y s es 1/[LONGITUD].

La Ecuación (3-1) es la expresión matemática de la ley de Bouguer, llamada así por el cientí!co francés Pierre Bouguer (1698-1758). Se describe a menudo erróneamente como la Ley de Beer, que en realidad indica que el coe!ciente de absorción de un medio es proporcional a la concentración del elemento absorbente en ese medio.

(Nota: Figura 3-2 en la siguiente página)



Figura 3-2. Diagrama esquemático de la atenuación de un rayo de luz láser por la absorción y la dispersión dentro del tejido vivo. Este proceso es exponencial: cada rayo que penetra pierde una fracción constante de su intensidad en la dirección de propagación dentro de cada unidad de distancia, %z, de avance. Las cifras representan una dispersión en puercoespín, omnidireccional.

Reimpresión de Fisher, J.C., Qualitative and quantitative tissular e&ects of light from important surgical la-sers: optimal surgical principles. In: Wright, VC. and Fisher, JC., eds. Laser surgery in gynecology: a clinical guide. Philadelphia: W. B. Saunders, 1993: 65.



Los valores de a (coe!ciente de absorción) y de s (coe!ciente de dispersión) en la Ecua-ción 3-2 son funciones de la longitud de onda de la luz y de las características del tejido. A!rma-mos aquí un hecho importante: la idoneidad de un láser en particular para un procedimiento quirúrgico especí!co depende principalmente de los valores absolutos y relativos de un a y s para la longitud de onda de ese láser y para el tejido en el que se va a realizar el procedimiento. Factores secundarios son el sistema de entrega disponible para el láser (!bra óptica o brazo ar-ticulado), los modos temporales del láser, y la potencia máxima disponible de ese láser.

(1) Profundidad de Extinción de un Rayo Láser en un Tejido Vivo

En un proceso exponencial como la atenuación, teóricamente, no hay profundidad a la que la intensidad radiante llegue a cero. Por lo tanto, hay que de!nir una profundidad de extin-ción, es decir, una profundidad a la que la intensidad residual es una fracción especí!ca de la densidad de potencia en la super!cie del tejido. La de!niremos arbitrariamente como del 1%. De la Ecuación 3-1 podemos derivar una fórmula para la profundidad a la que pz ha caído a 1% de su valor en la primera super!cie:

(3-3)

donde ze es la profundidad para el 99% de atenuación (A). Note que la extinción en profundidad es una función sólo de la longitud de onda y del tipo de tejido (Tabla 3-1).

(2) Profundidad de Penetración

De!nimos la profundidad de penetración como la distancia desde la primera super!cie a lo largo del eje del haz de láser en el que el haz todavía tiene su#ciente densidad de potencia para producir un efecto determinado en el tejido, por ejemplo, la coagulación térmica. Claramente, la profundidad de penetración no es una función solo de la longitud de onda y de las propieda-des del tejido, sino también de la densidad de potencia del haz láser en la primera super#cie del tejido. Por ejemplo, un láser de dióxido de carbono tiene una profundidad de extinción de 0.06 mm en el agua histológica. A esta profundidad, tiene un 1% de su densidad de energía original. Si queremos que tenga una profundidad de penetración de 0.06 mm, de!nido en términos de capacidad para hervir el agua, tenemos que tener una densidad de potencia de en la super!cie de 1.000 W/cm2 ya que entonces tendrá 10 W/cm2 a esa profundidad, o lo su!ciente para hervir el agua no convectora. Si el haz incidente tiene solo 100 W/cm2 la intensidad residual a 0.06 mm será solo de 1.0 W/cm2 y no será su!ciente para hervir el agua histológica.

Estos conceptos, y la distinción entre ellos, son importantes para la comprensión de la interacción de la luz del láser con el tejido vivo.

(Nota: Tabla 3-1 en la siguiente página)



d. Idoneidad de un Láser para una Aplicación Quirúrgica en Particular

Como se dijo anteriormente, la idoneidad de los tipos de láseres termolíticos se determi-na por las magnitudes absolutas y relativas de los coe!cientes de absorción y de dispersión, a y s (como en la Ecuación 3-2). La elección de un láser de este tipo para un propósito quirúrgico especí!co puede estar in"uenciada por factores secundarios, tales como la transmisibilidad de su haz de luz a través de !bra óptica, guía de ondas de espejo hueco o un brazo articulado, el tamaño (s) de punto generado, el máximo de energía disponible, el tamaño y el coste del láser. Sin embargo, si la elección se hace de manera objetiva y cientí!camente, sólo los coe#cientes de absorción y dispersión son importantes.

En el sentido más general, la elección del tipo de láser se debe hacer primero sobre la base de el modo preferido de la destrucción del tejido: fotoquimiólisis, fototermólisis, o foto-plasmólisis. Sin embargo, en el uso de láseres para el rejuvenecimiento de la piel, la fototermóli-sis es actualmente el procedimiento preferido. Por lo tanto, la selección del tipo de láser en este caso se basa en las magnitudes de a, s y la relación de a/s.

Usando estos factores, todos los tipos de láseres quirúrgicos pueden asignarse a una de estas tres categorías: WYSIWYG, el acrónimo de What You See Is What You Get (lo que ve es lo que consigue); SYCUTE, Sometimes You Can Use Them E&ectively (en algunas ocasiones se pueden utilizar con e!cacia); y WYDSCHY, What You Don’t See Can Hurt You (lo que no ve puede lesionar). Estas categorías se de!nen como sigue:

WYSIWYG: a > 100/cm; a/s > 10 (longitudes de onda 193 nm, 248 nm y > 2.500 nm)

SYCUTE: 1 < a < 100/cm; 0.1 < a/s < 10 (longitudes de onda < 625 nm; y 1.400 - 2.200 nm)

WYDSCHY: a < 1.0/cm; a/s < 0.1 (longitudes de onda: 625 - 1.400 nm)

Los láseres WYSIWYG son adecuados para la cirugía precisa con un daño térmico mí-nimo al tejido adyacente. Por lo general, son pobres coaguladores. Ejemplos son el CO2 a 10.600



nm, Holmio:YAG a 2.100 nm, y el "uoruro de argón (excimer) a 193 nm.

Los láseres SYCUTE son útiles para la destrucción termolítica del tejido pigmentado. La longitud de onda debe ser elegida para una fuerte absorción en el pigmento del tejido diana (cromóforos). Estos láseres tienen longitudes de onda en las regiones visibles y cercanas al in-frarrojo del espectro electromagnético (< 625 nm y las comprendidas entre los 1.400 y 2.200 nm). Ejemplos de ellos son el KTP, láseres de colorante pulsado, rubí, alejandrita y láseres de diodo. (Nota: el Dr. Hilario Robledo: siendo absolutamente purista y siguiendo con rigurosidad la cla-si!cación dada por longitudes de onda por el ABLS, los láseres de rubí (694 nm), alejandrita (755 nm) y diodo (800-810 nm(, entrarían dentro de la siguiente clasi!cación).

Los láseres WYDSCHY son muy adecuadas para provocar necrosis térmica para la coa-gulación de los vasos sangrantes o la destrucción de los tumores malignos. Son inútiles para el corte preciso o ablación con daño térmico mínimo a los tejidos cercanos. El ejemplo más so-bresaliente de este tipo es el de neodimio:YAG de onda continua a 1064 nm. Todos estos láseres tienen longitudes de onda en la parte del infrarrojo cercano del espectro. Sus rayos son muy dis-persos y débilmente absorbidos en la mayoría de los tejidos, excepto si está presente el carbono libre por la necrosis térmica prolongada. El carbono absorbe fuertemente todas las longitudes de onda, y hace que cualquier láser termolítico corte como un láser WYSIWYG, pero no sin daño térmico, que ya se ha producido en el momento en que el carbono libre está presente durante la irradiación láser de los tejidos vivos.

c. Coe!cientes de Absorción y de Dispersión para Varios Constituyentes del Tejido

(1) Absorción: Hay varios absorbentes principales de la luz en los tejidos vivos, entre los más importantes están:

1. Agua, que constituye entre el 75% al 85% de los tejidos blandos.2. Pigmentos, como la bilirrubina, melanina, hemoglobina y xanto!la, especialmente importan-te en las longitudes de onda visibles.3. Grasa y lípidos, especialmente en las longitudes de onda ultravioletas e infrarrojas medias y lejanas.4. Otras moléculas orgánicas complejas, especialmente en las longitudes de onda ultravioletas e infrarrojas medias y lejanas.5. Carbono, un constituyente abundante de todos los tejidos vivos, que es un producto de la descomposición de la fase !nal de la pirólisis, y es un fuerte absorbente de la luz en todas las longitudes de onda.

La Figura 3-3 muestra la variación espectral del coe!ciente de absorción de la melanina, la oxihemoglobina y de la desoxihemoglobina entre los 400 y los 1100 nm. Tenga en cuenta que todas estas curvas se elevan a valores altos, tanto en el ultravioleta como en el infrarrojo. Cada una tiene su valor mínimo justo más allá de la longitud de onda principal del láser de Nd: YAG, 1064 nm. Cabe señalar que existen grandes diferencias entre la absorción de la melanina y de la hemoglobina en muchas longitudes de onda dentro de la gama de este trazo, ofreciendo así la oportunidad de lograr la destrucción selectiva de cualquier vasculatura ectásica o lesiones me-lanocíticas sin daño signi!cativo a la otra, simplemente mediante la elección apropiada de una longitud de onda en la parte visible del espectro.



Figura 3-3. Variación espectral de los coe!cientes de absorción para la melanina, oxihemoglobina (HbO2) y la deoxihemoglobina (Hb) en soluciones acuosas, de los 400 a los 1.100 nm. La concen-tración de melanina es equivalente a a la de la piel muy negra; la concentración de hemoglobina es de 150 g/L. Observe que las tres curvas alcanzan un mínimo justo más allá de la longitud de onda del láser de Nd:YAG. Las tres curvas se elevarían a valores mucho más altos, tanto en las longitudes de onda ultravioleta (a la izquierda) como en las longitudes de onda infrarrojas (a la derecha), si se trazasen en esas regiones. Reimpresión de FisherI JC. Basic laser physics and interaction of laser light with so# tissue. In: Shapshay SM. ed. Endoscopic laserI surgery handbook. New York: Marcel Dekker, 1987:101.



Como se ha dicho anteriormente, el principal constituyente del tejido vivo, tanto en plantas como en animales, es el agua. También es un fuerte absorbente de la luz en longitudes de onda mayores de 2.500 nm: a > 100/cm. En agua pura o solución salina normal, la dispersión es insigni!cante en comparación con la absorción en este intervalo espectral. Sin embargo, cuando el agua contiene incluso una pequeña fracción de materia en partículas, se convierte en un me-dio de dispersión. La sangre es un buen ejemplo. La Figura 3-4 muestra la variación espectral del coe!ciente de absorción para el agua, la solución salina normal en el cuerpo humano contiene sólo cloruro sódico al 0.9%, pero su coe!ciente de absorción no es signi!cativamente diferente al del agua en el espectro de los 200 a los 10.000 nm. Tenga en cuenta que el coe!ciente de ab-sorción para el agua varía a través de al menos 8 órdenes de magnitud (factores de 10) desde el ultravioleta a través de las visibles a longitudes de onda en el infrarrojo lejano.

Figura 3-4. Variación espectral del coe!ciente de absorción para el agua. Tenga en cuenta que el eje vertical muestra la variación en por lo menos 8 órdenes de magnitud. La solución salina !siológica es un importante absorbente de la radiación en el tejido vivo de 2 a 11 micrómetros. El coe!ciente de absorción de agua no es muy diferente de la de solución salina normal.

Fuente: Absorption of electromagnetic radiation by water, http://en.wikipedia.org/wiki/Electromagnetic ab-sorption by water, Wikipedia, 2012.



El agua es un absorbente muy bene!cioso para la luz láser en el cuerpo humano, ya que hierve a una temperatura constante que sólo depende de la presión en su super!cie. Esa temperatura es de 100º C cuando la presión es 760 torr El proceso básico por el cual un láser termolítico extirpa el tejido es la ebullición repentina del agua histológica para formar vapor en expansión. Mientras que el agua está hirviendo a presión constante, la super!cie de impacto del haz de láser sobre el tejido es isotérmica. Por lo tanto las temperaturas en los puntos dentro del tejido adyacente se mantienen en o por debajo de la temperatura de ebullición del agua, inde-pendientemente de la densidad de potencia del haz de láser, siempre y cuando el agua líquida esté presente en el tejido.

Hay numerosos absorbentes diferentes, a menudo llamados cromóforos, en el tejido vivo que absorben la luz a diferentes longitudes de onda. Ejemplos notables son los pigmentos, como la melanina, hemoglobina, xanto!la y bilirrubina. A longitudes de onda más corta que 319 na-nómetros, las moléculas orgánicas complejas de muchas variedades son absorbentes signi!can-tes: colágeno, grasa, proteínas y los carbohidratos son algunos ejemplos.

Sin embargo, a longitudes de onda donde los pigmentos son los principales absorbentes y el agua es relativamente transparente, los cromóforos deben transmitir su calor a la matriz histológica acuosa por conducción térmica, que requiere una diferencia de temperatura entre las partículas absorbentes y el líquido circundante. Por lo tanto, aunque el agua hierve todavía a una temperatura constante, la temperatura en los absorbentes debe ser mayor de los 100º C.

En todas las !guras anteriores, la gama extrema del valor de a es de aproximadamente 0,0001/cm a aproximadamente 9,000/cm, o por lo menos de 8 órdenes de magnitud, para la lon-gitud de onda que varían de 180 a 11.000 nm. Esta enorme gama hace hincapié en la necesidad de elegir la longitud de onda (es decir, el tipo de láser) adecuadamente para el tejido a tratar. La Tabla 3-2 caracteriza la absorción de cuatro componentes de tejido en seis longitudes de onda diferentes.



(2) Dispersión: La dispersión de la luz en el tejido vivo es más fuerte en las longitudes de onda cortas, y disminuye con el aumento de longitud de onda. Para nuestros propósitos en la cirugía, es posible de!nir la dispersión como un cambio de dirección de un rayo de luz sin un cambio en la longitud de onda. La dispersión, como lo observamos en el tejido vivo, es un compuesto de varios fenómenos distintos:

1. La re"exión difusa de las interfaces irregulares entre los materiales histológicos que tienen diferentes índices de refracción y dimensiones físicas mucho más grandes que la longitud de onda.

2. La refracción de los rayos de luz en las interfaces entre los materiales histológicos de diferentes índices (efectos de la lente) y las dimensiones físicas mucho más grandes que la longitud de onda.

3. La re"exión y la difracción de las ondas de luz por partículas discretas en el tejido, que van en tamaño desde las moléculas orgánicas a las inclusiones celulares.

4. La absorción resonante de la luz por los átomos y por las moléculas y la reemisión en la misma longitud de onda, pero en direcciones diferentes.

La dispersión de partículas mucho más pequeñas que la longitud de onda es omnidirec-cional y se llama dispersión de Rayleigh, en honor al físico británico Lord Rayleigh (1842-1919). Varía en intensidad inversamente con la cuarta potencia de la longitud de onda. La dispersión por partículas de tamaño mayor que la longitud de onda es predominantemente hacia delante y lleva el nombre del físico alemán G. Mie. Esto varía aproximadamente con la inversa de la raíz cuadrada de la longitud de onda. El coe!ciente de la dispersión combinada de Rayleigh y de Mie en el tejido vivo oscila entre un mínimo de aproximadamente 5/cm a un máximo de aproxima-damente 50/cm para los tipos de tejido en el cuerpo humano, en el rango de los 10.000 a los 100 nm.

Los coe!cientes de dispersión han sido examinados en los estudios de Halldorsson y Langerholc [15]; Gijsbers, Breederveld et al [16]: y Van Gernert, Cheong et al [17], entre otros. Mediante la búsqueda en la literatura, se puede extraer los siguientes hechos generales :

1. Los coe!cientes de dispersión, como era de esperar, son los más altos en longitudes de onda más cortas. Esto es así por varias razones. En primer lugar, los índices de re-fracción de todos los materiales, excepto las bandas de absorción cercanas, son más altos para las longitudes de onda más cortas. En segundo lugar, como se dijo antes, la dispersión de Rayleigh aumenta inversamente con la cuarta potencia de la longitud de onda. En tercer lugar, la dispersión de Mie aumenta inversamente con la 1/2 de la potencia de la longitud de onda.

2. En el tejido biológico, la dispersión de Rayleigh es por lo general menos importante que la dispersión de Mie y la re"exión difusa y la refracción en las interfaces histológi-cos en el cambio de la dirección de los rayos de luz.

3. La dispersión es más signi!cativo en relación a la absorción en el intervalo de longi-tudes de onda entre los 600 y lo 2200 nm. Esto es así porque s ' a para la mayoría de los tejidos en esta parte del espectro.



Cuando la dispersión es mucho más fuerte que la absorción en el tejido vivo, la luz láser dentro de ese tejido ya no es colimada y espacialmente coherente, sino que se convierte en un "ujo radiante aleatoriamente difuso (randomly di&used radiant "ux - r.d.r.f.) que se caracteriza por rayos que viajan con igual probabilidad 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 vapori-zación del tejido, pero es muy efectiva para la coagulación. Es lo que el piloto de una aeronave ve al volar en una densa niebla durante el día: parece igualmente brillante en todas las direcciones.

Por el contrario, cunado un haz láser entra en un medio en el cual la dispersión es in-signi!cante comparado con la absorción, el haz láser permanece colimado dentro del medio y disminuye su intensidad según aumenta la profundidad bajo la primera super!cie. Esto es lo que ocurre cuando los láseres WYSIWYG se utilizan en cirugía.

Para la cirugía, la consecuencia más importante de la dispersión es la redistribución espacial de la densidad de energía radiante, por lo que sería de otra manera un lápiz de luz es-trecha, en un volumen circundante de tejido irradiado.

2. CARACTERÍSTICAS DE UN LÁSER TERMOLÍTICO IDEAL PARA LA RESTAURA-CIÓN 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 pig-mentación de la piel.

2. Debe ser un láser WYSIWYG y su coe!ciente de absorción en el agua deber tan alta como posible (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 menores, 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 produzca 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 del pulso, velocidad de barrido, etc.) deben ser temporalmente estables y ajustables con la su!ciente variedad que 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 for-ma que se obtenga una ablación uniforme en profundidad en cada exposición y en las exposi-ciones sucesivas sin superposición entre ellas.



8. La pieza de mano utilizada para la entrega del haz a la super!cie de la piel debería ser colimada o que tenga un punto focal de 2-3 cm. Alternativamente, en la pieza de mano debe incluir un distanciador que asegure que el plano focal se sitúe en la super!cie de la epidermis cuando el extremo distal del distanciador toque la piel.

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

3. ABLACIÓN DEL TEJIDO BLANDO POR UN LÁSER WYSIWYG APTO PARA LA RES-TAURACIÓN CUTÁNEA

a. ASPECTOS FUNDAMENTALES DE LA DENSIDAD DE POTENCIA

(1) Importancia de la Densidad de Potencia: La densidad de potencia es un parámetro de fun-cionamiento tan importante de un láser quirúrgico que debe entenderse por el cirujano con el !n de hacer la cirugía con láser de forma segura y e!caz. Los conceptos de energía y potencia se discutieron en el Capítulo 1, y el lector debe referirse a las partes del Capítulo 1 para las de!ni-ciones de estas entidades básicas. El per!l de densidad de potencia ideal de un haz de láser para la cirugía es la gaussiana, o TEM00, modo transversal, comentado en el Capítulo 1. Este per!l es preferible debido a que puede ser enfocado al diámetro efectivo más pequeño sobre el objetivo.

(2) De!nición: La densidad de potencia se de#ne como la potencia radiante transmitida por unidad de área de la sección transversal de un haz de láser, o la potencia radiante que impacta el objetivo del haz por unidad de área de la super#cie diana iluminada por el haz. En el estudio de la óptica, la densidad de potencia se denomina como intensidad. La densidad de potencia es proporcional al cuadrado de la amplitud del campo eléctrico de una onda de luz.

(3) Cálculo de la Densidad de Potencia: Es importante recordar que la densidad de potencia varía inversamente con el cuadrado del diámetro del punto focal. Por lo tanto, si el diámetro del punto focal se reduce por un factor de 2, la densidad de potencia se incrementa por un factor de 4 y viceversa.

(4) Medida del Diámetro E!caz del Haz: Para los rayos de luz láser transmitidos a través de una !bra óptica de cuarzo delgada, hay un método fácil para estimar el diámetro e!caz el haz donde emerge desde el extremo distal de la !bra. El haz de láser que emerge del láser en sí siem-pre es de un diámetro mayor que el del núcleo de la !bra, por lo que se utiliza una lente positiva para enfocar el haz en la cara del extremo proximal a un punto que es menor al del núcleo. Esto signi!ca que casi toda la potencia del haz se transmite a través de la !bra, a excepción de una pequeña cantidad que se pierde debido a la re"exión de primera super!cie. Para simpli!car, podemos suponer que el 100% de la potencia total del haz entra en la !bra, dejando de lado la re"exión de un la 4% de los dieléctricos de incidencia casi normal de los rayos.

Las re"exiones repetidas internas totales de los rayos en la interfaz del núcleo y en el re-vestimiento a medida que viajan al extremo distal causa la transposición de los rayos, la pérdida de coherencia espacial, y un aplanamiento del per!l de densidad de potencia del haz distalmente emergente. Debido a que ya no es gaussiana, el haz no tiene un diámetro “efectivo”, en el sentido estricto del término, y la manera más fácil de calcular la densidad de potencia promedio es divi-



dir la potencia total del haz por el área de sección transversal de el núcleo de la !bra:

(3-4) ó Pa = 4Po / (de2

donde pa es la media de la densidad de potencia justo dentro del extremo distal, po es la potencia total del haz, y de es el diámetro del núcleo de la !bra. Si el diámetro se expresa en milímetros, la potencia en vatios y la densidad de potencia en vatios por centímetros cuadrado, la Ecuación 3-4 se convierte en:

(3-5) pa = 127 (po en vatios) / (de en mm)2

La Figura 3-5 muestra esquemáticamente una !bra óptica con un haz de láser que emer-ge de su extremo distal. El haz se desviará con un ángulo comprendido entre 5º y 15º. Esta diver-gencia permite al operador variar la densidad de potencia por el movimiento del extremo distal de la !bra hacia o lejos del objetivo. Una distancia de funcionamiento típica de una !bra de láser de no contacto será de un centímetro del extremo distal al tejido. La densidad de potencia en el tejido puede calcularse aproximadamente utilizando la Ecuación 3-5 con el mismo diámetro al del haz guía del helio neón sobre la super!cie del tejido. Aunque el haz guía de He-Ne no tiene siempre la misma divergencia que la del láser quirúrgico, la aproximación es lo su!cientemente buena para estimar la densidad de potencia en el objetivo.

Figura 3-5. Diagrama esquemático de una !bra óptica con un haz láser divergente que sale de su extremo dis-tal. El haz entra en el extremo proximal de la !bra está enfocado a un punto más pequeño que el diámetro del núcleo, de modo que prácticamente toda la energía radiante del haz se transmite en la !bra.

(5) Importancia Quirúrgica de los Umbrales Destructivos de la Densidad de Potencia: Hay un rango de densidad de potencia dentro del cual un haz láser que impacta dentro de un tejido vivo tendrán lugar ciertos efectos físicos en ese tejido. Si el cirujano desea obtener un efecto que predomine sobre todos los demás, la densidad de potencia en el haz del láser quirúrgico debe superar el umbral en el que comienza ese efecto, pero no tanto para que ocurran otros efectos al establecer densidades de potencia más altos porque el siguiente umbral ha sido excedido. Estos umbrales, como ya se ha explicado, son dependientes de la longitud de onda (Figura 3-6). Los mecanismos importantes por los que la mayoría de los láseres quirúrgicos destruyen el tejido vivo son la fotopirólisis y la fotovaporólisis, ambos de los cuales están incluidos bajo la categoría más general de la fototermólisis.



Figura 3-6. Efectos biológicos de la radiación láser entre 100 nm y 10.600 nm como funciones de la media (sobre el tiempo y el espacio) de una densidad de energía en los tejidos blandos. Las líneas correspondientes al límite en declive entre regiones de efectos diferentes denota el hecho de que el coe!ciente de absorción y/o energía fotónica varían con la longitud de onda. El pico de cada uno de los tres límites inferiores se corresponden a la longitud de onda que tiene el coe!ciente de absorción más bajo en un tejido en particular y las curvas ascendentes y descendentes de las líneas se corresponden a la longitud de onda que tiene el coe!ciente de absorción más alto. El límite más inferior es prácticamente independiente de la longitud de onda y representa la variación del umbral de la densidad de energía de la rotura óptica como una función de la duración del pulso y la geometría focal del haz de luz láser. Reimpresión de Fisher JC. Basic laser physics and interaction of laser light with so# tissue. In: Shapshay SM, ed. Endoscopic laser surgery handbook. New York: Marcel Dekker, 1987: Fig. 29, p. 109.



b. MEDIOS POR LOS QUE SE PUEDE AUMENTAR LA DENSIDAD DE ENERGÍA

Hay varias formas por las que se puede aumentar la densidad de energía de un rayo láser a un valor adecuado para hervir instantáneamente el agua histológica, incluso si la potencia del haz total de onda continua no puede incrementarse:

1. Focalizar el haz a un pequeño punto por medio de una lente positiva.

2. Si el haz es de !bro-transmisible, utilizar una !bra con un núcleo de pequeño diámetro: 0.2 mm.

3. A!lar el extremo distal de la !bra de entrega a un cono delgado de radio pequeño en la punta, con el !n de producir un embudo óptico que concentre el haz y lo en-foca a una alta densidad de potencia, tal como se describe en el Capítulo 2, y tocar con la punta de el tejido diana.

4. Adherir una punta de entrega cónica de za!ro en el extremo distal para contacto con el tejido en la !bra de cuarzo normal, tal y como se ha descrito en el Capítulo 2.

5. Hacer funcionar el láser en modo de pulsos cortos mediante la conmutación Q (Q-switching), modo de bloqueo, inundación de la cavidad o en pulsos de fun-cionamiento libres normales (como en el rubí; Ho:YAG; Tm:YAG; Er:YAG o los excímeros).

Cabe señalar que la vaporización del agua por un haz de láser de alta intensidad que ab-sorbe mal es un medio ine!caz de ablación del tejido blando, porque la mayoría de la potencia del haz se desperdicia por la dispersión y/o bajo coe!ciente de absorción. Sin embargo, en situa-ciones donde la entrega mediante una !bra óptica se considere una ventaja convincente, puede ser una forma viable de realizar la cirugía en los tejidos blandos.

(1) Características de un Haz Láser

Debido a que la mayoría de los láseres quirúrgicos producen un haz que es circular en su sección transversal y gaussiano, o cuasi-gaussiano, en su modo electromagnético transversal (TEM), esta discusión examinará en primer lugar un haz de tales características. La densidad de potencia de un per!l gaussiano se caracteriza por una forma de campana que es simétrica alrededor del eje de propagación, tiene densidad de potencia máxima en ese eje, y cae de manera exponencial a cero a una distancia in!nita desde el eje. La Figura 3-7 muestra el per!l gaussiano del haz láser en un plano transversal que pasa a través del eje del haz. El per!l de la Figura 3-7 se describe matemáticamente por la ecuación,

(3-6) pr = pe $ -2(r/w)2 [POTENCIA] / [ÁREA]

donde pr es la densidad de potencia a la distancia radial r en cualquier dirección desde el eje, pe es la densidad de potencia en el eje, w es el radio e!caz del haz, y " es la base natural de los loga-ritmos. El radio efectivo es la mitad del diámetro efectivo, que es el más fácil de recordar que el diámetro de un círculo coaxial a través del cual se transmite 86,35% de la energía radiante total



del haz. Conceptualmente, la densidad de potencia es la energía radiante por unidad de tiempo que se transmite a través de una unidad de área perpendicular al eje del haz, o sobre una unidad de área en la super!cie del tejido impactado por el haz. La densidad media de poder sobre el círculo cuyo diámetro es 2w es,

(3-7) Paw = 110 (Po en vatios) / (2w en mm)2 vatios/cm2

donde Po es la potencia total radiante transmitida por el haz. El factor 110 es el producto (4/pi) x (100) x (0.8635), teniendo en cuenta el hecho de que el área de un círculo es (pi/4) x (diámetro)2, 86.35% de la potencia total que "uye a través del círculo e!caz, y hay 100 milímetros cuadrados en un centímetro cuadrado. En un haz gaussiano, la relación paw/pe es igual a 0.4317. Otro dato útil para recordar, es que el 98.8% de la potencia total del haz se transmite a través de un círculo coaxial cuyo diámetro es 1.5 veces el diámetros e!caz, de. Por lo tanto, al margen del haz fuera del diámetro de 1,5 se transmite sólo el 1,2% de la potencia total.

El per!l gaussiano (TEM00) es preferible para las aplicaciones incisionales donde un diá-metro focal pequeño de un haz láser focalizado es deseable debido a que proporciona el diáme-tro focal mínimo posible en el plano focal.

(3-8) de = 4 F )/( D [LONGITUD]

donde F es la longitud focal de la lente, # es la longitud de onda del láser y D es el diámetro del haz láser donde entra en la lente de enfoque. Para una determinada longitud de onda y la lente de enfoque, cualquier otro per!l (TEM) de densidad de potencia producirá un diámetro e!caz mayor. Cabe señalar, sin embargo, que el per!l gaussiano no es el ideal para el rejuvenecimiento de la piel, porque debe haber cierto solapamiento de un punto de impacto del haz en el siguien-te para un láser pulsado y una cierta superposición de un trazo del haz en el siguiente para un haz de barrido láser de onda continua con el !n de evitar crestas no vaporizadas de la piel. El contorno de la super!cie por debajo del tejido extirpado depende críticamente del grado de solapamiento.

Figura 3-7. Per!l de densidad de potencia de un haz de láser gaussiano en un plano que pasa a través (que contiene) el eje del haz. Este modo electromagnético transversal es habitualmente designado como TEM00. El diámetro e!caz, de, del haz es aquel en el que la densidad de po-tencia es del 13,53% (1/$2) de su valor en el eje. Con un círculo coaxial de este diámetro, el haz transmite un 86,35% de su energía radiante to-tal. La densidad de potencia promedio en todo el diámetro e!caz es del 43,17% del valor en el eje.



Dependiendo de la temperatura media del agua contenida en el vaso, el diámeto del haz, el volumen y la geometría del vaso y el área super!cial del agua expuesta, la densidad de energía en la cual comienza o cesa 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 contínua, 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 pro-duce 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 pirólisis y vaporólisis.

El diámetro de ebullición de un haz láser de onda contínua será aquel en el que la den-sidad 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 diámetro de ebullición y el diámetro e!caz del haz debe ser lo más grande posible. El valor mínimo de esta relación es de cero y el máximo es alrededor de 1.5 para un haz gausiano.

(3) Diámetro de Ebullición de un Haz Láser Gausiano Estacionario: Entrega Pulsada

Para minimizar la pirolisis por conductividad térmica al tejido adyacente del sitio de im-pacto del haz de un láser termolítico, es deseable entregar la energá radiante en pulsos repetiti-vos 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 de cada pulso debe ser lo su!ci-entemente corto para que la pérdida de calor mediante conductividad térmica 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 impactado 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 del volumen irradiado es justo lo su-!ciente para elevar la temperatura de esa unidad de volumen desde su valor normal 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 densidad de absorción es el tiempo integral de la densidad de potencia durante el pulso, o "uencia, multiplicado por el coe!ciente de absorción, a:

(3-9) h = a * tpo p dt = a f [ENERGÍA/VOLUMEN]

donde h es la densidad de absorción, p es la densidad de energía, f es la "uencia del haz láser en el tejido y tp es la duración en el tiempo del pulso. Las dimensiones físicas de la "uencia son [ENERGÍA/ÁREA]. La distribución espacial de la "uencia sobre el tejido impactado es la misma que la densidad de energía. Para un TEM gaussiano, la "uencia también será gaussiana en su va-riación a través del haz láser. La variación de la densidad de la "uencia con el tiempo t, durante el pulso está determinado por la variación de la potencia radiante con el tiempo durante el pulso.

Si la potencia del haz es constante durante el pulso, como es aproximadamente en el llamado ultrapulso o superpulso, entonces la "uencia y la densidad de absorción se elevarán linealmente con el tiempo desde el inicio del pulso, como se muestra en la Figura 3-8. En el instante en el que el aumento de la línea de "uencia cruza el umbral de ebullición, ft, el agua en el tejido blando comienza a hervir en una capa microscópicamente delgada en la super!cie del tejido. Para una matriz de gelatina que contiene un 100% de agua, el umbral de "uencia es:

(3-10) ft = 253/a julios/cm2

El umbral de "uencia es independiente de la concentración de agua histológica, si eso es lo su!cientemente grande para causar la ablación casi total de la matriz tisular cuando este agua se vaporiza súbitamente: tanto el calor por unidad de volumen necesario para elevar el agua tisular a 100° C y el coe!ciente de absorción son proporcionales a la concentración de agua

Figura 3-8. Densidad de energía y "uencia como funciones del tiempo para un pulso láser que tenga una densida de energía constante, pc. Note que la "uencia comienza en cero al comienzo del pulso y se eleva linealmente a un máximo al !nal del pulso. Reimpresión de Fisher JC. Basic biophysical principles of resurfacing human skin by means of the carbon dioxide laser. Journal Clinical Laser Medicine and Surgery, 1996; 4:198.



