CAPÍTULO DOS

Láseres en Medicina Dr. Hilario Robledo INTRODUCCIÓN Los láseres son dispositivos que producen intensos rayos de luz que son monocromáticos, coherentes y altamente colimados. La longitud de onda (color) de la luz láser es extremadamente pura (monocromática) si se compara con otras fuentes de luz, y todos los fotones (energía) que componen el haz de láser tiene una relación de fase fija (coherencia) con respecto a una otra. La luz de un láser por lo general tiene muy baja divergencia. Puede viajar a grandes distancias o focalizarse en un punto muy pequeño con un brillo que supera al del sol. Debido a estas propiedades, los láseres se utilizan en una amplia variedad de aplicaciones en todos los ámbitos de la vida. Los principios básicos de funcionamiento del láser fueron presentados por Charles Townes y Arthur Schalow en los Laboratorios Bell Telephone en 1958, y el primer láser actual, basado en un cristal de rubí rosa, se demostró en 1960 por Theodor Maiman en los Laboratorios de Hughes Research. Desde ese momento, literalmente se han inventado miles de láseres, pero sólo un número mucho más pequeño han encontrado aplicaciones prácticas en aplicaciones científicas, industriales, comerciales y militares. El láser de helio neón (el primer láser de onda continua), el láser de diodo semiconductor, y el láser de iones enfriados por aire han encontrado amplias aplicaciones. En los últimos años ha aumentado rápidamente la utilización de los láseres bombeados por diodos de estado sólido (DPSS/DBES) en aplicaciones tanto médicas como industriales. La luz es una forma fundamental de energía con numerosas aplicaciones médicas. A nivel cuántico, la luz se compone de unidades de energía denominadas fotones. Cada fotón transporta una cantidad pequeña de energía. La luz es también una onda electromagnética. El espectro electromagnético abarca desde las ondas de radiofrecuencia baja a los rayos gamma que tienen una gran cantidad de energía. La energía transportada por cada fotón está determinada por su longitud de onda, que en el caso de la luz visible se corresponde con su color. El término láser es un acrónimo del inglés light amplification by stimulated emission of radiation (amplificación de la luz por emisión estimulada de radiación). La emisión estimulada es un proceso cuántico mediante el cual un fotón puede estimular la creación de otro fotón, como se explicará más adelante en esta sección, interaccionando con un átomo o una molécula excitados. El láser actúa bombeando numerosos átomos al estado excitado y se puede producir una gran cantidad de emisión estimulada. La luz láser es típicamente monocromática, lo que significa que se compone de una luz de una única longitud de onda. Una segunda característica de los láseres es la coherencia, que significa que todas las ondas de luz, sus crestas y sus valles, se propagan en la misma fase en el espacio y en el tiempo (coherencia temporal y espacial). La otra gran característica de la luz láser es la colimación, lo que permite al haz láser viajar grandes distancias sin 99

producirse divergencias con lo que se puede enfocar en un punto igual a su propia longitud de onda. Estas propiedades del láser permiten obtener estudios de imagen únicos in vivo como la microscopia confocal y la tomografía de coherencia óptica. Los láseres también son capaces de producir pulsos de luz cortos y alta densidad de energía lo que les permite en herramientas establecidas para realizar procedimientos quirúrgicos de alta precisión y tratamientos de objetivos selectivos desde la descripción de la fototermólisis selectiva por Anderson y Parrish en 1983, anteriormente los láseres se utilizaban principalmente para la destrucción tisular no específica. Cuando se trate a un paciente en concreto con una máquina láser en particular o similar, es esencial la combinación de los conocimientos fundamentales tanto de la patología a tratar como de la ciencia del láser, la observación cuidadosa de los resultados clínicos apropiados, la destreza y la experiencia clínica que un conjunto de instrucciones o parámetros que se han aprendido o anotados previamente al tratamiento. PERSPECTIVA HISTÓRICA Albert Einstein (1879-1955) no inventó el láser, pero sin duda allanó el camino hacia su invención. En su “año de oro de 1905”, publicó varios trabajos, uno de ellos le llevaron el Premio Nobel de Física en 1921. Era un trabajo sobre el efecto fotoeléctrico: la luz puede liberar electrones de algunas superficies metálicas. Esta era una manifestación inequívoca que la luz puede ser descrita como partículas, fotones. Su naturaleza ondulatoria ya era conocida. En ciertas configuraciones se revela su naturaleza ondulatoria y aparece en otros ámbitos de la naturaleza particulada. En 1924, un físico indio Satyendra Nath Bose (1894-1974) publicó un artículo que se extiende en el trabajo de Max Planck sobre los fotones. Einstein encontró esta publicación interesante y extendió sus ideas con más detalle en dos artículos. Una característica clave es que los fotones, en contraste a los electrones, prefieren ocupar exactamente el mismo estado de energía. La termodinámica de estas partículas, llamadas bosones, pueden describirse por la estadística de Bose-Einstein. Vale la pena señalar que Planck en su trabajo sobre la radiación de cuerpo negro en 1900 ya había sugerido una distribución de tal energía para los fotones. El modelo de Einstein se utilizó para investigar las propiedades de grandes colecciones de átomos excitados. Estos átomos excitados pueden emitir espontáneamente un fotón con una longitud de onda característica (λ) al volver a su estado no excitado. Cuando un fotón pasa cerca de otro átomo excitado idéntico, puede estimular este átomo para emitir un fotón que es una réplica exacta del que ha entrado. Este proceso, que de este modo se comporta como un proceso de amplificación, que se ha denominado amplificación de luz por emisión estimulada de radiación, o, para abreviar: “LASER”. Sin embargo, los átomos idénticos en el estado fundamental también pueden absorber fotones. En el equilibrio térmico, siempre hay más electrones en los estados de energía más bajos que en los superiores. Por lo tanto, la probabilidad para la absorción de los fotones entrantes es mayor que para la amplificación. Para la amplificación neta se necesita tener más átomos en el estado excitado que en el estado fundamental. Este estado, que se denomina inversión de la población, se puede obtener mediante la entrega de la energía, por ejemplo, eléctricos, químicos o radiación, para el sistema. El principio de la emisión estimulada se demostró experimentalmente para los microondas antes de que se demostrase para la luz. En 1954, se construyó la primera amplificación de microondas por emisión estimulada de radiación (MASER). En 1964, Townes, 100

Basov y Prokhorov compartieron el Premio Nobel de Física por el desarrollo del principio máser. La posibilidad de ampliar el principio en las regiones infrarrojas y visibles fue propuesto por Schawlow y Townes en 1958 y el primer láser fue construido por Maiman en 1960 . Se utiliza un cristal de rubí rodeado de tubos de flash para generar la inversión de población y la acción láser. La luz roja (λ = 694 nm) de este láser es emitida por el cromo presente como una impureza en el cristal Al2O3. En el mismo año, el láser de helio-neón (HeNe) fue desarrollado por Javan y cols. El neodimio dopado con granate de itrio y aluminio, Y3Al5O12 (YAG) (yttrium– aluminium–garnet) se construyó por Johnson en 1961, el láser de iones de argón (Ar+), capaz de emitir en 13 longitudes de onda a través del espectro visible, ultravioleta, visible y cercano, incluyendo: 351,1 nm, 363,8 nm, 454,6 nm, 457,9 nm, 465,8 nm, 476,5 nm, 488,0 nm, 496,5 nm, 501,7 nm, 514,5 nm, 528,7 nm, 1092.3 nm, fue inventado por Bennett y cols en 1962 y el láser de dióxido de carbono (CO2) fue creado por Patel en 1964. Posteriormente se inventaron diferentes tipos de láser de estado sólido, tales como los láseres semiconductores, láseres de vapor de metal y los láseres de electrones libres, como se describirá más adelante. El dominio de longitud de onda se desarrolló gradualmente en el rango ultravioleta, lo que hizo un objetivo posible la ionización y unión-ruptura de las moléculas. El láser fue un notable avance técnico, pero en sus primeros años era algo como una tecnología sin un propósito. No fue lo suficientemente potente como para su uso en las armas de rayos previstos por los militares, y su utilidad para la transmisión de información a través de la atmósfera se vio seriamente obstaculizado por su incapacidad para penetrar las nubes y la lluvia. Casi de inmediato, sin embargo, algunos comenzaron a encontrar usos para ella. Maiman y otros ingenieros desarrollaron armas láser de precisión y el láser de gran alcance para su uso en cirugía y otras áreas en las que se necesita una fuente moderadamente potente de calor. Para una explicación completa y detallada del láser a través de los años se muestra a continuación un esquema histórico del desarrollo del láser: Fecha

Nombre

Descubrimiento

1900

Max Plank

1916

Albert Einstein

1928

Rudolph W Landenburg Willis E Lamb RC Rutherford

Proporcionó el entendimiento que la luz es una forma de radiación electromagnética. Teoría de la emisión de la luz. Concepto de la emisión estimulada. Confirmó la existencia de la emisión estimulada y de la absorción negativa. Sospecha de la emisión inducida en los espectros de hidrógeno. Primera demostración de la emisión estimulada. El inventor del MASER (Amplificación de microondas de emisión estimulada de radiación) en la Universidad de Columbia - Primer dispositivo basado en la emisión estimulada, galardonado con el premio Nobel en 1964. Inventores del MASER en la Universidad de Maryland.

1940 1951

Charles H Townes

1951

Charles H Townes Joseph Weber James P. Gordan

101

1951 1954

1956

Alexander M Prokhorov Nikolai G. Basov Robert H. Dicke

1957

Nicholas Bloembergan Charles H Towes

1957

Gordon Gould

1958

Arthur L Schawlow

1959

Charles H Townes John D. Myers

1960 1960 1960

Arthur L Schawlow Charles H Townes Theodore Maiman

1961

Peter P Sorokin Mirek Stevenson Ali Javan, William Bennett Donald Herriot Lloyd G. Cross

1961

Robert Rempel

1961

A G Fox and T Li

1961

Elias Snitzer

1961

1961

Leo F. Johnson, K. Nassau Ralph R. Soden Scotch Plains Le Grand (Larry) G. Van Uitert John D. Myers

1962 1962

Fred J. McClung Robert Hall

1960

1961

Inventores independientes del MASER en el Instituo de Física de Moscú. Premio Nobel de 1964. Patente de la “Bomba Óptica”. Basada en una población inversa pulsada para super-irradiación y por separado la cámara de resonancia Fabry-Perot para el “Sistema de Generación y Amplificación Molecular”. Primera propuesta de un máser de estado sólido de tres niveles en la Universidad de Harvard. Diseño de un MASER óptico inicial en su libro de laboratorio. El primer documento que define un láser, escriturado por el propietario de una tienda de dulces. Acreditado con derechos de patente en la década de los años 70. Documento detallado que describe el primer “MASER óptico”. Acreditado con la invención del láser. de la Universidad de Columbia. Primer sistema de rayos X estroboscópico de la Universidad Estatal de Pennsylvania. Precursor de láser de rayos X. LASER patente N º 2.929.922. Inventó el primer láser en funcionamiento basado en el rubí. 16 de mayo de 1960, Hughes Research Laboratories. Primer LASER de uranio - segundo LASER en general. Noviemvre 1960 Laboratorios IBM. Primer láser de helio-neón en los Laboratorios Bell, diciembre de 1960, el primer láser de gas y primer láser de onda continua (cw). Primera empresa de láser comercial, Trion Instruments fue fundada en marzo, primer láser Q-switched que gira el prisma óptico. Tercer láser de rubí. Trion se convirtió en Lear-Siegler, Laser Systems Center en 1962. Co-fundador de Spectra-Physics, que se convirtió en la segunda compañía fabricante de láseres. Análisis teórico de los resonadores ópticos de los Laboratorios Bell. Primer láser de barras de cristal y barras en American Optical. En primer láser de cristal de neodimio en los Laboratorios Bell. Primera operación de onda continua de tierras raras de cristales láser dopados en los Laboratorios Bell. Patente número 3,177,155. Cuarto láser de rubí en el Laboratorio Aeronáutico Cornell. Primera celda electro-óptica Kerr Q-switch. El primer diodo bombeando un láser de estado sólido, 102

Theodore Quist 1963

1964

Logan E Hargrove Richard L Fork M. A. Pollack Emmett Leith Juris Upatnieks John D. Myers

1964

Elias Snitzer

1964

John D. Myers

1964

1964 1964

Joeseph E Geusic Richard G. Smith H M Markos L G Van Uiteit Bob Thomas Leo Johnson Kumar N Patel William Bridges

1965

J.P. Chernoch

1965

John D. Myers

1965

George Pimentel J V V Kasper John D. Myers

1964

1965 1966 1966

1966 1966 1966

Ed Gerry Arthur Kantrowitz James Hobart

William Silfvast Grant Fowles and Hopkins John D. Myers

1966

Peter Sorokin John Lankard Mary L. Spaeth

1967

John D. Myers

1967

Bernard Soffer

uranio dopado fluoruro cálcico en estado sólido en el MIT de los Laboratorios Lincoln. Primer modelo de bloqueo acustóptica Q-switch. Primera exposición de hologramas LASER de los objetos 3D. 3 de abril en el Spectra-Physics. Primera demostración de campo de un telémetro láser de rubí / ceilómetro en el Laboratorio Aeronáutico Cornell. En primer láser de fibra y primer amplificador de láser de fibra de American Optical. Primera demostración de propulsión LASER. Lear Siegler, Centro de Sistemas de Laser. Inventor del primer láser funcionante de Nd:YAG en los Laboratorios Bell.

Inventor del láser de CO2 en los Laboratorios Bell. Invención del láser de iones de Argón es los Laboratorios Hughes. Invención del láser de disco de estado sólido de General Electric. Patente de EE.UU. 3466569 (1969). Primer láser ceilómetro de frecuencia dual. Lear Siegler Laser System Center. Primer láser químico en la Universidad de California, Berkley. Primer telémetro láser de doble frecuencia en Lear Siegler Laser System Center. Primer láser CO2 10+ Kilovatios en Avco Everett Research Lab. Fundada la primera compañía comercial de láser de CO2, Coherent Radiation (ahora Coherent Inc. y posteriormente Lumenis). Hobart era un empleado de Instrumentos Trion la primera compañía de láser comercial fundada por Lloyd G. Cruz en 1961. El primer láser de vapor metálico - Zn / Cd - en la Universidad de Utah. Primera posición del plano indicando radar láser en Lear Siegler Laser System Center. Primera acción del láser de colorante demostrado en los laboratorios de IBM. El primer láser de colorante sintonizable en los Laboratorios Hughes Research. Primer láser comercial de barras Nd:Glass en OwensIllinois. Primera longitud de onda sintonizable en el láser de 103

1967

B. B. McFarland John D. Myers

1968

Dr. Bhaum

1969

Keeve M. Siegel

1969

G M Delco

1969

1972 1973

John D. Myers* Luther C. Salter** Tom Crow*** Nikolai Basov Yu M. Popov Alferov’ Group Mort Panish Izuo Hayashi Charles H, Henry ManiLal Bhaumik

1973

Lloyd Cross

1974

J. J. Ewing and Charles Brau Jim Hsieh John M J Madey’s Group Geoffrey Pert’s Group Arthur Schawlow Nicolas Bloembergen Peter F. Moulton

1970 1970

1976 1976 1980 1981 1982 1984 1985 1987 1994

Dennis Matthew’s Group John D. Myers

1994

David Payne Jerome Faist Federico Capasso Deborah L. Sivco Carlo Sirtori Albert Hutchinson Alfred Y. Cho Nikolai Ledentsov

1996

Wolfgang Keterle

colorante pulsado en Korad. Primer láser Nd:Glass de gigavatios: sistema oscilador/ amplificador en Owens-Illinois. Primera aplicación de un láser de CO2 para la cirugía refractaria ocular. Primer programa de investigación LASER de fusión comercial en Industrias KMS. Primera instalación industrial de tres láseres para uso del automóvil. Invención de filtros samario de Nd: YAG en * OwensIllinois, ** y *** Hughes Aircraft Martin Marietta. El primer láser de excímeros en Lebedev Labs, Moscú basado en xenón (Xe) solamente. Primer semiconductor láser cw en Ioffe PhysicoTechnical Inst. & Bell Labs. El primer pozo cuántico láser. Primera aplicación del láser de excímeros para la cirugía refractiva ocular. Primera empresa comercial de holograma láser en Multiplex Company. Primer láser excímero de gas raro haluro en Avco Everet Labs. Primer láser diodo InGaAsP en los Laboratorios Lincoln. Primer láser de electrones libres en la Universidad de Stanford. Primer informe de la acción de rayos X LASER, la Universidad de Hull, Reino Unido. Premio Nobel de Física por el trabajo en óptica no lineal y espectroscopia. Primer láser de zafiro de titanio en los Laboratorios MIT Lincoln. Primer informe de la demostración de un “laboratorio de Rayos-X LASER en los Laboatorios Lawrence Livermore. El primer dispositivo comercial cirugía ocular con láser y el método, con patente de EE.UU. N º 4.525.942 y en el Reino Unido patente n º GB 2 157 483 A en Kigre, Inc. Primer amplificador láser de fibra de erbio. Primera cascada cuántica múltiple longitud de onda láser en los Laboratorios Bell.

Primer punto cuántico LASER en Ioffe, Instituto Físico-Técnico. Primer LASER pulsado atómico en MIT. 104

1996 1997 2004 2006 2007 2010

Wolfgang Ketterle Ozdal Boyraz Bahrom Jalali John Bowers John Bowers Brian Koch

Primer LASER Petavatio en Lawrence Livermore National Labs. Primer LASER atómico en los Laboratorios MIT Lincoln. Primer láser Raman de silicio en la Universidad de California, Los Ángeles. Primer láser de silicio. El primer modo de bloqueo de silicio evanescente láser. Primer LASER de 10 Petavatios en los Laboratorios Lawrence Livermore National.

El potencial médico del láser ha sido explorado desde su invención. Hoy en día, los láseres se utilizan ampliamente en casi todos los campos de la medicina para los procedimientos diagnósticos y terapéuticos. Para entender la emisión estimulada, comenzamos con el modelo atómico de Bohr. Modelo atómico de Bohr En 1915, Niels Bohr propuso un modelo del átomo que explicaba una amplia variedad de fenómenos que estaban desconcertando a los científicos en el siglo XIX. Este modelo simple se convirtió en la base para el campo de la mecánica cuántica y, aunque no es totalmente exacta por la comprensión de hoy, todavía es útil para demostrar los principios de láser. En el modelo de Bohr, que se muestra en la figura1, los electrones giran alrededor del núcleo de un átomo. A diferencia de los modelos anteriores “planetarios”, el átomo de Bohr tiene un número limitado de órbitas fijas que están disponibles para los electrones. En las circunstancias adecuadas un electrón puede pasar de su estado fundamental (órbita de menor energía) a un estado superior (excitado), o puede decaer desde un estado alto a un estado inferior, pero no puede permanecer entre estos estados. Los estados de energía permitidos son llamados “estados cuánticos” y se refieren a los principales “números cuánticos” 1, 2, 3, etc, estos estados cuánticos están representados por un diagrama de niveles de energía. Para que un electrón salte a un estado cuántico más alto, el átomo debe recibir energía del mundo exterior. Esto puede ocurrir a través de una variedad de mecanismos, tales como colisiones inelásticas o semielásticas con otros átomos y la absorción de la energía en forma de radiación electromagnética (por ejemplo, luz). Del mismo modo, cuando un electrón cae de un estado alto a un estado inferior, el átomo debe desprender energía, ya sea como actividad cinética (transiciones no radiantes) o en forma de radiación electro-magnética (transiciones radiativas). Para el resto de esta discusión se considerarán sólo las transiciones radiativas. Fotones y Energía En los años 1600 y 1700, al principio del estudio moderno de la luz, hubo una gran controversia sobre la naturaleza de la luz. Algunos pensaban que la luz estaba hecha de partículas, mientras que otros pensaban que estaba formada por ondas. Ambos conceptos se explican algunos de los comportamientos de la luz, pero no todos. Finalmente se determinó que la luz está compuesta de partículas llamadas “fotones” que exhiben propiedades tanto de partículas como de ondas. Cada fotón tiene una energía intrínseca determinada por la ecuación: 105

Figura 1. Diagrama del modelo atómico de Bohr en un nivel de energía basal.

E = hν donde ν es la frecuencia de la luz y h es la constante de Planck. Puesto que, para una onda, la frecuencia y la longitud de onda están relacionadas por la ecuación: ln = c donde l es la longitud de onda de la luz y c es la velocidad de la luz en el vacío, la primera ecuación puede describirse como: E = hc/l Es evidente a partir de esta ecuación, que cuanto mayor sea la longitud de onda de la luz, menor será la energía del fotón y, en consecuencia, la luz ultravioleta es mucho más "enérgica" de la luz infrarroja. Volviendo al átomo de Bohr: para que un átomo absorba la luz (es decir, la energía de la luz para producir un electrón para pasar de un estado de energía más bajo En a un Em estado de energía mayor), la energía de un simple fotón debe ser igual o casi exactamente igual que la diferencia de energía entre los dos estados. Con un exceso de energía o una energía demasiado baja, el fotón no será absorbido. Por lo tanto, la longitud de onda de ese fotón debe ser: l = hc/ΔE donde ΔE = Em - En Del mismo modo, cuando un electrón decae a un nivel de energía más bajo en una transición radiativa, los fotones de la luz emitida por el átomo también deben tener una energía igual a la diferencia de energía entre los dos estados. 106

Emisión Espontánea y Estimulada En general, cuando un electrón está en un estado excitado de energía, finalmente debe decaer a un nivel inferior, emitiendo un fotón de radiación. A este suceso se denomina “emisión espontánea,” y el fotón se emite en una dirección aleatoria y en una fase aleatoria. El promedio de tiempo que tarda el electrón en decaer se llama constante de tiempo para la emisión espontánea, y está representado por t. Por otro lado, si un electrón se encuentra en el estado de energía E2 y su trayectoria de caída es a E1, pero antes de que tenga la oportunidad de decaer espontáneamente, debe emitir un fotón cuya energía es aproximadamente igual a E2 - E1, existe la posibilidad de que el fotón que está pasando hará que el electrón decaiga de tal manera que se emita un fotón a exactamente la misma longitud de onda, en la misma dirección y exactamente con la misma fase que el fotón que está pasando. En otras palabras, la emisión estimulada sucede cuando un átomo ya excitado es golpeado por un fotón emitido espontáneamente por otro átomo de la misma especie que está volviendo al estado basal desde un estado excitado idéntico. El fotón entrante no es absorbido, sino que actúa como un desencadenante para que el átomo impactado emita un fotón idéntico y vuelva a su estado basal. El fotón emitido y el fotón desencadenante de esta emisión, son de la misma longitud de onda y frecuencia, se propagan a lo largo de ejes paralelos en un sincronismo temporal y espacial idénticos. Así, la emisión estimulada resulta en una amplificación de la luz en esta longitud de onda y frecuencia: el fotón desencadenante produce otro fotón idéntico. Consideremos ahora que un grupo de átomos como se muestra en la figura 3, todos comienzan en exactamente el mismo estado excitado, y la mayoría están efectivamente dentro del rango de estimulación de un fotón que pasa. También asumiremos que t es muy largo, y que la probabilidad de emisión estimulada es del 100 por cien. El fotón entrante (estimulante) interactúa con el primer átomo, causando la emisión estimulada de un fotón coherente; estos dos fotones a continuación interactúan con los próximos dos átomos en línea, y el resultado es cuatro fotones coherentes, en la línea de abajo. Al final del proceso, tendremos once fotones coherentes, con todas las fases idénticas y todos viajan en la misma dirección. En otras palabras, el fotón inicial se ha “amplificado” por un factor de once. Téngase en cuenta que la energía necesaria para poner estos átomos en estados excitados se suministra externamente por alguna fuente de energía que se conoce generalmente como la fuente de “bomba”. Por supuesto, en cualquier población real de átomos, la probabilidad de que la emisión estimulada es bastante pequeña. Por otra parte, no todos los átomos están por lo general en un estado excitado, de hecho, lo opuesto es la realidad. El principio de Boltzmann, una ley fundamental de la termodinámica, establece que, cuando una colección de átomos está en equilibrio térmico, la población relativa de cualquiera de los dos niveles de energía está dada por: donde N1 y N2 son las poblaciones de los estados de energía superior e inferior, respectivamente, T es la temperatura de equilibrio, y k es la constante de Boltzmann. Sustituyendo hv (v es la frecunecia de la luz y h la constante de Planck) por E2-E1 se produce: ΔN } N1 - N2 = (1-e-hv/kT)N1. Para una población normal de átomos, siempre habrá más átomos en los niveles de energía más bajos que en los superiores. Dado que la probabilidad de un átomo individual de absorber un fotón es la misma que la probabilidad de que un átomo excitado para emitir un fotón a 107

Figura 2 a, b, c y d: Diagramas mostrando la absorción, emisión espontánea y estimulada de radiación. 107

Figura 3. Amplificación por una emisión estimulada.

través de la emisión estimulada, la colección de átomos reales será una red absorbente, no es un emisor neto, y no será posible la amplificación. Por consiguiente, para hacer un láser, tenemos que crear una “inversión de la población.” Niveles Atómicos de Energía En cada estado de un electrón hay un valor específico de energía. Los electrones que están orbitando cerca del núcleo tienen una energía menor que los electrones que orbitan más lejos del núcleo. La suma de las energías de todos los electrones es la energía total del átomo. El valor de esta energía del átomo se le denomina su nivel. Los niveles se expresan usualmente en electrón-voltios, recíproco a centímetros, ya que ep es inversamente proporcional a la longitud de onda, o julios. Estas unidades de energía están relacionadas como sigue: 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)

En la teoría cuántica de la estructura atómica se requiere que el nivel del átomo pueda cambiar solo por discretos incrementos de energía, correspondientes a los cambios permisibles de energía de un electrón, cambiando de un grupo de números cuánticos a otro (habitualmente saltando de una órbita a otra). Por lo tanto los niveles permisibles de un átomo son un grupo de valores discretos de energía, como una escalera, donde el paso arriba o abajo debe ser hecho de una vez, en vez de un cambio contínuo como ocurriría con una rampa. 108

Estados y Niveles de Energía de las Moléculas

Una molécula es una colección de átomos, de la misma especie o de especies diferentes, ligadas entre sí por fuerzas asociadas a los electrones en las cortezas, órbitas externas. Cada molécula tiene un estado, el cual es la composición de los estados de todos los átomos que la constituyen, más todos los posibles modos de vibración interna de los átomos constituyentes y las rotaciones de las moléculas como un total. Asociado a cada posible estado, hay un valor específico de energía para la molécula. Al igual que con los átomos, el valor de esta energía se denomina el nivel de la molécula. Los niveles de energía implicados usualmente en la absorción o emisión de la luz por las moléculas son aquellos asociados con las vibraciones y rotaciones, en vez de los niveles electrónicos de los átomos que la constituyen. En las moléculas complejas existe con frecuencia muchos estados y niveles permisibles. Ya que las diferencias entre los niveles rotacionales y vibracionales adyacentes son más pequeños que aquellos entre los niveles electrónicos en los átomos, la frecuencia de emisión espontánea molecular de fotones son inferiores a los fotones atómicos y sus longitudes de onda son mayores. Elementos Básicos de los Láseres El funcionamiento de los láseres de diferentes variedades atómicas o moleculares tienen 109

ciertos elementos comunes en cuanto a su estructura y función. Se excluyen aquí los láseres de electrones libres, que difieren considerablemente de los láseres ordinarios en su construcción y operación. Estos elementos comunes son: 1. Un medio material que posee unos nieveles energéticos apropiados para producir las longitudes de onda deseadas de luz, según la equación: f = De/h Donde De es la diferencia en energía entre el nivel excitado del átomo y el nivel inferior, al cual el vuelve por emisión espontánea. También es posible, por el átomo excitado, que entreg-

ue este exceso de energía por colisión con otro átomo (en un gas o líquido) o por la inducción de vibración de un sólido. 2. Una cavidad de resonancia óptica, en forma de un cilindro cuya longitud es mucho más larga que su diámetro y que tiene espejos coaxiales en la parte final opuesta del mismo, y 3. Una fuente externa de energía para proporcional la excitación de los átomos o moléculas del medio mediante el proceso de bombeo. El medio disponible hoy día para los láseres incluyen cientos de materiales diferentes: gases, líquidos y sólidos. La cavidad de resonancia está habitualmente con espejos que son sectores de esferas teniendo un radio mucho más grande que la distancia enter los espejos, debido a que los espejos planos tienen mucha dificultad para alinearlos apropiadamente. En un extremo del resonador (cavidad más el medio), el espejo debe tener una reflectancia mayor del 99.8% en la longitud de onda del láser. En el otro extremo de la cavidad, el espejo debe tener una transmi110

tancia entre el 1 y 20%, dependiendo de la longitud de onda y de otros factores. Esto es necesario para permitir que la luz del láser pueda escapar del resonador para su utilización externa. La fuente de energía es necesaria ya que el medio no puede generar espontáneamente energía por su propia excitación, excepto en el caso de los láseres químicos, que consumen su medio activo. La bomba de energía es a menudo eléctrica (una corriente eléctrica fluyendo a través del medio) o radiante (luz procedente de una funte no coherente o procedente de un láser). La energía térmica se puede emplear a condición de que produzcan diferencias de temperatura dentro del medio, pero un medio calentado a una temperatura uniforme siempre tiene más átomos o moléculas en niveles energéticos menores, de tal forma que hacen imposible producir más átomos o moleculas individuales en el estado excitado que en el estado basal. Población Inversa Los estados de energía atómica son mucho más complejos que lo indicado por la descripción anterior. Hay muchos más niveles de energía, y cada uno tiene sus propias constantes de tiempo para deteriorarse. El diagrama de energía de cuatro niveles se muestra en la figura 4 y es representativa de algunos láseres reales. El electrón se bombea (excitado) en un nivel superior E4 por algún mecanismo, como por ejemplo, una colisión con otro átomo o absorción de radiación de alta energía. A continuación, decae a E3, a continuación, a E2, y finalmente al estado basal. Supongamos que el tiempo que lleva al dacaimiento de E2 a E1 es mucho más largo que el tiempo que lleva al dacaimiento de E2 a E1. En una gran población de tales átomos, en equilibrio y con un proceso de bombeo continuo, se producirá una población inversa entre los estados de energía E3 y E2, y un fotón que entre en la población será amplificado coherentemente. EL RESONADOR Aunque con una inversión de población que tenemos la capacidad de amplificar una señal a través de la emisión estimulada, la ganancia de paso único global es bastante pequeña, y la mayoría de los átomos excitados en la población emiten espontáneamente y no contribuyen a la salida global. Para convertir este sistema en un láser, es necesario un mecanismo de retroalimentación positiva que hará que la mayoría de los átomos en la población contribuyan a la salida coherente. Este es el resonador, un sistema de espejos que refleja los fotones indeseables (fuera de eje) fuera del sistema y refleja los fotones deseables (en el eje) de nuevo en la población estimulada para que puedan continuar ser amplificados. Consideremos ahora el sistema láser se muestra en la figura 5. El medio de acción láser se bombea continuamente para crear una inversión de población en la longitud de onda de acción láser. Como los átomos excitados comienzan a decaer, emiten fotones de manera espontánea en todas las direcciones. Algunos de los fotones viajan a lo largo del eje del medio de emisión láser, pero la mayoría de los fotones están dirigidos a los lados. Los fotones que viajan a lo largo del eje tienen la oportunidad de estimular átomos que encuentran para emitir fotones, pero aquellos que irradian hacia fuera de los lados no lo hacen. Además, los fotones que viajan en paralelo al eje se reflejarán de nuevo en el medio de la acción del láser y tienen la oportunidad de estimular más átomos excitados. Como los fotones en el eje se reflejan una y otra vez, interactúan con más y más átomos, disminuye la emisión espontánea, la emisión estimulada a lo largo del eje predo111

mina y tenemos un láser. Por último, para obtener la luz fuera del sistema, uno de los espejos tiene una capa de transmisión parcial que desecha un pequeño porcentaje de los fotones que circulan. La cantidad de acoplamiento depende de las características del sistema de láser y varía de una fracción de un porcentaje para los láseres de helio-neón a 50 por cien o más para los láseres de alta potencia. Efectos de la Temperatura Normalmente el calor no es una forma efectiva de energía para bombear un medio láser. Esto es así debido a que cualquier temperatura finita entre el cero absoluto y la infinidad, siempre tendrá más indivíduos en niveles de energía inferiores que en niveles energéticos superiores, con la gran mayoría en el nivel basal. La distribución de átomos o moléculas individuales entre los niveles energéticos en cualquier medio láser homogéneo a una temperatura uniforme, está definida por la equación de Boltzman, la cual muestra que la población de indivíduos en cualquier nivel energético dado es siempre mucho más bajo que en los niveles por debajo de este nivel determinado. Por lo que la temperatura uniforme va en contra de la creación de una población inversa. En el cero absoluto, todos los indivíduos estarían en el nivel basal y una temperatura infinita todos los niveles energéticos estarían poblados uniformemente. Modos Longitudinales del Resonador Láser Debido a que una acción láser sostenida requiere muchos pases de ondículas espontáneas reflejadas hacia delante y atrás a través del medio láser entre los espejos, está claro que solamente aquellas longitudes de onda que puedan producir ondas constantes (refuerzo) entre los espejos serán amplificadas por la emisión estimulada. Para que existan ondas constantes en el resonador láser, los trenes de ondas que se dirigen hacia delante deben reforzarse por los trenes de ondas que van 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 en la superficie de cada espejo. Esta condición requiere que la distancia entre los espejos debe ser un múltiplo de un número entero de la mitad de la longitud de onda: Zm = ]Q/2 En esta ecuación, Zm es la distancia entre las superficies de los espejos, y x es la integral: 1,2,3,4,5,6,7,... Ya que a longitudes de onda de luz láser muy cortas, los valores de x en los láseres reales son números muy largos: en un resonador 1 m viajando a una longitud de onda de 1.000 nm, x = 2.000.000. Las longitudes de ondas descritas en la ecuación, se conocen como modos longitudinales del resonador. La naturaleza selectiva de la frecuencia de la cavidad óptica limita el número de longitudes de onda que pueden ser amplificadas y la ganancia (amplificación) del medio láser selecciona apenas algunos de estos modos longitudinales para ser amplificados por la emisión estimulada. El resultado de este efecto es una banda de longitudes de onda sumamente estrecha en la luz emitida por un láser típico. Aunque, en teoría, la longitud de onda de la luz emitida por un átomo o molécula tiene una propagación de cero (sólamente una longitud de onda y no otra), en realidad los niveles energéticos del medio láser no son líneas nítidas, sino que se ensanchan en bandas de energía por la influencia de campos eléctricos del átomo o de la molécula próximos a 112

Figura 6. Diagrama esquemático de un láser que tiene espejos de sección esféricos y lentes de enfoque externas. Nótese que la curvatura de la envoltura de los rayos reflejados en el interior del resonador están exagerados para su mejor comprensión, así como la divergencia del haz emergente. Este láser se ha dibujado emitiendo un haz de luz gausiano: TEM∞. Nótese también que la longitud axial de un resonador láser típico es mucho mayor que su diámetro. 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, 1987:79.

otros. El efecto neto es permitir una banda de longitudes de onda centradas alrededor de la longitud de onda central emitida por el láser. Este ensanchamiento es mayor para los láseres de estado sólido (como los cristales de neodimio), cuyos átomos están cercanos unos de los otros, y menos para los láseres gaseosos a bajas presiones (como el helio neón). No obstante, en la mayoría de los láseres, la anchura de la banda de la luz emitida es solamente una fracción de nanómetro. Modos Electromagnéticos Transversos de un Resonador Láser En la figura 6 se muestra esquemáticamente el resonador de un láser que tiene espejos de sector esféricos. Debido a que los espejos son curvados, la envoltura de los rayos reflejados en el interior tendrán la forma de un esbelto reloj de arena. Por motivos de claridad, las curvaturas en la figura 1-17 están exageradas. Fuera del láser, donde emerge el haz desde el espejo de transmisión parcial, habrá una ligera divergencia del haz, de nuevo se muestra exagerado en el esquema. Realmente, la mayoría de los láseres divergen solamente algunos miliradianes (1 miliradián = 0.0573º). Casi siempre se necesita una lente focalizadora externa al láser para reducir el diámetro del haz a un pequeño valor para su utilización quirúrgica. En la figura 6 se muestra una lente positiva simple. Teóricamente, ya que los rayos del haz láser entran en la lente focalizadora aproximadamente paralelos a su eje óptico, estos convergerán todos en la cara opuesta en el mismo punto focal. Sin embargo, el fenómeno de difracción, que causa que cada punto del avance de la onda frontal del haz láser, sea el origen de nuevas ondas, y origina que el diámetro real del haz en el plano focal sea mayor que cero, ya que la difracción radia la energía fuera del eje del haz. 113

Con espejos esféricos, la intensidad o la densidad de energía del haz láser no será uniforme a través de todo el haz, sino que el mayor punto energético se encontrará más cerca del centro y disminuirá con la distancia radial desde el eje hasta cero en una distancia infinita. En un láser ideal, teniendo una alineación pefecta de los espejos esféricos de reflectividad uniforme, la distribución radial más simple de la densidad de energía a lo largo del haz tendrá un perfil gausiano, que se muestra en la figura 1-17 en la sección S-S. La distribución de la densidad de energía a través del haz láser se denomina el modo electromagnético transverso del haz. Denominado por el acrónimo TEM, derivado por las tres primeras letras de estas tres palabras (transverse electromagnetic mode). Son posibles otras distribuciones diferentes al modo gausiano en un láser ideal con espejos esféricos perfectos. Estos modos de una orden más alta pueden tener varios picos y valles, como la escala de una montaña, si se ve en una perspectiva tridimensional. Las localizaciones de la intensidad de las crestas y los valles serán simétricas sobre el eje del haz en ciertos planos que pasan a través de los picos y de los valles, aunque no todos los planos diametralmente tienen tales crestas y valles. El perfil gausiano tiene una simetría circular completa sobre su eje, como la arena vertida de un pequeño agujero en el fondo de un reloj de arena sobre una superficie bajo el plano horizontal. Toda su distribución se puede designar por el acrónimo TEMmn, donde los números suscritos son pequeñas integrales (1,2,3,4,5,6,7,8, etc). La significación de los suscritos es que pueden mostrar como muchos canales están en la dirección x (m) y en la dirección y (n) de una trama tridimensional del perfil de la intensidad si el eje del haz está en la dirección z. Un caso especial es el modo TEM01, que denomina un perfil como un cráter volcánico simétrico. Los modos de una orden más alta son raramente deseables en los láseres quirúrgicos, la mayoría de los cuales producen una aproximación bastante buena al modo gausiano, o perfil TEM00. El modo gausiano, o fundamental, es el preferido debido a que permite el diámetro más pequeño posible del haz en el plano focal. Si se examina el perfil de la densidad de potencia de un haz gausiano en cualquier plano que pasa a través del eje del haz, se podrá observar que la densidad de potencia es más alta en el eje y cae simétricamente a cero en grandes distancias radiales. Debido a esta asintótica aproximación a cero, no hay un diámetro finito que abarque toda la luz del láser. Sin embargo, el perfil gausiano tiene una descripción matemática simple: pr = pce-2(r2/w2) donde pr es la densidad de potencia del haz a un radio r, pc es la densidad de potencia en el eje, e es la base de un logaritmo natural (2.71828---), r es la distancia radial desde el eje y w se le llama al radio eficaz del haz. El díametro eficaz del haz, 2w, es una definición matemática que es útil cuando se trata de haces gausianos. Puede recordarse más fácilmente como el diámetro de un círculo concéntrico, normal al eje, dentro del cual se transmite el 86.3% del total de la potencia del haz. Otro hecho útil que se debe recordar sobre el diámetro eficaz, de, es que un círculo concéntrico del diámetro, 1.5de, tiene el 98.8% del total de la potencia del haz láser. El diámetro eficaz más pequeño posible de un haz de luz láser perfectamente gausiano en el plano focal es: de = 2w = 4Fl›' donde F es la longitud focal de la lente, ›= 3.1416----, y D es el diámetro del haz donde entra en la lente focal. Para haces de cuaquier otro TEM, el de será mayor. Para un haz gausiano, puede ser solo para alguans longitudes de onda de la luz láser. Este es el diámetro más pequeño que se 114

puede lograr enfocando cualquier haz de luz de cualquier fuente. El modo fundamental TEM00 es sólo uno de los muchos modos transversales que satisface la condición de que se replique cada uno de ida y vuelta en la cavidad. La figura 36.9 muestra ejemplos de los modos Hermite-gaussianos de orden inferior primarios (rectangular). Téngase en cuenta que los subíndices m y n en la designación TEMmn modo se correlacionan con el número de nodos en las direcciones x e y. La ecuación de propagación también se puede escribir en forma cilíndrica en términos de radio (r) y el ángulo (φ). Los modos propios (Eρφ) de esta ecuación son una serie de modos de simetría axial, que, para resonadores estables, que están estrechamente aproximados por las funciones de Laguerre-Gauss, representados por TEMρφ. Para el modo de orden más bajo, TEM00, las funciones de Laguerre-gaussianos Hermite-Gauss y son idénticos, pero para los modos de orden superior, que difieren de manera significativa, como se muestra en la figura 8. El modo, TEM01, también conocido como el modo de “rosca” o “donuts”, se considera que es una superposición de los modos de Hermite-Gauss TEM10 y TEM01, bloqueados en fase y en la cuadratura del espacio. (W.W. Rigrod, “Isolation of Axi-Symmetric Optical-Resonator Modes,” Applied Physics Letters, Vol. 2 (1 Feb. ‘63), pages 51–53). En los láseres del mundo real, predominan los modos de Hermite-gaussianos ya que alguna tensión, una ligera desalineación, o la contaminación en el sistema óptico tiende a conducir al sistema hacia coordenadas rectangulares. No obstante, el modo de “diana” de Laguerre-Gauss TEM10 se observa claramente en los láseres bien alineados de iones de gas y en los de helio y neón con las aperturas limitantes apropiadas. Control de Modo Los modos transversales de un resonador estable determinado tienen diámetros y divergencias de haz diferentes. Cuanto menor es el orden del modo es, cuanto menor es el diámetro del haz, más estrecha es la divergencia de campo lejano, y el más bajo es el valor M2. Por ejemplo, el modo de donuts TEM01 es aproximadamente 1,5 veces el diámetro del modo fundamental TEM00, y el modo de objetivo Laguerre TEM10 es dos veces el diámetro del modo TEM00. Los valores teóricos M2 para el TEM00, TEM01 y TEM10 modos son 1,0, 2,3 y 3,6, respectivamente (R. J. Freiberg et al., “Properties of Low Order Transverse Modes in Argon Ion Lasers”). Debido a su perfil de intensidad suave, baja divergencia y su capacidad de estar concentrado en un punto de difracción limitada, por lo general es deseable operar en el modo más bajo posible, TEM00. Los láseres, sin embargo, tienden a operar en el modo de orden más alto posible, ya sea además de, o en lugar de, TEM00 debido a que el diámetro del haz más grande puede permitirles extraer más energía a partir del medio de acción láser. El método principal para la reducción del orden de modo de acción láser es añadir la suficiente pérdida de los modos de orden superior para que no pueden oscilar sin incrementar significativamente las pérdidas en el modo inferior del orden deseado. En la mayoría de los láseres esto se logra mediante la colocación de una apertura fija o variable dentro de la cavidad del láser. Debido a las diferencias significativas en el diámetro del haz, la apertura puede causar pérdidas de difracción significativas para los modos de orden superior sin afectar los modos de orden inferior. Como ejemplo, considérese el caso de un láser de iones de argón típico con una cavidad de radio largo y una apertura de modo de selección variable. 115

Cuando la apertura está completamente abierta, el láser oscila en el modo objetivo axialmente simétrica TEM10. A medida que se reduce lentamente la apertura, la salida cambia suavemente al modo de rosquilla TEM01, y finalmente al modo fundamental TEM00. En la mayoría de los láseres, la limitación de la apertura se proporciona por la misma geometría del láser. Por ejemplo, mediante el diseño de la cavidad de un láser de helio-neón de modo que el diámetro del modo fundamental en el extremo del calibre del láser es de aproximadamente 60 por ciento del diámetro del agujero, el láser, naturalmente, operar en el modo TEM00. TIPOS DE LÁSERES Desde el descubrimiento del láser, se han desarrollado literalmente miles de tipos de láseres. Como Arthur Shawlow supuestamente dijo, “dio con suficiente fuerza y todo se laseará.” Sin embargo, en líneas generales, sólo unos pocos de estos láseres se han encontrado aplicaciones prácticas. El láser se inventó en el laboratorio en 1960 y se aplicaron en la clínica 2-4 años más tarde. En la tabla 1 y figura 9 se enumeran algunos parámetros físicos de los láseres médicos y biológicos más importantes. Se dispone de una amplia gama de longitudes de onda y de fluencias para las diferentes aplicaciones. Además se dispone de láseres pulsados y continuos, a esto se suma la aplicabilidad médica de los láseres. Como se verá más adelante, se pueden adaptar tanto la anchura de pulso, la frecuencia y la longitud de onda para orientarlos a diferentes tejidos y compartimentos celulares. Láseres de Gas • Láser de dióxido de carbono - CO2. Inventado en 1964, el láser de CO2 es hoy uno de los láseres médicos todavía más utilizados. Contiene una mezcla de helio (60-80%), nitrógeno (~ 25%) y de CO2 (~ 5%). El gas se excita con una corriente alterna ya sea eléctrica o descarga de corriente continua o con una frecuencia de radio (RF) de campo. Se divide a CO y O2 y por lo general se repone por un flujo continuo, o los productos del gas se le permite recombinarse en tubos sellados. Los láseres de dióxido de carbono pueden hacerse con un potencial de emisión de hasta varios kilovatios, pero 10-20 vatios suelen ser suficientes para la mayoría de los procedimientos quirúrgicos; en nuestra opinión, en la restauración cutánea ablativa deben tener una potencia mayor para que puedan entregar en forma de pulsos una gran cantidad de energía con anchuras de pulso cercanas a lo ideal de 800 µs (sería mejor de 326 µs ó ~ 400 µs) y mover tamaños de spot relativamente grandes. La longitud de onda es de 10,6 micras y el haz es de alta calidad con respecto a la monocromaticidad y colimación. Operan bien en el modo de onda continua o pulsada, dependiendo de la aplicación. La radiación de este láser no puede ser transmitida a través de fibras ópticas de sílice estándar. Sin embargo, se puede utilizar un sistema de espejos, guías de onda huecas o fibras hecha de haluros metálicos, por ejemplo, bromuro de talio. Su eficiencia es alta ya que el 10-15% de la potencia de entrada se convierte a emisión láser. Puesto que la radiación infrarroja a 10,6 micras es invisible, se utilizan láseres HeNe para generar haces de guía. La profundidad de penetración en el agua es de aproximadamente 10 micras, y las profundidades de penetración en los tejidos dependen en gran medida del contenido de agua (tablas 1 y 2, figuras 9 y 10). El láser se utiliza en numerosas aplicaciones quirúrgicas de varias especialidades, oftalmológicas y cosméticas. Con respecto a estas últimas aplicaciones, en este 116

tipo de láser debido a su gran utilidad en la cirugía en general y fundamentalmente en la cutánea, nos referiremos con detalle a una serie de características que se detallarán más adelante en esta sección del láser de CO2, para continuar con la relación de características de los diferentes tipos de láser y de sus aplicaciones. También debido a su capacidad de producir potencias muy altas con una eficiencia relativa, el láser de dióxido de carbono (CO2) se utilizan principalmente para aplicaciones de procesamiento de materiales. La salida estándar de estos láseres está, como ya se ha mencionado, en

Figura 7. Modos del resonador Hermite-gaussianos de orden inferior.

Figura 8. Modos del resonador axisimétricas de bajo orden.

