guía de estudio de la ciencia fundamental del láser/ interacción

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GUÍA DE ESTUDIO DE LA CIENCIA
FUNDAMENTAL DEL LÁSER/
INTERACCIÓN TISULAR,
SEGURIDAD LÁSER Y
PROCEDIMIENTOS COSMÉTICOS
EXÁMENES ESCRITOS
Edición 2013 para los profesionales no-médicos
(Enfermería y Técnicos Titulados)
Edición en Español, 2014
Dr. Hilario Robledo
Esta Guía de Estudio se Proporciona a Todos los Candidatos para
Obtener la Certificación que estén Calificados para Realizar los
Exámenes Escritos de la ABLS
© The American Board of Laser Surgery Inc., 2014. Todos los derechos reservados.
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(ABLS - American Board of Laser Surgery) y cualquier otro material didáctico de
estudio/libros proporcionados para los exámenes escritos en la Ciencia Fundamental del Láser/Interacción Tisular, Seguridad Láser y Procedimientos Cosméticos, se
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informativa y no se pretende como un consejo médico para cada paciente en particular, sus condiciones o tratamientos y no sustituye el examen médico y/o determinación independiente, tampoco reemplaza la necesidad de los servicios provistos
por los profesionales médicos. Los profesionales de la medicina deben realizar su
propia determinación antes de autorizar cualquier cambio en el curso del tratamiento. La ABLS no asume responsabilidad de ningún tipo en la utilización de sus
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resultado de las adiciones no autorizadas, supresiones o cambios de terceras partes
sin el expreso conocimiento de sus autores y de la ABLS.
Debido a que la tecnología, la ciencia, equipos y los procedimientos relacionados
con la utilización de los láseres, dispositivos basados en la luz y sus tratamientos
en las aplicaciones médicas están evolucionando rápidamente, por favor, informe
a la ABLS de las posibles inexactitudes o incorrecciones, de tal forma que la Junta
pueda revisar y hacer frente a los mismos en las futuras ediciones de la Guía de
Estudio y otros materiales de estudio que puedan ser proporcionados.
Gracias,
La Junta Americana de Cirugía Láser - American Board of Láser Surgery (ABLS).
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INTRODUCCIÓN
Propósito e Importancia de los Materiales de Estudio y su Relevancia
para 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, científicos 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 eficaz 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, competencias 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
satisficiera estas necesidades. De este modo, reconocieron que los láseres son instrumentos muy
sofisticados que requieren conocimientos especiales y experiencia para un uso seguro y eficaz
en la cirugía y otras terapias.
Esta necesidad sólo ha aumentado en las últimas dos décadas con la explosión del uso de láseres 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 utilizados 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 tomográficas.
Hay muchos tipos diferentes de láseres y de dispositivos basados en la luz de uso clínico, que difieren 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, fotopirólisis, 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 tradicionales que utilizan láser incluyendo la otorrinolaringología, cirugía de cabeza y cuello, oftalmología, cirugía general, ginecología, neurocirugía, gastroenterología, neumología, odonto© The American Board of Laser Surgery Inc., 2013. All Rights Reserved.
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 afines
con el fin 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 pacientes. 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 certificado de la Junta.
Importancia de la Certificación ABLS
La realidad es que los láseres y los dispositivos de luz son instrumentos peligrosos, sofisticados
que interactúan con el tejido en varios procesos biofísicos complejos. Cuando se usan incorrectamente, 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 cosméticos 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 capacitados 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 fin de ser utilizados para una máxima seguridad y eficacia. Por tanto, nuestra
certificación 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 Certificado 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 certificado de la Junta ha sido otorgado a más de 500 Diplomados en todo el mundo, incluyendo 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 organizaciones médicas. Sólo dos sociedades médicas principales o institutos que conocemos en la actualidad 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 escritos y orales necesarios para la certificación 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 Certificación
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 láseres y otros dispositivos basados en la luz trabajan para maximizar el éxito clínico y la seguridad
del paciente. Si esta certificación 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.
Certificación de Diplomado de la Junta para los Profesionales de la Estética Láser No Médicos
Un número creciente de candidatos para la certificación de la ABLS están practicando en una
o más especialidades cosméticas láser o basadas en la luz. La Junta reconoce que muchos practicantes cosméticos láser están preocupados acerca de la relevancia de la certificación para su
práctica clínica del día a día. Por ello, la Junta ha desarrollado una Certificación específica 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 certificación será de gran valor.
Para este certificado, 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 certificación de la preparación necesaria en la ciencia fundamental de láser, interacción bio-tisular, de ética y de seguridad 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 semiconductores (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 Certificación
Los materiales de estudio se componen de dos elementos principales, y están diseñados para terminar 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 médico, 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 (Laserterapia), 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 específicos de la Guía de Estudio ABLS y los materiales 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 practicante 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 Light: Procedures in Cosmetic Dermatology, que abordan las diversas especialidades cosméticas
esenciales realizadas más frecuentemente por los profesionales no médicos que incluyen la eliminación 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 tecnologías 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 interacción bio-tisular en estas áreas en particular. Los candidatos, sin embargo también deben revisar 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 firmemente 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
certificación!
Sinceramente,
Edward M. Zimmerman, M.D.
Dianne Quibell, M.D.
Warren B. Seiler III, M.D.
John C. Fisher, Sc.D.
Oficina Administrativa:
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CAPÍTULO UNO
Edward Zimmerman, M.D.
(adaptado por Hilario Robledo MD, PhD, ScD
para el ABLS)
Fundamentos de la Física Láser,
Óptica y Características de
Funcionamiento para el Clínico
© The American Board of Laser Surgery Inc., 2013. All Rights Reserved. - http://americanboardoflasersurgery.org
Fundamentos de la Física Láser
2
La Naturaleza de la Radiación
La palabra láser es un acrónimo compuesto de las primeras letras de las palabras Light
Amplification by Stimulated Emission of Radiation (amplificación de la luz por la emisión estimulada de la radiación). De estas, la más importante es la radiación. Las otras palabras describen el significado por el cual los láseres generan radiación. La radiación puede definirse 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 velocidad 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 electromagnético, la radiación mecánica requiere la presencia de un medio material para su transmisión. Sin embargo, el medio no tiene que moverse en su conjunto; sus partículas simplemente
oscilan elásticamente sobre posiciones fijas, 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 medios, usualmente con alguna atenuación y/o cambio de dirección. La radiación de partículas requiere 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 fijarnos 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 ondular, 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 reflexión, refracción, difracción, interferencia 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
3
XX, se vio en la necesidad de modificar la teoría ondular con el fin de hacer la descripción teórica 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, fluorescencia, fotoquímica y láseres.
La Teoría Ondular
Esta explicación de la radiación electromagnética describe como las ondas de los campos eléctricos (E) y de los campos magnéticos (H) se mueven a gran velocidad a través del espacio 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 habitual, 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 direcciones posibles, como los radios de una rueda. Reimpresión de Fisher JC. Basic laser physics and interaction
of laser light with soft tissue. In: Shapshay SM, ed. Endoscopic laser surgery handbook. New York: Marcel
Dekker, 1987:4.
4
Un campo eléctrico puede definirse 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 definirse 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 homogéneo 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, θ, 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 refracción. 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).
5
Los parámetros importantes de la teoría ondular de la radiación electromagnética son la
longitud de onda, λ,; la frecuencia, f; y la velocidad de propagación, v. Estos se relacionan por
una ecuación simple:
v=f λ
(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 frecuencia de la onda (el número de ciclos completos que pasan por un punto fijo 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 modificó la teoría ondular postulando que la energía transportada
por una onda electromagnética no puede ser dividida infinitamente en incrementos cada vez
más pequeños, sino que la energía se compone de pequeñas unidades indivisibles. Planck denominó 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
finita 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 determinado de energía asociada con cada fotón. Esta energía fotónica es proporcional a la frecuencia
de la ondícula equivalente:
e = hf = hc/λ
(1-4)
Figura 1-3. Se representa un rayo de luz como un flujo de fotones. Un fotón es un cuanto de energía radiante,
equivalente a una ondícula: un tren de ondas de longitud finita 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 soft tissue. In: Shapshay SM, ed. Endoscopic
laser surgery handbook. New York: Marcel Dekker, 1987:20.
6
En la Ecuación 1-4, ep es la energía fotónica, h es la constante de Planck (h = 6.626 x
10 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 inherentemente menos energética que la de onda corta y viceversa.
-34
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 final de las longitudes de onda muy cortas del espectro, están los
rayos cósmicos y al final de las longitudes de onda muy largas están las ondas de radio. Todo este
espectro se representa gráficamente en la Figura 1-4, en el que se trazan las Eacuaciones 1-3 y
1-4 en un gráfico logarítmico doble. Observe la banda muy estrecha que es el espectro visible
que podemos ver con nuestros ojos.
Figura 1-4. Gráfico 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 soft tissue. In: Shapshay SM, ed. Endoscopic laser surgery handbook.
New York: Marcel Dekker, 1987:18.
7
Fuentes de Radiación Electromagnética
La radiación electromagnética de longitudes de onda más larga que un milímetro se
genera de manera más eficiente 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 eficientemente 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 simplificar, 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]
[ENERGÍA] = [FUERZA] X [VELOCIDAD]2
o,
(1-5a)
(1-5b)
El científico 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 potencia 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 definirlo en términos de
8
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 partículas 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 distancias 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 número 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 difieren en masa, pero son idénticos en sus propiedades químicas.
do:
La Figura 1-5 muestra esquemáticamente un átomo hipotético con electrones orbitan-
9
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 configuración específica de los electrones en sus órbitas alrededor del núcleo. A esta configuración
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 principal, 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 específico de energía para ese electrón. 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 proporcional 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 influencias externas, normalmente estará en lo que se llama
el estado fundamental, que corresponde al nivel más bajo posible de la energía. Puede elevarse
10
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 excitado. Los estados excitados no persisten indefinidamente: 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 Δe 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 láseres3. Su predicción fue 43 años antes de que el primer láser funcionante fuese construido por
Theodore 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 ondícula idéntica volviendo a su estado no excitado. La ondícula emitida y la ondícula desencadenante 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 amplificación 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 estimulada.
Figura 1-6a. El átomo de la figura 1-5 se representa esquemáticamente en un estado excitado, 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 espontáneamente una ondícula de luz. Debe tenerse en cuenta que esta ondícula tiene una frecuencia 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).
11
12
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 estimulante (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 específico 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 electrónicos 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
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libres, que difiere 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 espejos 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 reflectancia 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 consumen 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 excitarán 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
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radiación láser emitida según la Ecuación 1-8. Cuando comienza el bombeo, los primeros individuos excitados, hará que esta transición láser y espontáneamente emita ondículas de la longitud 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 reflexión 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 fluye 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 calentado 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 reflejados hacia atrás y adelante muchas veces a través del medio activo entre
los espejos. La intensidad de estos rayos reflejados se verá disminuido por la absorción en individuos no excitados de una manera exponencial con la distancia. Sin embargo, si los rayos axiales
reflejados 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 amplificación de los rayos reflejados 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 medio 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 rápidamente 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 finita 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© The American Board of Laser Surgery Inc., 2013. All Rights Reserved.
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rior, y finalmente 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 eficaz de energía para el bombeo de un medio
láser. Esto es así porque, a cualquier temperatura finita entre cero absoluto y el infinito, siempre
habrá más individuos en los niveles de energía más bajos que en los superiores, con la gran mayoría 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 energía 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 población. En el cero absoluto, todos los individuos estarían en el nivel basal, y a temperatura infinita,
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 reflejadas 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 amplificarán 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 trenes 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 significa que la intensidad de las ondas E, hacia
delante y hacia atrás, debe ser cero como la superficie de cada espejo. Un poco de reflexión revelará 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 superficie de los espejos, y ξ 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 ξ 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, ξ = 2.000.000.
Las longitudes de onda descritas por la Ecuación 1-11 se conocen como los modos longitudinales del resonador. La naturaleza selectiva de la frecuencia de la cavidad óptica limita el
número de longitudes de onda que se pueden amplificar, y la ganancia (amplificación) del medio
de láser selecciona sólo algunos de estos modos longitudinales que pueden amplificarse 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
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que se ensanchan en bandas de energía por la influencia 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 reflejados 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 transmite 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 externa. Tenga en cuenta que la curvatura envolvente de los rayos reflejados 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 soft 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 embargo, el fenómeno de difracción, que produce que cada punto del frente de la onda de avance
17
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 infinita. En un láser ideal, con espejos esféricos perfectamente alineados de reflectividad uniforme, la distribución radial más simple de densidad de
potencia a través del haz será el perfil 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 electromagnético 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 gaussiana, 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 diametrales contendrán tales crestas y valles. El perfil 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 superficie 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 perfil de la intensidad
si el eje del haz está en la dirección z. Un caso especial es el modo TEM*01 que designa un perfil
similar al de un cráter volcánico simétrico.
Los modos de orden superior rara vez son deseables en los láseres quirúrgicos, la mayoría de los cuales producen una aproximación bastante buena de la gaussiana o perfil 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 perfil de la densidad de potencia de
un haz gaussiano en cualquier plano que pasa por el eje del haz, vemos que la densidad de potencia 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 finito que abarque toda la luz desde el láser. Sin
embargo, el perfil 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 identificación 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 definición matemática 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 eficaz, 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 centrado en el plano focal es,
18
(1-13)
donde f es la longitud focal de la lente, π = 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 todos 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 izquierdo) y viajan a la derecha a la velocidad de la luz c. La colimación significa 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.
19
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 interaction of laser light with soft tissue. In: Shapshay SM, ed. Endoscopic laser surgery handbook. New York:
Marcel Dekker, 1987:72.
Monocromaticidad
La monocromaticidad significa 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 pequeña 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 continua) 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 continua (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 problemas 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 pulsado 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 pulsado, 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.
20
Modo de Bloqueo
El modo de bloqueo es un método de acortar la avalancha de ondículas, reflejadas 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 espaciadas 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 inversión 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 resonancia, 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 coherente alguna del resonador excepto cuando se activa un interruptor electro óptico. La luz entonces 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
flujo 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.
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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 significante 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 cristal a valores destructivos. Por lo tanto, el láser debe funcionar en modo pulsado para permitir el
tiempo suficiente para el enfriamiento del cristal entre los disparos.
Neodimio: Láser de Vidrio
Consideraciones similares restringen al láser de Nd:vidrio para el funcionamiento pulsado, en particular por la baja conductividad térmica del vidrio. Sin embargo, la energía y el umbral 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
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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 descompone 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 sistemas de energía de dos niveles, incluso para una salida pulsada, debería igualar la potencia de
salida deseada dividida por la eficiencia del proceso de bombeo pulsado. Para esta molécula no
hay un nivel láser superior metaestable, de tal forma que la no acumulación de dímeros excitados puede ocurrir a bajas potencias de bombeo para que puedan ser liberadas súbitamente en
un pulso gigante de potencia radiante. La eficiencia 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 eficencia 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 dificultoso por razones de tamaño,
enfriamiento, etc., por lo que los excímeros están confinados 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 eficiciencia 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. Cosecuentemente, 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 interrumpe 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 coeficiente de absorción por el tejido aproximadamente 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
23
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 menor 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 oftálmicas)
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 superficiales, discretas y lesiones pigmentadas, debido a la eficiencia de KTP más
alta, una mayor fiabilidad 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 fluoruro
de xenón (XeF). Acortando la duración de pulso a nanosegundos (conmutación Q / Q-switching) 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
finas. 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 eficiente a través de fibras 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, atraumática (aunque proporcionan poca hemostasia, ya que causa una acumulación mínima de calor
en el tejido adyacente en la incición) si hubiera disponibilidad de fibras 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 longitudes de onda han ganado popularidad para la restauración cutánea ablativa “fraccional” incluyendo al CO2, Er:YAG y Er:YSGG. Se utiliza un láser de Er-Glass de 1.540 nm para el rejuveneci© The American Board of Laser Surgery Inc., 2013. All Rights Reserved.