En este caso de un haz láser pulsado con una duración lo su!cientemente corta como para excluir cualquier pérdida conductiva signi!cante de calor desde el volumen tisular irradi-ado, la profundidad del tejido excindido en cada pulso será proporcional al valor de la "uencia en exceso en cada punto dentro del diámetro de ebullición:

(3-11) zap = (fp - ft) / hv [LONGITUD]

donde zap es la profundidad de ablación bajo la super!cie original durante un pulso, fp es la "uencia al !nal del pulso, ft es el umbral de "uencia y hv es el calor latente de vaporización del agua, 2.163 julios/cm3. Para un TEM gaussiano, la sección de cruce en cualquier plano del vol-umen ablacionado que pase a través del eje (eje z) de un haz estacionario, es también gaussiano, excepto para desviaciones menores originadas por variaciones en la concentarción de agua en el tejido. El corte transversal del tejido ablacionado por un haz gaussiano 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 gaussiano. El motivo de esto es que el plano x-z que pasa a través del haz láser es el úni-co en el cual la variación de la densidad de energía y la "uencia con la distancia x desde el eje del haz es verdaderamente gaussiano. En todos los planos paralelos a este plano central x-z, la vari-ación x de la densidad de energía y la "uencia tienen una forma de campana, pero no gaussiana.

(4) Diámetro de Ebullición de un Haz Láser Gaussiano de Onda Continua: Entrega en Barrido

La minimización del daño pirolítico de la conductividad térmica al tejido adyacente del sitio de impacto de un láser de onda continua puede lograrse barriendo el haz rápidamente a través del tejido en la dirección x, perpendicular al eje del haz (dirección z). Se ilustra esque-máticamente en la Figura 3-9, que muestra una campana gausiana tridimensional de densidad de energía radiante barrida a una velocidad constante, v, en la dirección x a través de la super!-cie de un tejido que se encuentra en el plano x-y. Este esquema es bene-!cioso cuando se desean "uencias altas, ya que se pueden utilizar un haz láser de relativamente baja energía focalizado a un diámetro lo su!cientemente pequeño para conseguir energías altas. Su mayor desventaja es que un diámetro focal pequeño necesita más tiempo para cubrir un área especí!ca, si otros factores son los mismos como en el caso de un rayo láser pulsado que tenga un diámetro focal más grande.

E la Figura 3-9 puede observarse que se han cortado los bordes de la campana gaussiana en los planos laterales paralelos al plano x-z, ya que las super!cies planas trazadas tangencial-mente son equidistantes del plano x-z por el radio de ebullición de este haz que barre. La huella del haz gaussiano, por tanto, es un círculo excepto por los dos segmentos que se han perdido debido a que los bordes laterales se han cortado. La dimensión x de esta huella está tomada a 1.5de, donde de es el diámetro e!caz del haz, ya que el 99% de la energía radiante se transmite dentro de un círculo coaxial que tenga este tamaño.



Figura 3-9. Diagrama tridimensional de un haz láser de CO2 gaussiano barrido a una velocidad lineal constante, v, en la dirección x a través del diámetro focal (spot) de suna super!cie tisular plana que está en el plano x-y y que tiene la misma forma y tamaño que la huella del haz. La anchura de la campana gausiana es igual al diámetro de ebullición del haz. La longitud de la campana en la direcciòn x es de 1.5 veces el diámetro e!caz, ya que en el interior de este espacio se transmite casi el 99% de la energía total del haz.

Reimpresión de Fisher JC. Basic biophysical principles of resurfacing human skin by means of the carbon dioxide laser. Journal of Clinical Laser Medicine and Surgery, 1996; 4:207.



C. PROBLEMAS INHERENTES EN LOS SISTEMAS LÁSER DE EMISIÓN EN BAR-RIDO MEDIANTE HACES FOCALIZADOS EN LA RESTAURACIO´´ÓN CUTÁNEA (RESURFACING)

Si el diámetro focal del haz láser no se mantiene exactamente en la super!cie de la piel, suceden los siguientes efectos:

1. Disminuye la densidad de energía y la "uencia en todos los puntos.

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. Mayor super!cie expuesta a la irradiación por debajo del umbral de ablación y por tanto al daño térmico.

6. Profundidad de ablación variable, mas allá de lo que es inherente a un barrido de un haz gausiano con el foco en la super!cie de la piel.

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

En este modo de operación en barrido, la "uencia entregada en cada punto del tejido atravesado por el haz, es proporcional a la de la densidad de potencia media de una campana con intersección de un plano paralelo al plano xz y que pasa por el punto en cuestión. Por lo tanto, los bordes de delante a atrás de la campana son e!caces en la transmisión de energía de ablación al tejido, a pesar de que puedan ser más bajos en densidad de potencia que el valor del umbral para la vaporización. Cada una de las caras laterales cortadas fuera de la campana en movimiento tiene una huella de dimensión xb en la dirección de la velocidad del barrido, v. La separación de estas caras de corte en la dirección y es igual al diámetro de ebullición, db.

Inmediatamente delante y justo tocando el punto delantero, la huella es un área de tejido geométricamente idéntica a la huella de la campana recortada. Este es el diámetro focal de la super!cie tisular que será barrido por la huella de la campana sesgada durante el tiempo subse-cuente al instante en el cual se representa la escena en la Figura 3-9. Es aparente que cada punto en la super!cie del tejido se expondrá totalmente a la radiación del haz gausiano durante un periodo en que la campana avanza hacia delante a una distancia igual a 1.5de, aunque la cam-pana 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:

(3-12) tp = 1.5(de/v) [TIEMPO]



donde los símbolos son como los que se han de!nido previamente. Por la Ecuación 3-12 es evidente que un cambio bien sea en la velocidad de barrido o en el diámetro e!caz del haz pro-ducirá un cambio en el tiempo de exposición. Por lo tanto, es deseable una longitud focal larga para proporcionar una profundidad de foco mayor que las ondulaciones de cresta probables en la super!cie que será ablacionada o los movimientos con altibajos probables causados por la inconstancia de la mano del cirujano. También está claro que es necesaria una velocidad de barrido constante si se tiene que entregar una "uencia uniforme a la super!cie del tejido.

De lado a lado la longitud de las caras laterales recortadas de la campana es tal que la "uencia entregada a cada punto del tejido sobre el cual el fondo de estos pases de per!les verti-cales es justamente igual al umbral de "uencia para el tejido:

(3-13) xb = (253 v) / (pb a) centímetros

donde xb es la longitud en centímetros de la cara cortada en el plano x-y, 253 es el número de julios por centímetro 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/cm2 sobre la cara !nal sombreada y a es el coe!ciente de absorción en cm-1.

El diámetro de ebullición es una función de la velocidad del barrido, el coe!ciente de ab-sorción y el diámetro del haz láser e la super!cie, para un per!l de haz gausiano o cualquier otro excepto el idealizado en meseta, 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 profundidad uniforme de ablación, ya sea pulsado o en barrido el modo de entrega de la energía láser a la super!cie de la piel. Un TEM gaussiano, sin embargo, produce una profundi-dad 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 largo de la super!cie. Se obtiene una ventaja adicional formando un haz láser en modo meseta de tal forma que 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 superposiciones.

1. EFECTOS DEL HAZ LÁSER CON SUPRA-UMBRAL EN EL TEJIDO VIVO

La Figura 3-10 muestra el cráter formado en el tejido blando, es decir, que contiene un 70% o más de agua, 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) a menos que sean barridos de forma rápida a través de la super!cie epidérmica, en esta discusión se considerarán solamente



los haces de luz láser barridos en modo pulsado. En la Figura 3-10, el haz es estático sobre la super!cie de la piel con pulsos repetitivos de duración lo su!cientemente corta para minimizar una transferencia sigini!cativa de calor desde la pared del cráter en ebullición por conductivi-dad térmica al tejido adyacente.

Figura 3-10. Corte transversal de un agujero en el tejido blando originado por pulsos cíclicos, re-petitivos 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 calentamiento desde los 37º a los 100º C, dividido por el producto del coe!ciente de absorción y de la duración de pulso. Los per!les de temperatura en relacióna la distancia en el lado izquierdo del cráter corresponden a tres valores de la velocidad de ebullición, dzc/dt. Los contornos del cráter en los tiempos t, 2t, 4t y 8t después del comienzo del tren de pulsos se muestran en las líneas discontínuas. Cuando la profundidad del cráter excede dos diámetros de ebullición, la re"exión parcial de los rayos del 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 physics and interaction of laser light with so# tissue. In Shapshay SM, ed. Endoscopic Laser Surgery Handbook. New York: Marcel Dekker, 1987:118.



El mecanismo biofísico por el cual un haz láser produce ablación de los tejidos blandos es por la ebullición súbita del agua histológica en vapor que expande rápidamente rompiendo las células individuales, desgarrando 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 implan-tadas 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 ro-tura 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 tempera-tura 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 100º C). De esta forma el umbral de la "uencia aumenta por un valor de 1.30, pero la profundidad de vaporización por unidad de exceso de "uencia aumenta por un factor de 1.04. Si la "uencia radiante entrante fuese 10 veces el valor del umbral a 100º C y 760 torr, la profundidad de ablación a 121º C sería de 1.01 veces su valor a 100º C y 760 torr. Así la ablación a alta "uencia no se reduce incluso a presiones de dos veces la atmosférica.

Si el haz láser es absorbido en prácticamente todos los componentes de tejidos vivos, como es el caso 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 con-tiene un espectro de partículas que varían en tamaño desde los 160 nm a las 6.3 µm, con 77% bajo 1.1 micrómetros (µm) [7], un tamaño en el cual si son inspiradas quedan atrapadas en los alveolos de los pulmones.

Los componentes químicos del humo producido por el láser han demostrado potencial oncogénico signi!cativo en la prueba de mutación microbiana de Ames con Salmonella Typhi-murium como la especie en cuestión [7]. En 1988, el Garden et al. [8] publicó los resultados de un breve estudio que muestra que la columna de humo de las verrugas producidas por el virus del papiloma humano, vaporizadas por un láser de CO2, contenían ADN vírico intacto. Por lo tanto, se debería utilizar un aspirador de humos de una capacidad adecuada (al menos de 28 litros por minuto) y mantener el extremo distal del aspirador a 1 cm de distancia del lugar de impacto del haz de luz láser cuando un láser de CO2 vaporiza cualquier tejido animal [7].

Durante cada pulso del láser, el incremento en profundidad producido en el cráter es proporcional a la "uencia del haz en cada punto y al !nal del pulso, en exceso del umbral de "u-encia, como se muestra en la Ecuación (3-11). Al comienzo de cada pulso la "uencia entregada por dicho pulso es de cero e incrementa con el tiempo según la Ecuación (3-9). La variación en el tiempo de la "uencia durante el pulso depende de la variación en 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 en-ergía constante, como lo es aproximadamente en el láser CO2 UltraPulse®, la $uencia aumentará linealmente con el tiempo, como se muestra en la Figura 3-8.

En el instante en el que el aumento de "uencia de un haz láser alcanza el umbral de va-porización, comienza la ebullición en la super!cie del tejido. Está con!nado en una capa delga-da microscópica de la super!cie. El cambio abrupto de agua en vapor se acompaña de un sonido, como el de un chasquido, ya que en realidad es una pequeña explosión. Cada incremento de



"uencia por encima del umbral hierve un volumen proporcional de agua y ablaciona el volumen de tejido correspondiente, de modo que la super!cie del tejido que intercepta el haz retroceda en la dirección delantera del haz hasta el !nal del pulso. La velocidad del haz hacia abajo en cada punto de la super!cie del cráter es proporcional a la densidad de energía instantánea en ese pun-to, porque la densidad de energía es la primer derivada de la "uencia con respecto al tiempo.

Debido a la variación de agua de un punto a otro contenida en la epidermis, la Ecuación (3-11) es exacta solo para un modelo en el cual se utiliza la gelatina totalmente hidratada como objetivo. No obstante, es aproximadamente correcta para la epidermis real en la que el conteni-do 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 predomi-nante).

En la práctica, la experiencia clínica con los láseres de CO2 y Er:YAG ha mostrado que algunos de los elementos estructurales desecados de la epidermis permanecen como detritus en la parte superior del tejido no vaporizado (que está por debajo). Si estos restos secos absorben fuertemente los rayos del láser durante un segundo pase sobre la misma super!cie, como ocu-rre en el caso de los láseres de CO2, a continuación, los restos deben ser removidos suavemente antes de otra nueva aplicación del haz láser en este área. Los residuos epidérmicos totalmente deshidratados se calentarán por el haz de un láser de CO2 a temperaturas muy por encima del punto de ebullición normal del agua, causando pirólisis que resulta en la producción de carbono libre, junto al cambio en la coloración del tejido de su tono normal que se oscurece comenzando a tener una coloración marrón o negra como criterio de valoración !nal. Este efecto es mucho menos evidente en el caso del láser de Er:YAG, porque su coe!ciente de absorción en consti-tuyentes histológicos distintos al agua es mucho menor que la del láser de CO2. Si solo se van a realizar uno o dos pases sobre un área de la epidermis en particular con un láser de Er:YAG, no es necesario remover el residuo desecado. De hecho, pueden ser deseables pases adicionales para vaporizar más el tejido super!cial y calentar o a!rmar o desencadenar la cascada de forma-ción de nuevo colágeno en las arrugas estáticas (presentes con los músculos en reposo) de las áreas perioculares y periorales.

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 tempera-tura al tejido adyacente exceda un nivel en el cual ocurre un daño irreversible, es útil calcular el tiempo de relajación térmica (TRT) del volumen tisular que va a ser irradiado por el haz láser. Este es el tiempo requerido para que un volumen tisular especí!co que absorbe la luz láser se enfríe, por conductividad térmica al tejido adyacente después de que haya !nalizado el pulso láser, a la mitad de su temperatura máxima durante la irradiación.

Es evidente 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 relajación térmica, el aumento de temperatura del tejido cir-cundante 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.

Cuando el haz de un láser termolítico, WYSIWYG de la clasi!cación descrita previa-mente, impacta por primera vez sobre el tejido, el volumen total calentado es aproximadamente igual al área e!caz del haz multiplicada por la profundidad en la cual la intensidad del haz se ha atenuado al uno por ciento de su valor encima de la super!cie. A esta profundidad se le deno-mina profundidad de extinción, expresada por el símbolo ze y dada por la relación

(3-14) ze = 4.605/a [LONGITUD]

donde a es el coe!ciente de absorción del rayo láser en el tejido. Para un láser de CO2 en una gelatina totalmente 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 conduce hacia fuera al !nal del pulso "uirá hacia abajo en el tejido, esencialmente a lo largo de las líneas paralelas 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 tem-peratura, sino que la zona más caliente estará en la super!cie, disminuyendo la temperatura ex-ponencialmente con la profundidad debajo de la super!cie. Por lo tanto, en el cálculo el tiempo de relajación térmica del volumen calentado, 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:

(3-15) tr = D2 / 4+ [TIEMPO]

donde D es la dimensión lineal más pequeña del volumen calentado (l/a en este caso), y % 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 (3-15) 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 o ciclo de trabajo del 5%), el haz láser puede ser utilizado para ablacionar la epidermis con un daño térmico por conductividad insigni!cante del 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 conductivi-



dad térmica.

La razón para esta aparente anomalía es bastante simple: la velocidad de perforación a la cual el láser profundiza el cráter en la Figura 3-10 es bastante alta, de modo que el tejido debajo del cráter se vaporiza antes de que pueda ser calentado a la temperatura necrótica por la conduc-ción del calor de la pared de ebullición isotérmica del cráter encima. La conductividad térmica a través del agua histológica es un proceso relativamente lento. Por los datos proporcionados por Mihashi y cols. [6], hemos podido calcular que la velocidad descendente mínima que previene un subcráter tisular como resultado del daño pirolítico es de 10 mm/segundo.

Debido a que el exceso de "uencia requerida es proporcional a la duración de pulso, los pulsos más largos necesitan un exceso mayor de "uencia para conseguir una velocidad descen-dente segura. De hecho, podría usarse un láser de onda continua para ablacionar la epidermis sin una pirólisis signi!cativa del tejido subyacente.

Sin embargo, a una velocidad de perforación de 10 mm/seg, el tiempo necesario para realizar la ablación de la epidermis facial, que es alrededor de 100 micrómetros (1 mm) de es-pesor, hasta la dermis papilar superior, está a sólo 10 milésimas de segundo. Esto es mucho más corto que el tiempo de reacción neuro-muscular de incluso el humano más rápido (alrededor de 350 milisegundos). Por lo tanto, la entrega de impulsos del haz de un láser de rejuvenecimiento facial debe ser utilizado con el !n de permitir que el cirujano cosmético logre la ablación contro-lada de la epidermis cuando la densidad de potencia del haz es lo su!cientemente alta, para evi-tar la pirólisis signi!cativo de la dermis subyacente. El exceso de "uencia máxima que se puede utilizar sin tener el rayo láser penetrando en la dermis es inversamente proporcional al número de pulsos que impacta un rayo sobre la piel, y directamente proporcional al producto del espesor de la epidermis y de la energía por unidad de volumen necesaria para hervir la epidermis.

La mayoría de los láseres pulsados de dióxido de carbono disponibles en el mercado para el rejuvenecimiento de la piel no tienen controles que permitan al operador !jar directamente "uencia, que permitan una selección de la energía por pulso, de la frecuencia de repetición de pulsos y del ciclo de trabajo. La mayoría de estos láseres tienen una TEM de Gauss o casi-gaus-siana. Por lo tanto, es necesario para que el operador sepa cómo calcular tanto la "uencia media y máxima del haz. Algunos fabricantes (por ejemplo, Sciton, Inc. y Lumenis Aesthetic) tienen algunos modelos que permiten al médico “marcar la profundidad de la ablación”, por lo que es-tos cálculos son relativamente innecesarios si se entiende la anatomía de la piel de las áreas que están siendo tratadas en cada paciente.

El umbral de ebullición se puede medir con una exactitud razonable mediante la exposi-ción de la piel de un tomate a la haz de pulsos de un láser de dióxido de carbono, y el aumento de la energía por pulso gradualmente desde cero, hasta que un solo disparo, a una distancia !ja des-de el extremo distal de la pieza de mano y en un área no dañada, sólo produce un pulso-sónico, audible y la eliminación visible de la parte de la piel. El aumento de la energía por disparo hasta que el área ablacionada ya no aumenta de diámetro, permite la medición del diámetro máximo del haz. Multiplicando por 4,55 la relación de la energía por pulso a la primera vaporización del área del diámetro máximo del tamaño focal del punto, da el umbral de "uencia aproximada de un haz gaussiano. Para una haz casi en meseta (existente en la mayoría de los láseres de erbio:-YAG), la energía por pulso en la primera vaporización en el centro del haz debería ser dividida por el área del círculo máximo de vaporización a la máxima energía por pulso y multiplicado por 1.25.



2. SUPERPULSACIÓN Y ULTRAPULSACIÓN

Como estos términos se han utilizado vagamente por diversos fabricantes de láseres, sin de!niciones precisas, 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 registra-da del primer láser ultrapulsado: UltraPulse®. Existe una diferencia esencial entre la superpul-sación y la ultrapulsación.

La superpulsación se logra habitualmente interrumpiendo cíclicamente la fuente de alimentación 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 contInua 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 es mucho más e!ciente para le entrega de energía dentro de un duración de pulso dada y permite que el tejido impactado pueda enfriarse mejor durante los relativamente largos periodos de energía cero.

La ultrapulsación requiere una fuente de alimentación de radiofrecuencia (r.f.) y pro-duce pulsos que son aproximadamente rectangulares en su forma en el tiempo. Se diferencia de la superpulsación, ya sea mediante pulsos exponenciales o pulsos rectangulares, en su capacidad para entregar una energía máxima alta en cada pulso y por tanto una energía media alta en el pulso. La Figura 3-11 muestra una comparación de la forma de la onda de pulso entre un láser típico d.c. excitado de CO2 superpulsado con un pulso de la misma duración y potencia de pico de un láser Coherent UltraPulse® (ahora Lumenis Aesthetic). Las esquinas en el vértice y en el fondo del UltraPulse se han dibujado angulados, por simplicidad. En realidad son algo redon-deados.

(Nota: Figura 3-11 en la siguiente página...)



Figura 3-11. Comparación de los formas de onda-tiempo de energía radiante entre un láser superpulsado de CO2 estimulado mediante corriente directa (d.c.) y el láser UltraPulse® de Coherent, teniendo cada uno de los dos una duración total asumida de un milisegundo y el mismo pico de potencia. La energía total enteregada por un ultra-pulso es mucho mayor y su "uencia aumenta más rápidamente en el tiempo desde el comienzo de cada pulso. La ultrapulsación puede de!nirse como la entrega de pulsos de energía 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 biophysical principles of resurfacing human skin by means of the carbon dioxide laser; Journal of Clinical Laser Medicine and Surgery, 1996; 4:205.



El diseño que se acaba de describir, es la adaptación de una adaptación médica del láser industrial CO2 de Coherent-Diamond® para el corte de metales y otros materiales. Ha sido ca-paz de entregar más de 500 milijulios en un pulso de un segundo de duración. Alrededor de 3 mm de diámetro focal e!caz, el haz del UltraPulse® puede producir una "uencia media máxima por pulso de 6.11 julios/cm2 y una "uencia correspondiente sobre el eje de 14.2 julios/cm2. Con una tasa de repetición de 200 pulsos por segundo, puede entregar una potencia media de 100 vatios en operaciones continuas ultrapulsadas con un ciclo de trabajo del 20%.

Históricamente, hay que señalar aquí que el láser de CO2 Silktouch® de Sharplan, con un haz de barrido en espiral de onda continua, haz gaussiano que tiene un diámetro efectivo focal de 0.2 mm, una velocidad de barrido tangencial de 300 mm/seg, una potencia máxima de haz de 40 vatios y un tiempo de exposición efectiva de un milisegundo, puede entregar una "uencia máxima en el eje del haz de 56 julios/cm2. Sin embargo, si el plano focal del haz láser se separa solo 2 mm de la super!cie de la piel, la densidad de potencia del haz se reduce un 69% del valor del plano focal y el tiempo de exposición se incrementa por un factor de 1.20. Por otra parte, el diámetro de ebullición se reduce y la "uencia entregada en cada punto de la super!cie epidér-mica barrida disminuye.

Para compensar estos problemas Sharplan introdujo en 1996 el sistema Feathertouch®, que utilizaba una pieza de mano focalizadora con una longitud focal más larga que la original de 125 mm, con el !n de lograr una mayor profundidad de foco, una velocidad de barrido mucho más alta para permitir la cobertura de zonas de barrido más grandes por unidad de tiempo y una espiral rectangular en lugar de una espiral circular para facilitar la colocación de un área separada por la ablación junto a otra sin lagunas o solapamientos.

En febrero de 1998, ESC, que con el tiempo de convirtió en Lumenis, Inc., adquirió la empresa matriz de Sharplan y retiró este sistema menos e!ciente y competitivo al adquirido previamente sistema Coherent.

3. GENERADORES DE PATRONES COMPUTARIZADOS

Coherent, Inc. fue el primero en introducir un generador de modelos computerizado (CPG: computer pattern generator), el CPG®, utilizando una pieza de mano galvanométrica, colimada con de"ección del haz, el UltraScan®, para colocar un spot (diámetro focal) de láser de 3 mmm en posiciones sucesivas de una super!cie plana en un modelo geométrico regular, con un intervalo de un segundo o menor. Las posiciones relativas de los centros de puntos circulares adyacentes son los ápices de triángulos equiláteros, yustapuestos para crear círculos, cuadra-dos, 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 mm y el diámetro e!caz de cada punto puede variarse de 1.5 mm a 3.0 mm. El per!l del modelo que va a ser generado puede visualizarse por el haz guía de un láser de helio neón de color rojo antes que el operador accione 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 que elimina del proceso de ablación epidérmica cualquier dependencia de los resultados del cirujano, excepto en la elección inicial de los parámetros operatorios.



En 1996, Clinicon Corporation intridujo su generador SureScan®, 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 de Erbio:YAG, los escáneres pueden anular una de las ventajas más signi!-cantes de esta longitud de onda, que se discutirá más adelante.

4. DAÑO TÉRMICO INEVITABLE AL TEJIDO INFERIOR DE LA CAPA ABLACIONA-DA: HACES EN MESETA

En las secciones previas se ha comentado como puede disminuirse el daño pirolítico al tejido subyacente, resultado de la conductividad térmica. Existe otra causa por la que el daño pirolítico no puede mitigarse con la utilización de la pulsación o de "uencias y densidades de energía altas. Sucede por la absorción de la luz del láser por el tejido subyacente a intensidades por debajo del umbral de ebullición del agua histológica.

Re!érase ahora a la Figura 3-12, que representa un rayo láser termolítico ideal (WYSI-WYG) de corte transversal cuadrado y de anchura mucho más grande que la profundidad de extinción, que tiene un per!l en meseta perfecto de la densidad de energía y/o "uencia que in-cide perpendicularmente a la super!cie del tejido blando. Los efectos térmicos producidos son más fáciles de analizar que los de un haz gaussiano, que serán detallados posteriormente.

(Nota: Figura 3-12 en la siguiente página...)



Figura 3-12. Diagrama esqemático de un pulso corto en meseta de un haz láser ideal que irradia el teji-do 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 super!cie, originando un calentamiento inmediato. La temperatura es mayor en la super!cie, pero por debajo del punto de ebullción y dismnuye exponen-cialmente con la profundidad, como se muestra en el lado derecho de la !gura. Si se eleva la densidad de energía por encima del umbral de ebullición (diagrama inferior), la ablación del tejido empieza en la super!cie y continúa inferiormente, los rayos que llegan se atenúan en la super!cie de ebullición a nivel del umbral y penetran en el interior del tejido. La primera vertiente de la curva de la temperatura en relación con la profundidad es tal que la tangente a la curva en la super!cie cruza el eje z (para 37º C) a una profundidad l/a en cada caso. La necrosis térmica del tejido que está por debajo de la super!-cie ocurre a una profundidad en la cual la temperatura es igual al valor necrótico para una exposición corta.

Reimpresión de Fisher JC. Basic biophysical principles of resurfacing human skin by means of the car-bon dioxide laser. Journal of Clinical Laser Medicine and Surgery, 1996; 4:198.



la conductividad térmica fuera del volumen calentado sea insigni!cante en comparación con la energía absorbida por el volumen calentado durante el pulso. Supongamos también que la "uencia entregada por un pulso simple del haz está por debajo del umbral de ebullición, como en la Ecuación (3-10), y que la temperatura del tejido previa a este pulso simple es de 37º C.

Bajo las condiciones previas, la super!cie tisular no alcanzará la temperatura de ebul-lición durante este pulso simple y la densidad de energía y "uencia en el interior del tejido se atenúan exponencialmente por absorción con una dispersión insigni!cante, como se describe cuantitativamente en la Ecuación (3-1), si s (coe!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 los 37º C. La temperatura más alta se alcanza en la super!cie irradiada del tejido y la temperatura histológica disminuirá exponencialmente en profundidad bajo la super!cie.

La Figura 3-12 muestra la disminución de la temperatura con la profundidad en el te-jido. Observe que la tangente inicial a la curva intercepta el eje z a la profundidad 1/a. Para un láser de CO2 en la epidermis , 1/a es de 18.6 micrómetros y para un láser de erbio:YAG es de 1.74 micrómetros.

Durante el tiempo que este volumen tisular calentado permanece a una temperatura de 37º C, será un valor de temperatura por encima de la que se producirá la necrosis pirolítica. Si no hubiera más absorción de la radiación láser después del primer impacto, el tiempo de en-friamiento a la temperatura normal en cada punto podría requerir hasta varios segundos [6]. En esta situación transitoria, el valor necrótico de la temperatura no se ha determinado por ninguno de los experimentos de los cuales los autores sean conscientes, pero la intersección de una línea isotérmica a esa temperatura con la curva exponencial en la Figura 3-12 determina la profundidad de la necrosis térmica inevitable. Kauvar y colaboradores [10] informaron de que la profundidad de un solo pase la profundidad de necrosis pirolítica en la epidermis fue de 20 micrómetros para el láser CO2 UltraPulse®. Esta !gura es igual a la profundidad a la que la curva que disminuye exponencialmente la temperatura histológica por debajo de la super!cie cruza la línea isotérmica a 50º C.

El único medio por el que la profundidad de la necrosis térmica inevitable se puede reducir a un mínimo es la utilización de un láser cuyo coe!ciente de absorción en el agua se maximiza. El láser Er: YAG tiene el mayor coe!ciente de absorción de agua es posible, que es de 8.200/cm. Se va a producir una zona de necrosis térmica inevitable que es sólo de un 9,4% de la causada por el láser de CO2 para la ablación de una sola pasada de la epidermis sin superposi-ción de los impactos del láser.

En la Figura 3-12 se asume que se dispara un pulso simple de radiación del mismo láser con el mismo TEM y duración de pulso a una zona intacta del tejido, pero que la "uencia al !-nal del pulso está por encima del umbral de ebullición del agua histológica. En algún momento entre el principio y el !nal del pulso, la "uencia que se va incrementando excede este valor del umbral y comienza a vaporizar el agua de la super!cie tisular. Como se muestra en la ecuación 12, la super!cie tisular será ablacionada a una profundidad proporcional a la diferencia exis-tente entre la "uencia del !nal del pulso y el valor del umbral. En el instante !nal del pulso, el



per!l de la temperatura en relación con la profundidad tendrá la misma forma exponencial que se muestra en la Figura 3-12, pero la temperatura en la super!cie estará a 100º C (si la presión es la atmosférica). El motivo del calentamiento instantáneo bajo la super!cie de ebullición, es que los rayos de la luz láser que inciden en la super!cie de ebullición con intensidad muy por enci-ma del umbral no son absorbidos totalmente en esta super!cie, sino simplemente disminuyen en intensidad bajo el umbral de vaporización y penetran abajo con intensidades que están por debajo del umbral de ebullición, justamente como cuando se entregan pulsos con una "uencia total por debajo de este umbral.

Si inciden varios pulsos, en modo meseta, con una anchura de pulso mucho más corto que el tiempo de relajación térmica en la super!cie tisular en una sucesión rápida y cada pulso ablaciona la zona completa de calentamiento pirolítico del pulso previo, al menos a una profundidad l/a, entonces la profundidad de necrosis térmica inevitable al !nal del último pulso será la misma que para el primer pulso, pero la super!cie del tejido !nal estará por debajo de la original a una profundidad proporcional al exceso de "uencia acumulada entregada durante el tren de pulsos.

Sin embargo si un tren de pulsos idénticos pero por debajo del umbral incide un área de la super!cie, habrá una acumulación progresiva de calor en la subsuper!cie del tejido, quizá dando lugar casualmente a algún tipo de ablación en la primera super!cie, pero no la su!ciente para eliminar todo el tejido calentado. El resultado !nal es que la zona de necrosis térmica ine-vitable será más profunda.

Ninguna de las situaciones hipotéticas anteriores suceden exactamente como se ha des-crito en la restauración cutánea de la piel humana con los láseres pulsados, ya sean realizadas manualmente o asistida mediante escáneres. Incluso si se utiliza un escáner con una super-posición del 50% a la máxima frecuencia de repetición de pulsos de 200/segundo, hay un inter-valo 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, entre los cuales hay tiempo su!ciente para que el tejido inferior a la super!cie de ablación se enfríe a la temperatura normal. Sin embargo, en la mayoría de las situa-ciones clínicas, no es necesario para cada sucesión de pulsos extirpar nueva epidermis a una profundidad l/a con el !n de evitar una necrosis térmica acumulativa.

5. DAÑO TÉRMICO INEVITABLE AL TEJIDO INFERIOR DE LA CAPA ABLACIONA-DA: HACES LÁSERES GAUSSIANOS

Cuando el haz de láser es gaussiano, y el diámetro de ebullición del haz es comparable al diámetro e!caz, entonces se producirá un cráter en el tejido que tiene una sección transversal gaussiano en cualquier plano que pasa por el eje del haz. Esta situación se representa esquemáti-camente en la Figura 3-13. El diámetro del cráter en la super!cie del tejido es el diámetro de ebullición del haz láser.