10,6 mm, y la potencia de salida puede variar desde menos de 1Wt a más de 10kW. A diferencia de los láseres atómicos, los láseres de CO2 trabajan con transiciones moleculares (estados de vibración y de rotación) que se encuentran en los niveles de energía suficientemente bajas que pueden ser pobladas térmicamente, y un aumento en la temperatura del gas, causado por la descarga, provocará una disminución en el nivel de inversión y la reducción de la potencia de salida. Para contrarrestar este efecto, los láseres de CO2 de emisión continua (cw) de alta potencia utilizan una tecnología de gas que fluye para eliminar el gas caliente de la región de descarga y reemplazarlo con gas enfriado o más frío. Con los láseres de CO2 pulsados que utilizan excitación transversal, el problema es aún más grave, ya que hasta que se enfría el gas calentado entre los electrodos, no se puede formar un nuevo pulso de descarga adecuadamente. En el mercado están disponibles una variedad de láseres de CO2, los láseres continuos y pulsados de alta potencia típicamente utilizan un flujo de gas transversal con ventiladores que mueven el gas a través de una región de descarga de flujo laminar a una región de refrigeración y viceversa. Los láseres de baja potencia con mayor frecuencia utilizan estructuras de guía de ondas, junto con la excitación mediante radiofrecuencia (RF) para fabricar sistemas más pequeños y compactos. 117

Como se ha dicho anteriormente y pueda resultar en algo reiterativo, la mala utilización de la terminología ha dado lugar entre los mismos profesionales a confusiones e incluso a situaciones desconcertantes donde la comunicación es difícil o imposible. Para entender los efectos de la luz en los tejidos, aprovecho esta sección de este láser tan comúnmente utilizado para intentar explicar esta terminología que posiblemente muchos de ustedes conozcan tanto o mejor que yo. • Energía: es la capacidad para hacer el trabajo y está expresada como la fuerza multiplicada por la longitud o la masa multiplicada por la velocidad. La unidad de medida es de un Julio (J), que es 1 vatio (w) en un tiempo de 1 segundo (seg). La energía se calcula por lo general en la cirugía láser como la energía multiplicada por el tiempo de aplicación y es una medida de dosificación. • Potencia: es la tasa de rendimiento, o el flujo de la energía; es la energía dividida por el tiempo de la aplicación. La unidad de medida es el vatio (w). Un vatio es igual a 1 julio por segundo. La potencia de salida (la velocidad en la emisión de energía desde el tubo del láser) es importante ya que limita la severidad de la conductividad térmica, aunque el control quirúrgico en gran medida es una función de la densidad de potencia y tamaño del punto o diámetro focal, así como la tasa de repetición de los pulsos (hercios, Hz o número de pulsos por segundo). • Densidad de potencia o Irradiancia: es la velocidad de entrega de energía por unidad de área del tejido diana. La densidad de potencia se expresa en vatios por centímetro cuadrado (W/cm2) y se determina como la potencia dividida por el área de la superficie del haz de luz o tamaño del spot. Dp = P/S = vatios/cm2 Debido a que el área del círculo varía con el cuadrado de su radio, la reducción a la mitad del tamaño del spot producirá un incremento de la energía multiplicada por cuatro veces en el sitio del impacto. Sin embargo, el resultado correspondiente en el aumento de la potencia en la salida del tubo producirá un aumento lineal en la densidad de potencia. La densidad de potencia es el determinante principal de la velocidad a la cual será vaporizado el tejido. Las densidades de potencia elevadas (irradiancia) vaporiza el tejido rápidamente. La densidad de potencia es una medida estática y no tiene en cuenta el tiempo. La dosis láser tiene en cuenta el tiempo de entrega y es una medida de la energía suministrada. La energía es una función de del número de vatios de potencia multiplicados por el tiempo de entrega y se expresa como el número de julios. De esta forma, 1 vatio multiplicado por 1 segundo y 10 vatios multiplicados por 0.1 segundos es igual a un julio. Esto da una medida de la dosis pero no describe su concentración. La fluencia es una medida de la densidad de energía o concentración y combina los conceptos de irradiancia y tiempo. • Densidad de energía o Fluencia: es la energía total dividida por la sección transversal del área del haz y se expresa como julios por centímetro cuadrado (J/cm2). La fluencia es el producto de la irradiancia y el tiempo de exposición. Cuando la densidad de potencia es mayor de 100 W/cm2 la cantidad de tejido dañado es proporcional al tiempo de aplicación del haz y no a la irradiancia (densidad de potencia). Mientras que la irradiancia determina la velocidad a la que el tejido es vaporizado, el volumen del tejido eliminado es completamente una función de la cantidad de energía aplicada. Una cantidad determinada de energía para vaporizar un volumen determinado de tejido puede obtenerse mediante una combinación infinita de potencias y tiem118

Tabla 1. Láseres más frecuentemente utilizados en medicina en onda continua. La profundidad de penetración óptica (δ) es el grosor del tejido que hace que la luz se atenúe un 37% de su valor inicial. http://omlc.ogi.edu/spectra/water/data/warren95.dat.

po. Cuando se considera la dispersión del calor en el tejido, el factor más crítico es el tiempo de aplicación (anchura de pulso). DE = P * t π + r2 o lo que es lo mismo t = DE * P S

La S (superficie o área es = π * r2)

donde DE es la densidad de energía, t el tiempo en milisegundos, r es el radio en milímetros, P es la potencia en vatios y π es igual a 3.1416. • Tamaño del spot (diámetro/punto focal): El tamaño del spot se controla focalizando la/s len-

Figura 9. Longitudes de onda de los láseres médicos más frecuentes (cortesía del Dr Albert Poet, Shore Laser Center). 119

te/s de la pieza de mano a una distancia determinada de la piel, generalmente mediante un distanciador (con excepción de las piezas de mano colimadas, que mantienen el mismo tamaño del spot dentro del rango unas distancias diferentes). También se puede enfocar o desenfocar simplemente moviendo la pieza de mano hacia o lejos del tejido diana. Es importante destacar que pequeñas variaciones en la distancia de la pieza de mano al objetivo pueden producir alteraciones dramáticas y como consecuencia en la densidad de potencia. La irradiancia a lo largo del haz se distribuye de un modo gausiano, alcanzando el máximo de la energía en el centro y decayendo casi a cero o de forma importante en los bordes. Un tamaño de spot más grande permite una vaporización del tejido más uniforme pero requiere una potencia mucho más alta que se utiliza para compensar la dilución de la densidad de potencia sobre el aumento de la superficie de mayor tamaño del diámetro focal. A menor tamaño de spot, mayor es la posibilidad de crear crestas desiguales, surcos y sangrado. La utilización de un tamaño de spot mayor ha demostrado también que resulta en una disminución del daño térmico periférico.

Figura 10. Espectros de absorción del agua, de la hemoglobina, melanina y de las proteínas junto con la dispersión en el tejido.

• Pulso del láser: La energía de un láser de CO2 de emisión continua (cw) puede entregarse en pulsos cortos mediante una variedad de técnicas. El mecanismo común más frecuente es simplemente la obturación mecánica del haz

por lo que se bloquea físicamente por períodos cortos, lo que resulta en una secuencia repetitiva de encendido y apagado de los pulsos. Cortar (trocear) el haz permite duraciones de entrega muy cortas, obturando los pulsos mecánicamente empleando un dispositivo en forma de abanico. El superpulsado y ultrapulsado son procesos de entrega de pulsos muy cortos de pulsos de muy alta energía de potencia de pico bombeando electrónicamente el tubo del láser. La Q-conmutación (Qs) emplea la rotación de espejos y otros métodos electroópticos que reultan en una acumulación de la energía del láser que genera un pulso gigante de muy alta potencia y de duración extremadamente corta. • Ciclo de trabajo: (duty cycle): Cuando un láser se usa en un modo repetitivo, el ciclo de trabajo se refiere al tiempo en el que e láser está accionado. Es el producto de la duración del pulso y de la tasa de repetición expresado como un porcentaje. Los ciclos de trabajo abarcan normalmente abarcan desde el 2 al 50%. La potencia media del láser puede aumentarse incrementando la tasa de repetición. Cuando se hace esto, se aumenta el ciclo de trabajo, pero la irradiancia (densidad de potencia) sigue siendo la misma. No se ha elevado la potencia, pero se ha acelerado la entrega de la misma potencia por pulso, resultando en una potencia media más alta. Lo mismo ocurre cuando se incrementa la anchura de pulso. Esto resulta en una potencia media mayor pero no altera a la irradiancia. • Tiempo de relajación térmica: es el tiempo necesario para que el tejido calentado pierda el 50% del calor a través de la difusión. Si la duración del pulso es más corta que el tiempo que tarda el tejido calentado en enfriarse, no se producirá una difusión térmica significativa. Habrá un daño térmico mínimo insignificante si esta difusión del calor sucede durante el pulso del láser (confinamiento térmico), figura 18. El tiempo de relajación térmica para el agua pura es de 120

325 µs. Los cálculos de los valores para la piel humana son de 695 µs. Aunque esto son sólo valores para las estimaciones de la magnitud, las anchuras de pulso de 200 µs y 600 µs han mostrado que limitan la difusión del calor en los estudios animales de experimentación. Se cree que una anchura de pulso menor de 950 µs es lo suficientemente corta para prevenir un daño térmico significativo clínicamente. • Interacción láser tejido: Cuando la energía del láser interactúa con el tejido, lo hace de acuerdo a la ley de Beer, que puede simplificarse afirmando que el daño tisular en el lugar de la absorción disminuye exponencialmente con el incremento de la distancia desde el borde del cráter. Esto significa que las células epidérmicas en el borde la herida permanecen viables y por tanto pueden participar en la cicatrización de la herida. Según la ley de Beer, la energía láser calienta un volumen de tejido crítico hasta que la temperatura del tejido excede el umbral de vaporización. Si la fluencia entregada es lo suficientemente adecuada durante un pulso láser simple y su duración en el tiempo es menor que el tiempo de relajación térmica del tejido, se vaporizará limpiamente un volumen crítico del tejido con cada pulso del láser y sin que ocurra daño térmico residual más allá del lugar del impacto (figura 19).

Figura 11. (a) Profundidad de penetración estimada en el tejido sin sangre, sin pigmentación. Los círculos blancos indican algunos láseres médicos comunes. (b) La profundidad de penetración de algunos láseres médicos comunes en el tejido de la piel humana.

Por el contrario, si la fluencia utilizada resulta en un pulso que su energía está por debajo para vaporizar el tejido, este se coagula, se deseca y se carboniza y el calor se acumula por los efectos aditivos de múltiples pulsos o por la emisión en onda continua. La irradiación con-

tinuada del tejido carbonizado produce en el cráter una temperatura superior a los 600º C, la temperatura del carbón al rojo vivo, en vez de la temperatura deseada de 100º C que se necesita para que se produzca la vaporización, el punto de ebullición del agua. Cuando se produce la vaporización pura, la temperatura en el lugar del impacto en el cráter está limitada a 100º C. La carbonización grosera es un signo de que la temperatura ha excedido los 300º C. La radiación adicional al tejido carbonizado (negro) crea una acumulación del calor produciendo temperaturas tisulares de alrededor de los 600º C, originando un daño térmico residual periférico extenso secundario a la difusión térmica, pudiendo resultar en quemaduras por conducción similares a las que se producen por un bisturí eléctrico. En lugar de 121

Figura 12. Este gráfico muestra tasa de fluencia en función del tiempo de interacción (o longitud de impulso) para una variedad de aplicaciones médicas. Curiosamente, estas dos cantidades abarcan muchos órdenes de magnitud, pero su producto (la fluencia de luz), varía en un rango mucho más pequeño. Esto pone de manifiesto que la tasa de absorción de energía es la que determina la naturaleza de la interacción luz-tejido. (de Peng et al., Rep. Prog. Phys. 71 (2008) Art. 056701).

una zona estrecha de daño térmico de 50-100 µ, las zonas laterales de necrosis pueden medir de 1 a 3 mm como resultado de la difusión térmica. La atenuación de la luz láser en el interior del tejido irradiado es un proceso de disminución de la intensidad de la luz láser según viaja en la profundidad de un medio que no refleja totalmente la radiación en su primera superficie. En particular, nosotros estamos interesados en la atenuación en los tejidos vivos. En un medio óptico ideal, la atenuación es un proceso exponencial: un haz de luz láser que irradia un medio pierde una fracción constante de su intensidad en cada unidad de distancia de su viaje al interior del medio a lo largo de la dirección del haz original. A pesar de que los tejidos vivos no son homogéneos ni isotrópicos, la atenuación de la luz los penetra se puede considerar como exponencial, si elegimos correctamente los valores promedio, el coeficiente de atenuación para cada tejido que es atravesado por un rayo láser es: pz = poe-az donde pz es la densidad de energía a una profundidad z debajo de la primera superficie a lo largo de la dirección de un rayo de luz incidente (asumiendo una incidencia normal), po es la densidad de energía del rayo en la primera superficie (incluyendo los efectos de la reflexión y de la retrodispersión), e es la base de los logaritmos naturales (2.71828-----), y A es el coeficiente de atenuación. La ecuación anterior es la expresión matemática de la ley de Bouguer, así nombrada por el centífico francés Piérre Bouguer (1698-1758). La ecuación anterior se ha atribuido a Bouguer y 122

Figura 13. Para que la luz pueda afectar a los tejidos se tiene que absorber. La velocidad a la cual la energía se deposita en el tejido viene dado por el producto de la tasa de fluencia (W cm-2) y el coeficiente de absorción lineal (cm-1). La tasa de absorción de energía determina en gran medida si los efectos dominantes son fotoquímicos, térmicos, o fotomecánicos. El depósito inicial de la energía depende de las propiedades ópticas del tejido y de las condiciones de irradiación. La evolución de la temperatura con el tiempo depende de las propiedades térmicas del tejido. Si la luz se entrega en un pulso corto, la temperatura local aumentará rápidamente debido a la difusión del calor se reduce al mínimo. Esto se conoce como “confinamiento térmico”.

al físico alemán Johann Lambert (1728-1777). Ha sido denominada erróneamente como ley de Beer, la cual afirma que el coeficiente de absorción de un medio es directamente proporcional a la concentración del elemento absorbente en dicho medio. La profundidad de extinción de un rayo láser en un proceso exponencial como es la atenuación, teóricamente, no existe profundidad en la cual la energía radiante alcance cero. Por lo tanto, deberemos definir una profundidad de extinción, que es, una profundidad en la cual la intensidad residual es alguna fracción especificada de la densidad de energía en la superficie del tejido. Definiremos arbitrariamente esta como el 1 %. De la ecuación anterior se puede deducir una fórmula en la que pz ha caído al 1% de su valor en la primera superficie: ze = 4.605/A donde ze es la profundidad para una atenuación del 99%. Observe que la profundidad de extinción es una función única de la longitud de onda y del tipo de tejido y A es el área del diámetro focal, A = πd2/4 del haz láser en la superficie de la piel. La profundidad de penetración se puede definir como la distancia desde la primera superficie a lo largo del eje del haz de luz láser en la cual el haz tiene todavía la densidad de energía suficiente para producir un efecto específico en el tejido, como la coagulación térmica. Claramente, la profundidad de penetración es una función no solamente de la longitud de onda y de las propiedades del tejido, sino también de la densidad de energía del rayo 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 el 1% de su densidad de energía original. Si deseamos que tenga una profundidad de penetración de 0.06 mm, definidos en términos de capacidad de hervir agua, debemos tener una densidad de energía inicial en la superficie de 1000 W/cm2, ya que entonces tendremos 10 W/cm2 a esa profundidad, o sólo lo suficiente como para hervir el agua no convectora. Si la haz láser incidente tiene sólo 100 W/ cm2, la intensidad residual a 0.06 mm será sólo 1.0 W/cm2, que no es lo suficiente para hervir el agua histológica. (Figura 18). Estos conceptos y la distinción entre ellos, son importantes para entender la interacción de la luz láser con el tejido vivo. Desafortunadamente, muchos autores que escriben sobre las interacciones láser-tejido, no comprenden los mismos pudiendo confundir a sus lectores. 123

Cuando con un láser de CO2, extensible al otro importante láser quirúrgico como el de erbio:yag, cuyo umbral de vaporización, 0.25 J/cm2, es diferente por su mayor afinidad agua y se comentará más adelante en esta sección, se alcanzan temperaturas de subvaporización (subablación) con una irradiancia de alrededor de menos de 4 J/cm2, se produce un daño a los tejidos más lento como consecuencia de la aceleración de las reacciones termoquímicas, que resultan en una desnaturalización de las proteínas, inactivación enzimática y alteraciones de la membrana citoplasmática, causando finalmente la muerte celular. La conducción de calor in vivo lleva tiempo y que aumenta con el cuadrado de la distancia. El tiempo aproximado para que se produzca una conducción del calor sustancial en una distancia de 30 µ en el tejido es de sobre 4 ms y para una distancia de 300 µ, aproximadamente 400 ms. Por lo tanto, si después de 1 segundo, el tejido 1 mm más abajo de la superficie ha llegado a una temperatura de 70º C, el tejido 2 mm por debajo de la superficie llegará a esta temperatura después de 4 segundos. La utilización del láser de CO2 con una energía por pulso por encima del umbral de vaporización (4-5 J/cm2) y con una anchura de pulso menor que el tiempo de relajación térmica de la piel (695-950 µs) resulta en vaporización de vapor puro sin energía adicional que difunda

Figura 14. Espectro eletromagnético (reproducido con permiso de Lumenis company, Yokneam, Israel).

Figura 15. Espectro de la luz visible (reproducido con permiso de Lumenis company, Yokneam, Israel). Aunque en realidad nadie podría negar que el ojo humano puede percibir hasta el espectro algo más allá de los 800 nm, a pesar de que el rango de la luz visible siempre se ha definido de los 400-700 (760) nm. 124

Figura 16. Longitud focal.

en el tejido adyacente. Sin embargo, la aplicación de una menor irradiancia (densidad de potencia) o anchuras de pulso más largas resulta en un gradiente de daño térmico que disminuye con el cuadrado de la distancia desde el punto de su absorción (figura 20). La influencia de la temperatura en el tejido es una función del tiempo. La temperatura más baja que puede causar un daño celular irreversible es de 44º C, pero requiere un tiempo de exposición de 7 horas. La tasa de lesión celular

irreversible aumenta dramáticamente con el incremento de la temperatura, con una necrosis epidérmica completa después de 5 minutos a 50º C y después de 1 segundo a 70º C. Cuando la temperatura alcanza los 100º C, se produce la vaporización del agua intracelular. Sin embrago, la destrucción celular se produce por la coagulación de las proteínas intracelulares a 60º C. Otros mecanismos de lesión celular hipertérmica incluyen daño de la pared celular, alteración de la membrana citoplasmática, desnaturalización del ácido ribonucleico (RNA), desnaturalización

Figura 17. A. Para generar una fluencia idéntica en la superficie de la piel, debe mantenerse un pulso troceado (onda continua) durante un tiempo más largo que los láseres superpulsados y ultrapulsados que generan un pico de potencia más alto en un periodo de tiempo más corto. B. Comparación de la fluencia láser de un pulso de CO2 troceado, superpulsado y ultrapulsado. A la misma potencia media, el láser superpulsado debe entregar 4-5 pulsos por cada ultrapulso. Un pulso troceado es siete veces más largo que un ultrapulso a la misma energía. (Cortesía de Coherent Laser Corp. - Lumenis, Palo Alto, Calif. USA). 125

del ácido desoxirribonucleico e inactivación enzimática. Se ha creído que la irradiancia está íntimamente relacionada con el daño térmico periférico. Sin embargo, los cálculos de McKenzie usando un modelo unidimensional mostraron un consenso cualitativo pero ninguna relación sistémica de daño térmico periférico de la irradiancia. Los cálculos de McKenzie muestran que el espesor de la zona de coagulación disminuye aproximadamente de 500 µ a 100W/cm2 a 55 µ a 1.000 W/cm2 y a 20 µ a 10 kW/cm2. No obstante, Schomacker y cols encontrado zonas de daño casi idénticos con irradiaciones que diferían en más de un factor de 40. No se encontraron zonas de daño mayores de 80 μ para irradiaciones de 1 kW/cm2 o superiores. Fulle, Mage y cols han mostrado tambien que por encima de los 800 W/cm2, la tasa de necrosis periférica disminuye y cuando se aumenta la irradiancia se produce poco cambio adicional. Por lo tanto, la influencia de la irradiancia solo en la zona de necrosis es menor cuando se compara al impacto que tiene el tiempo de irradiación sobre la transferencia de calor y en el daño térmico. Sin embargo, es evidente que la irradiancia controla la velocidad a la que se vaporiza y por lo tanto la profundidad de la vaporización del cráter. Aunque normalmente se recomienda que debe ser utilizada la irradiancia más alta que pueda ser controlada por el cirujano láser, requiere un barrido rápido con un haz continuo o la aplicación de impulsos muy cortos. Para controlar la profundidad de la incisión o la vaporización, se han intentado utilizar densidades de potencia muy bajas. Esto es particularmente peligroso con la técnica de vaporización del aerógrafo usando un haz continuo. Como se ha comentado previamente, esta maniobra requiere un aumento en el tiempo de aplicación y crea el conjunto ideal de parámetros para aumentar la difusión térmica periférica.

Figura 18. A. La energía del láser se transmite a través de la piel mediante transmisión y conducción. a, El láser calienta el tejido instantáneamente a una profundidad determinada por la longitud de absorción. B. La luz del láser se absorbe por el tejido. a, La temperatura del agua se eleva aproximadamente a 100º C. b, El agua intracelular hierve. c, El calor se disipa en forma de vapor. (Cortesía de Coherent Laser Corp., Palo Alto, Calif, USA). 126

El láser ideal de CO2 para la cirugía cutánea debe cortar o vaporizar el tejido de forma eficaz y rápidamente, coagular los vasos sanguíneos y permitir una cicatrización normal y rápida de las estructuras adyacentes así como desde la epidermis adyacente no tratada sin interferir en la supervivencia del injerto. Los láseres de CO2 de onda continua u obturados mecánicamente se han mostrado como únicas ventajas sobre la utilización de la instrumentación convencional su capacidad para producir hemostasia y la velocidad quirúrgica. Estos láseres han mostrado que un daño térmico residual de 300 a 1.000 µ es adecuado para sellar automáticamente los vasos sanguíneos de 0.5 mm de diámetro e incluso pueden producir hemostasia en vasos de hasta 2 mm de diámetro. Sin embargo, esta capa de necrosis térmica también impide la cicatrización de la herida, resistencia a la tracción y supervivencia del injerto. Es de utilidad el estudio de los mecanismos biofísicos por los cuales un láser de CO2 ablaciona el tejido, ya que el estudio ayuda a entender como otros láseres menos eficaces lo hacen. La figura 263 muestra de manera esquemática el haz (asumido gausiano) de un láser CO2 impactando en un tejido blando. El mecanismo fundamental de la exéresis de tejido es la conversión de la luz en calor en el agua histológica, la ebullición súbita del agua y la formación de vapor a presiones cercanas a la atmosférica (a menos que la densidad de energía sea muy alta: > 1.000.000 W/cm2). La arquitectura histológica se destruye por la expansión del vapor que fluye fuera del cráter a velocidades de hasta 5 metros/segundo. La conveniencia de una cirugía exangüe es un concepto muy atractivo y el láser de CO2 ha demostrado ser mucho mejor en lograr hemostasia que el escalpelo y el bisturí eléctrico, pero ya que la hemostasia se consigue a través de la necrosis térmica, es importante conocer también sus efectos sobre la cicatrización de la herida. Los primeros informes de los efectos tisulares del láser de CO2 de emisión continua mostraron zonas de daño de 100 a 300 µ, pero estudios posteriores mostraron que la extensión del daño térmico se extendía hasta 2 mm de la incisión. Los residuos sólidos de las células que han explotado están desprovistas de todo el agua cuando pasa por ellas el haz de luz láser y se calientan a temperaturas tan altas que mantienen la combustión en el aire ambiente, ya que los rayos de los láseres de CO2 son fuertemente absorbidos por cada componente del tejido vivo. Esta incineración produce un humo grueso, maloliente, que pueden llevar a pensar a los observadores no informados que la quemadura es el proceso principal por el cual el CO2 destruye el tejido. La incineración no es esencial para la ablación tisular por un láser de CO2. Si el objetivo fuese cubierto por un flujo de gas inerte, como el helio, no sucede ninguna combustión, aunque se formen los detritus carbonáceos, ya que el carbón es el producto final del tejido desecado mediante pirolisis. En la franja donde la densidad de energía cae por debajo de los 100 W/cm2, el haz de luz no tiene la inensidad suficiente para hervir el agua histológica y produce solo un borde coagulado, parecido a un cráter volcánico. El corte transversal del crater en cualquier plano que pase a través del eje del haz tendrá una forma aproximadamente gausiana si la profundidad del agujero es menor de 1.5 veces que el diámetro en la primera superficie. Según el haz penetra en el tejido, los rayos periféricos golpean la pared del cráter en ángulos ra-santes para los cuales la reflectancia es alta, aún a esta longitud de onda. Estos rayos periféricos son canalizados hacia abajo en el ápice del cráter, aumentando la densidad de energía y aumentando la velocidad de penetración. Para los agujeros más profundos de 1.5 veces del diámetro en la primera superficie, el corte transversal longitudinal del ápice toma la forma de un cono según progresa en profundidad. Si el haz es estacionario sobre el objetivo y la exposición en el tiempo es lo suficiente127

mente larga, la periferia del haz, es decir, el círculo coaxial en el diámetro de ebullición, donde la densidad de energía es 100 W/cm2, penetrará completamente en la estructura diana, dejando un agujero que tendrá un vértice cónico. Dependiendo de la localización del plano focal del haz láser en relación a la primera superficie, este vértice cónico puede ser convergente o divergente en profundidad, ya que todo láser quirúrgico de CO2 converge antes y diverge más allá del plano focal de la lente focalizadora. La figura 4-14 muestra la variación del diámetro de ebullición de un rayo láser de CO2 gausiano como una función de la densidad de energía media sobre el diámetro eficaz del haz. Es importante resaltar que el diámetro de ebullición aumenta con la energía total y la densidad de energía media, aún cuando el diámetro eficaz sea constante. Si el rayo láser es barrido en línea recta a través del tejido objeto, entonces el haz cortará un surco cuya sección transversal es aproximadamente gausiano, excepto como se ha mencionado anteriormente, para canalizar el efecto cuando la profundidad del surco, zc, es directamente proporcional a la energía total del haz e inversamente proporcional a la velocidad de barrido y el diámetro eficaz del haz: zc = Ks Po / vs de

Figura 18. Diagrama esquemático de un rayo de luz monocromática por la absorción y la dispersión en el tejido vivo. Este proceso es exponencial: cada rayo penetrante pierde una fracción constante de su intensidad en la dirección de propagación en cada unidad de distancia (Dz) de su trayectoria hacia delante. Las figuras estrelladas representan la dispersión omnidireccional. 128

Figura 19. La densidad de energía determina la profundidad de la coagulación. (Cortesía de Coherent Laser Corp., Palo Alto, Cal., USA).

donde Ks es una constante dimensional, Po es la energía del haz, vs es la velocidad lineal del barrido y de es el diámetro eficaz del haz láser. Como todas las otras formas de incisiones quirúrgicas, también en las incisiones láser, la tracción lateral de los bordes de la herida facilitan mucho el proceso de corte. La hemostasia de las incisiones producidas por un láser de CO2 se produce automáticamente en los vasos sanguíneos iguales o menores de 0.5 mm de diámetro, cuando el barrido re realiza a una velocidad mo-derada y en vasos algo mayores si la velocidad de barrido es más lenta. La masa total de tejido vaporizado por el haz de luz de un láser de CO2 es proporcional a la energía total del haz dentro del diámetro de ebullición y al tiempo de exposición, dividido por por la energía de vaporización del tejido: Mv = Kv Po te / Hv donde Kv es una constante sin dimensiones, te es el tiempo de exposición y Hv es la energía de vaporización. Para el agua, que constituye el 85% o más de los tejidos blandos, Hv = 2522 J/ gramo. Cuando se contabilizan las proteínas, grasas y otras sustancias orgánicas, el valor de Hv puede exceder 5000 J/g. Para la mayor parte de los músculos del cuerpo humano, es de 3000 J/g, exactamente el valor que se necesita para vaporizar agua comenzando desde los 0º C. Si el rayo láser permanece inmóvil, hará un orificio progresivamente más profundo. Si la densidad de energía dentro del diámetro de ebullición es alta, el tiempo de exposición del tejido lateral al orificio será breve y la caída de temperatura con la distancia, más lejana al cráter, será abrupta, limitando así la zona de necrosis térmica aproximadamente a 0.2 mm con el haz láser de onda contínua (c.w.). Como ya se comentó en el capítulo 3, esta zona de necrosis puede ser relativamente pequeña utilizando una superpulsación apropiada. Por otro lado, si la densidad de energía media no está muy por encima del valor de ebullición fiable, la vaporización instantánea llevará más tiempo, el tiempo de exposición lateral será mayor y la zona de necrosis térmica será más amplia, posiblemente hasta 0.5 mm. 129

Figura 20. El grado de daño térmico depende de la velocidad de la vaporización. a. Con un láser ultrapulsado (UP), el daño térmico se origina por calentamiento directo. B. Con un láser de onda continua se origina un área de carbonización con daño térmico originado por el calentamiento directo del láser. El daño térmico también se produce por conducción del calor. (Cortesía de Coherent Laser Corp., Palo Alto, Cal., USA).

Cuando se traza un rayo láser en línea recta a través del tejido para producir incición o vaporización de un área, la profundidad de la necrosis térmica es inversamente proporcional a la velocidad de barrido. La cicatrización de la herida de la piel normalmente se valora midiendo el tiempo necesario para la epitelización o midiendo la fuerza tensil. El láser de CO2 produce una epitelización más lenta por el retraso en el comienzo del inicio de la migración epidérmica y no por un retraso en la velocidad de la migración epidérmica. Este retraso en la epitelización en la herida producida por un láser de CO2 es el resultado de la necrosis térmica producida en el borde de la herida que forma una escara firme que se extiende en todo el tamaño de la herida e impide físicamente la epitelización. Además, aumenta el tiempo de recuperación de las células epidérmicas lesionadas en la zona de daño celular reversible adyacente a la zona de necrosis térmica retrasando el comienzo de la migración celular hasta después del periodo de recuperación. La escara no es simplemente un fluido serosanguinolento desecado, sino una capa de tejido que contiene epidermis, colágeno dérmico, folículos pilosos y glándulas sebáceas. La reparación de la herida no puede empezar hasta que este tejido se haya eliminado al igual que la fuerza tensil. Los estudios iniciales mostraban que las heridas producidas por un láser de CO2 curaban mal inicialmente pero rápidamente después de los 10 días. y se corresponde con la eliminación de esta zona de tejido necrótico. La fuerza tensil de las incisiones realizadas mediante un láser de CO2 de onda continua es menor que las incisiones hechas con un escalpelo durante las 1-3 primeras semanas después de la cirugía. La tensión máxima para ambos tipos de heridas se logra a los 3 meses. También se ha mostrado un aumento en la tasa de infecciones de la herida con la utilización de los láseres de CO2 continuos. De importancia adicional es que el exudado inflamatorio puede interferir con los cambios metabólicos iniciales necesarios para la cicatrización de la he130

rida. Todos estos factores están en relación directa con la formación del tejido necrótico por el daño térmico. El retraso en la revascularización, el aumento del infiltrado de células inflamatorias y el aumento de la formación de tejido conectivo fibroso hipertrofiado son una consecuencia de este daño térmico. Cuando se utilizó un láser pulsado de excímero (193 nm, 15 ns) para la ablación del lecho del injerto, no había efecto perjudicial en la supervivencia del injerto. Los estudios preliminares con un láser de CO2 pulsado revelaron resultados muy alentadores en la prevención de la supervivencia del injerto y de la cicatrización de la herida mediante el control del daño térmico. La utilización del láser de CO2 pulsado ha mostrado una ablación precisa y eficiente con disminución del daño térmico que rodea la herida. Con fluencias de 4 a 19 J/cm2 producen una ablación tisular precisa (20-40 µ de tejido eliminado por cada impulso láser) mientras que se limita el daño térmico periférico a una zona menor de 100 µ de espesor. Aunque había un retraso inicial en la iniciación de la cicatrización de la herida, a partir del día 7 no existe diferencias con las heridas producidas por un dermatomo. Por lo tanto el láser de CO2 puede vaporizar más eficazmente lesiones cutáneas con una anchura de pulso menro que el tiempo de relajación térmica de la piel (aproximadamente 695-950 µs) con una irradiancia de 1.000 W/cm2 o mayor. Estos tiempo de exposición cortos y de alta irradiancia pueden lograrse solamente con los láseres de CO2 superpulsados o ultrapulsados (figuras 20, 21y 22). Termodinámica de Ebullición Láser del Agua Histológica Figura 21. Comparación esquemática de un pulso láser de CO2 contínuo, superpulsado y ultrapulsado.

Los modelos experimentales han mostrado que un haz de luz procedente de un láser de CO2 no hervirá totalmente el agua histológica a

Figura 22. Comparación de los diferentes modo de entrega de energía en un láser de CO2. El tiempo de reljación térmica (TRT) de un pulso de un láser de CO2 durante el cual se calienta un tejido debería ser de 0.8 ms con una densidad de energía de 5 J/cm2 para minimizar el daño térmico a las estructuras adyacentes. Si no se alcanza el el umbral de ablación por debajo del TRT, se produce daño térmico residual - DTR (carbonización y otros efectos secundarios). Sin embargo es necesario una pequeña cantidad de DTR para coagular los vasos dérmicos y estimular la respuesta de cicatrización tisular. (Ross EV, McKinlay JR, Anderson RR, Arch of Dermatology, Vol 135, 1999). 131

menos que la densidad de energía del rayo láser esté por encima de los 10 W/cm2. Esto es así debido a que el tejido puede conducir el calor lejos en una densidad de energía térmica máxima de 10 W/cm2. Para conseguir una ebullición instantánea fiable del agua histológica, la densidad de energía debe estar muy por encima de la densidad de energía específica de la conductividad térmica (d.e.e.c.t.). Se han elegido arbitrariamente 100 W/cm2 como un valor seguro para los tejidos

Figura 23. Disipación del calor después de un pulso de láser de CO2. El tejido se enfría mediante la vaporización y por la conductividad térmica al tejos adyacente.

blandos. Para los tejidos de conductividad térmica alta, como el hueso, la d.e.e.c.t. es mucho más alta. Durante la irradiación de un tejido blando por un láser de CO2 a densidades de energía por debajo de 10 W/cm2 el tejido se calentará y posiblemente puede carbonizarse, pero no habrá ebullición. A densidades de energía entre 10 - 100 W/cm2, ocurrirá una mezcla de pirolisis y vaporolisis. Por encima de los 100 W/cm2, el efecto dominante será el de la vaporización. Aunque se pueda definir el criterio de ebullición del agua tisular en términos de densidad de energía, es físicamente más significativo la energía radiante absorbida por unidad de volumen en los tejidos blandos. El parámetro puede ser calculado en la siguiente ecuación diferenciándolo con respecto a la profundidad, z: (Energía Absorbida por Unidad de Volumen) p = dpz/dz = -a pz donde p es la energía absorbida por unidad de volumen; el signo menos significa simplemente que la densidad de energía disminuye con la profundidad. Si calculamos la dpz/dz para un láser de CO2 de un tejido blando en el umbral de la ebullición (pct = 10 W/cm2), obtenemos 770 x 10 = 7700 W absorbidos por centímetro cúbico. Esta es la energía absorbida mínima por unidad de volumen que bastará para empezar a hervir el agua tisular mediante un haz de luz láser de CO2. Si se utiliza un láser de otra longitud de onda y que tiene un coeficiente de absorción diferente, es razonable asumir que el umbral de energía absorbida por unidad de volumen del agua a esa longitud de onda debe ser igual al valor para 132

un láser de CO2 en su umbral de ebullición. Por lo tanto, si se utiliza un láser de Nd:YAG a 1064 nm, cuyo coeficiente de absorción en el agua es de 0.18/cm, se necesita una densidad de ener-gía de 7700/0.18 = 42.800 W/cm2 para iniciar la ebullición con el láser. Si esta es la densidad de energía en el centro del rayo incidente, entonces el agua histológica estará sólo en el umbral de ebullición en el eje del haz. Los valores numéricos previos son aproximados. La importancia de esta discusión es que el agua histológica hervirá instantáneamente a cualquier longitud de onda si la densidad de energía es lo suficientemente alta: pb ≥ 7700/a Láseres CO2 superpulsado (SP) y ultrapulsados (UP) Como estos términos se han utilizado vagamente por diferentes casas 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.: Ultra-Pulse®. Existe una diferencia esencial entre la superpulsación y la ultrapulsación. Los láseres superpulsados y ultrapulsados de CO2 emiten un tren de pulsos controlados de corta duración. Habitualmente, el pico de potencia generado es 10 veces superior al que puede producir un láser en onda continua. El tubo del láser se bombea electrónicamente para producir pulsos cortos repetitivos de alta potencia. Aunque la tasa de repetición varía de láser a láser y puede ser un parámetro de importancia crítica. En algunos láseres la tasa de repetición es fija por la elección de otros parámetros, en otros puede ser elegida por el cirujano. En general, la tasa de repetición puede variar en un rango de entre 1 y 500 Hz. Para la mayoría de los láseres superpulsados, cada pulso contiene una energía inadecuada por pulso simple para ablacionar el tejido. En esta situación la tasa de repetición debe

Figura 24. Comparación de los modos de operación de los láseres de CO2: continuo, superpulsado y ultrapulsado. (Cortesía de Lumenis Ltd.) 133

ser lo suficientemente rápida para evitar el enfriamiento entre los pulsos, por lo que se utiliza una serie de cuatro o cinco pulsos para acumular el calor suficiente para alcanzar el umbral de vaporización del tejido. Esto produce una situación que puede permitir la difusión térmica mas allá del sitio que se intenta tratar y ocurre para las tasas de repetición rápidas (> 100 Hz). En esta situación el láser superpulsado se comporta como uno de emisión continua. Se estima que tasas de repetición de 10-100 Hz permiten una ligera acumulación de energía térmica. Sin embargo, cálculos recientes sugieren que la tasa de repetición ideal para evitar daño térmico no deseado es de 93 Hz o menor. Adicionalmente, las tasas de repetición de 1-50 Hz permiten un mayor control manual.

Figura 25. 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 entregada 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 (800 µs), que tiene una onda en el tiempo en la cual la energía total por pulso no es menor del 90% de la energía máxima multiplicada por el tiempo que transcurre entre dos energías cero y que es de al menos de 0.5 julios. Reimpresión de Fisher JC. Basic laser physics and interaction of laser light with soft tissue. In Shapshay SM, Endoscopic laser suergery handbook. New York: Marcel Dekker, 1996; 4:205.

Cuando se utiliza una irradiación láser no ablativa, un modelo analítico analizó el límite superior de la tasa de repetición para un láser superpulsado de CO2 que es de 150 Hz para evitar una elevación de la temperatura originada por los pulsos múltiples. Un trabajo más reciente ha establecido que el umbral crítico más probablemente es de 5 Hz. Una frecuencia baja de 10 Hz produce una acumulación significativa de calor cuando la conducción es el único mecanismo de 134

transferencia de calor operativo. Cuando el láser de CO2 se utiliza de forma ablativa, la eliminación de tejido también elimina el calor, ya que el calor disminuye de esta manera y se sugiere que 5 Hz es el límite inferior para evitar la acumulación de calor cuando el spot no se está moviendo continuamente. Se puede utilizar una tasa de repetición más alta si se mantiene un tiempo de enfriamiento de 200 ms entra los pulsos. Schomacker y cols estudiaron los efectos acumulativos de pulsos múltiples frente a la exposición de pulsos simples. Un pulso simple de 100 ms de 830 W/cm2 produjo una profundidad en el cráter de aproximadamente 125 µ y una capa de necrosis térmica en la base del cráter de 100 µ. Cinco pulsos repetitivos a 0.1 Hz (500 veces el tiempo estimado del tiempo de relajación térmica) produjo una profundidad en el cráter de 400 µ y una capa residual de necrosis térmica de 160 µ. Con claridad, los pulsos múltiples incrementan el daño residual. Este efecto multipulso explica la diferencia entre las zonas de daño de 100 µ producidas por los pulsos simples con una exposición de 50-100 ms por pulso y las zonas de daño de 750 µ reportadas por Walsh y cols utilizando 100 pulsos o más pulsos de 50 ms a 510 W/cm2. El efecto multipulso con una tasa de repetición alta también explica la falta relativa de mejora clínica significativa en la cicatrización de la herida mediante los láseres superpulsados, el periodo entre los pulsos protege el tejido periférico del daño térmico excesivo. El umbral de fluencia para la ablación de la piel es de 4.75 J/cm2 basados en las medidas de Waslh y cols y de 2.6 J/cm2 (con un intervalo de confianza de 1.9-3.2) basados en los estudios de Green y cols. De estas medidas se estima que la fluencia efectiva para producir la ablación de la piel es de 5 J/cm2 o mayor. La superpulsación se logra habitualmente interrumpiendo cíclicamente la fuente de alimenatación del láser. Si la energía de abastecimiento es una fuente de corriente directa (d.c.), típicamente entregando corriente medida en miliamperios conducido por el voltaje medido en miles de voltios, entonces la forma de la onda del tiempo de la energía de salida radiante del láser es multiexponencial en su forma, con un frente escarpado que se eleva rápidamente a un pico alto, seguido de una cola que decrede de manera lenta cuya duración es tal que puede no alcanzar el cero hasta que comience el pulso siguiente. El valor de pico de dicho pulso estará entre 5 y 10 veces de la energía media en el modo de onda 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 la entrega de energía dentro de una duración de pulso dada y permite que el tejido impactado pueda enfriarse mejor durante los relativamente largos periodos de energía cero (figura 25). 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 7-11 muestra una comparación de la forma de a onda de pulso entre láser típico d.c. excitado de CO2 superpulsado con un pulso de la misma duración y potencia de pico de un láser Coherent UltraPulse®. Las esquinas en el vértice y en el fondo del UltraPulse se han dibujado angulados, por simplicidad. En realidad son algo redondeados. Debe observarse que el área bajo el forma de la onda del pulso es proporcional a la energía entregada por el pulso y que es mucho más alta para el ultrapulso que para el superpulso si el pico de energía en vatios es el mismo en cada caso. Incluso si en este caso la forma del superpulso fuese rectangular, su energía 135

media en vatios, entregada por la mayoría de los láseres estimulados mediante r.f., sería menor que el ultrapulsado que tiene un límite superior de 500 vatios en el diseño que fue realizado por Coherent. La capacidad del láser de Coherent UltraPulse® para entregar energía mucho más alta por pulso es el resultado se su único diseño patentado que utiliza estimulación por radiofrecuencia de un par de planos, placas metálicas rectangulares, paralelas, separadas por una distancia más corta que su diemnsión lineal más pequeña, montadas en un tubo metálico sellado con una lente especialmente diseñada que está rígidamente adherida al tubo en su salida final. El tubo se llena con una mezcla de nitrógeno, dióxido de carbono y helio en las proporciones adecuadas y sellado para prevenir fugas. La composición y la presión del gas son secretos propiedad de Coherent. La lente convierte el plano transverso inherentemente rectangular del haz a una forma

circular. El diseño descrito es una adaptación médica del láser de CO2 industrial Diamond® de Coherent para cortar metales y otros materiales. Ha sido capaz de entregar más de 500 milijulios en un pulso con una duración de un milisegundo. Sobre un diámetro focal eficaz de 3 mm, el haz del UltraPulse®, el haz de un UlraPulse® puede producir una fluencia media máxima por pulso de 6.11 julios/cm2 y una fluencia correspondiente en el eje de 14.2 julios/cm2. Con un índice de repetición de pulso de 200 por segundo, puede entregar una energía media de 100 vatios en operaciones ultrapulsadas contínuas con un factor duty (ciclo de trabajo) de un 20%. Hasta la fecha, ningún otro fabricante de láseres quirúrgicos de CO2 ha hecho un producto con una ejecución semejante. Aplicaciones clínicas del láser de CO2 El láser de CO2 puede utilizarse para cortar o vaporizar el tejido. Estos dos resultados clínicos se determinan simplemente por el tamaño del spot y la potencia de salida (Figura 26). Empezando con el spot más pequeño disponible en el modo focalizado (0.2 mm) resulta en una 136

entrega de densidad de potencia de aproximadamente 12.000 a 60.000 W/cm2 cuando se utilizan de 5 a 25 vatios de potencia de salida. Las densidades de potencia de esta magnitud cortan con facilidad el tejido, las potencias más altas producen una mayor profundidad de corte. La anchura del corte es la misma que el diámetro del haz (0.2 mm). Alejando simplemente la pieza de mano de la superficie tisular se aumenta el tamaño del spot o se desfocaliza. Normalmente, para vaporizar la piel se utilizan spots de 2 a 5 mm de diámetro o en la mayoría de las ocasiones mediante escáneres y microescáneres con una variedad de patrones geométricos (CPG - computer pattern generator, con diferentes densidades del área a tratar, diferentes tamaños de diámetros focales, pudiendo llegar hoy en día hasta una profundidad de 4 mm en el modo ultrapulsado). Utilizando una entrega de 5 W resulta en una entrega de aproximadamente 50 a 150 W/cm2 con el spot de 2 a 5 mm de diámetro. Unas potencias mucho más pequeñas de las que son utilizadas para el corte con 5 W y 0.2 mm de spot (12.000 W/cm2). La primera diferencia entrea estas dos situaciones es la velocidad a la que se vaporiza el tejido. La densidad de potencia (irradiancia) es determinante para la velocidad de vaporización. Con tamaños de spot más grandes, se pude vaporizar el tejido rápidamente solo si el láser es capaz de generar la potencia suficiente que resulte en una alta densidad de potencia. Un spot de 5 mm de diámetro es 25 veces más grande que el de 0.2 mm y requiere una potencia de salida de 625 veces la potencia de salida para cortar a la misma velocidad y a la misma profundidad. Se debería generar de 12.000 a 60.000 W/cm2 con un spot de 5 mm para producir un corte de 5 mm de anchura y hacerlo con la misma rapidez que con un spot de 0.2 mm; sin embargo el láser tendría que ser capaz de entregar de 3.000 a 15.000 W de potencia en lugar de 5 a 25 W. Vaporización Cuando se utiliza como un instrumento para vaporizar el tejido, el láser de CO2 tiene las siguientes ventajas sobre otras modalidades terapéuticas: 1. Se puede lograr una precisión extrema en profundidad al igual que el área de la superficie. 2. El potencial de limitar la vaporización al objetivo sin dejar una capa residual de daño térmico no deseado. 3. La velocidad operativa del procedimiento. 4. La hemostasia durante el procedimiento, y 5. Dolor y edema postoperatorio mínimo. Las limitaciones primarias de la vaporización son:

Figura 27. Profundida de penetración de 4 mm mediante láser de CO2 UP con un DTR mínimo.

1. El criterio de valoración clínico se logra no solo por la valoración visual sino por el conocimiento exhaustivo y cálculo mental de lo que se logra (profundidad de ablación, DTR, interacción tisular) con el conocimiento de los parámetro de137

terminados, que puede tener una amplia gama de error y depende de la experiencia, y 2. Las fluencias y las densidades de potencia pueden variar ampliamente como consecuencia de pequeñas variaciones en la técnica operatoria, particularmente cuando se está utilizando un haz continuo no pulsado. Los intentos para controlar estas variables mediante un abordaje científico reproducible han sido engorrosos, difíciles, confusos y mal entendidos; por lo tanto las técnicas empíricas desarrolladas por profesionales individuales siguen siendo el estándar de la práctica. Por consiguiente, los resultados clínicos varían enormemente de un cirujano a otro. Debido a estas limitaciones y a la falta de fiabilidad de la inspección visual como un medio determinante del punto final de los tratamientos el cirujano láser debe conocer los conceptos explicados para poder conseguir los resultados clínicos esperados en sus pacientes, desde la exéresis de una tumoración cutánea, hasta la realización de una restauración cutánea ablativa, ya sea a superficie total como fraccional. Igualmente, la utilización clínica del láser debe ser seguido por una atención cuidadosa a ciertos parámetros. Estos parámetros clínicos y su significación con respecto a la profundidad de ablación tisular han sido reportados por Reid que se caracteriza por una opalescencia burbujeante de la superficie de la piel acompañado por un agrietamiento con un sonido audible que indica que se ha ablacionado solamente al epidermis. Esta superficie debe ser limpiada con una gasa empapada en suero salino sin frotar excesivamente que revelará un plano intacto, suave y rosado que representa la superficie de la dermis papilar. Cuando se vaporiza esta capa, puede observarse una contracción del tejido y el desarrollo de una apariencia amarillenta y rugosa similar al paño de una gamuza. Cuando se alcanza la dermis reticular, pueden verse haces de colágeno gruesos que tienen un aspecto parecido a las hebras de un algodón agrietado. La curación de la piel hasta este punto se producirá sin cicatrización grosera residual. El proceder a mayor profundidad puede aumentar el riesgo de cicatriz residual. Si se produce carbonización, la difusión térmica y tejido necrótico no deseado mas allá de la profundidad de vaporización. Cuando se observe carbonización, a menudo puede remediarse disminuyendo el tamaño del spot para obtener un incremento en la fluencia al mismo tiempo que una mayor velocidad de vaporización tisular.

> 100 µ

40-80 µ

138

Siempre que un cirujano láser trate de evitar la lesión térmica al tejido o intente causar la necrosis térmica, el o ella deberían ser conscientes que hay una zona de transición entre la muerte y la supervivencia de los sistemas biológicos que son calentados por encima de sus temperaturas normales. Esta circuntacia se expresa mejor en un trazado gráfico mediante un plotter de temperatura y tiempo. Este trazado muesra que cualquier combinación de temperatura y tiempo se corresponden a un punto que se encuentra por encima de la zona de transición que causará la muerte del tejido y que cualquier combinación que se encuentre por debajo de esta zona permitirá la recuperación del tejido. La definición de esta línea de transición puede hacerse aproximadamente mediante esta ecuación: Tc = 37 + 31.5t-0.164 ºC donde Tc es la temperatura umbral en la cual comienza la necrosis irreversible y t es el tiempo en segundos desde el comienzo del calentamiento en el rango de 1.0 segundos ≤ t ≤ 1000 segundos.