24
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 cicatrices. 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 modificación 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 superficie 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 flujo 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 soft tissue. In: Shapshay SM,
ed. Endoscopic laser surgery handbook. New York: Marcel Dekker, 1987:51.
25
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 focal del alojamiento elíptico que tiene una superficie altamente reflectiva, 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 final de los cristales se muestran cortados en el ángulo
de Brewster para minimizar la reflexión de la cara del extremo. Esto se puede lograr también con extremos
cuadrados por medio de capas anti reflectantes.
Reimpresión de Fisher JC. Basic laser physics and interaction of laser light with soft tissue. In: Shapshay SM,
ed. Endoscopic laser surgery handbook. New York: Marcel Dekker, 1987:49.
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 pequeño para el conjunto del láser que con un sistema de flujo 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 considerablemente más largo.
Con el creciente énfasis de los procedimientos endoscópicos en ginecología, cirugía general y en los procedimientos en la cirugía cosmética que se realizan en la consulta, puede esperarse que los láseres cuyas longitudes de onda sean fibro-transmisibles y/o aquellos cuyas longitudes de onda láser de tubos puedan reducirse para que quepan dentro de una pieza de mano,
lo que elimina la necesidad de una fibra 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 quirúrgico óptimo en todas las situaciones.
(Tablas 1-2 en las páginas siguientes)
26
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30
Referencias
1. Maxwell JC. A dynamic theory of the electromagnetic field. Royal Society of England, 1864.
2. Bohr N. On the constitution of atoms and molecules. Philos Mag 1913; 26:1.
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Weber, Mi, ed. Handbook of laser science and technology, vols I and II. Boca Raton, FL: CRC
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CAPÍTULO DOS
Warren B. Seiler HI, M.D.
Maged Rizkallah, M.D.
Peter S. Vitruk, Ph.D.
para el ABLS)
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 flexible 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 continua de potencia radiante, o incluso millones de vatios de algunos láseres pulsados. Debe ser
relativamente eficiente, 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 eficiente a través del dispositivo más flexible y conveniente de todos: una fibra 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
fibra óptica que se pone en contacto con el tejido. Cuando se utiliza un láser en combinación con
un microscopio quirúrgico, colposcopio, u oftalmoscopio, 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 fibra óptica de cuarzo. Es un monofilamento 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 cuarzo.
Las fibras 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 revestimiento de la fibra para permitir la transmisión de gas o líquido para la refrigeración de la fibra y
de sus dispositivos de terminación. Tanto el revestimiento y la envoltura pueden estar hechas de
materiales poliméricos adecuados. Las fibras diseñadas para su uso en el interior de las arterias
obstruidas por lo general se ha omitido la vaina, con el fin de reducir al mínimo el diámetro
exterior total.
3
Una de las mejores combinaciones de materiales para las fibras quirúrgicas es un núcleo
de cuarzo de alta pureza y un revestimiento de la co-polímero de tetrafluoroetileno-hexafluoropropileno conocido por el nombre comercial de Teflón 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 científicos están trabajando en el desarrollo de más sistemas de entrega. Por
ejemplo, un equipo de científicos dirigido por John Badding, profesor de química en la Universidad Estatal de Pensilvania, ha desarrollado la primera fibra óptica hecha con un núcleo de
seleniuro de zinc, un compuesto de color amarillo claro que se puede utilizar como un semiconductor. La nueva clase de fibra óptica, que permite una manipulación más eficaz 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 fibra óptica mostrando el núcleo (core) y revestimiento (cladding).
Los rayos del haz de luz láser que entran en el extremo proximal de la fibra dentro del ángulo de aceptación
(a) serán totalmente reflejados internamente en cada incidencia de la interfaz núcleo-revestimiento. En cualquier plano que contenga el eje de la fibra (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 reflexión 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 fibra 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 fibra, 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 fibra se atenuarán por
las curvas a lo largo de la longitud de la fibra. Nótese que n0<n1<n2.
La Figura 2-1 muestra esquemáticamente una sección longitudinal en su plano axial
de una fibra óptica cilíndrica con un revestimiento fino enlazado próximamente al núcleo. El
diámetro del núcleo en las fibras 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 núcleo. 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 fibra serán reflejados 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 fibra, defininido por:
sin a = (n22 - n12) 1/2/n0
Ecuación 2-1
Un rayo de luz que choca en la interfaz núcleo-revestimiento será totalmente reflejado
4
en cada choque y finalmente emerge por el extremo distal de la fibra 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 fibra sea recta en
toda su longitud.
Si la fibra 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 revestimiento en las curvas. Aún con una fibra 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 reflexión 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 superficie 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 fibra revestida variará con la longitud de
onda.
Otra causa de atenuación en las fibras 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 transmisión de una haz de láser. En general, los rayos que entran e el extremo proximal de la fibra
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 fibra, 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 fibra, 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
fibras a láseres quirúrgicos para que confinen 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 fibras quirúrgicas sea de 30º o más.
A través del rango comprendido entre los 300 nm hasta los 1.200 nm, la transmisión de
las fibras 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 fibras
de cuarzo, aún con revestimiento de aire (fibras desnudas) tienen una inaceptable alta atenuación de la luz transmitida. Ya que la cirugía precisa puede realizarse con un láser de dióxido
5
de carbono (longitud de onda de 10.600 nm), se han realizado intentos en varios países para
desarrollar una fibra óptica adecuada que transmita esta longitud de onda. Hasta la fecha, se
ha fracasado en la producción comercial de fibras que tengan los parámetros requeridos de un
pequeño diámetro, una atenuación aceptablemente baja, un radio de curvatura pequeño, largas,
flexibles, 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 fibras flexibles 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 “fibra” Ominguide es una guía de onda hueca, no una fibra de núcleo sólido).
En el año 2009, Samuel R. Browed y cols. describieron su experiencia personal inicial
con un sistema de fibra de láser de CO2 en la cirugía del pinzamiento de la médula espinal. Utilizaron una fibra flexible para conducir la energía de un láser de CO2 para realizar una disección
microneuroquirúrgica exacta. Describieron la Beam-Path-Neurofiber como una fibra de núcleo
hueco con un recubrimiento de espejo dieléctrico.
LuxarCare Corporation fabrica una fibra de guía de onda hueca flexible diseñada como
un único recubrimiento dieléctrico anti-reflectante sobre una única capa de metal altamente
reflectante en el interior del tubo hueco flexible alargado. La superficie 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, Aachen, 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 fibra 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 fibra con el
sistema de lente que enfoca el haz láser incidente. El acoplamiento correcto de la fibra para el láser es crítico.
6
Limitaciones Físicas de las Fibras Ópticas
Incluso si se dispusiera de los materiales ideales para el núcleo y el revestimiento de las
fibras ópticas, que tengan cero de pérdida de absorción, sin dispersión, unos índices óptimos de
refracción, pequeños radios de curvatura sin fractura, resistencia a la flexión infinita y perfecta
compatibilidad con todos los tejidos vivos, todavía habría problemas inherentes asociados con
la transmisión de rayos láser a través de las fibras ópticas.
En primer lugar, incluso en una fibra recta, las reflexiones 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, θ, en la cara del extremo proximal. Este fenómeno tiene tres efectos: (1) destruye la coherencia espacial del haz; (2)
transpone los rayos de manera que el perfil 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 fibra.
Ninguno de los factores anteriores es crucial para la transmisión de haces de láser quirúrgico, 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 fibra.
La limitación más importante de las fibras ópticas para la cirugía es el límite superior de
la densidad de potencia transmisible a través de la fibra, fijado por el hecho de que a valores muy
altos de densidad de potencia el campo eléctrico de la onda de luz se vuelve lo suficientemente
fuerte como para ionizar los átomos del núcleo de la fibra, 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 circundante 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 superficie de área para incluir un volumen que exhibirá una rotura óptica a densidades 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 fibra óptica puede re-enfocarse
debido a que el índice de refracción del núcleo aumenta con los incrementos de la densidad de
potencia. Esto conduce finalmente al atrapamiento del haz de luz dentro del núcleo, en un filamento 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 suficientemente 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 fluencia
total entregada al tejido tratado 3.
7
Debido a que el cuarzo es un material piezoeléctrico (es decir, los campos eléctricos internos inducen tensiones de compresión y viceversa), puede ser dañado mecánicamente por la transmisión de densidades de energía radiante muy altas.
Para la mayoría de los propósitos quirúrgicos, las fibras 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 secuencia 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 fibra óptica. Para que el haz de luz láser pueda tener una transmisión
eficiente, la reflectancia 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 secuencia de espejos planos, posicionados de tal forma que reflejen 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 reflectancia de cada espejo es R y el número de espejos es nm, la relación de la
potencia radiante reflejada al final 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 reflectancia puede verse en esta ecuación. Si la reflectancia 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
8
embargo, si la reflectancia de cada espejo es de 0.99, la eficiencia transmitida alcanza un 93.2%.
La secuencia de los espejos puede ser fija permanentemente, como en los láseres utilizados en oftalmología, 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 transmisor 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 flecha 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 soft 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 transmisión 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 reflexivas 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 alineación 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 eficacia transmisora, el haz de luz se debe reflejar en el centro de los
espejos.
El extremo distal del brazo acaba en la pieza de mano con una lente focalizadora para
9
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 endoscopio tanto rígido como flexible: laparoscopio, broncoscopio, artroscopio, etc.). Estos aparatos 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 flexibilidad relativamente limitada cuando se compara con una fibra óptica.
Sus mayores ventajas son: una transmisión de alta eficacia 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 Reflexivas 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 superficie interna altamente pulida, o de una superficie 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-irregularidades superficiales sean mucho menores que la longitud de onda de la luz, tienen una reflectancia alta en el subespectro que va desde los ultravioletas medios a los infrarrojos medios, para
los rayos que normalmente inciden en la superficie. Su reflectancia se eleva hasta el 100% para
los rayos que que inciden en la superficie con una incidencia rasante (q - 90º). Los materiales
dieléctricos tienen una reflectancia baja para una incidencia normal ((q = 0º) en las superficies
pulidas, normalmente entre el 2% y el 8%, pero para incidencias rasantes, su reflectancia se
aproxima al 100%. Por lo tanto, un tubo metálico, cilíndrico, delgado, hueco o dieléctrico con
su superficie interna pulida puede transmitir un haz de luz con una eficacia 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 reflexiones rasantes de los rayos desde su superficie interna. El haz emergente en el extremo distal tendrá siempre 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 reflexiones rasantes de los rayos externos en el interior del tubo.
Esta divergencia está típicamente entre 4º y 10º.
10
Un tubo recto es el que tiene una eficiencia de transmisión más alta para un diseño dado.
Si está ligeramente curvado la eficiencia desciende bruscamente, porque el número de reflexiones internas aumenta para cada rayo y la reflexión 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 radio de la curvatura. En la guías ópticas huecas disponibles comercialmente (o guías ópticas huecas) las pérdidas pro flexión se controlan a menos del
10% de atenuación relativa a la orientación recta.
Para una geometría fija, 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 fibra óptica de la misma longitud y diámetro del núcleo. Desafortunadamente,
algunas compañías que ofrecen tubos como sistema
de transmisión, con el propósito de venta, se refieren a ellos como “fibras”. 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 “fibra óptica hueca” para
reflejar tanto de la naturaleza de núcleo hueco y alta
flexibilidad de este tipo de dispositivos.
Figura 2-5. Láser CO2 Luxar (Lumenis) Novapulse Modelo LX-20SP con una potencia de salida nominal de 20 vatios. El haz se transmite a
través de una guía hueca flexible, larga y delgada.
Cortesía de Luxar Corporation, Bohell, WA.
El líder en el desarrollo de fibras ópticas huecas ha sido Luxar. La única compañía que ofrece actualmente un láser quirúrgico de CO2 con una fibra
óptica hueca flexible de 1 m y 1.5 m de longitud, en
lugar de un brazo articulado para una gama más amplia de indicaciones aprobadas por la FDA es Luxarcare de Woodinville, WA. Luxar Corp patentes y tecnología ha sido adquirida y mejorada por una nueva
y diferente compañía: Luxarcare.
La Figura 2-5 muestra el láser de CO2 de Luxar modelo LX-20, con una capacidad de 20 vatios
de potencia de salida con su fibra óptica hueca que
termina en una pieza de mano para cirugía a mano alzada.
Un tubo ligero hueco, como una fibra óptica real, distorsionará el TEM del haz transmitido. 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.
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Instrumentos Finales para los Sistemas de Entrega de Luz Láser
En general, los instrumentos finales 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 finales básicos son de seis tipos: (1) el
extremo distal sencillo del sistema de entrega láser (fibra óptica o tubo hueco); (2) una pieza de
mano focalizada de un brazo articulado; (3) una sonda corta, portátil, adherida por un acoplador óptico al final del brazo articulado; (4) un micromanipulador para guiar y enfocar el haz
desde un brazo articulado; (5) una sonda al final de la fibra óptica conectable / desconectable
en contacto con el tejido; y (6) el extremo distal de una fibra óptica contorneada especialmente
para ser colocada en contacto con el tejido diana. Estos instrumentos finales se discutirán en las
secciones siguientes.
El Extremo Distal del Instrumento de Entrega
Habitualmente se utiliza una fibra 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 fibra esté pulida y sea perpendicular al eje del plano de la superficie, 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 fibra, sin ninguna distorsión local.
8QSDWUyQGHOX]UHÁHMDGDTXHQRHVFLUFXODUHVXQVLJQRGHLUUHJXODULGDGHQHOH[WUHPR
GLVWDOGHODÀEUD$GHPiVFXDQGRVHDXPHQWDODGLVWDQFLDHQWUHHOH[WUHPRGLVWDOGHODÀEUDGH
Figura 2-6. Diagrama esquemático donde se muestra una fibra óptica transmitiendo un haz de luz láser a
través de un plano perpendicular (A) con una cara plana en el extremo, y la misma fibra 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 reflejada que tendrá una geometría distorsionada y una intensidad irregular.
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ODVXSHUÀFLHUHÁHFWDQWHEODQFDHOSDWUyQUHÁHMDGRQRUPDOGHEHUtDVHUXQLIRUPHPHQWHPiVWpQXH
VLQRWURVFDPELRVHQODJHRPHWUtDTXHHOGHWHQHUXQPD\RUGLiPHWURFigura 2-6
Con frecuencia se utiliza el extremo distal cortado y pulido de una fibra óptica para entregar 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 superficie del
tejido diana simplemente moviendo el extremo de la fibra 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 fibra y el destino, y la densidad 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 fibra 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 fibra. El producto final 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 finalmente una incandescencia del carbón que terminará fundiendo la punta de la fibra óptica a temperaturas cercanas a los 1.750º C,
cambiando la forma de la punta a una masa esférica que prácticamente inutilizará la fibra para
continuar la intervención. Cuando esto sucede, se debe retirar la fibra óptica, volver a cortar y a
pulirla para utilizarla de nuevo.
Piezas de Mano Focalizadoras
En el pasado, este dispositivo ha sido utilizado casi exclusivamente con los láseres de CO2, habitualmente atornillada sobre el extremo distal del brazo articulado, como se muestra en la Figura 2-7.