Figura 3-13. Cráter realizado por un láser termolítico (WYSIWYG) con un TEM gausiano y un diámetro de ebullición comparable al diáme-tro e!caz. En el borde del cráter, el margen de haz que está por debajo del umbral produce un calentamiento debajo de la super!cie que tiene un descenso exponencial en relación a la profundidad ("echa en el margen derecho). Dentro del diámetro de ebullición, los rayos láser chocan contra la pared del cráter y son refractados en el interior del tejido, haciéndose casi perpendiculares a la super!cie de ebullición. En el vértice del cráter el descenso de la temperatura con la profundidad es exponencial, comenzan-do 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 del cráter, la zona de necrosis térmica inevitable, tomanso como medida normal en la super!cie, es más gruesa en el vértice y más delgada en la en la super!cie tisular original.



El borde del haz láser fuera del diámetro de ebullición causa sólo calentamiento del te-jido a temperaturas inferiores a 100º C , como se muestra por la curva exponencial a la derecha del cráter. Dentro del cráter, los rayos láser que inciden sobre la super!cie de ebullición se ate-núan al instante a la intensidad umbral, en una capa de espesor microscópico de ebullición y se refractan a medida que entran en el tejido, de modo que su dirección con respecto a la super!cie es casi perpendicular . A lo largo de cada uno de estos rayos refractados, la densidad de potencia disminuye exponencialmente desde el valor del umbral, de acuerdo con la Ecuación (3-1), con A = a (porque s es comparativamente insigni!cante para los láseres de CO2 o Er:YAG). Debido a que la intensidad de cada rayo refractado justo debajo de la super!cie de ebullición está en el nivel del umbral, que es el mismo para cada rayo que impacta en la pared del cráter. Por lo tanto, la zona de necrosis térmica inevitable alrededor del cráter es casi uniforme en el grosor perpendicular a la pared, variando sólo debido a la variación de rayo a de rayo en el ángulo de incidencia en esa pared .

En consecuencia, la única diferencia signi!cativa entre la ablación de un solo pulso de la epidermis por un haz en modo meseta y por un haz de modo gaussiano, es que este último produce un cráter de profundidad no uniforme. El espesor de la zona de daño térmico inevitable es casi la misma si otros factores son iguales. El per!l del cráter gaussiano es poco adecuado para la ablación de la epidermis a una profundidad uniforme, porque se requiere una superposición sustancial para producir de un cráter en la parte inferior que sea relativamente plana y la topo-grafía de esta super!cie tras la ablación es muy sensible al grado de solapamiento. Este efecto se muestra en la Figura 3-14.

(NOTA: Este espacio en blanco es intencionado para permitir que la Figura 3-14 sea completa en la página siguiente...)



Figura 3-14. Plano medio de un corte transversal de los cráteres gausianos adyacentesun producidos por el es-cáner (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 diámetro e!caz del haz en cada posición. Si la sobreposición fuese del 40%, el contorno inferior de cada cráter sería convexo hacia arriba en lugar de cóncavo y la profundidad media sería como mucho del 84%.

Reimpresión de Fisher JC. Basic biophysical principles of resurfacing human skin by means of the carbon diox-ide laser. Journal of Clinical Laser Medicine and Surgery, 1996; 4:208.



D. CONSECUENCIAS FISIOLÓGICAS DEL DAÑO TÉRMICO INEVITABLE AL TEJIDO SUBYACENTE

1. DOLOR PERIOPERATORIO Y POSTOPERATORIO

Cuando se utiliza un láser de CO2 para la ablación de la epidermis, es necesario aneste-siar e incluso sedar al paciente, especialmente si la cara o varias unidades cosméticas (la frente, los ojos, entrecejo y la nariz, las mejillas, la boca y la barbilla) deben ser restauradas. Aunque el dolor es muy subjetivo, y varía ampliamente de un individuo a otro para el mismo estímulo, está directamente relacionado con la profundidad de la necrosis térmica inevitable resultante de la ablación de la epidermis.

Si la anestesia puede ser tópica y/o inyectable mediante bloqueos nerviosos, anestesia troncular, anestesia tumescente, además de la utilización de sedación oral, intramuscular, intra-venosa para mantener al paciente cómodo durante el procedimiento, depende de la elección del practicante y la elección puede verse afectada por los requisitos de varios estados médicos que están más allá del ámbito de este capítulo.

Por el contrario, con una "uencia baja y una tasa de repetición lenta (hercios, pulsos/segundo) se puede utilizar un láser de CO2 y especialmente un láser de erbio:YAG para la abla-ción de un solo pase de la epidermis con la sensación de un escozor leve por parte del paciente. Esto es posible porque la profundidad de la necrosis térmica inevitable de un láser de Er: YAG es menos del 10% que la causada por el láser de CO2. La anestesia tópica y/o enfriamiento con aire atmosférico hacen que este nivel de tratamiento sea bastante cómodo sin sedación de ningún tipo.

En contraste con la anestesia necesaria para el rejuvenecimiento de la piel con un láser de CO2, que requiere por la mayoría de los pacientes tratados con un láser Er: YAG es mera-mente aplicación tópica de crema anestésica compuesta, durante no más de una hora antes del procedimiento. Después de la operación, estos pacientes necesitan poco tiempo de recuperación antes de poder caminar por la clínica con poca supervisión. Todo lo contrario es cierto para los pacientes después de la sedación profunda, consciente o inconsciente necesaria para tolerar el rejuvenecimiento con láser de CO2.

2. ERITEMA Y EDEMA DESPUÉS DE LA ABLACIÓN EPIDÉRMICA

El grado y la duración de la rojez de la piel después de la exfoliación de la epider-mis está directamente relacionada con la profundidad de la necrosis térmica inevitable. El erite-ma se origina por la dilatación de los pequeños vasos arteriales en respuesta al trauma cutáneo, de tal forma que los nutrientes sanguíneos puedan llegar al lugar de la lesión para acelerar la catrización. 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.



3. 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 ablacionadas de la piel, como por ejemplo, realizar los menos pases posibles para exfoliar la dermis papilar y es aconsejable enfriar el tejido antes de la cirugía, ya sea mediante enfriamiento de contacto o anestesia tumescente enfriada, si se planea una restauración cutánea (resurfacing) agresiva.

La mayoría de los profesionales de la restauración cutánea mediante láseres favorecen la exéresis de la epidermis con varios pases secuenciales del haz láser a unas "uencias bajas o mod-eradas, completamente sobre la misma área de la piel, con la eliminación mecánica de los detri-tus 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, se 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 cutáneo es mucho más baja que a la longitud de onda de 10.600 nm.

El efecto bene!cioso del calor generado por la absorción de la luz láser en la epidermis avascular, es simplemente 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 disponer de un láser con un coe!ciente de absorción en el agua de 1.000.000/cm, podría ser capaz de hacer desaparecer la pequeña zona de necrosis térmica inevitable bajo la capa abacionada.

4. RETRACCIÓN TÉRMICA DEL COLÁGENO DURANTE LA RESTAURACIÓN CUTÁ-NEA MEDIANTE LÁSERES

En muchos congresos de cirugía cosmética con láseres, hemos oído a ponentes a!rmar que el calor generado en la piel por la absorción de la luz láser produce una contracción de las !bras de colágeno viejas o dañadas y que dicha reducción es una parte importante del proceso de restauración cutánea. Mientras que es verdad que la luz infrarroja se absorbe por el colágeno y que las !bras de colágeno se contraen cuando se calientan, este efecto biofísico probablemente no contribuye de forma signi!cativa en la restauración cutánea.

La contracción térmica del colágeno ocurre entre los 55º C y los 58º C e implica la rup-tura de los enlaces de hidrógeno. La disolución del colágeno sucede entre los 60ºC y los 70º C. Estas variaciones de temperatura 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 pulsos. 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, ya que la epidermis está prácticamente desprovista de !bras de colágeno, que se encuentran en 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 gra-do intermedia, un efecto indeseable en la restauración cutánea, ya que puede producir cicatrices indeseables.

5. GENERADORES DE PATRONES Y 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 ventajoso la utilización de estos dispositivos, que reducen signi!cativa-mente el tiempo que se necesita para aplicar un haz láser a una determinada área de la piel, com-parado 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 cosméti-co. El ahorro en el tiempo de ablación debe ser sopesado con el coste de un CPG. En cualquier caso, hoy día se dispone de la tecnología su!ciente como para al menos igualar 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®, compañía formada en 1997, modelo Pro!le con cuatro cabezales modulares de erbio más el de fraccional, que suman una potencia de 100 vatios (Sciton Inc. 925 Commercial Street, Palo Alto, CA 94303 USA).

Compensando la ventaja moderada en el tiempo ablation sin embargo, es una desventaja signi!cativa de la colocación del puso del láser automatizada. Como se ha mencionado previa-mente, la mayoría de los observadores han notado que el dolor de la restauración cutánea con el láser de erbio:YAG es tolerable sin anestesia a "uencias y repetción de pulsos moderada, sin em-bargo a cualquier "uencia, cuando se aumenta la tasa de repetición por encima de unos cuantos hercios, el dolor llega a ser bastante más intenso. Este efecto se ha corroborado por varios ciru-janos 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 micras en super!cie completa incluso si se complementa con el modo fraccional, 3 mm de spot, 150 micras en profundidad con una densidad de área del 10%.

La razón es simple: el tiempo requerido para que aparezca una respuesta somatosenso-rial evocada en la señal electroencefalográ!ca del cerebro después de un estímulo dérmico, o la latencia, está en el rango de los 10 a los 500 milisegundos, dependiendo de la distancia neural del sitio estimulado al cerebro. La respuesta del cerebro a un estímulo simple se disipa coletamente después de un intervalo de tiempo que es algún pequeño número entero de la latencia. Si se apli-ca un segundo estímulo en el mismo sitio después de que la respuesta electroencefalográ!ca al primero se haya aclarado, entonces la segunda respuesta será muy similar a la del primero. Pero si los estímulos sucesivos son aplicados con un período de repetición más corto que el tiempo de aclaramiento neuronal, las respuestas evocadas se hacen aditivas.

Este es el caso del dolor provocado por los pulsos de la energía del erbio:YAG aplicada a la piel: se convierte en más intensa y menos tolerable según aumenta la frecuencia de los pulsos. El umbral de frecuencia en que el efecto aditivo comienza depende de "uencia por pulso y de la distancia del sitio de impacto del pulso al cerebro. Los nervios sensoriales faciales se originan en el quinto nervio craneal, que pasa en cada lado directamente a/desde al cerebro, de tal forma que la latencia de la respuesta electroencefalográ!ca al estímulo dérmato-facial es menor que para el mismo estímulo aplicado al tórax, brazos o manos, el cual debe ser conducido primero neuronalmente a la médula espinal y posteriormente al cerebro. Debido a que el dolor es un fenómeno subjetivo, el umbral para la frecuencia y la "uencia en el cual se necesita anestesia varía de persona a persona.

En opinión de los autores, después de considerar todos los factores, los generadores au-tomáticos de patrones (escáneres) utilizados con onda continua o pulsada en los láseres de er-bio:YAG ofrecen poco bene!cio neto, ya sea para el médico o para el paciente.

E. DETALLES TÉCNICOS DE LOS LÁSERES DE DIÓXIDO DE CARBONO Y DE ERBIO:-YAG

1. LÁSERES DE DIÓXIDO DE CARBONO

La Figura 3-15 muestra el láser de Lumenis UltraPulse® Encore en una de sus formas más recientes. Se han hecho muchos cambios de diseño menores y mayores en este láser desde que fue introducido por primera vez en el mercado quirúrgico en 1992. Ofrece energía por pul-so de hasta 500 milijulios, frecuencia de repetición de pulsos de hasta 200 hercios y una potencia máxima media en ultrapulso repetitivo (onda casi continua) de 100 vatios. El generador de pa-trones computarizado y el escáner o pieza de mano galvanométrica, colimada con de"ección del haz CPG® - UltraScan® ofrece una amplia variedad de patrones de tamaño y formas geométricas, como se ha descrito previamente en este capítulo, y la capacidad de elegir entre una ablación parcial o total, profundidad de ablación y la cantidad de tejido no tratado (puentes o tejido nor-mal que se deja intacto).

Como la mayoría de los láseres de CO2, el UltraPulse® necesita un brazo articulado para entregar el haz láser al objetivo, aunque actualmente existen láseres comercializados con una energía de hasta 20 vatios que pueden ser entregada mediante !bra óptica. Su resonador interno



Figura 3-15. Fotografía del láser de CO2 de Lumenis UltraPulse® Encore, con va-rias piezas de mano de genradores de pa-trones y escáneres. Fuente: Lumenis, Inc., Santa Clara, California.

está sellado, excitado mediante radiofrecuencia y que uti-liza un diseño patentado denominado slab-laser, que se ha descrito en la sección 3f.

El brazo articulado que se muestra en la Figura 3-15, es de diseño convencional, con 7 codos rígidos a 90º, teniendo cada uno un espejo plano de alta re"ectancia situado a 45º del eje de cualquier brazo. Estos codos están acoplados en el extremo proximal (láser) y distal, separa-dos por un tubo relativamente largo, rígido, recto de un segundo par acoplados en el extremo distal, que también está separado por otro tubo largo, rígigo, acoplado a otro par de codos que terminanen la pieza de mano.

Cada uno de estos codos puede girar libremente en relación a su vecino, dando al ensamblaje total una "exi-bilidad neta comparable a la de un brazo humano. El bra-zo articulado tiene tres principales ventajas: tiene una alta e!ciencia transmisora (86.8% si cada uno de los espejos tiene una re"ectancia de un 98%), preserva la coherencia TEM y espacial del rayo láser transmitido, a diferencia de las !bras ópticas, y puede transmitir altas densidades de energía.

En el extremo distal del brazo articulado puede

acoplarse una pieza de mano focalizadora, colimada y/o galvanométricamente de"ectora del haz láser. Pueden obtenerse diámetros focales (spots) de 0.2 a 3 mm).

Los requisitos de la energía de entrada de un UntraPulse® son: 110-240 voltios, 20 ampe-rios, 50-60 hercios, de tal forma que puede conectarse a una toma normal de corriente eléctrica, con toma de tierra, que reúna los requisitos mencionados.

La forma de la onda en el tiempo en cada pulso, que siempre tiene una duración de 1.0 milisegundos, variable en el modelo Encore®, es casi rectangular, de tal forma que entrega el máximo de su energía en cada pulso. En la actualidad el sistema láser más versátil disponible es el UltraPulse®, posiblemente el más caro, que puede utilizarse para cualquier tipo de cirugía que sea susceptible de realizarse e!cazmente mediante un láser de CO2, como el fabricado actual-mente por Lumenis, UltraPulse® SurgiTouch™.

El coe!ciente de absorción del agua líquida para un láser de CO2 es de 770/cm y es com-parable en casi todas las sustancias biológicas; su coe!ciente de dispersión en cualquier material histológico es negligible, haciéndolo un láser WYSIWYG ideal. Es apropiado para la realización de incisiones como en la blefaroplastia, ya que su diámetro focal mínimo es capaz de lograr he-mostasia en vasos de hasta 0.5 mm de diámetro.



2. LÁSERES DE ERBIO:YAG PARA LA RESTAURACIÓN CUTÁNEA (RESURFACING)

La Figura 3-16 muestra el láser de erbio:YAG NaturaLase®, fabricado en los Estados Uni-dos por Focus Medical. Es uno de una serie de este tipo de láseres ofrecen a la venta en los Esta-dos Unidos por varios fabricantes.

Genéricamente, el láser erbio:YAG es similar a otros láseres YAG como el neodimio:YAG, holmio:YAG y talio:YAG. YAG es un acrónimo en inglés: Yttrium Aluminum Garnet, un ma-terial cristalino que tiene una alta transparencia a las porciones visibles, infrarrojas cercanas e infrarrojas lejanas del espectro. Tiene también las ventajas adicionales de una buena conductiv-

Figura 3-16. Fotografía del láser de erbio:YAG NaturaLase® para la restauración cutánea. Fuente: Focus Medical, Bethel, CT.

idad térmica, tensión mecánica alta, capacidad para operar a altas temperaturas y resistencia al impacto térmico.

A diferencia con el Nd:YAG, el láser Er:YAG no puede ac-cionarse en modo contínuo a temperatura ambiente, debido a que su vida media en el estado láser inferior es demasiado larga para permitir a los iones de erbio relajarse rápidamente de nuevo al estado basal. Ya que su longitud de onda es de 2.940 nm, está más allá del rango de transmisión de las !bras de cuarzo, por lo que para su entrega queda relegado a los brazos articulados. El sistema usual de bombeo de este láser es mediante una lámpara de "ash pulsada de xenón o criptón de alta intensidad, que puede enter-gar cientos de vatios de energía radiante, pero con una e!ciencia limitada alrededor del 2%, por lo que necesita gran cantidad de líquido refrigerante para evitar el daño térmico al tubo de "ash.

Una barra de cristal de Nd:YAG con unas medidas de un centímetro de diámetro y 10 cm de longitud puede entregar 200 vatios de energía radiante de onda continua. Debido a que la ba-

rra es corta, !rme y dimensionalmente estable, el resonador es simple y robusto. En la !gura 7-24 se muestra un resonador típico bombeado mediante una lámpara de "ash. Para aumentar la absorción en el cristal de la luz emitida por la lámpara, el eje de la lámpara se sitúa en el eje focal de un recinto cilíndrico que tiene una sección transversal elíptica y el eje del cristal en el otro. La super!cie interna del recinto elíptico es altamente re"ectiva. Los cristales del láser se montan en el exterior del recinto, por el que circula un "ujo de de agua refrigerante, para evitar la distorsión óptica de la trayectoria del haz por las turbulencias y las burbujas en el líquido.

(NOTA: Este espacio en blanco es intencionado para permitir que la Figura 3-17 sea completa en la página siguiente...)



Figura 3-17. Diagrama esquemático mostrando los detalles esenciales de la construcción de un láser típico de erbio:YAG. Observe que la lámoara de bombeo es lineal y situada coaxialmente con el eje focal del receptáculo elíptico, que tiene una super!cie interna de alta re"ectancia, de tal forma que todos los rayos que emanan de la lám-para convergen en el cristal del láse que está posicionado de forma coaxial con el eje focal opuesto de la elipse. Las turbulencias y burbujas en el "ujo del líquido refrigerante distorsionan la trayectoria óptica dentro del alojamiento, por lo que los extremos del cristal protuyen del receptáculo. Los espejos se montan externamente. Los extremos del cristal se muestran cortados en el ángulo Brewser para disminuir la re"exión del extremo distal. Esto se puede lograr alternativamente con extremos cuadrados por medio de un revestimiento antire"ectante.

Reimpresión de Fisher JC. Basic laser physics and interaction of laser light with so# tissue. In Shapshay SM, ed. Endoscopic Laser Surgery Handbook. New York: Marcel Dekker, 1987:49.



En el modo de operación llamado free-spiking (espigada), el láser de Er: YAG entrega una secuencia de muchos pulsos cortos, en forma de pico de radiación de láser para cada im-pulso de bombeo de luz de la lámpara de destellos ("ash). La secuencia completa de los picos de láser se produce dentro del tiempo-anchura del pulso de bombeo. Cada pico de láser se llama un micropulso, y toda la secuencia de micropulsos se conoce como un macropulso. La duración macropulse se puede variar dentro de un rango moderado (de 100 a 300 microsegundos). Cada micropulso es de unos cuantos microsegundos de duración. La estabilidad de la energía de los macropulses es del orden del ±2%. En la Figura 3-18 se muestra un macropulso típico, con 20 micropulsos.

Figura 3-18. Forma de onda en el tiempo de salida de la energía radiante de un láser Er:YAG fabricado por Spectron Laser Physics, U.K. La duración del macropulso es de 200 microse-gundos y contiene 20 micropulsos. Reimpresión de Rose CH, Haase KK, Wehrmann M y Karsch KR. Ocurrence and magnitude of pressure waves during Er:YAG ablation of athero-sclerotic tissue: comparison to XeCl excimer laser ablation. Journal of Lasers in Surgery and Medicine, 1996; 19: 274. Observe que esta onda en el tiempo puede variar de un fabricante a otro y con energía por macropulso en cualquier láser.



Un modo alternativo de funcionamiento para el láser Er: YAG es la conmutación Q (Q-switching), en el que la resonancia de la cabeza del láser se descompone por algunos medios ópticos de bombeo mientras se continúa a plena potencia, y luego la resonancia de la cabeza se restablece repentinamente. El pulso resultante de la potencia de salida es continua durante una duración de alrededor de 100 nanosegundos, y el TEM del haz de salida es gaussiano en lugar de modo cuasi en meseta. La variación de la potencia de pico de pulso a pulso en el modo de con-mutación Q puede ser tan grande como un 50%. La duración del pulso corto y de alta potencia de pico pueden causar fotoplasmólisis, especialmente cuando se ablaciona el tejido óseo. Esto no es deseable, porque el plasma absorbe totalmente el haz de láser entrante en todas las longitudes de onda y protege efectivamente todos los objetos distales a la irradiación adicional.

El fotoplasma podría utilizarse como un medio de ablación de la epidermis, pero la den-sidad de potencia necesaria para producir fotoplasma está por encima de los 10 mil millones de vatios/cm2. Con el !n de producir tal intensidad, es necesario enfocar el haz de un láser a un punto muy pequeño, y tener una duración de pulso en el orden de 100 nanosegundos. Para lograr la "uencia requerida sobre un punto focal de 3 mm con un pulso de 100 nanosegundos (para un láser Q-switched) se requeriría una energía de más de 70 julios/pulso, correspondiente a una potencia de pico superior a 700 millones de vatios!. En consecuencia, la fotoplasmólisis no es un proceso viable de destrucción tisular para utilizar en la restauración cutánea.

(NOTA: Este espacio se deja en blanco intencionadamente)

F. TECNOLOGÍAS NUEVAS Y EN EVOLUCIÓN

Las variaciones en los láseres de CO2 y Er:YAG utilizan salidas estándar pero fraccionan el haz mecánica, óptica o electrónicamente, de manera que, de media solamente se trata del 15 al 20% de la super!cie bajo cada spot con 50 a 100 pequeños haces colimados que penetran profundamente en el tejido (el Palomar Lux 2940; pixels similares por Alma Lasers, con sede en los Estados Unidos en Bu&alo Grove, IL, el láser de CO2 Lasering MIXto SX; y el Active FX de Lumenis y productos similares). Los micro-tapones vaporizados y las áreas circundantes de la necrosis térmica y el efecto térmico causan la nueva formación de colágeno, pero con me-nos tiempo de recuperación, riesgo e intimadación del paciente. Estos láseres fraccionados son bastante bien tolerados con sólo anestesia tópica y / o refrigeración de aire de la epidermis. Los tratamientos pueden variar desde mínimamente ablativo (5%) a casi totalmente ablativo (95%) basado en el tamaño del punto seleccionado, la densidad de puntos, la "uencia y la anchura de pulso.

El rejuvenecimiento de la piel ya no es sólo el reino de los láseres. Los pulsos de gas de nitrógeno, encendido por radiofrecuencia, producen una descarga de plasma controlada sobre la piel desde una altura establecida (Portrait, PSR3 por Rhytec, Inc., con sede en Waltham, MA). Esta sobrecalienta la epidermis, y hacia abajo en la dermis, proporcional con el nivel de energía para producir una descamación eventual del tejido super!cial. El rejuvenecimiento del tejido concurrente es casi de la misma manera que el tradicional de rejuvenecimiento con láser abla-tivo, excepto la epidermis queda prácticamente intacta en un principio, por lo que hay menos molestias del paciente y se necesita una menor atención durante la fase postoperatoria inicial.

G. RESUMEN Y CONCLUSIONES

Históricamente, el láser típico de erbio:YAG pulsado de 300 microsegundos, ha ofrecido unas ventajas signi!cantes sobre el láser de CO2 en la restauración cutánea debido a su signif-icante mayor absorción por el aguade la longitud de onda del Er:YAG comparado con el CO2. Estas ventajas incluyen: reducen considerablemente la necesidad de anestesia, cicatrización más rápida, disminuye el eritema postoperatorio y reduce el riesgo de hiper o hipopigmentación yatrogénica. Estos bene!cios son el resultado de una profundidad mucho menor de necrosis térmica inevitable que la causada por el CO2: 9.4%.

Se tarda un poco más de tiempo para tratar un área epidérmica determinada con un láser Er: YAG con un tamaño focal de 4 mm a 8 mm de diámetro, que la necesaria para un ge-nerador de CO2.

Hoy día existe una disponibilidad de escáneres para los láseres de erbio:YAG, pero la utilización de estos accesorios requiere anestesia adicional a tasas de repetición de pulsos igual o mayor de 5 hercios, disminu-yendo de esta forma gran parte de la ventaja del Er:YAG de la no necesidad de un anestesiólogo y de una sala de vigilancia postoperatoria monitorizada.

Debido a la naturaleza del modo free-spiking (espigado) de la radiación de salida, los efectos biofísicos del láser de erbio:YAG son más complejos que aquellos del CO2, excepto para los láseres TEA (presión atmosférica excitada transversalmente - transversely excited atmo-spheric-pressure), que son intrínsecamente de pulso muy corto ya que la naturaleza de la des-carga eléctrica en el tubo del láser. Los nuevos láseres de Er:YAG con sistemas más complejos (y





compactos) y salidas más altas, pueden alargar el ancho de pulso y disminuir la "uencia de su salida, disminuyendo de ese modo la profundidad y la anchura de la ablación, y aumentando el calor distribuido a las áreas adyacentes para el pulso. Esto ha permitido a los médicos ofrecer a sus pacientes un rejuvenecimiento con láser menos ablativo, con riesgos menores y disminución del tiempo de recuperación, junto con la irradiación térmica precisa para el tejido que se ha documentado para causar la formación de nuevo colágeno microscópico y visible durante meses después del tratamiento de la piel de la cara [14].

Los Er:YAG producen una profundidad de ablación más pequeña por unidad de "uencia que los láseres de CO2 de pulso más largo (> 500 µsegundos), porque cada micropulso del láser Er.YAG produce una onda expansiva de vapor creciente que atenúa la "uencia del siguiente mi-cropulso.

Walsh y Deutsch hallaron que una "uencia total de 10 julios/cm2/macropulso, la profun-didad de ablación media por pulso del Er:YAG es de 21.0 µ (sin superposición de impactos ady-acentes). La energía correspondiente por pulso para un diámetro focal (spot) en modo meseta de 3 milímetros es de 707 milijulios. A la misma "uencia total media de un spot gausiano de 3 mm, el láser de CO2 UltraPulse® produce una profundidad de ablación media de 63.9 µ durante un pulso de un milisegundo, pero el fondo del cráter tiene un per!l gaussiano, con una profun-didad máxima de 2.32 veces del promedio.

La ablación poco profunda por pulso y por unidad de "uencia del Er:YAG no es una desventaja, ya que los datos recogidos por Walsh y Deutsch mostraron que se pueden ablacionar 50 µ (la mitad del grosor epidérmico medio) en una pasada con un láser de erbio:YAG con un diámetro focal de 3 mm con una energía por macropulso de 1.297 milijulios. La gran mayoría de los láseres comercialmente disponibles hoy día tienen esta capacidad energética. El modo TEM casi en meseta de los láseres de erbio:YAG permite al cirujano ablacionar la epidermis a una profundidad más uniforme de lo que es posible con un per!l de "uencia gausiano que es común para todos los láseres de CO2 para restauración cutánea, excepto para el Encore Ultra-Pulse® de Lumenis. Debido a que el coe!ciente de absorción para la longitud de onda del Er:YAG es mucho menor en los tejidos deshidratados que la longitud de onda del CO2, no es necesario retirar el resíduo disecado después de cada pase del láser de erbio:YAG. Por la misma razón, el láser de erbio:YAG tiene menos peligro de incendio que el láser de CO2 cuando se utiliza cerca de la ropa o campos quirúrgicos.

El láser de Er:YAG en sus diversas formas de presentaciones comerciales es, en general, un láser más seguro pero menos de!nitivo para los procedimientos de restauración cutánea que el láser de CO2, pero el láser de CO2 continuará dominando las aplicaciones incisivas, en la que el láser de erbio:YAG proporciona signi!cativamente menos hemostasia de primer pase debido a su capa mucho más pequeña de necrosis térmica residual y menor profundidad de vapor-ización debido a su mayor coe!ciente de absorción por el agua, que es el componente principal del tejido.



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CAPÍTULO CUATRO

James L. Cromwell, M.D., B.S.C., F.A.C.O.G.


Comentarios sobre laÉtica en Cirugía Cosmética Láser




Ética en Cirugía Estética Láser 2

INTRODUCCIÓN

Al entrar en una era tecnológica sobrecargada de láseres y luces pulsadas, todo tipo de personas y especialistas médicos están tratando de utilizar una variedad de instrumentos. Es imperativo que nosotros, los médicos y los proveedores respeten el poder y el riesgo de un láser en nuestras manos y utilizarlos de manera apropiada, con seguridad y en el mejor de los intere-ses de nuestros pacientes. La Junta Americana de Cirugía Láser (!e American Board of Laser Surgery) se ha comprometido a enseñar la seguridad del láser, la biofísica y las interacciones con tejidos. El establecimiento de normas que re"ejan los usos más adecuados de estas tecnologías, y ofrecer algo de “luz” en las sombras de la escasa formación sobre el bombo de los medios que rodean estas cuestiones es otro de los objetivos del ABLS.

Los láseres médicos estéticos o cosméticos ofrecen una oportunidad única para casi cualquier médico de ofertar técnicas de tratamiento y tal vez de generar ingresos. Los láseres son relativamente fáciles de adquirir y comenzar a realizar tratamientos ambulatorios, poner a los pacientes, empleados y al clínico en un gran riesgo, ya que no poseen y valoran las precauciones ni poseen los conocimientos adecuados. También pueden no apreciar la diferencia en los riesgos que plantean los láseres en relación a las tecnologías de luz pulsada intensa.

Las responsabilidades de todos los médicos incluyen:

1. Primum non nocere (“lo primero es no hacer daño”). 2. Educación continua postgrado. 3. Mantener un alto nivel tanto médico como académico en la atención de los pacientes. 4. Desarrollar los medios necesarios para poder medir el grado de e#cacia (la exagera-ción, los mensajes comerciales en los que se exageran las descripciones y se distorsiona la verdad es un reto para todos los clínicos).

Como médicos que realizan cirugía estética láser, debe-mos mantener los mismos estándares que vivimos en nuestra práctica cotidiana: ser honestos acerca de los métodos alterna-tivos, de los riesgos y de los resultados, que se comporten como profesionales y siendo responsables de las complicaciones y de la falta de e#cacia.

Uno de los ingredientes más comunes de las demandas por negligencia médica es el médico que se desconecta (o nun-ca ha conectado)con el paciente y su familia. Lo siguiente es un resumen de los pensamientos y de las responsabilidades para los proveedores que utilizan láseres ablativos y no ablativos y de las

tecnologías basadas en la luz.

PRIMUM NON NOCERE

Hipócrates es reconocido como el “padre de la medicina moderna”. Se le retrata como un dechado de virtudes del antiguo médico. Se le atribuye, en gran medida, el avance del estudio sistemático y ético de la medicina clínica. Las supersticiones, leyendas y creencias sobrenatura-les o divinas como causa de la enfermedad, fueron rechazadas por Hipócrates. Sostuvo que el



medio ambiente, la dieta y los hábitos de vida eran factores contribuyentes de la enfermedad. Curiosamente, no hay ninguna referencia a la totalidad del Corpus Hipocrático (Tratados Hi-pocráticos) en el que se mencionen las enfermedades místicas. La medicina hipocrática era hu-milde y pasiva y a Hipócrates se le atribuye la frase “primum non nocere” (lo primero es no hacer daño) que se trata de una máxima aplicada a la medicina y a las ciencias de la salud. Esta #losofía es quizás la más profunda y la directiva pertinente para los médicos que prestan cuidados a los pacientes.

La medicina hipocrática fue notable por su profesionalidad, disciplina y práctica rigu-rosa. Los médicos deben ser bien cuidados, honestos, tranquilos y comprensivos. La escuela hipocrática enseñó las doctrinas de la observación y de la documentación que son la base de la actual práctica de la medicina.

Además de promover la bondad y la compasión en el cuidado de los pacientes, a Hi-pócrates se le acredita la tesis más citada e importante sobre la ética de la práctica médica: el juramento hipocrático. Sirve como referencia para otros juramentos y leyes que se ocupan de nuestro compromiso moral con los pacientes. Con demasiada frecuencia en la ocupada práctica de hoy con un diluvio de gravámenes, los médicos están en riesgo de desconectarse de nuestros pacientes como una persona completa con una complejidad de necesidades. Los cirujanos de estética láser deben esforzarse por ser educados, imparciales, honorables, dedicados y escrupu-losamente honestos.

LA ÉTICA EN LA MEDICINA

La ética es el estudio formal de la conducta en la que se analizan las obligaciones mora-les. En la disciplina de la ética no se identi#ca ningún punto de vista moral en particular como el “correcto”. Simplemente proporciona un marco para justi#car un curso de acción sobre otros.2 Tres cuestiones fundamentales deben ser dirigidas cuando nos enfrentamos a problemas éticos difíciles:

1. Nuestra disciplina debe ser sistemática y consistente.

2. Los médicos deben tener un conocimiento general de la ética, y

3. Los médicos deben entender su propio sistema de valores (el bien contra el mal) y como afectan sus decisiones en la vida.