Figura 30. Profundidad de ablación dependiendo de la energía entregada. Tamaño spot: 1.3 mm, anchura de pulso: 800 µs. 139

Debido a que en los láseres gausianos (perfil TEM00) la densidad de potencia en más alta en el centro del cráter y más baja en la periferia, es posible ablacionar limpiamente en el centro del del haz mientras que se produce carbonización en los bordes, que se pone aún más de manifiesto cuando se realizan múltiples pases en el mismo área o en la ablación de una cavidad profunda o cuando es necesario en una tumoración cutánea. Este efecto de acumulación de la carbonización en la periferia puede minimizarse manteniendo la superficie de ablación tan ancha como sea posible. Se produce menos carbonización si se ablaciona un área ancha al comienzo y gradualmente se va aumentando a una mayor profundidad mejor que empezando con un área estrecha y ablacionando posteriormente los bordes. Aunque se deben conocer los cambios visuales que describió Reid cuando se ablaciona la piel para intentar saber en que capa de tejido se está o se ha ablacionado (epidermis, dermis papilar o reticular), las alteraciones visuales descritas por el autor en muchas ocasiones no son fáciles de observar. En mi opinión además es completamente necesario: 1. Conocer el áera anatómica que se está tratando, ya que hay diferencias del espesor dermo-epidérmico según la región anatómica que vaya a tratarse, y 2. Saber con meridiana claridad que con una determinada densidad de energía, tiempo de exposición (anchura de pulso, con frecuencia prefijado en los láseres quirúrgicos por la casa fabricante) y tamaño del spot, se ablaciona un determinado espesor tisular expresado en micras, también debe tenerse en cuenta el daño térmico residual (DTR) que varía si se está utilizando un láser de emisión contínua, superpulsado o ultrapulsado. (Figuras 28-30). Cuando se utiliza un láser quirúrgico (CO2, Er:YAG) para vaporizar, se debe tener en cuenta los efectos que resultan de los cambios en el tamaño del spot. La situación ideal es utilizar un tamaño de spot grande (2-5 mm de diámetro) con una anchura de pulso menor de 695 µs y una densidad de energía igual o superior a 4 J/cm2. Se ha demostrado que la utilización de un mayor tamaño de spot resulta en una disminución del daño térmico periférico. Sin embargo, debe tenerse en cuenta que el aumento del tamaño del diámetro focal disminuye la densidad de potencia significativamente, la fluencia puede caer hasta 0.3 J/cm2, muy lejos del umbral de ablación de 4 J/cm≠ y que puede dar lugar a una carbonización excesiva y un daño térmico no deseado. En esta situación, los riesgos de una superficie irregular debido a la utilización de un spot pequeño deben sopesarse con el riesgo de cicatrización por la acumulación de calor y el tejido carbonizado con el uso de un gran tamaño de spot. El uso de fluencias bajas para tratar lesiones epidérmicas delgadas ha sido defendida por varios autores. La utilización de un láser de CO2 de una forma no ablativa resulta en una situación en la que la conducción es el único proceso de la transferencia de calor. El daño epidérmico inducido por un tratamiento con un láser de CO2 a baja dosis no es una lesión específica del láser. Es un efecto térmico no específico que es reproducible por fuentes de calor como un baño de agua caliente o una plantilla de cobre calentada. La progresión de los cambios visibles con la entrega de fluencias no ablativas en la piel son primero de eritema, después de blanqueamiento y posteriormente vaporización o carbonización. La misma secuencia es producible con simples fuentes de suministro de calor, al igual que el calentamiento producido por los láseres no ablativos (concepto, como se verá posteriormente de subablación, además que se debería tener en cuanta que el láser de CO2 tiene un grado de penetración en la piel). Un estudio mostró que el rango de terapéutico para este tipo de baja fluencia para producir un grado de lesión epidérmica con un láser de CO2 era muy estrecho, fluencias entre 3.7 y 4.4 J/cm2, fluencias más altas causaron cicatrices y fluencias más bajas mostraron ser inefectivas, a pesar de que se ha observado una relación lineal entre la potencia entregada y la cantidad de necrosis. La Entrega de fluencias 140

bajas con este pequeño rango de variación, requiere una precisión extrema y una atención al más mínimo detalle. Es muy difícil de lograr a mano alzada. Cuando se utiliza un láser de CO2 pulsado de una forma no ablativa, la tasa de repetición debería mantenerse alrededor de los 5 Hz para evitar los efectos acumulativos de los pulsos. No obstante, hoy día existe la tecnología necesaria para no tener que realizar esta técnica a mano alzada, mediante la utilización de escáneres tanto a superficie total como fraccional con una tasa de repetición ajustable y/o aleatoria (Coolscan®). Los estudios sobre la fluencia baja mediante láser de CO2 han mostrado que el mayor efecto histológico inicial ocurre en la capa basal. Se cree que la falta de homogeneidad estructural y biológica presentes en la unión dermo-epidérmica predispone a que se produzca el daño en esta localización. Este es el concepto de subablación que se está empleando mediante la utilización de escáneres y que todavía no tenemos los resultados concluyentes, la producción de eritema sin llegar al blanqueamiento del tejido, como en los láseres no ablativos para su utilización en la restauración cutánea no ablativa (subablativa), produciendo una lesión térmica, o una elevación de la temperatura controlada en la unión dermo-epidérmica para estimular la síntesis de proteínas dérmicas. Conversión de Julios en Vatios: En muchas reuniones de cirugía láser donde se expone la iconografía de los resultados obtenidos mediante láseres quirúrgicos, fundamentalmente los antes y después, en la mayoría de los casos no se muestran los parámetros con los que se ha trabajado en un paciente determinado y creo que es fundamental, ya que se vuelve a reiterar que la cirugía láser es una ciencia y como tal es predecible y reproducible (y cuando deja de difundirse, deja de ser ciencia) salvando las excepciones o efectos adversos que pueden ocurrir en todo acto quirúrgico y que se han explicado en una sección de otro volumen (Guía Básica de la Ciencia del Láser). Como se ha dicho, en la mayoría de las ocasiones no figuran los parámetros con los que se ha trabajado o cuando se hacen, la minoría de los casos, cada uno habla en su propio idioma que es el de la casa fabricante del láser con el que se trabaja que en también otros tantos casos, posiblemente por desconocimiento del comercial, se ponen a la venta láseres cuyo único argumento es el precio, que en realidad son de onda continua como superpulsados, con una simple obturación mecánica y cuyo resultado es el de un mayor daño térmico residual. En cada pantalla se muestra la energía que irradia la pieza de mano o escáner en vatios, julios, J/cm2, milijulios y los oyentes de la charla quisieran reproducirlo en su láser y con sus pacientes que no muestra la densidad de energía e irradiancia, tiempo de exposición, repetición de pulsos, de la misma manera que en el suyo y por tanto no sabe como poder hacerlo, resultando por tanto inútil, o conformarse con lo que figura en el manual de instrucciones de la máquina o como le han dicho en ella, que además la persona responsable de las formaciones y departamento clínico no es un facultativo. En la mayoría de las reuniones, que al menos personalmente he acudido, y muchas de las publicaciones, el láser parece una ciencia oscura, no se muestran las energías con claridad y cuando se hacen, el médico no puede reproducir estas dosis ya que no puede programarlas en el suyo. De nuevo, es de capital importancia que se conozca el sistema con el que se trabaja y al mismo tiempo los conceptos que se han explicado anteriormente. En este apartado intentaremos explicar como convertir la energía en julios (J) a vatios (W, densidad de potencia) y viceversa para poder entender o aplicar esos parámetros que cirujanos láser con mucha experiencia han mostrado y tratar de reproducir sus resultados. Se pueden calcular vatios y segundos, pero no pueden convertir julios en vatios ya que 141

las unidades de julios y vatios representan cantidades diferentes. La potencia P en vatios (W) es igual a la energía E en julios (J), dividida por el periodo de tiempo t en segundos (s):

P(w) = E(J) / t(s) de tal forma que:

W=J/s Ejemplo: ¿Cuál es el consumo de energía de un circuito eléctrico que tiene un consumo de energía de 90 julio en una duración de tiempo de 3 segundos?

P(W) = 90J / 3s = 30W Conversión de Vatios en Julios: Se pueden calcular julios de vatios y segundos, pero no se pueden convertir vatios a julios, ya que los vatios y los julios representan cantidades diferentes. La energía E en julios (J) es igual a la potencia P en vatios (W), las veces de tiempo t en periodos de un segundo (s):

E(J) = P(w) x t(s) ó

J=Wxs Ejemplo: ¿Cuál es el consumo de energía de un circuito eléctrico que tiene un consumo de energía de 30 vatios para una duración de tiempo de 3 segundos?

E(J) = 30W x 3s = 90W

El otro factor que debe tenerse en cuenta es el área en la que irradia el haz láser, spot o diámetro focal: La superficie o área es igual a la constante pi por el radio al cuadrado (en milímetros)

A = π x r2

- Área de un círculo

DE = P * t π + r2 o lo que es lo mismo t = DE * P S 142

Figuras 31-33. Vaporización de tatuaje profesional mediante láser CO2 UP a las 6 semanas del tratamiento. 143

donde DE es la densidad de energía, t el tiempo de la exposición láser se expresa en milisegundos (103 seg), r es el radio en milímetros, P es la potencia en vatios y π (pi) es la relación entre la longitud de una circunferencia y su diámetro, es un número irracional y una de las constantes matemáticas más importantes. El valor numérico de π, truncado a sus primeras cifras, es el siguiente: π ≈ 3,14159 26535 ...

Aplicaciones Específicas del Láser de CO2 La utilización del láser de CO2 según el tipo de aplicaciones, puede clasificarse en: (Esta clasificación puede trasladarse igualmente a los láseres de erbio:yag) 1. No ofrece ventajas en algunos procedimientos, como en las lesiones vasculares (telangiectasias, PWS, angiomas) y en las lesiones pigmentadas epidérmicas (léntigos, efélides, en algunas ocasiones las hemos tratado con láser quirúrgico de Er:YAG con un solo tratamiento y sin lesión cicatricial residual, y máculas pigmentadas labiales). 2. Lesiones en las cuales el láser de CO2 simplifica el procedimiento: Los tratamientos de las lesiones en esta categoría pueden llevarse a cabo con éxito, ya sea con el láser de CO2 o con otras modalidades, pero el láser de CO2 simplifica el procedimiento mediante: a. Hemostasia b. Disminución del tiempo operatorio c. Control más preciso sobre la profundidad de la exéresis. Tatuajes decorativos El láser de CO2 ofrece las tres ventajas sobre las otras modalidades de exéresis tisular. El tejido que contiene pigmento puede ser vaporizado con precisión en un campo exangüe. Se puede vaporizar el tatuaje completo en una sola sesión de tratamiento utilizando altas potencias. Cuando se elimina el tatuaje en un solo tratamiento, se debe poner mucha atención a las diferentes profundidades a las que se encuentra el pigmento, que en algunas ocasiones llegan hasta el tejido celular subcutáneo. Sin embrago, el tratamiento de los tatuajes por este método siempre se sigue por cicatrización con varios grados de alteraciones cicatriciales, dependiendo de la profundidad a la que esté el o los pigmentos del tatuaje, que posteriormente, en cuanto haya epitelización completa, nosotros generalmente tratamos mediante láser de colorante pulsado a dosis pupúricas y si fuese necesario mediante restauración cutánea ablativa (miniablación o fraccional). Cicatriz hipertrófica es inevitable en cierto porcentaje de pacientes que la evaluación histológica de la herida en los pacientes en los que se ha utilizado un láser de CO2 cw ha revelado un daño térmico a una profundidad de 5 mm. El porcentaje de cicatriz hipertrófica es de un 7-16% de los pacientes. Se han intentado multitud de tratamientos para evitar la cicatriz hipertrófica como la utilización de múltiples tratamientos, la combinación de la técnica con ácidos (TCA) y la utilización con pasta de urea (50%). Ninguna de las alteraciones en la técnica 144

ha eliminado el riesgo de la cicatriz hipertrófica. El empleo de la pasta de urea al 50% postoperatoriamente ha dado como resultado la capacidad de eliminar prácticamente todo pigmento del tatuaje en una sesión de tratamiento limitando la vaporización tisular a un plano más superficial en la que solamente se elimina el 30-50% del pigmento del tatuaje. Nosotros hemos utilizado hace muchos años hemos utilizado esta técnica (se pide en formulación magistral y se deja ocluida durante 24 horas, cambiando la cura cada 24 horas durante 7-10 días), hoy día en las personas que por alguna necesidad concreta y conociendo los riesgos de la alteración cicatricial residual, utilizamos los láseres Q-switchados, esto da como resultado una cicatrización más rápida disminuyendo el riesgo de cicatrización hipertrófica. En otros casos, en más sesiones, utilizamos los láseres quirúrggicos (CO2 UP y Er:YAG) para eliminar una capa de la piel (epidermis y parte de la dermis papilar) y posteriormente los láseres Qs, longitud de onda dependiendo del color de la tinta, y hemos encontrado que se disminuye el número de sesiones sin incrementar significativamente el riesgo de alteración residual. También para la tinta residual utilizamos los láseres fraccionales, 250-450 µm de spot (erbio:YAG), 125 µ (CO2), 150-300 µ de profundidad y una densidad del 22-25%. También hemos utilizado la fofotermólisis fraccional no ablativa que disminuye progresivamente la tinta del tatuaje, pero el número de sesiones puede ser muy elevado. La cicatriz hipertrófica está relacionada, en parte, al grado de daño térmico y a la profundidad de la herida, pero también guarda relación con la localización anatómica de la herida. El 25% de los pacientes tratados con el láser de CO2 en la parte superior del brazo y en la región deltoidea desarrollan una cicatriz hipertrófica frente al 10% de tatuajes en otras localizaciones. Una región anatómica que tiende a cicatrizar muy bien es el dorso del antebrazo, siendo infrecuente el desarrollo de cicatriz hipertrófica.

Figura 34. Queratosis verrugosas en miembros inferiores. En la exploración: numerosas pápulas planas, poligonales, de diámetro variable, entre 3 y 9 mm de diámetro, de aspecto verrugoso, bordes definidos, algunas aisladas o agrupadas y otras confluentes, formando peque- ñas placas, de color marrón, con diferentes tonalidades, localizadas en piernas, miembros superiores y tronco superior, a predominio de la cara anterior de la pierna izquierda. El único tratamiento efectivo es la ablación. La destrucción de las lesiones con crioterapia o láser de CO2 o Nd-YAG pueden ser usadas. Sin tratamiento, las lesiones persisten y se tornan más evidentes y oscuras, después de una prolongada exposición solar.

El desarrollo de los láseres Q-switchados (Qs) par ala eliminación de tatuajes ha hecho posible la eliminación de los mismos con alteraciones cicatriciales mínimas o sin ellas, al igual que alteraciones texturales provocadas por el mismo pigmento del tatuaje que actúa como cuerpo extraño dentro de la piel con reacción fibroblástica, utilización de fluencias altas y posibles alteraciones de la pigmentación que normalmente son pasajeros (las hipopigmentaciones usualmente son permanentes). Sin embargo, estos láseres requieren múltiples sesiones y un tiempo prolongado hasta su eliminación, en ocasiones incompletas (pigmento residual), hay que esperar a los estudios con los láseres en picosegundos (10-12 seg) que posiblemente sean capaces de tener que realizar un menor número de tratamientos, la posibilidad de eliminar tintas residuales o recal-

citrantes, al mismo tiempo incrementará el coste de las sesiones, y de momento, por su longitud de onda (755 nm) estarán limitados a fototipos de pieles claros, por otro lado y en relación al 145

médico usuario, habrá que valorar igualmente el coste del mantenimiento, durabilidad de la cabeza (resonador, lámparas, lentes, etc). Los tatuajes cosméticos (color anaranjado, perfilados labios generalmente, con pigmentos de tinta de óxido ferroso - color anaranjado junto a pigmentos de titanio para obtener un

Figuras 35-36. Paciente de 76 años tratada en varias ocasiones mediante nitrógeno líquido por queratosis seborreicas múltiples faciales y región cervical. Tratamiento a los 15 días, en una sola sesión mediante láser quirúrgico Er:YAG (2940 nm), densidad dse energía de 10 J/cm2, spot de 2 y 4 mm de diámetro, tasa de repetición: 10-20 Hz, coagulación (daño térmico residual) = 50 µ. En el láser de erbio:yag, ablación de un pulso de 10 J/cm2 = 40 micras. 146

color más claro) que se oscurecen o se vuelven de color negro por la exposición a los láseres Qs dando como lugar a un resultado cosmético inaceptable y que se hayan oscurecido pueden no responder a más tratamientos mediante láseres Qs. El tratamiento mediante láser quirúrgico (CO2 o erbio:yag) puede ser el tratamiento de elección. Generalmente se pueden necesitar alrededor de cuatro sesiones, con un intervalo de una vez al mes, en otras ocasiones, al igual que el ejemplo mostrado anteriormente en un solo tratamiento. Por otro lado, el láser de CO2 UP con la utilización de microescáner (Lumenis - Scaar FX, 2012) con un tamaño de spot de 120 micras, capacidad de profundidad de 4 mm, densidad de potencia 150 mJ, porcentaje de superficie a tratar variable de 1-25% (normalmente se trabaja a al 3% de la superficie) puede mejorar uno o más de los siguientes parámetros de las cicatrices hipertróficas y queloideas, tanto la flexibilidad , disminuir los signos de las retráctiles, como la apariencia estética de las mismas. Queratosis verrugosas aisladas La segunda situación en la que el láser de puede ser beneficioso es en la vaporización es en la vaporización de verrugas vulgares aisladas o queratosis seborreicas. Estas lesiones se tratan fácilmente y con frecuencia mediante nitrógeno líquido pero pueden ser tratadas igualmente con láser quirúrgico, en nuestra opinión casi indistintamente tanto CO2 UP (ultrapulsado) o erbio:yag, en lesiones superficiales en muchas ocasiones preferimos el láser de erbio:yag que se discutirá con más detalle en la sección de este otro gran láser quirúrgico. La desventaja con este abordaje terapéutico es la necesidad de tener que utilizar anestesia local, eritema prolongado y alguna posibilidad de cicatrización residual, que con un manejo cuidadoso del láser, utilización de gafas de aumento y el conocimiento de los parámetros a utilizar, en nuestra experiencia, no hemos tenido prácticamente alteraciones cicatriciales. Las ventajas mediante la excisión con láser son la precición, excisión completa que puede lograrse predeciblemente en un solo tratamiento. El láser de CO2, al igual que el erbio:yag, ofrece una clara ventaja con su capacidad para vaporizar una gran área de superficie y múltiples lesiones rápidamente en un único tratamiento. Para evitar la cicatriz, es importanet poner atención en el plano de clivaje inducido por el calor

Figura 37. Exéresis (vaporización) de tumoraciones cutáneas benignas (TCB) mediante láser y bajo anestesia tumescente. (Láser Er:YAG). 147

en la unión dermo-epidérmica. Cirugía excisional La tercera área de beneficio potencial del uso del láser CO2 está en cirugía excsional, particularmente en algunas formas de la cirugía estética. Numerosos cirujanos cosméticos realizan blefaroplastia, mamoplastia y lifting facial con láser de CO2 como instrumento incisional debido a su capacidad de control de hemostasia, edema y dolor postoperatorio. La blefaroplastia láser se describió por primera vez e 1984. Se publicó en 1987 un estudio con 10 pacientes comparando el bisturí y se mostró que el láser de CO2 era superior. Los detalles en cuanto al abordaje quirúrgico y los factores de seguridad fueron publicados muy pronto después. Un segundo estudio comparativo en 1990 encontró que la técnica tradicional y la del láser CO2 eran comparables, sin beneficios específicos atribuibles a la del láser de CO2. Un tercer estudio comparó la cirugía láser CO2 por un lado y la realizada mediante bisturí frío y eléctrico por otro lado realizada en 10 pacientes intervenidos de blefaroplastia superior e inferior. Los autores encontraron que el láser CO2 proporcionó una superior visibilidad quirúrgica y un tiempo operatorio significativamente más rápido debido a una cirugía exangüe, también un menor hematoma, edema, dolor postoperatorio y una cicatrización más rápida. Un estudio internacional de 16 médicos que realizaron más de 4.000 blefaroplastia y comparando la técnica tradicional realizada mediante bisturí con la del láser de CO2, hallaron que la del láser era más rápida (media de 58 minutos frente a 94 minutos) y un mayor tiempo de recuperación de los pacientes (media de 6.3 días frente a los 9.1 días con la técnica tradicional). La utilización del láser de CO2 UP para estos procedimientos cosméticos se recomienda encarecidamente para lograr una incisión sin quemadura que no interfiere con la cicatrización de la herida. El médico precisa además de ser un cirujano cosmético experimentado, un experimentado cirujano láser para combinar estos dos campos de la experiencia quirúrgica. Lesiones para las que el láser de CO2 ofrece claras ventajas

Figura 38. Exéresis (vaporización) de tumoración cutánea facial (fibroma) mediante láser CO2 UP, pieza de scáner, spot 1.3 mm, 10 J/cm2. 148

Figura 39. Exéresis (vaporización) de queratosis seborreica en ala nasal mediante láser CO2 UP, pieza de scáner, spot 1.3 mm, 10 J/cm2, 10 Hz.

La primera indicación en la que los láseres de CO2 ofrecen una clara ventaja clínica es en la vaporización de tumores cutáneos múltiples grandes y de neoplasias superficiales de bajo grado, que abarcan superficies grandes o están situados en localizaciones estratégicas que plantean problemas quirúrgicos importantes. El desarrollo del láser de CO2 ultrapulsado (UP) ha hecho esta aplicación particularmente útil debido a su disminución en la tendencia a inducir una cicatriz desfigurante por su menor daño térmico residual. Queratosis seborreicas

Figura 40. Exéresis de queratosis seborreicas múltiples laterocervicales mediante láser CO2 UP, resultado a los tres meses sin alteraciones cicatriciales residuales. Parámetros: 9 J/cm2, spot 2 mm, tasa de repetición 10-20 Hz. 149

Figura 41. Exéresis tumoración cutánea benigna (TCB) - papilomas mentón y resultado a los 2 meses. También se ha tratado rosácea mediante láser de colorante pulsado: 7/6/10, 4 sesiones, intervalo de 1 mes.

La exéresis de queratosis seborreicas grandes y gruesas de la cara, cuello, y tronco ha sido de una gran utilidad (Figuras 37-39). El método más común de la destrucción de estas lesiones (tumores cutáneos benignos - TCB) es mediante la utilización del nitrógeno líquido (criocirugía) que generalmente requiere múltiples sesiones de tratamientos y a menudo resulta en cicatrices hipopigmentadas antiestéticas. También se han utilizado los láseres que van dirigidos a las lesiones pigmentadas con mucho éxito pero requieren múltiples sesiones en las lesiones de

Figura 42. Verrugas genitales. Exéresis mediante láser quirúrgico de Er:YAG en un solo tratamiento. Parámetros láser: spot 2 mm, 10 J/cm2, tasa de repetición 10-30 Hz. 150

mayor espesor. Las lesiones múltiples en el torso son particularmente molestas para algunos pacientes, no solo debidas a su apariencia cosmética sino también a que tienen tendencia a inflamarse, irritarse y producir picor. Literalmente, pueden existir cientos de lesiones y el tratamiento de 200 o más lesiones puede ser realizado mediante un láser de CO2. Cuando examinamos los resultados del tratamiento de 32 pacientes que tenían 690 queratosis seborreicas, se comprobado que todas las lesiones podían ser eliminadas en una única sesión. Sin embargo, el 25% de los pacientes tratados con un láser de CO2 cw las lesiones cicatrizaron con al menos una cicatriz plana atrófica. Cuando se utilizó el modo superpulsado, la incidencia, la incidencia de cicatrizac´i´ón era muy similar: el 25% de los pacientes con al menos una alteración cicatricicial y el 11.2% de los pacientes tratados con 510 lesiones. No se observaron cicatrices hipertróficas en ninguno de los grupos En contraste a los léntigos y efélides, la significancia de esas cicatrices atróficas pueden ser diferentes aunque de una apariencia muy similar. Los resultados cosméticos logrados con el tratamiento mediante los láseres de CO2 en las queratosis seborreicas son superiores a los de las lesiones originales, al igual que al resultado obtenido mediante otras modalidades de tratamiento, en nuestra experiencia no superiores a los obtenidos mediante láseres de erbio:yag y con la posible excepción de los resultados de los láseres Qs con múltiples sesiones de tratamiento. Por el contrario, los resultados logrados en léntigos y efélides de los láseres dirigidos al pigmento (láseres Qs de 532 nm , 694 nm y 755 nm) son superiores ya que evitan por completo las alteraciones cicatriciales. El uso del l´´áser de CO2 UP en el tratamiento de queratosis seborreicas faciales y en el torso ha permitido la extirpación de múltiples lesiones virtualmente libres de cicatrices debido a su capacidad de controlar el daño térmico residual, al igual que los láseres de Er:YAG.

Figura 43. Exéresis de nevus piloso de amplia superficie en localizaciones estratégicas que plantean problemas quirúrgicos estéticos importantes. Resultados a los dos meses. 151

Figura 44-45. Exéresis papilomatosis facial mediante láser CO2 UP y resultado a las tres semanas del tratamiento, con eritema residual en disminución no alteraciones cicatriciales en la que se han podido abordar todas las tumoraciones faciales en un único tratamiento. 152

Figura 46. Resurfacing primer pase por cicatrices de acné. Obsérvese el sangrado que se produce cuando de ha eliminado la epidermis y se llega alcanza la dermis papilar. Láser de Er:YAG, spot 5 mm, 25 J/cm2 = ablación de 100 micras, DTR = 20-40 µ.

Verrugas En el tratamiento de verrugas múltiples, grandes y reclacitrantes especialmente en las verrugas periungueales, verrugas plantares y condilomas acuminados, el láser de CO2 ha demostrado ser muy eficaz debido a la precisión de la vaporización y a su capacidad de tratamiento completo en una sola sesión. Se ha informado en un porcentaje de cura que oscila del 32 al 96% de las lesiones. Todas las modalidades destructivas utilizadas frecuentemente, incluyendo ácidos varios, electrocauterio, criocirugía (nitrógeno líquido), bleominina intralesional, 5 fluorouracilo, producen una destrucción tisular imprecisa con un porcentaje de curación del 45-84%. Esta imprecisión puede resultar de una alta incidencia de cicatrización o del tratamiento inadecuado con la recurrencia de la lesión. La ablación precisa alcanzable con el láser de CO2 permite la destrucción del tejido lesional con mucha mayor exactitud y mejores resultados clínicos. Debido a que los virus de las verrugas se han demostrado en la epidermis normal perilesional incluso a 1 cm de distancia de la verruga clínica y debido a que este virus latente se considera el origen de la mayoría de las recurrencias, se puede considerar la ablación selectiva de la epidermis adyacente sin riesgo de la necrosis dérmica en este área mediante la utilización controlada del láser de CO2. Esto no puede lograrse mediante otras modalidades terapeúticas utilizadas para el tratamiento de las verrugas sin añadir un riesgo significante de cicatriz o de una cicatrización prolongada. El tratamiento con éxito generalmente supone una vaporización del borde perilesional de 1-5 mm de la piel que aparentemente es normal. La utilización de los láseres de CO2 como modalidad terapeútica inicial, en general verrugas plantares ha resultado en un porcentaje de cura del 81%, 94.7% y del 96.3% según las series. El tratamiento de los condilomas acuminados con el láser de CO2 en 119 pacientes produjo 153

Figura 47. Resurfacing fraccional mediante láser CO2 UP, energía 100 mJ, densidad 82%, escáner colimado Ultra-Scan CPG.

un aclaramiento completo de las lesiones con una tasa de recurrencia de solamente el 9.2% a las 14 semanas del postoperatorio. Cinco de esas recurrencias eran en lugares sin conexión con el sitio de del tratamiento original. También se ha informado del tratamiento con éxito de condilomas uretrales, en el meato uretral, sin secuelas adversas. El grupo de pacientes con mayor dificultad son aquellos que han tenido un fracaso mediante el tratamiento con varias modalidades, especialmente cuando las lesiones son de localización periungueal. Las publicaciones de la utilización del láser de CO2 en estos pacientes de mayor dificultad muestran un porcentaje de cura del 32%, 81% y del 71% dependiendo de las series. Debido a la necesidad de tener que realizar tratamientos más agresivos, la cicatrización residual se produjo en el 50% de un grupo y cambios en la morfología de la uña en el 29% del segundo grupo. Este porcentaje de curación es con mucho el mayor conseguido con el uso de otras modalidades terapéuticas en el presente. Hay que destacar varios puntos concernientes al tratamientos de las verrugas con el láser de CO2. Como se ha dicho ya en este capítulo, el uso de magnificación (gafas de aumento, nosotros utilizamos VisionLab® 2.5-3.5 aumentos, y creemos que son imprescindibles para la realización de exéresis de tumoraciones cutáneas). El tejido de las verrugas produce burbujas cuando se vaporiza, mientras que el tejido normal tiene líneas de huellas dactilares o dermatoglifos y puede observarse su contracción cuando impacta el haz de luz láser (Figura 50) y se debe a la diferente concentración de agua en los tejidos. Debe ponerse atención a estos detalles que ayudan a identificar el punto final del tratamiento. Antes de la utilización del láser, se debe eliminar el tejido seco, la superficie hiperque154

ratósica. Este detritus proteináceo requiere mucha mayor energía para vaporizarse debido a la baja concentración de agua tiene una mayor tendencia a actuar como un disipador del calor, con un mayor daño térmico residual resultante. Este tejido se elimina fácilmente al reducir el punto de sangrado. Después de hacer dos o tres pases con el láser sobre la superficie de la verruga, se hará evidente un plano de clivaje en la unión dermo-epidérmica. Como se ha mencionado anteriormente, esto es el resultado de una mayor propensión en este punto de reaccionar a la lesión térmica. Este tejido puede extirparse mediante unas tijeras o una hoja de bisturí tirando suavemente y cortando sus conexiones periféricas. Una vez hecho esto, se utiliza el láser para vaporizar el tejido residual de la verruga. Además de estas técnicas, cabe señalar que las verrugas periungueales con frecuencia se extienden por debajo y alrededor de la placa ungueal. El láser de CO2 se utiliza para vaporizar la uña suprayacente, evitando de esta forma la avulsión de la uña. La verruga subyacente se trata como ya se ha descrito. Fitzpatrick y Goldman han examinado el tratamiento de 46 pacientes con 300 verrugas utilizando el láser de CO2 continuo, superpulsado y ultrapulsado. El 85% de los pacientes habían sido tratados con otras modalidades y tuvieron recurrencia de sus lesiones. Como el control del DTR se fue incrementando progresivamente por la utilización de láseres con parámetros más adecuados, fue posible la vaporización de la lesión con una disminución del daño térmico (DTR) y que se refleja por el aumento en la velocidad de la cicatrización cuando se fueron utilizando los láseres CW, SP y UP. El modo CW tenía una tasa de éxito del 68% y un 54% de alteración cicatricial y el grupo del ultrapulsado tenía un 90% de curaciones y una incidencia del 7% de cicatriz residual. La exéresis de las verrugas periungueales sin producir una onicodistrofia y la exéresis de verrugas plantares y condilomas en un solo tratamiento son ventajas clínicas definitivas. Los láseres de colorante pulsado (PDL) y el Nd:YAG pueden ser apropiados para algunas de estas

Figura 48. Arrugas párpados inferiores. Resultados a los 1.5 meses después de un solo tratatamiento mediante láser CO2 UP, escáner colimado fraccional (UltraScan CPG), densidad de área tratada: 68%, 90 mJ, profundidad de penetración de 66 micras 155

Figura 49-50. Exéresis con láser CO2 UP de verruga plantar 5º meta y 5ª falange, recalcitrante a otros tratamientos médicos (ácidos, nitrato de plata, nitrógeno líquido), parámetros láser: 10 J/cm2, anchura de pulso 800 µs, tamaño de spot 1.3 mm de diámetro, tasa de repetición de pulsos 40-50 Hz. La dermis se contrae visiblemente, de color amarillento y con textura similar a una gamuza, mientras que en la parte central el tejido forma burbujas y se vaporiza, este tejido no debe eliminarse mediante la gasa con suero y cualquier verruga residual se vaporiza hasta que toda la base de la lesión tiene una apariencia uniforme. 156

Figura 51-56. Exéresis mediante vaporización con láser ce CO2 UP de múltiples tumoraciones cutáneas (papilomas y queratosis), bajo anestesia tunescente en un solo tratamiento. Resultados al mes del tratamiento. 157

Figura 57-60. Mujer de 27 años fototipo de piel VI con mamoplastia de reducción hace 4 años. Cicatrices hipertróficas e hiperpigmentadas. Resultados del 2º tratamiento mediante láser Q-switched de Nd:YAG, 1064 nm, spot 4 mm, 6 J/cm2, 10 Hz y láser CO2 UP con microescáner, diámetro focal de 120 µ, densidad del 3%, 100 mJ equivalente a una profundidad c 3 mm. Las dos últimas fotografías se corresponden a las imágenes obtenidas mediante dermatoscopio digital (c200 aumentos) mostrando la captación selectiva del pigmento melánico (manchas postinflamatoria - MPI) posterior al tratamiento láser Qs Nd:YAG, 1064 nm, 5 ns. En la siguienteb imagen orificios de 120 µ de diámetro, 100 mJ, densidad del 3%, profundidad de c 3 mm. 158

Figuras 61-62. Balanitis, enfermedad de Zoom. Tratamiento mediante láser CO2 UP y escáner colimado, densidad del 100% (densidad 5), 90 mJ, spot de 1.3 mm.

Figuras 63-64. Fotos del tratamiento inmediato de TCB múltiples (papilomatosis facial) mediante láser CO2 UP, superficiales, con spot 2 mm colimado, densidad de energía: 5-6 J/cm2, frecuencia repetición: 8-10 Hz. 159

Figuras 65-66. Tratamiento combinado mediante láser de neodimio:YAG, 1064 nm, 50/40/6 y láser de erbio:YAG fraccional, spot 250 µ, densidad 5% 3 pases, pieza de mano 7 mm2. 160

Figuras 67-72. Vaporización de papilomas múltiples en un único tratamiento en región cervical. Con otros procedimientos son necesarios múltiples tratamientos. La cicatriz residual posterior al láser CO2 UP es poco probable. 161

Figuras 73-76. Papilomatosis múltiple en región látero-cervicales, fotos del postoperatorio inmediato. EL tratamiento se ha efectuado en una única sesión de tratamiento, con un periodo rápido de recuperación.

lesiones, sin embargo son necesarios múltiples tratamientos, menos con el neodimio:YAG, y las lesiones más gruesas pueden ser difíciles de tratar. Mecanismo de Generación de Humo Cuando se vaporiza una verruga o cualquier otro tejido mediante láseres quirúrgicos se produce humo. Los generadores más importantes del humo durante la cirugía son los instrumentos electroquirúrgicos monopolares, seguido por el termocauterio y por los láseres de CO2. Los láseres de erbio:YAG producen tanto humo o más que los de CO2, pero no se utilizan todavía en cirugía rutinariamente, aunque cada vez más. 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 162

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. Cuando se utiliza una longitud de onda visible o infrarroja cercana, que se absorbe poco por el tejido diana, para cortar o vaporizarlo en aire ambiente, en virtud del aumento de la densidad de energía con una fibra tallada o una punta de zafiro, hay generación de humo, aunque aquella longitud de onda no pudiera ser adecuada para vaporizar el tejido si se entregase mediante una fibra plana y sin contacto con el tejido aún con la misma densidad de energía total del rayo láser. Cuando se utiliza una longitud de onda ultravioleta con una densidad de energía baja para extirpar tejido, mediante fotoquimiolisis, hay una elevación insuficiente en la temperatura del material diana para originar una combustión de los fragmentos moleculares enérgicos expulsados del sitio de impacto del haz. Por consiguiente, los láseres excímeros generan humo sólo cuando son utilizados con una densidad de energía media alta (por encima de los 50 W/cm2) en la cual el exceso de intensidad sobre la que se necesita para producir la rotura fotoquímica se manifiesta como calor. 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. El humo consiste en vapor de agua y materia en partículas del tejido vaporizado. Estas partículas son generalmente minúsculas teniendo un diámetro medio de 0.1-0.3 µ. La viabilidad de organismos infecciosos en el humo se demostró en 1986, cuando se halló que las esporas bacterianas podían sobrevivir en el humo generado por una irradiancia menor de 500 W/cm2. Sin embargo, este mismo estudio y otro (Baggish y cols, 1991; Walker y cols, 1986 y los de Freitag y cols, 1987) han mostrado que, en general, particularmente con irradiancias altas, el láser de CO2 esteriliza y desvitaliza el tejido expuesto. Aunque las células intactas se vuelven no viables en el humo del láser, el potencial todavía existe para viriones (partícula vírica morfológicamente completa e infecciosa) intactos o ADN vírico, y ambos pueden ser infecciosos en el humo del láser. Aunque el ADN viral solo puede ser infecciosa, los viriones representan teóricamente un mayor peligro debido a que su infectividad específica es de mayor magnitud. La preocupación ha surgido a partir de los informes de detección de ADN y viriones del virus del papiloma humano en el humo de las verrugas vaporizadas de los pacientes y de los modelos animales utilizando láseres de CO2 tanto continuos, superpulsados como ultrapulsados 163

y a irradiancias tanto altas como bajas. Estos estudios, como los de otros autores, son consistentes con la probabilidad de encontrar ADN viral en el humo del láser que está en relación con la concentración del virus en la lesión y con los efectos de las partículas nanoaerosolizadas producidas por la fuerza de expulsión de los tejidos explosionados por debajo de la superficie. No se sabe si esas partículas son potencialmente infecciosas debido a la falta actual de ensayos in vitro reproducibles para las partículas del virus del papiloma humano (VPH) hacen que esta posibilidad sea imposible de afirmar. Sin embargo, existe un ensayo positivo para el virus del papiloma bovino y el virus del papiloma infeccioso ha sido cultivado del humo producido por el láser de CO2 después de la vaporización de las verrugas bovinas. Un estudio de la muestra del tejido de los condilomas acuminados carbonizados con un láser de CO2 reveló que en 10 de 12 muestras (83%), se encontró ADN del VPH. No se ha demostrado la transmisión natural del VPH durante un procedimiento láser hasta la fecha. El resultado final de estos estudios experimentales es que la probabilidad de que ocurran efectos mórbidos en los pulmones de los humanos y de los animales por la inhalación del humo, especialmente si es prolongada, es siginificante. Ningún artículo publicado sostiene que la inhalación de partículas del humo láser sea inócua. Por lo tanto, un cirujano láser prudente, deberá protegerse a sí mismo, al personal de la sala quirúrgica y al paciente del humo producido por el láser mediante un sistema de succión adecuado. Se debe resaltar que los sistemas de succión estándar instalados en los quirófanos habitualmente son incapaces de succionar el humo generado por un láser de CO2 que está vaporizando lesiones expuestas al aire ambiente. Por lo que el riesgo existe y puede ser minimizado con atención a los siguientes hechos: 1. De todos los tipos de verrugas clínicas que contienen el VPH tipo 1, las verrugas plantares parecen ser las más ricas en partículas virales. 2. El mayor riesgo de desarrollo de una infección VPH por inhalación ocurre con el tratamiento de las verrugas genitales debido a que se encuentran los tipo 6 y 11 tanto en las verrugas genitales como en las papilomatosis respiratorias. Las verrugas no son altamente contagiosas y los adultos normalmente son bastante resistentes a la infección, excepto para las verrugas genitales que se transmiten sexualmente (ETS). En contraste con las verrugas de las extremidades, las verrugas genitales habitualmente tienen un bajo número de partículas virales. 3. La precaución más importante es el uso diligente de un sistema de evacuación de humos. Se ha demostrado que un aspirador de humos con una capacidad de volumen de 40 pies cúbicos por minuto (CFM) (alrededor de 1.000 litros minuto) y una capacidad para filtrar partículas mayores de 0.1 µ, eliminará el 99% de las partículas si la boquilla se mantiene cerca (1 cm) del sitio donde se efectúa el tratamiento. Sin embargo, esta eficacia disminuye al 50% cuando el orificio de la boquilla se aleja 2 cm del lugar del tratamiento. 4. Las mascarillas quirúrgicas han mostrado que filtran partículas virales aerosolizadas de forma eficaz. Las mascarillas utilizan filtran eficazmente el 99.7% de las partículas de 0.5 a 3 µ de diámetro. Debido a que los viriones papilomatosos tienen solo 55 nm de diámetro, no puede esperarse que puedan ser filtrados. Debido a que esas partículas tan pequeñas también fueron filtradas, se piensa que la banda que se utiliza en la máscara cargada de microfibras (compañía 3M) puede servir como un filtro electrostático para poder atrapar las partículas más pequeñas. No existen mascarillas quirúrgicas disponibles capaces de filtrar partículas inferiores a 0.2 micras (µm). El valor de dichas mascarillas no tiene sentido si no se utilizan bien fijadas sobre la nariz y la boca o adheridas a la piel para prevenir el escape lateral. Los virus tienen un tamaño que varía de los 20 a los 300 nm, mientras que las partículas en el humo láser varían de los 160 nm a las 164

6.3 µm. Aunque los dispositivos disponibles no evacuan los virus más pequeños mediante una filtración directa, la mayoría de las partículas virales de adhieren a partículas más grandes en el humo del láser y se podrán eliminar por un aspirador que filtre partículas inferiores a los 100 nm de tamaño. Los médicos prudentes reconocen la necesidad de usar siempre un evacuador de humo durante la cirugía láser en todas las partes del cuerpo humano. Hay diversos fabricantes de sistemas diseñados específicamente para evacuar el humo generado por los láseres. Los aspiradores más recientes son capaces de evacuar partículas aerotransportadas por debajo de 0.1 µm (100 nm) de tamaño. En los años 1989 y 1990 el Dr. Peter Wisniewski y cols., en el Hospital de Pennsylvania, Philadelphia, USA, realizó un estudio prospectivo diseñado para probar la viabilidad de las partículas virales en el humo originado por los láseres de CO2. Un grupo de vacas sanas fueron inoculadas cutáneamente con el virus del papiloma bovino (VPB). Todas ellas desarrollaron lesiones virales activas en la piel. Posteriormente, esas ve-rrugas se vaporizaron sistemáticamente con un láser de CO2 y se preparó un inoculante del humo láser capturado bajo el seguimiento de un protocolo estricto. Este inoculante se inyectó en un segundo grupo de vacas sanas. Ninguna de ellas, en este grupo, desarrollaron verrugas virales. El resultado de estos estudios indican que la infección de indivíduos sanos mediante partículas virales del humo generado por los láseres de CO2 cuando vaporizan verrugas virales ya sea VPH o VPB, es muy improbable. Sin embargo la cuestión de si el virus de la inmunodeficiencia humana (VIH) en el humo láser puede o no causar el SIDA en una persona que inhale o expuesta cutáneamente al humo, permanece sin contestar. En la valoración de la probabilidad de infección por el humo originado VIH, se debería recordar que no ha habido ninguna prueba en la epidemiología del SIDA en todo el mundo que esta temida enfermedad pueda ser transmitida por la espiración de una persona infectada e inhalación de una persona no infectada. Este hecho puede reflejar simplemente la carencia de virus en el esputo o las secreciones nasales de los pacientes y por lo tanto la incapacidad de ser expulsado al aire ambiente cuando una persona infectada tose o estornuda. Por otra parte, esto puede reflejar que el HIV aerotransportado no infecta a las personas Figuras 77-79. Sistemas de aspiradores de humo. Los aspiradores más recientes son ca- sanas. paces de evacuar partículas aerotransportadas por debajo de 0.1 µm (100 nm) de tamaño.

Necesidad de una Evacuación Adecuada del 165

Figuras 80-83. Cáncer epidermoide en labio superior en paciente con contraindicaciones a la cirugía tradicional (cardiopatía severa, diabetes insulino-dependiente y extensión de la resección quirúrgica planteada con colgajos por rotación. Exéresis mediante láser CO2 UP. Seguimiento 36 meses. Caso donde el láser de CO2 ofrece claras ventajas o puede ser la indicación de elección. 166

Figuras 84 y 85. Epiteliomas basocelulares (recidivado en surco nasogeniano derecho), exéresis mediante láser de CO2 UP. Revisión a los 9 meses. En las siguientes imágen se muestra anatomía patológica. 167

Figuras 86 y 87. Fotografías de la muestra de anatomía patológica del caso anterior. Epitelioma basocelular.

Figuras 88 y 89. Imágenes dermatoscopio digitalizado (200-240 aumentos) epitelioma basocelular.

Figuras 90. Toma de biopsia cutánea mediante punch de 3 mm y sutura monofilamento 4/0. 168

Figuras 91-94. Exéresis quirúrgica mediante cirugía tradicional de cáncer espinocelular en cara lateral del tercio inferior de la pierna izquierda. En este caso, por la profundidad de la lesión, se descartó la posibilidad de cirugía láser. Un cirujano láser debe tener igualmente la habilidad suficiente para resecar sin problema y con los márgenes suficientes una tumoración cutánea maligna para realizar una cirugía curativa y con poca cicatriz residual.

Figuras 95-96. Tumoraciones cutáneas benignas faciales. Vaporización mediante láser de CO2 UP bajo anestesia local. Resultados al mes del tratamiento con poca o ninguna alteración cicatricial residual. 169

Figuras 97-98. Epitelioma nasal recidivado mediante otras terapias (nitrato de plata y nitrógeno líquido) en la primera imagen puede observarse escara residual. Exéresis mediante láser CO2 UP sin recidiva posterior.