Esta pieza de mano está normalmente disponible por el fabricante 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, montado 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 anodizado 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
Figura 2-7. Una pieza de mano focalizadora (corte, de rejuvenecimiento 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 superficie del objetivo.
Cortesía de Alma Laser US, Buffalo Grove IL.
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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 flexible se conecta a este
tubo para proporcionar un flujo de gas de dióxido de carbono a través de la cara distal de la lente, con el fin de enfriar la lente y mantenerla libre de flujo 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 flexible insertado en el extremo superior de la pieza de mano y emite un flujo de gas de CO2 para
evitar que el detritus tisular salpique en la superficie 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 fibra óptica, para entregar el haz láser sin contactar el objetivo quirúrgico
a una distancia de un centímetro o menos. Si el extremo final de esta sonda, toca realmente el
tejido, se puede formar un tapón de detritus en el orificio y que se carboniza rápidamente estropeando 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 alrededor 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 orificio 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 articulado típico.
Como en el ejemplo anterior Luxar Corporation ofreció este set bajo el nombre de Flexiguide, un dispositivo corto y flexible 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 eficiencia del 70%
por metro si la sonda está recta, o del 60% por metro si está curvada con un radio de 4 pulgadas.
14
La eficiencia 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 reutilizables y flexibles 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, Bothell, WA.
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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 significa 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 fija al extremo superior del micromanipulador por
un conector de rosca de paso fino y la unidad tiene tornillos de sujeción para fijarlo al microscopio quirúrgico.
Figura 2-15. Un micromanipulador moderno fabricado por Laser
Engeneering, Inc. Cortesía de Laser Engeneering, Inc., Milfors, MA,
USA.
16
Fibras Ópticas en Contacto con el Tejido
Ya que el haz emergente por el extremo distal de una fibra óptica es divergente con un
ángulo de 5-15º, tiene la densidad de potencia máxima en el centro de la cara distal. Esta divergencia 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 fibra, es necesario aplicar una densidad de potencia por encima del umbral de un
valor que depende del coeficiente 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
reflexión 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 fibra óptica cuyo extremo
distal no toca normalmente el tejido, tenga una densidad de potencia lo suficientemente 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 fibra
óptica debería estar focalizado a un pequeño spot (diámetro de la luz láser), se puede poner
en contacto la fibra con el tejido o se pueden tomar todas las medidas mencionadas anteriormente. Poniendo en contacto la fibra con el tejido, se eliminan los problemas de reflexión de la
superficie tisular que sucede en la longitud de onda de un neodimio:YAG en las fibras 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
fibra óptica, esta se puede afilar 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 fibra óptica de cuarzo con un extremo distal íntegramente cónico.
Sin embargo, cuando el extremo distal de la fibra está en contacto con el tejido, la descomposición 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 zafiro en el extremo distal de
17
la fibra para enfocar el haz, porque el zafiro se funde a 2500º C. Además el índice de refracción
del zafiro a 1.064 nm es de 1.75, mientras que el cuarzo a esta longitud de onda es sólo alrededor 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 zafiro es un mejor material
refractante que el cuarzo.
La figura 2-17 muestra esquemáticamente cómo el cono de la aguja actúa como un embudo óptico para concentrar los rayos láser en la punta, aunque algunos de ellos escapan de la
superficie 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 zafiro al tejido. Por lo
tanto, una fibra 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 conificado que tenga un diámetro de punta de 1,15 mm.
Figura 2-17. Dibujo esquemático del corte de una punta cónica de zafiro, accesoria de la fibra óptica de
cuarzo en el extremo distal. Nótese como como la forma afilada 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 algunos de los rayos proximales a la punta, escapan de la superficie 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 fibra de cuarzo en el zafiro, 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 afilado muestran
una divergencia rápida, como el radio de una esfera, reduciéndose la densidad de potencia en
distancias cortas entre el zafiro y la interfaz tisular. Si el radio de la punta distal afilada es de
0,075 mm, la densidad de potencia justo a 1 mm de distancia de la punta tiene una caída alrededor 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
18
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 radiante total. Estos diversos estilos del zafiro pueden producir efectos tisulares que van desde la
coagulación de la punta roma a la incisión aguda de la punta afilada, en niveles de potencia total
del 20% al 40% de aquellos requeridos por una fibra que no contacta para producir los mismos
efectos histológicos.
La punta de zafiro afilada corta en gran
parte los tejidos blandos en virtud a la ebullición rápida y la formación de vapor en el
agua intra y extracelular. Este es el mismo mecanismo por el cual el láser de CO2 vaporiza
el tejido. Sin embargo, la densidad de potencia que se necesita en la punta del zafiro 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 significante del extremo distal
de la punta de zafiro, ya que el zafiro tiene una
absorción apreciable a 1.064 nm. Se han medido temperaturas de 350º C en el extremo
distal de las puntas de zafiro mientras irradian
de forma contínua en contacto con el tejido.
Por tanto, parte del efecto de vaporización
producido por las puntas de zafiro es causado
por conductividad térmica del calor desde la
punta al tejido.
Figura 2-18. Comparación esquemática de puntas de
zafiro de diversas geometrías, en términos de densidad
de potencia y de divergencia del haz. Nótese que la densidad de potencia distal y la divergencia del haz, son
mayores para las formas cónicas de radio y ángulo más
pequeños.
No obstante, la ablación por conductividad térmica del tejido es imprecisa a menos
que se controle la temperatura del ablador, y
no muy eficaz a menos que la temperatura de
la punta esté muy por encima de la temperatura 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 zafiro (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 extremo distal de la fibra. Una vez que ha sucedido esto, aún cuando la punta no se haya fundido,
la estructura monocristalina del zafiro se convierte en una estructura policristalina que adquiere
una absorción y dispersión mayor, de tal forma que es inservible para seguir realizando un procedimiento quirúrgico.
Este calentamiento casual del tejido por conductividad térmica desde la punta caliente
del zafiro se puede concentrar y controlar mediante la aplicación de una cubierta cerámica a la
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superficie 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 sperficie 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 zafiro 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 zafiro. Para aquellos que aprenden la técnica adecuada, la cirugía láser
de contacto puede ser una experiencia gratificante, pero no es para todo el mundo.
La manera en la que el haz entra en la punta de zafiro es importante. El buen acoplamiento óptico puede mejorarse mediante la aplicación de un revestimiento anti-reflectante en el
extremo proximal de la punta, cuya superficie debe estar plana y pulida, como el extremo distal
de la fibra. La reflexión de la luz láser en el acoplamiento de la fibra con la punta pueden provocar 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 fibra de cuarzo y la cubierta externa protectora, emergiendo este flujo
sobre la superficie de la punta de zafiro.
Por último, debe observarse que los últimos milímetros de la punta de zafiro que está
afilada cónicamente se pueden tratar químicamente con ácido para escarchar esta superficie,
permitiendo que se escapen más rayos de luz láser fuera de la punta para lograr una mayor hemostasia durante el corte.
Fibras de Cuarzo Esculpidas
Debido al alto coste y a la vida media limitada de las puntas de zafiro para la cirugía
láser mediante neodimio:YAG, se ha desarrollado la técnica de esculpir los extremos distales de
las mismas fibras de cuarzo. En principio, las dos extremidades, zafiro 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 fibra. La punta de cuarzo tiene la ventaja de ser menos
cara que la punta de zafiro acoplada en la superficie plana de la fibra de cuarzo, cuesta aproximadamente 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
zafiro. 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 permitir un corte tisular más rápido por un haz de luz láser.
20
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Verdaasdonk RM, Cross FW, Borst C: Physical properties of sapphire fibretips for laser angioplasty. Lasers Med Sci 1987; 2:183.
CAPÍTULO TRES
para el ABLS)
Biofísica Láser, Interacción Tisular,
Densidad de Potencia y
Restauración de la Piel Humana:
Fundamentos Esenciales en
Dermatología Láser y en los
Procedimientos 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 fin de no distraer al aspirante a la certificación, sino que también permiten el crecimiento de los médicos más avanzados.
Los novatos, así como aquellos lectores más sofisticados que han estudiado atentamente
algunos de los artículos cada vez más abundantes sobre la restauración cutánea y de la dermatología, pueden encontrar discrepancias aparentes entre lo que se presenta aquí y los resultados de
las publicaciones fragmentadas, experimentos realizados por investigadores que están supuestamente 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 discutirlas. 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 edificio 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 científico médico que fue mentor de muchos médicos 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 beneficio de los futuros miembros del ABLS y de sus pacientes.
3
A. PRINCIPIOS FISIOLÓGICOS BÁSICOS DE LA RESTAURACIÓN DE LA PIEL HUMANA
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 fisiológicos que causan la regeneración de la piel después 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 moderada, inicia una cascada de respuestas de cicatrización en la dermis reticular, probablemente
la inducción de aumento de la replicación de los fibroblastos, la producción aumentada de colágeno, y la regeneración de las capas cutáneas externas con una textura significativamente más
firme 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 tratamientos descritos anteriormente no implican un aumento significativo 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) separada 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 firme, los agentes químicos 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 excesivo durante periodos prolongados en el rejuvenecimiento con láser de la piel es perjudicial e
indeseable. Puede inducir a la cicatrización hipertrófica.
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 específicos:
(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 regeneración 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
4
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
superficie 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 ebullición, mantiene la temperatura del tejido que absorbe la luz láser a un valor constante determinado por la presión atmosférica en la superficie. 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 carbono libre, 3000º C. El carbono es el producto final 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 practicantes 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 rejuvenecimiento 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 destrucción 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 determinado 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 orgánicas complejas por la energía fotónica de la luz en todas las longitudes de onda más cortas
5
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 eyectados 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 suficientemente 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 enlaces 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 irradiada. Cuando la energía irradiada a 193 nm se entrega en pulsos cortos, la fluencia (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 energía 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 destructivo sobre el tejido se llama fotopirólisis: la necrosis inducida térmicamente. Como norma
muy general, la fotopirólisis significativa 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 extracelular 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 instrumentos 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 densidad 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 directamente 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 temperatura de ebullición. Para las longitudes de onda en las que también hay una dispersión significativa 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.
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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 plasma, 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 millones de vatios/cm2. A tales intensidades, el campo eléctrico de la onda de luz es lo suficientemente
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 conversión 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 encuentran en este rango son los excímeros, fluoruro 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 fotónica 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 fotoquimiólisis 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 vibraciones y las rotaciones moleculares.
Los láseres de pulso ultra corto que se utilizan para producir fotoplasmólisis (principalmente 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 principales tipo de láseres en la medicina destruyen el tejido vivo. Es importante que los médicos
7
entiendan como los láseres que utilizan interactúan con el tejido vivo y trabajan para ablacionarlo.
b. Propiedades Únicas de la Luz Láser: Definición 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 realidad, 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 manifiesta 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 definirse como una fuente de energía 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 Amplificación 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 superficie del tejido vivo, se producen cuatro
fenómenos ópticos fundamentales. Estos pueden ser cuantificados en términos de la intensidad
por unidad de superficie (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) Reflexión y retrodispersión del haz por la superficie de la primera incidencia
2) Transmisión en, o a través, del tejido
3) Dispersión en el interior y tal vez fuera del tejido
4) Absorción por el tejido entre los puntos de dispersión
La reflexión se mide en términos de reflectancia: relación entre la intensidad de la fracción reflejada de un rayo de luz con la intensidad del rayo de luz incidente. La reflectancia 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 reflectancia depende tanto de
la longitud de onda como de la pigmentación de los tejidos.
La Figura 3-1 muestra un gráfico de la reflectancia 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 pronunciadas entre la luz y la piel oscura en este mismo rango del espectro. En general, la reflectancia de todos los tejidos vivos en incidencia normal mostrará variaciones pronunciadas dentro
8
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 reflectancia es “daltónica”.
Figura 3-1. Variación de la reflectancia 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 reflectancia es
baja, constante, e independiente de la longitud de onda. Reimpresión de Fisher IC. Basic laser physics and
interaction of laser light with soft tissue. In: Shapshay SM, ed. Endoscopic laser surgery handbook. New
York: Marcel Dekker, 1987:94.
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 define
como un cambio en la dirección de un rayo de luz sin un cambio en su longitud de onda. La
absorción se define 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 reflexión 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, esquemáticamente, un rayo de luz láser que se refleja parcialmente de la superficie 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 refleja totalmente la radiación en su primera
superficie. En particular, estamos interesados en los tejidos vivos.
9
La Figura 3-2 también muestra esquemáticamente la atenuación (disminución de la intensidad) 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 = poε -Az
[POTENCIA]/[ÁREA]
En la Ecuación (3-1) pz es la densidad de potencia del rayo a alguna profundidad z bajo
la primera superficie. po es la densidad de potencia justo debajo de la primera superficie (es
decir, la densidad de potencia incidente, pi, menos la densidad de potencia reflejada, pr), ε es la
base de los logaritmos naturales (ε = 2.71828---), y A es el coeficiente de atenuación. Este coeficiente es la suma de dos partes:
(3-2)
A=a+s
donde a es el coeficiente de absorción y s es el coeficiente 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
científico francés Pierre Bouguer (1698-1758). Se describe a menudo erróneamente como la Ley
de Beer, que en realidad indica que el coeficiente 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, Δz, de avance. Las cifras
representan una dispersión en puercoespín, omnidireccional.
Reimpresión de Fisher, J.C., Qualitative and quantitative tissular effects of light from important surgical lasers: optimal surgical principles. In: Wright, VC. and Fisher, JC., eds. Laser surgery in gynecology: a clinical
guide. Philadelphia: W. B. Saunders, 1993: 65.
10
11
Los valores de a (coeficiente de absorción) y de s (coeficiente de dispersión) en la Ecuación 3-2 son funciones de la longitud de onda de la luz y de las características del tejido. Afirmamos aquí un hecho importante: la idoneidad de un láser en particular para un procedimiento
quirúrgico específico 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 (fibra óptica o brazo articulado), 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 definir una profundidad de extinción, es decir, una profundidad a la que la intensidad residual es una fracción específica de la
densidad de potencia en la superficie del tejido. La definiremos 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 superficie:
(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
Definimos la profundidad de penetración como la distancia desde la primera superficie a
lo largo del eje del haz de láser en el que el haz todavía tiene suficiente 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 propiedades del tejido, sino también de la densidad de potencia del haz láser en la primera superficie del
tejido. Por ejemplo, un láser de dióxido de carbono tiene una profundidad de extinción de 0.06
mm en el agua histológica. A esta profundidad, tiene un 1% de su densidad de energía original.
Si queremos que tenga una profundidad de penetración de 0.06 mm, definido en términos de
capacidad para hervir el agua, tenemos que tener una densidad de potencia de en la superficie
de 1.000 W/cm2 ya que entonces tendrá 10 W/cm2 a esa profundidad, o lo suficiente 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 suficiente 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)
12
d. Idoneidad de un Láser para una Aplicación Quirúrgica en Particular
Como se dijo anteriormente, la idoneidad de los tipos de láseres termolíticos se determina por las magnitudes absolutas y relativas de los coeficientes 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
específico puede estar influenciada por factores secundarios, tales como la transmisibilidad de
su haz de luz a través de fibra 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 científicamente, sólo los coeficientes 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 fotoplasmólisis. Sin embargo, en el uso de láseres para el rejuvenecimiento de la piel, la fototermólisis 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 Effectively (en algunas ocasiones se
pueden utilizar con eficacia); y WYDSCHY, What You Don’t See Can Hurt You (lo que no ve
puede lesionar). Estas categorías se definen como sigue:
(longitudes de onda 193 nm, 248 nm y > 2.500 nm)
WYSIWYG:
a > 100/cm; a/s > 10
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 mínimo al tejido adyacente. Por lo general, son pobres coaguladores. Ejemplos son el CO2 a 10.600
13
nm, Holmio:YAG a 2.100 nm, y el fluoruro 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 infrarrojo 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 clasificación 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 clasificación).