La medicina hoy en día está dominada por la ética basada en principios, que consiste en cuatro principios para identi#car, analizar y resolver problemas éticos: en primer lugar, el respeto por la autonomía, en segundo lugar, la bene#cencia, en tercer lugar, la no male#cencia y, #nalmente, la justicia.

• La autonomía es la libertad de un individuo para establecer normas personales y para tomar decisiones basadas en las creencias y la moral personal. Este concepto debe ser absoluta, a menos que infrinja los derechos de otros.

• La bene#cencia es la obligación de los médicos y otros para promover el bienestar de los otros.



• La no male#cencia es el concepto de evitar el daño a los demás, como Primum non nocere fue enseñado por Hipócrates hace 2.500 años.

• La justicia es la prestación de lo que es legítimamente se debe a lo otros.

En la actualidad, se esperan varias normas éticas en nuestra relación con los pacientes.

Estas incluyen: El consentimiento informado - la aceptación voluntaria de un procedimiento médico o quirúrgico después de entender los riesgos, bene#cios y alternativas de tratamiento disponibles. La honestidad - el ejercicio de una información completa y veraz sobre el estado del paciente. La con#dencialidad - el derecho del paciente a la privacidad de la información médica personal y el derecho a decidir a quién él o ella divulgará dicha historia.

CONSIDERACIONES IMPORTANTES PARA EL MÉDICO QUE UTILIZA LA TECNO-LOGÍA LÁSER

Los médicos, por su sentido del deber y credenciales son cuidadores de los enfermos y de los pacientes desafortunados. Nuestros compromisos éticos parecen más claros al abordar el cuidado de los pacientes enfermos que cuando se trata de pacientes que solicitan procedimien-tos cosméticos con láser electivos. Así que deberíamos tener en cuenta:

1. ¿Quién puede utilizar responsablemente estos instrumentos complejos, potentes y en ocasiones letales?

2. ¿Qué tipo de formación se debería requerir para la utilización de esta tecnología de forma segura y adecuada?

3. ¿Tenemos las mismas responsabilidades o más con los pacientes esencialmente sanos que se someten a los procedimientos electivos láser?

4. ¿Cuáles son los riesgos y complicaciones que se expone a los pacientes, al personal y para nosotros mismos?

5. ¿Cómo podemos desarrollar normas justas, éticas y de acreditación para proteger al destinatario y al usuario?

6. ¿Qué riesgos jurídicos existen para nosotros y para aquellos a quien delegamos la res-ponsabilidad de la utilización de estas tecnologías?

Certi!cación: Quien debería obtener la certi#cación para utilizar un láser en pacientes es un tópico en todo el mundo que se debate en la mayoría de las reuniones de láser y hay dife-rentes opiniones. Algunas de estas opiniones están basadas en los intereses económicos secun-darios y están por tanto inherentemente sesgados, es decir, proveedores en relación con compa-ñías láser con posibilidad de obtener bene#cios económicos mediante la promoción de ciertas tecnologías a sus colegas o pacientes. Otros médicos tienen clínicas con cierto renombre, con buena reputación, a pesar de tener el médico fuera de la misma, mientras que los profesionales de salud aliados o con un convenio, realizan las consultas, los diagnósticos , los tratamientos y



el seguimiento de los pacientes, un posible dilema ético. En un artículo sobre el envejecimiento saludable: (mayo/junio 2009) “Quien debe tratar con un láser” de Marci Landsman, ella cita al Dr. Christopher Zachary, profesor y presidente del departamento de dermatología de la Univer-sidad de California:

“Yo estoy predispuesta a favor de la seguridad. Existe la preocupación de que la luz láser y la cirugía estética están siendo mal practicadas por profesionales capacitados. Si esto fuera la vesí-cula biliar, no habría ninguna pregunta acerca de que sólo un médico debería realizar la cirugía. La utilización de un láser es la práctica de la medicina”.

Los médicos generales y los profesionales a#nes desempeñan un papel importante en la medicina y en la cirugía láser con algunos estudios que muestran una tasa de complicaciones algo mayor que los médicos o cirujanos especialistas. Otros estudios no mostraron diferencias en la tasa de complicaciones en los procedimientos con láser entre los médicos especialistas, no especialistas y los profesionales a#nes. 3

Formación: La cirugía cosmética se practica por una diversidad de especialidades médi-cas que están por lo general totalmente cuali#cadas, ofreciendo un cuidado total de la piel de los pacientes y con unos resultados satisfactorios. Cada profesional aporta una perspectiva única a esta compleja profesión y cada uno de ellos puede aprender y obtener un provecho mutuo de educación cientí#ca y de una cooperación imparcial. En realidad, muchos cirujanos cosméticos excelentes a nivel mundial, incluyendo a los cirujanos plásticos y dermatólogos, recibieron un entrenamiento adicional sobre el uso adecuado de los láseres después de su residencia principal aprendieron a realizar procedimientos conocidos y a veces nuevos que utilizan las nuevas tecno-logías durante los #nes de semana o una semana de duración, asistencia a reuniones y tutorías en todo el mundo. Mientras que algunos médicos láser han tenido algún tipo de formación en procedimientos cosméticos electivos durante su residencia, una encuesta realizada en el 2008 de 89 residencias de cirugía plástica de los Estados Unidos concluyó que “muchos programas ofre-cen una formación inadecuada o inexistente en la cirugía estética”. 4 Los programas educativos de muchas variedades - desde el lugar de programas didácticos y clínicos, a las CMEs (Conti-nuing Medical Education) basados en la web están disponibles para los médicos interesados en el tratamiento e#caz y seguro que utilizan láseres.

Responsabilidad: Es imprescindible una comprensión general de la física del láser, de las interacciones tisulares, de los bene#cios y de los riesgos potenciales para todos los médicos que promueven u ofertan tratamientos mediante láser. Los profesionales deben tener además una comprensión especí#ca y detallada de las tecnologías que realmente utilizan. En última instancia, deberían intervenir las Autoridades Sanitarias o el Ministerio de Educación y dictar nuestras limitaciones si no desarrollamos estas normas entre nuestros compañeros. Por lo tanto, sería para nuestro bene#cio avanzar hacia la normalización y certi#cación para cualquier perso-na que maneje un láser. Las futuras regulaciones podrán exigir que se introduzca la tecnología láser en las facultades de medicina y se obtenga la certi#cación requerida de todos los profe-sionales que opten por la utilización de un láser en su actividad, además de las certi#caciones o#ciales de seguridad láser disponibles actualmente.

La #losofía de la “responsabilidad de los pacientes por los médicos” incluye la obliga-ción de tratar adecuadamente a los pacientes y la mejor de nuestras capacidades en el ámbito



de nuestra formación (y la certi#cación). Debemos educar a los pacientes de que los láseres y las fuentes de luz son sólo herramientas y no son un milagro en sí mismos. Deberíamos ser conscientes que como cirujanos cosméticos láser vemos un mayor porcentaje de pacientes que sufren un transtorno dismór#co corporal (TDC), antes conocido como dismorfofobia que es un transtorno somatomorfo. La realización de procedimientos en estos pacientes, sin psicoterapia es perjudicial para su cuidado, ya que no es probable que mejore su salud, su función o su propia imagen.

Complicaciones: Todos los médicos y profesionales de la salud en algún momento ex-perimentarán algún efecto adverso y posibles malos resultados por una variedad de factores previstos o imprevistos. Dentro de la condición médica, se deben asumir con humildad. Por ejemplo, si nos #jamos en la evolución de la reducción del vello mediante diferentes tecnologías, las complicaciones incluyendo las quemaduras, las alteraciones de la pigmentación y las altera-ciones cicatriciales eran comunes antes de la utilización de los láseres. Nuestro conocimiento y el respeto por el uso de estas herramientas poderosas, al igual que por los pacientes, determina-rán el resultado #nal. 5

Los buenos hábitos incluyen los test zonales en el caso de que no se tenga prácticamente la certeza casi absoluta de los posibles resultados con la utilización de unos determinados pa-rámetros, especialmente con los tipos de piel más oscuros, antes de emprender el tratamiento completo de un área determinada para poder evaluar la reacción de la piel, la potencialidad de posibles efectos secundarios como la hiperpigmentación postin"amtoria (HPI). También for-man parte del estándar de los tratamientos láser la obtención de una buena historia clínica (que se muestra la que utilizamos en la clínica diaria en el anexo de este capítulo), ingesta de medi-caciones fotosensibilizantes (incluso los homeopáticos), diátesis hemorrágicas, antecedentes de alteraciones cicatriciales, última exposición a radiación ultravioleta, utilización de autobroncea-dores, tratamientos previos, el obtener todos los datos posibles para hacer que el tratamiento sea lo más e#caz y seguro para el paciente.

El listado de posibles efectos adversos sirve para recordar que hay que prestar la máxima atención a todos los detalles, evitar las prisas y las distracciones, atender con esmero las preocu-paciones, quejas, las dudas de los pacientes y los resultados adversos con humildad, integridad y obtener segundas opiniones en caso de cualquier duda. Este listado de complicaciones incluyen:

1. Quemaduras.2. Alteraciones de la pigmentación.3. Alteraciones cicatriciales, retrasos en la cicatrización o eritemas prolongados.4. Lesiones oculares.5. Reacciones alérgicas.6. Foliculitis.7. Infecciones.8. Edema.9. Ansiedad o depresión desproporcionada.10. Transtorno dismór#co corporal11. Muerte.



Estándares: Los profesionales con integridad desarrollan normas, reglamentos y nor-mas de calidad de atención. Los seminarios educativos, el asesoramiento y las oportunidades prácticas son importantes para compartir información y desarrollar técnicas uniformes que me-joran la seguridad del paciente y producir tratamientos más e#caces entre los médicos. La Junta Americana de Cirugía Láser (ABLS) fue la encargada para desempeñar un papel activo en la educación de los médicos sobre el uso seguro y e#caz de los láseres y los sistemas de luz. Existen diversas sociedades y asociaciones cientí#cas europeas y españolas que esperan participar acti-vamente en la elaboración de directrices y normas con los reguladores estatales y comunitarios para la utilización segura y e#caz de los láseres y las fuentes de luz en la medicina y en la cirugía.

Litigio: Todos los profesionales de la salud de los pacientes son vulnerables a las deman-das, algunas legítimas y otras con poco o ningún sentido. La buena educación, el consentimien-to informado, la atención esmerada, las historias clínicas y hojas de evolución (hoy día también digitales), fotos digitales, documentación extensa de las interacciones de los pacientes enfáticos y la explicación de las expectativas reales de los pacientes, ayudarán a reducir la exposición individual y del colectivo de los pacientes enojados y litigiosos. Las demandas en el cuidado de la piel con láser exponen a todos los médicos, especialmente los generalistas y a los técnicos auxiliares, a una evaluación adicional para la veri#cación de la formación y de la certi#cación. La negligencia médica se de#ne como negligencia profesional por acción u omisión, por parte de un proveedor de atención de la salud, en el que la atención se desvió de las normas aceptadas y causó lesiones o la muerte a un paciente. 6 Los cuatro elementos necesarios para una demanda por negligencia médica son:

1. Derechos, son una propiedad del paciente

2. Fracaso, el no cumplir con el estándar de la atención

3. Lesiones, si han ocurrido$4. Daños y perjuicios, resultado.

Según los médicos utilizan las nuevas tecnologías, láseres más potentes y el público los somete cada vez más a medios sensacionalistas, los médicos continuarán estando expuestos a un mayor escrutinio legal. Este es especialmente el caso de los Estados Unidos (y de Europa), don-de hay poca disuasión para la presentación de una demanda en comparación con el “perdedor paga” como ocurre en los sistemas jurídicos utilizados en otras partes del mundo.

RESUMEN

Los láseres son tecnologías complejas; mejor utilizado por los médicos que saben apre-ciar su potencial para obtener resultados e#caces de seguridad y conocen sus riesgos de daño irrefutable. El tratamiento de afecciones cosméticas puede ser tan importante para la salud física y mental de un paciente como el tratamiento de muchas otras dolencias. Los cirujanos láser de-ben estar comprometidos con la educación, el conocimiento y con la mejora de los estándares de atención, y según madura nuestra especialidad, la certi#cación en el uso del láser y tecnologías de luz en toda la comunidad médica.



Si bien arraigada en las actividades cotidianas y las tensiones, nosotros los médicos po-demos olvidar la magnitud de nuestras responsabilidades para con la sociedad en general. A continuación se presentan dos citas intemporales para ayudar a mantener nuestras vidas en perspectiva:

Sirach, Los Apócrifos

“La habilidad del médico deberá levantar su cabeza: y ante los ojos de los grandes hombres él se hará de admiración.”

Promesa del Médico Estudiante en la Universidad de Toledo, Adaptado de la Facultad de Medicina de Houston, Texas “Compromiso del Estudiante de Ética”

“Conociendo mis propias limitaciones y las de la medicina, me comprometo a un viaje de toda la vida de aprender a curar, aliviar y consolar con humildad y compasión.”

Agradecimiento especial al Sr. Carl Ahlm, profesor de inglés para estudiantes avanzados, Ken-ton Ridge High School, Spring#eld, Ohio, por su experiencia en la ayuda de la revisión #nal de este comentario.

BIBLIOGRAFÍA

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2. Ethical Issues: Guidelines for Women’s Health Care, 3rd ed. !e American College of Obste-tricians and Gynecologists, 77-88.

3. Lancdsmaannn, M. “Who Should Fire a Laser.” Healthy Aging (May/June 2009). Vol. 5, Issue 1, p.13.

4. Niamtu III J. “Interspecialty Battles: Who Should Perform Cosmetic Surgery?” Cosmetic Der-matology July 2009. 341-342.

5. Moskovitz M. “Complications in Laser Skin Resurfacing: A Review of Recent Literature.” Ima-ge Plastic Surgery (Website Commentary).

6. Medical Malpractice. Wikipedia 2009. 1-7.

CAPÍTULO QUINTO

Warren B. Seiler III, M.D.Eduard M. Zimmerman, M.D.

Michael D. Swick, DMDJohn C. Fisher, Sc. D.


Utilización Segura de losLáseres en Cirugía




Utilización Segura de los Láseres en Cirugía 2

Perspectiva Histórica

Cuando apareció el primer láser en la escena quirúrgica, la atención de un pequeño grupo de cirujanos imaginativos se centró únicamente en su potencial de realizar cirugía de nuevas formas, no en sus posibilidades destructivas. Sin embargo, con el advenimien-to de nuevas longitudes de onda y la aplicación del láser a más partes del cuerpo humano, se puso de mani!esto que este nuevo instrumento quirúrgico tenía un potencial bene!cioso e ig-ualmente un potencial lesivo. Indudablemente, muchos de los accidentes con lásers quirúrgicos ocurrieron antes de que la comunidad médico-quirúrgica fuera consciente que la nueva moda-lidad podría perjudicar y matar así como curar. En opinión de los autores, los láseres son menos peligrosos para la seguridad de los pacientes que los escalpelos y otras herramientas quirúrgicas que pueden lesionar arterias críticas o nervios en una pequeña fracción de segundo, la mayoría de los láseres son lo su!cientemente potente como para dañar seriamente el cuerpo de un pa-ciente, la piel, la autoimagen (es decir, las secuelas de las cicatrices por quemaduras).

Mientras que los pioneros imaginativos del láser quirúrgico se !jaron solamente en los posibles bene!cios, los consevadores reaccionarios del estatus quo estaban muy ocupados en señalar los potenciales peligros de los láseres quirúgicos como instrumentos quirúrgicos. En realidad, las herramientas quirúrgicas no tienen peligro por si mismas, sino que depende de los seres humanos que las manejan. Alguno de los peligros que eran citados por los oponentes a los láseres eran más un mito que una realidad y han persistido pocos de ellos en la actualidad.

Antes del 1 de agosto de 1976, no había ningún reglamento gubernamental sobre la fa-bricación, venta o utilización clínica de los láseres quirúrgicos. En esa fecha, la legislación pasó por el Congreso de los Estados Unidos estableciendo una jurisdicción por la FDA (Food and Drug Administration) sobre todos los productos láser fabricados o importados allí. La agencia de la FDA encargó su legislación al centro nacional de dispositivos y salud pública (National Center for Devices and Radiological Health). Las normas aplicables se publicaron en el Code of Federal Regulations, 21 CFR 1040. En 1990 hubo un movimiento en algunos estados (Arizona, New York) con el !n de pasar la regulación de las leyes de la utilización de los láseres médicos y de las aplicaciones quirúrgicas. Esto es una desviación de prácticas pasadas, cuando se regularon solamente a los fabricantes de láseres y se juzgaba a los profesionales médicos para que tuviesen el juicio y entrenamiento adecuado en los láseres de utilización clínica. Sin embargo, la presun-ción de que una licencia para practicar la medicina transmite los conocimientos necesarios para practicar la cirugía con láser está cada vez más en tela de juicio. Esperamos que más estados adopten (y Autoridades Sanitarias Europeas) normas más estrictas en relación con el uso del láser por el personal médico. Actualmente, es muy fácil encontrar regulaciones estatales sobre el uso del láser, quién pueden utilizar los dispositivos, qué niveles de formación de los distintos profesionales han de adquirir, y qué nivel de participación por parte del médico es necesaria.

Existen una variedad de libros, documentos, publicaciones y páginas web que abordan los problemas de seguridad asociados a los láseres. Algunos de estos han sido enciclopédico, como el magní!co volumen de Sliney y Wolbarsht, que cubre con gran detalle todos los riesgos asociados a las fuentes de luz en general. Algunos se han centrado casi exclusivamente en un solo aspecto de la seguridad del láser, tales como la generación de humo. Recomendaciones que tratan especí!camente con el uso adecuado de los láseres en medicina y cirugía son la ANSI Z136.3 folleto (1988 y actualizado en 2005) y Z126.3 (2005) sobre el uso adecuado de los láseres en las instalaciones de salud, publicado el American National Standards Institute. Estos son un esquema y un índice de los peligros del láser y una referencia para los clínicos. Hay muchas pá-



ginas web, incluyendo las web médicas estatales, www.lasersafety.com, www.aslms.org y sitios web universitarios que tienen una información muy valiosa sobre la seguridad del láser. Muchas instalaciones, especialmente las universitarias, tienen ahora un departamento certi!cado de la seguridad del láser. Los autores que han contribuido con capítulos y artículos sobre la seguridad láser en varios libros y publicaciones periódicas, creen que los textos enciclopédicos son de ma-yor valor para los departamentos de seguridad láser de un hospital, pero con frecuencia contie-nen demasiados detalles para un profesional ocupado. Un texto general sobre la seguridad del láser debe ocuparse de todos los aspectos minuciosos del problema, incluyendo muchos hechos que son menos relevantes para la sala de operaciones o en la consulta. Por lo tanto, este capítulo discute los riesgos del láser en la cirugía que son más propensos de causar problemas para el practicante.

Conceptos Erróneos

Desde el principio de la aparición de los láseres en la cirugía, han aparecido y sobrevivi-do ciertas nociones falsas sobre los láseres quirúrgicos. Tarataremos sobre las más comunes en un intento de disipar estas dudas del pasado.

¿Son los Láseres Rayos Fulminantes?

Algunos críticos iniciales de la utilización de los láseres en cirugía pensaron que un láser podría hacer desaparecer a un paciente en una nube de vapor. Aunque es verdad que existen láseres militares capaces de destuir un avión en vuelo, no existe ningún láser quirúrgico que ten-ga la energía su!ciente para vaporizar un paciente en segundos. De hecho, si un láser de dióxido de carbono de onda contínua con una potencia de 500 vatios fuera usado para destruir a un pa-ciente de 100 kilogramos, requeriría más de 6 días de irradiación, 24 horas al día para convertir la totalidad del cuerpo en vapor. El tejido blando necesita 2500-3000 J/gramo de energía térmica para vaporizarlo, comenzando a 37º C y las zonas óseas necesitan una energía bastante más con-siderable. Un láser quirúrgico no es más capaz de vaporizar un paciente entero que un escalpelo cortarlo en lonchas. Dicho esto, la mayoría de los dispositivos de luz y láser ciertamente pueden causar rápidamente un trauma estético que puede ser temporal o permanente, si no se utilizan de una forma debidamente capacitada por profesionales con experiencia. Algunos ejemplos in-cluyen las quemaduras, las alteraciones cicatriciales, las alteraciones de la pigmentación y las alteraciones de la sensibilidad de la piel. Un percance cosmético puede conducir a la coacción mental, problemas de autoimagen e incluso a la deformidad física permanente. Normalmente, se subestima el riesgo de causar daños con dispositivos menos potentes. Cuando se utilizan estos dispositivos, o se delega su utilización a profesionales adiestrados insu!cientemente, los accidentes son más probables. Por esta razón, los láseres de depilación son actualmente la fuente más común de las quejas y demandas judiciales. Nunca hay que subestimar cualquier disposi-tivo, sin importar cuál sea su nivel de formación láser. Se debe obtener el entrenamiento espe-cí!co para cada dispositivo, entender y tener seguridad con la variabilidad de sus parámetros, hacer test zonales cuando sean necesarios para poder determinar los protocolos más seguros para lograr los resultados óptimos en cada una de sus aplicaciones.



¿Causan Cáncer los Láseres?

La energía fotónica aumenta con la disminución de la longitud de onda. Las radiaciones electromagnéticas cuya longitud de onda sea menor de 319 nanómetros puede causar ionización de los átomos en las moléculas de los tejidos vivos. A 319 nm la energía fotónica es justamente igual al primer potencial de ionización del cesio, el más bajo de todos los elementos. Ya que la energía fotónica aumenta con la disminución de la longitud de onda, toda radiación por debajo de 319 nm tiene la capacidad de ionizar los átomos. Sin embargo, el peligro de oncogénesis de los rayos ultravioleta es moderado comparado con los emitidos por los aparatos de rayos X y los isótopos radioactivos que se utilizan para tratamientos oncológicos. Estos tienen una energía fotónica en el orden de los 50.000 electrón-voltios o mayores comparados con solamente 3.89 eV a 319 nm.

Los únicos láseres cuyas longitudes de onda son menores de los 319 nm son los excíme-ros "uoruro de argón (193 nm), cloruro de criptón (222 nm), "uoruro de criptón (248 nm) y cloruro de xenón (308 nm). El excímero "uoruro de xenón a 351 nm está por encima del rango de la ionización. Aunque esos láseres excímeros tienen varias aplicaciones válidas en la cirugía, todavía no están aprobados por la FDA para su utilización quirúgica general. Su potencial on-cogénico es parecido a la de la luz del sol brillante a la que millones de persoans se exponen cada año sin preocupación. El peligro de exposición quirúrgica al haz de luz de un láser excímero es probablemente menor que el de una simple placa diagnóstica de rayos X.

Todos los otros láseres quirúrgicos entregan radiación de longitudes de onda más largas del umbral ionizante y suponen sólo una remota posibilidad de oncogénesis. Es cierto que la fotoplasmólisis origina ionización de los átomos en el tejido a densidades de energía por encima de 1010 W/centímetro2. No obstante, a dichas intensidades el haz de luz láser destruye toda la arquitectura histológica y viabilidad, de esta forma obviando el desarrollo de cualquier tipo de malignidad tisular.

¿Diseminan los Láseres Células Malignas Viables?

El Dr. Alfred S. Ketcham, uno de los primeros evaluadores de los láseres como instru-mentos quirúrgicos tuvo la desgracia de utilizar uno de los primeros láseres rubí para realizar cirugía en tumores malignos. En sus publicaciones sobre estos experimentos, concluyó que el láser era una herramienta inadecuada para la cirugía del cáncer, ya que la energía de los pul-sos cortos de este láser rubí primitivo producía efectos explosivos que desprendían trozos de tejido dispersándolos en la sala de operaciones. De haber tenido un láser quirúrgico de CO2 o Nd:YAG moderno, podría haber evitado las explosiones y podría haber aprendido que el efecto coagulante de la luz láser sobre los pequeños vasos sanguíneos y linfáticos actualmente ayudan a prevenir la diseminación de células tumorales viables de un tumor que ha sido vaporizado, extirpado o necrosado térmicamente.

Aunque todavía es posible que se originen explosiones en la cirugía láser, los cirujanos modernos han aprendido la utilización de los pulsos cortos apropiados, donde la energía por pulso se ajusta para limitar la zona dañada y no para hacer volar pedazos enteros de tejido del paciente que está siendo intervenido. Aunque todavía es posible inducir efectos fotomecánicos y fototérmicos, los cirujanos láser han aprendido también a aprovechar estas cualidades e las reacciones controladas para el bene!cio de sus pacientes. Se ajustan precisamente la longitud



de onda correspondiente (s), "uencia y anchuras de pulso para limitar la zona de tratamiento efectuado y limitar el daño al tejido adyacente.

De!nición de Riesgo

El riesgo es un concepto importante en el estudio de la seguridad. El riesgo puede ser alto si un posible acontecimiento arriesgado tiene una probabilidad grande de ocurra, incluso si las consecuencias de este acontecimeinto no son muy mórbidas y nunca fatales. Puede ser tam-bién alto si la probabilidad de que ocurra es baja, pero los resultados son siempre muy mórbidos o fatales. Por lo tanto, se debe de!nir el riesgo de un accidente como sigue:

riesgo = (probalidad de ocurrencia) x (severidad de la consecuencia)

Riesgos/Peligros Especí!cos del Láser

• Quemaduras de combustión por la ignición laser.

• Trauma láser casual a un objetivo involuntario.

• Uso inapropiado o no cuali!cado de los láseres.

• Secuelas adversas de la cirugía o de la terapia láser.

• Funcionamiento defectuoso de los láseres y del equipo relacionado.

En las secciones subsecuentes, se examinarán con detalle estas cinco categorías de ries-gos. No todas ellas son relevantes para todas las disciplinas de la cirugía láser, pero deben ser incluidas en una explicación completa acerca de la seguridad en la cirugía láser.

1. Quemaduras de Combustión por la Ignición Láser

Las primeras estimaciones del Instituto ECRI (“Emergency Care Research Institute” www.ecri.org ) sugirieron que había aproximadamente 100 incendios quirúrgicos por año. Ellos han estado investigando los incendios quirúrgicos y publicando informes sobre su prevención desde hace más de 35 años. Sin embargo, en 2007, la Autoridad de Seguridad del Paciente de Pennsylvania (Patient Safety Authority) publicó los primeros datos !ables sobre la incidencia de los incendios quirúrgicos en las instalaciones de Pensilvania. De acuerdo con las estadísticas, las posibilidades de un incendio quirúrgico en Pennsylvania son de 1 en 87.646 operaciones, un promedio de 28 incendios quirúrgicos por año, sólo en Pensilvania. El Instituto ECRI escaló las estadísticas de Pensilvania en los Estados Unidos de dos maneras: basándose en la población y en el número de procedimientos quirúrgicos. A partir de este análisis, el Instituto ECRI estima que el número de incendios quirúrgicos en los Estados Unidos cada año oscila desde 550 hasta 650 por año . De estos, alrededor de 20-30 son graves, con lesiones deformantes o incapacitan-tes. Uno o dos incendios fatales ocurren cada año, la mayoría de los cuales son los incendios de las vías respiratorias. El 75 % de los incendios son causados por O2 enriquecido y combustión de los paños quirúrgicos. El 4% se deben a las preparaciones de lavado quirúrgico que contienen alcohol (DuraPrep, Chloraprep, etc), de ahí la necesidad de dejarlos completamente secos o sim-



plemente la utilización con preparaciones no alcohólicas. Se informa de las fuentes de ignición de la siguiente manera: el 70% por electrocauterio (Bovie); el 20% debidas al lápiz cauterizador de hilo caliente, electrodos de des!brilación, fuentes de luz de !bra óptica y por las chispas de las fresas quirúrgicas, el 10% debido a los láseres. El Instituto ECRI estima que la frecuencia de los incendios quirúrgicos es generalmente comparable a la de otras desventuras quirúrgicas poco comunes, como los instrumentos retenidos o la cirugía en el lugar/paciente equivocado.

Los casos más recientes de incendios debidos a los láseres implican a la traqueostomía y a la broncoscopia. La cubierta o la !bra pueden pelarse inapropiadamente causando la ignición del O2 al !nal del broncoscopio debido a que se acciona el láser al !nal del conducto. Dos casos reportados de incendio (por el Instituto ECRI) fuera del organismo que se mencionan aquí a modo de ejemplo. El primero, hay un caso de un cirujano cuyo zueco resbaló y activó el pedal de un láser que disparó a través de la ropa de las piernas e incendió los paños quirúrgicos en el periné y se quemó durante 30 segundos. Un segundo caso accidental ocurrió cuando se esta-ban utilizando un bisturí eléctrico y un láser para cauterización en un caso de neurocirugía. Se presionaron los dos pedales en lugar de uno solo y se incendió el paño quirúrgico causando una quemadura del 18% de la super!cie corporal al paciente. Es evidente que en ambos casos y es probable que en la mayoría de los otros casos, los incendios fueron causados por error por parte del usuario del dispositivo. Por último, el ECRI tiene en sus archivos 5 incendios debidos a láser desde el año 2002, uno cada dos años, y el sistema FDA MAUDE tiene 21 informes desde el año 1991.

Los tipos especí!cos de incendios se enumeran a continuación y se discuten en orden decreciente de riesgo:

Incendios en los Tubos Endotraqueales Elastoméricos que Transportan O2 y N2O

Cuando se utiliza un láser quirúrgico en la vía aérea de un paciente, la intubación me-diante un tubo endotraqueal hecho de elastómero (material polímero sintético o natural con propiedades elásticas) es muy peligrosa, debido a que el rayo láser puede incendiar el tubo. Una vez que se inicia la combustión, el tubo arderá ávidamente en una atmósfera rica en oxígeno. Sin embargo, si se debe utilizar un tubo de elastómero, ahora se recomienda los tubos de goma roja con 3M Nº 425 o cinta de láminas de cobre Venture. En los siguientes párrafos se discuten las recomendaciones actuales, dependiendo del láser utilizado.

En cuanto a la utilización de un láser de Nd:YAG (que tiene la penetración tisular más alta y se utiliza comúnmente para la citorreducción tumoral), Mitchel Sosis informó que los tubos de goma roja 3M N º 425 o Venture envueltos en cinta con láminas de cobre no se vieron afectados por la exposición durante un minuto y por lo tanto, fueron recomendado por este es-tudio para su uso con el láser Nd:YAG. El libro de texto, Anestesia Clínica recomienda también los tubos endotraqueales (ET) de goma Rusch Lasertubus (www.myrusch.com) para su uso con el láser de Nd: YAG. Son de una goma blanca, suave y están cubiertos por papel de aluminio corrugado que está cubierto además por una envoltura de esponja Merocel que se mantiene húmeda con solución salina.

Cuando se utiliza el láser de CO2 , y de KTP , los dos tubos ET principales recomenda-dos por los anestesiólogos y la literatura actual son los de acero inoxidable Mallinckrodt Laser Flex y los de Medtronic/Xomed Laser-Shield II. Se recomienda utilizar el modo láser pulsado



para disminuir la energía total y el tiempo de contacto con el tejido. Ninguno de estos tubos se debe utilizar con el láser de Nd:YAG. John Ferguson informó el Laser-Shield II (aluminio sobreenvuelto, revestimiento de plástico "uorado, eje de elastómero de silicona) no mostró una carbonización signi!cativa o !sura de la luz del tubo después de un máximo de 200 pases con un láser de CO2. Sin embargo, HC Lai et al informaron de la iniciación de ignición después de 5 segundos con el tubo Xomed Laser-Shield II, pero no se incendió después de 30 segundos el tubo de acero inoxidable Mallinckrodt Laser Flex. En la opinión de los autores (después de una investigación extensa de la literatura y de la discusión con los anestesiólogos de con!anza actua-les) que el tubo de Mallinckrodt Laser Flex es el mejor para su uso con el láser de CO2 y KTP. Sin embargo, un estudio muy conocido por Sesterhenn et al encontraron una informe 15 incidentes de incendio del tubo endotraqueal de 20,000 procedimientos quirúrgicos con láser de CO2 en Alemania. Seis de los 15 casos ocurrieron a pesar de la utilización de tubos ET de láser especia-les. Por lo tanto, hay que ser conscientes de otras formas del cuidado y prevención de incendios. Las siguientes fotos son del Tubo Mallinckrodt Laser, tubo de Rüsch LasertubusTM y un póster del Instituto de Seguridad ECRI.

Figura 5-1a. Tubo de Mallinckrodt Laser. Fuente: Cardinal Health web-site. 2011.

Figura 5-1b. El tubo de Rüsch LasertubusTM es un tubo endotraqueal resistente al láser, de goma blanca y suave, reforzado con lámina de cobre corrugado y una esponja absorbente. Ofrece resistencia a los láseres médicos, tales como AR +, Nd:YAG y de CO2, en el intervalo de 0.488# a 10.6#. LasertubusTM está equipado con un diseño de doble puño, que ofrece la máxima protección contra los incendios de las vías respiratorias. El diseño incorpora todas estas características de seguridad y aumenta al máximo el acceso y la visibilidad. Fuente: www.myrusch.com/images/rusch/docs/A20C.pdf, 2014.