Humo Láser Los médicos prudentes o los cirujanos reconocen la necesidad de usar siempre un evacuador de humos durante la cirugía de láser en todas partes del cuerpo humano. Hay diversos fabricantes de sistemas diseñados específicamente para evacuar el humo generado por los láseres. Los aspiradores más recientes son capaces de evacuar partículas aerotransportadas por debajo de 0.1 µm (100 nm) de tamaño. No existen mascarillas quirúrgicas disponibles capaces de filtrar partículas inferiores a 0.2 micras (µm). El valor de dichas mascarillas no tiene sentido si no se utilizan bien fijadas sobre la nariz y la boca o adheridas a la piel para prevenir el escape lateral. Los virus tienen un tamaño que varía de los 20 a los 300 nm, mientras que las partículas en el humo láser varían de los 160 nm a las 6.3 µm. Aunque los dispositivos disponibles no evacuan los virus más pequeños mediante una filtración directa, la mayoría de las partículas virales de adhieren a partículas más grandes en el humo del láser y se podrán eliminar por un aspirador que filtre partículas inferiores a los 100 nm de tamaño. Carcinoma de células escamosas in situ La vaporización del CCE con láser de CO2 puede ser particularmente ventajosa cunado las lesiones son grandes, multifocales o mal definidas y que se mezclan gradualmente con zonas de la piel con fotodaño y queratosis actínicas. Básicamente es un procedimiento de restauración cutánea ablativa (RCA) en el que se vaporiza la superficie del fotodaño de la queratosis actínica y el carcinoma escamoso in situ hasta la dermis papilar y cicatriza por segunda intención. Como se ha comentado anteriormwnte, todas las áreas vaporizadas deben ser examinadas con gafas de magnificación para determinar que se ha eliminado todo el tejido anormal. Algunos autores prefieren combinar el tratamiento con ácido tricloroacético (TCA) para hacer un peeling de las queratosis actínicas de alrededor al mismo tiempo. Este abordaje combinado (CO2 más peeling 170

Figuras 99-100. Papilomatosis plantar tratada mediante láser Nd:YAG, 190/5/20, un solo tratamiento, resultados al mes del procedimiento. El cromóforo que se trata en el caso de las verrugas es el agua, se solapan los pulsos un 10%, se trata hasta un borde de 2 mm del borde de la lesión. El resultado deseado es la coloración grisácea u oscura inmediatamente después del láser y de color negro a las 24 horas siguientes al tratamiento. Proteger la piel mediante frío (atmosférico o packs de gel enfriado inmediatamente y después). El tejido tratado se desprende en 3-4 semanas. Se puede necesitar más de un tratamiento que se intervala con un periodo de tiempo de 4-6 semanas. 171

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Figuras 127-131. En las siguientes imágenes que se han añadido en esta sección a propósito de las verrugas plantares, papilomatosis, se muestra un caso extremo que no ha sido el producto de la dejadez de la paciente, ya que ha sido tratada durante años mediante diversos métodos (podólogos ya que en un inicio se interpretaron como simples callos, ácido salicílico en sesiones, nitrógeno líquido, terapias intralesionales e intentos de resecciones locales con subsecuentes recidivas. La afección era bilateral, no se muestra el otro pie que se intervino posteriormente a los 6 meses de haberse curado de las resecciones efectuadas, ya que intervenirla de los dos pies le dejaría con una incapacidad para poder movilizarse. Las lesiones en primer lugar se vaporizaron con láser de CO2 UP, posteriormente se encontró el plano de clivaje en la unión dermoepidérmica y exéresis mediante bisturí ultrasónico para poder obtener un menor daño térmico residual que el elctrocauterio, prácticamente el mismo tiempo que el bisturí frío y permite una hemostasia moderadamente mayor. La base de la lesión residual de vaporizó de nuevo mediante láser de CO2 UP. En algunas de las lesiones se han utilizado hasta 50 vatios de densidad de potencia (irradiandia), no se eliminó esta última capa de tejido vaporizado. Debido a la magnitud de las lesiones cicatrizaron completamente por segunda intención en un tiempo de 3 meses. La paciente se ha seguido durante un periodo de 24 meses, durante los cuales no ha mostrado recidiva de las tumoraciones. 173

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Figuras 99-100. Nevus verrugoso en labio superior y nevus de tamaño inferior (en el surco del filtrum), localizaciones complicadas para la cirugía tradicional y resistente a los métodos tradicionales. Vaporización medante láser de CO2 UP, spot 2 mm colimado, densidad de energía: 10 J/cm2, frecuencia: 10-25 Hz. Creemos que la cirugía láser mediante láseres quirúrgicos (CO2 y erbio:YAG) son los métodos de elección para la resección de los tumores cutáneos benignos (TCB) y sobretodo en localizaciones anatómicas de difícil abordaje para los métodos tradicionales o en los que se requieren múltiples sesiones, con la menor posibilidad de alteraciones cicatriciales residuales. 175

con TCA) es especialmente beneficioso para el tratamiento de queratosis actínicas múltiples, grandes y recurrentes del cuero cabelludo alopécico y de la región frontal afectos. Nosotros preferimos realizar el peeling mediante láser o bien con el CO2 o preferiblemente con láser de erbio:YAG por su mayor absorción agua, ocho veces mayor que el de CO2, menor daño térmico residual, más rápida recuperación, más exactitud en la profundidad de penetración como se muestra en la tabla y mayor predicibilidad que cualquier ácido. El láser de CO2 es particularmente útil cuando la lesión está localizada en un área quirúrgica difícil como la punta, alas nasales o en el labio superior (Figuras 80-83, 97-98) incluso en las recidivas faciales de la cirugía tradicional (Figuras 84-85). Esta misma técnica ha supuesto una gran ventaja en el tratamiento del cáncer escamoso no invasivo y lesiones premalignas del glande. Tres informes describen el tratamiento de la eritroplasia de Queyrat utilizando el láser de CO2 (Malek RS y cols, 1992; Greenbaum y cols, 1989; Rosenberg y cols, 1983; Blatstein y cols, 1990). El láser de CO2 se ha utilizado en combinación con el láser de neodimio:YAG para lesiones del pene más malignas (Hofstetter A, 1980). El porcentaje de recurrencia ha sido igual

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(16% frente al 17.6%) que la obtenida mediante la cirugía convencional, penectomía parcial, además la cirugía láser evitó la mutilación genital. Malek no observó recurrencias en 22 lesiones superficiales tratadas mediante láser a los dos años de seguimiento. También se ha tratado el carcinoma intraepitelial de la vulva con el láser de CO2 de emisión continua (cw). Dos series grandes (Baggish M, 1981 y Townsend D, 1982) informaron su erradicación en el 91 y el 94% de los casos respectivamente. Sin embargo, en ambos estudios, se tuvieron que emplear sesiones repetidas para eliminar los focos de recidiva en los bordes no tratados de la lesión. Utilizando el láser de CO2 pulsado permite un tratamiento más seguro y la vaporización de un margen más amplio alrededor de la lesión visible y elimina la necesidad de múltiples tratamientos. Se ha informado el tratamiento satisfactorio de la enfermedad de Bowen de la vulva y de los dedos (Landthaler M y Gorden KB, 1996). También se ha reportado el tratamiento efectivo de las lesiones precancerosas como la poroqueratosis de Mirbelli con el láser de CO2 (McCullought TL TL, 1994; Rabbin PE, 1993 y Merkle T, 1992). La utilización del láser de CO2 ha sido defendido para las lesiones precancerosas y cancerosas de la cavidad oral (Pinheiro ALB, 1996; Cheisa F, 1986; Flynn MB, 1988; FRame JW, 1984; Horch HH, 1986). No parece existir una ventaja significante con el láser de CO2 en las lesiones cancerosas de la cavidad oral, pero la obliteración de las lesiones precancerosas puede resultar en una tasa de recurrencia baja. Otras neoplasias intraepidérmicas y lesiones precancerosas

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El tratamiento de elección del léntigo maligno (melanoma in situ) es el de una excisión completa pero conservadora (Figuras 110-114). Sin embargo, algunas lesiones no pueden ser resecadas fácilmente por su tamaño, localización quirúrgica dificultosa que puede resultar en una potencial deformidad considerable. En esas situaciones se ha empleado tratamiento tópico con ácido acético al 15% o fluorouracilo 5%, radioterapia, electrocauterización y curetaje, dermabrasión, criocirugía y tratamiento mediante láser de argón, con tasas de éxito variables. La recurrencia con estos métodos se atribuyen a melanocitos atípicos a lo largo del epitelio anexal que no han sido destruidos. Series recientes de 4 pacientes tratados mediante láser de CO2 mostraron no recurrencia con periodo de seguimiento de 15 meses (Kopera D, 1995). Se ha reportado la vaporización del tejido fluorescente con ácido aminolevulínico (ALA)

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Figuras 101-106. En las dos primeras figuras se muestra un cáncer de células escamosas in situ en punta nasal, vaporización median láser CO2 UP, parámetros: spot 2 mm, 20 Hz, 250 mJ, 4 W y resultados después de cuatro meses. En las siguientes imágenes se muestran tumoraciones cutáneas benignas (TCB) (nevus y fibrona) vaporizadas mediante láser CO2 UP con el spot figo del escáner 1.3 mm de diámetro, 10 J/cm2, 10 Hz. Todas las localizaciones son áreas quirúrgicas difíciles donde el láser de CO2 es especialmente útil, su precisión es muy superior a cualquier otro método tradicional y con poca probabilidad de cicatriz residual. 179

Figuras 107-109. Verrugas vulgares múltiples en dedos de ambas manos peri y subungueales vaporizadas mediante láser de CO2 UP, con spot de 2 mm colimado, 10-20 Hz, resecando al menos 2 mm de los bordes de las mismas, en algunas de llas se ha resecado parte de la placa ungueal y la verruga subungueal. Resultados en las imágenes siguientes a los tres meses. Debe recordarse que se debe utilizar mascarilla junto a un sistema evacuador de humos para evitar los riesgos de contagio del virus del papiloma humano (VPH) tanto al paciente como al personal en la sala de intervenciones. 180

Tablas 6-9. Láseres importantes utilizados en la medicina y cirugía láser. Reimpresión de la Study guide for the basic laser science, tissue interaction and laser safety, 2012.

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Figura 110 y Tabla 10. Melanoma, niveles de Clark y supervivencia. Estadiaje y clasificación TNM. En el año 2001 la American Joint Comitee on Cancer Staging revisaron la clasificación TNM vigente hasta entonces, e introdujeron algunas modificaciones en la misma12. Simplifican el Breslow a 1, 2 y 4 mm y tienen en cuenta la presencia o no de ulceración, por cuanto influye en el pronóstico. Además, tipifican adecuadamente la afectación ganglionar, teniendo en cuenta la valoración del ganglio centinela, y le dan valor a la LDH (enzima láctico deshidrogenasa). Esta nueva clasificación se correlaciona mejor con la supervivencia que la anterior, y establece ciertos niveles de riesgo en fun- ción del estadio. A continuación se resumen en las siguientes tablas los parámetros tumor primario (T), afectación ganglionar (N) y metástasis a distancia (M). 185

Figura 111-112. Melanoma - En función de esta clasificación se definen varios estadios que se resumen de manera didáctica en la primera tabla. En la siguiente tabla se muestra el algoritmo de tratamiento. 186

Figura 113-114. Melanoma - Algoritmo de estudio de extensión y algoritmo de seguimiento.

e iluminación con lámpara de Wood, de la enfermedad de Paget extramamaria. La enfermedad de Paget extramamaria normalmente se producen en áreas genitales, axilares o perianales. Cuando estas lesiones son extensas en estas localizaciones, pueden no ser fácilmente resecadas con cirugía tradicional, de tal forma que la vaporización con láser es una buena alternativa. El tratamiento de otras lesiones premalignas o lesiones malignas superficiales en regiones de difícil resección quirúrgica (ej.: pene, nariz, mucosa oral o nariz) se puede lograr con los mismos beneficios mediante la utilización del láser de CO2. Esta lesiones incluyen la balanitis xerótica obliterante (estrechez del meato uretral), liquen escleroso, papulosis bowenoide, papilomatosis oral florida y la queratosis sublingual. El lupus pernio de la cara también ha sido tratado mediante ablación con láser de CO2 para evitar reparaciones quirúrgicas complejas en las áreas afectas. Carcinoma superficial de células basales (CSCB) La vaporización láser CO2 de las lesiones circunferenciales, superficiales, multifocales 187

del CSCB en el torso, cuero cabelludo y de las extremidades también puede ser muy útil, particularmente cuando el paciente tiene múltiples lesiones o es mayor y con patologías asociadas. Se debe obtener una biopsia superficial en la base de cualquier cáncer que ha sido tratado si existe cualquier duda acerca de la resección de la lesión. Es importante valorar la profundidad y la agresividad de la lesión mediante biopsia antes del tratamiento. Esta técnica puede combinarse con el curetaje de la misma forma que se utiliza la electrocauterización con curetaje para la exéresis del CSCB. Wheeland y cols informaron del resultado de 370 carcinoma de células basales (CCB) en 52 pacientes. No hubo recurrencia en un periodo de seguimiento de 20 meses, se produjo un 5% de cicatriz hipertrófica. Los CCB y CSCB multifocales de las extremidades no suelen tener características de crecimiento agresivas. Debido a su gran tamaño y al numeroso número de estas lesiones, se han utilizado para su tratamiento diferentes modalidades no excisionales, incluyendo el curetaje y la electrocauterización, criocirugía y la radioterapia. Un informe previo sobre la vaporización de los CCB sin valoración adecuada de la herida comprobando la exéresis completa del tumor reveló una tasa de recurrencia (o tasa de tumor residual - R1) del 50% y se hace hincapié en la importancia de la necesidad de utilizar una técnica adecuada en el tratamiento del carcinoma de células basales (CCB). El láser de CO2 ultrapulsado (UP) es preferible para la realización de este procedimiento con una potencia de 5-10 vatios (cuando se habla de vatios suele referirse a emisión continua, nosotros preferimos la utilización de pulsos por encima del umbral de la ablación 5 J/cm2) y un tamaño de spot de 2-3 mm (el de 3 mm no disponible en los láseres de Coherent-Lumenis). Se debe realizar un barrido a lo largo de la superficie de la lesión. Esta capa se retira mediante una gasa humedecida en suero salino y puede ser muy friable que sangra fácilmente. En este punto se puede utilizar un curetaje. El CCB residual se vaporiza hasta que se encuentra dermis normal. La mayoría de las lesiones son muy superficiales. Goldman y Fitzpatrick, 1999 han reportado el resultado del tratamiento de 15 pacientes con basaliomas superficiales (in situ) de la nariz, labio superior y en mejillas y de 12 pacientes que tenían CCB grandes y multifocales. Todas las lesiones estaban curadas con un periodo de seguimiento de 6 a 18 meses y la cicatrización residual fue mínima particularmente en los cánceres in situ faciales. Todos los pacientes fueron tratados con láser de CO2 UP. Las ventajas de la utilización del láser de CO2 UP en estos casos es la rapidez en el tiempo operatorio, la no necesidad de cirugías convencionales extensas y complejas y evitar la cicatrización residual. El láser de CO2 permite una excelente visualización de la herida debido al campo exangüe y minimiza el daño térmico residual al tejido adyacente, lo que resulta en una cicatrizacion rápida y alteraciones cicatriciales mínimas. Desbridamiento de tejido infectado y/o necrótico El segunda indicación donde el láser de CO2 ofrece una clara ventaja es en la vaporización de del tejido necrótico o infectado, que puede resultar aún más valioso en el desbridamiento de las quemaduras. Aunque el láser de CO2 ha demostrado ser capaz de realizar el desbridamiento de las quemaduras sin interferir en la supervivencia de los injertos y conseguir una hemostasia significante preservando el volumen sanguíneo, se ha probado que la hemostasia es el único beneficio de los láseres de CO2 de emisión continua (cw/oc, onda continua) debido a que los investigadores han mostrado que la capa de 700 micras (µ) de daño térmico residual (DTR) 188

Figura 115-117. Quiste sacro recidivado tras cirugía convencional con trayecto fistuloso inferior supraesfinteriano. Tratamiento mediante láser de CO2 UP con vaporización de la tumoración quística superior y del trayecto fistuloso, bajo anestesia local. Tratamientos posteriores con láser de neodimio:YAG con parámetros 50/40/7 ó 60/40/6, intervalados cada 7 días, total 4 sesiones. Resultados al mes y medio. 189

Figura 118-120. Úlcera varicosa infectada supurativa con incisiones de drenaje y tejido necrótico infectado en la primera imagen. Desbridamiento amplio mediante láser de CO2 UP, injerto de piel libre del glúteo. Resultados a los tres meses de iniciado el tratamiento. 190

Figuras 121-122. Úlcera varicosa tercio inferior cara interna pierna con tejido de granulación infectado y esfacelos. Paciente en curas ambulatorias de 6 meses de evolución. Tratamiento mediante láser de CO2 UP con desbridamiento del tejido necrótico, cirugía de la hipertensión venosa. Resultado al mes y medio. 191

impide la supervivencia del injerto. La utilización del láser de CO2 para esta aplicación nunca se ha ganado el apoyo clínico por tres razones: 1. Se trata de un procedimiento engorroso; 2. El láser de CO2 cw ha generado datos contradictorios respecto a la cicatrización de la herida y a la supervivencia del injerto; y 3. Es un procedimiento tedioso cuando están afectas grandes áreas. Se han realizado desbridamiento de quemaduras en el Hospital General de Massachusetts usando un láser pulsado de CO2, de excitación atmosférica transversa (TEA - transversally excited atmospheric), que es un láser de potencia muy alta con una anchura de pulso muy corta (100 ns, 0.1 µs) que controla el daño térmico y permite la utilización de un gran tamaño de diámetro focal. Este láser es capaz de eliminar rápidamente el tejido necrótico quemado y con un daño térmico residual menor de 100 µ. Esta fina capa de daño térmico permite cicatrizar la herida con la misma rapidez que un dermatomo y no interfiere con la supervivencia del injerto. La capacidad de vaporizar el tejido necrótico quemado e injertar inmediatamente estas áreas evita la pérdida de fluidos, transfusiones y complicaciones infecciosas que son tan frecuentes en los pacientes con quemaduras extensas. El láser de CO2 también ha mostrado ser bactericida a altas fluencia (50 J/cm2). Aunque el sistema de CO2 TEA no está disponible clínicamente en este momento, el trabajo en este área es muy alentador. La investigación sigue progresando para poder desarrollar un escáner con un mecanismo inteligente capaz de diferenciar la piel necrótica del tejido viable en el desbridamiento de las quemaduras. El tratamiento de la hidradenitis supurativa (enfermedad inflamatoria, crónica, recurrente, originada en las glándulas apocrinas que se puede localizar en axilas, periné, región anoperineal, cuero cabelludo o ingles) mediante ablación de las áreas afectas y cicatrización por segunda intención se ha informado como un tratamiento efectivo y eficiente de esta difícil enfermedad (Lapins J, 1994; Finley EM, 1996: Jain V, 2012) en ocasiones con la asociación del láser de Nd:YAG, también en el tratamiento del quiste pilonidal en la región sacra, que en nuestro caso venimos asociándolo desde hace 8 años, se produce un aumento de la cicatrización, se elimina el folículo del pelo y la tasa de recidiva es menor (se darán los parámetros más adelante en esta sección). Se piensa que la esterilización del campo quirúrgico por la ablación del CO2 puede ser una ventaja en estas situaciones. Control de la hemorragia Otra ventaja del láser de CO2 es su utilización como un instrumento incisional en los procedimientos quirúrgicos fundamentalmente en dos circunstancias específicas (onda continua, punto focal de 0.1 mm de diámetro). La primera está relacionada con las peculiaridades del paciente: en aquellos pacientes que tienen marcapasos o aparatos de monitorización en los que el uso de la coagulación mediante electrocauterio de los vasos sangrantes puede interferir con las fuenciones del marcapasos o del sistema de monitorización, en aquellos con historias de alteraciones de la coagulación (diátesis hemorrágicas) o que están tomando medicación anticoagulante u otras medicaciones que tienen como efecto secundario la prolongación del tiempo de hemorragia, en aquellos pacientes en los que la pérdida de volumen sanguíneo puede ser una amenaza para la vida y en aquellos pacientes en los que la utilización de epinefrina para controlar la hemorragia cutánea esta contraindicada. La segunda circunstancia está relacionada con las particularidades de la región anatómica: un tejido que es particularmente propenso a sangrar debido a su alta vascularización, como el cuero cabelludo y los tejidos vasculares. Tumores angiomatosos, una ventaja clínica definitiva con el láser de CO2 es la vapori192

zación de varias condiciones angiolinfoides y angiofibromatosas. Estas lesiones se caracterizan pro ser exofíticas y que pueden tener un componente fibroso significativo que se debe eliminar con el componente vascular o que tenga un mayor componente vascular pero el tratamiento mediante un láser vascular específico puede ser dificultoso. Este grupo incluye: el adenoma sebáceo de la esclerosis tuberosa, los angioqueratomas, los granulomas piogénicos, linfangiomas circunscritos y algunos lagos venosos. Estas lesiones responden a los láseres de KTP (532 nm), láseres de colorante pulsado (PDL, 585-595 nm), antiguamente a los láseres de argón, pero el láser de CO2 ofrece una mayor precisión y una terapia más completa. El uso del láser de CO2 en el linfangioma circunscrito es particularmente útil debido a su capacidad de sellar los linfáticos y parar el drenaje linfático persistente asociado a menudo con estas lesiones. También permite un procedimiento quirúrgico más benigno y controlado para el tratamiento de las lesiones superficiales, evitando la necesidad de resecciones quirúrgicas y las deformidades cosméticas resultantes de las cicatrices. Control del daño térmico En estas situaciones, el tejido debe ser ablacionado y evitar el daño térmico al tejido adyacente es crítico para el éxito quirúrgico. Los aparatos de electrocoagulación para el control de la hemorragia están contraindicados ya que la cirugía debe ser tan atraumática como sea posible. Los principales ejemplos son la citorreducción excisional de los queloides y la exición de los queloides postacnéicos. Aunque los artículos iniciales en el tratamiento de queloides alegaron una ventaja terapéutica en la vaporización o la escisión de los queloides mediante el uso de los láseres de CO2 (Stellar s, 1973; Bailinn PL, 1983), no ha obtenido o pasado la prueba del tiempo (Apfelberg DB, 1986). Los queloides exhiben una capacidad proliferativa que puede ser extremadamente agresiva y requieren un tratamiento secundario con un agente que suprima esa actividad proliferativa que consiste en corticoides intralesionales o interferón o 5-fluorouracilo intralesional. Sin embargo, la capacidad de la citorreducción excisional tumoral antes de la utilización de estos agentes y sin un riesgo significante de agravar la lesión es un beneficio importante. El calor extremo generado por el láser de CO2 esteriliza el campo operatorio y previene de procesos infecciosos ulteriores. Este último punto también justifica el uso del láser de CO2 en las escisiones quirúrgicas realizadas en los tejidos infectados en general. También puede realizarse mediante el láser de CO2 el desbridamiento de las úlceras por decúbito, tejido de granulación exuberante, el de varias infecciones cutáneas (botriomicosis, granuloma piógeno, leismaniosis) y la ablación de uñas infectadas con dermatofitos (onicomisosis). En el tratamiento del acné queloide o foliculitis/seudofoliculitis abscesiforme del cuero cabelludo (ambas enfermedades del cuero cabelludo occipital en las personas de raza negra que se caracteriza por nódulos, abcesos, fístulas y cicatrices alopécicas) el láser de CO2 puede utilizarse para seccionar el área afecta, que se deja cicatrizar por segunda intención y ha habido publicaciones de cicatrizaciones excelentes sin recurrencia de la lesión. Lesiones en las que el Láser de CO2 es el Tratamiento de Elección Aunque las lesiones en este grupo pueden tratarse mediante otras modalidades terapéuticas, el láser de CO2 ofrece unas ventajas tan significativas que debería ser considerado como la primera modalidad de tratamiento. En la actualidad, también debería tenerse en cuenta el láser de Erbio:YAG con diferentes modalidades de pulso en microsegundos (cortos, medios, largos; que se consigue mediante pulsos de baja energía (subpulsos) entre los pulsos ablativos, logrando 193

Figuras 132-135. Queilitis actínica. El láser de CO2 es la modalidad de tratamiento de elección, tanto para vaporizar la superficie de la mucosa como se muestra en la primera imagen mediante un escáner UltraScan, láser CO2 UP, densidad del 100% (5), 100 mJ, como para la realización de vermellectomías con la pieza de mano de 0.1 mm de diámetro como se muestra en la segunda figura. En la tercera es el inmediato de la primera imagen y en la última se muestra caso de queilitis granulomatosa Engrosamiento difuso del labio inferior con enrojecimiento de la mucosa. 194

Figuras 136-139. Imagen preoperatorio de mucocele en labio inferior. La extirpación de la lesión con láser de CO2 es muy útil, ofreciendo ventajas como una cirugía mas limpia, comodidad en su desarrollo, epitelización por segunda intención y postoperatorio de un desarrollo inmejorable. En la siguiente imagen: disección cuidadosa por planos en el tratamiento quirúrgico con láser CO2 de mucocele. En imágenes inferiores: Revisión de extirpación quirúrgica con láser CO2 de mucocele en labio inferior. Postoperatorio a los siete días (izqda) y a los veintiocho días (dcha). 195

Figuras 140-141. Queilitis actínica severa afectando al labio inferior. Se puede observar una coloración roja abigarrada, marrón y blanca, una apariencia atrófica generalizada, engrosamientos focales y difuminación del borde del bermellón. Esta condición premaligna puede progresar a un cáncer escamoso celular (CEC).

con ello un mayor control sobre la hemostasia) del que se hablará más adelante en este capítulo, dentro del grupo de los láseres quirúrgicos (CO2, 10.600 nm y Er:YAG, 2940 nm). Como dijo John Fisher uno de los autores que en mi opinión más ha sabido sobre la ciencia del láser, algún día, todos los láseres de CO2 serán de erbio:YAG, en mi modesta opinión, salvo el CO2 UP y tratamos con los dos sistemas desde hace muchos años y a pesar de los pulsos mencionados en los láseres de erbio:YAG, por debajo del nivel del umbral de ablación (que es de tan solo 0.25 J/cm2, 1/20 que un láser de CO2, por su mayor captación del agua inespecífica, coeficiente de absorción, µa, de alrededor de los 10.000 cm-1, que por tanto son capaces de hacer ablación de tan solo una o dos capas celulares a la vez de una lesión residual mínima), aún con el desarrollo de anchuras de pulsos más largas no llega a conseguir la hemostasia que la de un láser de CO2 UP haciéndolo incómodo en algunas situaciones y/o en las regiones anatómicas o tumoraciones más vascularizadas. La mayoría de las lesiones en este grupo, como se ha comentado, se tratan mejor con los láseres quirúrgicos debido a la localización quirúrgica, la necesidad de precisión y el control de la hemorragia e hinchazón o edema. Los láseres quirúrgicos permiten una terapia local más agresiva y la capacidad de evitar la cirugía excisional. Queilitis actínica El mejor ejemplo en este grupo es el tratamiento de la queilitis actínica. Aunque esta condición ha sido tratado mediante vermellectomía excisional, criocirugía (nitrógeno líquido) y 5-fluorouracilo, el láser de CO2 ofrece el beneficio de una menor alteración cicatricial, un tiempo de recuperación más rápido y menos dolor postoperatorio ya que es a la vez más simple y más eficaz. De nuevo, el evitar el daño térmico residual bajo la lesión vaporizada es un factor crítico en el logro de estas metas. La queilitis actínica es una condición premaligna usualmente del labio inferior de un aspecto agrietado que es originada por la exposición crónica asociada al carcinoma de células escamosas (CCE o espinocelular - CEC, Figuras 143-145). Se caracteriza por una coloración roja abigarrada, marrón y blanca, una apariencia atrófica generalizada, engrosamientos focales, difuminación del borde del bermellón, descamación, costras y fisuras. Esta condición premaligna puede progresar a un cáncer escamoso celular (CEC). El carcinoma EC puede ser sutil en su desarrollo: tres de seis pacientes con una queilitis actínica a los que se les realizó una biopsia, 196

Figuras 142. Carcinoma espinocelular desarrollado en el labio inferior afecto de una queilitis actínica de larga evolución. El CEC es una neoplasia epitelial maligna derivada de los queratinocitos. Es el segundo tumor cutáneo maligno más frecuente. Puede ocurrir de novo, sin lesión precursora o, como es más habitual, a partir de una lesión precursora (queratoma, queilítis o leucoplasia). Localiza fundamentalmente en extremidades, es de crecimiento lento y puede metasta- tizar a ganglios regionales u otros órganos.

mostraron signos histológicos de CEC (LaRiviere W, 1979). Además, cinco de diez pacientes diagnosticados de hiperqueratosis benigna tenían evidencia histológica de carcinoma espinocelular bien diferenciado. Treinta pacientes diagnosticados de queilitis actínicas fueron estudiados con cortes seriados a intervalos de 1 mm, los investigadores encontraron 42 regiones separadas de displasia y 12 regiones con carcinoma (Scmitt CK, 1968). Los investigadores han estimado que el CEC puede desarrollarse que una queilitis actínica después de un periodo de latencia de 20 a 30 años, pero este intervalo de tiempo puede variar. Además, un segundo cáncer espinocelular en una localización diferente se desarrollará en el 5 al 14% de los pacientes que han tenido un CEC en el labio(Wurman LH, 1975; Paletta FX, 1957). Estos estudios y los de Slaughter y cols, dan cuenta del origen multicéntrico de la queilitis actínica y del CEC del labio inferior y que el tiempo de transición a neoplasia puede no ser clínicamente aparente o predecible. Esto es un argumento importante para la exéresis de la superficie completa de del bermellón del labio inferior para lograr una terapia eficaz, no solo para tratar los síntomas, sino para prevenir la aparición de un CEC. Esto es particularmente importante cuando se tiene en cuenta que el CEC del labio metastatiza en aproximadamente el 11% de los pacientes (Lund HZ; LaRiviere W) en contraste a la poca probabilidad de metastatizar el carcinoma celular superficial (basalioma, carcinoma basocelular - CBC) originado de una queratosis actínica previa. Todos estos hechos ponen de relieve la importancia de realizar una biopsia en las lesiones induraciones y ulceradas de una queilitis actínica. Hace tiempo, el tratamiento de elección era la bermellectomía: exéresis del borde del bermellón junto a la mucosa subyacente, debido a su efectividad combinada con unos resultados cosméticos aceptables. Sin embargo, este procedimiento causa una morbilidad considerable: 15.4% de los pacientes experimentaban tirantez por la cicatriz labial, el 25% tenían parestesias, el 71.7% notaron una sensación de picazón causada por los pelos de la barba mal alineados, y el 7.7% tenían una cicatriz visible. La criocirugía había producido unos resultados impredecibles y el tratamiento con 5-fluorouracilo es difícil debido al tiempo terapéutico prolongado, así como 197

el dolor y la incomodidad que conlleva. En 1968 se reportó un solo caso de bermellectomía mediante la ablación por un láser de CO2, pero el procedimiento no fue bien aceptado hasta después del informe de David (David LM, J Dermatol Surg Oncol, 1985) de ocho casos con u tiempo medio de seguimiento de 34 meses. Desde entonces, se ha informado el resultado del tratamiento con éxito de 123 pacientes con un periodo de seguimiento de 11 a 36 meses. Solo dos de esos pacientes que fueron seguidos, tuvieron recurrencias locales. El tiempo de cicatrización varió de 3 a 8 semanas en todos estos estudios pero se siguió más de cerca en uno de los grupos con una media del 98.5% donde la epitelización se produjo a las 4 semanas. Las alteraciones cicatriciales no se describieorn salvo en dos estudios. En uno de ellos hubo una cicatriz hipertrófica y dos cicatrices lineales en los 13 pacientes (23%) y en el segundo grupo hubo una cicatriz hipertrófica que se resolvió gradualmente en 12 pacientes (8%). La alteraciones cicatriciales están íntimamente relacionadas tanto con la atención adecuada de la herida y como con el daño térmico residual en el borde del bermellón. Como ya se dicho, puede lograrse con los parámetros láser adecuados y con atención a los detalles de la interacción láser-tejido. Un tercer factor es la profundidad de la vaporización. Debido a la apariencia abigarrada de la superficie del bermellón y el potencial de que pueda existir un carcinoma BC no diagnosticado, el cirujano tiende a vaporizar la superficie a una profundidad mayor de la necesaria.. Ya que la queilitis actínica es un proceso puramente epidérmico en un área desprovista de folículos pilosos, un tratamiento superficial que extirpe completamente la epidermis debería ser adecuado. La epidermis se vaporiza moviendo el spot de láser (1.3-2 mm de diámetro 198

en el láser de CO2 UP, 2-3 mm de diámetro en un láser de erbio:YAG) a 4-5 vatios a lo largo de la superficie a una velocidad aproximada de 1 cm por segundo que resulta en un blanqueamiento, formación de burbujas y vesiculaciones de la epidermis que pueden eliminarse con una gasa humedecida en suero salino. Después de este pase inicial, se puede observar dos cualidades de tejido diferentes. La mayoría del tejido aparece rosa y flexible, mientras que otras áreas son manchas grisáceas, blanco-grisáceas o amarillentas y fibróticas. Es recomendable que estas áreas sean vaporizadas hasta un punto final en el que aparece un color de algodón blanco, basado en la presunción que esto representa el daño actínico más profundo (Zelickson BD, 1990; David LM, 1985; Standley RJ, 1988; Castiñeiras I, 2010). Sin embargo, el significado de estas diferencias tisulares permanecen desconocidas. Un estudio reciente ha proporcionado pruebas que estas áreas no representan una afectación más profunda de la queilitis actínica y que la vaporización como máximo a la dermis papilar debería ser un tratamiento adecuado para la queilitis actínica y también debería permitir una cicatrización rápida sin alteraciones cicatriciales residuales. En nuestro caso, la vaprozación la realizamos mediante el escáner del CO2 ultrapulsaddo con parámetros de 100-125 mJ (79-112 µ de ablación, DTR cR), densidad 5 = 100% de la superficie tratada y si es necesario se vaporiza alguna zona puntual con el spot de 1.3 mm del mismo escáner, pero sin accionar el CPG, a 10 J/cm2, 10 Hz. Los pacientes tratados de esta forma tienen un periodo de cicatrización de 10-14 días y una incidencia del 6% de alteraciones cicatriciales residuales, que coinciden aproximadamente con los resultados obtenidos por Fitzpatrick RE, 1993 mediante la utilización de láseres de CO2 UP. La comparación entre estos grupos de pacientes ofrecen una información valiosa en cuanto a la mejora dramática en los resultados que puede obtenerse mediante la selección de los parámetros láser adecuados y la atención a los detalles de la técnica quirúrgica. Notas adicionales sobre el Carcinoma Basocelular (CBC) Debido a que es el más común de los tumores de los tumores cutáneos malignos, representa el 75% de los cánceres cutáneos no melanomas. Uno de cada tres cánceres nuevos, es un cáncer de piel y la gran mayoría son carcinomas basocelulares y se localiza fundamentalmente en la cara de sujetos de edad mediana o avanzada y lo tratamos desde hace años mediante láseres quirúrgicos (tanto CO2 UP como erbio:YAG) con prácticamente y con un periodo de seguimiento de hasta tres y cinco años, sin prácticamente recidiva (c 1%), epitelización rápida (c

Figura 146. Carcinoma basocelular superficial plano en tronco. 199

Figuras 147-148. Carcinoma basocelular superficial nodular en ala nasal, de difícil localización para la exéresis quirúrgica y carcinoma basocelular “ulcus rodens”.

Figuras 149-150. Carcinoma basocelular superficial nodular en labio superior, de difícil localización para la exéresis quirúrgica y carcinoma basocelular pigmentado periocular..

Figuras 151-152. Histopatología: Carcinoma basocelular sólido. y Carcinoma basocelular con nidos de células basalioides (con disposición en empalizada en la periferia), rodeados por unos espacios claros “de retracción”. Las células de un carcinoma basocelular tienen la apariencia de las células basales del epitelio, son basófilas, tienen un núcleo prominente y se disponen en la periferia de los islotes tumorales en forma de empalizada y en desorden hacia el centro de las mismas. El carcinoma basal superficial considerado como el menos agresivo contiene islotes de células basaloides que se conectan con la capa basal de la epidermis.

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Figura 153. Escudos corneales - Protección ocular. En las siguientes figuras se muestra de forma gráfica la técnica de colocación de los escudos corneales cuando van a tratarse áreas periorbitales o los párpados mediante láser con cualquier tipo de longitud de onda, láseres quirúrgicos (CO2, erbio:yag), como no quirúrgicos (térmicos alejandritas, colorantes pulsados-PDL, KTP, Q-switched, IPL, Nd:YAG operando tanto en 1064 como en 532 nm, diodos, etc). Existen diferentes tipos y marcas comerciales de escudos corneales, nosotros utilizamos generalmente Delasco® y Byron®, el material que se emplea está representado en la segunda figura: anestesia tópica oftalmológica, lubricante oftalmológico para lubricar el escudo corneal y que sea más fácil su deslizamiento por debajo de la mucosa palpebral y encima de la superficie corneal, guantes estériles, gasas estériles, escudos corneales esterilzados en autoclave y por supuesto, el paciente (que en este caso es un port wine stain V2). Hay diferentes formas y tamaños de escudos, que son acero pulido en su interior y acero no refringente en su parte externa. Generalmente, existen tres tipos de tamaños: el pequeño, de utilización infantil, el medio, que es el más frecuentemente utilizado, y el de globo ocular completo, para personas con un glóbulo ocular mayor. En primer lugar se aplican 1-2 gotas de anestésico oftalmológico (Colicursí anestésico doble, Laboratorios Alcon®), posteriormente se le pide al paciente que mire hacia arriba y al mismo tiepo con el dedo índice de la otra mano, se retrae el párpado superior hacia arriba. Se comienza a colocar el escudo corneal lubricado con pomada óculos epitelizante, laboratorios Novartis® y se comienza la introducción del escudo de forma oblícua o casi vertical, es más fácil su colocación, posteriormente, con un ligero giro y poniéndolo horizontalmente, se retrae suavemente el párpado inferior y el escudo corneal queda colocado, como se muestra en la última fotografía. 201

10 días) y pocas alteraciones cicatriciales residuales (de momento no cicatriz hipertrófica, alteraciones texturales c 5 años), creemos firmemente que los láseres quirúrgicos son el tratamiento de elección y fundamentalmente cuando tienen una localización quirúrgica difícil, evitando las resecciones quirúrgicas con alteraciones cicatriciales residuales, evitando la necesidad de colgajos por rotación que se efectúan en algunos de los casos, la recidiva frecuente cuando se utilizan otros métodos de tratamientos como la criocirugía, electrocauterización y otros métodos de tratamiento, TFD con efectos secundarios de un mayor periodo de recuperación, aplicación de agentes químicos, dermoabrasión, Figuras 154-155. Tatuaje cosmético en cejas tratado mequimioterapia local o intralesional, la elecdiante láser Q-switched Nd:YAG, 1064 nm, spot 4 mm, 7 troquimioterapia es una modalidad experiJ/cm2. mental), al menos en la experiencia a lo largo de los años, por los casos vistos en nuestra clínica, como recidivas con los métodos de tratamientos mencionados y por la experiencia quirúrgica como cirujano, creo necesario recoger algunas nociones acerca de este tipo de lesión. En cuanto a su etiopatogenia, El carcinoma basocelular se origina a partir de células madre indiferenciadas y pluripotentes de la capa basal epidérmica y folículos pilosebáceos. En su origen intervienen factores extrínsecos (factores medioambientales) e intrínsecos (factores del huésped o genéticos). La radiación ultravioleta acumulada juega un papel etiopatogénico fundamental. La patogenia del carcinoma basal esta también relacionada con la exposición a la radiación ultravioleta particularmente la ultravioleta B UVB en el espectro 290 a 320 nm que induce a mutaciones en los genes supresores tumorales. Existe una unión potencial entre la luz ultravioleta y la inmunovigilancia, sugerido por Nicroloff que plantea que la luz ultravioleta induce la expresión en las células tumorales del carcinoma Basocelular el FAS ligando que no es mas que el CD 95, molécula esta que interviene en la expresión de leucocitos, activa las células T, natural Killer y las células B y su función es mediar la apoptosis (muerte celular programada) o inducir señales para ella. Todo lo antes dicho puede representar un mecanismo por el cual la luz ultravioleta facilita la evasión del tumor de los linfocitos o células T citotóxicas. Según Andrew la luz solar es probablemente la causa principal del carcinoma basal pues se da en pacientes de edad avanzada que han sufrido durante años los efectos acumulativos de la exposición crónica al sol, influye además el tipo de piel y su capacidad para pigmentarse. La aparición de carcinomas basocelulares tras radioterapia se conoce desde hace varios años. En la génesis postirradiación influye una serie de factores como la dosis total de radiación acumulada, el régimen terapéutico que se administra al paciente siendo más perjudiciales dosis intermedia o bajas en largo período de tiempo que dosis altas en menos tiempo También se consideran factores extrínsecos las radiaciones ionizantes, los agentes químicos (hidrocarburos policíclicos aromáticos, clorofenoles y arsénico). Como factores intrínsecos intervienen síndromes genéticos asociados a sensibilidad a ultravioleta así como el xeroderma pigmentosum, el síndrome de Bazex-Dupré- Christol, albinismo y síndrome de Gorlin. Las formas infiltrantes se 202

Figuras 156-157. Tatuaje cejas, tratado en una sola ocasión mediante láser de CO2 UP, spot de 1.3 mm, 10 J/cm2, 15-20 Hz, hasta llegar a la porción superior de la dermis reticular y posteriormente con láser Q-switched de neodimio:YAG, 1064 nm, punto focal de 4 mm, 6 J/cm2. 203

relacionan con aumento del número de filamentos de actína y DNA tetraploide, colágenas tipo IV, disminución de la producción de amiloide, aumento de la producción de los glucosaminoglicanos fibroblásticos y aumento de la adherencia de las células tumorales a los fibroblastos. Es posible que la expresión de las integrinas alfa-1 y beta-2 se relacionen con el crecimiento tumoral. El síndrome del nevus basocelular o síndrome de Gorlin es de herencia autonómica dominante y el gen responsable localiza en el brazo largo del cromosoma 9 (9q22.3-31) y se le conoce con el nombre de “patched”. En cuanto a sus manifestaciones clínicas, generalmente la lesión está constituida por un tumor compuesto de pequeños nódulos céreos semitransparente agrupados entorno a una depresión que puede hallarse ulcerada o no con una costra o sangrado, la hemorragia es un signo frecuente, pueden observarse telangiectasias, aunque existen varias formas clínicas según Falabella y Giraldo, 1997; Fitzpatrick’s Dermatology in General Medicine. New York: Mc Graw Hill; 2003. p.443754. 1- Carcinoma basocelular superficial o Pagetoide: constituido por placas de piel eritematosa con descamación moderada, que corresponde a la presencia de pequeñas pápulas aperladas y a menudo pigmentadas que delimitan muy bien su borde, crecimiento extensivo superficial que deja áreas de aspecto atrófico. 2Carcinoma basocelular cicatrizado, morfeiforme, esclerodermiforme: caracterizado por placas, pero habitualmente mas pequeñas de superficie brillante u opaca y consistencia dura, que retrae la lesión a un nivel inferior al normal de la epidermis circulante. 3- Carcinoma basocelular nodular es el mas común de los carcinomas Basocelulares, presenta límites muy netos, con aspectos cupuliforme, con microlobulaciones, pigmentadas o eritomatosas que imitan muy bien a un nevo intradérmico piloso. 4- Carcinoma basocelular ulcerado: localizado en áreas con escasa dermis, pueden alcanzar grandes tamaños y necrosarse por sectores dando lugar a úlceras intratumorales y regulares, también suceden con cierta frecuencia en las lesiones recurrentes tras una terapia incompleta. Figuras 158-160. Rinofima, hipertrofia de glándulas sebáceas. Tratamiento mediante láser de CO2 UP. Existe una retracción del ala nasal debida a la difusión térmica bajo el tejido vaporizado que produce una lesión en el cartílago. Aparte de esta ubicación, los resultados son excelentes.

5- Carcinoma basoescamoso: constituye un tumor con grado mayor de diferenciación, puede presentarse en toda la lesión pero con mas frecuencia constituye solo sectores de un carcinoma basocelular. 204

Figuras 161-162. Resultados al año después del tratamiento mediante láser CO2 UP de paciente con rinofima.

6- Síndrome del carcinoma nevoide basocelular: enfermedad autosómica dominante que se manifiesta en la primera década y se caracteriza por la aparición de elementos papulares entre 1 y 10 mm de color rosado parduzco que evoluciona hacia carcinoma basocelular, se asocia además con variadas anomalías ectodérmicas (odontológicas, quistes maxilares, espina bífida, anomalías vertebrales y costales). La Histopatología del CBC: Las células de un carcinoma basocelular tienen la apariencia de las células basales del epitelio, son basófilas, tienen un núcleo prominente y se disponen en la periferia de los islotes tumorales en forma de empalizada y en desorden hacia el centro de las mismas. Los tumores con islotes grandes de células son los menos agresivos, mientras que los tumores con islotes pequeños y numerosos inmersos en un estroma fibroso (esclerodermiforme) son mas agresivos. El carcinoma basal superficial considerado como el menos agresivo contiene islotes de células basaloides que se conectan con la capa basal de la epidermis (Figuras 151, 152). Micropigmentaciones y tatuajes cosméticos La escisión de los tatuajes que delinean el contorno de los ojos es un procedimiento complejo debido a la necesidad de evitar el daño a los folículos pilosos de las pestañas, al igual que el de las cejas y prevenir las alteraciones cicatriciales y cicatrices retráctiles (ectropion). En algunos casos pueden emplearse los láseres Q-switched para la eliminación de este tipo de tatuajes, pero es difícil por la ubicación tan cercana de las pestañas y se necesitan múltiples tratamientos. Ya se ha comentado tanto en la utilización segura de los láseres (capítulo 4 del libro Guía Médica Básica de la Ciencia del Láser, Robledo H y explicada la colocación en libro láser: Aplicaciones en Patología Cutánea y Estéticas del Láser, Robledo H, página 416 del capítulo 9 - Restauración cutánea ablativa, la colocación de los escudos corneales antes de efectuar este procedimiento, que es absolutamente imprescindible para la protección del globo ocular del paciente (Figura 153). La gran precisión que ofrece el láser de CO2 permite la vaporización del tatuaje aberrante sin daño a los folículos o al margen de los párpados. La cicatrización es por segunda intención 205

que puede resultar en pequeñas cicatrices lineales que son clínicamente inaparentes. El láser de CO2 elimina el pigmento del tatuaje por vaporización directa al igual que por necrosis térmica del tejido adyacente y a través de la pérdida del pigmento en la fase exudativa de la cicatrización. El tejido dérmico se reconstituye por fibrosis y tejido cicatricial. Nosotros en los tatuajes delineasdos, utilizamos el láser de CO2 UP con un punto focal de 1.3 mm de diámetro, hasta alcanzar, la dermis papilar e incluso la porción superior de la reticular. Una vez llegados a este punto y si sigue habiendo pigmento residual, se puede plantear para la intervención y realizar una nueva sesión cuando hayan pasado 4-6 semanas, hasta la eliminación completa del pigmento. Otra forma de abordaje si existe pigmento residual de coloración negra, cuando se ha alcanzado la dermis papilar o la parte superior de la dermis reticular, es tratar adicionalmente con un láser Q-switched. Alternativamente, también hemos utilizado los láseres Q-switchados y la ablación fraccional (en cejas y cosméticos de coloración naranja, fundamentalmente en la región periorral) mediante láseres de CO2 UP, en estas regiones (cejas y párpados), los láseres de erbio:YAG no producen una hemostasia adecuada y resulta en un hematoma en ocasiones importante en el postoperatorio inmediato que se reabsorbe progresivamente, pero causa una preocupación importante al paciente y un retraso en la reanudación de sus actividades normales. Los parámetros utilizados en esta ablación fraccional son: punto focal de 1.3 mm, densidad 55%, 100-110 mJ, también con el microescáner con un tamaño de spot de 120 µ, densidad del 20%, 50-70 mJ, siendo necesarios varios tratamientos para su eliminación. La combinación adecuada de láseres, ablativos tanto fraccionales como totales, Q-switched, en muchas ocasiones, son la mejor opción de tratamiento para la eliminación del pigmento del tatuaje y con la menor tasa de alteraciones cicatriciales residuales (Figuras 154-157). Cuando se han utilizados tatuajes cosméticos para resaltar la línea del labio superior, inferior, aumentar la apariencia de las cejas, acentuar los párpados o reconstruir la apariencia de la areola postmastectomía, las tintas utilizadas habitualmene es una mezcla de pigmentos blancos (titanio) y rojos (óxido férrico). La concentración relativa de cada uno de los pigmentos determina el color apropiado para la región anatómica que se está inyectando. En ocasiones, estos tatuajes se aplican inexpertamente, fueron exagerados o el estilo cosmético ha cambiado y se han pasado de moda o están obsoletos, o simplemente al paciente no le gustan y desea eliminarlos. Siempre se debe tener cuidado en estas situaciones ya que el pigmento de la tinta del tatuaje puede oscurecerse después de la exposición a la luz emitida por el láser. Este fenómeno ahora se ha descrito con todos los tipos de láseres que se utilizan para la eliminación de tatu-

Figura 169-170. Nevus epidérmico en dorso nasal antes y después del tratamiento mediante láser, como secuela apareció una hipopigmentación en la parte superior izquierda. 206

Figuras 163-164. Nevus epidérmico lineal en región cervical y maxilar inferior derecha en paciente de 9 años en la que ya se habían intentado otros métodos de exéresis (dermoabrasión, test zonal con láser de CO2 de emisión continua mediante test zonal con alteraciones cicatriciales residuales y recidiva completa de la lesión. Se efectuó tratamiento mediante láser de CO2 UP de toda la lesión, parámetros: láser CO2 UP, spot 1.3 mm y 2 mm, 10 J/cm2, tasa de repetición de 10-25 Hz, epitelización en 12 días que al mes se produjo una cicatriz hipertrófica que se trató con láser PDL, 4 sesiones intervaladas de un mes, a fluencias 6-7/0.5/10, miniablación mediante láser de Er:YAG: 15 micras (3.8 J/cm2), spot 5 mm, superposición del 30%, coagulación = 0, ahora pendiente se realizar tratamiento con Scaar FX. 207

Figuras 165-166. Paciente de las imágenes 163 y 164, donde se puede apreciar cicatriz hipertrófica resultante al mes de la vaporización mediante láser CO2 UP, sin haber profundizado más de 100 micras de la dermis reticular y quen se ha tratado a los parámetros antes mencionados con láser de colorante pulsado (PDL) y láser de erbio:YAG, quedando pendiente para una última sesión mediante láser de CO2 UP con microescáner con punto focal de 120 µ, densidad: 1-25%, normalmente se trabaja en estos casos al 3%, alta energía hasta 150 mJ por pulso (4 mm de profundidad), por defecto a 60 mJ, con una ablación y coagulación óptima. Se ha mostrado este caso debido a que puede ser ilustrativo de que hacer en cuando se producen alteraciones cicatriciales residuales. 208

Figuras 168-169. Nevus epidérmico verrugoso (NEV) en región cervical posterior tratado mediante láser de CO2 UP.

ajes y todos los que hemos tenido expereincia desde hace muchos años con láseres Q-switched hemos podido experimentarlo al tratar de eliminar tatuajes cosméticos, teniendo que realizar posteriormente muchas sesiones para conseguir el aclaramiento del cambio de coloración de estos colores claros a negros inmediatamente después de la exposición de la luz láser. El cambio de coloración se produce por una reacción química casi inmediatamente después del tratamiento láser que resulta de la reducción del óxido férrico a óxido ferroso, a un color gris oscuro o negro del color original blanco, anarajando o rojo. Este cambio de color no sólo es cósmeticamente inaceptable, sino que puede ser extremadamente difícil de eliminar mediante tratamientos láser

Figura 171. Parámetros de tratamiento ofrecidos por Lumenis, para el láser CO2 UP equipado con el hadware y microescáner Scaar FX, interesante para el tratamiento de otras lesiones que precisen una exéresis de tejido voluminoso, aplicable a cicatrices hipertróficas y queloideas y a otras lesiones como rinofima y alteraciones texturales. 209

Figura 172. Parámetros de tratamiento ofrecidos por Lumenis, para el láser CO2 UP equipado con el hadware y microescáner Scaar FX, interesante para el tratamiento de otras lesiones que precisen una exéresis de tejido voluminoso, aplicable a cicatrices hipertróficas y queloideas y a otras lesiones como rinofima y alteraciones texturales.

posteriores. Por esta razón, se debe tener cuidado en prevenir esta complicación realizando pequeños test zonales en las áreas menos notorias del tatuaje utilizando el menor tamaño de spot posible. Típicamente, el cambio de coloración es inmediata. Para ser extremadamente precavidos se puede esperar 6-8 semanas para obervar el test zonal antes de ver al paciente en seguimiento para determinar si son necesarios tratamientos adicionales. Al cabo de este tiempo, si no ha habido cambios de coloración, oscurecimiento, y el color del tatuaje ha disminuido, se puede comenzar el tratamiento con una confianza relativa de que no se va a producir este cambio de coloración. A pesar de todo, es necesario obtener un consentimiento informado en el que se contemple todo lo que se ha mencionado, es decir, que el paciente entienda de forma clara y comprensible que se pueden producir cambios en la coloración, oscurecimiento, del tatuaje incluso durante los tratamientos posteriores y que este cambio de coloraciónpuede ser permanente. Como ya hemos mencionado, en este tipo de tatuaje es donde está indicada la vaporización mediante láseres quirúrgcios como se ha descrito anteriormente. Rinofima