Los láseres WYDSCHY son muy adecuadas para provocar necrosis térmica para la coagulación 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 sobresaliente 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 dispersos 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. Coeficientes 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 xantofila, especialmente importante 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 final 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 coeficiente 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 melanocíticas sin daño significativo 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 coeficientes de absorción para la melanina, oxihemoglobina
(HbO2) y la deoxihemoglobina (Hb) en soluciones acuosas, de los 400 a los 1.100 nm. La concentración 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 soft tissue. In: Shapshay SM. ed. Endoscopic laserI surgery handbook. New York: Marcel
Dekker, 1987:101.
14
15
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
insignificante 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 medio de dispersión. La sangre es un buen ejemplo. La Figura 3-4 muestra la variación espectral del
coeficiente de absorción para el agua, la solución salina normal en el cuerpo humano contiene
sólo cloruro sódico al 0.9%, pero su coeficiente de absorción no es significativamente diferente
al del agua en el espectro de los 200 a los 10.000 nm. Tenga en cuenta que el coeficiente de absorción 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 coeficiente 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 fisiológica es un importante
absorbente de la radiación en el tejido vivo de 2 a 11 micrómetros. El coeficiente 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 absorption by water, Wikipedia, 2012.
16
El agua es un absorbente muy beneficioso para la luz láser en el cuerpo humano, ya
que hierve a una temperatura constante que sólo depende de la presión en su superficie. 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 superficie 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, independientemente 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, xantofila y bilirrubina. A longitudes de onda más corta que 319 nanómetros, las moléculas orgánicas complejas de muchas variedades son absorbentes significantes: 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 figuras 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 longitud 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.
17
(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 definir 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 reflexión 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 reflexión 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 omnidireccional 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 coeficiente 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 aproximadamente 50/cm para los tipos de tejido en el cuerpo humano, en el rango de los 10.000 a los 100
nm.
Los coeficientes 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 coeficientes 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 refracción 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 reflexión difusa y la refracción en las interfaces histológicos en el cambio de la dirección de los rayos de luz.
3. La dispersión es más significativo en relación a la absorción en el intervalo de longitudes 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.
18
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
flujo radiante aleatoriamente difuso (randomly diffused radiant flux - 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 vaporización 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 insignificante comparado con la absorción, el haz láser permanece colimado dentro del medio y
disminuye su intensidad según aumenta la profundidad bajo la primera superficie. 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 estrecha, en un volumen circundante de tejido irradiado.
2. CARACTERÍSTICAS DE UN LÁSER TERMOLÍTICO IDEAL PARA LA RESTAURACIÓN CUTÁNEA
El láser ideal para la restauración cutánea láser debe tener las siguientes propiedades:
1. El láser debe ser acolor: sus efectos en el tejido cutáneo son independientes de la pigmentación de la piel.
2. Debe ser un láser WYSIWYG y su coeficiente 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 suficiente 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 forma que se obtenga una ablación uniforme en profundidad en cada exposición y en las exposiciones sucesivas sin superposición entre ellas.
19
8. La pieza de mano utilizada para la entrega del haz a la superficie 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 superficie de la epidermis
cuando el extremo distal del distanciador toque la piel.
Actualmente los dos únicos láseres termolíticos que cumplen la mayoría de estos requisitos son: el dióxido de carbono y el erbio:YAG.
3. ABLACIÓN DEL TEJIDO BLANDO POR UN LÁSER WYSIWYG APTO PARA LA RESTAURACIÓN CUTÁNEA
a. ASPECTOS FUNDAMENTALES DE LA DENSIDAD DE POTENCIA
(1) Importancia de la Densidad de Potencia: La densidad de potencia es un parámetro de funcionamiento tan importante de un láser quirúrgico que debe entenderse por el cirujano con el
fin de hacer la cirugía con láser de forma segura y eficaz. 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 definiciones de estas entidades básicas. El perfil 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 perfil es
preferible debido a que puede ser enfocado al diámetro efectivo más pequeño sobre el objetivo.
(2) Definición: La densidad de potencia se define 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 superficie 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 Eficaz del Haz: Para los rayos de luz láser transmitidos a través de
una fibra óptica de cuarzo delgada, hay un método fácil para estimar el diámetro eficaz el haz
donde emerge desde el extremo distal de la fibra. El haz de láser que emerge del láser en sí siempre es de un diámetro mayor que el del núcleo de la fibra, 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
significa que casi toda la potencia del haz se transmite a través de la fibra, a excepción de una
pequeña cantidad que se pierde debido a la reflexión de primera superficie. Para simplificar,
podemos suponer que el 100% de la potencia total del haz entra en la fibra, dejando de lado la
reflexión de un la 4% de los dieléctricos de incidencia casi normal de los rayos.
Las reflexiones repetidas internas totales de los rayos en la interfaz del núcleo y en el revestimiento a medida que viajan al extremo distal causa la transposición de los rayos, la pérdida
de coherencia espacial, y un aplanamiento del perfil 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© The American Board of Laser Surgery Inc., 2013. All Rights Reserved.
20
dir la potencia total del haz por el área de sección transversal de el núcleo de la fibra:
(3-4)
ó
Pa = 4Po / πde2
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 fibra. 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 fibra óptica con un haz de láser que emerge de su extremo distal. El haz se desviará con un ángulo comprendido entre 5º y 15º. Esta divergencia permite al operador variar la densidad de potencia por el movimiento del extremo distal
de la fibra hacia o lejos del objetivo. Una distancia de funcionamiento típica de una fibra 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 superficie del tejido. Aunque el haz guía de He-Ne no tiene
siempre la misma divergencia que la del láser quirúrgico, la aproximación es lo suficientemente
buena para estimar la densidad de potencia en el objetivo.
Figura 3-5. Diagrama esquemático de una fibra óptica con un haz láser divergente que sale de su extremo distal. El haz entra en el extremo proximal de la fibra 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 fibra.
(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 coeficiente 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 coeficiente 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
coeficiente 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 soft tissue. In: Shapshay SM, ed. Endoscopic laser surgery handbook. New
York: Marcel Dekker, 1987: Fig. 29, p. 109.
21
22
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 fibro-transmisible, utilizar una fibra con un núcleo de pequeño
diámetro: 0.2 mm.
3. Afilar el extremo distal de la fibra de entrega a un cono delgado de radio pequeño
en la punta, con el fin de producir un embudo óptico que concentre el haz y lo enfoca 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 zafiro en el extremo distal para contacto
con el tejido en la fibra 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 funcionamiento 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 absorbe mal es un medio ineficaz de ablación del tejido blando, porque la mayoría de la potencia
del haz se desperdicia por la dispersión y/o bajo coeficiente de absorción. Sin embargo, en situaciones donde la entrega mediante una fibra 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 perfil 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 infinita desde el eje. La Figura 3-7 muestra el perfil gaussiano
del haz láser en un plano transversal que pasa a través del eje del haz. El perfil de la Figura 3-7
se describe matemáticamente por la ecuación,
(3-6)
pr = pe ε -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 eficaz del haz, y ε es la base natural de los logaritmos. 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
23
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 superficie 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 fluye a través del círculo eficaz, 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 eficaz, 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 perfil gaussiano (TEM00) es preferible para las aplicaciones incisionales donde un diámetro focal pequeño de un haz láser focalizado es deseable debido a que proporciona el diámetro focal mínimo posible en el plano focal.
(3-8)
de = 4 F λ/π D
[LONGITUD]
donde F es la longitud focal de la lente, λ 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 perfil (TEM) de densidad de potencia producirá un diámetro eficaz
mayor. Cabe señalar, sin embargo, que el perfil 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 siguiente 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 fin de evitar crestas no vaporizadas de la piel. El
contorno de la superficie por debajo del tejido extirpado depende críticamente del grado de
solapamiento.
Figura 3-7. Perfil 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 eficaz, de,
del haz es aquel en el que la densidad de potencia es del 13,53% (1/ε2) de su valor en el eje.
Con un círculo coaxial de este diámetro, el haz
transmite un 86,35% de su energía radiante total. La densidad de potencia promedio en todo
el diámetro eficaz es del 43,17% del valor en el
eje.
24
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 superficial 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 produce por debajo de los 10 vatios/cm2. Si la densidad de energía es de 100 vatios/cm2, entonces el
efecto será el de vaporización del agua histológica y ablación del tejido blando con una necrosis
térmica mínima del tejido adyacente. Por debajo de los 10 vatios/cm2, el único efecto histológico
de un láser termolítico, CO2 o erbio:YAG, es una mezcla variante de pirólisis y vaporólisis.
El diámetro de ebullición de un haz láser de onda contínua será aquel en el que la densidad de energía tiene un valor igual a la intensidad del umbral para la ebullición. Dentro de un
círculo coaxial de este diámetro de un haz láser gausiano o casi gausiano se produce ablación
del tejido mediante fotovaporolisis. Fuera de este círculo, solamente ocurre un calentamiento
del tejido a temperaturas que están por debajo del punto de ebullición. Por lo que está claro que
para producir abalción con necrosis térmica mínima, la relación entre el diámetro de ebullición
y el diámetro eficaz 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 impacto del haz de un láser termolítico, es deseable entregar la energá radiante en pulsos repetitivos de duración corta, separados por intervalos relativamente largos de energía cero durante los
cuales el tejido adyacente al sitio de impacto puede enfriarse, de tal forma que la temperatura del
tejido circundante alcanza un valor de equilibrio que está muy por debajo del nivel necrótico.
Este tema se discutirá en detalle posteriormente. La duración de cada pulso debe ser lo suficientemente 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 suficiente 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
25
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
fluencia, multiplicado por el coeficiente 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 fluencia del haz láser
en el tejido y tp es la duración en el tiempo del pulso. Las dimensiones físicas de la fluencia son
[ENERGÍA/ÁREA]. La distribución espacial de la fluencia sobre el tejido impactado es la misma
que la densidad de energía. Para un TEM gaussiano, la fluencia también será gaussiana en su variación a través del haz láser. La variación de la densidad de la fluencia 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 fluencia 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 fluencia cruza el umbral de ebullición, ft, el agua en
el tejido blando comienza a hervir en una capa microscópicamente delgada en la superficie del
tejido. Para una matriz de gelatina que contiene un 100% de agua, el umbral de fluencia es:
(3-10)
ft = 253/a julios/cm2
El umbral de fluencia es independiente de la concentración de agua histológica, si eso es
lo suficientemente 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 coeficiente de absorción son proporcionales a la concentración de agua
Figura 3-8. Densidad de energía y fluencia como funciones del tiempo para
un pulso láser que tenga una densida de energía constante, pc. Note que la
fluencia comienza en cero al comienzo del pulso y se eleva linealmente a un
máximo al final 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.
26
En este caso de un haz láser pulsado con una duración lo suficientemente corta como
para excluir cualquier pérdida conductiva significante de calor desde el volumen tisular irradiado, la profundidad del tejido excindido en cada pulso será proporcional al valor de la fluencia
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 superficie original durante un pulso, fp es la
fluencia al final del pulso, ft es el umbral de fluencia 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 volumen 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 único en el cual la variación de la densidad de energía y la fluencia con la distancia x desde el eje del
haz es verdaderamente gaussiano. En todos los planos paralelos a este plano central x-z, la variación x de la densidad de energía y la fluencia 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 esquemáticamente 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 superficie de un tejido que se encuentra en el plano x-y. Este esquema es bene-ficioso cuando se desean
fluencias altas, ya que se pueden utilizar un haz láser de relativamente baja energía focalizado
a un diámetro lo suficientemente pequeño para conseguir energías altas. Su mayor desventaja
es que un diámetro focal pequeño necesita más tiempo para cubrir un área específica, 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 superficies planas trazadas tangencialmente 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 eficaz 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 superficie 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
eficaz, 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.
27
28
C. PROBLEMAS INHERENTES EN LOS SISTEMAS LÁSER DE EMISIÓN EN BARRIDO MEDIANTE HACES FOCALIZADOS EN LA RESTAURACIO´´ÓN CUTÁNEA
(RESURFACING)
Si el diámetro focal del haz láser no se mantiene exactamente en la superficie de la piel,
suceden los siguientes efectos:
1. Disminuye la densidad de energía y la fluencia 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 superficie 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 superficie 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 fluencia 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 eficaces 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
superficie tisular que será barrido por la huella de la campana sesgada durante el tiempo subsecuente al instante en el cual se representa la escena en la Figura 3-9. Es aparente que cada punto
en la superficie 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 campana debiera cruzar dos veces su diámetro de huella en su dirección delantera antes de que esté
completamente libre de este punto de tejido particular. Por lo tanto, el tiempo de exposición de
cada punto de tejido es:
(3-12)
tp = 1.5(de/v)
[TIEMPO]
29
donde los símbolos son como los que se han definido previamente. Por la Ecuación 3-12 es
evidente que un cambio bien sea en la velocidad de barrido o en el diámetro eficaz del haz producirá 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 superficie 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 fluencia uniforme a la superficie del tejido.
De lado a lado la longitud de las caras laterales recortadas de la campana es tal que la
fluencia entregada a cada punto del tejido sobre el cual el fondo de estos pases de perfiles verticales es justamente igual al umbral de fluencia 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 final sombreada y a es el coeficiente de absorción en cm-1.
El diámetro de ebullición es una función de la velocidad del barrido, el coeficiente de absorción y el diámetro del haz láser e la superficie, para un perfil 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 superficie de la piel. Un TEM gaussiano, sin embargo, produce una profundidad de ablación que varía a través del cráter originado por un solo pulso de un haz estacionario
o del surco resultante de un barrido en onda contínua a lo largo de la superficie. 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 superficie epidérmica, en esta discusión se considerarán solamente
30
los haces de luz láser barridos en modo pulsado. En la Figura 3-10, el haz es estático sobre la
superficie de la piel con pulsos repetitivos de duración lo suficientemente corta para minimizar
una transferencia siginificativa de calor desde la pared del cráter en ebullición por conductividad térmica al tejido adyacente.
Figura 3-10. Corte transversal de un agujero en el tejido blando originado por pulsos cíclicos, repetitivos de un haz de luz láser estático de CO2. El diámetro de ebullición aquí es el que en el cual
la densidad de energía es igual al calor de calentamiento desde los 37º a los 100º C, dividido por
el producto del coeficiente de absorción y de la duración de pulso. Los perfiles 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 reflexión 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 soft tissue. In
Shapshay SM, ed. Endoscopic Laser Surgery Handbook. New York: Marcel Dekker, 1987:118.