Cuando se incendia un tubo endotraqueal en un paciente intubado, se deben efectuar estar tres acciones en este orden:

1. Retirar rápidamente e tubo de la vía aérea del paciente y arrojarlo al suelo.

2. Cerrar el oxígeno o el óxido nitroso en el carro de anestesia.

3. Utilizar un extintor de incendios con CO2 químico para apagar todas las llamas.

Se deberá examinar siempre la vía aérea del paciente por medio de un broncoscopio para valorar la extensión de las lesiones y determinar que tratamiento urgente es necesario. Si se efectúa una retirada rápida del tubo quemado, las heridas traqueales pueden ser menores. Sin embrago, si el tubo arde durant varios segundos en la vía aérea, el paciente puede sufrir quemad-uras de tercer grado extensas que pueden conducir a traqueomalacia, edema pulmonar masivo y a la muerte.

Diferentes anestesiólogos y cirujanos laríngeos han sugerido que es posible reducir o eliminar el peligro de incendio de los tubos elastoméricos endotraqueales reduciendo la frac-ción del oxígeno inspirado (f.i.O2) en la mezcla ventilatoria (menos del 40%). Si bien esto es generalmente verdad, puede ser peligoros para la salud del o de la paciente tiene algún tipo de enfermedad pulmonar obstructiva crónica (BNCO) o de!ciencia cardíaca. La mezcla de gas debe estar dictada por la necesidad del paciente de una ventilación adecuada, y debe garanti-zarse la protección contra incendios mediante el tubo recomendado de Mallinckrodt. El óxido nitroso se debe evitar durante la cirugía con láser en las vías respiratorias, debido a que es un compuesto inestable que se disocia en N2 y en oxígeno atómico. Este último es un oxidante más potente a baja temperatura que es el O2.

Utilización de Óxido Nitroso y Oxígeno en los Procedimientos Dentales

El óxido nitroso y oxígeno se utilizan comúnmente como agentes de sedación en proce-dimientos dentales. El oxígeno y el óxido nitroso no son combustibles, pero el mantenimiento de la combustión y su uso deben ser estrechamente monitorizados. A menudo, los gases se utilizan solos, con frecuencia con medicamentos por vía oral o en conjunción con sedación IV. El equipo apropiado de eliminación es esencial para el uso de estos agentes. Si el paciente nece-sita y lleva un tanque de oxígeno y permanece relajado y está adecuadamente oxigenado con el oxígeno desconectado y se retira la cánula nasal durante una parte del procedimiento láser del procedimiento, es conveniente hacerlo. La norma ANSI Z136.3 (Nota: las Normas ANSI - Ame-rican National Standards Institute (ANSI) es un organismo que supervisa, en Estados Unidos, el desarrollo de normas para productos, servicios y procedimientos. Estas normas son propuestas de forma voluntaria y consensuada. Las normas validadas por el ANSI garantizan que las ca-racterísticas y las prestaciones de los productos sean coherentes, que cada fabricante utilice los mismos términos y de!niciones, y que los productos se ensayen de la misma forma en cualquier lugar.) se ha modi!cado para la utilización de estos gases siempre que se emplee un sistema ce-rrado con compactación adecuada tan largo como sea necesario para minimizar la fuga de gas. Las longitudes de onda visible y infrarrojas cercanas (IRC) más utilizadas en odontología son 488nm, 515nm, 532nm, 810nm, 940nm, 980nm, 1064nm y 1340nm. Estas longitudes de onda son de entrega mediante !bra y debido a las "uencias utilizadas y la rápida disminución de la



densidad de potencia desde el extremo distal de la !bra, es muy poco probable ignición de mate-riales combustibles sin contacto íntimo. Las otras longitudes de onda utilizadas son de la familia del erbio a 2780 nm, 2940 nm y el CO2 a 10.600 nm. Las longitudes de onda de erbio de 2780 nm y 2940 nm se entregan mediante tecnología de !bra avanzada o brazo articulado. Los láseres de erbio que se entregan mediante !bra tienen una reducción similar de la densidad de potencia en el extremo distal de la !bra como los láseres de IRC y tienen un nivel similar de seguridad. Los sistemas de suministro mediante brazo articulado son más colimados y, correspondiente-mente, tienen una longitud focal más larga. Si se utiliza una !bra distal en el brazo articulado, la difusión es similar a un sistema de entrega por !bra. Sin embargo, los láseres de la familia del erbio se ejecuta de forma rutinaria con pulverización coaxial de agua y el potencial de ignición accidental se reduce en gran medida si no se elimina del todo. Los láseres de dióxido de carbono tienen propiedades y requisitos similares a los láseres utilizados en la medicina.

Quemadura de un Broncoscopio Flexible en O2

Cuando se hace pasar una !bra de láser a través del canal de trabajo de un broncoscopio "exible, el operador siempre debe estar seguro de que el extremo distal de la !bra es claramente visible más allá del extremo del alcance antes de disparar el láser. Si el láser se activa mientras que el extremo distal de la !bra está dentro de la luz del canal de trabajo, es muy probable que resulte en un incendio. Shesid MD et al recomienda que la punta de láser debe estar dentro de 1 cm del objetivo, utilizando pulsos de medio a un segundo y limitando la energía.

Ignición de Gas Rectal

La mayor parte del gas rectal es el aire ingerido con los alimentos, pero en ocasiones contiene su!ciente metano como combustible en el aire ambiente. Este peligro puede evitarse asegurando que el intestino grueso del paciente se evacue en menos de una hora antes de la ci-rugía, y que el ano esté taponado con compresas de algodón húmedas antes del procedimiento.

Cirugía Laparoscópica

De acuerdo con el material médico de texto Clinical Anesthesia, el gas CO2 (utilizado para la insu"ación) no soporta la combustión y, por tanto, es el gas preferido para la insu"ación.

Ignición de Paños Estériles o Compresas

El láser de CO2 y otros láseres visibles pueden incendiar paños quirúrgicos. La com-bustión de estos paños o compresas pueden causar quemaduras graves en la piel del paciente. Esto se puede evitar siempre asegurando siempre que los paños en la proximidad del campo quirúrgico están empapados con suero salino normal o agua estéril. La práctica de sostener una !bra láser en su sección media, doblándola en una compresa estéril que se prende sobre la !bra, debería ser evitada escrupulosamente. Si se tira del extremo proximal o distal de la !bra, puede romperse donde está ceñida al paño y la fuga del haz de luz por esta rotura puede incendiar el paño si su color es otro que el blanco (normalmente azul o verde). Es mucho más seguro colgar la !bra del soporte que se proporciona en muchos láseres infrarrojos cercanos y visibles, o de un



soporte de suero cerca de la mesa de operaciones. La !bra se debe mantener siempre por encima del suelo, donde es difícil verla y se puede romper al pisarla.

Combustión o Vaporización de Preparaciones Quirúrgicas o Diagnósticas

Los líquidos in"amables como la acetona, alcohol, éter, nunca deben utilizarse antes de la cirugía. El haz de luz de un láser de CO2 los incendiaría rápidamente. Aunque los líquidos prequirúrgicos como el betadine, clorhexidina, solución de Lugol, etc no se incendian con un rayo láser, pueden vaporizarse. El vapor caliente originado es químicamente muy activo y puede producir quemaduras severas en la piel del paciente y del cirujano. Cualquier líquido debería dejarse secar antes de accionar el láser y también el área donde se va a aplicar el láser.

2. Trauma Láser Accidental a Otras Partes del Organismo No Focalizadas

La literatura reciente indica que la forma más común de fuego inducida por láser es disparar sobre el paciente, especialmente sobre la una cánula nasal o una máscara facial de O2. Cualquiera que sea objetivo quirúrgico previsto del operador, siempre hay una posibilidad de que el rayo láser puede impactar sobre una parte del cuerpo que no es un objetivo previsto. Esto puede suceder si el haz láser corta o perfora a través del órgano diana, se re"eja desde ese órgano o un instrumento metálico, o simplemente penetra a través del objetivo principal sin absorción total. El rayo láser también se puede re"ejar desde el paciente, joyas, instrumentos u otros metales. A continuación se enumeran clasi!cados en orden de riesgo, empezando por el mayor, los accidentes importantes relacionados con los objetivos no deseados.

Perforación de Órganos Huecos

En orden declinante de riegos incluyen los grandes vassos del corazón, tráquea, esófago, estómago, duodeno, ileon, colon, recto, vejiga urinaria y vagina. Han sucedido varios accidentes mortales por perforación de la tráquea, usualmente por el haz de un láser de Nd:YAG y pun-ciones subsecuentes de uno o más grandes vasos del corazón. Si sucede esta situación duran-te una broncoscopia láser es virtualmente imposible salvar al paciente, incluso si un cirujano torácico esté presente y dispuesto a realizar una esternotomía. La muerte por exanguinación intratorácica ocurre en 30 segundos o menos. Los vasos en riesgo son el arco aórtico, ramas de la aorta y las arterias pulmonares en su proximidad a la carina.

Cuando el láser de Nd:YAG se utiliza para irradiar tumores murales en la vejiga urinaria, su penetra-ción profunda y copiosa dispersión puede causar quemaduras intestinales y de otros órganos próximos a la vejiga, incluso aún cuando la vejiga no haya sido perforada. Similar-mente, la utilización demasiado agresiva del láser Nd:YAG para coagulación puede perforar la pared uterina, especialmente con el contacto o técnica de arrastre. Empujar la !bra debería ser evitado a toda costa; el arrastre de la punta de la !bra hacia el operador es el método apropiado.



Lesión a los Nervios, Cerebro y Médula Espinal

Según muchos autores, incluyendo L. J. Cerullo, el láser de CO2 es el láser más utilizado en neurocirugía. Tiene una absorción inmediata de agua y una dispersión mínima o propaga-ción a los tejidos adyacentes y más profundos. Es el más e!ciente para la vaporización y corte preciso en el tejido menos vascularizado con el menor daño para las estructuras tisulares circun-dantes.

El láser de Nd: YAG también se utiliza en neurocirugía. Aunque muchos cirujanos creen que no puede ser ampliamente utilizado debido a su difusión en el SNC, que puede ser utilizado para coagular y la reducción de grandes tumores vascularizados tales como meningiomas. Al-gunos cirujanos utilizan el Nd:YAG como el láser de elección, ya que produce una coagulación homogénea con un efecto de profundidad dependiente de la energía y por lo tanto puede ser uti-lizado para eliminar selectivamente el tejido tumoral con una profundidad predecible. El láser de Ho:YAG puede ser utilizado para la discectomía mínimamente invasiva utilizando energía no ablativa para encoger y tensar el tejido del disco.

Lesión a la Córnea, Esclera, Cristalino o Fondo del Ojo

Existen dos categorías: lesiones a los ojos que están siendo tratados mediante láser y lesión a los ojos del paciente, personal quirúrgico u observadores en la sala quirúrgica. Está cla-ro que la primera se evita mediante una técnica cuidadosa y por el buen juicio del o$almólogo. La última puede prevenirse insistiendo que todas las personas dentro del quirófano o en las salas donde se utilice un láser, lleven gafas o máscaras faciales transparentes incluyendo el paciente esté o no consciente. Si el/la paciente está inconsciente, se deberían proteger sus ojos con una pomada ocular, cerrando posteriormente los párpados y encima de ellos un escudo metálico no re"ectante, ya comercializados para tal !n sobre unas gasas húmedas. Los escudos corneales, colocado debajo del párpado, se debe utilizar en el tratamiento del paciente, a menos que sea un láser de nivel inferior o dispositivo basado en luz (IPL o infrarrojo). Los fabricantes de láser ofrecen ahora las gafas protectoras apropiadas para el paciente y el personal de la sala para que el láser o dispositivo individual basada en la luz. Hay que usar las gafas adecuadas para cada dis-positivo diferente. También hay muchas compañías que fabrican gafas protectoras y una simple llamada a ellos pueden ofrecer al profesional una información adecuada.

El cirujano que esté utilizando un microscopio o una gafa lupa no necesita una protec-ción especial cuando trabaja con un láser de CO2, ya que las ópticas de las lentes absorben la to-talidad de los rayos a 10.600 nm. Sin embargo, cuando se utilizan láseres con longitudes de onda visibles o en el infrarrojo cercano, el cirujano y todo el personal en el interior de la sala deben llevar las gafas apropiadas independientemente del microscopio o gafas de aumento. Dentro de la sala de operaciones se deben llevar siempre las gafas láser especí!cas y apropiadas.

También debe tenerse en cuenta que algunos profesionales de láser actuales creen que, debido a que el vidrio y el plástico transparente pueden bloquear los rayos de CO2, es aceptable simplemente utilizar las gafas correctoras normales. Esto no es cierto! Los rayos láser pueden todavía dañar los ojos de los usuarios periféricamente ya que las gafas más populares de los ojos no protegen por encima, por debajo y a los lados de las gafas. El practicante debe llevar siempre las gafas de seguridad adecuadas por encima de las gafas correctoras de carácter personal. Uno de los autores sabe de un otorrinolaringólogo que fue cegado en un ojo por un rayo láser de CO2



re"ejado que dañó su ojo de un disparo en el borde lateral de las gafas correctoras, ya que no lle-vaba las gafas de seguridad láser sobre sus propias gafas. Esto no es algo como para arriesgarse!

Localización de la Lesión Ocular dependiendo de la Longitud de Onda

La longitud de onda de la luz láser o de las fuentes de luz no coherentes, determinan el lugar del daño ocular.

• M%&'(()*+,, R+-(, X - R+-(, G+..+, pasan a través del ojo con poca absorción, pero la dosis radiante es acumulativa para los rayos X y gamma y pueden lesionar la totalidad del globo ocular. Los microondas producen un calentamiento casi uniforme de la totalidad del ojo, pero la dosis no es acumulativa de una exposición a otra.

• U/0'+1%(/20+, L23+)(, (< 300 nm) 2 I)4'+''(3(, L23+)(, (> 7.000 nm), se absor-ben en la esclerótida o en la super!cie corneal.

• U/0'+1%(/20+, C2'&+)(, (300-400 nm), se absorven por la córnea, esclera, humor acuoso y por el cristalino del ojo. Son una causa importante de cataratas en las personas que pasan más tiempo al aire libre en climas soleados.

• V%,%5/2, 2 I)4'+''(3(, &2'&+)(, (400-700 nm y 700-1.200 nm), se absorben parcial-mente en als estructuras anteriores del ojo y principalmente en el fondo ocular, en la retina.

Protección de los Ojos de la Luz del Láser

Se deben establecer las siguientes reglas y éstas deben ser a su vez obedecidas escrupu-losamente en las áreas donde se utilicen láseres quirúrgicos.

1. Carteles fuera de los quirófanos y en las salas de tratamientos advirtiendo que hay láseres en funcionamiento. Idealmente, estos signos sólo se encienden o se iluminan cuando los láseres están realmente en uso.

2. Proporcionar y requerir la utilización de gafas protectoras o máscaras faciales por todas las personas que están en los quirófanos o salas de tratamiento láser.

3. Manener fuera de las áreas láser a las personas no autorizadas.

4. Estar seguros de que las gafas protectoras están diseñadas para proteger la vista a la/s longitud/es de onda que están en uso (OD de cali!cación mínima; OD siglas de Optical Density o de Densidad Óptica).

5. Las gafas de protección deben estar disponibles también fuera de la sala de tratamien-tos para cualquier persona que necesite entrar en ella.

El color de los cristales de las gafas no es un indicador seguro del rango de protección espectral. Impreso en algún lugar, normalmente en los cristales y en las monturas de las gafas, habrá un número/s (p.ej.: 1060) que muestra la longitud de onda central dd ela banda de rechazo



y otro número que muestra la densidad óptica (p.ej.: OD 6) de las gafas en la longitud de onda central. Como regla básica, si los ojos protegidos están cerca del diámetro focal (spot) de un haz de luz láser o cerca del extremo distal de una !bra óptica, la densidad óptica (OD) mínima debe ser de 7 por seguridad. Si el portador de las gafas está a una longitud focal de 10 o más del obje-tivo quirúrgico o al menos a 4 metros del extremo distal de una !bra óptica, la divergencia distal del haz láser atenúa la densidad de energía a niveles menos peligrosos y unas gafas que tenga un densidad óptica de 3 o 4 será su!ciente.

La densidad óptica (OD) es el logaritomo ordinario (potencia 10) de la atenua-ción de la luz transmitida a la gafa protectora. Por ejemplo, las gafas que atenúan la luz trans-mitida por un factor de 1.000.000 (106) tienen una densidad óptica de 6. Debe recordarse que, independientemente de la densidad óptica, la mayoría de las gafas protectoras o máscaras facia-les, no resisten la energía total de un rayo láser quirúrgico en el punto focal o cerca del extremo distal de una !bra óptica más de unos pocos segundos en la mayoría de los casos. Las gafas de protección está diseñadas para proteger los ojos del usuario contra la radiación dispersa.

Las gafas de protección están disponible por los fabricantes de láseres quirúrgicos y por compañías independientes. Generalmente pueden obtenerse con la adecuada corrección dióptrica en los cristales de las gafas, eliminando así la necesidad de las incómodas gafas de buzo sobre las gafas correctivas normales. El cristal transparente o el plástico ofrecen una fuerte atenuación (OD> 10) a longitudes de onda superiores a 7000 nm. Sin embargo, el médico siem-pre debe usar las gafas de seguridad adecuadas por encima de sus gafas correctoras personales debido a la falta de cobertura periférica por la mayoría de las gafas correctoras. Los plásticos son menos resistentes a la perforación por un rayo láser que el vidrio de igual espesor y OD. La siguiente !gura muestra ejemplos de gafas de protección actual (tomado por y con el permiso para el uso de uno de los autores).

Figura 5-3. Selección de gafas de protección para el personal y paciente en la sala de operaciones donde los láseres están en funcionamiento.



Lesiones a Otras Partes del Organismo, Especialmente la Piel

Si el paciente está consciente, un haz láser incidiendo en su piel causará un dolor súbito en intenso. Esto en cambio y como mecanismo de defensa, producirá una contracción muscular re"eja que pondrá el área expuesta accidentalmente fuera del alcance de la radiación. Las le-siones láser directas a la piel son por tanto momentáneas en cuanto a su duración. Además estas lesiones en la piel cicatrizan rápidamente. Sin embargo, si la víctima es un paciente anstesiado/a, la lesión puede ser más severa. Estas lesiones pueden prevenirse cubriendo el área alrededor campo quirúrgico con múltiples capas de aluminio doméstico arrugado (para re"exión difusa) y !jados con cinta adhesiva a hojas metálicas. El aluminio doméstico tiene una re"ectancia alta a todas las longitudes de onda y puede ser esterilizado con óxido de etileno antes de la cirugía.

Las lesiones en la piel y en los ojos pueden evitarse casi en su totalidad asegurándose de que el láser está en el modo de espera cuando no esté en uso. Las llaves del láser también se deben estar guardadas en un lugar seguro con acceso sólo al personal seleccionado.

Es necesaria la monitorización apropiada durante la utilización del láser a través de !-bras "exibles ópticas para asegurar la protección de los tejidos adyacentes de una lesión térmica excesiva (es decir, en la liposucción asistida mediante láser, laserlipólisis).

3. Utilización Inapropiada de los Láseres

Esta categoría incluye a una serie de errores potencialmente peligrosos. Se discuten in-dividualmente en los apartados siguientes.

Tratamiento con Láser de Lesiones de Citología, Histología o de Extensión Espacial Desconocida o de Lesiones No Totalmente Irradiables

Es importante que el cirujano sepa de antemano la citología e histología (por biopsia) de cualquier lesión antes de tratarla con un láser. Excepto en el tratamiento paliativo de tumores malignos incurables que obstruyen las vías respiratorias inferiores, el esófago o en otros órga-nos del organismo, las lesiones malignas no conocidas deben ser solo parcialmente destruidas por un haz de luz láser. Lo totalidad de la tumoración no se destruirá si sólo parte del mismo se expone a la radiación láser. Si la intención del tratamiento láser es curativa, todo el tumor debe ser destruido o extirpado. A pesar de que está fuera del alcance de los detalles de este capítulo, el profesional debe tener el conocimiento adecuado de la afección a tratar, cual es el láser más adecuado y cómo utilizar correctamente el láser. Esto requiere una formación especí!ca en la especialidad médica y en la utilización de la luz láser para condiciones especí!cas.

También es muy importante tener en cuenta que no todos los láseres puede tratar cual-quier condición. Los practicantes láser inexpertos pueden tratar de utilizar un láser inapropiado para una determinada condición que realmente requiere un láser de diferente simplemente por-que que el láser no está disponible para el practicante. Obviamente, esto puede causar compli-caciones mayores. Por lo tanto, es necesario un amplio conocimiento del uso especí!co de cada láser para tratar adecuadamente las condiciones y a los pacientes.



El párrafo anterior también se aplica a los procedimientos estéticos con láser. Aunque algunos de estos procedimientos pueden no tener normalmente consecuencias peligrosas para la vida en la mala utilización de los láseres, seguramente se producirán alteraciones cicatriciales y otras complicaciones. Un ejemplo lamentable es el uso del láser incorrecto para realizar la eli-minación de tatuajes. Pueden producirse cicatrices permanentes increíble si un médico utiliza el láser equivocado para tratar diferentes pigmentos. Un ejemplo de esto sería si se utiliza el láser de CO2 para tratar los pigmentos de los tatuajes. Los autores saben de muchos casos documen-tados de graves quemaduras y cicatrices de este tipo de ejemplo. En resumen, hay que saber que la utilización del láser adecuado para cada condición.

Necrosis Térmica Excesiva por una Densidad de Energía Baja o por un Tiempo de Exposición Prolongado

Con los láseres WYDSCHY (lo que no se ve puede lesionar), láseres cuya longitud de onda es tal que la dispersión predomina soble la absorción (625-1400 nm), una irradiación prolongada con una densidad de energía baja causa necrosis térmica y la extensión espacial no es aparente de forma inmediata para el cirujano. Si el resultado que se quiere conseguir es el de coagulación, esto puede ser lo deseable. Sin embargo, debe recordarse que la necrosis térmica de un órgano o tejido no siempre termina cuando se apaga el láser. Puede continuar durante minutos, horas e incluso días después de la irradiación. Los tejidos en los sistemas orgánicos tienen efectos sinérgicos y la necrosis de una parte puede conducir a la necrosis de otros. En los órganos huecos como la tráquea y el esófago, este efecto puede originar fístulas, con graves con-secuencias. Las complicaciones también pueden ocurrir con los procedimientos estéticos con láser. Quemaduras, cicatrices, ectropión (por un exceso de tratamiento de la piel del párpado superior o inferior), el cuello anillado por daño a los músculo cutáneo del cuello (platisma colli), y otras complicaciones pueden ocurrir por un exceso de calor durante un procedimiento láser o por el calor que se sigue produciendo después de que el láser se haya discontinuado.

Si el efecto deseado es el de excisión o vaporización, el/la cirujano debe aplicar la den-sidad de energía más alta del haz de luz láser que se pueda controlar con seguridad, con los límites de la coordinación mental, visual y manual. De esta forma se minimiza el tiempo de exposición del tejido al haz láser, particularmente con los láseres WYSIWYG (buen corte, mala coagulación, la absorción domina la dispersión:láseres de CO2, excímer, erbio:YAG, con longi-tudes de onda más largas de 2500 nm). Sin embargo, si la coagulación es el efecto deseado, y posteriormente debe utilizarse un láser WYDSCHY, y aplicarse en ráfagas continuas de unos cuantos segundos cada una en el tejido a baja densidad de potencia, el cirujano debe observar los problemas respecto a las explosiones (como las de palomitas de maíz) y a la necrosis térmi-ca retardada. Una vez más, debe entenderse que el uso adecuado del láser apropiado para una condición determinada, junto con el tratamiento conservador cuando sea posible, es el mejor enfoque.

Fístulas Tardías Causadas por Terapia Fotodinámica de Tumores Murales en Órga-nos Huecos como la Tráquea, Esófago, Vejiga e Intesino

Debido a que la terapia fotodinámica destruye completamente los tejidos malignos que están medicados adecuadamente con fotosensibilizante y luz estimuladora, la extensión de la necrosis !nal puede no ser aparente durante la fase de irradiación del tratamiento, cuando la



extensión total del tumor no es siempre aparente al terapeuta. Por otra parte, la necrosis de un tumor maligno no es instantánea, sino que persiste durante horas o días. Si se aplica una tera-pia fotodinámica demasiado agresiva en los órganos huecos, puede dar lugar a !stulización y a consecuencias mórbidas. El paciente debería estar monitorizado cuidadosamente durante el tratamiento.

Hemorragia Incontrolable Durante la Cirugía Láser

En particular con los láseres WYSIWYG (lo que ve es lo que consigue) como los láseres Erbio.YAG o CO2, donde la absorción predomina soble la dispersión (relación / es 10 o may-or), láseres para los que el coe!ciente de absorción es mayor de 500/cm, que son excelentes es-calpelos pero producen una cooagulación pobre, existe riesgo de una hemorragia incontrolable durante la cirugía láser. Los láseres de este tipo deben utilizarse con gran cautela (en nuestra opinión al igual que el resto de los láseres de otras categorías) cuando se realiza exéresis lesiones muy vascularizadas como cánceres metastásicos de células renales del árbol traqueobronquial. Los láseres WYSIWYG (What You See Is What You Get) no son los apropiados para la excisión de hemangiomas cavernosos, o de órganos como el hígado, bazo o riñón, a menos que se tomen medidas adicionales para controlar la hemorragia. En estas situaciones, es especialmente impor-tante controlar las posibles coagulopatías idiopáticas o la ingesta de medicaciones que conduz-can a ellas antes de la cirugía. Los pacientes que estén tomando aspirina (AAS) por problemas cardíacos, artritis reumatoide u otras indicaciones dentro de los siete días previos a la cirugía, pueden presentar un riesgo serio de hemorragia incontrolable. Los pacientes tratados con dicu-marínicos/warfarina, necesitan aún una mayor evaluación previa a la cirugía.

Elección del Láser Incorrecto para un Procedimiento Determinado

En los inicios de la cirugía láser hubo una creencia errónea por parte de algunos ciru-janos de que cualquier láser podría hacer cualquier tipo de cirugía. Aún hoy actualmente, en diferentes procedimientos y en los que más se están extendiendo al menos al nivel del con-ocimiento del público en general in"uenciado por el bombardeo publicitario y comercial, se utiliza un láser para muchos procedimientos terapeúticos sencillos y más complejos que están muy lejos de ser el láser ideal para poder tratar con e!cacia la patología o alteración para los que se destinan y que inicialmente no fueron diseñados para tal !n (p.ej.: utilización de láseres térmicos para la elimianción de lesiones pigmentadas con componente dérmico, utilzación de láseres cuya longitud de onda es captada principalmente por la melanina como láseres vascu-lares, etc). Esta idea falsa ha sido en muchas ocasiones alimentada por algunos fabricantes de láseres quirúrgicos impacientes por conseguir un número de ventas más amplias posible de sus productos. Los láseres ablativos como el CO2 son de los más precisos para cortar o vaporizar en cualquier parte del organismo donde la hemostasia no es un problema y cuando el daño térmico debe sel el menor posible. Por otro lado, si la coagulación es el objetivo primario, como en el tratamiento de un tumor obstructivo de la vía aérea inferior o en el esófago, la elección de un láser tipo WYDSCHY (what you don’t see cann hurt you - lo que no ve puede lesionar) es la más apropriada, y el neodimio:YAG es el láser más sobresaliente de este grupo.

Cuando se desea la destrucción selectiva por el color del tejido, la mejor elección será un láser de colorante pulsado entre los láseres dentro del grupo SYCUTE (sometimes you can use them e6ectively - algunas veces pueden utilizarse con e!cacia). Para lesiones pigmenta-



das particulares que se tratan frecuentemente, los láseres más apropiados pueden ser aquellos que tengan una longitud de onda como el KTP o rubí, para este tipo de lesiones posiblemente además de la elección de la longitud de onda, es de máxima importancia la duración del pulso (anchura de pulso), deben ser menores de 1 milisegundo (ms), idealmente q-switchados, cuya duración de pulso se mide en nanosegundos (10-9 segundos) y por tanto de efecto fotoacústico, no térmico.

Para realizar secciones óseas, cualquiera de los láseres superpulsados como el CO2 o el erbio:YAG pueden ser la mejor elección. Los láseres visibles (i.e. el láser de argón, el KTP a 532 nm y el Nd:YAG), cuyas energías son absorbidos por los pigmentos, no son útiles para la cirugía ósea. Algunos trabajos se han realizado con el láser de excímeros para la incisión ósea.

Para completar, lo siguiente será discutir las directrices básicas para la utilización correc-ta de los láseres o de los dispositivos basados en la luz. La depilación es el procedimiento láser cosmético que más comúnmente se realiza actualmente.

Aunque el alejandrita (755 nm) ha sido y es el láser estándar utilizado para el pelo y los fototipos de piel más claros, los láseres de diodo (800-810 nm) son más e!caces y seguros en los tipos de piel más osuras. El láser de Nd:YAG también se utiliza para eliminar en pelo más oscuro, más profundo y en fototipos de piel más altos.

Existen varios dispositivos para el rejuvenecimiento facial, tensado de la piel, alisamien-to de la textura del y fotorrejuvenecimiento. Estos incluyen los CO2 (ablativo y ablativo frac-cional). Er: YAG, infrarrojos, radiofrecuencia, luz pulsada intensa (IPL), y otros. El profesional debe conocer la teoría y la física de cada dispositivo y sus usos para determinar qué dispositivo utilice para cada condición.

Trastornos vasculares cosméticos incluyendo la rosácea, telangiectasias, angiomas, man-chas de vino Oporto y otros se tratan comúnmente con los láseres de colorante pulsado, Nd: YAG, IPL RF y otros.

Las lesiones planas, pigmentarias como léntigos solares, hiperpigmentaciones, nevos mínimamente elevados, queratosis, melasma, y otros pueden ser tratados con muchos disposi-tivos, incluyendo láseres Q-switched Nd: YAG, IPL, CO2 y otros.

Diferentes lesiones pueden ser tratadas e!cazmente con diversas modalidades. Es res-ponsabilidad del profesional del láser seleccionar las longitudes de onda y parámetros adecua-dos, buscar la formación especí!ca del equipo y adquirir los conocimientos de las condiciones y los dispositivos de tratamiento.

Utilización Inadecuada o No Cuali!cada de los Láseres

Una de las causas más comunes de complicaciones con el láser es el médico no cuali!ca-do o poco cuali!cado. En opinión de los autores, esto es actualmente mucho más común en el ámbito del láser cosmético, pero no es algo inaudito en el ámbito quirúrgico. En pocas palabras, hay que buscar el conocimiento avanzado de la enfermedad a tratar y de la formación avanzada en el procedimiento a realizar. Actualmente, existe una amplia variación de la junta médica , organizaciones colegiales del entrenamiento que se requiere y se puede buscar fácilmente en la



página web del examinador médico o llamando a la Junta Médica Estatal (Colegios de Médicos). Aunque se deben cumplir con los requisitos del estado para llevar a cabo ciertos procedimien-tos, el médico a menudo debe buscar más entrenamiento del que simplemente es “necesario”.

Uno de los problemas más comunes con los procedimientos con láser en el ámbito es-tético es que muchos profesionales que realizan procedimientos estéticos de los “miembros in-feriores” (depilación láser, tratamiento con láser de arañas vasculares, luz pulsada intensa y el rejuvenecimiento facial ablativo y no ablativo) simplemente no tienen el conocimiento de la teo-ría del láser y de la física, de las condiciones médicas/estéticas a tratar, o láseres mismos no son supervisados adecuadamente por un médico entrenado. Muchos de estos procedimientos están lamentablemente basados en “intereses mercantilistas” y no realizados en las “instalaciones mé-dicas sanitariamente aprobadas”. Estos procedimientos con frecuencia no se toman en serio, pero obviamente pueden causar complicaciones mayores. Las quemaduras, cicatrices, alteracio-nes de la pigmentación y la ausencia de resultados por lo general no son potencialmente mor-tales, pero pueden ser graves y causar angustia mental y física. Además, desafortunadamente es común que un practicante láser no médico no esté supervisado adecuadamente por un médico responsable, porque se piensa que el procedimiento no es peligroso o grave. Por lo tanto, todos los profesionales de láser deben buscar la formación adecuada y cumplir con las regulaciones estatales y federales con respecto a estos procedimientos y la supervisión.

4. Secuelas Adversas de la Terapia o de la Cirugía Láser

Humo y Vapor desde el Objetivo Quirúrgico

La combustión de residuos orgánicos deshidratados produce humo, que suele ser muy oloroso y puede ser perjudicial para el tracto respiratorio de cualquier persona que lo inhale.