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El rinofima es una variedad clinicopatológica de rosácea que se asocia a hiperplasia de las glándulas sebáceas de la pirámide nasal. El rinofima es una variedad de rosácea en que se produce un estímulo de crecimiento de glándulas sebáceas. Dichas glándulas mantienen su relación normal con los folículos y se trata, por tanto, de una hiperplasia verdadera. El rinofima se caracteriza clínicamente por un incremento del tamaño de la nariz, proceso prácticamente exclusivo del varón adulto. La superficie de la nariz muestra una apariencia en empedrado debido a la prominencia de múltiples glándulas sebáceas, hay además dilatación de los poros excretores con seborrea espontánea y a la presión. En ocasiones hay lesiones clásicas de rosácea acompañantes. Es posible que el demodex folliculorum tenga un papel en el origen de esta hiperplasia reactiva. Las hiperplasias sebáceas no requieren otro tratamiento que el que persiga una finalidad puramente cosmética. Se ha ensayado la dermabrasión, corrección quirúrgica con métodos convencionales (escalpelo o dermatomo), criocirugía, electrocauterización y mediante láser de CO2. La dermabrasión generalmente es un procedimiento complicado debido a los factores técnicos asociados que con frecuencia produce resultados incompletos. La utilización de la criocirugía de destrucción tisular profunda es muy difícil y a menudo también general resultados incomple-

Figura 173. Varón de 19 años con NEV facial, (a) parte tratada con dos sesiones de láser de neodimio:YAG; (b) que mostró un buen resultado en la parte inferior después de 4 sesiones, y (c) se ha efectuado tratamiento de la parte superior para darle una mejor apariencia estética (la flecha demarca entre la parte inferior (tratada) y la parte superior donde se tomó la biopsia. Cortesía de Attia A, Egyptian Dermatology Online Journal, 6:1-2, June 2010. 211

tos, alteraciones cicatriciales e hipopigmentación. La utilización de un escalpelo térmico o destrucción térmica produce una eliminación tisular con mayor facilidad pero que tiene un riesgo significante de cicatriz residual por la conducción del calor a estructuras profundas. La sección mediante hojas de bisturí, dermatomos se asocia a un sangrado importante que requiere una coagulación excesiva para lograr hemostasia y la dificultad de conseguir un plano tisular suave como meta debido a la pobre visualización, del contorno tisular desigual y por la destrucción focal producida por el electrocauterio. La utilización del láser de CO2 es mejor debido a su mayor precisión, facilidad de eliminación tisular y a su capacidad de esculpir el contorno nasal hemostáticamente. Sin embargo, existe un claro riesgo de cicatriz por la conducción del calor cuando se utiliza un láser de CO2 de emisión continua y se hace a una profundidad excesiva. El láser de CO2 UP permite una mayor autonomía en la eliminación del tejido voluminoso con una disminución en el riesgo de la alteración cicatricial pero no lo elimina completamente y el cirujano debe poner mucha atención a la presentación de las estructuras de las glándulas sebáceas. El láser de CO2 se utiliza con una configuración de energía de 5 a 20 vatios y puede utilizarse inicialmente con un tamaño de punto focal pequeño para escindir el exceso de tejido antes de la vaporización con un tamaño focal mayor. Si el rinofima es leve o moderado, lo mejor es utilizar solamente la vaporización con un tamaño de spot o focal grande o una figura geométrica del escáner, en nuestro caso UltraPulse scan, pero en los casos de rinofima severos, es de ayuda la escisión previa del exceso tisular a la vaporización. El tejido se vaporiza metódicamente capa a capa hasta que se consigue el nivel de recontorno deseado. Durante la vaporización la dermis se contrae y se produce la expresión de sebo de las glándulas sebáceas. Por lo tanto, de la misma forma cuando se aprieta la nariz y se produce la extrusión de sebo, es un signo de que permanecen glándulas sebáceas intactas y que la vaporización no se ha extendido por debajo de las mismas y que no se originará una alteración cicatricial residual. La reepitelización sucede a las 2-4 semanas. En un estudio de 30 pacientes tratados con un láser de CO2 cw, se observó en cada uno de los pacientes leucodermia, cicatriz hipertrófica y retracción alar (Hassard AD, 1988). La complicación más común fue la presencia de poros dilatados y grandes, que representa la exposición del infundíbulo y de la glándula del folículo sebáceo de mayor diámetro. Nevus epidérmicos El nevus epidérmico verrugoso, es una anomalía del desarrollo de la epidermis. Los llamados congénitos son los que se manifiestan al nacimiento correspondiendo al 60% de los casos. Pueden manifestarse también durante el primer año de vida en un alto porcentaje (80%), crecen en forma sostenida durante la infancia y en la adolescencia alcanzan su mayor tamaño (González Burgos L, 2010). Los nevus epidérmicos son hamartomas de la piel que están típicamente presentes en el nacimiento, pero pueden surgir durante la infancia y rara vez aparecen en la edad adulta (Boyce S, 2002; Attia A, 2010). Tienen múltiples variantes clínicas, incluyendo un tipo verrugoso, nevo verrugoso epidérmico (VEN/NVE), constituyen la forma más frecuente, sin embargo, pueden presentarse otras tres formas de nevus epidérmicos: nevus epidérmico verrugoso inflamatorio lineal (NEVIL), nevus epidérmicos de Darier y la poroqueratosis lineal. La incidencia del nevus epidérmico verrugoso se estima en 1 por cada 1,000 nacidos vivos. Con frecuencia aparece en forma esporádica, pero se han descrito casos familiares. Afecta a ambos sexos por igual. Clínicamente aparecen como neoformaciones de aspecto verrugoso, de uno o varios centímetros de diámetro, de color marrón oscuro o pardo grisáceas, que pue212

den formar placas bien delimitadas. Se manifiestan en cualquier parte de la superficie cutánea y tienden a seguir las líneas de Blaschko. La sintomatología acompañante depende de la variedad histológica, así el nevus epidérmico verrugoso inflamatorio lineal (NEVIL), se caracteriza por presentar eritema, descamación y prurito. Esta última más frecuente en el sexo femenino (4:1). Los nevus verrugosos se clasifican en localizados, unilaterales o sistematizados (parecen seguir el trayecto de un vaso o nervio). El término Ictiosis Hystrix se refiere a un nevus epidérmico grande, generalizado, frecuentemente desfigurante, con disposición bilateral preferente en tronco y extremidades. Si el nevus verrugoso es extenso, puede asociase a anormalidades musculoesqueléticas, oculares, auditivas y otras alteraciones neurológicas (síndrome de Solomon o del nevus epidérmico). La transformación maligna de los nevus verrugosos es rara; sin embargo, se han informado casos de carcinomas basocelulares y epidermoides, los cuales deben sospecharse ante el crecimiento rápido de un nódulo o úlcera en el nevus. Las neoplasias malignas ocurren con mayor frecuencia durante la infancia, adolescencia y edad adulta, principalmente en las formas sistémicas y localizadas. La eliminación de los nevus epidérmicos lineales puede ser realmente difícil y esas lesiones eran virtualmente intratables antes del advenimiento de los láseres quirúrgicos (CO2 y Er:YAG), como se decribirá en esta sección existen otras modalidades láser que pueden eliminar los nevos epidérmicos en 3-4 sesiones mediante el uso del láser de neodimio:YAG. El tratamiento mediante dermoabrasión se sigue casi invariablemente por recurrencia de la lesión si el tratamiento es superficial o por alteraciones cicatriciales si se tratan de forma agresiva. La exéresis de la lesión generalmente no es una opción debido a su tamaño y localización. La vaporización de estas lesiones con el uso del láser de CO2 cw/oc (emisión continua) ha sido mucho menos eficaz debido al daño térmico residual importante producido a las estructuras profundas y cartílago nasal y la recurrencia de la lesión.. Sin embargo, para evitar la recidiva, es necesario ablacionar la lesión por debajo de la red inferior de las papilas epiteliales. Para

Figura 174. Verrugas seborreicas (queratosis seborreica). Excrecencias de tamaño variable, recubiertas de una capa escamoqueratósica grasa, poco adherente. Pueden presentar colores diferentes como el amarillo, pardo negruzco, gris, pardo oscuro o negro intenso. Cada una de las lesiones parecería estar depositada sobre la piel, muy circunscrita, sin infiltración subyacente. Lesiones básicas: Verrugosidades; Queratosis. Causas: ninguna específica. 213

ello, se necesita el uso de gafas de magnificación (en nuestro caso Vision Lab®, se construyen a cualquier aumento requerido y midiendo la distancia interpupilar, personalizadas) durante la cirugía para poder visualizar la profundidad de la vaporización y extremar la atención al detalle para evitar la alteración cicatricial que se produce por una ablación profunda o la recidiva por la vaporización demasiado superficial. El grado de precisión que se consigue mediante los láseres quirúrgicos, CO2 UP y/o erbio:YAG) no es posible con otras modalidades quirúrgicas convencionales, ya que existe una línea fina entre los resultados excelentes sin recurrencia de la lesión y la ablación demasiado profunda que resulta en algún grado de cicatrización alterada. A veces se ha combinado el uso combinado del láser de CO2 UP con láser Q-switched en un esfuerzo para reducir aún más el riesgo de cicatriz residual. Primero se utiliza el láser de CO2 UP para ablacionar todos los componentes visuales de la lesión de una forma superficial. Durante la primera sesión de tratamiento el área que ha sido tratada mediante el láser de CO2 se trata de nuevo con altas fluencias (3.5-4.0 J/cm2) con láser para lesiones pigmentadas con la esperanza de destruir el resto de las células epidérmicas sin originar daño a la dermis adyacente. Los resultados iniciales han sido satisfactorios, pero son necesarios estudios a largo plazo para evaluar la incidencia de recurrencia de la lesión. El tratamiento del nevo epidérmico verrugoso (NEV) es difícil ya menudo insatisfactorio. Las múltiples modalidades de tratamiento que se han utilizado muestran que la gestión de esta enfermedad es un reto. Los láseres ablativos como el CO2 y Erbio:YAG se han considerado como el estándar (gold standard) para el tratamiento de NEV. Sin embargo, la vaporización debe extenderse sólo a la dermis papilar, por lo tanto, las lesiones verrugosas gruesas, pueden no responder o producir cicatrices hipertróficas, debido a la penetración imprevisible del haz de láser a través del tejido verrugoso. Además, el resultado que se espera después de la curación es hipopigmentación especialmente en pacientes de piel oscura. Hohenleutner y cols informaron de que los malos resultados (recidiva parcial o total, cicatrices hipertróficas o queloides, estéticamente inaceptable) se encontraron en 5 de 12 pacientes después de la terapia los nevus verrugoso epidérmico con láser de CO2 cw. La bibliografía sobre el láser de erbio: YAG se concentra principalmente en las técnicas de rejuvenecimiento, sin embargo, se han documentado excelentes resultados cosméticos sin cicatrices evidentes en los pacientes con nevus epidérmico ubicados en sitios problemáticos, tales como el cuello y la parte superior del tórax. Estos podrían ser debido a sesgos en la selección de los casos con lesiones superficiales o pequeñas como de espesor, lesiones verrugosas no pueden responder o producen cicatrices hipertróficas, debido a la penetración imprevisible del haz de láser a través del tejido verrugoso y 25% de los pacientes pueden mostrar un recaída dentro de 1 año después del tratamiento. Por el contrario, los láseres tales como el PDL a 585 nm, han demostrado buenos resultados en el tratamiento de NEVIL, que es una variante de nevus epidérmico. Sidwell y cols explican el éxito de láser de colorante pulsado en el tratamiento de NEVIL por la destrucción de los capilares dérmica sobre la base de la teoría de la fototermólisis selectiva y la reducción en el número de capilares y mediadores de la inflamación que llegan a la epidermis apoya esta idea. Dos aspectos pueden explicar el mecanismo de acción del láser de Nd:YAG de pulso largo en el tratamiento de NEV. En primer lugar, NEVIL y VEP comparten las características histopatológicas de la participación dérmico con una infiltración inflamatoria linfohistiocitaria y capilares sanguíneos dilatados de la dermis superior. La segunda explicación es que la oxihemoglobina es un cromóforo que absorbe ambas longitudes de onda, 585-595 nm del láser de colorante pulsado y, en menor grado, la del Nd 1064: YAG, permitiendo que la longitud de onda de 1064 nm penetre a mayor profundidad (de 3,7 a 6 mm) en el tejido que la luz visible, 214

lo que permite la entrega de calor que se produzca más a fondo en los vasos sanguíneos dilatados. Por lo tanto, la fotocoagulación selectiva térmica en la dermis de los capilares sanguíneos del NEV conduce a la regresión de las lesiones que se han obtenido clínicamente, y se confirmó histológicamente, donde se observó una marcada reducción en el espesor de la epidermis y el número de vasos sanguíneos después del final del tratamiento. El láser de Nd: YAG, su longitud de onda permite una penetración aún más profunda en la dermis con preservación relativa de la epidermis y debido a la mínima absorción de energía por la melanina que se produce en esta longitud de onda, los tipos de piel más oscuros pueden ser tratados con un riesgo mínimo para la epidermis. Durante los tratamientos la epidermis estaba eficazmente protegida por los sistemas de enfriamiento de la pieza de mano del láser que es un componente de este equipo láser o por sistemas de aire frío atmosférico en otros sistemas, por lo tanto, el enfriamiento de la piel antes de la operación, y en el postoperatorio junto con una visión perfecta y constante del campo operatorio. Estos resultados mostraron la curación sin cicatrices, sin tiempo de inactividad a, y un bajo riesgo de efectos adversos, en comparación con los resultados de los estudios realizados sobre los láseres ablativos como los láseres de CO2 y erbio:YAG. Ha habido alteraciones de la pigmentación (hipopigmentación) en un paciente y que se desvaneció después de 4 meses. Se utilizan fluencias elevadas (130-150 J/cm2) para compensar por la posible pérdida de calor que ocurre en la epidermis gruesa hiperqueratósica que aumenta la reflexión de la luz láser. Se utilizan anchuras de pulso largas (30-40ms) para ocluir los vasos sanguíneos nutricios grandes y profundas de la epidermis más gruesa e hiperqueratósica. El láser de Nd:YAG de pulso largo se ha utilizado de forma segura con una densidad de energía alta (fluencia) y con pulsos repetidos superpuestos. Se ha utilizado para el tratamiento de cicatrices de acné usando 120J/cm2 fluencia donde incluso se han aplicado pulsos triples en cada cicatriz del acné. Los parámetros de tratamiento con el láser de Nd:YAG de pulso largo, 1064 nm, han sido: 110-150 J/cm2, 20-40ms, 5 mm de diámetro focal, mientras que las lesiones hiperqueratósicas de han tratado con fluencias más altas y una anchura de pulso mayor: 130-150 J/cm2, 30-40 ms, 5 mm de diámetro focal. El láser de neodimio:YAG de pulso largo es una modalidad para el tratamiento con éxito del nevus epidérmico verrugoso sin cicatrices residuales y un tiempo de inactividad mínimo. Sin embargo, son necesarios más estudios para precisar el procedimiento y para confirmar estos resultados alentadores, son necesarios períodos más largos de seguimiento. Tumores Cutáneos Benignos (TCB) Otro campo donde los láseres ablativos/quirúrgicos (CO2 y erbio:YAG) ofrecen una ventaja definitiva, es en la vaporización de los tumores epidérmicos y dérmicos benignos. Sus características generales son: 1. - Son tumores derivados de las distintas estructuras de la epidermis y sus anexos de la dermis y la hipodermis. 2. - Son de comportamiento benigno, crecimiento lento, expansivo y que no representan un compromiso para la vida. 3. - Los problemas que ocasionan son locales, secundarios a su tamaño, localización, aspecto o compresión de órganos vecinos. 4. - Muchos tienen unas características muy típicas, suficientes para establecer el diagnostico pero otros carecen de ellas y se diagnostican por estudio anatomopatológico. 215

Estos tumores (TCB) han sido y todavía son tratados por una variedad de otras técnicas quirúrgicas incluyendo la escisión y reparación, escisión (tijera o bisturí), dermatomos, criocirugía, electrocauterio, varios tipos de ácidos, tretinoína, terapias intralesionales (corticoides, bleomicina, 5-fluorouracilo y otros agentes), terapia fotodinámica (TFD, mediante ALA, MAL), aparatos de luz pulsada intensa (IPL), láseres de argón, diodos, alejandritas (755 nm), KTP (532 nm), láseres de neodimio:YAG. Sin embargo, todas estas técnicas tienes una o más de las siguientes desventajas: cicatriz residual, alteraciones texturales, técnica quirúrgica engorrosa o lenta, recurrencia y extirpación incompleta de la lesión. La primera ventaja de los láseres ablativos para la eliminación de estas lesiones son su precisión extrema dejando un daño térmico residual mínimo a las estructuras adyacentes y mediante la magnificación de la visualización intraoperatoria, su capacidad de lograr un control microscópico de la región anatómica vaporizada. Además, la velocidad del tratamiento de múltiples lesiones, un campo operatorio exangüe, la disminución o ausencia de dolor postoperatorio y de edema son ventajas definitivas. Como se ha reportado por Wheeland y cols; Apfelberg y cols, la utilización del láser de CO2 ultrapulsado maximiza estos beneficios, personalmente también me atrevería a decir junto al láser de erbio:YAG. De hecho, los láseres ablativos (CO2 UP y Er:YAG) son el tratamiento de elección para la mayoría de estas condiciones. Debido a que existe una gran variedad de Tumores Cutáneos Benignos (TCB) que los médicos y cirujanos normales no podemos reconocer en todos los casos y en todas las situaciones, debido a que al menos en nuestro caso tratamos con mucha frecuencia TCB en nuestras consultas o clínicas, también debido a que hay multitud de clasificaciones con nombres enumerados dependiendo de su origen, he creído que posiblemente lo mejor se hacer una clasificación ilustrativa de estas tumoraciones, recordando que ante cualquier tipo de duda, lo mejor siempre sea realizar un diagnóstico previo anatomopatológico. Procedimientos de Restauración Cutánea La capacidad del láser de CO2 para vaporizar un tumor cutáneo de tamaño discreto con precisión, al igual que tratar superficies cutáneas mayores de enfermedades como la psoriasis (Morselli y cols, 1988; Railand y cols 2008) y la enfermedad de Hailey-Hailey, con resultados cosméticos excelentes ha llevado su utilización para varios tratamientos de restauración cutánea con propósitos estéticos. Desde hace muchos años se ha informado acerca del tratamiento de las irregularidades focales y discretas como las cicatrices de acné, cicatrices hipertróficas, traumáticas, quirúrgicas y las de los injertos de piel total con excelentes resultados cosméticos mediante la vaporización de los láseres ablativos (erbio:YAG y CO2, en el láser de CO2 especialmente con el modo ultrapulsado). La capacidad limitada para obtener una profundidad uniforme y lisa sobre grandes áreas ha desalentado la utilización del láser de CO2 de emisión continua como método de restauración cutánea con propósitos cosméticos. Se ha descrito la utilización de escáneres computarizados con el láser de CO2 cw pero no se ha considerado su uso en general, hace muchos años utilizamos el escáner CPG Surescan® mediante la emisión continua y posteriormente la superpulsada que al menos aquí en España fue muy cuestionada, imponiéndose posteriormente debido a sus mejores resultados, menor tasa de efectos secundarios, recuperación, dolor para el paciente postoperatoriamente y más tarde la utilización de los escáneres (CPG - Computer Pattern Generator, mediante láseres de CO2 ultrapulsados. Estos mismos resultados pueden lograrse 216

Tumores Epidérmicos

Figura 175. Verrugas seborreicas (queratosis sebrreica). Lesiones básicas: Verrugosidades; Queratosis. Causas: ninguna específica.

Figura 176. Nevo epidérmico verrugoso. El nevo epidérmico se presenta en forma de relieves pápulocerrugosos, rugosos al tacto, en ocasiones difuminados. Se suele presentar en bandas lineales continuas que siguen las clásicas líneas de Blaschko, para interrumpirse en la línea medial. La coloración corresponde a la de la piel normal y a veces es grisáceo o parduzca. Lesiones básicas: Verrugosidades; Queratosis. Causas: ninguna específica.

Figura 177. Nevo epidérmico verrugoso. Lesiones básicas: Verrugosidades; Queratosis. Causas: ninguna específica. 217

Tumores Epidérmicos

Figura 178. Nevo epidérmivo verrugoso inflamatorio lineal (NEVIL). El NEVIL aparece en forma de placas eritematoescamosas, psoriasiformes, a veces liquenoides o verrugosas, que se disponen en bandas lineales siguiendo las líneas de Blaschko. Pueden aparecer brotes inflamatorios, que causan una exacerbación del prurito, excoriaciones más o menos intensas, eccematización secundaria e incluso zonas de necrosis.

Figura 179. Nevo epidérmivo verrugoso inflamatorio lineal (NEVIL). Lesiones básicas: Mácula eritematosa; Verrugosidades; Pústulas; Escamas; Gangrena. Causas: ninguna específica.

Figura 180. Nevo de Becker (nevo epidérmico pigmentado y piloso). Placa hiperpigmentada unilaeral que se sitúa preferentemente sobre el tórax o la espalda y está recubierta a veces de pelos. Suele aparecer en el adulto joven después de una exposición al sol. Corresponde a un nevo epitelial (epidérmico y pilar) tardío con hipermelanosis epidérmica secundaria. Lesiones básicas: Máculas pigmentadas. Causas: ninguna específica. 218

Tumores Epidérmicos

Figura 181. Acantoma de células claras. Pequeño tumor generalmente aislado, redondeado, en forma de cúpula, consistente, de color rosado, con una superficie que suele ser húmeda. El diagnóstico es esencialmente histopatológico. Leisones básicas: Nódulos. Causas: ninguna específica.

Figura 182. Queratoacantoma. Nódulo muy bien delimitado, rematado por un tapón córneo central. Su crecimiento es rápido. El tamaño máximo de la lesión se alcanza en algunas semanas. La evolución suele discurrir hacia la regresión espontánea en algunos meses. Lesiones básicas: Nódulos. Causas: Radiación, ultravioleta, sol (rays).

Figura 183. Acantoma fisurado (spectacle-frame-acanthoma). Papulonódulo retroauricular de 1 a 2 cm de diámetro, muy circunscrito, de color rosa pálido y rodeado de un halo inflamatorio. Un surco divide la lesión en dos partes (plegado). Lesiones básicas: Nódulos; Fisuras. Causas: factores mecánicos. 219

Tumores Epidérmicos

Tumores Pilares y Sebáceos (fig 185)

Figura 184. Acantoma fisurado (spectacle-frame-acanthoma). El acantoma aparece al cabo de semanas o meses consecutivos al uso de gafas con monturas nuevas. Lesiones básicas: Nódulos; Fisuras. Causas: factores mecánicos.

Figura 185. Quiste epidermoide. Nódulo subcutáneo, inflamado a menudo centrado por un orificio puntiforme a través del cual puede exprimirse un material blanquecino o amarillento, de olor fétido. Simple o múltiple, aparece sobretodo en regiones seborreicas, dentro del marco de un acné vulgar o noduloquístico. El quiste epidermoide recibe a veces el nombre de quiste sebáceo. Lesiones: Nódulos. Causas: ninguna específica.

Figura 186. Quiste tricolémico (quiste pilar). Localizado generalmente en el cuero cabelludo, se presenta en forma de nódulo subcutáneo, recubierto en forma de piel rosa y lampiña, no adherente. Los quistes son en ocasiones múltiples de tamaño variable, fluctuando entre el tamaño de un guisante y el de un huevo. Se denomina vulgarmente “lupias”. Lesiones básicas: Nódulos. Causas: ninguna específica. 220

Tumores Pilares y Sebáceos

Figura 187. Granos miliares. Los granos miliares son pequeñas elevaciones blancas, muy superficiales, que aparecen en diversas circunstancias. En el recién nacido, se caracteriza por la presencia de una infinidad de pequeños puntos blancos sobre la cara, debido a una retención sebácea transitoria. Desaparecen espotáneamente en algunas semanas. En el adolescente y en el adulto, corresponden a un proceso trivial localizado sobre las mejillas, los párpads y la nariz, causados por una obturación del canal piloso. Pápulas dérmicas. Causas: ninguna específica.

Figura 188. Tricoepiteliomas. Formaciones papulosas translúcidas, aplanadas o globulosas, de 2 a 5 mm, rosas o blancas, en ocasiones rematadas por finas telangiectasias que se localizan electivamente en en la cara (nariz, surcos nasogenianos, frente, barbilla). Se trata generalmente de lesiones múltiples y hereditarias que aparecen a partir de la infancia o en la adolescencia. Causas: ninguna específica.

Figura 189. Adenomas sebáceos seniles. Pequeñas formaciones amarillentas, umbilicadas, de 3-6 mm de diámetro, que aparecen en ambos sexos en las regiones seborreicas de la cara (frente, sienes, mejillas) después de los 50 años de edad. Estos adenomas son hiperplasias adenomatosas seniles de las glándulas sebáceas. Causas: Radiación, ultravioleta, sol (rays). 221

Tumores Pilares y Sebáceos

Tumores Sudorales (Fig. 192)

Figura 190. Adenomas sebáceos seniles. Lesiones básicas: Pápulas. Causas:Radiación, ultravioleta, sol (rays).

Figura 191. Nevo sebáceo de Jadassohn. Es un tumor a menudo congénito, que se localiza en el cuero cabelludo o en la cara. El aspecto se modifica con la edad. Durante la infancia, se presenta como una placa alopécica ovalada o rosada, ligeramente elevada. A partir de la pubertad, la superficie se vuelve a menudo mamelonada, verrugosa y adopta la coloración amarillo anaranjada característica. En la edad adulta, puede generar excepcionalmente un carcinoma basocelular. Lesiones básicas: Nódulos. Causas: ninguna específica.

Figura 192. Siringomas. Pequeñas lesiones siempre múltiples, cuyo diámetro mide de 1 a 3 mm. Forman pápulas lisas, de color carne, que aparecen generalmente sobre la cara, especialmente sobre los párpados, el tórax, el cuello y las axilas. Lesión: Pápulas dérmicas. Causas: ninguna específica. 222

Tumores Sudorales

Figura 193. Poroma ecrino. Tumor solitario y benigno, sanguinolento, congestivo, cuya base larga está rodeada por un collar de queratina. Se localiza preferentemente en las regiones plantares contiguas a los talones. El diagnóstico diferencial debe efectuarse con un botriomicoma o con un melanoma acrómico maligno. Lesiones básicas: Nódulos. Causas: ninguna específica.

Figura 194. Poroma ecrino. Lesiones básicas: Nódulos. Causas: ninguna específica.

Figura 195. Cilindromas. Tumores múltiples y benignos, a menudo familiares, que aparecen sobre el cuero cabelludo, que se vuelve mamelonado y adquiere un aspecto abollado (tumores en turbante). La superficie de los tumores es lisa, lampiña, de color normal o rosa, con telangiectasias. No se adhiere a los planos profundos. Lesiones básicas: Nódulos. Causas: ninguna específica. 223

Tumores del Tejido Conectivo

Figura 196. Histiocitofibroma. Formación nodular intradérmica de 5 a 6 mm de diámetro, consistente a la palpación, que se suele localizar en las extremidades inferiores. Su superficie es más o menos pigmentada y a menudo ligeramente queratósica. Em algunos casos, el histiocitofibroma podría deberse a picaduras de insectos. Una variedad particular es el fibroma en pastilla, nódulo rosa de superficie lisa, brillante, rodeado por un collarín escamoso muy fino, separado del tumor por un surco.

Figura 197. Histiocitofibroma. Lesiones básicas: Nódulo. Causas: factores mecánico.

Figura 198. Fibroqueratoma digital adquirido. Peque a tumefacción situada sobre los dedos de las manos o de los pies, y más raramente en las palmas y las plantas. Lo mismo que el fibroma en pastilla, se trata de una lesión solitaria cupuliforme, en ocasiones alargada y pediculada, finamente delimitado. La superficie es ligeramente verrugosa. La lesión suele ser consecutiva a un traumatismo. Lesiones básicas: Verrugosidades. Causas: factores mecánicos. 224

Tumores del Tejido Conectivo

Figura 199. Queloide. Tumor fibroso, de superficie lisa, rojo y tenso, algo abollado, que en ocasiones presenta en su periferia expansiones pseudopódicas, llamadas en patas de cangrejo. Son con mucha frecuencia pruriginosos y dolorosos al tacto o espontáneamente. Se distinguen los queloides consecutivos a lesiones, secundarios a heridas, quemaduras, vacunaciones o lesiones inflamatorias de la piel, como el acné juvenil, de los queloides espontáneos, más frecuentes en personas de raza negra. Lesiones básicas: Cicatriz. Causas: factores mecánicos.

Figura 200. Molusco péndulo. Peque a masa carnosa, muy blanda con diámetro medio de 3 a 5 mm implantado sobre la piel mediante un pedículo estrecho. Estas lesiones a menudo múltiples se localizan preferentemente en los plieques axilares e inguinales, en la región cervical y en la región orbitopalpebral. Lesiones básicas: ninguna específica. Causas: ninguna específica.

Figura 201. Xantogranuloma juvenil. Lesión papulonodular, única o múltiple, de color amarillo, anaranjado o pardo, de consistencia blanda, que se localiza habitualmente sobre la cara, cuello, el tronco y la raíz de las extremidades. Suele aparecer más frecuentemente en el recién nacido o en el lactante, pero también pueden observarse en el niño o incluso en el adulto. Lesiones básicas: Nódulos. Causas: ninguna específica. 225

Tumores del Tejido Conectivo

Figura 202. Xantomas tuberosos. Pequeñas pápulas semiesféricas, de algunos milímetros a 1 cm de diámetro, de color rosa o anaranjado, en ocasiones muy amarillo a la vitropresión. Las localizaciones preferentes son los codos, las rodillas y las nalgas. Lesiones básicas: Pápulas dérmicas. Causas: ninguna específica.

Figura 203. Xantomas tuberosos. Se detecta una variedad particular (xantomas eruptivos) en el curso de hipertrogliceridemias. Lesiones básicas: Nódulos. Causas: ninguna específica.

Figura 204. Xantelasmas. Placas amarillentas o anaranjadas, aplanadas y bien delimitadas, que se situan alrededor del ojo. Se trata de una de las variedades de xantomas planos. Lesiones básicas: Pápulas dérmicas. Causas: ninguna específica. 226

Tumores del Tejido Conectivo

Figura 205. Lipoma. Tumores benignos cuyo color es el de la piel, únicos o múltiples, que se desarrollan a partir del tejido adiposo subcutáneo. Su consistencia es blanda y pueden llegar a alcanzar un tamaño considerable. Lesiones básicas: Nódulo. Causas: ninguna específica.

Figura 206. Leiomiomas. tumores cutáneos que tienen su origen en los músculos lisos ligados a los folículos pilosos (arrector pili), a los órganos genitales, a los pezones y a los vasos sanguíneos. Los leiomiomas son formaciones nodulares únicas o múltiples, contráctiles, de coloración roja, rosada o parduzca. Lesiones básicas: Nódulo. Causas: ninguna específica.

Figura 207. Mastocitosis cutánea - Mastocitoma. Bajo el término de mastocitosis se agrupan todas las lesiones consecutivas a la proliferación de los mastocitos en la piel. Urticaria pigmentaria: Es la forma más frecuente que se observa a cualquier edad. Cursa con una erupción bastante monomorfa con máculas o maculopápulas pruriginosas, lisas de coloración rojo violácea o parda. La reactividad de las lesiones ante determinados estímulos, como el frotamiento es muy característica (signo de Darier). Lesiones básicas: Mácula eritematosa; Máculas pigmentadas; Pápulas dérmicas. Causas: ninguna específica. 227

Tumores del Tejido Conectivo

Figura 208. Mastocitosis cutáneas - Mastocitoma. Lesión tumoral única, de consistencia dura y de color anaranjado que sólo aparece en el niño. Lesiones básicas: Mácula eritematosa; máculas pigmentadas; pápulas dérmicas. Causas: ninguna específica.

Figura 209. Neurocristopatías - Neurofibromas. Nódulos cuyo color es el de la piel normal o rosado, que pueden ser más o menos consistentes. Su característica esencial es la posibilidad de poder deprimirlos fácilmente. Lesiones básicas: Nódulos. Causas: ninguna específica.

Figura 210. Neurocristopatías - Neurofibromatosis de Von Recklinghausen. Se trata de la forma más frecuente de las neurocristopatías sistematizadas. Se caracteriza principalmente por la asociación de manchas café con leche, manchas lenticulares y neurofibromas cutáneos de tamaño variable. Lesiones básicas: Nódulos. Causas: ninguna específica. 228

Tumores del Tejido Conectivo

Figura 211. Neurocristopatías - Neurofibromatosis de Von Recklinghausen. El “tumor real” es un neurifobroma de tamaño muy grande en comparación con todos los que le rodean. Esta afección herditaria es de transmisión autosómica dominante con una intensa penetrancia y con una peculiaridad variable. Lesiones básicas: Nódulos. Causas: ninguna específica.

Figura 212. Neurocristopatías - Esclerosis tuberosa de Bourneville (epiloia). La epiloia es una afección de transmisión autosómica dominante, caracterizada por diversas manifestaciones clínicas aisladas o asociadas. Angiofibromas: pequeños nódulos salientes, de color rojo o rosa, recubiertas de telangiectasias finas. Se distribuyen simétricamente por la cara en los surcos nasogenianos, mejillas y región perioral. Lesión: Nódulos. Causas: ninguna.

Figura 213. Neurocristopatías - Tumores de Koenen. angiofibromas córneos específicos de los dedos de los pies. Lesiones básicas: Verrugosidades. Causas: ninguna específica. 229

Tumores del Tejido Conectivo

Figura 214. Neurocristopatías - Placa en piel de zapa. Placas de contornos y de superficies irregulares, en relieve, recubierta de una piel en naranja bastante pálida. Se localiza electivamente en la región lumbosacra. Manchas acrómicas: Máculas de a 10 cm de diámetro, más o menos regulares, ovaladas, redondeadas o, en forma de hoja de serbal. Son de dolor blanco y carecen de de halo hiperémico o pigmentado. Lesión y Causas: ninguna específica.

Figura 215. Angiomas - Angioma estrellado. Estrella vascular formada por un punto rojo central, en ocasiones en relieve y pulsátil, de donde parten arborizaciones centrífugas. La vitropresión hace desaparecer las arborizaciones. Lesiones básicas: Mácula vascular. Causas: ninguna específica.

Figura 216. Angiomas - Enfermedad de Rendu-Osler. Enfermedad autosómica dominante, caracterizada por telangiectasias mucocutáneas, que no suelen aparecer antes de la pubertad. Las máculas telangiectásicas están mal delimitadas, con arborizaciones asimétricas, lo que las distingue del angioma estrellado. Predomina en la cara , en las manos, en la mucosa bucal, en los labios y en la lengua. Lesiones básicas: Mácula vascular. Causas: ninguna. 230

Tumores del Tejido Conectivo

Figura 217. Angiomas - Angioma plano. Mácula eritematosa, congénita, de intensidad, extensión y forma variables . Su color fluctúa entre el rosa pálido y el rojo oscuro. Se localiza preferentemente en la cara y en las extremidades. Puede extenderse a las mucosas. A partir del cuarto decenio, el angioma adquiere mayor grosor y pueden aparecer nódulos violáceos superficiales. Lesiones básicas: Mácula vascular. Causas: ninguna específica.

Figura 218. Angiomas - Angioma tuberoso. Angioma escarlata del lactante, de bordes netos, en relieve, saliente con respecto al tegumento normal contíguo. Su crecimiento es rápido y puede sangrar o ulcerarse. La mayoría de estos angiomas desaparecen espontáneamente en la infancia sin dejar secuelas. Lesiones básicas: Nódulos. Causas: no.

Figura 219. Angiomas - Angioma subcutáneo. Tumefacción saliente bajo una piel normal, azulada o telangiectásica. Esta lesión no experimenta involución espontánea. Lesiones básicas: Mácula vascular. Causas: ninguna específica.

231

Tumores del Tejido Conectivo

Figura 220. Angiomas - Anguiqueratoma. Telangiectasias papulosa cuya superficie es hiperqueratósica. Los más frecuentes son los angioqueratomas del escroto y de la vulva, que suelen ser benignos. Sin embargo, si se diseminan por la región de las nalgas, obligan a verificar la posible presencia de una enfermedad de Fabry. Lesiones básicas: Queratosis. Causas: ninguna específica.

Figura 221. Angiomas - Tumor glómico. Pequeño tumor azulado intradérmico, característico por el dolor que provoca. Se localiza sobre todo en la periferia, en las manos y en los pies y más raramente en los antebrazos o en las nalgas. Una localización frecuente y característica es la región subungueal. Lesión: Nódulos. Causas: ninguna.

Figura 222. Angiomas - Tumor glómico. Lesiones básicas: Nódulos. Causas: ninguna específica.

232

Tumores del Tejido Conectivo

Figura 223. Angiomas - Botriomicoma (granuloma piogénico). Botón carnoso, vascular, consecutivo a traumatismo mínimo o desapercibido. Su superficie erosionada sangra con facilidad. El botriomicoma puede quedar estrangulado en su base por un surco característico que lo separa de la piel contigua. Lesiones básicas: Nódulos. Causas: ninguna específica.

Figura 224. Angiomas - Manchas de color rubí (angiomas seniles. Pequeñas manchas escarlata, planas o discretamente salientes. Son banales. En la persona de edad avanzada, acostumbran a ser múltiples y se loclaizan sobre el tronco (A). En muchos casos coexisten con verrugas seborreicas. Lesión: Verrugosidades. Causas: ninguna.

Figura 225. Linfangioma. Elevaciones pseudovesiculosas de 1 a 5 mm de diámetro, agrupadas en ramilletes o en placas irregulares. Son translúcidas, tensas, pero depresibles. Las lesiones pueden asentar en cualquier lugar sobre la piel, pero son más frecuentes en el tronco y en la raíz de las extremidades. Los linfangiomas se asocian frecuentemente a angiomas. Lesiones básicas: Vesículas. Causas: ninguna específica. 233

Tumores del Tejido Conectivo Nevos Melanocíticos (fig. 228)

Figura 226. Nódulo doloroso de la oreja. Nódulo inflamatorio del caracol, doloroso espontáneamente o a la presión, cuyo centro es queratósico o crateiforme. Actualmente se considera un condrodermatitis cuya etiopatogenia no está todavía aclarada. Lesiones básicas: Nódulo; Queratosis. Causas: factores mecánicos.

Figura 227. Pseudoquiste mucoide. Pequeño nódulo translúcido, consistente, de color de la carne, localizado sobre el dorso de los dedos, en la proximidad de las articulaciones, interfalángicas distales. Es a menudo responsable de una deformación característica de la uña que presenta estrías longitudinales. Es consecutiva a la acumulación de una sustancia mucoide en la dermis Lesión: Nódulos. Causas: ninguna específica.

Figura 228. Nevos melanocíticos. Máculas hiperpigmentadas, de pequeño tamaño (1-3 mm), de coloraci´´ón parda o negra, que pueden estar distribuidos por toda la superficie del tegumento y/o de las mucosas. Los léntigos se presentan a menudo aislados y en ocasiones, aparece un proceso generalizado (lentiginosis) que se integra en síndromes complejos deexpresión multivisceral. Corresponde a una hipermelanosis epidérmica. Lesiones básicas: Máculas pigmentadas. Causas: ninguna específica. 234

Nevos Melanocíticos

Figura 229. Manchas mongólicas. Máculas de color gris azulado, cuyo tamaño varía entre algunos milímetros y varias decenas de centímetros. Suelen aparecer más frecuentemente sobre los lomos y las nalga. Son especialmente frecuentes en personas de piel amarilla. Estas manchas corresponden a una hipermelanocitosis dérmica. Lesiones básicas: Máculas pigmentadas. Causas: ninguna específica.

Figura 230. Angiomas - Manchas de color rubí (angiomas seniles. Pequeñas manchas escarlata, planas o discretamente salientes. Son banales. En la persona de edad avanzada, acostumbran a ser múltiples y se loclaizan sobre el tronco (A). En muchos casos coexisten con verrugas seborreicas. Lesión: Verrugosidades. Causas: ninguna.

Figura 231. Nevos melanocíticos (nevos nevocelulares). Los nevos melanocíticos son lesiones muy circunscritas, que manifiestan una gran diversidad de color, forma, grosor, consistencia y tamaño, fluctuando este último entre algunos milímetros y algunos centímetros de diámetro. Pueden ser planos o en relieve, lenticulares o discoides y su coloración fluctúa entre el amarillo pardo negruzco. Las formas en cúpula pueden no estar pigmentadas Lesiones básicas: Máculas pigmentadas; Pápulas dermoepidérmicas; Nódulos. Causas: ninguna específica. 235

Nevos Melanocíticos

Figura 232. Nevos melanocíticos pilosos. A partir de la pubertad, algunos nevos melanocítícos se cubren de pelos. Lesiones básicas: Máculas pigmentadas; Pápulas dermoepidérmicas; Nódulos. Causas: ninguna específica.

Figura 233. Nevo pigmentario congénito. Los nevos pigmentarios congénitos son de tamaño variable. Debido a su gran extensión, algunos reciben el nombre de “gigantes”. Su superficie no es homogénea (plana papulosa, nodular o verrugosa) y su coloración suele fluctuar entre el pardo claro y el negro. Están recubiertos frecuentemente de pelos espesos. Lesiones básicas: Máculas pigmentadas; Pápulas dermoepidérmicas; Nódulos. Causas: ninguna específica.

Figura 234. Nevo juvenil de Spitz. Tumor pápulonodular, aislado, que se localiza frecuentemente en la cara y en las extremidades y cuya coloración es rosácea. Se trata de un nevo melanocítico cuyo aspecto histopatológico es muy característico. En muy raras ocasiones los nevos de Spitz pueden ser múltiples. Lesiones básicas: Máculas pigmentadas; Pápulas dermoepidérmicas; Nódulos. Causas: ninguna específica. 236

Nevos Melanocíticos

Figura 235. Nevo azul. Pequeño nódulo cuyo diámetro es a menudo inferior a 1 cm, de coloración gris azul a azul negro, localizado sobre todo en la cara dorsal de las manos y de los pies, en ocasiones en la cara. Su coloración está vinculada a la localización dérmica y profunda de los conglomerados melanocíticos. Lesiones básicas: Máculas pigmentadas; Nódulos. Causas: ninguna específica.

Figura 236. Nevo de sutton (halonevo). El nevo de Sutton es un nevo melanocítico rodeado de una corona despigmentada. En el curso de su evolución natural, el componente névico desaparece progresivamente y el halo blanco se repigmenta gradualmente. Este fenómeno evolutivo es presumiblemente autoinmunitario. Lesiones básicas: Máculas pigmentadas; Máculas acrómicas. Causas: ninguna específica.

Figura 237. Nevo de sutton (halonevo). Lesiones básicas: Máculas pigmentadas; Máculas acrómicas. Causas: ninguna específica. 237

Nevos Melanocíticos

Figura 238. Nevo ungueal. Presencia de una lámina ungueal de una banda longitudinal de color pardo más o menos oscuro (melanoniquia), expresión clínica de la existencia de un nevo melanocítico en la región matricial. Lesiones básicas: Máculas pigmentadas. Causas: ninguna específica.

Tumores del Tejido Conectivo

Figura 239 y 240. Dermatofibroma. También llamado histiocitoma fibroso benigno, histiocitoma solitario, hemangioma esclerosante, histiocitoma cutis o fibrosis nodular subepidérmica, es un tumor benigno de origen fibroblástico o histiocítico, muy frecuente, único o en número escaso, aunque a veces puede ser múltiple, como ocurre en pacientes inmunodeprimidos por tratamientos inmunosupresores prolongados o VIH. Se ha descrito una variante familiar de dermatofibromas múltiples. Puede aparecer a cualquier edad, pero lo más frecuente es en adultos entre la 3.a- 5.a década. Es más común en mujeres de mediana edad y localiza, sobre todo, en extremidades inferiores. Como sus diferentes nombres indican se le considera un supuesto origen fibroblástico o histiocítico, con carácter tumoral o reactivo. Aunque lo más frecuente es que aparezca espontáneamente, en el 20% de los pacientes existe un antecedente previo de traumatismo o picadura de insecto. En su histogénesis se pueden diferenciar varias etapas: a) Tejido de granulación con numerosos eritrocitos extravasados. b) Inflamación granulomatosa. c) Fibrosis. Se podría concluir que el dermatofibroma, histogénicamente, es un tipo diferenciado de inflamación granulomatosa y fibrosante que ocasiona un tumor. Clínicamente se presenta como un tumor a modo de pápula o nódulo dérmico, pequeño, único o múltiple y de coloración variable entre marrón, rojiza y negro-azulada (Fig. 1). Generalmente es asintomático, de crecimiento lento y mide pocos milímetros de diámetro aunque puede llegar a tener un tamaño entre 2 y 3 centímetros. Se han descrito formas gigantes y polipoideas. También existen dermatofibromas múltiples y agrupados. Como claves clínicas diagnósticas podemos considerar su presentación con forma papulosa rosada o nódulos marrones grisáceos en extremidades inferiores, de pequeño diámetro y que la compresión lateral origina un hoyuelo característico (signo del hoyuelo).

238

mediante los láseres de erbio:yag, antes considerados como más superficiales y sin capacidad retráctil, pero hoy día pueden emular a un láser de CO2 y conseguir los mismos efectos, como ya se hablará en la sección correspondiente a estos láseres. En cualquier caso, el desarrollo de los láseres de CO2 pulsados ha revolucionado este procedimiento, hoy día realizado con mayor frecuencia en modo fraccional, y ha resultado ser el procedimiento de elección para el tratamiento del fotodaño/fotoenvejecimiento con fines tanto médicos como cosméticos. Otras lesiones superficiales Otra área donde el láser pulsado de CO2 puede ofrecer una ventaja clínica singular en el tratamiento de varias enfermedades limitadas a la epidermis y a la dermis superficial en las localizaciones quirúrgicas difíciles. Se han publicado múltiples estudios científicos sobre la eficacia del láser de CO2 en el tratamiento de la enfermedad de Hailey-Hailey, liquen escleroso y atrófico, balanitis de Zoon (eritroplasia), balanitis xerótica obliterante, liquen plano genital, la papilomatosis oral florida y la psoriasis. Estas condiciones se localizan principalmente en los grenitales, párpado y en las superficies intertriginosas (zonas del cuerpo donde dos áreas de piel están en contacto o se frotan una a la otra, por ejemplo, las axilas, los glúteos o el interior de los dedos de los pies). La psoriasis generalmente no se trata mediante métodos quirúrgicos, pero la vaporización de las placas crónicas de la psoriasis ha logrado buenos resultados a largo plazo (Morselli y cols, 1988; Bekassy y cols, 1986; Asawanonda P y cols, 2000). Esto puede deberse a la obliteración secundaria de la epidermis y de la dermis papilar. La utilización del láser de CO2 para la psoriasis es limitada y puede dar lugar a la posibilidad de curación con cicatrices residuales, por lo que debe ser abordado con cautela hasta que se haya más datos. La utilización del láser de CO2 para las otras condiciones listadas ha producido excelentes resultados en su mayor parte, otros tratamientos no han sido lo suficientemente eficaz para ser considerado el tratamiento de elección. En cada una de estas condiciones el tratamiento con láser de CO2 ha mostrado sus resultados a largo plazo, la posibilidad de control permanente de una condición que generalmente no tenía un tratamiento satisfactorio. La promoción del uso del láser de CO2 en estas condiciones se ha traducido en las recomendaciones que esta modalidad de tratamiento pueda ser el tratamiento de elección, particularmente con los láseres de CO2 ultrapulsados (UP). • Láser de monóxido de carbono - CO: El láser de monóxido de carbono (CO) opera en modo cw y cuenta con líneas de emisión entre 5 y 6 micras. La luz en esta región de longitud de onda es fuertemente absorbida por los tejidos, y el láser se ha utilizado para la soldadura térmica de los vasos. • Láser de iones de argón y criptón: A diferencia de los láseres de óxido de carbono, los gases de estos láseres deben ser ionizados por una descarga eléctrica para operar. No son muy eficientes y una gran fracción de la energía de entrada se pierde en forma de calor, lo que requiere sistemas de refrigeración eficientes. Los láseres de iones de Ar tiene sus principales longitudes de onda de 488 y 514.5 nm, mientras que los láseres de criptón emiten a 530.9, 568.2 y 676.4 nm. Mientras que el láser de iones de argón puede dar salidas de más de 20 W, la salida en cada una de las líneas de criptón (Kr) es inferior a los 10 W. La emisión de estos láseres es principalmente en el rango visible, puede ser transmitida a través de fibras ópticas y es absorbida por numerosos cromóforos tisulares. En particular, la hemoglobina absorbe fuertemente las longitudes de onda del láser de argón. Por lo tanto, el láser tiene excelentes propiedades coagulantes y se puede utilizar para la vaporización de lesiones pigmentadas en la piel, lesiones endometriales, en cirugía de digestivo (páncreas) y en la retina. 239

• Láser de helio neón (HeNe): Los componentes básicos de este láser son helio y neón. Se opera de un modo continuo y tiene una irradiancia media de unos pocos milivatios. El láser

Figuras 241-242. Cicatrices de acné.

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Figuras 243-244. Resurfacing perioral.