31
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 implantadas con una pequeña carga explosiva accionándose por la absorción de la luz del láser. Sin el
agua histológica no habría ablación, solamente una quemadura del tejido. Durante este proceso,
la presión del vapor en cada explosión celular comienza a la atmosférica y aumenta hasta la rotura celular, pero no mayor de 760 torr, debido a que las membranas celulares son relativamente
débiles. Aún si la presión del vapor histológico aumentase dos veces la atmosférica, la temperatura de ebullición es de solo 121º C y la energía necesaria para aumentar la temperatura del
tejido a 121º C sería de 334 julios/cm3, pero el calor latente de la vaporización es de solo 2.071
julios/cm3 (95.7% del de a 100º C). De esta forma el umbral de la fluencia aumenta por un valor
de 1.30, pero la profundidad de vaporización por unidad de exceso de fluencia aumenta por un
factor de 1.04. Si la fluencia 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 fluencia 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 contiene 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 significativo en la prueba de mutación microbiana de Ames con Salmonella Typhimurium 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 fluencia del haz en cada punto y al final del pulso, en exceso del umbral de fluencia, como se muestra en la Ecuación (3-11). Al comienzo de cada pulso la fluencia entregada
por dicho pulso es de cero e incrementa con el tiempo según la Ecuación (3-9). La variación en
el tiempo de la fluencia 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 energía constante, como lo es aproximadamente en el láser CO2 UltraPulse®, la fluencia aumentará
linealmente con el tiempo, como se muestra en la Figura 3-8.
En el instante en el que el aumento de fluencia de un haz láser alcanza el umbral de vaporización, comienza la ebullición en la superficie del tejido. Está confinado en una capa delgada microscópica de la superficie. 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
32
fluencia por encima del umbral hierve un volumen proporcional de agua y ablaciona el volumen
de tejido correspondiente, de modo que la superficie del tejido que intercepta el haz retroceda
en la dirección delantera del haz hasta el final del pulso. La velocidad del haz hacia abajo en cada
punto de la superficie del cráter es proporcional a la densidad de energía instantánea en ese punto, porque la densidad de energía es la primer derivada de la fluencia 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 contenido de agua promedio es de un 70%. En la ecuación 8 el parámetro hv es el calor requerido para
vaporizar una unidad de volumen del tejido después de haber sido calentado de 37º C a 100º C
(o independientemente de la temperatura de ebullición que pueda estar a la presión predominante).
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 superficie, como ocurre 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 final. Este efecto es mucho
menos evidente en el caso del láser de Er:YAG, porque su coeficiente de absorción en constituyentes 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 superficial y calentar o afirmar o desencadenar la cascada de formación 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 temperatura 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 específico que absorbe la luz láser se
enfríe, por conductividad térmica al tejido adyacente después de que haya finalizado 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 circundante no irradiado puede limitarse a un valor por debajo del umbral de necrosis, a condición
33
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 clasificación descrita previamente, impacta por primera vez sobre el tejido, el volumen total calentado es aproximadamente
igual al área eficaz 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 superficie. A esta profundidad se le denomina profundidad de extinción, expresada por el símbolo ze y dada por la relación
(3-14)
ze = 4.605/a
[LONGITUD]
donde a es el coeficiente 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 final del pulso
fluirá 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 temperatura, sino que la zona más caliente estará en la superficie, disminuyendo la temperatura exponencialmente con la profundidad debajo de la superficie. 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 / 4δ
[TIEMPO]
donde D es la dimensión lineal más pequeña del volumen calentado (l/a en este caso), y δ 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 insignificante 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© The American Board of Laser Surgery Inc., 2013. All Rights Reserved.
34
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 conducción 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 fluencia requerida es proporcional a la duración de pulso, los
pulsos más largos necesitan un exceso mayor de fluencia para conseguir una velocidad descendente segura. De hecho, podría usarse un láser de onda continua para ablacionar la epidermis
sin una pirólisis significativa 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 espesor, 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 fin de permitir que el cirujano cosmético logre la ablación controlada de la epidermis cuando la densidad de potencia del haz es lo suficientemente alta, para evitar la pirólisis significativo de la dermis subyacente. El exceso de fluencia 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 fijar directamente
fluencia, 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-gaussiana. Por lo tanto, es necesario para que el operador sepa cómo calcular tanto la fluencia 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 estos 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 exposición 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 fija desde 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 fluencia 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.
35
2. SUPERPULSACIÓN Y ULTRAPULSACIÓN
Como estos términos se han utilizado vagamente por diversos fabricantes de láseres, sin
definiciones 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 registrada del primer láser ultrapulsado: UltraPulse®. Existe una diferencia esencial entre la superpulsación 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 eficiente 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 produce 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 redondeados.
(Nota: Figura 3-11 en la siguiente página...)
36
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 ultrapulso es mucho mayor y su fluencia aumenta más rápidamente en el tiempo desde el comienzo de cada pulso. La
ultrapulsación puede definirse 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.
37
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 capaz de entregar más de 500 milijulios en un pulso de un segundo de duración. Alrededor de 3
mm de diámetro focal eficaz, el haz del UltraPulse® puede producir una fluencia media máxima
por pulso de 6.11 julios/cm2 y una fluencia 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 fluencia
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 superficie 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 fluencia entregada en cada punto de la superficie epidérmica 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 fin 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 eficiente 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 deflección del haz, el UltraScan®, para colocar un spot (diámetro focal) de láser de
3 mmm en posiciones sucesivas de una superficie 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, cuadrados, rectángulos, triángulos, hexágonos, paralelogramos, líneas y dónuts. Variando la distancia
de centro a centro de cada triángulo equilátero en esta latitud, la superposición diamétrica de
puntos circulare puede variarse de -20% a un +50%. El tamaño del modelo puede variarse de
un punto a un máximo de 20x20 mm y el diámetro eficaz de cada punto puede variarse de 1.5
mm a 3.0 mm. El perfil 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.
38
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 significantes de esta longitud de onda, que se discutirá más adelante.
4. DAÑO TÉRMICO INEVITABLE AL TEJIDO INFERIOR DE LA CAPA ABLACIONADA: 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 fluencias 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.
Refiérase ahora a la Figura 3-12, que representa un rayo láser termolítico ideal (WYSIWYG) de corte transversal cuadrado y de anchura mucho más grande que la profundidad de
extinción, que tiene un perfil en meseta perfecto de la densidad de energía y/o fluencia que incide perpendicularmente a la superficie 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 tejido blando. Cuando la densidad de energía está por debajo del umbral de ablación (diagrama superior),
el rayo láser penetra en el tejido bajo la primera superficie, originando un calentamiento inmediato. La
temperatura es mayor en la superficie, pero por debajo del punto de ebullción y dismnuye exponencialmente con la profundidad, como se muestra en el lado derecho de la figura. Si se eleva la densidad
de energía por encima del umbral de ebullición (diagrama inferior), la ablación del tejido empieza en
la superficie y continúa inferiormente, los rayos que llegan se atenúan en la superficie 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 superficie 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 superficie 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 carbon dioxide laser. Journal of Clinical Laser Medicine and Surgery, 1996; 4:198.
39
40
$VXPDPRVTXHHVWHKD]HVSXOVDGRFRQXQDGXUDFLyQORVXÀHQWHPHQWHFRUWDSDUDTXH
la conductividad térmica fuera del volumen calentado sea insignificante en comparación con
la energía absorbida por el volumen calentado durante el pulso. Supongamos también que la
fluencia 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 superficie tisular no alcanzará la temperatura de ebullición durante este pulso simple y la densidad de energía y fluencia en el interior del tejido se
atenúan exponencialmente por absorción con una dispersión insignificante, como se describe
cuantitativamente en la Ecuación (3-1), si s (coeficiente 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 superficie irradiada del tejido y la temperatura
histológica disminuirá exponencialmente en profundidad bajo la superficie.
La Figura 3-12 muestra la disminución de la temperatura con la profundidad en el tejido. 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 enfriamiento 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 figura es igual a la profundidad a la que la curva
que disminuye exponencialmente la temperatura histológica por debajo de la superficie 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 coeficiente de absorción en el agua se
maximiza. El láser Er: YAG tiene el mayor coeficiente 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 superposición 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 fluencia al final del pulso está por encima del umbral de ebullición del agua histológica. En algún momento
entre el principio y el final del pulso, la fluencia que se va incrementando excede este valor del
umbral y comienza a vaporizar el agua de la superficie tisular. Como se muestra en la ecuación
12, la superficie tisular será ablacionada a una profundidad proporcional a la diferencia existente entre la fluencia del final del pulso y el valor del umbral. En el instante final del pulso, el
41
perfil 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 superficie estará a 100º C (si la presión es
la atmosférica). El motivo del calentamiento instantáneo bajo la superficie de ebullición, es que
los rayos de la luz láser que inciden en la superficie de ebullición con intensidad muy por encima del umbral no son absorbidos totalmente en esta superficie, 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 fluencia
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 superficie 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 final del último pulso
será la misma que para el primer pulso, pero la superficie del tejido final estará por debajo de la
original a una profundidad proporcional al exceso de fluencia 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 superficie, habrá una acumulación progresiva de calor en la subsuperficie del tejido, quizá
dando lugar casualmente a algún tipo de ablación en la primera superficie, pero no la suficiente
para eliminar todo el tejido calentado. El resultado final es que la zona de necrosis térmica inevitable será más profunda.
Ninguna de las situaciones hipotéticas anteriores suceden exactamente como se ha descrito 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 superposición del 50% a la máxima frecuencia de repetición de pulsos de 200/segundo, hay un intervalo de 5 milisegundos entre los pulsos sucesivos y la duración del pulso es de un milisegundo.
Por lo tanto, da tiempo a que se disipe el calor generado en el volumen irradiado, al menos
parcialmente, por conductivodad térmica.
Además, la técnica óptima para la ablación de la epidermis es eliminarla hasta al dermis
papilar, con ninguna o mínima superposición de los impactos de la luz láser adyacentes, en uno
o como máximo dos pases, entre los cuales hay tiempo suficiente para que el tejido inferior a la
superficie de ablación se enfríe a la temperatura normal. Sin embargo, en la mayoría de las situaciones clínicas, no es necesario para cada sucesión de pulsos extirpar nueva epidermis a una
profundidad l/a con el fin de evitar una necrosis térmica acumulativa.
5. DAÑO TÉRMICO INEVITABLE AL TEJIDO INFERIOR DE LA CAPA ABLACIONADA: HACES LÁSERES GAUSSIANOS
Cuando el haz de láser es gaussiano, y el diámetro de ebullición del haz es comparable
al diámetro eficaz, 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 esquemáticamente en la Figura 3-13. El diámetro del cráter en la superficie del tejido es el diámetro de
ebullición del haz láser.
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Figura 3-13. Cráter realizado por un láser termolítico (WYSIWYG) con un TEM gausiano y un diámetro de
ebullición comparable al diáme-tro eficaz. En el borde del cráter, el margen de haz que está por debajo del
umbral produce un calentamiento debajo de la superficie que tiene un descenso exponencial en relación a la
profundidad (flecha 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 superficie de
ebullición. En el vértice del cráter el descenso de la temperatura con la profundidad es exponencial, comenzando a los 100º C. Esta misma variación de temperatura ocurre a lo largo de cada rayo que es refractado dentro
del tejido. Debido a que los rayos refractados se hacen prácticamente perpendiculares respecto a la pared de
ebullición próxima al vértice del cráter, la zona de necrosis térmica inevitable, tomanso como medida normal
en la superficie, es más gruesa en el vértice y más delgada en la en la superficie tisular original.
43
El borde del haz láser fuera del diámetro de ebullición causa sólo calentamiento del tejido 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 superficie de ebullición se atenúan 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 superficie
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 insignificante para los láseres de CO2 o Er:YAG). Debido
a que la intensidad de cada rayo refractado justo debajo de la superficie 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 significativa 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 perfil 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 topografía de esta superficie 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...)
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Figura 3-14. Plano medio de un corte transversal de los cráteres gausianos adyacentesun producidos por el escáner (CPG) de un láser de CO2 UltraScan® (Coherent®, ahora Lumenis®) con tres pulsos simples centrados en
una línea recta (el eje x) que tienen una superposición de 50% del diámetro de ebullición de un pulso sobre el
otro. Observe que la densidad de energía se traza hacia abajo en la dirección del haz (eje z) en cada posición del
haz. Observe igualmente que el diámetro de ebullición es igual que el diámetro eficaz 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 dioxide laser. Journal of Clinical Laser Medicine and Surgery, 1996; 4:208.
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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 anestesiar 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, intravenosa 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 fluencia 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 ablación 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 meramente 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 epidermis está directamente relacionada con la profundidad de la necrosis térmica inevitable. El eritema se origina por la dilatación de los pequeños vasos arteriales en respuesta al trauma cutáneo,
de tal forma que los nutrientes sanguíneos 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.
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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 fluencias bajas o moderadas, completamente sobre la misma área de la piel, con la eliminación mecánica de los detritus epidérmicos disecados entre un pase y el siguiente. Cuando se utiliza un lásser de CO2, como
ya se ha señalado previamente en este capítulo, este resíduo deshidratado debe ser eliminado
debido a que absorbe con avidez la luz del láser a 10.600 nm pero ya no hay agua residual para
mantener la temperatura a 100º C. No obstante, 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 beneficioso 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 coeficiente 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 CUTÁNEA MEDIANTE LÁSERES
En muchos congresos de cirugía cosmética con láseres, hemos oído a ponentes afirmar
que el calor generado en la piel por la absorción de la luz láser produce una contracción de las
fibras 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 fibras de colágeno se contraen cuando se calientan, este efecto biofísico probablemente
no contribuye de forma significativa en la restauración cutánea.
La contracción térmica del colágeno ocurre entre los 55º C y los 58º C e implica la ruptura de los enlaces de hidrógeno. La disolución del colágeno sucede entre los 60ºC y los 70º C.
Estas variaciones de temperatura son tan cercanas que cualquier intento deliberado de obtener
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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 fibras 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 grado 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 significativamente el tiempo que se necesita para aplicar un haz láser a una determinada área de la piel, comparado con la aplicación manual. Sin embargo, para disminuir el tiempo que se necesita para
ablacionar un área determinada de la epidermis, el escáner o CPG debe operar a la frecuencia
de repetición máxima de lo que el láser es capaz, que está entre los 10-20 hercios para un láser
de erbio:YAG.
A 10 pulsos por segundo, con un spot de 3 mm, aplicados en un modelo cuadrado sin
superposición, puede cubrir 1.44 centímetros cuadrados (16 pulsos) en 1.60 segundos. Esto es
mucho más que el mínimo que necesita el Coherent CPG® y el UlraScan® para cubrir el mismo
área, 0.80 segundos y no mucho menor del tiempo necesitado por un diestro cirujano cosmético. El ahorro en el tiempo de ablación debe ser sopesado con el coste de un CPG. En cualquier
caso, hoy día se dispone de la tecnología suficiente 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 Profile 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
significativa de la colocación del puso del láser automatizada. Como se ha mencionado previamente, la mayoría de los observadores han notado que el dolor de la restauración cutánea con el
láser de erbio:YAG es tolerable sin anestesia a fluencias y repetción de pulsos moderada, sin embargo a cualquier fluencia, 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 cirujanos cosméticos. Volvemos a repetir que en nuestra experiencia con el láser de erbio:YAG a una
frecuencia de pulsos máxima bajo solamente la aplicación de una anetesia tópica tipo EMLA
(nosotros utilizamos la varidad reforzada, con una concentración mayor de los componentes
activos), ocluida alrededor de una hora antes de la intervención, el/la paciente no siente ningún
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dolor cuando se efectúa a 50 micras en superficie 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 somatosensorial evocada en la señal electroencefalográfica 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 aplica un segundo estímulo en el mismo sitio después de que la respuesta electroencefalográfica 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 fluencia 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 electroencefalográfica 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 fluencia en el cual se necesita anestesia
varía de persona a persona.