Mecanismo de la Generación de Humo

Los generadores más importantes del humo durante la cirugía son los instrumentos electroquirúrgicos monopolares, seguidos por el termocauterio y por los láseres de CO2 y de Er:YAG. Entre los otros láseres que utilizan hoy en cirugía, la producción de humo depende estrechamente del coe!ciente de absorción de la longitud de onda del láser en el tipo de tejido tratado. Las combinaciones de longitud de onda y tejidos que tienen el coe!ciente de absorción más alto producen mayor volumen de humo y viceversa. Debido a que los resíduos deshidra-tados de las células vaporizadas se exponen al haz de luz lásr en la mayoría de las situaciones, especialmente en el caso de los láseres de CO2, cuyo haz se entrega mediante un brazo articulado o un micromanipulador que no tocan el tejido, esos resíduos absorben la luz láser en un grado dependiente de la longitud de onda. Las longitudes de onda infrarrojas medias y lejanas se ab-sorben más que las visibles e infrarrojas cercanas. Por lo tanto los láseres de CO2 y erbio:YAG habitualmente genran más humo que los láseres de KTP y Nd:YAG, excepto cuando estos últi-mos calientan sólidos biológicos muy pigmentados. En cualquier caso, la evacuación de humos adecuada siempre debe ser utilizada.



La secuencia de sucesos en la producción de humo son: (1) deshidratación del tejido, (2) calentamiento de los resíduos sólidos a temperaturas de ignición, (3) combinación química de estos resíduos con el oxígeno. El oxígeno se suministra habitualmente por el aire ambiente, pero se puede producir por rotura térmica del mismo tejido. Note que el carbono, un constituyente de todo tejido blando, es un fuerte absorbente de todas las longitudes de onda de la luz. Aún antes de que sea visible como carbono libre, negro (carbón), puede absorber la energía radiante. Este fenómeno lo han observado en muchas ocasiones los/las cirujanos láser: un oscurecimien-to “caramelización” del tejido irradiado antes de que aparezca la carbonización actual. Una vez que esto ha ocurrido, cualquier longitud de onda producirá deshidratación y humo en presencia de aire ambiente. Note, sin embargo, que el carbono libre no se quema a sí mismo para formar humo, ya que el carbono atómico o gra!to pasa directammente del estado sólido al de vapor a una temperatura alrededor de los 3.000º C. El carbono libre actúa como un fuerte absorbente de todas las longitudes de onda, aumento de la temperatura y luego trans!ere el calor al tejido adyacente por conductividad térmica y/o radiación.

Efectos del Humo en el Tracto Respiratorio

Los efectos del humos en el tracto respiratorio humano y animal se ha estudiado por varios investigadores. Mihashi y cols. usaron un láser de CO2 para vaporizar una lengua cani-na. Concluyeron que el 77% de todas las partículas del huno generado por el láser eran de un tamaño menor de 1.1 µm; en este rango, las partículas que son inaladas por las personas que están cerca del sitio quirúrgico quedan atrapadas en los alveolos y nunca se exalan. Por lo tanto, hay que mantener la punta de succión del evacuador a unos pocos centímetros del tejido que está siendo tratado.

Los estudios de Baggish, Nezhat y cols. y los de Freitag y cols., han mostrado que la inhalación del humo de los láseres quirúrgicos produce varios efectos !siológicos adversos en el tracto respiratorio de los animales que inhalaron el humo producido por los láseres quirúrgi-cos. La probabilidad de los efectos mórbidos en los pulmones de los animales y de los humanos debidos a la inhalación, especialmente si se prolonga, es signi!cativo.

Partículas Víricas en el Humo Láser

Los virus varían en tamaño de 10 a 300 nm, (0,01 a 0,3 micras), las bacterias 0,3-15,0 mi-cras, partículas de humo quirúrgico 0,1-5,0 micras, y el polvo dañino del pulmón 0,5-5,0 micras. Aunque es dudoso que los dispositivos disponibles eliminen los virus más pequeños mediante !ltración directa, muchas partículas virales se aferran a las partículas de mayor tamaño en el humo del láser, por lo que serán capturados por cualquier evacuador que atrape estas partículas inferiores a 100 nm.

En un documento presentado en la reunión anual de la American Society for Laser Me-d!cin and Surgery en abril de 1990, Michael Baggish presentó una revisión exhaustiva de todo el tema de la posible morbilidad de las columnas de humo producidos por el láser. Se llegó a la conclusión de que las columnas de humo contienen constituyentes irritantes que pueden ser perjudiciales para los pulmones de los humanos y de los animales y que la probabilidad de las partículas viables de ADN viral del virus del papiloma humano es mínima, pero que la posi-bilidad de ADN viable del virus de la inmunode!ciencia humana en estas columnas de humo



merece más estudio.

Garden JM et al demostraron que el humo del láser puede transmitir la enfermedad. Se desarrollaron tumores en los sitios donde se inoculó el humo del láser después de que las lesio-nes fueran irradiadas y los virus que contenía el humo del láser fuese reinoculado en la piel de los terneros sanos.

El Instituto ECRI, en Health Devices, abril 1997, Vol 26, No 4, p137-9, revisó toda la literatura actual en el momento y dio la siguiente información, conclusiones y recomendacio-nes. Los estudios han demostrado que los agentes mutágenos y carcinógenos están presentes en el humo láser, pero las investigaciones no indicaron que los niveles de exposición que estaban presentes pudieran causar daño. Los estudios del NIOSH encontraron que había poca evidencia de que el humo contuviese niveles peligrosos de contaminantes.

En cuanto a los agentes patógenos infecciosos, existe la posibilidad de transmisión, pero es muy poco probable. El CDC no ha emitido directrices especí!cas para trabajar con patógenos en el aire (probablemente debido a los efectos y las posibilidades de daño aún desconocido). Gran parte de la preocupación por los patógenos presentes en el humo quirúrgico proviene de estudios que informan de la presencia de ADN de VPH en el humo láser. Una revisión de la literatura quirúrgica sobre el humo realizado por Barret et al, informaron que la investigación ha mostrado ADN del VPH intacta en el humo del láser. La literatura discute un caso “esencial-mente probado” de transmisión de patógenos que implica un cirujano que contrajo papilomato-sis de la laringe después de tratar un condiloma anogenital con un láser. Sin embargo, los autores a!rmaron que esto fue el único caso en que estaban al tanto y que era muy poco probable que se produzca la transmisión. De nuestra revisión de la literatura, no se han registrado casos de transmisión del VIH de humo láser.

Figura 5-4. Tamaño de la partículas y capacidades de !ltrado. Fuente: Health Devices, April 1997, Vol. 26, No. 4, p 138.



Después de la revisión de la literatura y las recomendaciones del ECRI en 2010, se puede concluir que la transmisión de patógenos es posible y se deben tomar todas las precauciones en forma de mascarillas especiales y evacuación de humos cuando se ablacionan tejidos que con-tienen virus, cuando se oscurece la visibilidad y cuando se produce humo.

Necesidad de la Evacuación Adecuada del Humo Láser

Además de las preocupaciones por la transmisión de patógenos, el humo puede ocultar la visibilidad los cirujanos y simplemente causar problemas inhalatorios. El médico prudente siempre utiliza un extractor de humos en cualquier lugar en o sobre el cuerpo humano. Hay varios fabricantes de sistemas diseñados especí!camente para la evacuación de humo láser. Los evacuadores más recientes son capaces de eliminar las partículas de humo en el aire hasta 0,1 µm (100 nm) de tamaño. En la actualidad hay mascarillas disponibles que !ltran las partículas de hasta 0,1 um (por ejemplo, las mascarillas quirúrgicas 3M 1860). El valor de estas mascarillas puede anularse si no se utilizan con !rmeza sobre la nariz y la boca o adheridas a ala piel de la cara para prevenir las fugas laterales.

El cirujano láser prudente debe protegerse a sí mismo, al personal del quirófano y al pa-ciente del humo de láser por el uso adecuado de un sistema de evacuación de humos adecuado y máscaras quirúrgicas especiales. Cabe señalar que la succión de pared estándar disponible en la sala de operaciones por lo general no es e!caz frente a la columna de humo procedente de un láser. Los médicos deben tener cuidado de usar el aire atmosférico enfriado (Zimmer Cooler) o dispositivos de enfriamiento criogénico de pulverización al mismo tiempo si el láser se va a producir humo. Ese dispositivo podría simplemente volar la pluma de la punta evacuador. La siguiente es una foto de un extractor de humos recientes (por y con el permiso para su uso de uno de los autores).

Figura 5-5. Ejemplo de un sistema de !ltrado de aire para su utilización en las salas de operaciones donde los láseres están en uso. el PlumeSa-fe Smoke® Sistema de evacuación. Whisper modelo Turbo. Fuente: Sitio web Filtro de Bu6alo, páginas de productos, 2011.



Rotura de Fibras Láser Durante la Cirugía

Un pequeño fragmento de una !bra óptica puede quedar encapsulada en un quiste !-broso originando una in"amación o una reacción a cuerpo extraño severa. Sin embargo, un fragmento más largo puede alojarse de tal manera que su extremo roto agudo, en última instan-cia, podría perforar el tejido adyacente.

Las !bras de cuarzo son difíciles de romper por "exión sin aplicar una fuerza conside-rable transversalmente al extremo distal, o cuando una !bra nueva intacta se dobla con fuerza a un radio más corto de su curvatura. Sin embargo, si se ha hecho un arañazo o una muesca en el núcleo durante el decapado del revestimiento, actúa como un concentrador de la tensión de tracción cuando se aplica "exión a la !bra y se requiere una curvatura mucho menor para que se rompa el extremo distal denudado.

Este tipo de rotura de una !bra es un resultado de uno, dos, o ambos factores: (1) de ex-tensión del extremo distal de la !bra demasiado lejos más allá del extremo de la cánula a través de la que se introduce, o (2) una muesca periférica o un rasguño en el núcleo de la !bra causado por denudar los últimos milímetros del revestimiento después de la escisión de una !bra cuyo extremo distal se ha dañado. En la actualidad hay nuevos mecanismos de escisión que se unirá la !bra (por ejemplo, Laser Cleave de OpTek Systems y Infocut de Laser Components). Estos nuevos dispositivos hacen que el pelado manual de las !bras sea raramente necesario.

5. Mal Funcionamiento de los Láseres y A!nes al Equipo

Todos los láseres, dispositivos basados en la luz, y equipos conexos, son dispositivos mecánicos, pueden funcionar mal. Pueden ocurrir complicaciones obvias como fallos de en-cendido, rayo láser mal dirigido o mayor intensidad de la potencia esperada y causar daño al paciente y al personal circundante. El practicante de láser siempre debe asegurarse de que el dis-positivo está funcionando correctamente manteniéndose al día con el mantenimiento regulado, probar disparando el dispositivo antes de cada uso, y de tomar otras precauciones necesarias para garantizar que todos los aspectos del dispositivo estén limpios y que funcionen correcta-mente. Cada láser debe tener las características de seguridad necesarias delineando un manual del usuario y el mantenimiento y la mayoría de las empresas ofrecen el mantenimiento físico de rutina para cada dispositivo.

Normas Federales de EE.UU.

La agencia reguladora del Gobierno Federal de los Estados Unidos que tenga jurisdic-ción sobre todos los dispositivos de láser fabricados y vendidos en este país es el Centro Nacio-nal para Dispositivos y Salud Radiológica (NCDRH - National Center for Devices and Radiolo-gical Health), una división de la Food and Drug Administration (FDA) de los Estados Unidos. La normativa aplicable se establecen en el Código de Regulaciones Federales (CFR - Code of Federal Regulations) en el Título 21 - Alimentos y Drogas, Capítulo 1 - Food and Drug Admi-nistration. 0.1 Subcapítulo - Salud Radiológica (Radiological Health), parte 1040: Normas de funcionamiento de los productos emisores de luz (Light-Emitting). En resumen, la 21 CFR 1040 dice lo siguiente:



1. Se asigna a todos los láseres en clases arbitrarias I, II, III, IV, de acuerdo a la potencia radiante o total de energía que puede ser transmitida por cada láser a un objetivo externo, como funciones de la longitud de onda y la duración de la exposición radiante. Casi todos los láseres utilizados para la cirugía son de la clase IV (los más peligrosos).

2. Establece que los fabricantes estampan ciertas etiquetas para cada láser mostrando su clase, características de salida, las advertencias a los operadores, y las aberturas a través de la cual la radiación láser puede ser emitida (Fig. 5-6).

3. En él se establecen límites a la radiación colaterales que pueden ser emitidas por un lá-ser durante la operación normal, por ejemplo, los rayos X que se emiten a partir de componentes de alta tensión y la luz emitida por las lámparas de bombeo.

4. Establece las pruebas que se deben realizar por el fabricante de cada láser para demos-trar que el equipo cumple con la normativa.

5. Impone los requisitos de rendimiento para los láseres: por ejemplo, los enclavamien-tos de seguridad, las cajas de protección, los indicadores de emisiones, obturadores de oclusión del haz y los controles de las ubicaciones.

6. Se exige a los fabricantes de láser para mantener registros prescritos y presentar infor-mes periódicos especí!cos al N.C.D.R.H.

Los detalles de 21 CFR 1040 son tan complejos que están más allá del ámbito de este capítulo. El lector interesado puede encontrar una información completa al leer el documento completo. El O!cial de Seguridad Láser (LSO) de una institución de salud puede desear consul-tar el propio documento original.

Figura 5-6. Signo de ejemplo de advertencia láser para uso exterior e interior de los quirófanos. Fuente: Phillips Safety.com.



La clasi!cación láser más reciente de las normas ANSI y del IEC son las siguientes:

(Nota: ANSI - American National Standards Institute, Instituto Nacional Estadounidense de Estándares; IEC - International Electrotechnical Commission, Comisión Electrotécnica Inter-nacional).

• Clase 1 los láseres son seguros en todas las condiciones de uso normales. Esto signi!ca que la exposición máxima permisible (MPE/EMP) no puede sobrepasarse.

• Clase 1M los láseres son seguros para todas las condiciones de uso, excepto cuando se pasa a través de una óptica de aumento, como microscopios y telescopios. Los láseres Clase 1M producen haces de gran diámetro, o haces que son divergentes. El error máximo permitido para un láser de Clase 1M normalmente no puede excederse a menos enfoque o imágenes. La exposición máxima permitida (MPE/EMP) para un láser de Clase 1M normalmente no pude ser superado a menos que se utilice el enfoque o la óptica de imágenes para reducir el haz. Si el haz se refocaliza, se aumenta el peligro de los láseres de Clase 1M y puede cambiarse la clase del producto. Un láser puede ser clasi!cado como de Clase 1M si la potencia de salida total es inferior a la Clase 3B pero la potencia qeu puede pasar a través de la pupila del ojo está denrtro de la Clase 1.

• Clase 2 los láseres son seguros porque el re"ejo del parpadeo limitará la exposición a no más de 0,25 segundos. Sólo se aplica a los láseres de luz visible (400-700 nm). Los láseres de Clase 2 se limitan a 1 mW de onda continua, o más si el tiempo de emisión es menos de 0,25 segundos o si la luz no es espacialmente coherente. La supresión intencional del re"ejo de par-padeo podría dar lugar a lesiones en los ojos. Muchos son los punteros láser de Clase 2.

• Clase 2M los láseres son seguros debido al re"ejo de parpadeo si no se ven a través de instrumentos ópticos. Al igual que con la clase 1M, esto se aplica a los rayos láser con un diáme-tro grande o de gran divergencia, por lo que la cantidad de luz que pasa a través de la pupila no puede exceder de los límites establecidos para la Clase 2.

• Clase 3R los láseres se consideran seguros si se maneja con cuidado, con la visualiza-ción del haz restringido. Con un láser de Clase 3R, el error máximo permitido se puede superar, pero con un bajo riesgo de lesión. Los láseres continuos visibles de la Clase 3R se limitan a 5 mW. Para otras longitudes de onda y de láseres pulsados , se aplican otros límites.

• Clase 3B los láseres son peligrosos si el ojo se expone directamente, pero las re"exiones difusas como el papel u otras super!cies mates no son perjudiciales. Los láseres continuos en el rango de longitud de onda de 315 nm a infrarrojo lejano se limitan a 0,5 W. Para los láseres pulsados entre 400 y 700 nm, el límite es de 30 mW. Otros límites se aplican a otras longitudes de onda y a los láseres pulsados ultra cortos. Se deben utilizar gafas de seguridad cunado se puede producir la visión directa de un rayo láser de la Clase 3B. Los láseres de la Clase 3B deben estar equipados con un interruptor de llave y bloqueo de seguridad.



• Clase 4 incluye a todos los láseres con una energía mayor que los láseres de Clase 3B. Por de!nición, un láser de Clase 4 puede quemar la piel, además de producir lesiones oculares potencialmente devastadoras y permanentes como consecuencia de la visualización del haz di-recto o difuso. Estos láseres pueden encender materiales combustibles y por lo tanto puede re-presentar un riesgo de incendio. Los láseres de Clase 4 deben estar equipados con un interruptor de llave y un sistema de bloqueo de seguridad. La mayor parte de los láseres de entretenimiento, industriales, cientí!cos, militares, y los láseres médicos pertenecen a esta categoría.

(NOTA: Figura 5-7. Cálculo de la distancia nominal de riesco ocular (DNRO). Fuente: Minis-terio de Trabajo y Asuntos Sociales, España. NTP 654: Láseres: nueva clasi!cación del riesgo (UNE 60825-1 /A2: 2002).



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TENGA EN CUENTA QUE:

Los capítulos y artículos de revistas que cubren varias áreas de procedimientos y tecnologías en láser cosmético y en la luz siguen.

Se reproducen aquí los cuatro capítulos más adecuados para las/los profesionales del láser no médicos del libro Laserterapia (edición es español de la 3ª edición de la obra original en inglés Lasers and Lights, 2013, y se incluyen en esta Guía de Estudio: Capítulos 3, 4, 5 y 6; y también dos artículos de revistas en las tecnologías de LED y de IPL. Los que siguen a continuación entrarán en la parte cosmética del examen escrito.

Los otros capítulos del libro no se incluyen aquí, y no están cubiertos en la parte cosmética del examen escrito.

A continuación de los capítulos y de los artículos de las revistas hay dos apéndices.

John C. Fisher, Sc. D.

APÉNDICE A(traducido y adaptado por Hilario Robledo MD, PhD, ScD para el ABLS)

Notas Cientí!cas y Dimensiones Físicas

Símbolo(s) Entidad Dimensiones Físicas

D, d, F, r, R, w, x, z, Z Longitud [LONGITUD] = [L]m, M Masa [MASA] = [M]t, Tiempo [TIEMPO] = [T]q, Q Carga Eléctrica [CARGA] = [Q]F Fuerza [M][L]/[T]2

e, E Energía, Trabajo [M][L]2/[T]2

P Potencia [M][L]2/[T]3

v, c Velocidad [L]/[T]a Aceleración [L]/[T]2

Ángulo [NUMÉRICA]Factor Duty [NUMÉRICA]

f Frecuencia 1/[T]p Densidad de Energía [M]/[T]3

T Temperatura Energía cinética media por átomo o molécula [M][L]2/[T]2 [T]

E Intensidad de Campo Eléctrico [L][M]/[T]2[Q]H Intensidad de Campo Magnético [Q]/[L][T]n Índice de Refracción [NUMÉRICA]


Apéndice A - Notas Cientí"cas y Dimensiones Físicas 1



h Constante de Planck [M][L]2/[T]m, n, Número Entero [NUMÉRICA]ºC Grados Centígrados (Celsius) [T]ko Permisividad del Espacio Libre [T]2[Q]2/[L]3[M]K Constante de Dispersión de Rayleigh [M][L]4/[T]3

Kr Constante Numérica [NUMÉRICA]Hr Energía de Vaporización por Unidad de Masa [L]2/[T]2

Base Natural de los Logaritmos [NUMÉRICA] Circunferencia Circular/Diámetro [NUMÉRICA]



Valores Numéricos de Constantes Físicas Importantes

c Velocidad d la Luz en el Espacio Libre 2.998 x 108 m/segundoh Constante de Planck 6.626 x 10-34/segundo Base Natural de los Logaritmos 2.718281828....... Circunferencia/diámetro. Relación de un Círculo 3.14592654.........

ko Permisividad del Espacio Libre 1.11265qe Carga de un Electrón -1.6022 x 10-19 culombiosme Masa de un Electrón 9.110 x 10-31 kg(ep)400 Energía de un fotón a 400 nm 3.100 eV(ep)700 Energía de un fotón a 700 nm 1.7712 eV (ep)1064 Energía de un fotón a 1.064 nm 1.1653 eV(ep)10.600 Energía de un fotón a 10.600 nm 0.11697 eV

deci = x 10-1

centi = x 10-2

mili = x 10-3

micro = x 10-6

nano = x 10-9

pico = x 10-12

femto = x 10-15

kilo = x 103

mega = x 106

John C. Fisher, Sc. D.

APÉNDICE B(traducido y adaptado por Hilario Robledo MD, PhD, ScD para el ABLS)

Glosario de Términos

Ablación Proceso de exéresis del tejido mediante corte o vaporización.

Absorción Conversión de la luz en otras formas de energía cuando esta pasa a través de un medio material.

Ángulo de Aceptación La mitad del ángulo sólido incluido en un cono coaxial cuyo ápice está en el centro de la cara del extremo proximal de una !bra óptica directa, dentro de la cual todos los rayos de luz que entra en la !bra sufrirán una re"exión interna total en cada frecuencia sobre la interfaz entre el núcleo y el revestimiento.

Ángulo de Incidencia El ángulo entre un rayo de luz que choca contra la interfaz entre dos medios de índices de refracción diferentes y perpendicular a la interfaz en el punto donde el rayo cruza la interfaz.

Átomo La unidad más pequeña que tiene todas las propiedades físicas y químicas únicas de alguno de los elementos, de los cuales hay 108 variedades conocidas actualmente.

Atenuación El debilitamiento progresivo de un rayo de luz cuando penetra en la profundidad de un medio material; en general, es causado tanto por la absorción como por la dispersión. En los medios homogéneo e isotrópicos, es exponencial en su naturaleza: el rayo pierde una frac-ción constante de su intensidad en cada unidad de distancia de su trayectoria delantera.

Bombeo El proceso de la adición de energía a un medio láser de tal forma que sus átomos o moléculas son estimuladas y se crea una población inversa.

Campo eléctrico Una región del espacio en la cual una carga eléctrica experimentará una fuerza en la dirección del campo.


Apéndice B - Glosario de Términos 1



Campo magnético Una región del espacio dentro de la cual una carga eléctrica en movimiento experimentará una fuerza en una dirección normal al campo y normal a la velocidad de la carga en el campo.

Cavidad-inundación (Cavity-dumping) La creación de pulsos cortos, de alta energía de sali-da de un resonador laser manteniendo una población inversa grande de electrones y resonancia aguda en la cavidad óptica hasta que un dispositivo de conmutación electro óptica permite que la radiación salga súbitamente del resonador.

Cavidad óptica Una cámara cilíndrica o un volumen de espacio coaxial localizado entre dos espejos cuya geometría es tal que un rayo paraxial de luz que viaja atrás y delante entre los espe-jos permanece siempre dentro de la cavidad.

Coagulación Es un proceso de desnaturalización del tejido vivo por calentamiento a tempera-turas entre los 45º C y los 70º C durante periodos de tiempo su!cientes como se muestra en la !gura 4-13.

Coherencia Una propiedad única de la luz láser. La coherencia espacial es la coincidencia de las crestas y los valles de las ondas de luz E de los rayos de luz en un haz, a lo largo de las super!cies que están en todas partes perpendiculares a los rayos. La coherencia temporal es la constancia de la velocidad de propagación, frecuencia y longitud de onda de las ondas de luz.

Colimación La propiedad de un haz de luz en el cual todos los rayos son paralelos los unos a los otros: el haz no tiene divergencia; su ángulo sólido incluido es de ceroº.

Constante de Planck El factor de proporcionalidad h en la ecuación que relaciona la energía fotónica a la frecuencia de la ondícula equivalente:

Ep = hf

Este factor se denominó así después de la descripción de Max Planck y su valor es de 6.626 x 10-34 J-segundos.

Difracción Radiación electromagnética de energía lejos de la dirección de un rayo o haz debi-do al principio de Huygens: cada punto de un frente de onda progresivo actúa como una fuente de nuevas ondas.

Dispersión 1. El cambio de índice de refracción con la longitud de onda. En la dispersión normal, el índice es más alto para ondas cortas y disminuye sistemáticamente y es valorado úni-camente con una longitud de onda creciente en la cual sucede una absorción signi!cativa. En tal situación, se hace anómala, con valores inferiores en longitudes de onda más cortas y valores más altos en la longitudes de onda más largas, que el centro del pico de absorción.

Dispersión 2. Cambio en la dirección de un rayo de luz en un medio material o tejido vivo sin cambio en la longitud de onda. Aunque existe dispersión que supone un cambio en la longitud de onda, no la consideramos en este libro.

Electrón La partícula más pequeña caragada negativamente que orbita sobre el núcleo de un átomo. Su masa es de 9.1096 x 10-31 kg y su carga elécrica es de -1.6022 x 10-19 culombios (C).



Electrón voltio Unidad básica de energía de un electrón, ión, átomo o molécula. Un eV = 1.6022 x 10-19 J, la energía adquirida por un electrón siendo acelerado por una diferencia po-tencial de 1 V.

Emisión espontánea La emisión de una ondícula de luz por un átomo o molécula estimulada cuando vuelve al nivel de energía inferior sin in"uencia externa. Es la fuente de toda luz en la naturaleza.

Emisión estimulada La provocación de un átomo o molécula estimulada por una ondícula de luz incidente para que emita una ondícula idéntica, paralela y soncronizada con la ondícula incidente pero sin la absorción de la ondícula desencadenante.

Energía La capacidad de hacer trabajo, como levantar una masa contra la fuerza de la grave-dad.

Espectro Una variedad contínua de longitudes de onda o frecuencias de radiación electro-magnética. El espectro electromagnético entero abarca más de 20 órdenes de la magnitud, desde ondas de radio largas a rayos cósmicos ultracortos.

Excímero Una molécula diatómica que consiste en un átomo de halógeno (C1 o F) y un átomo de gas noble (argón, criptón o xenón), que existe sólo en el estado excitado de uno o ambos áto-mos, y se disocia después de emitir la radiación, en la parte ultravioleta del espectro.

Excitación El proceso por el cual un átomo, molécula o ión incrementa su energía por encima de lo normal, o nivel basal. Esto requiere la absorción de un quántum de energía desde el exte-rior para tener exactamente el valor correspondiente a la diferencia entre el nivel basal y algún nivel permitido más alto.

Extinción en profundidad La distancia desde la super!cie de la primera incidencia a algún punto dentro de la masa de tejido donde se absorbe o se dispersa, en el cual la intensidad de un rayo de luz que penetra ha disminuido al 1.0 % de su valor en la super!cie.

Fibra óptica Un !lamento óptico delgado de material transparente como el cuarzo cristal o polimetilmeta-crilato que tiene un diámetro entre 0.1 y 1.0 milímetros y un índice de refracción signi!cantemente mayor de la unidad. Generalmente se reviste con una capa de otro material que tiene un índice de refracción menor. Transmite la luz por re"exió total interna incluso alre-dedor de curvas de radio corto.

Fluencia La energía entregada por un haz de luz láser al objetivo, dividida por el área irradiada del objetivo. La unidad básica es de 1 J/cm2.

Flujo radiante difuso aleatorio (r.d.r.f. - Randomly di#used radiant "ux) Luz e el interior del tejido que tiene una dispersión tan importante que la probabilidad de la trayectoria de los fotones es igual en todas las direcciones posibles. Lo opuesto exactamente es una radiación co-herente y colimada.

Fotoelectrolisis La rotura o destrucción de las membranas celulares por el campo eléctrio de una onda de luz.



Fotón Un quántum sin masa de energía radiante, transmitida por el espacio libre y < > o medi-os materiales en líneas rectas a la velocidad de la luz. Es equivalente a una ondícula y su energía es proporcional a la frecuencia de esta ondícula equivalente.

Fotopirolisis La conversión de la luz a calor en el tejido y elevación de su temperatura a niveles y a intervalos de tiempo tales que el tejido se destruye por rotura térmica pero sin vaporización.

Fotoplasmolisis La ionización de los átomos en moléculas por fuertes campos eléctricos de ondas de luz a densidades de energía por encima de 10 billones de W/cm2, para formar plasma a temperaturas muy altas.

Fotoquimiolisis Disrrupción del tejido vivo o de polímeros inorgánicos por rotura de los enlaces interatómicos causado por los fotones energéticos de las longitudes de onda menores de 319 nm.

Fototermolisis Conversión de la luz en calor en el tejido y destrucción subsecuente del tejido ya sea por rotura térmica o por vaporización del agua histológica. Incluye a las dos: fotopirolisis y fotovaporolisis.

Fotovaporolisis Conversión de la luz en calor en el tejido y destrucción subsiguiente por ebullición rápida del agua en el intracelular y entre las células con la formación de vapor, el cual rompe expansivamente las células y destruye la arquitectura histológica a temperaturas entre los 100º C y los 300º C.

Frecuencia El número de ciclos por segundo de una onda de luz sinusoidal que pasa por un punto !jo en el espacio; el número de ciclos por segundo de una corriente alterna; o el número de pulsos por segundo en la energía de salida de un láser pulsado.

Gausiano El nombre que se le da a un haz de luz láser que tiene el modo electromagnético transversal más fundamental, una distribución de la densidad de energía a través del haz en for-ma de campana. Ver el capítulo 1, ecuación 1-12 para la descripción matemática de la densidad de energía con un per!l gausiano.

Haz de luz Un grupo de rayos de luz que viajan en la misma dirección general con un ángulo sólido incluido que es menor de 90 grados.

Índice de refracción La relación de la velocidad de la luz en el espacio libre respecto a su velocidad en un medio material. El índice refractivo de cada medio material es mayor que la unidad, excepto en las longitudes de ondas cercanas donde el medio ejerce una absorción sig-ni!cante.

Ión Un átomo en el cual el número de electrones orbitantes no es igual al número de protones en el núcleo. Tiene una carga eléctrica positiva o negativa, pero no de cero.

Irradiancia Sinónimo de intensidad y de densidad de energía de un rayo o haz de luz.

Isótopo Un átomo d cualquier especie que tiene un número diferente de neutrones de lo nor-mal (mayoría) de átomos de aquella especie.



Julio La unidad básica de energía en el sistema de unidades m.k.s. (metro-kilogramo-segun-do).

Kilogramo La unidad básica de masa en el sistema de unidades m.k.s., igual a 1.000 gramos (g).

Láser Un generador de radiación electromagnética coherente, colimada y monocromática. La palabra láser proviene de un acrónimo anglosajón, las primeras letras de las siguientes palabras: Light Ampli!cation by Stimulated Emission Radiation (luz ampli!cada por la emisión estimu-lada de una radiación).

Longitud de onda La distancia entre dos crestas sucesivas de la onda E de un rayo de luz.

Luz Como se ha de!nido en este libro, el espectro de la radiación electromagnética producida por láseres: 100 a 20.000 nm. Consisten de ondas sinusoidales de campos eléctricos y magnéti-cos octogonales que son perpendiculares al eje de propagación. A intensidades bajas, la luz con-siste de ondículas discretas u ondas qeu tienen una longitud !nita en el espacio. Esas ondículas son equivalentes a compartimentos separados de energía radiante.

Masa La propiedad esencial de la materia. La masa se puede convertir en energía de acuerdo con la fórmula E = Mc2, donde E es la energía, M es la masa y c es la velocidad de la luz en el espacio libre (todas expresadas en unidades consecuentes).

Metro La unidad básica de la longitud en el sistema m.k.s. (metro-kilogramo-segundo), igual a 100 cm.

Micrómetro o micra Una millonésima (10-6) de un metro (µ).

Microsegundo Una millonésima (10-6) de un segundo (µs).

Modo de bloqueo (Mode-Locking) La creación de pulsos de energía láser cortos e intensos que tienen una pureza espectral muy alta, cortando la longitud axial de la avalancha de ondícu-las de luz que viajan re"ejadas entre los espejos del resonador láser, en sincronización con el via-je reciprocante de estas ondículas, de tal forma que sólo pasarán aquellas que están por encima de la amplitud del umbral.

Modo electromagnético transverso La distribución de la densidad de energía a través del haz láser como una función de la posición angular y de la distancia radial desde el eje. Habitual-mente se abrevia como TEMmn, donde m y n son números enteros iguales al número de canales de la densidad de energía en la dirección x y en la dirección y, respectivamente, de un trazado tridimensional del per!l de la intensidad del haz en el cual la dirección z es el eje del haz.

Modo Longitudinal Aquellas longitudes de onda distintas de ondas permanentes de la luz que se re"ejan delante y atrás entre los espejos en una cavidad óptica de tal modo que las ondas que avanzan y retroceden se refuerzan las unas a las otras.

Modo temporal El modo de variación en el tiempo de la energía de salida de un láser: onda contínua (c.w.), onda contínua intermitente (ráfagas) o pulsado.