241

Figuras 245-246. Resurfacing (RCAF - restauración cutánea ablativa fraccional) perioral. Un solo tratamiento mediante láser de CO2 Ultra Pulsado (UP), parámetros: spot 1.3 mm (punto focal), densidad de energía 100 mJ, densidad 3, igual al 82% de la superficie cutánea.

242

Figuras 247-248. Resurfacing perioral.

243

Figuras 249-250. Resurfacing perioral.

244

Figuras 251-252. Tumoración cutánea benigna en maxilar inferior y disminución del tamaño de los poros de la piel.

245

se puede hacer para que emita a diferentes longitudes de onda, por ejemplo, 543 nm (verde), 594 nm (amarillo) y 633 nm (rojo). Su fiabilidad, ligereza y buenas calidades de haz lo hacen adecuado para la alineación y fines analíticos. Se opera de un modo continuo y tiene una producción media de unos pocos milivatios. El láser se puede hacer que emiten a diferentes longitudes de onda, por ejemplo, 543 nm (verde), 594 nm (amarillo) y 633 nm (rojo). Su fiabilidad, ligereza y buenas calidades de haz lo hacen adecuado para la alineación y fines analíticos. • Láser de helio cadmio (HeCd): Es una clase de láseres de gas utilizando helio en conjunción con un metal que se vaporiza a una temperatura relativamente baja. Es débil y tiene una baja eficacia (1 seg), con lo que pueden aplicarse a una variedad muy importante de patologías o producir efectos tisulares diferentes. El Nd: YAG es uno de los mejores láseres jamás construidos. Se utiliza en muchas aplicaciones. Fundamentalmente, son dos tipos de láseres los que han dominado las aplicaciones quirúrgicas, excepto en la oftalmología, desde hace más de 20 años y son los láseres de CO2 y el neodimio:YAG. En los últimos años, el Neodimio:YAG ha aumentado el número de aplicaciones en la medicina, cirugía cutánea y estética (tanto en el tratamiento de lesiones vasculares, tanto faciales como en los miembros inferiores, restauración cutánea no ablativa, depilación láser en todos los fototipos de piel y fundamentalmente en los fototipos de piel oscura, semiablativa con

Figura 258. Modo temporal de los láseres. 252

modificiaciones en la cavidad de resonancia en cuanto a las emisiones de longitudes de onda 1440 para restauración cutánea semiablativa y de longitudes de onda de 1320 nm, laserlipólisis a través de la introducción de fibras ópticas a través de cánulas de diferentes tamaños), como en oftalmología para corregir la opacificación capsular posterior, una condición que puede ocurrir después de una cirugía de cataratas, y por iridotomía periférica en pacientes con glaucoma agudo de ángulo cerrado, donde ha superado iridectomía quirúrgica. El Nd de frecuencia doblada: YAG (longitud de onda 532 nm) se utilizan para la fotocoagulación pan-retinal en pacientes con retinopatía diabética. Los láseres de Nd: YAG que emiten luz a 1064 nm han sido más ampliamente utilizados para la termoterapia inducida por láser, en la que se realiza ablación tisular en las lesiones benignas o malignas en varios órganos. En oncología, láseres de Nd: YAG se pueden utilizar para eliminar cánceres de piel. También se utilizan para reducir los nódulos tiroideos benignos, y para destruir las lesiones hepáticas malignas primarias y secundarias. En ginecología en la ablación de tumoraciones intrauterinas (miomas) con la utilización del histeroscopio, conseguir hemostasia en metrorragias de diferentes etiologías. Para el tratamiento de la hiperplasia prostática benigna (HPB), el Nd: YAG puede ser utilizado para la cirugía láser de la próstata, una forma de la resección transuretral de la próstata. En la cirugía vascular para la abación endovascular de las venas varicosas del sistema venoso superficial (safena interna, externa, colaterales insuficientes). En la cirugía odontológica mediante fibras ópticas y aplicadores como la gingivectomía, refracción tisular por impresión, desbridamiento, curetaje, incisión y drenaje de abcesos, biopsias excisionales, exéresis de fibromas, frenectomía, frenotomía, vestibuloplastia, úlceras aftosas, excisión y vaporización de herpes simples I y II, herpes simple facial, hemostasia, pulpotomía. En podología, el Nd: YAG láser se utiliza para tratar la onicomicosis, que es la infección por hongos de las uñas de los pies (dermatofitosis). Este láser, Nd:YAG tiene aplicaciones, como se ha mencionado a su longitud de onda original 1064 nm y en su longitud de onda doblada de 532 nm, denominado láser de KTP (KTP es el acrónimo de potassium-titanyl-phosphate (fosfato potásico de titanilo, (KTiOPO4)), un material no lineal óptico desarrollado en USA por E. I. DuPont de Nemours y cols). También es posible triplicar la frecuencia puede entregar longitudes de onda de 355 nm, en el rango de la luz ultravioleta, ahora dominado por láseres excímeros de fluoruro de xenon, para el desarrollo de futuras aplicaciones médico-quirúrgicas. El láser de KTP ha ido aumentando el número de aplicaciones previamentes realizadas por el láser de argón, ya que el KTP posee una eficiencia más alta, mayor confiabilidad y la capacidad para cambiar desde una longitud de onda de 1064 nm a 532 nm al doblar la frecuencia, con tan sólo en los láseres actuales presionando un inter-

Figura 259. Láseres de neodimio. 253

ruptor. Sus aplicaciones principales en la cirugía cutánea son las lesiones vasculares superficiales, debido a que tiene una fuerte absorción por la oxihemoglobina, cromóforo competente la melanina, en la restauración cutánea no ablativa solo o en conjunción con otros láseres como el neodimio:YAG, ver capítulo 7, libro láser II - Aplicaciones en Patología Cutánea y Estética del Láser, Dr. Hilario Robledo), y en la fotovaporización de la próstata a través de un cistoscopio, investigación realizada en la Clínica Mayo, Rochester Minnesotta, USA, en 1996. Triplicando la frecuencia de un láser de Nd:YAG se puede obtener una longitud de onda de 355 nm, en el rango de la radiación ultravioleta, hoy día dominada por el láser excímer, fluoruro de xenon. El YAG como un material huésped para los elementos del láser, tiene muchas ventajas: una buena resistencia mecánica, alta conductividad térmica, buena transmisión óptica, estabilidad dimensional y una alta potencia de salida c.w. desde pequeños cristales. Un cristal de Nd:YAG de 1 cm de diámetro y 10 cm de longitud puede entregar 150 W de potencia radiante c.w. a 1064 nm. Se han explorado una variedad de tierras raras dopantes para producir varias longitudes de onda. En el caso del láser de Ho:YAG, la motivación ha sido que los 2100 nm es una longitud de onda que está enre las más altas que puede ser transmitida eficientemente por fibras de cuarzo quirúrgicas. El láser Er:YAG a 2940 nm podría ser casi el láser ideal para la realización de una cirugía precisa y atraumática si estuviesen disponibles fibras quirúrgicas adecuadas para esta longitud de onda. Los detalles esenciales dela construcción de un láser típico de CO2 y Nd:YAG se muestran en la figuras 260. Debe observarse que los láseres de CO2 que están en los 100 W o menos de potencia con casi universalmente hechos con tubos sellados, prellenados con la mezcla CO2N2-He, de modo que no es necesaria una fuente de gas y no se requiere ninguna bomba de vacío. La eliminación de estas piezas permite un tamaño total más pequeño para el montaje de un láser que uno con un sistema de flujo de gas con la misma salida de potencia. Sin embargo, la vida de funcionamiento de un tubo sellado de un láser de CO2 es menor que la de un sistema con tubo de flujo de gas de la misma energía y el tubo sellado será considerablemente más largo. La figura 261 muestra, de forma idealizada, la irradiación del tejido blando por los rayos de un láser de Nd:YAG mediante una fibra óptica de cuarzo sin contacto perpendicular al tejido. Note que el volumen iluminado (el volumen dentro del contorno tridimensional de extinción a pz = 0.0001po) es de sobre 1 cm en profundidad y diámetro. El volumen penetrado (definido por la necrosis coagulativa tisular) puede ser mucho mayor si la energía total del haz es de 100 W o más. Dentro de la forma de medio melón del volumen penetrado, la masa total de tejido puede ser coagulada si la exposición en el tiempo es lo suficientemente larga. Por lo tanto, no es aconsejable la aplicación del haz de luz láser de un Nd:YAG mediante una fibra sin contacto con el tejido de forma contínua, a menos que el objetivo quirúrgico sea el de producir coagulación. El mayor peligro de esta forma de iradiación es el efecto popcorn (palomita) que es una explosión sumergida a 2-3 mm debajo de la superficie tisular, donde el punto de máxima energía se desplaza por una dispersión potenciada hacia delante después de la necrosis térmica del tejido. Este efecto es más probable que suceda después de irradiaciones largas, durante periodos de unos 30 segundos con una baja densidad de energía. Con densidades de energía más altas (de 10.000 a 20.000 W/cm2), la necrosis térmica progresiva en la superficie liberará el carbón libre suficiente, mucho antes de la carbonización visible, de modo que el haz láser producirá un ori254

ficio que se extenderá rápidamente. En la cirugía transcutánea mediante un láser de neodimio YAG, cuando se observa que la piel se vuelve grisácea después de la exposición (que a las 24-48 horas es de color negro), la mayor necrosis sucede en el interior del tejido, es el efecto iceberg, la zona de mayor daño térmico y necrosis está a unos milímetros por debajo de la superficie cutánea. Observe que la reflexión y la retrodispersión del haz láser de un Ng:YAG desde la primera superficie en la figura 262 es de aproximadamente un 50% de la energía total del haz. Note igualmente que los rayos reflejados han sido idealizados como un cono simétrico de luz, en realidad la reflexión desde los tejidos blandos es mucho más difusa. El láser de Nd:YAG, si su haz se entrega sin contacto con el tejido desde una fibra óptica con su extremo distal plano, es el láser que produce mayor coagulación de todos los láseres. Si su haz se entrega mediante una fibra afilada o mediante un zafiro en contacto con el tejido, puede ser un láser que produzca un corte eficaz con una moderada necrosis térmica del tejido adyacente (sobre 1 mm de extensión), combinando de esta forma su habilidad incisiva con hemostasia en un solo pase. Valores de Absorción y Coeficientes de Dispersión Existen varios absorbentes principales de la luz láser en el tejido vivo, entre los más importantes están:

Figura 261. Destrucción de tejido vivo como una función de temperatura histológica y su duración en el tiempo de 1.0 a 1000 segundos. La curva inclinada hacia abajo a través del diagrama es la zona de transición entre muerte y supervivencia. Trazado por Fisher JC con los datos de Henriques FC Jr. 255

1. Agua, que constituye del 75% al 85% en los tejidos blandos. 2. Pigmentos, como la bilirrubina, melanina, hemoglobina y xantofilina, especialmente importantes en las longitudes de onda visibles (400-700 nm). 3. Grasas y lípidos, especialmente a longitudes de onda ultravioleta e infrarrojas medias (7001400) nm y lejanas (1.400-20.000 nm). 4. Otras moléculas orgánicas complejas, especialmente a longitudes de onda ultravioleta e infrarrojas medias y lejanas. 5. Carbono, un constituyente abundante de todo tejido vivo, que es un producto final de la pirolisis y un gran absorbente de la luz a todas sus longitudes de onda. Mientras que tenemos una información importante sobre los coeficientes de absorción de sustancias biológicas, hay poco conocimiento sobre el coeficiente de dispersión en esos materiales. Entre las pocas fuentes disponibles son los estudios de Halldorsson and Langerholc, Gijsbers, Breederveld y cols; y van Gemert, Cheong y cols. En la búsqueda de la literatura hemos aprendido los siguientes hechos generales: 1. Coeficientes de dispersión, como podría esperarse, son más altos en las longitudes de onda

Figura 262. Diagrama esquemático de un rayo de luz monocromática por la absorción y la dispersión en el tejido vivo. Este proceso es exponencial: cada rayo penetrante pierde una fracción constante de su intensidad en la dirección de propagación en cada unidad de distancia (Dz) de su trayectoria hacia delante. Las figuras estrelladas representan la dispersión omnidireccional. 256

más cortas. Esto es así por varias razones. Primero, los índices de refracción de todos los materiales, excepto en las bandas de absorción cercanas, so más altos para las longitudes de onda más cortas. Segundo, la dispersión de Rayleigh aumenta inversamente con el cuarto de la energía de la longitud de onda. Tercero, la dispersión de Mie aumenta inversamente con la 1/2-energía de la longitud de onda. 2. La dispersión de Rayleigh es menos importante que la dispersión de Mie en los tejidos biológicos y la reflexión difusa y la refracción en las interfaces histológicas que intervienen en el cambio de la dirección de los rayos lumínicos. 3. En la totalidad del rango del espectro que se encuentra entre los 200 a los 11.000 nm, los coeficientes de dispersión de todos los materiales biológicos está en un arco entre 50/cm a 1/cm. 4. La dispersiónn es más importante que la absorción en lan longitudes de onda que están entre los 600 y los 2.200 nm, esto es debido a que el coeficiente de absorción α ≥ que el coeficiente de dispersión σ para la mayoría de los tejidos en esta parte del espectro. Principios Quirúrgicos Óptimos El objetivo de cualquier cirugía, independientemente de los instrumentos utilizados para realizarla, debería ser la exéresis del tejido no deseado con una hemostasia adecuada y una mínima destrucción del tejido adyacente sano. Cuando un láser es el instrumento quirúrgico primario, la hemostasia es automática para los vasos de hasta 1 mm de diámetro, excepto en el caso de los excímeros que producen sangrado al igual que la incisión practicada mediante un escalpelo. Por lo tant el cirujano láser debería dirigir su atención a la exéresis precisa del tejido enfermo y a la minimización del daño térmico a las estructuras adyacentes. Exéresis Precisa del Tejido Enfermo Esto depende primariamente de la habilidad del cirujano de ver lo que él o ella hacen y controlar la forma y el tamaño del tejido excindido en tres dimensiones. El primer requisito es una completa visualización del campo quirúrgico. El segundo es una magnificación adecuada. Es sorprendente los pocos cirujanos que utilizan el microscopio o las gafas de aumento para realizar su cirugía, cuando un poco de magnificación puede revelar detalles que pasan inadvertidos a simple vista. Sin embargo, el advenimiento de la cirugía endoscópica está forzando a más y más cirujanos a utlizar las vídeo cámaras y monitores en la cirugía. El campo magnificado de esta forma en el quirófano es inmensamente superior a la imagen limitada a simple vista a través de una incisión o espéculo. Incluso el abordaje a la cavidad abdminal que se ha realizado tradicionalmente a través de una laparotomía tradicional, la cirugía endoscópica es hoy ya la técnica preferida. Esto exige más destreza manual y conocimiento técnico por parte del cirujano, pero sus ventajas a los pacientes son tan grandes que los cirujanos del siglo veintiuno se verán obligados a adaptarse o a retirarse. Minimización del Daño Térmico al Tejido Adyacente Empezamos afirmando un principio de la cirugía termolítica ya sea mediante un dispositivo electro-quirúrgico o mediante un láser: la hemostasia y la minimización del trauma térmico adyacente son objetivos intrínsecamente antagonistas. Aquello que se haga para aumentar uno, disminuirá el otro. El resultado final siempre será un compromiso. En la mayoría de los casos 257

este compromiso no es crítico. En el crítico final del espectro quirúrgico, el cuidado extremo se debe ejercer para la exéresis precisa del tejido (como en la estapedectomía en el oido), en el otro extremo, como en la excisión de una verruga plantar, la exéresis de algún exceso de tejido puede ser beneficiosa y simultáneamente la hemostasia puede ser un objetivo deseable para prevenir la extensión del virus causante, o en la cirugía oncológica la diseminación de las células cancerosas por una manipulación grosera. Cuando un cirujano láser trata con una lesión que debe extirparse meticulosamente (ej.: un tumor en el nervio óptico), a diferencia con uno que puede destruido con menos cuidado (ej.: un fibroma uterino en una mujer postmenopaúsica), el primer objetivo debería ser la exéresis precisa de la lesión con el menor trauma térmico. La hemostasia se puede considerar todavía una preocupación secundaria, pero se puede lograr mediante otras formas que la coagulación de vasos sanguíneos por un haz láser. En esta situación, conviene subrayar el primer principio de la cirugía láser: el cirujano debería utilizar siempre la densidad de energía más alta del haz láser que sea compatible con su coordinación visual, mental y manual, sin la exéresis no intencionada del tejido adyacente. De esta forma se reduce el tiempo total de exposición a la luz láser. Para conseguir este objetivo, el láser debería ser extrictamente de modo pulsado o un láser de onda continuo usado en un modo pulsado. La superpulsación, como se ha definido en la sección anterior, está disponible actualmente sólo en ciertos lásers CO2, pero podría ser adaptada también a otros lásers c.w. (onda contínua). Cuando el objetivo quirúrgico es una lesión que puede extirparse con menos exactitud, como un hemangioma cavernoso en una nalga, donde el control del sangrado puede ser el problema primario, entonces la necrosis térmica puede ser adecuada. El láser de elección en este caso es el Nd:YAG, utilizado en onda continua con un sistema de entrega sin contacto con el tejido. Cuando el objetivo es la necrosis térmica masiva, entonces la técnica apropiada es aplicar una densidad de energía baja durante periodos largos de tiempo mientras se vigila el blanqueamiento y la retracción de la lesión sin vaporización. El cirujano en estas situaciones no debe ser impaciente y tratar de causar una necrosis total inmediatamente. Las lesiones que han sido irradiadas por un láser de Nd:YAG continúan necrosándose durante minutos, horas e incluso días después de la exposición. Utilización del Láser Correcto para el Procedimiento No existe un solo láser (longitud de onda) que pueda ser utilizado óptimamente en todos los tipos de cirugía. Los cirujanos que ejercen en hospitales o clínicas pequeñas y que disponen de uno o dos láseres pueden tener la tentación de utilizarlos para casi todos los procedimientos. Mientras que esto puede hacerse sin tener grandes problemas, posiblemente no producirá los mejores resultados. Los dos pilares de la cirugía general láser son aún el láser de CO2 y el Nd:YAG, este último con contacto o sin contacto con los tejidos. Los láseres visibles, Ho:YAG y Tm:YAG pueden ser la elección apropiada en aplicaciones especiales como la cirugía articular, debido a que pueden ser enregados mediante fibra óptica (308-2.200 nm). Para la cirugía precisa y segura los láseres excímer, CO2 y Er:YAG son los mejores. Para la cirugía coagulativa o terapia fotodinámica los láseres Nd:YAG, He-Ne, vapor de cobre, etc, son los más apropiados. Siempre que un cirujano láser trate de evitar la lesión térmica al tejido o intente causar la necrosis termal, el o ella deberían ser conscientes que hay una zona de transición entre la 258

muerte y la supervivencia de los sistemas biológicos que son calentados por encima de sus temperaturas normales. Esta circuntacia se expresa mejor en un trazado gráfico mediante un plotter de temperatura y tiempo como se muestra en la figura 261. Este trazado muesra que cualquier combinación de temperatura y tiempo se corresponden a un punto que se encuentra por encima de la zona de transición que causará la muerte del tejido y que cualuier combinación que se encuentre por debajo de esta zona permitirá la recuperación del tejido. La definición de esta línea de transición puede hacerse aproximadamente mediante esta ecuación Tc = 37 + 31.5t-0.164 ºC dnde Tc es la temperatura umbral en la cual comienza la necrosis irreversible y t es el tiempo en segundos desde el comienzo del calentamiento en el rango de 1.0 segundos ≤ t ≤ 1000 segundos. Observe que en la figura no se aplica exactamente para cada tejido vivo, pero indica las regiones generales de supervivencia y muerte en términos de la temperatura y del tiempo.

Figura 263. Diagrama esquemático de la irradiación del tejido blando por los rayos de un láser de Nd:YAG mediante una fibra óptica de cuarzo sin contacto con el tejido. Una gran dispersión en el tejido hace que el volumen de penetración (basado en la coagulación térmica) sea mucho más grande en anchura y en profundidad que el diámetro eficaz del haz de luz láser. Las isotermas a 60º C aumentan con el tiempo después del comienzo de la irradiación. La rotura térmica del tejido produce una dispersión creciente hacia delante desplazando el punto de densidad de energía máxima histológica varios milímetros bajo la superficie. Esto puede producir una explosión. Los contornos que se muestran se han idealizado y los números se basan en los datos de Halldorsson y Langerholc. 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, 1987:122. 259

Aplicaciones Clínicas Prácticas del Láser Nd:YAG

Tabla 13. PARÁMETRO VASCULARES. Estos parámetros de tratamiento recomendados tienen por objeto lograr la fotocoagulación y la hemostasia de lesiones pigmentadas y vasculares. Estas lesiones incluyen las manchas de vino de Oporto de nacimiento, hemangiomae manchas, verrugas, telangiectasias, rosácea, lesiones venosas lago, venas de las piernas y arañas vasculares. Cuando re realiza el tratamiento de los vasos sanguíneos más pequeños (1 a 2 mm) y de los vasos sanguíneos faciales comenzar a menor fluencia y una configuración de anchura de pulso más bajos. Después de la administración de 2 a 3 pulsos de láser al vaso, comprobar si existe blanqueamiento de la epidermis. Si no se observa ningún cambio, la configuración de fluencia pueden aumentar en incrementos de hasta 10 J/cm2 observándose el aclaramiento de los vasos sanguíneos. Utilice estos ajustes finales para tratar vasos de tamaño similar en el mismo paciente. En nuestra experiencia a largo plazo, una vez que la configuración final de tratamiento se ha definido, una pasada sobre el vasos generalmente será suficiente para cerrar el vaso y alcanzar el punto final clínico deseado. Se recomienda el uso de refrigeración epidérmica durante el tratamiento. El enfriamiento con aire frío es atmosférico una manera de proporcionar un medio eficaz de refrigeración dérmica. Utilice un dispositivo de aire frío con el objetivo de la minimización del dolor y lesión térmica durante la utilización del láser y tratamientos dermatológicos, tales como la Cryo v6.0 a Zimmer (510 (K), para llevar a cabo enfriamiento. Para los vasos sanguíneos más profundos, cuyos límites están inicialmente mal delimitados, el criterio de valoración clínica se alcanza cuando el color cambia de tono más claros de azul-verde a tonos más oscuros, más borrosos 5-10 minutos después del tratamiento. No hay blanqueamiento visual con los vasos sanguíneos profundos. En este caso, nuestros parámetros de tratamiento, en vasos de 1-2 mm de diámetro, son mediante el spot (punto focal) de 5 mm, 170-175 J/cm2 con una anchura de pulso de 20-30 ms, 0.8 Hz, es decir, siguiendo la nomenclatura: 170-175/20-30/5/0.8. En venas reticulares de los miembros inferiores ≤ 3 mm (2-3 mm. d.)de diámetro, los parámetros de tratamiento son: 120-140/40-50/6. No olvide de enfriar la piel antes, durante y después de la exposición al láser. En los vasos mayores de 3 mm, la esclerosis es el método de elección, incluso pueden esclerosarse vasos de 1.5 mm de diámetro o menores, se pueden combinar las dos técnicas, para la obtención de mejores resultados y con menos molestias para el paciente. La escleroterapia sigue siendo el gold estándar de tratamiento en vasos de los miembros inferiores. En el tratamiento de grupos de vasos sanguíneos, compruebe la alimentación del flujo de los vasos sanguíneos (vena feeding) de forma manual mediante presión, visualización con un venoscopio o mediante ecografía con sonda de alta resolución. Marque los puntos de alimentación invisibles y de flujo de salida de los vasos sanguíneos con una marcador, nosotros lo hacemos mediante un rotulador de tinta fácilmente eliminable, de color rojo o naranja (no utilice colores de tinta oscuros) y tratar sobre el contorno con el láser. A medida que aumenta el tamaño del vaso, la configuración y anchura de pulso se pueden aumentar y la configuración de fluencia se disminuyen para asegurar la eliminación de los vasos tratados, según los parámetros anteriormente indicados, la comodidad del paciente y la protección de la piel. 260

En algunas ocasiones, cuando se tratan vasos sanguíneos de mayor diámetro con puntos focales pequeños, como se muestran en la tabla, donde se utilizan generalmente una mayor anchura de pulso y configuración de fluencia, puede estar indicado un segundo pase con los mismos ajustes. Una indicación del resultado clínico de la pasada inicial a través de los vasos más grandes puede ser en la sensación que experimenta el paciente durante un segundo pase. Cuando el paciente no experimenta ninguna sensación durante el segundo pase, se indica que el vaso no está absorbiendo ninguna energía y ha sido completamente cerrado. Otras áreas a lo largo de la embarcación todavía pueden absorber la energía para cerrar, en cuyo caso el paciente experimentará una sensación. Nosotros, a las fluencias indicadas anteriormente para los vasos de mayor diámetro, no indicamos la realización de un segundo pase, creemos firmemente que los pulsos en un láser de Nd:YAG no se deben superponerse o como mucho un 13% para tratar la superficie completa del vaso al trazar el mismo con el láser. Si no se observa oscurecimiento o blanqueamiento al inicio del vaso tratado, se aumenta la fluencia (densidad de energía - “dosis”) y la anchura de pulso en los 2-3 primeros pulsos hasta conseguir el efecto deseado sobre el mismo. Mientras que algunos pacientes pueden querer que sus vasos sanguíneos desaparezcan completamente (en nuestro casos es la mayoría de los pacientes), otros solo quieren que sean menos visibles o menos evidentes en la vida cotidiana. Debe hablarse detenidamente con el paciente acerca de las expectativas y limitaciones de tratamiento, esto le ayudará a establecer unas metas realistas y evitar cualquier decepción después. Siendo realistas, los pacientes deben esperar varias sesiones de tratamiento, si se desea una limpieza completa de los vasos sanguíneos antiestéticos, en algunos casos, existen vasos de casi imposible eliminación, de nuevo, los mejores resultados se consiguen mediante la combinación de las técnicas (escleroterapia y láser per o transcutáneo). Mientras que muchas personas pueden necesitar uno o dos tratamientos, la mayoría de los pacientes estarán completamente libres de los vasos sanguíneos antiestéticos después del tercer tratamiento. Es importante hacer hincapié en que la reabsorción de tejido de vaso sanguíneo es diferente de persona a persona y que el período para completar la recuperación puede durar desde un par de días a semanas e inclusos meses hasta que exista reabsorción completa de los mismos. Es muy importante tener en cuenta que las personas que han desarrollado venas antiestéticas pueden llegar a desarrollarlas de nuevo. Los vasos sanguíneos faciales son los más propensos a volver a desarrollarse con el tiempo, también los de los miembros inferiores, en los que siempre hay que sdesacrtar hipertensión venosa con estudio ecográfico más doppler previo al tratamiento. Es recomendable planear tratamientos de mantenimiento para evitar recaídas. Un programa de tratamiento / mantenimiento puede ser propuesto del siguinte modo: • Tratamiento primario inicial • El tratamiento de seguimiento en 6-8 semanas (si es necesario) • Tratamiento secundario 6 meses después del tratamiento de seguimiento (si es necesario) • Seguimientos según lo determine el paciente o el médico para obtener los resultados deseados. Instrucciones postratamiento: • En los vasos de los miembros inferiores (venulectasias, vasos de 1-2 mm de diámetro, telangiectasias, vasos de hasta 1 mm de diámetro), nosotros recomendamos cura oclusiva mediante pomada antibiótica, gasa vaselinada, gasa normal fijada con esparadrapo hipoalergénico, posteriormente aplicar: • Vendaje elástico (medias elásticas terapeúticas de 35 mm Hg) durante 3 días después del tratamiento inicial para obtener mejores resultados y hacer participar activamente al paciente en la evaluación de sus resultados después del tratamiento. • Evitar los baños calientes durante al menos 3 días. El paciente puede ducharse (se recomiendan temperaturas más bajas, agua templada), el vendaje o medias elásticas se vuelve a aplicar después. • Evite hacer ejercicio durante 3 días. El ejercicio aumenta el flujo sanguíneo y pueden recanalizarse los vasos sanguíneos. 261

• Después de los tres días, se puede aplicar un gel o una crema hidratante para calmar la piel. • Utilizar factor de protector solar durante un mínimo de 6 semanas después del tratamiento. • Después de tratar los vasos sanguíneos faciales de la piel en las mejillas puede estar hinchada y dolorida durante 4 a 5 días. Tratar la piel con un gel de aloe vera o basada en aloe vera y un 0,5% de cortisona durante 3 a 4 días para calmar la piel, pomada antibiótica con corticoides, aplicándola 2-3 veces al día. Posteriormente, utilizar pantalla solar ≥ 35.

Figuras 264 y 265: Hemangioma labio inferior.

Figuras 266 y 237: Telangiectasias miembros inferiores, en la cara interna del tercio inferior del muslo derecho. Parámetros de tratamiento con láser de neodimio:YAG: 170-180 J/cm2, 10-15 ms, punto focal de 3 milímetros (180/15/3), cin una frecuencia de pulso de 1 hercio (Hz). Láser utilizado: Fotona®, modelo XPMAX, Ljubljana ,Slovenia, Laser and Health Academy (LA&HA).

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Tabla 14. Clasificación de las Lesiones Vasculares Cutáneas (LVC).

Figuras 268-269. Telangiectasias en alas nasales.

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Figuras 270-276. Rosácea. Nd:YAG 14/0.3/5.

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Figuras 277-278. Telangiectasias faciales tratadas mediante láser Nd:YAG, parámetros en tabla. Figuras 279-280. Venas reticulares del PVLS, parámetros: 140/40-50/6 Láser utilizado: Fotona®, modelo XPMAX, Ljubljana ,Slovenia, Laser and Health Academy (LA&HA). 265

Figuras 281-282. Insuficiencia del plexo venoso lateral subdérmico (PVLS, no conexión con territorio de las venas safena interna ni externa, conexión en ocasiones directas con el sistema venoso prfundo). En este caso se ha tratado única y exclusivamente mediante láser de neodimio:YAG, parámetros: 140/40/6, es decir con una densidad de energía de 140 J/cm2, 40 milisegundos de anchura de pulso y punto focal de 6 mm, repetición de pulsos = 0.8 Hz. Es muy importante refrigerar la piel (sistema de refrigeración epidérmica), antes, durante y des´pu´és del procedimiento, con un sistema de contacto en la pieza de mano (cristal de zafiro enfriado con un sistema de circuito de agua cerrado a 5 ºC) y en nuestro caso, también utilizamos de forma adicional un flujo de aire atmosférico enfriado a 4 ºC, con un flujo de aire de 500 litros por minuto (Zimmer, Cryo 5 o Cryo 6). Inmediatamente después del tratamiento se realiza cura oclusiva mediante pomada antibiótica y antiinflamatoria, gasa vaselinada, gasa de tela encima de la anterior, sujeta mediante esparadrapo hipoalergénico (de papel) y se colocan medias elásticas de compresión 35 mm Hg que se mantiene al menos durante 48-72 horas. Las revisiones se hacen a las 24-48 horas de efectuado el tratamiento cambiando la cura oclusiva. Solemos dejar la compresión 7 días, pudiendo ser retiradas durante la noche a partir del 3º día, colocándolas de nuevo durante el día. Aplicación de pomada antibiótica/antiinflamatoria 2 veces día, posteriormente un heparinoide., 266

Figuras 283-286. Telangiectasias en cara interna del tercio inferior del muslo izquierdo, en la que se ha descartado hipertensión venosa del cayado de la safena interna, tratada con láser Nd:YAG, parámetros: 175-140/15-20/4. En el segundo caso, úlcera potesclerosis, extravasación, en la que se ha efectuado desbridamiento con láser de erbio:YAG y estimulación de la cicatrización con láser Nd:YAG (50/40/6). 267

Figuras 287-288. Telangiectasias en cara interna del tercio inferior del muslo izquierdo, en la que se ha descartado hipertensión venosa del cayado de la safena interna, tratada con láser Nd:YAG, parámetros: 175-140/15-20/4; 1705/20-25/5; 140-160/40-50/6, dependiendo del diámetro del vaso 268

Figuras 289-290. Telangiectasias en cara interna del tercio inferior del muslo izquierdo, en la que se ha descartado hipertensión venosa del cayado de la safena interna, tratada con láser Nd:YAG, parámetros: 175-140/15-20/4; 1705/20-25/5; 140-160/40-50/6, dependiendo del diámetro del vaso 269

Figuras 291-292. Telangiectasias en cara interna del tercio inferior del muslo izquierdo, en la que se ha descartado hipertensión venosa del cayado de la safena interna, tratada con láser Nd:YAG, parámetros: 175-140/15-20/4; 1705/20-25/5; 140-160/40-50/6, dependiendo del diámetro del vaso 270

Figuras 293-294. Telangiectasias en cara interna del tercio inferior del muslo izquierdo, en la que se ha descartado hipertensión venosa del cayado de la safena interna, tratada con láser Nd:YAG, parámetros: 175-140/15-20/4; 1705/20-25/5; 140-160/40-50/6, dependiendo del diámetro del vaso 271

Figuras 295-296. Telangiectasias en cara interna del tercio inferior del muslo izquierdo, en la que se ha descartado hipertensión venosa del cayado de la safena interna, tratada con láser Nd:YAG, parámetros: 175-140/15-20/4; 1705/20-25/5; 140-160/40-50/6, dependiendo del diámetro del vaso 272

Figuras 297-298. Telangiectasias en cara interna del tercio inferior del muslo izquierdo, en la que se ha descartado hipertensión venosa del cayado de la safena interna, tratada con láser Nd:YAG, parámetros: 175-140/15-20/4; 1705/20-25/5; 140-160/40-50/6, dependiendo del diámetro del vaso 273

Figuras 299-300. Telangiectasias en cara interna del tercio inferior del muslo izquierdo, en la que se ha descartado hipertensión venosa del cayado de la safena interna, tratada con láser Nd:YAG, parámetros: 175-140/15-20/4; 1705/20-25/5; 140-160/40-50/6, dependiendo del diámetro del vaso 274

Figuras 301-302. Telangiectasias en cara interna del tercio inferior del muslo izquierdo, en la que se ha descartado hipertensión venosa del cayado de la safena interna, tratada con láser Nd:YAG, parámetros: 175-140/15-20/4; 1705/20-25/5; 140-160/40-50/6, dependiendo del diámetro del vaso 275

Figuras 323-324. Anatomía y nomenclatura de venas en los miembros inferiores. 276

Figuras 303-304. Nódulo hemorroidal trombosado solitario, previamente al tratamiento se ha explorado el canal anal con anuscopio. Tratamiento único mediante láser Nd:YAG con parámetros 125/50/6.

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Figuras 305-306. Verrugas plantares. Tratamiento mediante láser Nd:YAG. Entregar un solo pulso en el centro de la verruga seguido de pulsos de láser alrededor de la circunferencia, que termina con otro pulso individual adicional en el centro de la verruga, según los parámetros que se indican más abajo (cortesía de Fotona®).

Figuras 307-308. Restauración cutánea no ablativa mediante láser de Nd:YAG. Las arrugas son uno de los síntomas del envejecimiento de la piel. Las principales causas del envejecimiento de la piel son la disminución de la actividad de los fibroblastos en el tejido conectivo y la estanqueidad y la disminución de grosor de las fibras de colágeno en la capa dérmica papilar. Por consiguiente, las técnicas más comunes para el tratamiento de las arrugas se basan en la estimulación de un proceso de restauración en la dermis papilar. Los peelings químicos y dermoabrasión han sido las opciones más populares para el tratamiento de las arrugas. Sin embargo, ambos de estos tratamientos tienen una eficacia relativamente baja junto con el alto riesgo de daños papilar y de cicatrización. La idea de usar productos químicos, los efectos visibles inmediatos de ambos tratamientos y el tiempo de inactividad son factores que no desean los pacientes. El láser no invasivo de Nd:YAG para el tratamiento de las arrugas representa una buena alternativa a las exfoliaciones químicas y a la dermabrasión. Parámetros de pulso largo y corto en recuadros inferiores.

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Figuras 313-314. Acné Inflamatorio leve-moderado. El láser Nd: YAG es una modalidad terapeútica muy eficaz en el tratamiento del acné inflamatorio de leve a moderado. El paciente debe tener una rutina de cuidado de la piel adecuada. El acné inflamatorio leve y moderado es una enfermedad inflamatoria e infecciosa en el que hay un aumento de la vascularización. Por lo que la energía láser de absorbe bien en las áreas infectadas, por tanto, se genera calor que llega a la destrucción bacteriana y la inflamación, por lo general, irá disminuyendo en 1-2 días. Los parámetros sugeridos se indican en las dos tablas inferiores, tanto con pulso largo (milisegundos) como con pulso corto (microsegundos).

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Figuras 317-322. Acné inflamatorio grado leve-moderado. Tratamiento mediante láser de neodimio:YAG.

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Láser endovenoso - LEV/EVLT con láser de Nd:YAG. Intoroducción - Generalidades Las venas varicosas se producen cuando las venas insuficientes no retornan correctamente la sangre de los miembros inferiores hasta el corazón. Todas las venas tienen válvulas que se abren para permitir el flujo de sangre al corazón (del sistema venoso superficial: vena safena interna hacia la vena femoral, venas ilíacas, cava inferior, superior; vena safena externa hacia la vena poplítea) y cerrarse posteriormente para evitar el flujo de retorno (conocido como “reflujo venoso retrógrado”) de la sangre a los pies. Cuando las válvulas no funcionan adecuadamente, la sangre se filtra a través de ellos y fluye hacia abajo en las piernas en la dirección equivocada. La sangre llena y distiende las venas superficiales debajo de la piel, lo que resulta en la dilatación que se observa en las venas varicosas. Las paredes y las válvulas de las venas son delgadas y elásticas, y pueden estirar debido a una variedad de condiciones que incluyen el embarazo, la herencia y la edad. Un caso grave de las venas varicosas se conoce como insuficiencia venosa crónica. Los síntomas de la insuficiencia venosa crónica incluyen dolor, fatiga fácil, parestesias, prurito y pesadez en las piernas, los síntomas empeoran a medida que avanza el día. Si no se trata, la insuficiencia venosa crónica puede causar ulceraciones, que pueden ser muy difíciles de tratar. Aproximadamente la mitad de la población tiene algún tipo de enfermedad venosa, las venas varicosas afectan a aproximadamente a una de cada dos personas mayores de 50 años y aproximadamente el 15 a 25% de todos los adultos, afectación en mujeres 4:1. Las venulectasias en las pierna ocurren del 29-41% de las mujeres y del 6-15% de los hombres en los países desarrollados. Ligadura y extirpación venosa (felbectomías, stripping): Hasta hace poco, el tratamiento estándar de las venas varicosas grandes o de las venas perforantes (Hünter, Dodd, Boyd, Cockett), fue la ligadura y extirpación venosa. En la ligadura se realizan una-dos o múltiples incisiones a través de las venas varicosas y las venas se ligan. Si en la ligadura se puede aislar una válvula y la vena

Figura 323. Flujograma que ilustra las consecuencias tisulares de la estasis venosa. Tomado de Felobología Práctica, Pizano ND, 2003.

Figura 324. Prevalencia de las varices en los MI. 283

defectuosa y el resto están sanas, la vena restante puede dejarse en su lugar para que continúe la sangre circulante, esta situación ocurre en la minoría de los casos. Si varias válvulas en la vena y la vena en sí están muy dañadas, la vena (o la parte enferma de la vena) por lo general se elimina (flebectomía, stripping). Para extirpar a una vena, se hace una incisión por debajo de la vena dañada y la vena se diseca y se extirpa quirúrgicamente. La extirpación venosa, en las insuficiencias venosas complejas, puede tardar varias horas, requiere anestesia general, epidural, raquídea y un máximo de seis semanas de recuperación, en la técnica convencional (fleboextracror de Müller). Debido a que la cirugía tradicional (stripping, fleboextracción) de las venas varicosas es un procedimiento invasivo que tiene los mismos riesgos que la cirugía general, incluyendo infección, sangrado y los riesgos de la anestesia. Si se elimina una de las venas más grandes de la pierna (la gran vena safena, o GSV, del sistema venoso superficial) por debajo de la rodilla, puede ocurrir un adormecimiento, pérdida de la sensibilidad, en algunas de las series, con un porcentaje de hasta el 16%, debido a la lesión del nervio safeno interno que en ese 16% de las personan está literalmente pegado a la vena, en circunstancias normales a una distancia de 1 cm o menos de la vena safena interna. Los efectos secundarios comunes de la cirugía tradicional de ligadura y arrancamiento (stripping) pueden incluir dolor o malestar temporal, moretones, hematomas, entumecimiento, y, con menor frecuencia, infección de la herida. La extirpación venosa es un procedimiento invasivo y no se debe realizar en los adultos mayores para los que la cirugía representa un alto riesgo debido a otras condiciones médicas. Tampoco es una opción apropiada para las personas que tienen problemas circulatorios de las piernas, infecciones de la piel, defectos de coagulación sanguínea o un pasaje anormal entre y la arteria y la vena (shunts arterio-venosos). Las mujeres embarazadas también son candidatas inapropiados para extirpar una vena. Ya que la extracción de las venas es un procedimiento quirúrgico, algunos pacientes suelen quedar con cicatrices residuales que no desaparecerán.

Figura 325. Prevalencia en España de las venas varicosas. 284

Escleroterapia La escleroterapia surgió después de la ligadura y fleboextracción de las venas varicosas.

La escleroterapia se realiza mediante la inyección de una solución en las venas dañadas que causan que se colapsen (formación de una trombosis segura y fibrosis posterior en el interior de las venas), se peguen entre sí, y, finalmente, se descomponen de forma natural en el organismo. El flujo normal de la sangre en la pierna se desvía a través de las venas profundas. Una sesión de escleroterapia típica tiene una duración de 15 minutos a una hora. Aproximadamente una inyección del esclerosante se administra por cada 2.5-10 cm de vena. Al finalizar siempre deben utilizarse medias de compresión elástica o vendajes compresivos, el procedimiento se denomina “escleroterapia-compresión”. A pesar de que la aguja utilizada para administrar el esclerosante es de pequeño calibre, algunos pacientes manifiestan dolor durante el procedimiento. Este procedimiento se puede realizar mediante esclerosante en forma líquida o microespuma. Los efectos secundarios o complicaciones que pueden originarse como consecuencia de la realización de tratamientos esclerosantes pueden ser las descritas en la bibliografía médica: inflamación, alteraciones en la coloración de la piel (hiperpigmentación temporal: 25-30% (6-24 meses, el 50% de ellas desaparacen sin la necesidad de tratamiento, en los otros casos hay que utilizar algún tipo de tratamiento preferentemente láser Q-Switched, formación de hematomas que se resuelven de forma espontánea, formación de cordones venosos (propios de la esclerosis y que desaparecen con el tiempo), en algunas ocasiones se requiere trombectomía (retirar los 285

Figura 326. Acción del láser en el interior de la vena.

trombos del interior de la vena esclerosada, esto no es una complicación sino que forma parte del tratamiento de las venas) mediante un sencillo procedimiento a las 1-2 semanas de haber realizado la esclerosis, formación de matting (manchas vasculares, neotelangiectasias (múltiples venas de menos de 0.1 mm de diámetro), es decir, la aparición de nuevas venas que antes no tenía y que no guarda relación con la técnica utilizada hasta en el 15-20% de los casos, que se resolverán espontáneamente al cabo de 3-12 meses, pero que en el 10 a 20 % de los casos son permanentes, las que no desaparecen, necesitarán sesiones de láser vascular para ser eliminadas, foliculitis (infección de pelos por compresión que es raro y leve, ampollas alrededor de las almohadillas de compresión (pads de compresión) que es normal y desaparecen por si solas al retirar las mismas, reacciones alérgicas, flebitis, úlceras (necrosis cutánea localizada por extravasación del esclerosante), necesidad de nuevos tratamientos por revascularización de alguna de las venas esclerosadas 20-100% a los 5 años, especialmente si no ha habido compresión (vendas, medias después del tratamiento), y en casos raros pero descritos en la literatura: trombosis venosa profunda (1/10.000), tromboflebitis, embolismo pulmonar (1/40.000), inyección arterial (extremadamente rara y grave).

Figura 327. Anatomía y formación del sistema venoso superficial. Las venas superficiales pequeñas drenan los plexos venosos subpapilares y reticulares de la piel y el tejido celular subcutáneo para formar tributarias más grandes, las cuales eventualmente conectan todas con las venas safenas. 286

Tratamientos Láser La utilización del láser para el tratamiento de las venas varicosas se inició hace más de una década y recibió aprobación de la FDA en 2000. Como funciona el láser endovenoco - LEV Tratamiento láser endovenoso (LEV) funciona por medio de destrucción térmica de los tejidos venosos. La energía del láser desde el láser de Nd: YAG, láser de 1064 nm se entrega en el interior de la ubicación deseada dentro de la vena con una fibra ópica de láser. Cuando se acciona el láser, se deposita la energía térmica en la sangre venosa y se transmite a los tejidos adyacentes de forma localizaFigura 328. Anatomía y nomenclatura de las venas tributarias en el CSI. La vena safena accesoria me- da, a la pared venosa, causando daño al tejido venodial, también se denomina anterolateral (AM) y la so específicamente e irreversible, resultando en la vena safena accesoria anterior o posteromedial (PI destrucción de la vena enferma, dilatada avalvular - Giacomini cuando está dilatada). No se contem- y que funciona de forma anómala produciendo el plan las variaciones anatómicas. reflujo venoso retrógrado, que produce el estancamiento de la sangre que puede dar lugar a la formación de los síntomas mencionados, aparición de úlceras varicosas, flebitis, trombosis en el sistema venoso superficial, trombosis en el sistema venoso profundo, embolismos pulmonares y la muerte. El 80% de las trombosis venosas se forman en los miembros inferiores. El láser se acciona varias veces (generalmente cada 0.5 cm) según se va retirando la fibra óptica progresivamente desde la unión safeno-femoral (USF) en caso de insuficiencia del cayado de la vena safena interna (CSI) (a 1-2 cm bajo control ecográfico), en la unión safeno-poplítea en el caso de insuficiencia de la vena safena externa, a lo largo del trayecto de la vena hasta tratar toda su trayecto. Se origina una oclusión permanente de las venas afectas por lesión térmica en toda la circunferencia de los vasos insuficientes. Contraindicaciones para el tratamiento de láser endovenoso - LEV Además de las contraindicaciones generales. Las siguientes contraindicaciones específicas se aplican también al tratamiento con láser endovenoso: • Tromboflebitis activa o TVP (trombosis venosa profunda). • Alteraciones de la coagulación en tratamiento con terapia antocoagulante. • Enfermedades cardíacas o pulninares severas. • Isquemia arterial o enfermedad periférica oclusiva arterial Contraindicaciones generales (Láser): - Historia de alteraciones de la cicatrización (para nosotros, relativa, salvo tratamiento estético). - Infección activa en el área de tratamiento. 287

- Historia de infección por herpes simple en el área de tratamiento. - Exposición solar excesiva. - Utilización de suplementos o terapia anticoagulante. - Historia de alteraciones fotosensibilizantes (incuidas medicaciones: isotretinoína). - Embarazo. - Radioterapia en la región de las gónadas. - Diabetes (no controlada). - Estado febril. - Hipertensión incontrolable. - Epilepsia incontrolable.

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Figura 330. Algoritmo de decisión clínica de la terapia con láser para las venas varicosas.

Creemos que está fuera del ámbito de este capítulo realizar una explicación exhaustiva de la técnica que se utiliza en el láser endovenoso (ver libro láser II - Aplicaciones en patología cutánea y estética del láser, Dr. H Robledo), así como de los parámetros, excepto un esbozo para el láser de neodimio:YAG, ya que otras casas fabricantes de láseres de diferentes longitudes de onda, generalmente láseres de diodo, la anchura de pulso es en segundos. Aunque si una explicación esquemática de esta técnica LEV debido al gran número de pacientes con afección varicosa y su imposición a las técnicas tradicionales, que hoy representa la técnica de elección y una técnica miniinvasiva que pueden realizarla varias especialidades médicas. Tampoco creemos hacer referencia a los estudios que muestran alguna diferencia en la misma técnica de láser endovenoso, ya que práctica y clínicamente son semejantes, no así, como se muestra en la figura anterior con la cirugía convencional de ligadura alta de la safena interna (LASI) junto a desconexión de las venas tributarias y fleboextracción craneo-caudal de la misma. Si se mostrarán en las siguientes páginas ilustraciones de los resultados obtenidos con esta técnica, que una vez más, ha revolucionado el tratamiento de la insuficiencia venosa del sistema venoso superficial.

Figura 331. Parámetros láser neodimio:YAG en el tratamiento de láser endovenoso para varices de los miembros inferiores con fibra óptica de 600 µ de diámetro. Obsérvese que la anchura de pulso es en microsegundos.