En opinión de los autores, después de considerar todos los factores, los generadores automáticos de patrones (escáneres) utilizados con onda continua o pulsada en los láseres de erbio:YAG ofrecen poco beneficio 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 pulso 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 patrones computarizado y el escáner o pieza de mano galvanométrica, colimada con deflección 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 normal 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 fibra óptica. Su resonador interno
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está sellado, excitado mediante radiofrecuencia y que utiliza 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 reflectancia
situado a 45º del eje de cualquier brazo. Estos codos están
acoplados en el extremo proximal (láser) y distal, separados 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 flexibilidad neta comparable a la de un brazo humano. El brazo articulado tiene tres principales ventajas: tiene una alta
eficiencia transmisora (86.8% si cada uno de los espejos
tiene una reflectancia de un 98%), preserva la coherencia
TEM y espacial del rayo láser transmitido, a diferencia de
Figura 3-15. Fotografía del láser de CO2 las fibras ópticas, y puede transmitir altas densidades de
de Lumenis UltraPulse® Encore, con va- energía.
rias piezas de mano de genradores de patrones y escáneres. Fuente: Lumenis, Inc.,
Santa Clara, California.
En el extremo distal del brazo articulado puede
acoplarse una pieza de mano focalizadora, colimada y/o galvanométricamente deflectora 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 amperios, 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 eficazmente mediante un láser de CO2, como el fabricado actualmente por Lumenis, UltraPulse® SurgiTouch™.
El coeficiente de absorción del agua líquida para un láser de CO2 es de 770/cm y es comparable en casi todas las sustancias biológicas; su coeficiente 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 hemostasia en vasos de hasta 0.5 mm de diámetro.
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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 Unidos por Focus Medical. Es uno de una serie de este tipo de láseres ofrecen a la venta en los Estados 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 material 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 conductividad 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 accionarse 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 fibras 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 flash
pulsada de xenón o criptón de alta intensidad, que puede entergar cientos de vatios de energía radiante, pero con una eficiencia
limitada alrededor del 2%, por lo que necesita gran cantidad de
líquido refrigerante para evitar el daño térmico al tubo de flash.
Figura 3-16. Fotografía del láser
de erbio:YAG NaturaLase® para
la restauración cutánea. Fuente:
Focus Medical, Bethel, CT.
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, firme y dimensionalmente estable, el resonador es simple y robusto. En la figura
7-24 se muestra un resonador típico bombeado mediante una lámpara de flash. 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 superficie interna del recinto elíptico es altamente reflectiva. Los cristales del láser se
montan en el exterior del recinto, por el que circula un flujo 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...)
51
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 superficie interna de alta reflectancia, de tal forma que todos los rayos que emanan de la lámpara 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 flujo 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 reflexión del extremo distal. Esto se puede
lograr alternativamente con extremos cuadrados por medio de un revestimiento antireflectante.
Reimpresión de Fisher JC. Basic laser physics and interaction of laser light with soft tissue. In Shapshay SM, ed.
Endoscopic Laser Surgery Handbook. New York: Marcel Dekker, 1987:49.
52
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 impulso de bombeo de luz de la lámpara de destellos (flash). 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 microsegundos 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 atherosclerotic 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.
53
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 conmutación 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 densidad de potencia necesaria para producir fotoplasma está por encima de los 10 mil millones
de vatios/cm2. Con el fin 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 fluencia 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)
54
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 superficie 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 Buffalo 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 menos 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 fluencia 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 superficial. El rejuvenecimiento del tejido
concurrente es casi de la misma manera que el tradicional de rejuvenecimiento con láser ablativo, 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 significantes sobre el láser de CO2 en la restauración cutánea debido a su significante 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 beneficios 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 generador 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 atmospheric-pressure), que son intrínsecamente de pulso muy corto ya que la naturaleza de la descarga eléctrica en el tubo del láser. Los nuevos láseres de Er:YAG con sistemas más complejos (y
55
compactos) y salidas más altas, pueden alargar el ancho de pulso y disminuir la fluencia 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 fluencia
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 fluencia del siguiente micropulso.
Walsh y Deutsch hallaron que una fluencia total de 10 julios/cm2/macropulso, la profundidad de ablación media por pulso del Er:YAG es de 21.0 µ (sin superposición de impactos adyacentes). La energía correspondiente por pulso para un diámetro focal (spot) en modo meseta
de 3 milímetros es de 707 milijulios. A la misma fluencia 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 perfil gaussiano, con una profundidad máxima de 2.32 veces del promedio.
La ablación poco profunda por pulso y por unidad de fluencia 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 perfil de fluencia gausiano que es
común para todos los láseres de CO2 para restauración cutánea, excepto para el Encore UltraPulse® de Lumenis. Debido a que el coeficiente 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 definitivo 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 significativamente menos hemostasia de primer pase debido
a su capa mucho más pequeña de necrosis térmica residual y menor profundidad de vaporización debido a su mayor coeficiente de absorción por el agua, que es el componente principal
del tejido.
56
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CAPÍTULO CUATRO
James L. Cromwell, M.D., B.S.C., F.A.C.O.G.
para el ABLS)
Comentarios sobre la
Ética 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 intereses de nuestros pacientes. La Junta Americana de Cirugía Láser (The 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 reflejan 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 eficacia (la exageración, 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, debemos mantener los mismos estándares que vivimos en nuestra
práctica cotidiana: ser honestos acerca de los métodos alternativos, de los riesgos y de los resultados, que se comporten como
profesionales y siendo responsables de las complicaciones y de la
falta de eficacia.
Uno de los ingredientes más comunes de las demandas
por negligencia médica es el médico que se desconecta (o nunca 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 sobrenaturales o divinas como causa de la enfermedad, fueron rechazadas por Hipócrates. Sostuvo que el
3
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 Hipocráticos) en el que se mencionen las enfermedades místicas. La medicina hipocrática era humilde 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 filosofía
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 rigurosa. 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 Hipócrates 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 escrupulosamente honestos.
LA ÉTICA EN LA MEDICINA
La ética es el estudio formal de la conducta en la que se analizan las obligaciones morales. En la disciplina de la ética no se identifica ningún punto de vista moral en particular como el
“correcto”. Simplemente proporciona un marco para justificar 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 identificar, analizar y resolver problemas éticos: en primer lugar, el
respeto por la autonomía, en segundo lugar, la beneficencia, en tercer lugar, la no maleficencia y,
finalmente, 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.
otros.
• La beneficencia es la obligación de los médicos y otros para promover el bienestar de los
4
• La no maleficencia 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, beneficios y alternativas de tratamiento
disponibles. La honestidad - el ejercicio de una información completa y veraz sobre el estado del
paciente. La confidencialidad - 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 TECNOLOGÍA 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 procedimientos 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 responsabilidad de la utilización de estas tecnologías?
Certificación: Quien debería obtener la certificación 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 diferentes opiniones. Algunas de estas opiniones están basadas en los intereses económicos secundarios y están por tanto inherentemente sesgados, es decir, proveedores en relación con compañías láser con posibilidad de obtener beneficios 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
5
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 Universidad 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 vesícula 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 afines 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 afines. 3
Formación: La cirugía cosmética se practica por una diversidad de especialidades médicas que están por lo general totalmente cualificadas, 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 científica 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 tecnologías durante los fines 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 ofrecen 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 (Continuing Medical Education) basados en la web están disponibles para los médicos interesados en
el tratamiento eficaz y seguro que utilizan láseres.
Responsabilidad: Es imprescindible una comprensión general de la física del láser, de
las interacciones tisulares, de los beneficios y de los riesgos potenciales para todos los médicos
que promueven u ofertan tratamientos mediante láser. Los profesionales deben tener además
una comprensión específica 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 beneficio avanzar hacia la normalización y certificación para cualquier persona que maneje un láser. Las futuras regulaciones podrán exigir que se introduzca la tecnología
láser en las facultades de medicina y se obtenga la certificación requerida de todos los profesionales que opten por la utilización de un láser en su actividad, además de las certificaciones
oficiales de seguridad láser disponibles actualmente.
La filosofía de la “responsabilidad de los pacientes por los médicos” incluye la obligación de tratar adecuadamente a los pacientes y la mejor de nuestras capacidades en el ámbito
6
de nuestra formación (y la certificación). 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 dismórfico 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 experimentarán 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 fijamos en la evolución de la reducción del vello mediante diferentes tecnologías,
las complicaciones incluyendo las quemaduras, las alteraciones de la pigmentación y las alteraciones 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, determinarán el resultado final. 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 parámetros, 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 postinflamtoria (HPI). También forman 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 medicaciones fotosensibilizantes (incluso los homeopáticos), diátesis hemorrágicas, antecedentes de
alteraciones cicatriciales, última exposición a radiación ultravioleta, utilización de autobronceadores, tratamientos previos, el obtener todos los datos posibles para hacer que el tratamiento sea
lo más eficaz 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 preocupaciones, 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 dismórfico corporal
11. Muerte.
7
Estándares: Los profesionales con integridad desarrollan normas, reglamentos y normas de calidad de atención. Los seminarios educativos, el asesoramiento y las oportunidades
prácticas son importantes para compartir información y desarrollar técnicas uniformes que mejoran la seguridad del paciente y producir tratamientos más eficaces 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 eficaz de los láseres y los sistemas de luz. Existen
diversas sociedades y asociaciones científicas europeas y españolas que esperan participar activamente en la elaboración de directrices y normas con los reguladores estatales y comunitarios
para la utilización segura y eficaz 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 demandas, algunas legítimas y otras con poco o ningún sentido. La buena educación, el consentimiento 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 verificación de la formación y de la certificación.
La negligencia médica se define 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), donde 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 apreciar su potencial para obtener resultados eficaces 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 deben estar comprometidos con la educación, el conocimiento y con la mejora de los estándares de
atención, y según madura nuestra especialidad, la certificación en el uso del láser y tecnologías
de luz en toda la comunidad médica.
8
Si bien arraigada en las actividades cotidianas y las tensiones, nosotros los médicos podemos 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, Kenton Ridge High School, Springfield, Ohio, por su experiencia en la ayuda de la revisión final de
este comentario.
BIBLIOGRAFÍA
1. Hippocrates, Wikipedia 2009. 1-12.
2. Ethical Issues: Guidelines for Women’s Health Care, 3rd ed. The American College of Obstetricians 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 Dermatology July 2009. 341-342.
5. Moskovitz M. “Complications in Laser Skin Resurfacing: A Review of Recent Literature.” Image 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, DMD
John C. Fisher, Sc. D.
para el ABLS)
Utilización Segura de los
Láseres 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 advenimiento de nuevas longitudes de onda y la aplicación del láser a más partes del cuerpo humano, se
puso de manifiesto que este nuevo instrumento quirúrgico tenía un potencial beneficioso e igualmente un potencial lesivo. Indudablemente, muchos de los accidentes con lásers quirúrgicos
ocurrieron antes de que la comunidad médico-quirúrgica fuera consciente que la nueva modalidad 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 suficientemente potente como para dañar seriamente el cuerpo de un paciente, la piel, la autoimagen (es decir, las secuelas de las cicatrices por quemaduras).
Mientras que los pioneros imaginativos del láser quirúrgico se fijaron solamente en los
posibles beneficios, 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 fabricación, 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 fin 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 presunción 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 magnífico 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 específicamente 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© The American Board of Laser Surgery Inc., 2013. All Rights Reserved.
3
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 certificado 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 mayor valor para los departamentos de seguridad láser de un hospital, pero con frecuencia contienen 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 sobrevivido 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 tenga la energía suficiente 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 paciente 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 considerable. 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 incluyen 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 insuficientemente, 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 dispositivo, sin importar cuál sea su nivel de formación láser. Se debe obtener el entrenamiento específico 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.
4
¿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 excímeros fluoruro de argón (193 nm), cloruro de criptón (222 nm), fluoruro de criptón (248 nm) y
cloruro de xenón (308 nm). El excímero fluoruro 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 oncogénico es parecido a la de la luz del sol brillante a la que millones de persoans se exponen cada
año sin preocupación. El peligro de exposición quirúrgica al haz de luz de un láser excímero es
probablemente menor que el de una simple placa diagnóstica de rayos X.
Todos los otros láseres quirúrgicos entregan radiación de longitudes de onda más largas
del umbral ionizante y 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 instrumentos 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 pulsos 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 beneficio de sus pacientes. Se ajustan precisamente la longitud
5
de onda correspondiente (s), fluencia y anchuras de pulso para limitar la zona de tratamiento
efectuado y limitar el daño al tejido adyacente.
Definición 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 también alto si la probabilidad de que ocurra es baja, pero los resultados son siempre muy mórbidos
o fatales. Por lo tanto, se debe definir el riesgo de un accidente como sigue:
riesgo = (probalidad de ocurrencia) x (severidad de la consecuencia)
Riesgos/Peligros Específicos del Láser
• Quemaduras de combustión por la ignición laser.
• Trauma láser casual a un objetivo involuntario.
• Uso inapropiado o no cualificado 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 riesgos. 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 fiables 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 incapacitantes. 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© The American Board of Laser Surgery Inc., 2013. All Rights Reserved.
6
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 desfibrilación, fuentes de luz de fibra 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 fibra pueden pelarse inapropiadamente causando la ignición
del O2 al final del broncoscopio debido a que se acciona el láser al final 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 estaban 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 superficie 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 específicos 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 mediante 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 estudio 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 recomendados 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
7
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 fluorado, eje de elastómero de silicona) no mostró una
carbonización significativa o fisura 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 confianza actuales) 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 especiales. 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 website. 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 0.488μ a 10.6μ. 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.
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10
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 quemaduras 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 fracción 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 deficiencia cardíaca. La mezcla de gas
debe estar dictada por la necesidad del paciente de una ventilación adecuada, y debe garantizarse 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 procedimientos 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 necesita 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 - American 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 características y las prestaciones de los productos sean coherentes, que cada fabricante utilice los
mismos términos y definiciones, y que los productos se ensayen de la misma forma en cualquier
lugar.) se ha modificado para la utilización de estos gases siempre que se emplee un sistema cerrado 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 fibra y debido a las fluencias utilizadas y la rápida disminución de la
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densidad de potencia desde el extremo distal de la fibra, es muy poco probable ignición de materiales 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 fibra avanzada o brazo articulado. Los láseres
de erbio que se entregan mediante fibra tienen una reducción similar de la densidad de potencia
en el extremo distal de la fibra como los láseres de IRC y tienen un nivel similar de seguridad.
Los sistemas de suministro mediante brazo articulado son más colimados y, correspondientemente, tienen una longitud focal más larga. Si se utiliza una fibra distal en el brazo articulado,
la difusión es similar a un sistema de entrega por fibra. 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 fibra de láser a través del canal de trabajo de un broncoscopio
flexible, el operador siempre debe estar seguro de que el extremo distal de la fibra 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 fibra 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 suficiente 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 cirugía, 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 insuflación) no soporta la combustión y, por tanto, es el gas preferido para la insuflación.
Ignición de Paños Estériles o Compresas
El láser de CO2 y otros láseres visibles pueden incendiar paños quirúrgicos. La combustión 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
fibra láser en su sección media, doblándola en una compresa estéril que se prende sobre la fibra,
debería ser evitada escrupulosamente. Si se tira del extremo proximal o distal de la fibra, 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 fibra del soporte que se proporciona en muchos láseres infrarrojos cercanos y visibles, o de un
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soporte de suero cerca de la mesa de operaciones. La fibra 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 inflamables 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 refleja desde ese
órgano o un instrumento metálico, o simplemente penetra a través del objetivo principal sin
absorción total. El rayo láser también se puede reflejar desde el paciente, joyas, instrumentos u
otros metales. A continuación se enumeran clasificados 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 punciones subsecuentes de uno o más grandes vasos del corazón. Si sucede esta situación durante 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. Similarmente, 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 fibra debería ser
evitado a toda costa; el arrastre de la punta de la fibra hacia el operador es el método apropiado.