Molécula Una grupo de átomos unidos por fuerzas asociadas a los electrones más externos de la órbita. Las moléculas inorgánicas son habitualmente más pequeñas que las orgánicas, las más complejas pueden contener miles de átomos.

Nanómetro Una billonésima (10-9) de un metro.

Nanosegundo Una billonésima (10-9) de un segundo.

Ondícula Sucesión de ondas electromagnéticas de longitud !nita en el espacio, equivalente a un fotón.

Picosegundo Un trillón (10-12) de un segundo.

Población inversa Una condición que tiene más átomos o moléculas en un estado estimulado dentro de un resonador láser que los átomos o moléculas que están en estado no estimulado o menos estimulado.

Potencia La relación de tiempo de transferencia de energía de un lugar a otro o transformación de energía de una forma a otra. La unidad básica de potencia en el sistema m.k.s. es el vatio: 1 Julio/segundo.

Q-conmutación (Q-switching) Un proceso de producción de una energía de salida en forma de pulsos cortos de un láser estropeando la resonancia en la cavidad optica y restaurándola súbi-tamente a un estado normal, ya sea cíclicamente o en sucesos aislados.

Radiación El transporte de energía a través del espacio de un punto a otro, con o sin la necesi-dad de la intervención de un medio material. Ocurre en líneas rectas y a velocidad constante en medios homogéneos e isotrópicos.

Rayo de luz El eje de una onda de luz.

Re!exión La redirección de un rayo de luz desde su punto de impacto en la super!cie divisoria entre dos medios diferentes hacia atrás en el hemisferio del espacio, centrado en el punto de im-pacto, del que provino aquel rayo, de tal modo que el ángulo de incidencia es igual al ángulo de re"exión (ambos medidos en la perpendicular a la super!cie re"ectante en el plano de!nido por el rayo incidente y re"ejado). En general, se perderá algo de la intensidad del rayo por la pen-etración en el medio re"ectante, de modo que el rayo re"ejado será más débil que el incidente.

Refracción Cambio en la dirección de un rayo de luz que choca e la interfaz de dos medios de índices refractivos diferentes, de tal modo que el ángulo de incidencia es siempre menor en el medio de índice más alto. En general, la refracción se acompaña por la re"exión de alguna inten-sidad del rayo incidente, excepto donde el ángulo de incidencia es mayor que el ángulo crítico para la re"exión total en el cruce denso de la interfaz.

Resonador Aquella parte de un láser que consiste en la cavidad óptica y el medio láser con-tenido allí.

Segundo La unidad básica de tiempo en el sistema m.k.s. (metro-kilogramo-segundo).



Velocidad de una onda o fotón El vector cuya dirección es la dirección de la trayectoria en el punto o momento en cuestión y cuya magnitud es la velocidad de la onda o fotón en aquel punto y momento.

Luz Pulsada Intensa (IPL)TerapiaBarbara Soltes, MD (Traducción Dr. Hilario Robledo)

P!"!#$!% C"!&':

! IPL ! Hirsutismo ! Acné ! Fototerapia

La propiedad de la luz se ha utilizado como una herramienta para la recuperación de la salud. Hipócrates escribió durante décadas sobre los elementos de la naturaleza como compo-nentes esenciales en el equilibrio de la enfermedad y el bienestar. Los poderes curativos de la luz del sol se convirtió en uno de los tratamientos más antiguos grabados en la medicina moderna. 1,2 En los primeros siglos, se utilizaron tratamientos de luz para corregir una amplia variedad de condiciones médicas, como la viruela y la tuberculosis.2 Con el advenimiento del siglo veinte, los tratamientos de luz tradicionales se alteraron y surgió el láser como una herramienta estética, Goldman y cols.3 fue el primero en describir la lesión mediante el láser de rubí a los folículos pilosos pigmentados. En los años siguientes, el láser de rubí se utilizó para tratar otras condicio-nes, a pesar de la poca absorción de su energía lumínica por varios tejidos. Un caso histórico pu-blicado en 1983 fue el de un niño tratado por un nevus vascular con un láser de alta intensidad, lo que dio como resultado un daño epidérmico severo. En el mismo años, Anderson y Parrish4 desarrollaron la teoría de la fototermólisis. Esta teoría se basó en la luz pulsada de una longitud de onda especí!ca y duración dirigida a un cromóforo en particular (melanina, hemoglobina y agua) dentro de las capas de la piel. El cromóforo en particular dentro de un tejido designado podría ser destruido de forma selectiva, dejando el tejido circundante no afectado .4,5 Con este concepto llegó una explosión en el número de nuevas fuentes de luz en el siglo veintiuno. Esas fuentes de luz tenían diferentes longitudes de onda para ajustarse a un espectro de procedimien-tos estéticos con un dolor mínimo.6-8 En el año 2008, se realizaron casi 75 millones de procedi-mientos y se espera que el número se doble debido al joven mercado de consumo demandante y creciente.

La terapia mediante la luz pulsada intensa (IPL, acrónimo del inglés intense pulsed li-ght)es un ejemplo de los tratamientos estéticos basados en la luz. La terapia mediante IPL fue inicialmente aprobada por la FDA (Food and Drug Administration) en 1988 para el fotorrejuve-necimiento de las lesiones pigmentadas del envejecimiento. Poco después, fue aprobada para la fotodepilación y el fotoaclaramiento del acné. La IPL tiene una reputación de ser un tratamiento seguro, rápido y e!caz con un coste razonable. En la actualidad, hay más de 300 fabricantes re-gistrados en países de todo el mundo.6

Intense Pulsed Light "erapy. Soltes 489

IPL

La tecnología IPL implica lámparas de !ash de xenón paralelas y condensadores conte-nidos en el interior de una pieza de mano o un brazo articulado, que se aplica directamente a la super"cie de la piel. Se descargan a la piel rápidamente pulsos individuales o múltiples de luz de alta intensidad. La luz viaja a través de la piel a una longitud de onda seleccionada hasta que golpea el cromóforo deseado (Fig. 1). La luz pulsada se convierte en térmica, que se coagula el objetivo deseado, como un bulbo piloso o capilar dentro de la dermis de la piel. No penetra a la su"ciente profundidad como para causar daños térmicos en la epidermis. Esta técnica es cono-cida como fototermólisis selectiva. Además, la pieza de mano IPL posee un "ltro para eliminar cualquier componente de luz ultravioleta (UV) que producen el daño UV. Los pulsos de luz pro-ducido son de muy corta duración, lo que minimiza las molestias de la piel y la decoloración.9

La maquinaria IPL varía desde grandes unidades independientes a las unidades móviles compactas (Fig. 2). Las propiedades estándar de una máquina de IPL proporcionan un amplio espectro de longitudes de onda, potencia y anchuras de pulso óptimas. Estas propiedades per-miten la fototermólsis selectiva para una variedad de condiciones de la piel. Las especi"caciones habituales son los siguientes:

• La entrega de un espectro completo de una fuente de luz "ltrada.

• Adaptadores ópticos o "ltros de cristal con longitudes de onda de 410 a 1400 nm

• Potencia variable (energía) que oscila de 26 a 40 J/cm2

• Duración de pulso variable de 5 a 30 milisegundos

• Dos modos de pulso, simple y multipulso

La variabilidad de longitudes de onda obtenidas con un simple cambio de un "ltro de cristal permite varios procedimientos estéticos que pueden ser realizados en una sola visita (Fig. 3).7,10,11

PREPARACIÓN DEL PACIENTE

El primer requisito del tratamiento IPL es una historia médica completa por escrito. Las contraindicaciones absolutas para la terapia IPL incluyen convulsiones, cáncer de piel, lupus eritematoso sistémico, el embarazo, el herpes zóster, el vitiligo, los injertos de piel y las lesiones cutáneas abiertas. Los medicamentos que están asociados con la fotosensibilidad (tetraciclinas, sulfonilureas, la isotretinoína, diuréticos tiazídicos, antiin!amatorios no esteroideos, hierba de San Juan) no se deben utilizar mientras se somete al fototratamiento. Una contraindicación relativa para la terapia IPL es el bronceado o la exposición al sol dentro de los 30 días del proce-dimiento. Es importante establecer expectativas y estimar el número de tratamientos necesarios para un resultado deseado. En general, un plan consisten de 4 a 6 tratamientos a intervalos men-suales. Debe entregarse un consentimiento informado que explique los riesgos potenciales antes de cualquier tratamiento.11 Los riesgos incluyen alteraciones en la pigmentación y raramente cicatrices en el lugar del tratamiento.12

Intense Pulsed Light !erapy. Soltes 490


Figura 1. Absorción de cromóforos en la piel humana.

Figura 2. Sistema IPL.

Figura 3. Espectro de longitudes de onda para las indicaciones clínicas.


La evaluación de la piel es esencial para cualquier fototerapia. La determinación de un tipo de piel se realiza mediante un cuestionario autoadministrado. Los puntos se asignan sobre la base de la composición genética, la reacción a la exposición al sol y los hábitos de bronceado. La puntuación !nal designa un tipo de piel Fitzpatrick, que se correlaciona bien con uno de los 6 tipos de piel, desde muy razonable (tipo 1) a muy oscuro (tipo 6) (Tabla 1). Este sistema de clasi!cación se ha utilizado desde 1975 como una herramienta de diagnóstico y terapéuticoa probada en todas las condiciones dermatológicas. Fue aprobada por la FDA para la evaluación de los valores del factor de protección solar de los protectores solares actuales.11.13.14

Se selecciona un !ltro basado en el tipo de piel y en el fotoprocedimiento a realizar. Los !ltros son de longitud de onda especí!ca, es decir, para el fotoaclaramiento del acné, se necesita una longitud de onda de 410 nm, mientras que para la fotodepilación, se selecciona una longi-tud de onda de 640-690 nm. La energía o "uencia es ajustable (26-40 J/cm2) y se selecciona a lo largo de una duración variable (5-30 milisegundos), que sea la más segura y la más e!caz para el procedimiento deseado. Se utiliza un único pulso cuando se requiere más energía, como la fotodepilación en una mujer con un tipo de piel clara. El modo multipulso ofrece un minipulso seguido por un lapso de tiempo de milisegundos y posteriormente un minipulso !nal. La ven-taja del modo de multipulso es que permite enfriar la epidermis mientras que la energía térmica se acumula en un cromóforo más grande, como un vaso sanguíneo. La piel a tratar debe estar limpia y seca inmediatamente antes de la fototratamiento. No se debe utilizar acetona o alcohol. Se puede hacer inicialmente un test zonal para determinar el nivel de energía más e!caz para un tipo particular de piel y condición.11,14,15 Se deben utilizar gafas de protecc´i´ón para ebvitar daños en la retina.

La FDA ha aprobado 8 indicaciones para tratamientos IPL. Las 2 indicaciones que pue-den ser una adición adecuada para cualquier práctica ginecológica son la fotodepilación (eli-minación del pelo) y el fotoaclaramiento del acné. Sólo estas 2 indicaciones se discutirán con más detalle. Otras indicaciones incluyen el fotorrejuvenecimiento, fotoaclaramiento de lesiones pigmentadas y las lesiones vasculares, rosácea, telangiectasias (arañas venosas), y los léntigos solares (manchas marrones).7


APLICACIONES EN GINECOLOGÍA

El hiperandrogenismo es una endocrinopatía común en las mujeres. Las mujeres se pue-den presentar a sus ginecólogos con signos inquietantes de exceso de andrógenos. Se encuen-tran los estados hiperandrogénicos como el acné y el hirsutismo y generalmente se tratan con un curso prolongado de agentes antiandrogénicos con resultados aceptables, pero con retraso. La adición de un tratamiento adyuvante, tal como la fototerapia, conduciría a una solución más rápida y más permanente. También es un medio para complementar los ingresos en estos tiem-pos de reforma médica.

ACNÉ

Casi el 90% de los adolescentes y el 20% de todas las mujeres adultas experimentan acné en algún momento de sus vidas. Muchas mujeres se quejan de acné hormonal, que se correla-ciona con los cambios hormonales de su ciclo menstrual. Las terapias tradicionales incluyen cre-mas o lociones, que causan enrojecimiento e irritación de la piel. También se usan antibióticos orales, pero estudios recientes indican una tasa de resistencia asociada del 40%. En los Estados Unidos, se estima que se gastan 1,4 mil millones dólares cada año en estos tratamientos con resultados menores que los satisfactorios.8,15

Durante mucho tiempo se ha conocido que la luz solar mejora el acné. Sin embargo, la luz violeta visible presente en la luz solar tiene efectos nocivos a largo plazo en la piel que la impiden ser una opción de tratamiento razonable. La terapia IPL con el !ltrado utiliza la misma banda de longitud de onda (420 nm) a lo largo de los rayos UV para erradicar de forma segura el sebo y las bacterias en los poros que producen el acné.16-18

La piel se compone de una capa epidérmica con clavijas de enclavamiento hacia abajo con la papila dérmica de una dermis subyacente, ambas asentadas sobre el tejido subcutáneo. La epidermis exterior está cubierta por una capa de queratina, que actúa como una barrera de las lesiones o infecciones externas. Dentro de la epidermis están los poros de la piel. En lo profundo de los poros se encuentran las glándulas sebáceas, que están en ángulo entre el folículo del pelo y la epidermis. Las glándulas producen sebo, una sustancia aceitosa de lípidos y ésteres de cera, responsables de la textura de la piel y de la humedad (Fig. 4).8.14

El folículo piloso se encuentra en ambas de las capas superiores de la piel. La profun-

Figura 4. Anatomía de la piel.

didad del folículo varía en diferentes sitios del cuerpo. El folículo piloso se somete a un ciclo de crecimiento que está in"uido por muchos factores, incluyendo las hormonas. Los andrógenos determinan la tasa de cre-cimiento del cabello y la transformación del vello suave, no pigmentada, a grueso, pig-mentado, y pelo terminal permanente. En las mujeres, los ovarios, la glándula adrenal y la capa periférica de la piel producen andróge-nos. A medida que cambian las hormonas, puede ocurrir un endurecimiento de la capa de queratina o hiperqueratinización de la


piel que resulta en un aumento de la producción de sebo. Este endurecimiento puede causar una obstrucción del poro de la piel y el folículo del cabello, creando un ambiente anaerobio cerrado.

Las bacterias propionibacterium acnes se acumulan y se replican rápidamente en un am-biente anaeróbico. Estas bacterias dañan la pared del folículo e inician una reacción in!amato-ria. En los procesos metabólicos del P. acnes, se producen por"rinas. Las por"rinas absorben la luz con una longitud de onda en el rango UV. Cuando las por"rinas se vuelven químicamente activas, inducen una reacción fotodinámica y posteriormente liberan singletes de oxígeno o radicales libres. Los radicales libres destruyen al P. acnes en las glándulas sebáceas. La mayoría de los estudios muestran una mejora del 80% con solo 3 tratamientos de IPL. La terapia IPL ha demostrado ser muy superior a los agentes tópicos tales como el peróxido de benzoilo (Fig. 5).17-

19

HIRSUTISMO

En el siglo XX, los vestidos se volvieron más reveladores y las mujeres se centraron en la eliminación del vello corporal visible. Varios tipos de retirada temporal del cabello son am-pliamente utilizados en una base estacional, pero las condiciones tales como la enfermedad de ovario poliquístico, en la que hay un exceso de vello corporal, requieren una solución más per-manente de depilación. El hirsutismo es la presencia de un crecimiento excesivo de pelo en una distribución típica de patrón masculino. El patrón de distribución incluye el labio superior, los brazos, antebrazos, parte posterior del cuello, la barbilla, el centro del pecho, abdomen medio, toda la región del pubis, los cara interna de los muslos, los hombros y la espalda.20

El hirsutismo se produce en el 5% a 10% de mujeres en edad reproductiva y es causada por un exceso de andrógenos. Más del 70% de hirsutismo en mujeres es causada por la enferme-dad del ovario poliquístico. Aunque benigna, es una condición extremadamente preocupante debido al crecimiento excesivo de vello. Los tratamientos antiandrogénicos son necesarias, pero

Figura 5. Fotoaclaramiento del acné. (Cortesía de Sybaritic, Inc, MN, con permiso).


la fotodepilación es un excelente coadyuvante para la eliminación inmediata y más permanente del pelo. 20,21

Una comprensión básica del folículo piloso y su ciclo de crecimiento es esencial para el proceso de eliminación del vello. El número de folículos pilosos está in!uenciado y deter-minado en el nacimiento genéticamente. Las mujeres de todas las etnias pueden tener niveles de estrógenos y de testosterona similares pero di"eren en la cantidad de vello corporal debido a la cantidad de folículos pilosos por unidad de piel. El cabello crece a una tasa de 0,4 mm/d o aproximadamente 15 cm/año. El crecimiento del cabello y la pérdida no es cíclico ni estacional. Un número aleatorio de pelos se encuentran en diferentes etapas de crecimiento y de caída. En la base del folículo piloso está la papila dérmica, que es responsable del metabolismo de los nutrientes esenciales para el crecimiento del cabello. Es también el sitio de los receptores de los andrógenos. La respuesta de crecimiento del pelo se correlaciona directamente con el exceso de andrógenos.22

Hay 3 etapas de crecimiento del cabello: anágena (fase de crecimiento), catágena (fase de transición) y telógena (fase de reposo). Anágena es la fase activa del folículo piloso. Las células madre en el bulto se multiplican rápidamente y "nalmente, se forma el nuevo pelo, en la que el tallo empuja hacia arriba y fuera de la epidermis. El cabello crece aproximadamente 1 cm cada 28 días. El cabello puede permanecer en esta fase activa de 2 a 6 años. El pelo en los brazos o en las piernas tiene una fase anágena corta de 30 a 45 días. La caída del pelo puede ocurrir cuando la fase anágena es interrumpida por medicamentos o varias enfermedades. Catágena es la fase de transición y que tiene una duración de aproximadamente 2 a 3 semanas. Alrededor del 3% de todos los pelos están en esta fase en cualquier momento. Durante esta fase, el crecimiento del pelo se detiene. Telógena es la fase de reposo y dura aproximadamente 3 meses para el pelo del cuero cabelludo y más larga para los brazos o el pelo de las piernas. Casi el 10% a 15% de todo el pelo se encuentra en esta fase. Alrededor de un 25 a 100 pelos en fase telógena se caen todos los días. La caída excesiva durante esta fase puede durar un par de meses después de un evento es-tresante, como un parto, una cirugía, o pérdida de peso. Después de la fase telógena, el ciclo del pelo es completo y se reinicia la fase anágena. El pelo más viejo es expulsado, se forman nuevos tallos de pelo y el ciclo se repite (Fig.6).22,23

Figura 6. Ciclo de crecimiento del pelo. (From Hunterr _IA, Savin JA, Dahl MV. #e structure and function of hair. In: Clinical dermatology. Lon-don: Blackwell Scienti"c; 1989. p. 4-18; with permission.)

El pelo se compone de 3 partes principales, llamadas, el tallo, la protube-rancia y el bulbo (Fig. 7). El tallo del pelo es la parte visible del pelo, que no tiene ninguna in!uencia sobre el crecimiento del pelo y contiene las células madre y el músculo erector del pelo, que son impor-tantes para la regeneración del pelo. El bulbo piloso está en la base del folículo, donde se encuentra en contacto con la papila dérmica. Contiene el cromóforo, la melanina. Las mujeres con el pelo oscuro tienen una mayor cantidad de melanina y obtienen los mejores resultados con la depilación utilizando IPL. 22,24,25


Los métodos habituales de la depilación se pueden clasi!car en 2 grupos principales. El primer grupo incluye la eliminación temporal, como la depilación (eliminación únicamente la parte visible del vello como el rasurado y las cremas químicas) o la epilación (grupo de técnicas destinadas a la eliminación del vello desde la raíz, como las pinzas o la cera). El segundo grupo se considera como la depilación permanente, que incluye la fotodepilación (láser o IPL) y la elec-trólisis. En aras de la discusión, la fotodepilación es el único método abordado en este artículo. 23,24. Hay muchas similitudes entre la depilación láser y la terapia IPL. Ambos procedimientos se basan en la fototermólisis selectiva y se dirigen a los cromóforos de la piel (melanina, hemog-lobina y agua). Es posible eliminar del 20% al 40% de los folículos en fase anágena en un solo tratamiento. Los mejores resultados se producen en el pelo corto y oscuro y en piel clara. Los resultados pueden durar 12 meses o más.21,24 A pesar de las acciones similares de estos 2 méto-dos, hay algunas diferencias importantes, que se enumeran en la Tabla 2.

En general, los resultados de la depilación son los mismos para ambos dispositivos, pero la terapia IPL ganado popularidad debido a su costo relativamente bajo (alrededor de 500 $ por 6 sesiones), mínimas molestias, y la cantidad de tiempo necesario por visita.21, 24-26

El proceso de tratamiento de IPL es simple y resulta en una incomodidad mínima. La luz pulsada intensa (IPL) se ajusta a una longitud de onda entre 640 y 690 nm en un solo modo pul-sado, entonces se dirige a la zona a la que se desea realizar la eliminación del vello no deseado.

Figura 7. Anatomía del folículo del pelo ((From Hunter JA, Savin JA, Dahl MV."estructureand func-tion of hair. In: Clinical dermatology. London: Blackwell Scienti!c; 1989.p. 4-18; with permission.


Figura 8. Fotodepilación IPL. (Cortesía de Sybaritic, Inc, MN; with permission.)

La duración de la frecuencia del pulso se correlaciona positivamente con la longitud del pelo que va a ser eliminado. Cuanto más largo sea el pelo mayor será la frecuencia del pulso.

La luz enfocada viaja a través de la piel hasta que impacta en el bulbo del pelo. El bulbo contiene la mayor concentración de melanina en comparación con el resto del tallo del pelo. A medida que la luz se convierte en energía térmica, el bulbo y la mayor parte del tallo del pelo se coa-gulan. El intenso calor también destruye la papila productora del pelo o todo el folículo piloso. Para que sea e!caz, se necesita una cantidad adecuada de energía térmica para alcanzar ambas estructuras y coagularlas deteniendo el crecimiento del pelo. La reducción e!caz del pelo se logra mejor con los folículos pilosos en la fase anágena. En general, se requieren intervalos de 4 semanas entre los tratamientos para obtener los mejores resultados de la depilación (Fig. 8). 24-27

RESUMEN

La fototerapia sigue siendo un aspecto importante en la medicina. La terapia IPL se basa en la fototermólisis selectiva, que permite un tratamiento rápido con grandes resultados y unas molestias mínimas. Ha demostrado ser una fototerapia segura y e!caz para una variedad de condiciones dermatológicas y estéticas. Los ginecólogos pueden incorporar fácilmente la terapia IPL en su práctica con una formación mínima prevista por el fabricante. Es un modo aceptable de terapia adyuvante para todas las mujeres que sufren los síntomas molestos del hiperandro-genismo. La terapia IPL también conlleva un bene!cio adicional de una fuente adicional de ingresos.

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Diodos Emisores de Luz (LEDs) en DermatologíaDaniel Barolet, MD , (traducción Hilario Robledo MD, PhD, ScD)

La fotobiomodualación por diodos emisores de luz es la nueva categoría de las terapias de luz no térmicas que han encontrado su camino hacia el arsenal dermatológico. En este artículo se revisa brevemente la literatura sobre el desarrollo de esta tecnología, su evolución dentro de la estética y de la dermatología médica, y proporcionamos las consideraciones prácticas y técnicas para el uso en varias condiciones. Este artículo

mecanismos en juego pueden ser objeto de un uso para tratar una variedad de proble-mas cutáneos como una aplicación independiente y/o modalidad de tratamiento com-plementario o como uno de las mejores terapias fotodinámicas de las fuentes de luz.Semin Cutan Med Surg 27:227-238 C) 2008 Elsevier Inc. All rights reserved.

La terapia mediante luz es una de las modalidades terapéuticas más antiguas utilizada para el tratamiento de diversas condiciones de la salud. Los bene!cios de la luz del sol en el tratamiento de enfermedades de la piel han sido aprovechados durante más de miles de años en el antiguo Egipto, India y China. La terapia solar fue redescubierta posteriormente por Niels Ryberg Finsen (Fig. 1, Fig. 2) un médico danés y cientí!co que ganó en 1903 el Premio Nobel de Fisiología o Medicina en reconocimiento a su contribución al tratamiento de las enfermedades, especialmente el lupus vulgaris. Nació la fototerapia que implica la utilización de una fuente de radiación arti!cial.1

Muchos años después los bene!cios terapéuticos de la luz fueron descubiertos de nuevo utilizando otros segmentos del espectro electromagnético (EEM) con longitudes de onda visi-bles y en el infrarrojo cercano. A !nales de 1960, Endre Mester, un médico húngaro, comenzó una serie de experimentos sobre el potencial cancerígeno de los rayos láser utilizando un láser de rubí de baja potencia (694 nm) en ratones. Para su sorpresa, el láser no causó cáncer, pero mejoró el crecimiento del pelo que se afeitó en el lomo de los animales con el propósito del ex-perimento. Esta fue la primera demostración de la “fotobioestimulación” con la terapia láser de bajo nivel (TLBN), abriendo así una nueva vía para la ciencia médica. Esta observación casual lo impulsó a realizar otros estudios que proporcionaron apoyo a la e!cacia de la luz roja en la cicatrización de las heridas. Desde entonces, se ha expandido el tratamiento médico con fuentes de luz coherente (láser) y la luz no coherente (diodos emisores de luz, LED). El uso de TLBN y los LEDs se aplican ahora a muchos miles de personas en el mundo cada día para varias condi-ciones médicas.

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La fotobiomodulación LED es la nueva categoría de terapias de luz no térmicas para en-contrar su camino al armamentario dermatológico y será el tema central de esta revisión. Los trabajos iniciales en este campo fue desarrollado principalmente por la National Aeronautics and Space Administration (NASA). La investigación de la NASA se produjo como resultado de los efectos observados cuando la luz de una longitud de onda especí!ca mostró que aceleraba el crecimiento de las plantas. Debido al de!ciente nivel de cicatrización de las heridas experi-mentadas por los astronautas en condiciones de gravedad cero en el espacio y Navy Seals en los submarinos bajo altas presiones atmosféricas, la Nasa investigó el uso de la terapia LED en la cicatrización de las heridas y obtuvo resultados positivos. Esta investigación ha continuado y los LEDs innovadores y potentes se utilizan ahora para una variedad de condiciones que van desde las indicaciones cosméticas al tratamiento del cáncer de piel (como una fuente de luz de la terapia fotodinámica).

Tecnología LED

Los LEDs son semiconductores complejos que convierten la corriente eléctrica en luz incoherente de espectro reducido. Los LEDs han existido desde la década de 1960, pero en su mayoría han sido relegados a mostrar la hora en un reloj despertador o el nivel de batería de una cámara de vídeo. LOs LEDs no han sido utilizados hasta muy recientemente como fuentes de iluminación, ya que, por un largo tiempo, no podían producir luz blanca, sólo luz roja, verde y amarilla. Nichia Chemical de Japón cambió esto en 1993, cuando empezó a producir LEDs azules que, combinados con los rojo y los verdes, producen luz blanca, lo que abre todo un nuevo campo de la tecnología. La industria se ha apresurado a explotarlo. Los LEDs se basan en la tecnología de los semiconductores, al igual que los procesadores de un ordenador y están aumentando en el brillo, la e!ciencia energética y la longevidad a un ritmo que recuerda a la evolución de los procesadores de ordenador. La luz emitida ya está disponible en longitudes de onda que van desde la luz ultravioleta (UV) a la visible y hasta el infrarrojo cercano (IRC) con una anchura de banda (247 a 1300 nm).

Figura 1. Niels Ryberg Finsen (1860-1904). Courtesy of the Clendening History of Medicine Library, University of Kansas Medical Center.

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Las matrices de LED se construyen utilizando diversos métodos de cada articulación en la manera en que los chips están empaquetados por el fabricante de semiconductores LED. Ejemplos de envasados , los LEDs con lentes son t-pack LED y los LEDs de montaje en super-!cie (Figuras 3-5). Estos paquetes se pueden adherir a un sustrato utilizando un hundimiento mediante calor o bien “a través de un agujero” de montaje o montaje en super!cie. A través de los dispositivos en arco montados en agujero denominados como LEDs t-pack. Es importante destacar que, también es posible adquirir obleas de virutas, sin envasar desnudas, también lla-mados “dados.” Mediante el uso de un equipo automático de pick-and-place, algunos fabricantes adopten las !chas individuales y péguelas en tarjetas de circuitos impresos, la creación de los llamados “chips de a bordo” conjuntos de LED. Mediante el uso de equipos automatizados de recogida y colocación, algunos fabricantes cogen estos chips individuales pegándolas en tarjetas de circuitos impresos en tarjetas, la creación de los llamados “chips de a bordo” conjuntos de LED. La matriz de LED está así montado sobre una placa de circuito impreso. Los pasadores o almohadillas o super!cies reales de los chips del LED están asociadas a las pistas conductoras de la PCI (placa de circuito impreso). Los pasadores o almohadillas o super!cies reales de los chips de LED están asociadas a las pistas conductoras de la PCI (placa de circuito impreso). Cons-truidos ensamblados a partir de LEDs t-pack son a menudo insatisfactorios en cuanto a que no siempre proporcionan una iluminación su!cientemente uniforme, no están bien hundidos térmicamente, y son voluminosos debido a su tamaño (varios milímetros) de cada dispositivo de t-pack. No obstante, para ciertas aplicaciones, los t-packs son los más apropiados y rentables. Sin embargo cundo los t-packs no pueden proporcionar el rendimiento necesario, los chips en placas surgen como la solución.

Figura 2. Fototerapia de Finsen. Debida a a la iluminación a expensas de arcos de carbón, una única lámpara de luz dirigida a través de cuatro lentes de enfoque refrigerados por agua, permitía el tratamiento de varios pacientes de forma simultánea. Cada paciente tenía como asistente a una enfermera para enfocar la luz a una pequeña región hasta un máximo de una hora. (Reimpresión de Bie V: Finsen’s8 phototherapy. BMJ 1899:2:825)


Una diferencia signi!cativa entre los láseres y los LEDs es la forma en que la que entre-gan la energía la luz (salida de potencia óptica (OPD/SPO). La salida de potencia de pico de los LED se mide en milivatios, mientras que la de los láseres se mide en vatios. Los LED proporcio-nan una entrega mucho más suave a las mismas longitudes de onda de luz en comparación con los láseres y en una producción de energía considerablemente menor. Los LEDs no entregan la potencia su!ciente para dañar los tejidos y no tienen el mismo riesgo de daño ocular accidental que los láseres. La terapia mediante la luz LED infrarroja cercana y visible no se ha considerado un riesgo signi!cativo y ha sido aprobada para su utilización en los humanos por la Adminis-tración de Alimentos y Medicamentos (FDA -Food and Drug Administration). Otras ventajas respecto a los láseres incluyen la posibilidad de combinar longitudes de onda con una variedad de diferentes tamaños. La luz LED se dispersa sobre un área super!cial mayor que los láseres y se pueden utilizar a áreas más grandes a las que están dirigidos, dando como resultado un tiempo de tratamiento más rápido.

Mecanismo de Acción

De la misma manera que las plantas utilizan cloro!la para convertir la luz solar en tejido de la planta, los LED pueden desencadenar reacciones intracelulares foto-bioquímicos natura-les. Para tener algún efecto en un sistema biológico vivo, los fotones emitidos LED deben ser absorbidos por un cromóforo molecular o fotoaceptor. La luz, en dosis y longitudes de onda adecuadas, es absorbida por los cromóforos tales como por!rinas, "avinas, y otras entidades que absorben la luz dentro de las mitocondrias y las membranas celulares de las células.

Figura 5. Chips de LEDs lineales.


Una creciente evidencia sugiere que el mecanismo de fotobiomodulación se atribuye a la activación de los componentes de la cadena respiratoria de las mitocondrias que resulta en la iniciación de una cascada de reacciones celulares. Se ha postulado que los fotoreceptores en la región roja a infrarroja cercana (NIR/IRC) son la enzima terminal de la cadena respira-toria citocromo c oxidasa con dos elementos de cobre. El primer pico de absorción está en el espectro rojo y el segundo pico en el rango del infrarrojo cercano. Hace setenta y cinco años, Otto Warburg, un bioquímico alemán, al que se le concedió el premio Nobel por su ingenioso trabajo desenmascarando la enzima responsable de los pasos críticos de la respiración celular, especialmente la citocromo oxidasa que rige la última reacción en este proceso. Se resaltaron dos peculiaridades químicas: el monóxido de carbono (CO) que puede bloquear la respiración mediante la unión a la enzima citocromo oxidasa en lugar del oxígeno y un destello de luz que puede desplazarlo, permitiendo que el oxígeno se una de nuevo.