Figura 332. Técnica LEV. 289

Técnica Láser Endovenoso - LEV La técnica LEV consiste en la introducción de una fibra óptica de sílice conectada a un generador láser de una longitud de onda preferentemente de 940, 980, 1064, 1470 nm dentro de la variz a tratar consiguiendo una obliteración y posterior fibrosis de la misma. Es una técnica mínimamente invasiva que puede asociarse a la flebectomía ambulatoria, esclerosis líquida o microespuma y/o láser percutáneo en un ámbito completamente ambulatorio, junto a la asepsia requerida en todo procedimiento quirúrgico, en este caso mini-invasivo. Las indicaciones de tratamiento son: 1. Vena safena interna. 2. Vena safena externa. 3. Varices tronculates (venas colaterales dependientes de ellas). En el preoperatorio, además de realizar una analítica (en nuestro caso realizamos profilaxis antibiótica con amoxicilina y clavulánico, azitromicina si el paciente tiene alergia, también indicada la cefuroxima, junto a heparina cálcica o sódica subcutánea), es imprescindible realizar un estudio eco-doppler (Duplex Scan) para realizar el diagnóstico y la cartografía de las venas. Material: 1. Introductor - Seldinger. 2. Guía de teflón. 3. Catéter angiográfico 5.5 F. 4. Fibra óptica 600 µ. 5. Bomba de perfusión (anestesia tumescente). 6. Instrumental para flebectomía. Las fluencias o parámetros para lograr la obliteración venosa dependen de cada casa Figura 333. ecografía venosa diagnóstica de reflujo veno- fabricante, en el caso del láser de Nd:YAG, son so preoperatoria. las que se han ofrecido en recuadro anterior.

Figura 334. Técnica LEV safena interna, acceso percutáneo premaleolar (maleolo interno). 290

Figuras 335-337. LEV - vena safena interna. Introducción de la guía de teflon, posteriormente, introducción del catéter angiográfico; se retira la guía de teflon, se comprueba la existencia de reflujo venoso y a continuación se introduce la fibra óptica que lleva luz guía hasta la región inguinal, que mediante comprobación ecográfica, debe quedar alojada a 1-2 cm de la unión safeno-femoral. 291

Figuras 338-342. LEV - vena safena interna. Introducción de la fibra óptica hasta región inguinal que debe sobresalir 1 cm del catéter angiográfico y colocación de la misma a 1-2 cm de la unión safeno-femoral. Comprobación ecográfica de la localización exacta midiendo distancia de la válvula terminal a la punta de la fibra óptica, en este caso, medida de 1.3 cm. 292

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Figuras 343-350. Una vez colocada y fijada la fibra óptica a que sobresale 1 cm del extremo distal del catéter angiográfico, se comienza la perfusión mediante bomba de anestesia tumescente (fórmula de Klein, 0.1% de lidocaína con una ampolla de bicarbonato sódico 1 Molar (10 cc) y 1 ampolla de adrenalina de 1 cc (1 mg/ml) disueltos en un litro de suero fisiológico 0.9% (solución salina 0.9 NaCl), generalmente no es necesario más de esta cantidad para anestesiar toda la cara interna del miembro inferior, creando al mismo tiempo un espacio enter la piel y el trayecto venoso que tiene alojado la fibra óptica que en su accionamiento sirve para producir protección dérmica además de anestesia para la difusión térmica. Generalmente la vía de abordaje a la vena safena interna se realiza de forma percutánea bajo control ecográfico, otra posibilidad es la disección de la vena en la cara interna del maleolo interno mediante una mini-incisión que posteriormente se cierra con un punto de nylon (Ethilon 4/0), a través de esta incisión se diseca la vena safena interna distal en el tobillo, mediante un corte con tijera fina de disección se introduce el introductor 5F y a través del cual la guía de teflon y posteriormente el catéter angiográfico 5F, hasta la distancia previamente marcada con el ecógrafo o midiendo desde el punto de inserción hasta el pliegue inguinal. Posteriormente se retira la guía de teflon, es importante comprobar el reflujo de sangre a través del catéter angiográfico, se introduce a través de él la fibra óptica de 600 micras de diámetro que debe sobresalir 1 cm del extremo distal del catéter angiográfico en su extremo distal y comprobar su situación exacta mediante ecografía y placa de comprobación de la unión safeno-femoral. Una vez colocada la fibra, se perfunde la anestesia tumescente, se espera unos 15 minutos y se acciona el láser a los parámetros de la casa fabricante del sistema láser, retirando la fibra junto al catéter angiográfico (normalmente en los sistemas de entrega de pulsos en segundos cada 0.5 cm). Posteriormente, si es necesario se pueden realizar flebectomías de las venas colaterales dilatadas. Existen casos en los aque no progresa la guía y catéter angiográfico, en estos realizamos incisión inguinal, ligadura alta de la safena interna (LASI) sección de las venas tributarias e introducción de fibra óptica en sentido retrógrado, sutura intradérmica. 294

Figuras 351-353. Láser endovenoso - LEV de la safena externa. Abordaje en la cara posterior del maleolo externo, técnica igual a la descrita para la vena safena interna, fibra óptica de 400 micras, control ecográfico. 295

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Figuras 354-361. Resultadis de láser endovenoso - LEV, según técnica descrita anteriormente, superior a los resultados a corto, medio y largo plazo que la cirugía tradicional, también descrito en tabla previa. En la última ilustración, tratamiento de telangiectasias mediante láser Nd:YAG percutáneo. 297

Figuras 362-365. Mujer de 65 años con tromboflebitis en cara interna pierna derecha, arco anterior y posterior de pierna derecha en progresión a pesar de tratamiento médico (TF suprapatelar - indicación de heparina IV). Se practica LEV mediante abordaje por vía inguinal para impedir TVP o migración del trombo por técnica Seldinger a nivel distal. Ligadura alta safena interna y tributarias, introducción fibra óptica por vía retrógrada. 298

Figuras 366-370. Úlcera varicosa. Cara externa pierna. Paciente que en la ecografía previa se le había detectado signos de éstasis grado IV/IV en el cayado safena interna. Ligadura alta safena interna y LEV colaterales. 299

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Figuras 366-370. Úlcera varicosa crónica, signos de dermatolipoesclerosis, de años de evolución en curas ambulatorias con cierres episódicos con recidiva de la ulceración. Hipertensión venosa, insuficiencia importante del cayado de la vena safena interna (CSI) con válvulas morfológica y funcionalmente alteradas, reflujo venoso mayor de tres segundos. LEV con acceso en el tercio superior de la cara interna pierna (infrapatelar).

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Laserlipólisis Introducción La lipólisis láser es un tratamiento efectivo para la reducción del tejido graso. En la laserlipólisis se utiliza la luz para generar una reacción inflamatoria y la ruptura de los adipocitos. La energía láser se entrega al tejido adiposo a través de una fibra óptica (600-1.000 µ). La fibra óptica se inserta a través de una cánula fina intersticialmente en la hipodermis y tejido graso. Se aplica energía lumínica de alta energía directamente al tejido graso y es absorbida por los adipocitos que la convierten en calor, por lo que se produce inflamación y desestructuración de los mismos. Cuando se trata una pequeña cantidad de grasa (100-200 cc) mediante laserlipólisis puede no aspirarse la grasa fluidificada. En estos casos se deja la grasa deshecha para que sea absorbida por el organismo.. El tratamiento de volúmenes mayores requieren liposucción (aspiración) de la grasa fluidificada además de la laserlipólisis, a este procedimiento se le denomina Liposucción Asistida mediante Láser (LAL). Liposucción La liposucción es un procedimiento quirúrgico utilizado para eliminar el exceso de tejido adiposo del cuerpo con fines estéticos. Se popularizó a principios de 1980 y con el tiempo se ha convertido en uno de los procedimientos estéticos más populares. Al principio se llevó a cabo con el denominado régimen seco (sin ninguna adición de anestesia tumescente) con cánula roma y una bomba de aspiración. Debido a la pérdida de sangre relativamente alta, la técnica seca fue reemplazado con una técnica »húmeda« (anestesia tumescente de Klein, que ha cambiado radicalmente la técnica de la lipoaspiración, sin necesidad de sedación intravenosa). La técnica húmeda causa mucha menos pérdida de sangre. La técnica más utilizada hoy liposucción es una técnica húmeda: La liposucción con anestesia tumescente en la que se inyecta la solución salina con solución de lidocaína generalmente en una concentración del 0.05-0.1% (1 litro de suero salino fisiológico 0.9%, 1 ampolla de adrenalina 1 mg/1cc, 1 ampolla de bicarbonato sódico 10 cc 1 molar), en la región a tratar. También hay una técnica súper húmeda. La técnica súper húmeda es similar a la técnica de húmeda, pero se inyecta solución menos tumescente. En esta técnica se inyecta un volumen de solución que es aproximadamente igual al volumen de grasa extraída. También se puede utilizar la técnica de liposucción asistida mediante ultrasonidos (LAU) para la eliminación del tejido adiposo. Esta técnica utiliza ondas ultrasónicas de alta frecuencia para excitar las partículas de agua, o cualquier otras partículas de fluido, haciendo que se hiervan y se rompa el tejido graso. Si no se controla adecuadamente esta técnica puede causar quemaduras después de la operación. Otra de las técnicas en el mercado es la liposucción asistida con (PAL o Técnica de MicroAire). PAL es una técnica más reciente donde la cánula facilita a través del tejido graso (incluso fibrosa), con menos trauma que las técnicas tradicionales y sin los riesgos de quemaduras asociadas con las técnicas ultrasónicas. Esta máquina realiza la liposucción utilizando una cánu302

la especial de alta velocidad, aspiración “lineal alternativo” que facilita el trabajo para el cirujano y acelera el procedimiento. Anestesia tumescente La lipólisis láser se realiza generalmente con anestesia tumescente infiltrada, con o sin sedación oral. La composición de un fluido tumescente típico será de 0,1% de lidocaína y epinefrina de 1 a 1 millón. Típicamente, esta solución se hizo mediante el uso de 50 cc de lidocaína al 2% ó 2 ampollas de 10 cc al 5%; 1 ml de epinefrina 1 a 1.000; 10 ml de bicarbonato sódico 0.84 g, solución al 8.4% contiene 1 mEq por ml y 1 L de solución salina normal. Cuando se mezcla, esto proporcionará un fluido tumescente de 0,1% de lidocaína y 1-1.000.000 epinefrina. Los fluidos típicos para la anestesia tumescente variará de esta concentración a la mitad de esta concentración de 0,05% de lidocaína. El líquido de la anestesia tumescente sirve para varios propósitos en la laserlipólisis. La primera es, obviamente, para lograr una analgesia y anestesia. Además, la infiltración de anestésico local disminuye la densidad del tejido en el área, por lo que el paso de la cánula es algo más fácil. El líquido también actúa como un disipador del calor, la distribución de calor lejos de la superficie del tejido o la difusión de calor antes de que alcance el tejido de la superficie, creando un entorno más seguro para la dermis y la epidermis. La dosis segura máxima de la anestesia tumescente infiltrada como la lidocaína es de aproximadamente 55 mg por kilogramo de peso corporal. Este es un número absoluto y nunca debe ser excedido. Si las áreas previstas de la lipólisis son tales que se prevé un volumen de lidocaína mayor que 55 mg por kilogramo, el procedimiento debe ser dividido en diferentes días, la metabolización de la lidocaína mayoritariamente hepática, citocromo P450, es de 24 horas. Alternativamente, se podría utilizar una concentración más diluida como del 0,05% de lidocaína en el fluido tumescente para las áreas que son menos sensibles y utilizar lidocaína más concentrada para aquellos lugares que tienden a ser más inervadas. Normalmente, el abdomen, muslo, pecho y flancos tienden a estar entre las zonas más sensibles tratados con la lipólisis. Otras áreas tienden a ser menos sensible y se puede utilizar con frecuencia una concentración más baja. Una vez que la anestesia tumescente se ha infiltrado, se debe esperar el tiempo suficiente para ver un blanqueamiento de la piel. Este es el indicador clave de que la epinefrina ha causado vasoconstricción y que la administración de lidocaína ha sido eficaz.

303

La anestesia tumescente generalmente tiene una duración de 45 a 60 minutos después de los cuales será necesario la reinfusión. Por esta razón, se recomienda la infiltración a los pacientes de una manera que permita al cirujano completar la intervención a mano dentro de los 45 minutos a 60 minutos. La anestesia tumescente se puede aplicar a pequeñas áreas con una aguja espinal o hipodérmica tipo abocat y una jeringa y a las áreas más grandes con un sistema de cánulas con bomba de perfusión. Laserlipólisis o Liposucción Asistida mediante Láser En este apartado se darán las normas generales para una laserlipólisis. Los parámetros o dosis son aconsejadas por cada una de las casas fabricantes dependiendo del sistema, longitud de onda, anchura de pulso, diámetro de la fibra óptica y frecuencia. El láser de neodinio:YAG (1064 nm), entre otros neodimios dopados como la longitud de onda de 1320 nm, así como las longitudes de onda combinadas, y otros láseres de absorción agua no específica (diodos: 924, 975 nm) se utilizan para la liposucción asistida mediante láser. Independientemente de las curvas de absorción por el agua o por el tejido graso, la energía láser se entrega en el compartimento graso, mediante una fibra óptica de 600 µ hasta 1.000-1.500 micras de diámetro directamente en el lugar donde se desea ejercer la acción del láser, que en este caso es la de emulsionar la grasa, en el caso del láser endovenoso, en el interior de las venas, también independientemente de que se absorba en mayor o menor grado por la hemoglobina o por el agua (figura 374), por lo que no se pretende realizar una discusión exhaustiva de que longitud de onda determinada tiene los mayores picos de absorción en determinados ácidos grasos y que de esta forma pueda influir en la elección de un sistema en especial de los que están disponibles comercialmente para decantarse por uno u otro, sino únicamente poner de manifiesto que esta longitud de onda, 1064 nm, tiene la posibilidad de emulsionar con eficacia la grasa. Es importante la potencia que tenga el sistema utilizar, debido a que los láseres capaces de entregar una densidad de energía alta pueden emitir pulsos energéticos importantes con una anchura de pulso en microsegundos en una fibra ópti-

Figura 374. Relación de los coeficientes de absorción en el tejido graso humano. Mainstein D, L Surg Med, 2001. 304

ca con un diámetro mayor para conseguir una menor difusividad térmica al tejido superficial, también son importantes los sistemas de seguridad para el paciente que lleve integrados un determinado sistema, disponibilidad de las fibras ópticas, cánulas, servicio técnico, etc, como se verá más adelante en las consideraciones en la selección de un equipo. Preoperatorio Como en todos los procedimiento quirúrgicos láser y en general, excepto para los procedimientos percutáneos en los que se requiere de forma adicional evitar la exposición reciente a la radiación ultravioleta, el paciente debe seguir las siguientes recomendaciones: ANTES de la Intervención: EN LOS DIAS PREVIOS A LA INTERVENCION: 1. Recuerde NO TOMAR ningún medicamento, sin consultarlo previamente con su cirujano. [Incluidos los utilizados para dolores o catarros y los que lleven ASPIRINA (ácido acetilsalicílico o derivados)]. 2. Notifíquenos cualquier cambio de salud (resfriados, infecciones). 3. Adviértanos si toma o ha tomado alguna medicación para regular la tensión sanguínea o la coagulación de la sangre, para el corazón, para tratar la diabetes, reuma, nervios, depresión, enfermedades mentales, píldoras anticonceptivas o cualquier infusión o “hierbas”, complejos vitamínicos o drogas. 4. Los resultados de su Estudio Preoperatorio deberán haber sido revisados previamente por su cirujano, para confirmar que su estado de salud le permite someterse a la Intervención Quirúrgica. 5. No debe fumar durante las dos semanas previas a la Intervención y las dos semanas posteriores, como mínimo. 6. No consuma bebidas alcohólicas durante una semana antes de la cirugía. El alcohol y en especial el vino tinto puede causar hemorragias y puede interferir con otras medicaciones que esté tomando o se le vaya a administrar (lidocafna, anestésico local). EL DIA ANTERIOR A LA INTERVENCIÓN: 1. Coma alimentos ligeros y evite bebidas alcohólicas. 2. Extremar la higiene (baño completo y esmerado) contribuye a prevenir las infecciones postoperatorias. EL DIA DE LA INTERVENCIÓN: 1. Debe dirigirse a Recepción situado en la planta baja de la Clínica: el día: a las horas. • En Recepción, le solicitaran sus datos de filiación, y le acompañarán a la sala de espera de Cirugía Ambulatoria (Planta 1), donde se encontrará con el Dr. ________________________. DESPUES de la Intervención: Las siguientes indicaciones son muy importantes para su tratamiento; lea completamente toda la hoja. DESPUÉS de la Intervención y/o Tratamiento: ¡ SIN INGRESO EN LA CLINICA (Cirugía Ambulatoria): 305

1. Al llegar a su domicilio, póngase ropa cómoda y descanse. 2. La aplicación de frío seco encima de la zona operada ayuda a disminuir la hinchazón. 3. Si ha sido operado/a o tratado en la cara o la cabeza, no se agache ni coloque la cabeza más baja que el corazón, y duerma con la cabeza ligeramente elevada con una almohada grande, sin flexionar el cuello, o si ha sido en las piernas (miembros inferiores), duerma con las piernas elevadas. 4. - 1 vaso de agua o zumo cada hora las primeras 24 horas, excepto cuando duerma. (Nota: Es normal tener sensación de naúseas y/o vómitos después de la intervención y ocurre más frecuentemente en las realizadas en la región abdominal, si ocurriesen es en las primeras 12-24 horas, desapareciendo posteriormente, no es necesario poner ninguna medicación). 5. Reposo relativo las 24 horas siguientes a la intervención. 6. Caminar 1,5 Km al día después de las primeras 24 horas. 7. Faja o prendas de compresión durnate 23 horas al día, durante: ______________ días. La ducha la realizará al día siguiente de la intervención, en la hora que no lleva faja. El primer día que se duche debe estar acompañada/o. 8. Revisión a las 24 y 48 horas para realizar curas de las mini-incisiones. Comenzará con los masajes postliposucción al cabo de los 5-7 días, en días alternos durante las dos primeras semanas, para drenaje linfático, con el fin de disminuir los trayectos que puedan dejar las cánulas y deshacer algunos nódulos grasos que no hayan podido ser aspirados. 9. Es absolutamente normal el drenaje abundante por las mini-incisiones que se le han practicado para la introducción de la anestesia local y las cánulas de la laserlipólisis y se dejan abiertas para este fin. Este drenaje sero-hemático será muy abundante las primeras 24-72 horas y puede ser normal durante los 7 primeros días. No se preocupe. Deberá cambiar los apòsitos tantan veces como sea necesario. La primera noche, ponga un empapador sobre la cama que le facilitaremos en la clínica. EN SU DOMICILIO: 'HEHHPSH]DUDWRPDUORVVLJXLHQWHVPHGLFDPHQWRVHOPLVPRGtDGHODOWD 1RPEUHGHOPH- 'RVLV Cada 'XUDQWH )XQFLyQ GLFDPHQWR † † † † 5HFXHUGH12720$5QLQJ~QRWURPHGLFDPHQWRVLQFRQVXOWDUORSUHYLDPHQWHFRQHOVX FLUXMDQR'UDBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBB  1RGHEHIXPDUGXUDQWHODVGRVVHPDQDVSRVWHULRUHVFRPRPtQLPR 3URFXUHQRPRMDUODVKHULGDVKDVWDSDVDGRVBBBBBGtDV(QWRQFHVSRGUiGXFKDUVHHYLWDQGR IULFFLRQDUODViUHDVLQWHUYHQLGDV\DOÀQDOL]DUODGXFKDGHEHUiDSOLFDUVROXFLyQ\RGDGDVREUH ODVLQFLVLRQHVSDUDPDQWHQHUODVVHFDV 1RHVH[WUDxRWHQHUDOJXQDVGpFLPDVGHÀHEUHGXUDQWHXQRRGRVGtDV 'HEHQVHUHYLWDGRVWRGRVORVHVIXHU]RVGXUDQWHXQDVHPDQD6LSDGHFHHVWUHxLPLHQWRSXHGH WRPDUOD[DQWHV ligeros. 'HEHHYLWDUODVDFWLYLGDGHVGHSRUWLYDVSRUXQSHULRGRGHWUHVDVHLVVHPDQDV 306

(QQLQJ~QFDVRSXHGHWRPDUHOVRORUD\RV89$ $QWHFXDOTXLHUGXGDOODPHDVXPpGLFR\RDO&HQWUR0pGLFRWHOpIRQRVHQPHPEUHWH '(%($&8',5$/$&2168/7$(/'Ì$BBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBBD ODVBBBBBBBBBKRUDV 1. Después de la intervención, podrá volver a su domicilio, y guardar reposo completo durante el resto del dia. 2. Antes de abandonar la Clínica, se le indicará el tratamiento que deberá seguir en su domicilio y el día que debe acudir a la consulta del Dr. ____________________________ para efectuar los controles necesarios (llamar para confirmar la hora). 3. Al comunicársele el alta quirúrgica, el paciente o su acompañante deberá contactar con la Administración de la Clínica Planificación del procedimiento y Técnica de Laserlipólisis Se deben marcar las zonas a tratar en bipedestación, definiendo el número de regiones anatómicas a tratar y los puntos de entrada para la introducción de la anestesia tumescente y de las cánulas del láser y de la succión posterior a la emulsión de la grasa. Realizar toda la iconogra-

Figura 375. Marcaje de las áreas anatómicas previas a la laserlipólisis.

fía correspondiente para archivar en su historia clínica y poder valorar los resultados obtenidos posteriormente. Se prepara al paciente en la mesa quirúrgica, se monitorizan las constantes vitales (ECG, Sat O2, PA, frecuencia cardíaca, es aconsejable imprimir tiras de constantes), se desinfectan completamente y se colocan los paños quirúrgicos estériles. Se anestesia el sitio donde se van a insertar las cánulas (las de anestesia tumescente, laserlipólisis y las de la aspiración), nosotros utilizamos una aguja hipodérmica de insulina de calibre 27G y el punto de inserción los realizamos con la punta de una hoja de bisturí del número 11, jeringa de 10 cc y la solución de la misma preparación con la que posteriormente se realizará la infiltración de anestesia tumescente mediante un bomba de infusión o jeringas en las zonas más pequeñas a través de los puntos que se han seleccionado previamente (figuras 376-380). Se dilata o se diseca ligeramente esta 307

mini-incisión de 2-3 mm con un mosquito hasta llegar al tejido celular subcutáneo para que las cánulas puedan penetrar con una mayor facilidad. Además de su efecto anestésico, el líquido anestésico hincha y se propaga en el tejido graso permitiendo una penetración de la cánula más fácilmente. Se prepara el set quirúrgico láser que consiste en: la cánula, la pieza de mano y la cánula. Debido a que cada sistema varía ligeramente dependiendo de la casa fabricante, no se va a comentar con detalle el ensamblaje de estas piezas, además alguno de ellos no necesitan cánulas y disponen de fibras ópticas flexibles que se introducen directamente sin la necesidad de pasar la fibra óptica y fijarla a la pieza de mano cuando sobresalga por orificio distal de la cánula; tampoco los parámetros utilizados en la liposucción asistida mediante láser, ya que es dependiente

Figura 380. Cánulas de perfusión 1 mm d. e inserción de la fibra óptica en la laserlipólisis. 308

Figura 382. Laserlipólisis. Accionamiento del láser mientras se mueve en ambas direcciones.

igualmente y varía con los diferentes láseres existentes en el mercado y figuran en los manuales clínicos de los mismos. Al encender el láser, siempre se debe comprobar que el haz es completamente circular, es decir, la integridad de la fibra óptica antes de introducirla en el paciente (figura 383).

Figura 383. Laserlipólisis. Comprobación de la fibra óptica del láser ya colocada en el interior de una cánula de 1 mm de diámetro antes de su inserción en el área que va a tratarse. El punto focal debe ser completamente circular

Utilizando los mismos puntos de entrada de las incisiones anteriores para la infiltración tumescente, introducir la cánula con la fibra en el tejido graso subcutáneo y activar el láser. Cuando se activa el láser (presionando el pedal) mover la cánula con la fibra en un movimiento de adelante-atrás suavemente, primero linealmente y luego radialmente, para cubrir toda la región tratada. Si la región tiene una capa de grasa gruesa, repetir el procedimiento en una capa más profunda para

Figuras 384 y 385. Inserción de la cánula de perfusión para infiltrar la anestesia tumescente. Control de la punta de la fibra óptica por transiluminación del haz guía, si el equipo no lleva incorporado sensor de temperatura, se mide de forma externa mediante un termómetro láser con atención a que no se sobrepasen los 40 ºC. Última figura mostrando la grasa emulsionada sin prácticamente contenido hemático. 309

lograr la fusión uniforme de la grasa a través de toda la profundidad de la zona tratada. Cuando se enciende el láser se activa la luz guía, que se ilumina en normalmente en color rojo y es visible a través de la piel la punta de la fibra óptica, si el láser no dispone de medidor de la temperatura debe realizarse percutáneamente, además de la palpación manual (figura 386).

Figura 386. Visualización del extremo de la fibra óptica por la luz que genera el haz guía y medición de la temperatura.

Durante el emisión del láser se puede oír un ruido característico como de pequeñas explosiones o como se ha llamado efecto de palomitas de maíz, que también puede palparse con la mano sobre la superficie de la piel y que sugiere la rotura de los adipocitos. El ablandamiento uniforme de la región tratada indica la finalización del tratamiento. En la mayoría de los casos (≥ 100-200 cc), después de la laserlipólisis se efectúa la aspiración de la grasa emulsionada con una cánula de 2 mm conectada a un aspirador. Después de la succión algunos cirujanos uno o más pases de irradiación intersticial láser para coagular los vasos sanguíneos rotos por la aspiración y para retraer o tensar la piel. El procedimiento se finaliza con la limpieza de la piel y la aplicación de gasas con desinfectante (povidona yodada generalmente), en nuestro casos, como se ha comentado en las instrucciones postoperatorias, las heridas siempre las dejamos abiertas para procurar el drenaje del líquido anestésico que no puede ser aspirado con la succión y para que la absorción sistémica de lidocaína sea la menor posible, posteriormente se aplican la compresión bimodal (empapadores o prendas que hoy se comercializan con la forma anatómica de la región tratada con la misma misión que los empapadores y la aplicación de las prendas de compresión. La profilaxis antibiótica, ya se ha comentado en las instrucciones preoperatorias y en la tablas 15 y 16. La mayoría de los pacientes vuelven a sus actividades normales en 24-48 horas. La compresión se mantiene durante 2 semanas y después de estas es opcional. Los controles postoperatorios se recomiendan al mes, 3 y 6 meses. 310

Tabla 15

Tabla 15. Profilaxis antibiótica recomendada para diferentes procedimientos quirúrgicos. SRGS 2013. Profilaxis antibiótica NO recomendada en los sigyientes procedimientos • Cirugía Estética CON inclusiones de prótesis, materiales exógenos o grandes despegamientos de piel y tejido subcutáneo

Procedimiento Cirugía estética CON inclusiones de prótesis, materiales exógenos o grandes despegamientos de piel y tejidos subcutáneo.

Profilaxis antibiótica OPCIONAL en los siguientes procedimientos • Cirugía Estética CON inclusiones de prótesis, materiales exógenos o grandes despegamientos de piel y tejido subcutáneo

Esquema de Elección Monodosis Cefazolina 1 gramos en la preinducción, como Única dosis.

Cesalotina 1 gramos en la preinducción, como única dosis Alergia a B-lactarnicos: Clindamicina 600 mg ,monodosis en preinducción.

Comentarios Generales En estos procedimientos no se recomienda el uso sistemático de profilaxis, siendo opcional su indicación. Su uso en cirugías con inclusiones de prótesis, materiales exógenos o grandes despegamientos de piel y tejido subcutáneo es controvertida. En caso de indicarse, se recomienda en la preinducción anestésica como monodosis.

Tabla 16. Profilaxis antibiótica recomendada en cirugía estética. 311

Figura 390-391. En la liposucción asistida mediante láser existen multitud de casos que se pueden mostrar. En esta sección se van a poner algunos ejemplos, además de las figuras anteriormente expuestas, de una región anatómica compleja, en los que se han combinado varias técnicas para conseguir los resultados que se muestran: 1. laserlipólisis cervical a través de mini-incisiones retroauriculares y a través de la incisión en el mentón ; 2. técnica de Cook modificada (incisión en el plieque cervical del mentón de unos 4 cm de longitud, disección de la grasa y exéresis, junto a:; 3. diseeción cervical hasta manubrio esternal con plicatura del platisma o musculo cutáneo del cuello, sutura de la herida y 4. aplicación de la faja cervical de compresión. 312

Figuras 392-393. Liposucción cervical e incisión en pliegue de mentón de 4 cm, con exéresis de bolsa grsasa y 1-1.5 cm de anchura (en elipse) del exceso cutáneo, que se muestra en las siguientes figuras. 313

Figuras 394-395. Exéresis de 1-1.5 de exceso cutáneo, disección cervical por encima del músculo cutáneo del cuello hasta manubrio esternal con plicatura del platisma. 314

Figuras 396-397. Plicatura de la musculatura mediante sutura absorbible (Vicryl 4/0 detach, Ethicon) y cierre incisión mediante puntos sueltos en U (Mattress) para una mayor hemostasia. 315

Figuras 398-399. Resultados obtenidos hemilado izquierdo mediante la combinación de técnicas. La paciente ha sido intervenida única y exclusivamente con anestesia tumescente sin sedación oral ni intravenosa. 316

Figuras 400-401. Resultados obtenidos hemilado derecho mediante la combinación de técnicas. La paciente ha sido intervenida única y exclusivamente con anestesia tumescente sin sedación oral ni intravenosa. 317

Figuras 402-403. Segundo caso de mujer de 66 años a la que se ha efectuado una terapia combinada igual que a la paciente anterior con la adición de un lifting hemicara inferior y cervical. La liposucción asistida mediante láser, en nuestra opinión, no hubiese sido suficiente para lograr sus expectativas. 318

Figuras 404-405. En las figuras anteriores se ha mostrado el marcaje del área donde se va a realizar la entrada de la cánula para la laserlipólisis, dentro de la incisión en el pliegue del mentón y lipoaspiración de la grasa emulsionada. Exéresis de la cuña de piel y disección de las bolsas grasas submentonianas. 319

Figuras 406-407. Disección cervical hasta maleolo esternal y sutura de la exéresis cutánea mediante puntos sueltos de sutura monofilamente de 4/0. 320

Figuras 408-409. Lifting hemicara inferior para corrección flacidez en esta región anatómica y aumentar los conseguido por la técnica de Cook y la laserlipólisis. La liposucción asistida mediante láser tiene alguna capacidad retrátil, pero no la suficiente para conseguir los siguientes resultados. 321

Figuras 410-411. Resultados en hemilado derecho después de las técnicas combinadas (laserlipólisis, técnica de Cook y lifting de rápida recuperación en hemicara inferior). Anestesia tumescente sin sedación intravenosa. 322

Figuras 410-411. Resultados en hemilado izquierdo después de las técnicas combinadas (laserlipólisis, técnica de Cook y lifting de rápida frecuperación en hemicara inferior). Anestesia tumescente sin sedación intravenosa. El láser ablativo fraccional en la región cervical tampoco, aunque es una buena técnica, no hubiese sido suficiente en esta paciente para lograr este grado de retracción, debido al poco espesor dermo-epidérmico. 323

Láser de Nd:YAG en Odontología (aplicaciones clínicas prácticas del láser de neodimio: YAG) En los últimos 20 años, el láser de Nd: YAG se ha usado en una amplia variedad de aplicaciones dentales. Debido a su efecto termocoagulador, fue el primer láser utilizado en la práctica dental para procedimientos quirúrgicos. El láser de Nd: YAG se pueden utilizar en la escisión de condiciones patológicas, o para esterilizar y sellar tejidos a bajas densidades de potencia. La absorción de la luz que emite el láser de Nd: YAG en el agua es aproximadamente 10.000 veces más pequeño que el láser de Er:YAG. Por tanto, puede utilizarse para extirpar los tejidos dentales duros. En los tejidos blandos sin embargo, la profundidad de penetración de la luz del láser de Nd: YAG en el tejido es óptima para la coagulación y el corte simultáneo, ajustando la densidad de energía y la anchura de pulso (figuras 415 y 416) . La longitud de onda del láser de neodimio:YAG, 1064 nm, se absorbe principalmente por compuestos orgánicos como la hemoglobina, la melanina y otros. Afecta al tejido a través de un efecto foto-térmica. Cuando se aplica la energía suficiente, el tejido se vaporiza y se elimina por ablación.

Figura 414. La longitud de onda del láser de neodimio:YAG es la que más profundidad de penetración tiene en los tejidos (ventana óptica: 350-1300 nm).

Debido a su efecto de esterilización y de coagulación en los procedimientos en los tejidos blandos, pueden llevarse a acabo con más facilidad y de manera más eficiente que con los instrumentos convencionales. El láser Nd:YAG puede entregarse a través de una fibra de cuarzo flexible (unidades de entrega de haces de fibras ópticas). Con el extremo de contacto, el odontólogo tiene sentido táctil cuando el láser está en funcionamiento. Cuando se utilizan otras piezas de mano para procedimientos estéticos, la pieza de mano no está en contacto con el tejido. Ya que la luz emitida por el láser de neodimio:YAG es invisible (espectro de radiación electromagnética en el infrarrojo cercano), es necesaria una luz guía que se emite de forma si324

multánea por el sistema de entrega a través de un láser de diodo en el rango de los 635 nm, luz roja, para permitir al operador ver la posición del tratamiento en el tejido diana. La proyección del haz de luz visible se efectúa donde se va emitir el láser de neodimio:YAG. El diámetro de esta luz roja visible coincide con el tamaño del diámetro focal (spot). El área de la superficie expuesta al láser depende del diámetro de la fibra óptica en la unidad de entrega de la fibra óptica, la distancia del extremo de la fibra óptica al tejido y de la velocidad de movimiento de la unidad de entrega de haz de fibra óptica. Generalmente para estas aplicaciones, se utilizan fibras ópticas de 300 µ de diámetro y la entrega se efectúa con una anchura de pulso en microsegundos que están en el rango de los 100-300 µs, con densidades de potencia comprendidas entre los 2-5 vatios y en trenes de pulsos (hercios) de 20-50 hercios. Cuanto menor sea el diámetro, mayor es su intensidad por unidad de superficie. Cuanto más lejos esté la fibra del tejido, más grande es el diámetro del haz, y menor será la intensidad por unidad de superficie. Cuanto más rápido sea el movimiento de administración, menos potencia se transfiere a la superficie expuesta, que se traduce en un efecto de eliminación más pequeño. Sobre la base de estas características, todos los parámetros del láser sólo tienen un valor relativo. Esto mismo sucede en otros procedimientos realizados en los tejidos blandos bien sean estéticos o quirúrgicos. La configuración estándar de las piezas de mano quirúrgicas de los láseres de Nd:YAG suelen albergar fibras ópticas de un diámetro de 200-300 µ. Para garantizar una transmisión óptima del haz láser al tejido, es importante que el extremo de la fibra esté limpio antes de cada tratamiento y se debe cortar y pelar, con los instrumentos que suelen ir incluidos en los sets quirúrgicos: cortador y pelador de fibras ópticas), y cada vez que se carboniza la fibra. Está fuera del ámbito de este capítulo describir cada uno de los procedimientos Figura 415. Coeficiente de absorción y penetración tisuodontológicos, pero se enumeran los más utilar por longitud de onda lizados con el láser de Nd:YAG, que son los siguientes: procedimientos periodontales, gingivoplastia, reducción de la hipertrofia gingival, reducción de la hiperplasia dental, gingivectomía, papilectomías, retracción tisular para la impreión, recuperación de implantes, exposición de dientes no erupcionados, operculectomía, alargamiento de la corona, desbridamiento del surco o curetaje de tejidos blandos, incisión y drenaje de abcessos, biopsias incisionales o excisionales, exéresis de fibromas, frenectomía, frenotomías, uvuloplastias, vestibuloplastias, tratamiento de úlceras Figura 416. Pieza de mano quirúrgica. Fibra óptica de aftosas, vaporización y excisión de herpes 200-300 micras de diámetro. 325

simples tipo I y II, hemostasia, endodoncia, pulpotomía y pulpotomía como complemento de la terapia del conducto radicular y eliminación de material de relleno como las amalgamas o resinas. • Láser de erbio:YAG (Er:YAG): El láser de erbio:YAG, dopado en un cristal de óxido de itrio y aluminio (Nd:Y3Al5O12), una variedad de granate, para la amplificación de su radiación. Su longitud de onda de 2940 nm está cerca del pico de absorción principal del agua 20 veces mayor que un láser de CO2 y 10.000 veces mayor que un láser de neodimio:YAG, por lo que su profundidad de penetración en el agua es muy pequeña y el mecanismo de acción del láser es a través de la evaporación y de la ablación. Los minerales óseos absorben también fuertemente esta longitud de onda por lo que tienen una gran capacidad de hacer procedimientos odontológicos. Este láser tiene grandes aplicaciones estéticas y dermatológicas, tanto para la restauración cutánea ablativa total, fraccional, exéresis de tumoraciones cutáneas y con el empleo de pulsos largos, subpulsos por debajo del umbral de la ablación para conseguir una hemostasia aceptable, su capacidad para realizar procedimientos como el láser de CO2 se solapa. Es un sistema de cuatro niveles de energía, pero el nivel láser inferior tiene una vida media muy larga, lo que produce los iones de erbio se acumulen en este nivel inferior después de la emisión de radiación. Esta acumulación interrumpe la población inversa y limita el láser a operaciones pulsadas. Un tipo ligeramente diferente de láser de erbio se obtiene cuando se dopa en un cristal de granate de itrio y aluminio escandio (YSAG-YSGG), con una longitud de emisión de 27802790 nm con una absorción en agua (μa = 7000 cm-1), pero alrededor del 55% en comparación con el Er: YAG (μa = 13000 cm-1). 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. 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 contínua. Debido a que la barra 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. En el modo de operación denominado free-spiking (aumento repentino en picos), el láser Er.YAG entrega una secuencia de muchos pulsos cortos, en forma de punta de radiación láser en cada pulso de luz del bombeo producido por la lámpara de flash. Cada secuencia completa de 326

picos láser suceden dentro de la anchura en el tiempo del pulso de bombeo. A cada pico láser se le denomina micropulso y a la secuencia completa de micropulsos, macropulso. La duración de cada macropulso puede variar dentro de un rango moderado de 100 a 300 µs. Cada micropulso tiene unos cuantos microsegundos en longitud. La estabilidad energética del macropulso está en el orden de ± 2%. En la figura 418 se muestra un macropulso típico con 20 micropulsos. Un modo operacional alternativo para un láser de erbio:YAG es mediante la commutación Q (Q-switching), en el cual la resonancia de la cabeza del láser se interrumpe mediante algún medio óptico mientras se continúa el bombeo a potencia completa y posteriormente la resonancia de la cabeza se restablece repentinamente. El pulso resultante de la energía de salida es contínuo para una duración de alrededor de los 100 nanosegundos y el TEM (modo temporal) del haz es más gausiano que en modo casi en meseta o rectangular. La variación del pico de potencia de pulso a pulso en el modo Q-switched puede ser tan grande como el 50%. La duración corta del pulso y el pico de potencia alto pude originar fotoplasmolisis, especialmente cuando se ablaciona tejido óseo. Esto es indeseable ya que el plasma absorbe totalmente el haz de luz incidente en todas las longitudes de onda y protege con eficacia a todos los objetos distales de la irradiación adicional. El fotoplasma podría utilizarse para ablacionar la epidermis, pero la densidad de energía que se nece-sita para producir el fotoplasma es de sobre 10 billones de vatios/cm2. Para producir tal intensidad es necesario enfocar el haz de un láser a un diámetro focal (spot) muy pequeño y que tenga una anchura de pulso alrededor de los 100 nanosegundos. Para lograr la fluencia requerida en un diámetro focal de 3 mm con un pulso de 100 ns (para un láser Q-switchado) se necesitaría una energía de más de 70 julios por pulso, correspondiente a un pico de potencia que excedería los 700 millones de vatios. Por consiguiente, la fotoplasmolisis no es un proceso factible en la destrucción tisular para utilizarla en la restauración cutánea (resurfacing).

Figura 417. 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. Lasers Surg Med. 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. 327

Figura 418. 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. Lasers Surg Med. 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.

Efectos Biofísicos Especiales de los Láseres Er:YAG Walsh y Deutsch publicaron en 1989 que el láser de erbio:YAG fabricado por Schwartz Electro-Optics funcionaba en el modo free-spiking con una frecuencia de 2 macropulsos por segundo, cada uno de los cuales contenía un tren de 20 micropulsos con una duración de un microsegundo. Midieron el índice de ablación en hueso, piel de cerdo y en aorta bovina. EL TEM de este láser era aproximadamente en mesesta. Los cálculo efectuados por el autor utilizando sus datos de la ablación en la piel del cerdo de guinea se muestran en la tabla 1. Si los valores de excesos de la fluencia, )f, en la tabla 1 se dividen por los valores correspondientes de za los cocientes son valores aparentes del calor latente de vaporización, hvw, de la piel de los cerdos de guinea (que incluye la dermis y la epidermis en este modelo experimental). La tabla 1 muestra que los valores de )f/za alcanzan valores altos de 4.396 julios/cm3 a excesos de fluencia inferiores a valores bajos de 1.805 julios/cm3 en el rango más alto de )f. El trazado de f en relación a za mostrado en la figura 3a de su publicación expone una curvatura que es cóncava superiormente. Ya que el valor actual hvw para su espécimen de piel podría no haber variado excepto una deshidratación lenta durante el experimento, es evidente que algún grado mayor de efectos físicos estuvo presente. Como así es a menudo en el caso de experimentos episódicos como este, su discusión de los datos no explica tales efectos. Como se indicó en la introducción de este capítulo, los resultados de cualquier experimento fragmentario como éste, dependen del diseño del experimento, así como los fenómenos físicos investigados. Walsh y Deutsch no tuvieron en cuenta el hecho de que cada uno de los 20 micropulsos en un macropulso de 200 µs tenía una longitud promedio de un µs y el tiempo medio 328

entre los micropulsos sucesivos era de 10 µs. Cuando se activa un láser Er:YAG en el modo free-spiking, con una fluencia por pico de hasta 4 julios/cm2 y una media de duración por pico de un microsegundo, la densidad de energía correpondiente es de 4.000.000 vatios/cm2. En tales condiciones transitorias en cada micropulso, la ebullición histológica del agua no es un proceso constante como se basan las tablas de vapor, si no en el que los parámetros como la presión y la temperatura pueden variar de un punto a otro dentro y encima del líquido. Cuando se desarrolla el vapor en la superficie del líquido a índices muy altos de volumen por unidad de tiempo, se acumula en el espacio por encima de la superficie de ebullición y puede incrementar momentáneamente la presión en esa superficie muy por encima del valor que prevaleció justa antes de que comenzase la ebullición. Una subida tan abrupta de la presión crea una onda expansiva que se propaga lejos de la superficie de ebullición a una velocidad bastante por ecima de la del sonido. El ruido que hace un erbio:YAG cuando ablaciona la epidermis es una evidencia de que se están emitiendoondas expansivas en miniatura desde la superficie irradiada. En 1996 Rose, Haase y cols. demostraron empíricamente la existencia de ondas expansivas producidas por un láser de erbio:YAG cuando se ablacionaba el tejido ateroesclerótico. En contraste, cuando un láser WYSIWYG (What You See Is What You Get, lo que ve es lo que consigue), láseres para los cuales el coeficiente de absorción (α) es mayor que 500/cm y la relación entre el coeficiente de absorción y el de dispersión (σ), α/σ sea 10 o mayor, son buenos escalpelos y abrasores pero son malos coaguladores (también los denominaremos “láseres ablativos” y su longitud de onda es mayor de los 2.500 nm), entrega pulsos que son cientos de microsegndos o una radiación de onda contínua a densidades de energía menores de 100.000 vatios/cm2, el vapor que se forma encima de la ebullición tarda un tiempo en difundirse lejos de la superficie y la presión permanece allí muy cerca del valor que existió antes de que comenzara la ebullición. Es evidente por la figura 418 que la amplitud de un micropulso a otro varía notablemente, aún cuando la energía total del macropulso sea estable de uno al próximo. Para poder analizar cuantitativamente los efectos de los cortos y altamente variables micropulsos, es útil aproximar la forma de la onda del macropulso actual que se muestra en la figura 418 a la de un macropulso idealizado en el cual la longitud de cada micropulso se fija a un µs, la altura de cada pulso en términos de energía es constante, el período de repetición de pulsos es uniforme a 10 µs y cada uno de los micropulsos tenga la forma de un rectángulo delgado que comienza y termina a una energía de cero y que entrega el 0.05% de la energía ttoal del macropulso. Una idealización alternativa podría ser la de superimponer 20 micropulsos de una altura algo más pequeña (energía) y las mismas dimensiones en el tiempo en un rectángulo bajo de energía con una dimensión vertical igual a la altura media de la “joroba” de energía contínua en la figura 418 sobre la cual se basan los micropulsos actuales. Para el propósito de análisis, es más fácil utilizar la representación previa. Se puede ganar algo de conocimiento en los fenómenos biofísicos originados por esta forma de onda idealizada de la energía del láser mediante un cálculo aproximado del radio, velocidad y una presión frontal de la onda expansiva generada cundo un micropulso libera su energía. Si se asume que un micropulso libera una energía total E en una fracción de un microsegundo en un punto en el aire libre a temperatura y a presión atmosférica normal, la distancia radial atravesada por la onda expansiva resultante desde este punto en un tiempo t después de la explosión es R: (Note que en la figura 418 no se dibuja la forma de la onda del pulso en el experimento de Walsh y Deutsch, la cual no se muestra explícitamente en su estudio) 329

R = 0.97(Et2/r)0.2

[LONGITUD]

donde r es la densidad de la masa del aire (1.25 kg/m3 a 15º C y a una atmósfera) bien por delante del frontal de la onda expansiva. La velocidada de la onda expansiva es vs: vs = dR/dt = (0.388/t0.6)(E/r)0.2

[LONGITUD] / [TIEMPO]

La presión en la parte frontal de la onda de expansión es Ps: Ps = 0.17(r3E2/t6)0.2

[FUERZA]/[ÁREA]

329

Tal onda de expansión en este caso es un fino escudo de vapor comprimido que viaja radialmente lejos del punto del cual ocurrió la explosión. En el caso del experimento del haz láser de Walsh y Deutsch, la explosión ocurrió en un diámetro focal de 1.1 mm de diámetro y la liberación de energía sucedió durante 1 microsegundo. No obstante, después de un lapso de tiempo de 10 microsegundos, a distancias de varios milímetros del diámetro focal del láser sobre la superficie. Con excesos de fluencia bajos en la tabla 1, la energía es de 2.120 milijulios por micropulso, la presión inicial en el frontal de la onda expansiva es de 2.59 atmósferas, la velocidad inicial del frontal de la onda expansiva es de 431.000 mm/segundo y la distancia de la onda expansiva del diámetro focal de impacto a los 10 microsegundos es de 2.708 mm. A la energía máxima (34.31 milijulios/micropulso), los valores correspondientes son: 7.89 atmósferas, 753.000 mm/ segundo y 4.726 mm. Los números Mach respectivos son: 1.25 y 2.19. En el interior de la onda expansiva, detrás del frente de choque, sólo hay vapor de agua. Este vapor, como el agua líquida de la cual se originó, absorbe energía radiante del haz láser de erbio:YAG. El coeficiente de absorción, av, del vapor es proporcional a la densidad del vapor, rW: av = (rv / rW) aw

1/[LONGITUD]

donde rW es la densidad del agua líquida (0.9582 x 10-3 g/mm3 a 100º C y una atmósfera de presión) y aw es el coeficiente de absorción del agua líquida (820/mm) a esa densidad y una longitud de onda de 2.940 nm. El vapor de agua en el interior de la onda expansiva atenúa el rayo láser entrante y baja el exceso de fluencia absorbida en el sitio de impacto en el tejido. La fluencia absorbida por el vapor añade energía al vapor expansor en el interior de la onda de choque. El exceso reducido de fluencia en la superficie epidérmica se corresponde con una profundidad de ablación menor. Por lo tanto, cuando Walsh y Deutsch registraron un profundidad de ablación reducida y lo trazaron contra la fluencia entrante fuera del frente de choque, sus valores correspon-dientes de calor latente aparente de vaporización eran demasiado altos en cada caso. Los valores dados en la tabla 1 son representaticos de las profundidades de ablación actuales que se esperan cuando un láser de erbio:YAG en el modo free-spiking se utiliza para ablacionar la epidermis. Sólo en el exceso alto de fluencia hace que la profundidad actual de ablación de corresponda con un calor latente de vaporización de 1.514 julios/cm3. El escudo de vapor que explosiona producido por el primer pico de cada macropulso se espande durante 10 microsegundos (de media) hasta la mitad del segundo pico, cuya fluencia entonces se atenúa por el vapor en ese escudo. El tercer pico, en cambio, se atenúa por el vapor en movimiento del segundo escudo. El factor medio de atenuación requerido para producir un calor latente constante de vaporización de 1.514 julios/cm3 en cada fila de la tabla 1 se muestra en la columna derecha de la misma. A la energía máxima por micropulso (0.03431 julios), el radio de la onda expansiva es de 4.726 mm a 10 microsegundos después del primer pico. La masa de agua vaporizada de la piel del cerdo de guinea por el primer pico es de 12.75 x 10-6 g y el volumen dentro de una onda expansiva hemisférica de 10 microsegundos posterior es de 221.1 m3, dando una densidad de vapor de 5.92 x 10-8 g/mm3. El coeficiente de absorción medio correspondiente detrás del frente de choque es de 4.938 x 10-2/mm y el producto de este coeficiente y el radio de la onda expansiva 330

es de 0.2334, dando un factor de atenuación de 0.7919, muy cercano al valor tabulado de 0.8388. A la energía más baja por micropulso (2.120 x 10-3 julios), un factor de atenuación de 0.3444 requiere que el producto del coeficiente de la absorción de vapor y la distancia al frontal de la onda de choque (2.708 mm) sea 1.066. Este puede ser el caso si la forma de la burbuja de vapor detrás del frontal de la onda de choque no es una hemiesfera, sino más bien un esferoide achatado que es más largo en la dirección z (R = 2.708 mm)que en el diámetro lateral, que tiene un volumen más pequeño que un hemisferio y así una densidad de vapor más alta. El análisis previo demuestra que la atenuación del micropulso por las ondas de choque llenas de vapor pueden explicar con exactitud los valores bajos de la profundidad de ablación por macropulso que se observa en los láseres de erbio:YAG cuando se comparan con los láseres de CO2 como el UltraPulse® de Coherent (Lumenis) o el Silktouch y Feathertouch® de Sharplan. La figura 3A de Walsh y Deutsch muestra que el umbral de fluencia para el láser de erbio:YAG utilizado para la ablación de la epidermis es de 0.928 julios/cm2/macropulso, o de 0.0464 julios/cm2/micropulso. La última figura es 1.50 veces el valor dado por la ecuación 7 para un láser Er:YAG: 0.0309 julios/cm2. La discrepancia puede explicarse por la duración y el factor duty de cada micropulso en la forma de onda idea-lizada postulada anteriormente: 1.0 µs es el 35% del tiempo de relajación térmica para el láser de erbio:YAG, como se ha calculado en la ecuación anterior y la media del factor duty (ciclo de trabajo) del tren de micropulsos en cada macropulso es de un 10%. Bajo esas condiciones el volumen tisular calentado puede perder calor durante cada micropulso y enfriarse entre un micropulso y el siguiente, perdiendo así una fracción significante del calor impartido por cada micropulso y elevando el umbral de fluencia aparente. La figura 420 muestra la variación de za con f por macropulso de un láser de erbio:YAG vaporizando piel que tiene una supuesta hidratación del 70% por volumen. Esta figura se ha trazado utilizando los datos de Walsh y Deutsch de la ablación de la piel de cerdos de guinea por un láser de erbio:YAG en el modo free-spiking con 20 micropulsos, teniendo cada uno una duración media de un microsegundo y un periodo entre los pulsos de 10 microsegundos, dentro de un macropulso de 200 microsegundos de longitud. Debe resaltarse que el trazado de la profundidad de ablación en relación a la fluencia total por macropulso puede variar significativamente de un fabricante de láser de erbio:YAG a otro, debido a las posibles diferencias entre las formas de las ondas real de los macropulsos. La forma de la onda de un macropulso que tiene más energía en su parte convexa y menos en sus puntas (como el Ho:YAG) será más efectivo en la ablación tisular que otro que tenga mayor energía en sus puntas. La forma espigada (spiking) durante una operación pulsada es la característica de los láseres sólidos además del Er:YAG, rubí y Nd:YAG, por ejemplo. Se origina por las oscilaciones de relajación en las cuales se intercambia la energía entre los estados excitados de los iones y la radiación resonante en la cavidad óptica. El tiempo que se requiere para que estas oscilaciones se debiliten es aproximadamente igual al tiempo de vida del láser en el estado superior, que es de cientos de microsegundos en el caso de los iones de Er3+. La limitación del número de modos amplificables en la cavidad óptica del láser pueden reducir los picos de los micropulsos.