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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 propagación a los tejidos adyacentes y más profundos. Es el más eficiente para la vaporización y corte
preciso en el tejido menos vascularizado con el menor daño para las estructuras tisulares circundantes.
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. Algunos 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 utilizado 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 claro que la primera se evita mediante una técnica cuidadosa y por el buen juicio del oftalmólogo.
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
reflectante, ya comercializados para tal fin 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 dispositivo 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 protección especial cuando trabaja con un láser de CO2, ya que las ópticas de las lentes absorben la totalidad 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 específicas 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
14
reflejado que dañó su ojo de un disparo en el borde lateral de las gafas correctoras, ya que no llevaba 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.
• Microondas, Rayos X y Rayos Gamma, 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.
• Ultravioletas Lejanos (< 300 nm) e Infrarrojos Lejanos (> 7.000 nm), se absorben en la esclerótida o en la superficie corneal.
• Ultravioletas Cercanos (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.
Visibles e Infrarrojos cercanos (400-700 nm y 700-1.200 nm), se absorben parcialmente 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 escrupulosamente 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 calificación mínima; OD siglas de Optical Density
o de Densidad Óptica).
5. Las gafas de protección deben estar disponibles también fuera de la sala de tratamientos 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
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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 fibra 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 objetivo quirúrgico o al menos a 4 metros del extremo distal de una fibra 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 suficiente.
La densidad óptica (OD) es el logaritomo ordinario (potencia 10) de la atenuación de la luz transmitida a la gafa protectora. Por ejemplo, las gafas que atenúan la luz transmitida 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 faciales, no resisten la energía total de un rayo láser quirúrgico en el punto focal o cerca del extremo
distal de una fibra 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 siempre 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 figura 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.
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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
refleja que pondrá el área expuesta accidentalmente fuera del alcance de la radiación. Las lesiones 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 reflexión difusa)
y fijados con cinta adhesiva a hojas metálicas. El aluminio doméstico tiene una reflectancia 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 fibras flexibles 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 individualmente 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 órganos 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 específica en la
especialidad médica y en la utilización de la luz láser para condiciones específicas.
También es muy importante tener en cuenta que no todos los láseres puede tratar cualquier condición. Los practicantes láser inexpertos pueden tratar de utilizar un láser inapropiado
para una determinada condición que realmente requiere un láser de diferente simplemente porque que el láser no está disponible para el practicante. Obviamente, esto puede causar complicaciones mayores. Por lo tanto, es necesario un amplio conocimiento del uso específico de cada
láser para tratar adecuadamente las condiciones y a los pacientes.
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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 eliminación 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 documentados 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 consecuencias. 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 densidad 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 longitudes 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 térmica 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 Órganos 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 final puede no ser aparente durante la fase de irradiación del tratamiento, cuando la
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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 terapia fotodinámica demasiado agresiva en los órganos huecos, puede dar lugar a fistulización 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 F/X es 10 o mayor), láseres para los que el coeficiente de absorción es mayor de 500/cm, que son excelentes escalpelos 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 importante controlar las posibles coagulopatías idiopáticas o la ingesta de medicaciones que conduzcan 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 dicumarínicos/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 cirujanos 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 conocimiento del público en general influenciado 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 eficacia la patología o alteración para los
que se destinan y que inicialmente no fueron diseñados para tal fin (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 vasculares, 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 effectively - algunas veces pueden utilizarse con eficacia). Para lesiones pigmenta© The American Board of Laser Surgery Inc., 2013. All Rights Reserved.
19
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 correcta 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 eficaces 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, alisamiento de la textura del y fotorrejuvenecimiento. Estos incluyen los CO2 (ablativo y ablativo fraccional). 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, manchas 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 dispositivos, incluyendo láseres Q-switched Nd: YAG, IPL, CO2 y otros.
Diferentes lesiones pueden ser tratadas eficazmente con diversas modalidades. Es responsabilidad del profesional del láser seleccionar las longitudes de onda y parámetros adecuados, buscar la formación específica del equipo y adquirir los conocimientos de las condiciones y
los dispositivos de tratamiento.
Utilización Inadecuada o No Cualificada de los Láseres
Una de las causas más comunes de complicaciones con el láser es el médico no cualificado o poco cualificado. 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
20
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 procedimientos, 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 estético es que muchos profesionales que realizan procedimientos estéticos de los “miembros inferiores” (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 teoría 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 médicas sanitariamente aprobadas”. Estos procedimientos con frecuencia no se toman en serio,
pero obviamente pueden causar complicaciones mayores. Las quemaduras, cicatrices, alteraciones de la pigmentación y la ausencia de resultados por lo general no son potencialmente mortales, 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 coeficiente 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 coeficiente de absorción
más alto producen mayor volumen de humo y viceversa. Debido a que los resíduos deshidratados 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 absorben 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 últimos calientan sólidos biológicos muy pigmentados. En cualquier caso, la evacuación de humos
adecuada siempre debe ser utilizada.
21
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 oscurecimiento “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 grafito 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 transfiere 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 canina. 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 fisiológicos adversos en
el tracto respiratorio de los animales que inhalaron el humo producido por los láseres quirúrgicos. 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 significativo.
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 micras, 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
filtración 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 Medficin 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 posibilidad de ADN viable del virus de la inmunodeficiencia humana en estas columnas de humo
22
Figura 5-4. Tamaño de la partículas y capacidades de filtrado. Fuente: Health Devices, April
1997, Vol. 26, No. 4, p 138.
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 lesiones 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 recomendaciones. 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 específicas 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 “esencialmente probado” de transmisión de patógenos que implica un cirujano que contrajo papilomatosis de la laringe después de tratar un condiloma anogenital con un láser. Sin embargo, los autores
afirmaron 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.
23
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 contienen 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 específicamente 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 filtran 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 firmeza 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 paciente 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 eficaz 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 filtrado de aire para su utilización
en las salas de operaciones donde los láseres están en uso. el PlumeSafe Smoke® Sistema de evacuación. Whisper modelo Turbo. Fuente: Sitio
web Filtro de Buffalo, páginas de productos, 2011.
24
Rotura de Fibras Láser Durante la Cirugía
Un pequeño fragmento de una fibra óptica puede quedar encapsulada en un quiste fibroso originando una inflamación 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 instancia, podría perforar el tejido adyacente.
Las fibras de cuarzo son difíciles de romper por flexión sin aplicar una fuerza considerable transversalmente al extremo distal, o cuando una fibra 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 flexión a la fibra y se requiere una curvatura mucho menor para que
se rompa el extremo distal denudado.
Este tipo de rotura de una fibra es un resultado de uno, dos, o ambos factores: (1) de extensión del extremo distal de la fibra 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 fibra causado
por denudar los últimos milímetros del revestimiento después de la escisión de una fibra cuyo
extremo distal se ha dañado. En la actualidad hay nuevos mecanismos de escisión que se unirá
la fibra (por ejemplo, Laser Cleave de OpTek Systems y Infocut de Laser Components). Estos
nuevos dispositivos hacen que el pelado manual de las fibras sea raramente necesario.
5. Mal Funcionamiento de los Láseres y Afines 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 encendido, 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 dispositivo 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 correctamente. 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 jurisdicción sobre todos los dispositivos de láser fabricados y vendidos en este país es el Centro Nacional para Dispositivos y Salud Radiológica (NCDRH - National Center for Devices and Radiological 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 Administration. 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:
25
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 láser 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 demostrar que el equipo cumple con la normativa.
5. Impone los requisitos de rendimiento para los láseres: por ejemplo, los enclavamientos 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 informes periódicos específicos 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 Oficial de Seguridad Láser (LSO) de una institución de salud puede desear consultar 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.
26
La clasificación 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 Internacional).
• Clase 1 los láseres son seguros en todas las condiciones de uso normales. Esto significa
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 clasificado 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 reflejo 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 reflejo de parpadeo podría dar lugar a lesiones en los ojos. Muchos son los punteros láser de Clase 2.
• Clase 2M los láseres son seguros debido al reflejo 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 diámetro 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 visualización 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 reflexiones
difusas como el papel u otras superficies 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.
27
• Clase 4 incluye a todos los láseres con una energía mayor que los láseres de Clase 3B.
Por definición, 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 directo o difuso. Estos láseres pueden encender materiales combustibles y por lo tanto puede representar 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, científicos, militares, y los láseres médicos pertenecen a esta categoría.
(NOTA: Figura 5-7. Cálculo de la distancia nominal de riesco ocular (DNRO). Fuente: Ministerio de Trabajo y Asuntos Sociales, España. NTP 654: Láseres: nueva clasificación del riesgo
(UNE 60825-1 /A2: 2002).
28
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47. Health Devices, April 1997, Vol 26 number 4.
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.
Apéndice A - Notas Científicas y Dimensiones Físicas
1
APÉNDICE A
(traducido y adaptado por Hilario Robledo MD, PhD, ScD para el ABLS)
Notas Científicas y
Dimensiones Físicas
Símbolo(s)
Entidad
Dimensiones Físicas
D, d, F, r, R, w, x, z, Z
m, M
t, Y
q, Q
F
e, E
P
v, c
a
FVKGI
I
f
p
T
Longitud
Masa
Tiempo
Carga Eléctrica
Fuerza
Energía, Trabajo
Potencia
Velocidad
Aceleración
Ángulo
Factor Duty
Frecuencia
Densidad de Energía
Temperatura
$
F
X
E
H
n
&RHÀFLHQWHGH$WHQXDFLyQ &RHÀFLHQWHGH$EVRUFLyQ
&RHÀFLHQWHGH'LVSHUVLyQ Intensidad de Campo Eléctrico
Intensidad de Campo Magnético
Índice de Refracción
[LONGITUD] = [L]
[MASA] = [M]
[TIEMPO] = [T]
[CARGA] = [Q]
[M][L]/[T]2
[M][L]2/[T]2
[M][L]2/[T]3
[L]/[T]
[L]/[T]2
[NUMÉRICA]
[NUMÉRICA]
1/[T]
[M]/[T]3
Energía cinética media
por átomo o molécula
[M][L]2/[T]2 }[T]
>/@
>/@
>/@
[L][M]/[T]2[Q]
[Q]/[L][T]
[NUMÉRICA]
h
m, n, ]
ºC
ko
K
Kr
Hr
J
U5
Constante de Planck
Número Entero
Grados Centígrados (Celsius)
Permisividad del Espacio Libre
Constante de Dispersión de Rayleigh
Constante Numérica
Energía de Vaporización por
Unidad de Masa
Base Natural de los Logaritmos
Circunferencia Circular/Diámetro
2
[M][L]2/[T]
[NUMÉRICA]
[T]
[T]2[Q]2/[L]3[M]
[M][L]4/[T]3
[NUMÉRICA]
[L]2/[T]2
[NUMÉRICA]
[NUMÉRICA]
3
Valores Numéricos de Constantes Físicas Importantes
c
h
J
U
ko
qe
me
(ep)400
(ep)700
(ep)1064
(ep)10.600
Velocidad d la Luz en el Espacio Libre
2.998 x 108 m/segundo
Constante de Planck
6.626 x 10-34/segundo
Base Natural de los Logaritmos
2.718281828.......
Circunferencia/diámetro. Relación de un Círculo 3.14592654.........
Permisividad del Espacio Libre
1.11265
Carga de un Electrón
-1.6022 x 10-19 culombios
Masa de un Electrón
9.110 x 10-31 kg
Energía de un fotón a 400 nm
3.100 eV
Energía de un fotón a 700 nm
1.7712 eV
Energía de un fotón a 1.064 nm
1.1653 eV
Energía de un fotón a 10.600 nm
0.11697 eV
9DORUHV1XPpULFRVGH3UHÀMRV
deci
centi
mili
micro
nano
pico
femto
kilo
mega
=
=
=
=
=
=
=
=
=
x 10-1
x 10-2
x 10-3
x 10-6
x 10-9
x 10-12
x 10-15
x 103
x 106
Apéndice B - Glosario de Términos
1
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 fibra óptica directa, dentro de la cual todos
los rayos de luz que entra en la fibra sufrirán una reflexión 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 fracción 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.
2
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 salida 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 espejos permanece siempre dentro de la cavidad.
Coagulación Es un proceso de desnaturalización del tejido vivo por calentamiento a temperaturas entre los 45º C y los 70º C durante periodos de tiempo suficientes como se muestra en la
figura 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
superficies 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 debido 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 únicamente con una longitud de onda creciente en la cual sucede una absorción significativa. 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).
3
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 potencial 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 influencia 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 gravedad.
Espectro Una variedad contínua de longitudes de onda o frecuencias de radiación electromagnética. 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 átomos, 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 exterior 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 superficie 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 superficie.
Fibra óptica Un filamento 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
significantemente mayor de la unidad. Generalmente se reviste con una capa de otro material
que tiene un índice de refracción menor. Transmite la luz por reflexió total interna incluso alrededor 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 diffused radiant flux) 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 coherente y colimada.
Fotoelectrolisis La rotura o destrucción de las membranas celulares por el campo eléctrio de
una onda de luz.
4
Fotón Un quántum sin masa de energía radiante, transmitida por el espacio libre y < > o medios 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 fijo 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 forma de campana. Ver el capítulo 1, ecuación 1-12 para la descripción matemática de la densidad
de energía con un perfil 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 significante.
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 normal (mayoría) de átomos de aquella especie.
5
Julio La unidad básica de energía en el sistema de unidades m.k.s. (metro-kilogramo-segundo).
Kilogramo
(g).
La unidad básica de masa en el sistema de unidades m.k.s., igual a 1.000 gramos
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 Amplification by Stimulated Emission Radiation (luz amplificada por la emisión estimulada 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 definido 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 magnéticos octogonales que son perpendiculares al eje de propagación. A intensidades bajas, la luz consiste de ondículas discretas u ondas qeu tienen una longitud finita 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 ondículas de luz que viajan reflejadas entre los espejos del resonador láser, en sincronización con el viaje 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. Habitualmente 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 perfil 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 reflejan 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.
6
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 finita 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 súbitamente 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 necesidad 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.
Reflexión La redirección de un rayo de luz desde su punto de impacto en la superficie divisoria
entre dos medios diferentes hacia atrás en el hemisferio del espacio, centrado en el punto de impacto, del que provino aquel rayo, de tal modo que el ángulo de incidencia es igual al ángulo de
reflexión (ambos medidos en la perpendicular a la superficie reflectante en el plano definido por
el rayo incidente y reflejado). En general, se perderá algo de la intensidad del rayo por la penetración en el medio reflectante, de modo que el rayo reflejado 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 reflexión de alguna intensidad del rayo incidente, excepto donde el ángulo de incidencia es mayor que el ángulo crítico
para la reflexión total en el cruce denso de la interfaz.
Resonador
tenido allí.
Aquella parte de un láser que consiste en la cavidad óptica y el medio láser con-
Segundo La unidad básica de tiempo en el sistema m.k.s. (metro-kilogramo-segundo).
7
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.