Hoy en día, se ha informado de que las células utilizan a menudo monóxido de carbono (CO) y en un grado aún mayor, óxido nítrico (NO) la unión a la citocromo oxidasa para di!-cultar la respiración celular.2 Las mitocondrias albergan una enzima que sintetiza NO. Así que ¿por qué las células salen de su manera de producir NO justo al lado de las enzimas respirato-rias? La evolución ha elaborado artesanalmente la citocromo oxidasa para que pueda unirse no solo al oxígeno sino también al óxido nítrico (NO). Uno de los efectos de la desaceleración de la respiración en algunos lugares es desviar el oxígeno a otras partes de las células y de los teji-dos, evitando que el oxígeno disminuya a niveles peligrosamente bajos. Las luciérnagas utilizan una estrategia similar para hacer parpadear la luz (ver sección “modos pulsados y continuos”). La respiración no es solo para la generación de energía, sino también para la generación de la retroalimentación que permite que una célula supervise y responda a su entorno. Cuando la respiración está bloqueada, se generan señales químicas en forma de radicales libres o especies reactivas de oxígeno. Los radicales libres tienen una mala reputación, pero ahora se pueden considerar señales.3 Estos incluyen muchas proteínas como las que participan en la vía de se-ñalización celular p53. Además, para tener la fuga de radicales libres bajo control, existe una estrecha relación conocida como respuesta retrógrada, entre las mitocondrias y los genes en el núcleo que estamos comenzando a explorar sus mecanismos de acción.4,5 Si podemos mejorar esta señalización modular, podríamos ser capaces de in"uir en la vida o la muerte de las células en muchas patologías, ya que es cada vez más demostrado en sus efectos antienvejecimiento sobre el metabolismo del colágeno. Si podemos mejorar esta señalización modular, podríamos ser capaces de in"uir en la vida o en la muerte de las células en muchas patologías, ya que es cada vez está más demostrado acerca de sus efectos antienvejecimiento sobre el metabolismo del colágeno.


Un descubrimiento reciente ha revelado que el NO elimina el aumento inducido por la terapia láser de bajo nivel (TLBN) en el número de células unidas a la matriz de vidrio, supues-tamente por medio de la unión del NO a la citocromo oxidasa.6 Las células utilizan NO para regular los procesos de la cadena respiratoria, lo que resulta en un cambio en el metabolismo ce-lular. A su vez, las células expuestas al LED como los !broblastos aumentaron de la producción de ATP, la modulación de las especies reactivas de oxígeno (como las especies oxígeno single-tes), la reducción y la prevención de la apoptosis, estimulación de de la angiogénesis, aumento del "ujo de sangre y la inducción de factores de transcripción. Estas vías de transducción de señales conducen a un aumento de la proliferación celular y la migración (en particular, por los !broblastos), la modulación en los niveles de las citoquinas (por ejemplo, interleucinas, factor de necrosis tumoral-#), factores de crecimiento, mediadores in"amatorios y un aumento de las proteínas antiapoptóticas.7

La teoría de la fotodisociación que incrimina al NO como uno de los factores principales sugiere que durante un proceso in"amatorio, por ejemplo, la vía de la citocromo oxidasa c está obstruida por el NO. La terapia LED podría fotodisociar el NO o desplazándolo a la matriz ex-tracelular para que el oxígeno se una de nuevo a la citocromo oxidasa c y reanudar la actividad de la cadena respiratoria. La comprensión de los mecanismos de la modulación de señalización especí!ca cutánea inducida por LED, ayudará en el futuro diseño de nuevos dispositivos con parámetros adaptados e incluso el tratamiento de patologías degenerativas de la piel.

Parámetros LED Óptimos

En la terapia LED, la pregunta ya no es si tiene efectos biológicos, sino más bien si los parámetros son los óptimos para las diferentes utilizaciones. Los efectos biológicos dependen de los parámetros de la irradiación, tales como la longitud de onda, la dosis ("uencia), intensi-dad (densidad de potencia o irradiancia), tiempo de irradiación (tiempo de tratamiento), modo continuo o pulsado, y para este último, los patrones de los pulsos. Además, clínicamente, deben considerarse factores tales como la frecuencia, los intervalos entre los tratamientos y el número total de tratamientos. De aquí en adelante, se considerarán los requisitos previos para obtener una respuesta clínica LED efectiva.

Buena Absorción en ProfundidadLongitud de Onda Penetrante

La luz se mide en longitudes de onda y se expresa en unidades de nanómetros (nm). Di-ferentes longitudes de onda tienen diferentes cromóforos y pueden tener diversos efectos sobre el tejido (Fig. 6). Las longitudes de onda se re!eren con frecuencia en relación a su color aso-ciado e incluyen el azul (400-470 nm), rojo (630-700 nm) e infrarrojo cercano (IRC, 700-1200 nm). En genral, cuanto mayor sea su longitud de onda, mayor penetración tendrá en el tejido.8-10 Dependiendo del tipo de tejido, la profundidad de penetración es menos de 1 mm a 400 nm, 0.5-2 mm a 514 nm, 1-6 mm a 630 nm y máxima a 700-900 nm.6


Figura 6. Profundidad de penetración óptica.

Los diferentes tipos de células y tejidos en el organismo tienen sus propias características únicas de absorción de la luz, cada uno absorbe la luz en longitudes de onda especí!cas. Para obtener los mejores efectos, la longitud de onda utilizada debe permitir la penetración óptima de la luz en las células o tejidos especí!cos. La luz roja puede ser utilizado con éxito para el obje-tivo localizado más profundamente (por ejemplo, las glándulas sebáceas), y la luz azul puede ser útil para el tratamiento de enfermedades de la piel ubicadas dentro de la epidermis en la terapia fotodinámica (PDT/TFD) (por ejemplo, la queratosis actínica). Para llegar a la mayor cantidad de !broblastos como sea posible, lo cual es con frecuencia el objetivo de la terapia LED, es de-seable una longitud de onda que penetre en profundidad. A 660 nm, por ejemplo, la luz puede alcanzar un objetivo que se encuentre a una profundidad de 2.3 mm en la dermis reticular. La longitud de onda que se utilice debe estar también dentro del espectro de absorción del cromó-foro o molécula fotoaceptora y a menudo determinará para que aplicaciones serán utilizados los LEDs. Debido a que el citocromo oxidasa c es el cromóforo más probable en la terapia LED de bajo nivel (TLBN), se consideran dos picos de absorción en el espectro rojo ( 600 nm) y en el espectro infrarrojo cercano, IRC/NIR ( 850 nm).


Figura 7. Constituyentes tisulares principales que absorben en el espectro de 600-1000 nm. Adaptado con permiso de Taroni P, Pi!eri A, Torricelli A, et al: In vivo absorption and scat-tering spectroscopy of biological tissues. Photochem Photobio Sci 2:124-129, 2003.

Figura 8. Representación esquemática de la curva de Arndt-Schulz.


Existen dos límites principales en las longitudes de onda para las aplicaciones LED: en las en longitudes de onda < 600 nm, la hemoglobina de la sangre (Hb) es un obstáculo impor-tante para la absorción de fotones, porque los vasos sanguíneos no se comprimen durante el tratamiento. Además, a longitudes de onda > 1.000 nm, el agua es también absorbe muchos fotones, reduciendo su disponibilidad para los cromóforos especí!cos localizados, por ejemplo, en los !broblastos dérmicos. Entre estos dos límites, hay un valle para las posibles aplicaciones de los LED (véase Fig. 7).

Fluencia e Irradiancia

La ley de Amdt-Schulz a!rma que sólo hay una estrecha ventana de oportunidad en la que en realidad se puede activar una respuesta celular utilizando conjuntos precisos de paráme-tros, es decir, la "uencia o dosis (ver. Fig. 8). El desafío sigue siendo encontrar las combinaciones adecuadas de tiempo de tratamiento LED e irradiación para lograr efectos óptimos en los tejido diana. La "uencia o la dosis se expresa en julios por cm2 (J/cm2). La ley de reciprocidad establece que la dosis es igual al tiempo de X intensidad. Por lo tanto, la misma exposición debería resul-tar reduciendo la duración y aumentando la intensidad de la luz, y viceversa. La reciprocidad se asume y se utiliza de forma rutinaria en los experimentos LED y TLBI. Sin embargo, la evidencia cientí!ca que apoya la reciprocidad en la terapia LED no está claro.11

Se examinaron dos efectos de reciprocidad en un modelo de curación de heridas, y mos-traron que la variación de la irradiancia y del tiempo de exposición para conseguir una densidad de energía constante especi!cada afecta los resultados de la terapia LED.12 En la práctica, si la intensidad de la luz (irradiancia) es menor que el valor del umbral !siológico para un objeto determinado, no produce efectos fotoestimulatorios incluso si se extiende el tiempo de irradia-ción. Además, los efectos fotoinhibitorios pueden ocurrir a "uencias más altas.

En la Figura 9, se muestran diferentes patrones de entrega de la luz. Curiosamente, to-dos ellos son de la misma "uencia en el tiempo, pero la energía de los fotones no alcanzan de

la misma forma los objetivos biológicos. Esto puede alterar signi!cativamente la respuesta biológica LED. La importancia de la pulsación será discutido en la siguiente sección. Con cer-teza, se necesita un tiempo de exposición mí-nimo, en el orden de varios minutos en vez de solo unos cuantos segundos, para permitir la activación de la maquinaria celular, de lo con-trario, la respuesta tisular es evanescente y no puede esperarse un resultado clínico. El tiempo de tratamiento ideal tiene que estar adaptado de acuerdo a la condición de la piel y al grado de in"amación presente en el momento del trata-miento.

Figura 9. Patrones de entrega de la luz diferentes con una "uencia similar.


Modos Pulsados o Continuos

Tanto los modos de onda pulsada (op) como la continua (oc/cw), están disponibles en los dispositivos LED, que se suman a la aplicabilidad médica. La in!uencia de la emisión con-tinua en comparación con el modo pulsado, así como los parámetros precisos del pulso (por ejemplo, la duración, intervalo, tren de pulsos, intervalo entre los trenes de pulsos) no se ahn estudiado completamente. Hasta la fecha, los estudios comparativos han mostrado resultados contradictorios.13 En nuestra propia experiencia, la energía óptica pulsada secuencial (modo pulsado patentado con secuencias repetidas de trenes de pulsos cortos seguidos de intervalos más largos)ha mostrado que estimula más la producción de colágeno que la onda continua.14

Bajo ciertas condiciones, los pulsos ultra cortos pueden viajar más profundamente en los tejidos que la radiación continua.15,16 Esto es debido Esto es debido a que la primera parte de un pulso de gran alcance puede contener su"cientes fotones para tomar todas las moléculas de los cromóforos en la capa del tejido superior a los estados excitados, por lo tanto la apertura de, literalmente, un camino para sí mismo en el tejido. Por otra parte, también durante mucho tiempo un pulso puede producir agotamiento celular mientras que un pulso muy corto puede proporcionar energía su"ciente para que se produzca un efecto biológico. Las moléculas y cé-lulas seleccionadas pueden tener, a una escala más pequeña que la fotoquimiólisis selectiva, sus propios tiempos de relajación térmica.14

La teoría de la fotodisociación del óxido nítrico (NO) también podría ser en parte la respuesta, especialmente de la necesidad de las características pulsadas durante la terapia LED. Curiosamente, las luciérnagas usan dicho fenómeno pulsado. Allí, el oxígeno reacciona con el intermedio luciferilo para producir un destello de luz. La gloria es que la erupción se apaga. La luz disocia NO a partir de la citocromo oxidasa, permitiendo que el oxígeno se una de nuevo. Entonces, las mitocondrias consumen oxígeno, una vez más, lo que permite que el luciferilo intermedio se acumule hasta que llegue otra ola de NO.14

Posicionamiento Preciso de la Cabeza de Tratamiento

El posicionamiento muy preciso o la distancia de trabajo es obligatoria para garantizar que la intensidad de la entrega óptima del haz cubra el área de tratamiento con el "n de lograr los máximos efectos "siológicos. El posicionamiento exacto asegura que la cantidad adecuada de fotones se están entregando a la piel tratada evitando puntos calientes o fríos en el área de tratamiento. Esto es especialmente importante en la fotobiología ya que debe entregarse una cantidad necesaria de energía al objetivo para que se desencadene la respuesta celular esperada. Si la cantidad de fotones que alcanzan el objetivo son insu"cientes, no se producirá la respuesta celular. Algunos dispositivos LED incluso proporcionan los sistemas de posicionamiento óp-ticos para permitir la distancia de tratamiento reproducible dentro de los límites precisos (± 3 mm).

Sincronización de los Resultados de los Tratamientos

Hay algunos indicios de que las respuestas celulares después de la irradiación de luz son dependientes del tiempo. Un estudio reciente sugiere que las respuestas tales como la viabilidad del ATP pueden ser observados directamente (1 hora) después de la irradiación, mientras que


otras respuestas, tales como la proliferación celular requieren por lo menos 24 horas antes de l efecto verdadero pueda obervarse.18 Por tanto, es importante establecer respuestas dependientes del tiempo para evaluar adecuadamente los efectos fotomodulatorios. Los cultivos de !broblas-tos muestran patrones !siológicos cíclicos de procolágeno tipo1 de la supraregulación y la me-taloproteinasa-1 (MMP-1) disminuye la regulación que puede acentuarse por los tratamientos LED cada 48 horas.19

Estado de las Células y de los Tejidos

La magnitud del efecto de bioestimulación depende de la condición !siológica de las cé-lulas y de los tejidos en el momento de la irradiación.20 Las células y los tejidos comprometidos responden más fácilmente que las células sanas o tejidos a las transferencias de energía que se producen entre los fotones emitidos por los LED y los cromóforos receptivos. Por ejemplo, la luz sólo sería para estimular la proliferación celular si las células están creciendo mal en el momento de la irradiación. Deben considerarse las condiciones celulares debido a que las exposiciones a la luz podrían restaurar y estimular la producción de procolágeno, activando la célula a su propio potencial biológico máximo. Esto puede explicar la variabilidad de los resultados en los diferen-tes estudios.

Efectos de los LEDs

La terapia LED es conocida por sus propiedades curativas y antiin"amatorias y se utiliza sobre todo en la práctica clínica como suplemento a otros tratamientos, como las tecnologías térmicas no ablativas. Diferentes aplicaciones LED ahora se pueden subdividir de acuerdo a la longitud de onda o la combinación de longitudes de onda utilizadas (ver Fig. 10). La terapia LED se puede utilizar como un procedimiento independiente para muchas indicaciones, como se describe en el presente documento. Un resumen de los parámetros recomendados LED se presentan en la Tabla 1.

Cuando se revisa la literatura mundial, hay que tener en cuenta que los resultados de

Figura 10. Aplicaciones LED actuales y prometedoras en función de la longitud de onda.

los diferentes estudios pueden ser difíciles de comparar debido a los posibles efectos de la varia-ción de los parámetros de trata-miento (por ejemplo, la longitud de onda, "uencia, densidad de potencia, modo pulsado/conti-nuo y del tiempo de tratamien-to) pueden variar de un estudio al siguiente. Por otra parte, existe la posibilidad de que los efectos fotobiomoduladores sean dife-rentes a través de las diferentes especies celulares y tipos de pa-cientes. Ahora se discutirán las aplicaciones actuales de los LED.


Cicatrización de las Heridas

Los primeros trabajos que implicaron a los LED se centraron principalmente en sus propiedades de cicatrización de las heridas en las lesiones cutáneas. Los tratamientos mediante luz visible y en el IRC a diferentes longitudes de onda han mostrado que aumentan signi!cativa-mente el crecimiento celular en una diversidad de líneas celulares, incluyendo a los !broblastos murinos, osteoblastos de rata, células de músculo esquelético de rata, y de las células epiteliales humanas normales.21 También se ha demostrado la disminución en el tamaño de la herida y la aceleración del cierre en varios modelos in vivo, incluyendo sapos, ratones, ratas, cobayas y cerdos.22,23 El aumento en la cicatrización y una mayor cantidad de epitelización de la herida en el cierre de los injertos de piel se han demostrado en los estudios en humanos.24,25 La literatura también muestra que la terapia LED para el apoyo positivo y en la velocidad de cicatrización de las úlceras crónicas de las piernas: diabéticas, venosas, arterial y por decúbito.26

Según nuestra experiencia, los tratamientos LED son también muy útiles después de la restauración cutánea ablativa mediante láser de CO2 en la reducción de los signos en la fase de curación aguda, que resulta en una menor in"amación, exudación, formación de costras, dolor y de eritema prolongado, por lo tanto acelerando la cicatrización de la herida (ver Fig. 11). Es importante tener en cuenta que para optimizar la curación de piel herida necrótica, puede ser útil trabajar más cerca del espectro infrarrojo cercano para producir un aumento de las metalo-proteinasas (es decir, MMP-1, efecto de desbridamiento) que acelera la producción de la remo-delación de la herida.

In!amación

Los radicales libres son conocidos por causar in"amación subclínica. La in"amación puede suceder en un número de maneras. Puede ser el resultado de la oxidación de las enzimas producidas por el mecanismo de defensa del cuerpo en respuesta a la exposición a traumas tales como la luz del sol (fotoenvejecimiento) o productos químicos. La terapia LED trae una nueva alternativa de tratamiento para este tipo de lesiones, posiblemente contrarrestando los media-dores in"amatorios.

Una serie de estudios recientes han demostrado el potencial antiin"amatorio de los LED, un estudio realizado en araquidónico gingival humano !broblastos tratado con ácido sugiere que la irradiación a 635 nm inhibe la síntesis de PGE 2 como inhibidor de la COX y por lo tanto puede ser también un antiin"amatorio útil. 27 Los tratamientos de fotobiomodulación LED han mostrado también la resolución del eritema y reduce el malestar del paciente en el postratamien-to con láseres de colorante pulsado, paciente tratados mediante IPL con fotodaño y previene la dermatitis inducida por la radiación en los pacientes con cáncer de mama.28,29 Los pacientes con rosácea de tipo difusa (inestable) (ver Fig. 12), queratosis pilaris rubra (KPR/QPR), así como el eritema postintervención (ej.: IPL, CO2) (Fig. 11) pueden bene!ciarse con una recuperación más temprana con la terapia complementaria LED. (Ver también sección sobre la cicatrización de las heridas).

Debido a que se sabe que los LED reducen la MMPs, podría ser útil en las condiciones en las que las MMPs están implicadas. Uno de estos casos es el lupus eritmatoso (LE). El LE es una enfermedad heterogénea autoinmune con respuestas autoinmunes aberrantes que incluyen la producción de anticuerpos y de complejos inmunes y de MMPs especí!cas que han sido im-


plicadas en su etiología. La inhibición de las metaloproteinasas (MMP) a través de tratamientos de LED puede reducir el daño inducido por el lupus en los tejidos in!amados.

Figura 11. Fotografías de un paciente caucásica de 47 años de edad antes de rejuvenecimiento con láser de CO2, y 1 semana y 3 semanas después del procedimiento después de cuatro tratamientos de LED administrados con 48 horas de diferencia.

Fotorejuvenecimiento

En la piel humana fotodañada y envejecida, la síntesis de colágeno está reducida con una elevación concomitante de las MMP de la matriz.30 Por lo tanto, una posible estrategia para tratar y prevenir las manifestaciones clínicas del envejecimiento de la piel es la restauración de la de"ciencia de colágeno por la inducción de la síntesis de nuevo colágeno y la reducción de la MMP.

Utilizando una variedad de fuentes de luz LED en las regiones del espectro visible al infrarrojo cercano (IRC), los estudios in vitro han revelado que los LEDs pueden provocar una síntesis de colágeno en la piel con una reducción simultánea de las MMP. Se ha demostrado un aumento signi"cativo en la producción de colágeno después del tratamiento LED en varios ex-perimentos, incluyendo los cultivos de "broblastos, quemaduras de tercer grado en los modelos animales, !uidos de ampollas humanas y en biopsias de la piel.13,31-34 En los estudios clínicos, el aumento en la producción de colágeno con una reducción concomitante de la MMP-1 se ha ob-servado en asociación con una mejora en la apariencia de la piel fotodañada. La Tabla 2 muestra las fuentes de luz LED para el rejuvenecimiento de la piel actualmente disponibles.

Fotopro!laxis o Fotoprevención

La fotopro"laxis es un nuevo enfoque que fuimos los primeros en introducir, a lo largo de nuestro conocimiento, en la utilización de los LEDs para la prevención de las manifestacio-

Figura 12. Fotografía de una mujer antes y des-pués de los tratamientos LED complementarios para una rosácea difusa.


nes cutáneas después de un trauma. Si se administra la terapia LED varias veces antes de un insulto UV, un trauma mecánico como un tratamiento mediante láser de CO2 o una cirugía, se pueden prevenir las consecuencias indeseables como la quemadura solar, hiperpigmentación postin!amatoria (HPI/PIH) o las cicatrices hipertró"cas, respectivamente. Estas modalidades preventivas LED serán discutidas en lo sucesivo.

Prevención de la Quemadura Solar

Más allá de la reparación de los insultos previos UV a la piel, la luz visible al infrarro-jo cercano, podría ofrecer protección contra los próximos fotodaños. Se han sugerido que los mecanismos de protección contra el daño producido por la luz UV a la piel puede activarse mediante la exposición a los infrarrojos cercanos (IRC) en varios estudios que han utilizado cul-tivos primarios de "broblastos humanos.35,36 Por lo tanto, el tratamiento LED podría estimular una resistencia de la piel al daño UV.

Los resultados de nuestras pruebas de laboratorio sugieren que el tratamiento LED a 660 nm antes de la exposición a la luz UV proporciona una protección signi"cativa contra el eritema inducido por los UV-B.37 La inducción de la resistencia celular a los insultos UV pueden posi-blemente explicarse por la inducción de un estado de resistencia natural a la piel (posiblemente por la vía de la señalización celular p53) sin los inconvenientes y las limitaciones de las pantallas solares.38 Estos resultados representan un paso alentador hacia la ampliación de las aplicaciones potenciales de la terapia LED y podría ser útil en el tratamiento de pacientes con reacciones anómalas a la luz del sol como la erupción polimorfa lumínica o el lupus.

Prevención de la Hiperpigmentación Postin!amatoria

La HPI/PIH es problema frecuente y representa las secuelas de diversos trastornos cu-táneos, así como de las intervenciones terapéuticas, especialmente en pacientes de tez asiática y negra. Es posible un enfoque preventivo y complementario con la terapia LED de la HPI indu-cida por los láseres térmicos. De acuerdo con el trabajo inédito realizado en nuestro laboratorio, la utilización de la terapia LED puede prevenir o tratar la HPI. Sobre la base de mediciones de análisis fotográ"co y el contenido de melanina, la mayoría de los pacientes pueden lograr la re-ducción sustancial o ausencia de lesiones de HPI en las áreas tratadas con LED (frente al grupo control).


En nuestras manos, de 1 a 8 tratamientos entregados durante un periodo de 1-2 semanas antes del traumatismo, proporcionará una respuesta signi!cativamente menos pigmentaria en el sitio del trauma, especialmente si el área ha sido irradiada por luz UV después del traumatismo (por un simulador, Fig. 13). Esto podría tener enormes implicaciones, ya que más de la mitad del planeta (los asiáticos y las personas morenas) son propensos a una respuesta pigmentaria postin"amatoria.

Figura 13. Fotografía UV de la piel tomada 30 días después (SS) de la irradiación UV en las áreas tratadas previamente durante 7 o 30 días con LED y control. El tratamiento LED de 7 días antes del insulto UV parece que es el mejor régimen para evitar la hiperpigmentación postin"amatoria (HPI).

Prevención de las Cicatrices

Las cicatrices hipertró!cas y queloides se pueden formar después de la cirugía, un trau-matismo, o el acné y se caracterizan por proliferación !broblástica y el exceso de deposición de colágeno.39

Figura 14. Paciente después de un li#ing facial y revisión de la cicatriz preauricular (superior) con 12 meses de seguimiento (inferior). Izquierda: lado tratado median-te LED x30 días postcirugía. Derecha: con-trol (no LED).


Figura 15. Paciente varón de diecinueve años de edad, antes y 4 semanas para el control después de la TFD/PDT de la hemicara derecha (parte superior) y de la hemicara izquierda pretratadas con LED sin lesión residual in!amatoria en la mejilla (parte inferior).

Se ha implicado un desequilibrio entre las tasas de la biosíntesis de colágeno y la degradación su-perpuesta en la predisposición genética individual de estos tipos de cicatrices. Recientemente se ha propuesto que las vías de señalización de la interleucina (IL)-6 desempeñan un papel central en este proceso y, por tanto, que la inhibición de la IL-6 podría ser un objetivo terapeútico pro-metedor para la prevención de la cicatriz.40,41 Como la terapia LED ha mostrado disminuir los niveles de IL-6 mRNA,42 puede estar previniendo potencialmente una cicatrización aberrante. Un estudio dirigido por nuestro grupo de investigación ha revelado mejoras signi"cativas en el grupo tratado frente al lado del grupo control en la apariencia y en el contorno de las cicatrices (Fig. 14).43

Fotopreparación

La fotopreparación es otro concepto nuevo que hemos estado trabajando que se carac-teriza en una forma de mejorar la entrega, a través de una penetración sustancialmente unifor-me, de un compuesto dado en la piel que resulta en una conversión más activa de estos agentes tópicos (ej.: ALA a PpIX) en los tejidos diana. La fotopreparación con radiación IR (infrarroja) aumenta la temperatura de la piel, que puede dar incrementar el tamaño del poro (diámetro) para aumentar la penetración de un agente tópico en la unidad pilosebácea.


La e!cacia del ácido aminolevulínico terapia fotodinámica (ALA-TFD), por ejemplo, depende de la absorción del ALA y sigue siendo uno de los principales retos de la TFD. Hemos demostrado recientemente que el aumento de la temperatura de la piel durante 15 minutos con radiación IR (LEDs CW que emiten a 970 nm, irradiancia de 50 mW/cm2, "uencia total de 45 J/cm2) antes del ALA-TFD en el tratamiento de los pacientes con acné quístico disminuye signi!cativamente el número de las lesiones quísticas en comparación con el lado no calentado mediante radiación IR (Fig. 15).44

Fotoregulación

La fotoregulación implica un excitante abordaje de dos niveles (importancia de la comu-nicación-cutánea de la epidermis a través de citocinas) enfoque que hemos evaluado con éxito para mejorar los efectos biológicos de un tópico determinado. El objetivo principal de esta apli-cación sería para optimizar sinérgicamente cualquier trayectoria/ruta de compuesto bioactivo en última instancia hasta la expresión de genes especí!cos con una baja regulación simultánea de los no deseados a través de las vías de señalización celular. En la industria de la estética, creemos que este método, aunque todavía en su infancia, será apropiado en aplicaciones tales como el rejuvenecimiento de la piel de uso doméstico y en el tratamiento del acné in"amatorio, trastornos de la hiperpigmentación, piel grasa, hiperhidrosis, eczema, etc.

Figura 16. Paciente de 24 años de edad, con queratosis pilaris rubra (QPR/KPR) después de 2 meses de tratamiento diario con mediante la utilización doméstica de un dispositivo LED 660/805.


Fototerapia Sin Rayos UV

La fototerapia de radiación ultravioleta (UV) se ha utilizado durante décadas en el tra-tamiento de enfermedades comunes de la piel. Sin embargo, hay efectos secundarios asociados con efectos nocivos UV, así como varias contraindicaciones, incluyendo el tratamiento a largo plazo de niños y de adultos jóvenes con fármacos inmunosupresores a largo plazo tópicos o sis-témicos. Los efectores primarios de la fototerapia UV en el tratamiento de diversas condiciones de la piel tienen similitudes con algunos de los asociados con los LEDs azules y la fototerapia IR con LEDs, incluyendo la producción de singletes de oxígeno y la modulación de las interleucinas 46,47. Esto proporciona una oportunidad única para explorar el uso de los LED en condiciones de la piel donde se utiliza la terapia UV sin el inconveniente de sus inherentes efectos secundarios. Este enfoque se ha denominado terapia sin rayos UV.

Por ejemplo, se encontró que el modo de acción de la fototerapia UVA para la dermati-tis atópica implica la inducción de la apoptosis en las células T auxiliares in!ltrantes de la piel a través de un mecanismo que requiere de la generación de singletes de oxígeno.48 Un estudio reciente demostró que la luz visible (400-500 nm) puede utilizarse con éxito para el tratamiento de pacientes con eczema atópico.49 En nuestra manos, la queratosis pilaris rubra (QPR/KPR) puede responder a la terapia a la terapia LED en el espectro visible e infrarrojo (IR) cercano (Fig. 16). Estos resultados prometedores presentan una amplia gama de nuevas posibilidades de aplicaciones de los LED.

Terapia Fotodinámica (TFD)

La TFD se puede de!nir mejor como la utilización de la luz para activar un medicamen-to fotosensible que se aplica a la piel antes del tratamiento. La fuente de luz en la TFD tiene una in"uencia directa en la e!cacia del tratamiento. Hoy en día, la importancia de los parámetros de tratamiento por desgracia, se subestima en gran medida. Los dispositivos LED de gama alta pueden hacer frente a este reto y se pueden utilizar como la fuente de luz de elección en la TFD (Tabla 3). Por lo tanto, la TFD puede servir como un tratamiento que complementa otras tera-pias de rejuvenecimiento de la piel o agentes tópicos que se utilizan para mejorar la producción de colágeno. El uso de una fuente de luz con una longitud de onda dual (roja y azul) mejora los resultados de la TFD para el acné y otros transtornos sebáceos.50 La longitud de onda roja (630 nm) puede llegar a las glándulas sebáceas y la azul fotoblanquea cualquier protopor!rina IX residual (PpIX) en la epidermis, lo que reduce la fotosensibilidad después del tratamiento (Fig. 17). La forma en que la luz entrega los fotones parece tener una parte de la respuesta para una TFD más e!caz. Por lo tanto, la tasa de dosis se está convirtiendo en uno de los criterios impor-tantes en comparación con la dosis total ("uencia). Además, ahora se sugiere evitar los efectos de la potencia de pico sobre el fotosensibilizador, denominados efectos térmicos, que se encuen-tras habitualmente en las fuentes de luz (tecnologías térmicas) como los IPLs y los láseres. Las indicaciones frecuentes de la TFD, tanto cosméticas como médicas, se describen en la Tabla 4. La tecnología LED ofrece con claridad varias ventajas para aumentar la e!cacia clínica de la TFD: la fotoactivación progresiva de los fotosensibilizantes, un per!l del haz uniforme y grande, reducción del dolor del procedimiento y múltiples longitudes de onda disponibles.


Figura 17. El tratamiento de una longitud de onda dual en el cabezal combina la luz azul (405 nm) y la luz roja (630 nm) para activar la Protopor!rina IX (PpIX).

Otras Potenciales Aplicaciones

Las áreas que están emergiendo rápidamente en la terapia basada en la luz incluyen el tratamiento de la celulitis y la pérdida del cabello. Ambas condiciones son muy frecuentes para las que las opciones de tratamiento aceptables son insu!cientes. Los factores genéticos, hor-monales y vasculares han sido implicados etiológicamente. La celulitis se mani!esta como las herniaciones de la grasa subcutánea en la dermis. Se ha sugerido que la terapia con luz puede mejorar la apariencia de la celulitis a través de la contractura y el aumento del colágeno dérmico profundo, lo que resulta en el estiramiento de la piel y proporcionar hipotéticamente un fuerte barrera de unión dermo-subcuticular de la herniación.52 Un estudio reciente demostró que la celulitis respondió positivamente a una gel anticelulítico combinado con la exposición de la luz LED roja/NIR.52 Los tratamientos basados en la luz (láser y LED) también han demostrado que promueven el recrecimiento del pelo y aumentan la resistencia a la tracción del pelo.53 Estos efectos se cree que se deben a la dilatación de de los vasos sanguíneos y el aumento del suminis-

tro de sangre a los folículos pilosos.

Seguridad

La terapia LED es segura, no térmica, no tóxica y no invasiva, y hasta la fecha, no se han reportado efectos secundarios en la literatura publicada. La precaución debe enfatizarse en es-pecial en los pacientes epilépticos y con fotofobia especialmente si los LEDs son pulsados.

Conclusión

Ahora somos parte de una época emocionante en la que reacciones subcelulares comple-jas realmente pueden estar in!uidos favorablemente con la ayuda de so"sticados fotones balís-ticos los LED con"gurados para obtener resultados excelentes en una variedad de condiciones de la piel. Más segura que la luz del sol, esta nueva terapia de luz de bajo nivel permite el trata-miento de los pacientes sin dolor, sin tiempo de inactividad o de efectos secundarios. Sobre la base de los principios de la fotobiología sónica, los estudios cientí"cos y clínicos realizados hasta la fecha han mostrado resultados prometedores. El futuro parece no tener límites para la terapia del LED con métodos innovadores como la fotopro"laxis, la fotopreparación y la utilización de la fotoregulación doméstica aunque existen muchos desafíos por delante. La investigación futu-ra debe centrarse en la investigación de las vías de señalización celular especí"cas involucradas para entender mejor los mecanismos en juego, la búsqueda del umbral de activación celular de los cromóforos especí"cos, así como el estudio de su e"cacia en el tratamiento de una variedad de problemas cutáneos como una aplicación independiente y/o una modalidad de tratamiento complementario o como una de las mejores fuentes de luz en la TFD.


LEDs in dermatology, D. Barolet 237c

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