Intense Pulsed Light Therapy. Soltes
489
Luz Pulsada Intensa (IPL)
Terapia
Barbara Soltes, MD (Traducción Dr. Hilario Robledo)
Palabras Clave:
◆ 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 componentes 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 condiciones, a pesar de la poca absorción de su energía lumínica por varios tejidos. Un caso histórico publicado 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 específica 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 procedimientos estéticos con un dolor mínimo.6-8 En el año 2008, se realizaron casi 75 millones de procedimientos 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 light)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 fotorrejuvenecimiento 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 eficaz con un coste razonable. En la actualidad, hay más de 300 fabricantes registrados en países de todo el mundo.6
490
IPL
La tecnología IPL implica lámparas de flash de xenón paralelas y condensadores contenidos en el interior de una pieza de mano o un brazo articulado, que se aplica directamente a
la superficie 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
suficiente profundidad como para causar daños térmicos en la epidermis. Esta técnica es conocida como fototermólisis selectiva. Además, la pieza de mano IPL posee un filtro para eliminar
cualquier componente de luz ultravioleta (UV) que producen el daño UV. Los pulsos de luz producido 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 permiten la fototermólsis selectiva para una variedad de condiciones de la piel. Las especificaciones
habituales son los siguientes:
• La entrega de un espectro completo de una fuente de luz filtrada.
• Adaptadores ópticos o filtros 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 filtro 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, antiinflamatorios 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 procedimiento. 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 mensuales. 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
491
Figura 1. Absorción de cromóforos en la piel humana.
Figura 2. Sistema IPL.
Figura 3. Espectro de longitudes de onda para las indicaciones clínicas.
492
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 final 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
clasificación 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 filtro basado en el tipo de piel y en el fotoprocedimiento a realizar. Los
filtros son de longitud de onda específica, es decir, para el fotoaclaramiento del acné, se necesita
una longitud de onda de 410 nm, mientras que para la fotodepilación, se selecciona una longitud de onda de 640-690 nm. La energía o fluencia 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 eficaz 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 final. La ventaja 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 eficaz 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 pueden ser una adición adecuada para cualquier práctica ginecológica son la fotodepilación (eliminación 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
493
APLICACIONES EN GINECOLOGÍA
El hiperandrogenismo es una endocrinopatía común en las mujeres. Las mujeres se pueden presentar a sus ginecólogos con signos inquietantes de exceso de andrógenos. Se encuentran 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 tiempos 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 correlaciona con los cambios hormonales de su ciclo menstrual. Las terapias tradicionales incluyen cremas 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 filtrado 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 influido por
muchos factores, incluyendo las hormonas.
Los andrógenos determinan la tasa de crecimiento del cabello y la transformación del
vello suave, no pigmentada, a grueso, pigmentado, y pelo terminal permanente. En las
mujeres, los ovarios, la glándula adrenal y la
capa periférica de la piel producen andrógenos. A medida que cambian las hormonas,
puede ocurrir un endurecimiento de la capa
de queratina o hiperqueratinización de la
494
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 ambiente anaeróbico. Estas bacterias dañan la pared del folículo e inician una reacción inflamatoria. En los procesos metabólicos del P. acnes, se producen porfirinas. Las porfirinas absorben la
luz con una longitud de onda en el rango UV. Cuando las porfirinas 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).1719
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 ampliamente 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 permanente 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 enfermedad 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).
495
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 influenciado y determinado en el nacimiento genéticamente. Las mujeres de todas las etnias pueden tener niveles
de estrógenos y de testosterona similares pero difieren 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 finalmente, 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 estresante, 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
El pelo se compone de 3 partes
principales, llamadas, el tallo, la protuberancia y el bulbo (Fig. 7). El tallo del pelo
es la parte visible del pelo, que no tiene
ninguna influencia sobre el crecimiento
del pelo y contiene las células madre y el
músculo erector del pelo, que son importantes 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
Figura 6. Ciclo de crecimiento del pelo. (From Hunterr _IA, y obtienen los mejores resultados con la
Savin JA, Dahl MV. The structure and function of hair. In: depilación utilizando IPL. 22,24,25
Clinical dermatology. Lon-don: Blackwell Scientific; 1989. p.
4-18; with permission.)
496
Figura 7. Anatomía del folículo del pelo ((From Hunter JA, Savin JA, Dahl MV.Thestructureand function of hair. In: Clinical dermatology. London: Blackwell Scientific; 1989.p. 4-18; with permission.
Los métodos habituales de la depilación se pueden clasificar 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 electrólisis. 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, hemoglobina 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 métodos, 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 pulsado, entonces se dirige a la zona a la que se desea realizar la eliminación del vello no deseado.
497
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 coagulan. El intenso calor también destruye la papila productora del pelo o todo el folículo piloso.
Para que sea eficaz, se necesita una cantidad adecuada de energía térmica para alcanzar ambas
estructuras y coagularlas deteniendo el crecimiento del pelo. La reducción eficaz 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 eficaz 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 hiperandrogenismo. La terapia IPL también conlleva un beneficio adicional de una fuente adicional de
ingresos.
498
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Diodos Emisores de Luz (LEDs) en Dermatología
Daniel Barolet, MD4,
(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 WDPELpQVHFHQWUDHQODVYtDVHVSHFt¿FDVGHVHxDOL]DFLyQFHOXODULPSOLFDGDV\FyPRORV
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 beneficios 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 científico 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 artificial.1
Muchos años después los beneficios terapéuticos de la luz fueron descubiertos de nuevo
utilizando otros segmentos del espectro electromagnético (EEM) con longitudes de onda visibles y en el infrarrojo cercano. A finales 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 experimento. 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 eficacia 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 condiciones médicas.
LEDs in dermatology, D. Barolet
227b
La fotobiomodulación LED es la nueva categoría de terapias de luz no térmicas para encontrar 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 específica mostró que aceleraba
el crecimiento de las plantas. Debido al deficiente nivel de cicatrización de las heridas experimentadas 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 eficiencia 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.
228
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 superficie (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 superficie. 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 llamados “dados.” Mediante el uso de un equipo automático de pick-and-place, algunos fabricantes
adopten las fichas 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 superficies reales de los chips del LED están asociadas a las pistas conductoras de
la PCI (placa de circuito impreso). Los pasadores o almohadillas o superficies reales de los chips
de LED están asociadas a las pistas conductoras de la PCI (placa de circuito impreso). Construidos ensamblados a partir de LEDs t-pack son a menudo insatisfactorios en cuanto a que
no siempre proporcionan una iluminación suficientemente 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)
228b
Una diferencia significativa entre los láseres y los LEDs es la forma en que la que entregan 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 proporcionan 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 suficiente 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 significativo y ha sido aprobada para su utilización en los humanos por la Administración 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 superficial 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 clorofila para convertir la luz solar en tejido
de la planta, los LED pueden desencadenar reacciones intracelulares foto-bioquímicos naturales. 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 porfirinas, flavinas, y otras entidades que
absorben la luz dentro de las mitocondrias y las membranas celulares de las células.
Figura 5. Chips de LEDs lineales.
229
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 respiratoria 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 dificultar 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 respiratorias? 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 tejidos, 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 señalización 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 influir 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 influir 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.
229b
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, supuestamente 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 celular. A su vez, las células expuestas al LED como los fibroblastos aumentaron de la producción
de ATP, la modulación de las especies reactivas de oxígeno (como las especies oxígeno singletes), la reducción y la prevención de la apoptosis, estimulación de de la angiogénesis, aumento
del flujo 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
fibroblastos), la modulación en los niveles de las citoquinas (por ejemplo, interleucinas, factor
de necrosis tumoral-α), factores de crecimiento, mediadores inflamatorios 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 inflamatorio, 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 extracelular 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
específica 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 (fluencia), intensidad (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 Profundidad
Longitud de Onda Penetrante
La luz se mide en longitudes de onda y se expresa en unidades de nanómetros (nm). Diferentes longitudes de onda tienen diferentes cromóforos y pueden tener diversos efectos sobre
el tejido (Fig. 6). Las longitudes de onda se refieren con frecuencia en relación a su color asociado 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
230
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 específicas. Para
obtener los mejores efectos, la longitud de onda utilizada debe permitir la penetración óptima
de la luz en las células o tejidos específicos. La luz roja puede ser utilizado con éxito para el objetivo 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 fibroblastos como sea posible, lo cual es con frecuencia el objetivo de la terapia LED, es deseable 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 cromóforo 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 (c600 nm) y en el
espectro infrarrojo cercano, IRC/NIR (c850 nm).
Figura 7. Constituyentes tisulares principales que absorben en el espectro de 600-1000 nm.
Adaptado con permiso de Taroni P, Pifferi A, Torricelli A, et al: In vivo absorption and scattering spectroscopy of biological tissues. Photochem Photobio Sci 2:124-129, 2003.
Figura 8. Representación esquemática de la curva de Arndt-Schulz.
230b
231
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 importante 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 específicos localizados, por ejemplo,
en los fibroblastos 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 afirma que sólo hay una estrecha ventana de oportunidad en la
que en realidad se puede activar una respuesta celular utilizando conjuntos precisos de parámetros, es decir, la fluencia 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 fluencia 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 resultar 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
científica 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 mostraron que la variación de la irradiancia y del tiempo de exposición para conseguir una densidad
de energía constante especificada 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 fisiológico para un objeto
determinado, no produce efectos fotoestimulatorios incluso si se extiende el tiempo de irradiación. Además, los efectos fotoinhibitorios pueden ocurrir a fluencias más altas.
En la Figura 9, se muestran diferentes patrones de entrega de la luz. Curiosamente, todos ellos son de la misma fluencia en el tiempo, pero la energía de los fotones no alcanzan de
la misma forma los objetivos biológicos. Esto
puede alterar significativamente la respuesta
biológica LED. La importancia de la pulsación
será discutido en la siguiente sección. Con certeza, se necesita un tiempo de exposición mínimo, en el orden de varios minutos en vez de
solo unos cuantos segundos, para permitir la
activación de la maquinaria celular, de lo contrario, 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
inflamación presente en el momento del tratamiento.
Figura 9. Patrones de entrega de la luz diferentes con
una fluencia similar.
231b
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 influencia de la emisión continua 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 suficientes 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 suficiente para que se produzca un efecto biológico. Las moléculas y células 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 fin de lograr
los máximos efectos fisiológicos. 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 insuficientes, no se producirá la respuesta
celular. Algunos dispositivos LED incluso proporcionan los sistemas de posicionamiento ópticos 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
232
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 fibroblastos muestran patrones fisiológicos cíclicos de procolágeno tipo1 de la supraregulación y la metaloproteinasa-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 fisiológica de las células 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 diferentes estudios.
Efectos de los LEDs
La terapia LED es conocida por sus propiedades curativas y antiinflamatorias 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
los diferentes estudios pueden
ser difíciles de comparar debido
a los posibles efectos de la variación de los parámetros de tratamiento (por ejemplo, la longitud
de onda, fluencia, densidad de
potencia, modo pulsado/continuo y del tiempo de tratamiento) pueden variar de un estudio
al siguiente. Por otra parte, existe
la posibilidad de que los efectos
fotobiomoduladores sean diferentes a través de las diferentes
especies celulares y tipos de paFigura 10. Aplicaciones LED actuales y prometedoras en función de la
cientes. Ahora se discutirán las
longitud de onda.
aplicaciones actuales de los LED.
232b
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 significativamente el crecimiento celular en una diversidad de líneas celulares, incluyendo a los fibroblastos
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 inflamación, 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 metaloproteinasas (es decir, MMP-1, efecto de desbridamiento) que acelera la producción de la remodelación de la herida.
Inflamación
Los radicales libres son conocidos por causar inflamación subclínica. La inflamación
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 mediadores inflamatorios.
Una serie de estudios recientes han demostrado el potencial antiinflamatorio de los LED,
un estudio realizado en araquidónico gingival humano fibroblastos 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 antiinflamatorio útil. 27 Los tratamientos de fotobiomodulación LED han
mostrado también la resolución del eritema y reduce el malestar del paciente en el postratamiento 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 beneficiarse 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 específicas que han sido im-
233
234
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 inflamados.
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 deficiencia 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 significativo en la producción de colágeno después del tratamiento LED en varios experimentos, incluyendo los cultivos de fibroblastos, quemaduras de tercer grado en los modelos
animales, fluidos 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 observado 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.
Fotoprofilaxis o Fotoprevención
La fotoprofilaxis 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 después de los tratamientos
LED complementarios
para una rosácea difusa.
234b
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
postinflamatoria (HPI/PIH) o las cicatrices hipertróficas, 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 infrarrojo 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 cultivos primarios de fibroblastos 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 significativa contra el eritema
inducido por los UV-B.37 La inducción de la resistencia celular a los insultos UV pueden posiblemente 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 Postinflamatoria
La HPI/PIH es problema frecuente y representa las secuelas de diversos trastornos cutáneos, 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 inducida 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 fotográfico y el contenido de melanina, la mayoría de los pacientes pueden lograr la reducción sustancial o ausencia de lesiones de HPI en las áreas tratadas con LED (frente al grupo
control).
235
En nuestras manos, de 1 a 8 tratamientos entregados durante un periodo de 1-2 semanas
antes del traumatismo, proporcionará una respuesta significativamente 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
postinflamatoria.
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 postinflamatoria (HPI).
Prevención de las Cicatrices
Las cicatrices hipertróficas y queloides se pueden formar después de la cirugía, un traumatismo, o el acné y se caracterizan por proliferación fibroblástica y el exceso de deposición de
colágeno.39
Figura 14. Paciente después de un lifting
facial y revisión de la cicatriz preauricular
(superior) con 12 meses de seguimiento
(inferior). Izquierda: lado tratado mediante LED x30 días postcirugía. Derecha: control (no LED).
235b
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 inflamatoria
en la mejilla (parte inferior).
Se ha implicado un desequilibrio entre las tasas de la biosíntesis de colágeno y la degradación superpuesta 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 prometedor 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 significativas 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 caracteriza en una forma de mejorar la entrega, a través de una penetración sustancialmente uniforme, 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.
236
La eficacia 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, fluencia total de
45 J/cm2) antes del ALA-TFD en el tratamiento de los pacientes con acné quístico disminuye
significativamente 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 comunicación-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 aplicación sería para optimizar sinérgicamente cualquier trayectoria/ruta de compuesto bioactivo
en última instancia hasta la expresión de genes específicos 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 inflamatorio,
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.
236b
Fototerapia Sin Rayos UV
La fototerapia de radiación ultravioleta (UV) se ha utilizado durante décadas en el tratamiento 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 sistémicos. 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 dermatitis atópica implica la inducción de la apoptosis en las células T auxiliares infiltrantes 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 definir mejor como la utilización de la luz para activar un medicamento fotosensible que se aplica a la piel antes del tratamiento. La fuente de luz en la TFD tiene una
influencia directa en la eficacia 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 terapias 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 protoporfirina 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 eficaz. Por lo tanto, la tasa de dosis se está convirtiendo en uno de los criterios importantes en comparación con la dosis total (fluencia). Además, ahora se sugiere evitar los efectos
de la potencia de pico sobre el fotosensibilizador, denominados efectos térmicos, que se encuentras 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 eficacia clínica de la
TFD: la fotoactivación progresiva de los fotosensibilizantes, un perfil del haz uniforme y grande,
reducción del dolor del procedimiento y múltiples longitudes de onda disponibles.
237
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 Protoporfirina 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 insuficientes. Los factores genéticos, hormonales y vasculares han sido implicados etiológicamente. La celulitis se manifiesta 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-
237b
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 especial 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 complejas realmente pueden estar influidos favorablemente con la ayuda de sofisticados fotones balísticos los LED configurados 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 tratamiento 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 científicos 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 fotoprofilaxis, la fotopreparación y la utilización de
la fotoregulación doméstica aunque existen muchos desafíos por delante. La investigación futura debe centrarse en la investigación de las vías de señalización celular específicas involucradas
para entender mejor los mecanismos en juego, la búsqueda del umbral de activación celular de
los cromóforos específicos, así como el estudio de su eficacia 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.
237c
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guía de estudio de la ciencia fundamental del láser/ interacción

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