331

Figura 420. Curva de la profundidad de ablación por macropulso en UHODFLyQ FRQ OD ÁXHQFLD SRU PDFURSXOVR GH XQ OiVHU (U 500 µsegundos), porque cada micropulso del láser Er.YAG produce una onda expansiva de vapor creciente que atenúa la fluencia del siguiente micropulso. 5. 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 adya332

centes). 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 gausiano, con una profundidad máxima de 2.32 veces del promedio. 6. 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 (incluso hasta 200 µ de ablación - grosor medio de epidermis y dermis papilar juntas, con un tamaño focal de 5 mm en un láser de erbio:YAG que tenga una potencia de 100 vatios). Debe recordarse que para cubrir el 100% de una superficie tisular como la piel con un punto focal circular, la superposición debe ser del 13%. 7. 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®/Surgitouch® de Lumenis. 8. 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. En la opinión de varios autores importantes como Fisher JC, Carniol PJ, el láser de Er:YAG reemplazará al láser de CO2 en los procedimientos de restauración cutánea, pero el láser de CO2 continúa dominando las aplicaciones incisivas, en las cuales el Er:YAG proporciona una hemostasia significativamente menor debido a su mucha menor necrosis térmica inevitable. Aunque esto se logra hoy día mediante la combinación de subpulsos, anchura de pulso mayor en los macropulsos y una fluencia menor (fluencia subablativa), añadiendo por tanto un mayor efecto térmico y logrando una hemostasia mayor en detrimento de su efecto puramente ablativo, pero se consige de esta forma emular la acción de láseres de longitud de onda de 10.600 nm, 2.780/2790 nm, que actualmente se utilizan en restauración cutánea. En mi opinión, tanto los láseres de CO2 UP, como los Erbio:YAG, seguirán siendo la referencia en restauración cutánea en su forma semiablativa o fraccional, así como las longitudes de onda emergentes recientemente 1550 nm (Fraxel® de Reliant Technologies Inc), 1440 nm y la combinación de esta última con la de 1320 nm, patentada por Cynosure y denominada Multiplex en su modelo Affirm®. Es decir, los procedimientos semiablativos en los que se ablaciona un porcentaje de la superficie de la piel, permitiendo una rápida recuperación del paciente, menor tasa de efectos secundarios y la posibilidad de efectuarlos mediante anestesia tópica y dependiendo de la profundidad graduable tanto en los láseres de de CO2 (Encore Ultrapulse Active FX, Deep FX, Scaar FX y Total FX de Lumenis), como en los de erbio:YAG (Profile® de Sciton, modelo ProFractional XC; Lux2940™ Fractional Laser Handpiece de Palomar, XP Dynamis de Fotona) la adición únicamente de una sedación oral (lorazepam 1mg, carente de inhibición respiratoria) y 333

la no necesidad de vigilancia monitorizada postoperatoria, siendo un procedimiento puramente ambulatorio pudiendo realizarse tanto en quirófano como en salas preparadas especialmente para la realización de estas intervenciones mínimamente invasivas, fraccionales, subablativas, dominarán en el futuro próximo los procedimientos en restauración cutánea. Notas adicionales sobre el spot, diámetro focal, punto focal, foco Prácticamente todos los médicos y cirujanos láser estamos acostumbrados a denominar spot al “foco” del láser o punto focal, diámetro focal, que en realidad es la distancia focal efectiva (figura 421) que en la mayoría de los láseres que utilizamos la pieza de mano está provista de un distanciador para mostrar está distancia focal efectiva al tejido objeto, no en los escáneres colimados como el UltraSacn de Lumenis® o el escáner de restauración cutánea ablativa fabricado por Sciton®, o en aquellas piezas de mano de 2 mm en los láseres que en su día fabricó Coherent® (ahora Lumenis®) de 2 mm de diámetro. El diámetro obtenido depende de la distancia focal de la óptica y de la calidad de esta. A mayor distancia focal se aumenta más el diámetro del láser. La fluencia que emite un láser es la densidad de energía y está en relación con la potencia (energía) que emite el láser y se mide en vatios, el tiempo t y la superficie irradiada (área del círculo irradiada en milímetros), S, por el haz de luz láser. Esta fluencia se mide en julios = vatios/cm2, y se calcula mediante la siguiente fórmula: De = Potencia * tiempo*100 4/π * diámetro2 El factor de 100 se emplea a efectos prácticos de cálculo, en realidad de 110, es una constante para convertir los milímetros cuadrados del denominador en centímetros cuadrados de la expresión final de la densidad de energía. En otras palabras, la fluencia aumenta con los mismos ajustes de energía si el tamaño del diámetro focal disminuye de forma exponencial. A la inversa, la fluencia disminuye con los mismos ajustes de energía si se incremente el tamaño del spot, para un tamaño de foco del doble (ej.: de 2 a 4 mm de diámetro), se necesita una densidad de energía cuatro veces mayor. Es importante recordar que la densidad de energía varía inversamente con el cuadrado del diámetro focal del haz (spot). De tal forma, que si el diámetro focal del haz se reduce por un factor de 2, la densidad de energía aumenta por un factor de 4 y viceversa. El área de un círculo es 4/π x [diámetro]2. La fluencia es un parámetro muy útil para el practicante del

Figura 421. Distancia focal efectiva (DFE). 334

Figura 422. Distancia focal efectiva (DFE).

láser, ya que elimina la necesidad de considerar el tamaño del punto a la hora de determinar el efecto clínico que tendrá el láser. Por ejemplo, cuando se configura la fluencia a 60 J/cm2 el efecto clínico será el mismo (si todos los demás parámetros son idénticos), independientemente de si se está utilizando un 6 mm u 8 mm de tamaño de punto. Tenga en cuenta que este es un ejemplo teórico en el que no se tiene en cuenta el efecto de la dispersión.

Figura 423. La profundidad de penetración en los láseres dentro de la ventana óptica de la piel (350-1300 nm) la domina fundamentalmente la longitud de onda. El tamaño del punto focal es importante desde el punto de vista de la dispersión del haz de luz láser cuando penetra en el tejido. Pero no hay que olvidar que para toda longitud de onda, a partir de un tamaño determinado de diámetro focal no hace que profundice más en el tejido, puede resultar más cómodo a la hora de efectuar tratamientos que lo requieran con una mayor rapidez. Tampoco se debe olvidar que para poder mover el doble del tamaño del punto focal es necesaria una densidad de energía cuatro veces mayor, en otras palabras un láser capaz de entregar cuatro veces esa potencia. 334

Figuras 424-425. Resultados obtenidos mediante láser de erbio:YAG. Los parámetros utilizados mediante el láser de erbio:YAG que utilizamos son: superficie total mediante escáner a 20-50 micras de profundidad (3.8-6 J/cm2); fraccional con escáner, 22% de la superficie de la piel, 50 micras en profundidad. Existen diversas explicaciones de la mala cicatrización del área cervical. Hay una disminución significativa en el número de folículos pilosos terminales en el cuello, la principal fuente de regeneración epidérmica. También hay una disminución de las estructuras anexiales en el cuello en comparación con la cara. La epidermis es más delgada y la vascularización es menor, lo que también puede contribuir a la diferencia de la cicatrización. El espesor total medio de la epidermis facial es de 122 µ, mientras que en el cuello es de 87 µ. La dermis papilar en el cuello también es más delgada 81 µ, mientras que en la cara es de 113 µ. Por último, el aumento de la superficie de los factores de estrés relacionados con la movilidad del cuello puede jugar un papel, así como el compromiso de la piel al músculo cutáneo del cuello subyacente. 335

Figuras 431-432. Paciente a la que se ha efectuado resurfacing facial haciéndose más evidentes los signos de fotodaño en el área cervical y torácica superior anterior. Inmediatamente antes del tratamiento de estas zonas se ha realizado tratamiento con láser de colorante pulsado (dosis subpurpúricas en ela región cervical y torácica antero-superior).Se muestran los cambios antes, a los 7 días y a los 3 meses de tratamiento combinado con láser de colorante pulsado y restauración cutánea de estas áreas mediante láser erbio:YAG.

Figuras 433-434. Resurfacing fraccional con láser Er:YAG. Parámetros: cara completa 22% densidad, 250 micras, 50 micras coagulación.

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Figuras 435-438. Resurfacing fraccional con láser Er:YAG. Parámetros: cara completa 22% densidad, 250 micras, 50 micras coagulación.

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Figuras 439-442. Miniablación con láser erbio:YAG, 3.6 J/cm2 = 15 micras de profundidad, coagulación = 0, superposición del 30%. En las imágenes inferiores, región cervical y escote, fraccional con escáner, 22% de la superficie de la piel, 50 micras en profundidad. 338

Figuras 426-427. Inmediato después de exéresis TCB ala nasal con erbio:YAG, spot 2-3 mm, 10 J/cm2, ablación por pulso de 20 micras, coagulación 16 µ (anchura de pulso VLP = very long pulse, control hemostasia. 339

Figuras 428-430. Miniablación, 20-25 micras, 5.0-6.3 J/cm2, coagulación = 0, (quiere decir que el láser de erbio emite a pulso corto o muy corto, 200-250 µs, sin subpulsos de energía entre los pulsos que están por encima del umbral de la ablación para esta longitud de onda de 2940 nm = 0.8 J/cm2), superposición del 30%, mediante escáner colimado con punto focal de 5 mm de diámetro.

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Figuras 431-438. Resultados con láser de erbio:YAG en región periocular. Restauración cutánea fraccional 50-100 micras de ablación, 22% de la superficie de la piel tratada con 50 micras de daño térmico residual. El mejor método que se consigue en la restauración cutánea, también llamado rejuvenecimiento facial, es mediante la ablación, que sigue siendo el gold estándar de tratamiento. El láser de Er:YAG, tiene el inconveniente que en la región periocular puede originar hematomas postoperatorios, debido su menor capacidad hemostática, que se reabsorben de forma espontánea, pero en ocasiones son llamativos y producen preocupación al paciente y un mayor tiempo de recuperación. 341

Figuras 439-440. Xantelasma párpado inferior. Vaporización, fotografía del antes y del postoperatorio inmediato. 342

Figuras 441-442. Xantelasma párpado inferior. Vaporización, fotografía del postoperatorio y del y resultado a las dos semanas. 343

Figuras 443-444. Vaporización nevus piloso en cara anterior de muslo. Vaporización con resultados al 1.5 meses del tratamiento, en algunas ocasiones representan un verdadero reto quirúrgico láser. 344

Figuras 445-447. Nevus verrugoso en espalda. Vaporización y resultado láser ablativo. 345

Figuras 448-451. Resultados obtenidos mediante la combinación de láseres de erbio:YAG y Q-switched, 1064 nm. Ver sección sobre “notas adicionales sobre la anchura de pulso, pág. 343 “Fototermólisis Fracional”.

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Figuras 452-453. Resultados obtenidos mediante la combinación de láseres de erbio:YAG y Q-switched, 1064 nm. 347

Notas adicionales sobre la anchura de pulso (Fototermólisis Tridimensional) 1. Tras la irradiación con una anchura de pulso adecuadamente corta, la energía se deposita en la estructura diana antes de que se transfiera demasiado calor al tejido adyacente mediante conductividad térmica. 2. La elevación de la temperatura resultante en una estructura óptica y térmicamente homogénea es directamente proporcional al calor absorbido que a su vez es proporcional a la fluencia del láser (J/cm2) en el objeto. Sin embargo, una fracción significante del calor depositado se puede transferir de la estructura durante la exposición láser que reduce el pico de temperatura y afecta a la selectividad del calentamiento espacial, incluso cuando la longitud de onda proporciona una absorción selectiva de la energía láser. 3. La selección de una duración de pulso que determina la selectividad del confinamiento para el calentamiento espacial de las estructuras absorbentes, es muy importante. Sólo los pulsos del láser τp que son significativamente más cortos que el tiempo de relajación térmica τ son capaces de conseguir una elevación térmica máxima en la estructura objeto. 4. Por tanto el tiempo de relajación térmica τ representa el intervalo de tiempo en el que una elevación hipotética de la temperatura disminuya aproximadamente por un factor de 2 debido a la difusión del calor en las estructuras adyacentes. 5. Aproximadamente, el tiempo de relajación térmica depende del diámetro de la estructura de la piel (d) y de la difusividad térmica de la piel (α = 0.11 mm2/): τ = d2/20 α 6. La fórmula exacta depende de de la forma de la estructura de la piel. La selectividad del calentamiento ocurre cuando la duración del pulso es dos veces más pequeña que el tiempo de relajación térmica 7. La duración del pulso más segura y eficaz para el rejuvenecimiento mínimamente invasivo están entre los 100-400 µs. La vaporización explosiva de la hemoglobina puede suceder cuando los pulsos son más cortos de 10 µs. Los melanosomas epidérmicos pueden no ser sobrecalentados uniformemente por encima de los 25 µs. 8. Cuando un láser Nd:YAG emite pulsos en el rango de 0.1 – 0.4 ms (100-400 µs) ocurre un calentamiento selectivo de las imperfecciones e inhomogeneidades de la piel irradiada. Se forman islas de estructuras térmicamente afectadas en la piel de tres dimensiones que son la base del abordaje de la restauración cutánea mínimamente invasiva (Teoría de la fototermólisis tridimensional). Hay muchos mitos sobre el láser de erbio:YAG, tales como la ausencia de enrojecimiento prolongado, un mayor tiempo de recuperación, ausencia de alteraciones cicatriciales o efectos secundarios, con resultados similares a los láseres de CO2. Estos conceptos son falsos. Las complicaciones están directamente relacionadas principalmente con el grado de ablación y en nuestra experiencia tenemos regularmente pacientes con un eritema de tres meses de evolución y en casos más raros hasta nueve meses. Los pacientes tratados mediante una mínima abrasión curan muy rápidamente con un tiempo de eritema mínimo. Sin embargo, esos resulta348

dos son muy similares a los que se obtienen con láseres de CO2 donde la abrasión es muy superficial. Hay múltiples y excelentes indicaciones para los láseres de erbio:YAG y sería muy difícil la práctica de la cirugía estética láser sin disponer de uno de estos sistemas. Cuando se compara con las nuevas modalidades de restauración cutánea no ablativa, este autor cree que no existe comparación con los resultados obtenidos. La ablación sigue siendo la mejor opción para lograr los mejores resultados. La restauración cutánea ablativa (RCA) considerada el gold standard de tratamiento, excepto en algunos casos, se ha hecho cada vez más impopular entre los pacientes y los médicos debido al tiempo de recuperación prolongado y a los riesgos efectos adversos como las alteraciones de la pigmentación, infecciones y riego de alteraciones cicatriciales residuales. La restauración cutánea no ablativa (RCNA) se ha convertido en el tratamiento de elección del fotorejuvenecimiento leve y moderado. La RCNA ofrece un tratamiento elegante, eficaz y no invasivo para los problemas relacionados con el fotodaño y la edad. La restauración cutánea no ablativa es para el paciente con fotodaño de leve a moderado y con signos de envejecimiento de la piel. Esta modalidad no es para el paciente que quiere conseguir un grado superior de mejora y está dispuesto a aceptar los riesgos adicionales asociados con las opciones quirúrgicas más agresivas. Las tecnologías no ablativas estimulan la síntesis de fibras de colágeno para reducir las arrugas y la piel laxa. El efecto final es claramente más sutil que el que se observa con tratamientos cosméticos invasivos. Sin embargo la restauración cutánea no ablativa, prácticamente no requiere ningún tiempo de recuperación. Con los tratamientos no ablativos, se evita el riesgo de la anestesia general, trocular, sedación (oral o intravenosa), y la mayoría de los tratamientos se llevan a cabo con anestesia tópica. Con estos tratamientos también se evita el riesgo de infección, la principal causa de morbilidad y las complicaciónes que pueden observase después de la cirugía cosmética invasiva láser. Los tratamientos de rejuvenecimiento no ablativo de la piel se realizan fácil y rápidamente de forma ambulatoria. Los resultados de estos tratamientos no son tan espectaculares como los observados después de los procedimientos quirúrgicos estándar. De hecho, los pacientes que en última instancia, planean hacerse una cirugía estética más amplia a menudo optan por comenzar con los tratamientos no ablativos de restauración cutánea. Los procedimientos invasivos como la restauración cutánea ablativa fraccional y total ya han sido explicados en otro volumen “Aplicaciones en patología cutánea y estética del láser”, Dr. Hilario Robledo, capítulos 9 y 10. El primer láser no ablativo que fue comercializado (CoolTouch Varia, 1999, posteriormente el modelo Trio-Breeze, 2009) y de utilización exclusivamente médica fue el neodimio:YAG. El objetivo de este sistema, similar a la de todos los dispositivos de restauración cutánea no ablativos, es la mejora de las arrugas sin la creación de una herida epidérmica macroscópica. La ventaja de su longitud de onda, para estas aplicaciones es la de su alto coeficiente de dispersión. De esta forma, la luz emitida por el láser se dispersa por toda la dermis después de una absorción no específica por el agua dérmica, produciendo un calentamiento homogéneo. La lesión térmica resultante teóricamente provoca el daño vascular, desnaturalización del colágeno y una cascada de eventos que conduce a la remodelación del colágeno dérmico y la mejoría clínica de las arrugas y un efecto en el tensado de la piel. Este proceso se resume a continuación: Cuando se consigue una temperatura en la superficie epidérmica de 40-42º C, se ha logrado una temperatura de 70º C en la dermis, temperatura a la cual se desnaturaliza el colágenos y se inicia la respuesta inflamatoria con la remodelación posterior de la herida. El proceso de cicatrización de la herida puede dividirse en tres fases: 1. Inflamación (y/o Exudativa); 2. Proliferación; y 3. Maduración y Remode-lación. La fase de inflamación comienza una vez que se produce la lesión 349

Figura 454. Paithankar DT, Ross EV, Saleh BA, Blair MA, Graham BS. Lasers in Sugery and Medicine, 2002.

junto con la activación del coágulo y la cascada del complemento. La liberación de factores quimiotácticos (ej.: prostaglandinas, factores del complemento, interleuquinas IL-1, etc.) estimulan la migración de las células inflamatorias como los neutrófilos y los macrófagos. Estas células inician el desbridamiento de la herida y los macrófagos liberan citoquinas y factores de crecimiento tales como factores de crecimiento transformantes (TGF-ß) y factor de crecimiento derivado de plaquetas (en inglés, PDGF, por platelet derived growth factor) (es uno de los numerosos factores de crecimiento, o proteínas que regulan el crecimiento y la división celular. El PDGF juega un papel significativo, en especial para la angiogénesis, que implica el crecimiento de vasos sanguíneos a partir de tejido vascular existente); entre otros, que conducen a la formación de la matriz de la herida provisional. La fase de proliferación se caracteriza por la migración de los fibroblastos, células endoteliales y queratinocitos al lugar de la herida. Los fibroblastos tienen un papel fundamental en la formación de la matriz extracelular que está compuesta de colágeno III y I, fibroconectina, elastina y proteoglicanos. Los queratinocitos comienzan la reepitelización de la herida con reconstitución de la membrana basal. La presencia de células endoteliales en el lecho de la herida, estimulados por la hipoxia y por los factores de la angiogénesis como los

Figura 455. La longitud de onda 1320 nm se absorbe de forma uniforme en el agua con poco efecto sobre la melanina y la hemoglobina. La l.o. de 1064 nm, se absorbe por los tres cromóforos (agua, melanina y hemoglobina), pudiendo ser dirigida preferentemente por alguno de ellos mediante la variación de la anchura de pulso (desde nanosegundos, microsegundos, milisegundos e incluso en emisión contínua - bioestimulación). 350

factores de crecimiento de los fibroblastos (FGF - Nota: Un factor de crecimiento de fibroblastos (FGF, por fibroblast growth factor) es un factor de crecimiento que aumenta el índice de actividad mitótica y síntesis de ADN facilitando la proliferación de varias células precursoras, como el condroblasto, colagenoblasto, osteoblasto, etc... que forman el tejido fibroso, de unión y soporte del cuerpo), resulta en la formación de nuevos vasos. Durante la fase de maduración se remodela la red de colágeno y proteoglicanos. Durante este proceso, el ácido hialurónico es reemplazado gradualmente por los glicosaminoglicanos como el sulfato de condroitina y sulfato de dermatán. Los dos tipos de colágeno, I y III, aumentan durante el proceso de cicatrización de la herida; sin embargo, como la cicatriz continúa madurando y remodelándose, la proporción de colágeno tipo III disminuye. Las aplicaciones futuras de la restauración cutánea no ablativa prometen avanzar de manera siginificativa en el campo de la medicina y cirugía cutánea y estética láser. De hecho, el campo de la RCNA es bastante nuevo. Actualmente hay muchos médicos expertos que sugieren que la tecnología no ablativa no ofrece resultados clínicos consistentes. También es verdad que los datos histológicos de neocolagénesis no siempre se corresponden con la mejoría clínica. Sin embargo, la mayoría cree que la remodelación dérmica no ablativa juega un papel importante en el tratamiento estético no invasivo de los pacientes. Con la mejora continua de la tecnología, la estandarización de los estudios clínicos y el establecimiento de parámetros de tratamiento óptimos, mejorarán los resultados. Un abordaje más avanzado en la restauración cutánea no ablativa combina la utilización de más de una longitud de onda de forma secuencial. Igualmente, la combinación de láseres infrarrojos cercanos (1064 nm) con longitudes de onda en el espectro del infrarrojo medio (1970, 2940 nm) a fluencias subablativas para el calentamiento de la dermis papilar y generar la remodelación del colágeno. Al paciente se le debe explicar que aunque no se cree una herida epidérmica con las tecnologías no ablativas, estos sistema crean una herida intencionada en la dermis. Los láseres en el infrarrojo medio se pueden utilizar en el mismo día con otros sistemas no ablativos. Del mismo modo, para redes vasculares se pueden utilizar en conjunción láseres de KTP, de colorante pulsado o neodimio:YAG, para eliminación de vasos en el surco paranasal. Cuando se usan varios sistemas en la misma sesión, deben utilizarse parámetros conservadores y aquí se aconseja un cirujano expero en la tecnología láser para no causar efectos secundarios. Otra sección importante que se ha aprobado en el año 2012 con respecto a los l´´áseres

Figura 456. Diagrama esquemático mostrando los diferentes métodos utilizados en la restauración cutánea ablativa (RCA) y la restauración cutánea no ablativa (RCNA). 351

Figuras 457-458. Otro ejemplo de la combinación de láseres no ablativos (Nd:YAG) y ablativos (Er:YAG).

de erbio:YAG, es el de las técnicas endocavitarias, procedimientos no invasivos, realmente muy interesante y que está dando resultados significativos en los cuales estamos participando en los mismos, fundamentalmente en la incontinencia urinaria de esfuerzo (IUE) y el síndrome de relajación vaginal (SRV) o vaginoplastia mediante las piezas de mano ginecológicas, al igual que sus láseres, desarrolladas en esta ocasión por una casa fabricante europea (Fotona™, Eslovenia, Ljubljana), de las cuales se dan los detalles de las mismas en este capítulo en la sección de anexo, al final del mismo. • Láser de holmio:YAG (Ho:YAG). El holmio es un elemento químico de la tabla periódica cuyo símbolo es Ho y su número atómico es 67. El holmio:YAG (Ho: YAG) emite una radiación en el infrarrojo medio a 2100 nm y opera tanto en onda continua como pulsada. Este láser se utiliza en un procedimiento de cirugía refractiva llamada queratoplastia térmica con láser (LTK) para corregir los casos leves de hipermetropía y algunos casos de astigmatismo moderados. En la longitud de onda del holmio:YAG (2100 nm), espectro del infrarrojo medio, tiene una absorción moderada por el agua y también una dispersión significante en los tejidos blandos. La absorción del agua está en torno a los 35/cm, en este grupo del infrarrojo medio el láser de talio (Tm:YAG, 2010 nm) la absorción en el agua está en torno a los 65/cm. La dispersión de estas longitudes de onda está en el orden de los 5/cm a los 8/cm. Por lo tanto, estos láseres no son unos excelentes cortadores ni coaguladores, pero combinan una ablación moderada con una hemostasia igualmente modesta. En medicina, son estrictamente pulsados (300-400 microsegundos) y de esta forma no pueden causar una necrosis térmica extensa en el área adyacente a la zona de impacto. El láser Holmium ha alcanzado un importante rol en las aplicaciones a las enfermedades urológicas, debido principalmente a sus funcionalidades únicas. Es una herramienta versátil que puede fragmentar todo tipo de cálculos y posee la capacidad de cortar, coagular y ablacionar tejido blando. Estas características lo hacen particularmente útil para ser utilizado en muchas aplicaciones quirúrgicas, especialmente para cirugías endoscópicas, ya que el láser se transmi352

tirse a través de fibras de sílice de cuarzo. El láser Holmium es un láser pulsado cuyo mecanismo de acción es de fotovaporización. Produce muy altas temperaturas a nivel celular (por encima de 100ºC) provocando la vaporización del agua y por lo tanto la vaporización tisular. Existen varios modelos del láser Holmium diseñados en función de sus aplicaciones, los cuales, se clasifican en función de la máxima potencia que desarrollan. El láser que aborda todas las posibles aplicaciones, es el láser de Holmium VersaPulse®PowerSuiteTM de 100 W, cuyas características son las siguientes: la energía por pulso está comprendida entre 0.2 y 4 Julios, la frecuencia entre 5-50 Hz, la potencia entre 0 y 100 W, y la duración del pulso está limitada a un máximo de 600 µs. Para vaporizar el agua (piel, tejido), la energía láser tiene que ser producida con suficiente intensidad, con el objeto de alcanzar temperaturas por encima del punto de ebullición y suficientemente rápido, con el objeto de prevenir pérdidas energéticas a través de la conducción térmica. La difusión de la energía térmica producida con el láser holmio es mínima, debido a que la duración del pulso del láser no supera los 600 µsec. (0.60 ms), y la estimación del tiempo de relajación térmica[1] para el tejido blando, es de aproximadamente de 310 ms. El láser de holmio:YAG es un láser de estado sólido, cuyo medio activo es el elemento químico de las tierras raras: “Holmio (Ho)”, el cual se encuentra en el interior de un cristal YAG, compuesto de los elementos Ytrio-Aluminio- Granate. Efectos Tisulares del Láser holmio:YAG El efecto de incisión, vaporización, o coagulación, que el láser holmio produce sobre el tejido, se debe principalmente a la distancia entre el extremo de la fibra (figuras 459 y 460) y el tejido, y al fenómeno físico denominado “Moses Effect”. El cual, consiste en que el pulso de la energía láser causa la formación en el extremo la fibra de una burbuja de vapor de agua, que se expande y alarga con la duración del pulso (Vídeo 1). Al emitirse la última parte de la energía del pulso mientras la burbuja todavía se está formando, el haz láser pasa a través del vapor de agua que se encuentra dentro de la burbuja, y debido a que el coeficiente de absorción del láser en vapor de agua es bajo, la mayoría de la energía láser se deposita en el extremo distal de la burbuja. Si la punta de la fibra se encuentra a 5 mm. o más de la superficie del tejido, la burbuja de vapor colapsa, el agua absorbe la energía láser y no se produce efecto alguno sobre el tejido. Conforme el extremo de la fibra avanza, la burbuja de vapor entra en contacto con el tejido o cálculo. Conforme más cerca se encuentre la fibra, más dramático será el efecto. Si la punta de la fibra se encuentra a menos de 5 mm, pero no en contacto con el tejido, el efecto de coagulación del láser es más prominente. Cuando se encuentra en contacto, el efecto de vaporización, corte o fragmentación es el que domina. • Láser de Titanio-Zafiro. El láser de zafiro-titanio (Ti: Al2O3) fue desarrollado por Moulton en la década de 1980 y por primera vez por él en 1986. El medio de emisión láser de este láser de estado sólido es de titanio-zafiro dopado. Se puede ajustar entre aproximadamen353

te 660 nm en el rojo intenso (espectro visible) y 1160 nm en el infrarrojo cercano. Esta capacidad de ajuste se obtiene mediante la introducción de un elemento selectivo de la longitud de onda en la cavidad, separando de este modo la banda de longitud de onda más corta de la gama de longitud de onda más amplia en el láser. Una utilización importante del láser de titanio-zafiro es la espectroscopia de dos fotones. En la espectroscopia de fluorescencia tradicionales los fotones excitantes deben tener mayor energía que la misma fluorescencia emitida. En el caso de los estudios de fluorescencia de los tejidos, la longitud de onda excitada generalmente es la parte ultravioleta o azul/verde del espectro con la emisión en la región visible amarilla/roja. Estas longitudes de onda excitadas se absorben principalmente por la hemoglobina y otras proteínas. Esto hace que sea muy difícil el estudio de las estructuras más profundas, ya que la luz de excitación se reduce de forma importante, así como la luz retrodispersada está dominada por la fluorescencia en las capas superiores. Sin embargo, hay una pequeña probabilidad de que dos fotones se combinen en las moléculas asimétricas, generando así el doble de la energía de un solo fotón. Este proceso Figuras 459 y 460. Vaporización está estrechamente relacionado con el segundo proceso de genede láser de holmio:YAG a través ración de armónicos como se dijo en los láseres de KTP. Debido a de un cistoscopio en la vejiga y que la probabilidad es muy pequeña sólo ocurrirá en densidades modelo de láser de holmio.

de fotones muy altas, es decir, para los campos eléctricos muy elevados. La generación de dos fotones se puede obtener en la región altamente enfocada de una alta intensidad del haz en el infrarrojo cercano, por lo que la fluorescencia se genera solo en esta región. Además, dado que los fotones incidentes se encuentran en la región del infrarrojo cercano, pueden inducir fluorescencia más profunda en el tejido de lo que es posible para la luz ultravioleta, azul y verde. Para maximizar el campo eléctrico sin una energía excesiva, se genera un tren de pulsos muy cortos en lo que se denomina modo bloqueado en la operación del láser de titanio-zafiro. • Láser de Alejandrita. Este láser de estado sólido se puede ajustar en el rango de longitudes de onda comprendidas entre 700 y 830 nm (espectro del infrarrojo cercano), pudiendo operar en modo pulsado y continuo. El medio del láser es el cromo dopado de crisoberilo (alejandrita) (Cr: BeAl2O4). La tasa media de potencia puede ser de hasta 100 vatios. Ya que la luz emitida en esta región de longitudes de onda, se absorbe por la melanina y los colorantes, pudiendo utilizarse para la destrucción de aquellas estructuras que contienen melanina o pigmentos como los folículos pilosos, lesiones pigmentadas, eliminación de tatuajes y la fragmentación de cálculos renales (litotripsia). Los medios de accionamiento de los láseres de estado sólido habitualmente se bombean ópticamente utilizando lámparas de flash, lámparas en arco o mediante láseres de diodo. El bombeo mediante láseres de diodo es mucho más eficiente y se ha convertido o se convertirá en el medio más común que el coste de las lámparas de flash en el que habitualmente se fabrican los láseres médicos destinados a la eliminación del folículo piloso, fragmentación de lesiones pigmentadas y tatuajes. • Láseres de Colorante. Los colorantes fluorescentes, por lo general como una solución orgánica líquida, se pueden utilizar como medio del láser dentro de la banda de emisión del 354

colorante. Algunos de los colorantes utilizados en los láseres de colorante son rodamina 6G, fluoresceína, cumarina, estilbeno, umbeliferona, tetraceno y verde de malaquita. Los láseres de colorante fueron descubiertos independientemente por PP Sorokin y FP Schäfer en 1966. Los elementos ópticos se pueden utilizar para seleccionar una banda de longitud de onda estrecha. Otros láseres, los denominados “láseres de bombeo” (a menudo láseres de Ar) para excitar el colorante y por lo tanto generar la inversión de la población. Debido a la gran capacidad de ajuste en el rango visible estos láseres tienen una serie de aplicaciones médicas y biológicas. Los láseres de colorante se utilizan generalmente en la TFD (terapia fotodinámica). Los láseres de colorante son muy versátiles. Además de la amplia gama de longitudes de onda (espectro de la luz visible) pueden entregar grandes energías en modo pulsado o potencias medias muy altas. Los láseres de colorante bombeados por lámparas de flash (destellos) pueden producir cientos de julios por pulso los láseres de cobre bombeados por láseres de colorante pueden producir potencias medias en el régimen de los kilovatios. En la medicina láser, los más conocidos por los médicos son los láseres de colorante pulsado (PDL - pulsed dye laser), para el tratamiento fundamentalmente de las lesiones vasculares, restauración cutánea no ablativa, tratamiento de las cicatrices hipertróficas y queloideas, eliminación de tatuajes, lesiones pigmentadas, tumoraciones cutáneas benignas producidas por el virus del papiloma humano, aplicaciones ginecológicas y fragmentación de cálculos renales. Los láseres médicos comercializados que utilizan la rodamina como medio del láser son los fabricados por ICN/USA Photonics, Chromogenex, Candela y Cynosure). Historia del desarrollo del láser en el tratamiento de las lesiones vasculares: Se han descrito muchos láseres para el tratamiento de las alteraciones vasculares cutáneas con una eficacia y seguridad que han sido variables. El primer mayor avance en en tratamiento mediante láser para las lesiones vasculares fue el láser de argón de emisión contínua, con una longitud de onda de 488 y 514 nm en la década de los 70. Los informes iniciales eran muy prometedores. La luz de color azul-verde emitida por el láser de argón se absorbe bien por la oxihemoglobina. Desafortunadamente, la onda contínua del sistema láser, produciendo un haz de luz contínuo con poca o ninguna variación en la potencia de salida en el tiempo, causaba coagulación no específica, necrosis de la dermis superficial que con frecuencia originaba alteraciones cicatriciales y despigmentación. El 21% de los pacientes adultos y el 38% de los niños por debajo de los 12 años tenían hipopigmenación permanente y cicatriz residual. El láser de argón ajustable bombeado con colorante pulsado, con longitudes de onda acopladas a la banda amarilla (577 o 585 nm), era más selectivo para los vasos sanguíneos. Es un láser en modo de onda contínua con longitudes de onda alcanzando desde los 488 a los 638 nm, que podía ser operado en el rango de los 577-585 nm. El láser podía ser modificado para entregar anchuras de pulso de 20 ms, pero la mayoría de las aplicaicones clínicas requieren una duración de pulso mayor de 100 ms. Tenía una incidencia de púrpura e hiperpigmentación post procedimiento mínimas comparado con el láser tradicional de colorante pulsado, pero desafortunadamente, el riesgo de cicatriz atrófica o hipertrófica era alto, alrededor del 25% en algún gupo de tratamientos. Comercialmente disponibles en 1981, los láseres de vapor de cobre y bromuro de cobre 355

tenían un modo de emisión casi contínuo, láseres que entregaban luz amarilla con una longitud de onda de 578 nm. También disponibles a 510 nm, podían ser utilizados para el tratamiento de las lesiones cutáneas pigmentadas. La luz se emitía en pulsos de 20 ns con una tasa de repetición de 6.000-15.0000 pulsos por segundo. Se han tratado varios tipos de lesiones vasculares, como telangiectasias faciales, angiomas en cereza y granulomas piogénicos, con una buena eficacia por estos láseres de vapor de metales pesados. Sin embargo, la energía se absorbe también por la melanina epidérmica y dérmica por lo que deben ser restringidos a tratamientos en pacientes con fototipos de piel clara (I y II) (Figura 461). Los pacientes con tipos de piel más oscura tienen un alto riesgo de hiperpigmentación postinflamatoria y no deberían ser tratados con estos sistemas láser. Otros efectos adversos incluyen la formación de costras y ampollas.

Figura 461. Diagrama del coeficiente de absorción de los diferentes láseres según su longitud de onda.

La introducción de los láseres de colorante pulsado (PDL) en 1986 revolucionó el tratamiento de las lesiones vasculares. Rápidamente llegaron a ser el tratamiento de elección para las manchas de vino oporto, hemangiomas y telangiectasias debido a su seguridad y eficacia. El primer láser PDL emitía luz láser a 577 nm, coincidiendo con el último pico del espectro de absorción de la oxihemoglobina, con anchuras de pulso de 0.35 ms (350 microsegundos - µs). Mediante el alargamiento de la longitud de onda a 585 nm, el PDL ganó mayor profundidad de penetración en la dermis sin compromiso de la selectividad vascular. Los sistemas actuales de colorante pulsado (PDL) emiten a longitudes de onda de 585 o 595 nm con duraciones de pulso más largas. Aunque hay una mayor profundidad de penetración de energía a 595 nm comparado con el de 585 nm, la absorción de la oxihemoglobina es menor que a 585 nm. Para compensar esta disminución de absorción, las longitudes de onda más largas (595-600 nm) necesitan un aumento en la fluencia - energía por unidad de área, medida en julios/cm2 - del 20-50% comparado con los sistemas PDL de 585 nm. Los estudios clínicos de port wine stains - PWS (manchas de vino oporto) con el PDL (pulsed dye laser - láser de colorante pulsado) con 595 nm, han mostrado una excelente eficiencia clínica que se compara favorablemente con los resultados de los PDL a 585 nm, y mejoran el aclaramiento de las manchas de vino oporto resistentes que han sido tratados previamente 356

con los PDL de 585 nm. Este efecto se mejora aún más con los sistemas de enfriamiento que protegen la epidermis por enfriamiento de la piel antes del tratamiento. El enfriamiento de la piel permite también la entrega de una mayor energía a los vasos diana y proporciona un efecto anestésico que alivia las molestias durante el tratamiento. Cuando se determinó que el tiempo de relajación térmica de los vasos sanguíneos en las manchas de vino oporto estaba entre 1 y 10 milisegundos, hubo una modificación en la anchura de pulso de los sistemas de láser de colorante pulsado, con duraciones de pulso de 1.5 ms (ScleroPlus, ScleroPlus HP de Candela®, con disponibilidad de cuatro longitudes de onda - 585, 590, 595 y 600 nm). Estos sistemas permitieron la entrega de una mayor fluencia con picos de energía más bajos, por consiguiente con una disminución de efectos adversos y un aumento de la eficacia clínica. La mayoría de los sistemas modernos PDL utilizan una longitud de onda de 595 nm y tienen una anchura de pulso variable entre 0.45/0.50 a 40 ms (0.45/0.50, dependiendo de la casa comercializadora - Candela®/Cynosure®). De esta forma, los operadores pueden elegir duraciones de pulso más cortas para los vasos de diámetro menores o anchuras de pulso más largas para telangiectasias de mayor diámetro. Como se expondrá posteriormente, utilizando anchuras de pulso de 6-10 ms permite un tratamiento efectivo de telangiectasias faciales sin púrpura. Un factor limitante de los PDL es la profundidad de penetración. Los estudios histológicos han mostrado una pobre coagulación en los vasos dérmicos que tienen una profundidad dérmica mayor de 1.16 mm después de la exposición al haz de luz láser de 585 nm. Los láseres con una longitud de onda de 595 nm penetran un poco más aunque con frecuencia sin una profundidad suficiente. En la actualidad se emplean otros sistemas láser y de luz para el tratamiento de las le-

Figura 462. Picos de absorción máxima a la oxihemoglobina - 418 - 542 y 577 nm. 357

siones vasculares, como la luz pulsada intensa (IPL), láser de fosfato potásico de titanilo de 532 nm (KTP), diodo de 800 nm, alejandrita - 755 nm, y láseres de itrio dopados con neodimio-aluminio-granate (Nd: YAG) de 1064 nm. Las longitudes de onda más largas, penetran más profundamente para afectar a los vasos sanguíneos más profundos, pero se asocian con una absorción por la oxihemoglobina menor. Por lo tanto, son necesarias fluencias más elevadas para compensar esta disminución de absorción. Los láseres de colorante pulsado cumplen la teoría de la fototermolisis selectiva es la capacidad de alcanzar un objetivo específico llamado cromóforo en la piel con un daño mínimo a las estructuras adyacentes a través de la selección adecuada de una longitud de onda, duración del pulso y fluencia. Por lo tanto, los parámetros de tratamiento pueden optimizarse permitiendo el tratamiento preciso de la estructura que se desea mientras se minimiza el daño colateral a otros tejidos. El cromóforo diana en el tratamiento de las lesiones vasculares es la oxihemoglobina. Los picos principales de la absorción de luz por la oxihemoglobina son: 418 nm, 542 nm y 577 nm, así como una absorción menor en la anchura de banda comprendida entrte los 800 a 1.000 nm (Figura 462). Aunque los 418 nm representa el pico de absorción más alto, esta longitud de onda no penetra en la piel suficientemente para alcanzar la vasculatura cutánea clínicamente significativa. Por otro lado, las otras longitudes de onda tieenen una utilización clínica actualmente. Cuando se alcanza selectivamente la oxihemoglobina, se absorve la luz y se transforma en calor . El calor producido en la oxihemoglobina en los glóbulos rojos se transfiere a la pared de los vasos y de esta forma termocoagulación y como consecuencia, siendo más importante, el cierre de la pared de los vasos. Para disminuir la lesión térmica a las estructuras adyacentes, la duración del pulso láser, conocido como anchura de pulso, se debe mantener igual o inferior al tiempo de relajación térmica del objeto diana, en este caso el diámetro de los vasos que se pretenden tratar. El tiempo de relajación térmica (TRT) es el tiempo de enfriamiento (50%) de la estructura y es proporcional al cuadrado del diámetro de la estructura (Figura 462). Por ejemplo, una mancha de vino oporto - port wine satin (PWS), contiene vasos con una media en el diámetro de los mismos de 50-100 µm, tiene un tiempo de relajación térmica de aproximadamente 1-10 ms. Las duraciones de pulso más largas que el tiempo de relajación térmica pueden originar difusión térmica con el resultado de daño a otras estructuras. Por lo tanto, los vasos de pequeño calibre pueden ser selectivamente alcanzados con duraciones de pulso más cortas que los vasos de diámetros mayores (Figura 463).

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Figuras 464-465. Malformación vascular nasal deformante con dificultad respiratoria. Paciente tratada mediante la combinación de láseres de neodimio:YAG para poder llegar a las porciones más profundas del tumor y láser de colorante pulsado. Seguimiento durante más de 10 años.

Figuras 466-467. Rosácea tratada mediante láser de colorante pulsado 595 nm, 4 tratamientos con un periodo de intervalo de 1.5 meses; parámetros láser: dos pases: 1. 7/6/10 superposición 30%; 2. 5/0.5/10, superposición 13%.

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Figuras 468-469. Rosácea tratada mediante láser de colorante pulsado 595 nm, 5 tratamientos con un periodo de intervalo de 1-1.5 meses; parámetros láser: dos pases: 1. 7/6/10 superposición 30%; 2. 5/0.5/10, superposición 13%.

Figuras 470-471. Telangiectasias múltiples en miembros inferiores. Segundo tratamiento con láser PDL.

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Figuras 472-473. Paciente con PWS complejo, que acudió a nuestra clínica después de siete tratamientos con láser de colorante pulsado e intento de exéresis de mucosa que se tuvo que suturar por hemorragia incontrolable en hemilabio superior derecho con cicatriz granulomatosa resultante. La figura siguiente muestra los reultados obtenidos después de 6 tratamientos en los que se han combinado láseres de colorante pulsado con un spot de 10 mm, 7 J/cm2 y 6 ms junto a pulsos cortos de 0.45 ms con un diámetro focal de 10 mm a energías de 7.5-8.5 J/cm2. Se han combinado otros láseres vasculares como el neodimio:YAG y de frecuencia doblada a 532 nm (KTO) con los siguientes parámetros: 9/10/10. Antes de la exéresis quirúrgica de la mucosa labial redundante y con tumoraciones granulomatosas debidas a la misma malformación vascular y al intento de resección quirúrgica previa, se ha realizado restauración de la mucosa del labio superior y coagulación con láser de CO2 con microescáner a 25-27.5 mJ, profundidad de penetración de 750-825 micras, tamaño del punto focal de 0.12 mm diámetro (120 µ), densidad del 25%, para posteriormente poder realizar exéresis de la mucosa redundante mediante cirugía convencional, como se mostrará en las siguientes imágenes. La paciente ha mejorado de forma notable ya en esta imagen. En la actualidad, sigue en tratamiento para eliminar la alteración vascular residual y confirmar los resultados de la cirugía realizada en el labio superior. En ocasiones, se necesitan diferentes abordajes combinados tanto láseres como métodos tradicionales para lograr los resultados que desean conseguir los pacientes. También se ha realizado exéresis mediante láser de CO2 UP de la tumoración benigna en mentón.

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Figuras 474 y 475. Colocación de escudo corneal metálico no reflectante con lubricante (pomada antibiótca oftalmológica) para poder tratar mediante láser el área intraorbitaria sin lesión al globo ocular. 362

Figuras 476 y 477. Anestesia troncular, en este caso del nervio infraorbitario por vía trnansmucosa con carpules (lidocaína 1%, adrenalina 1:100.0000, 1 cc, también se ha anestesiado el nervio supraortitario. Utilización del láser de CO2 UP con microescáner, punto focal 120 micras, densidad del 25%, 25-27.5 mJ, frecuencia de 250 Hz. 363

Figuras 478 y 479. Combinación de láseres, en este caso neodimio:YAG y de frecuencia dobladad KTP (532 nm) a los parámetros que se han mencionado y evolución posterior de la paciente. 364

Figuras 480-483. Exéresis quirúrgica de mucosa excedente en labio superior, cirugía en la que la paciente tuvo un intento previo sin poder resecarse por hemorragia incontrolable, realizándole sutura hemostática con persistencia de la tumoración vascular. En esta ocasión, resección exitosa por la acción de los láseres previos (PDL y CO2). 365

• Láseres de Diodo (LD). Es un dispositivo semiconductor similar a los led pero que bajo las condiciones adecuadas emite luz láser. Las bandas en los semiconductores reemplazan el discreto hueco entre los diferentes niveles de energía atómica que se utiliza en la mayoría del resto de los láseres. Un electrón excitado en la banda de conducción de un semiconductor puede recombinarse con un agujero positivo en la banda de valencia y emitir un fotón con una energía correspondiente a la energía del hueco de la banda. Este es el proceso inverso de la que tiene lugar en una célula solar. Los láseres de diodo son muy eficientes y fiables, y probablemente producirán una revolución silenciosa en las aplicaciones médicas. Se están construyendo LD muy potentes, con una densidad de potencia de más de 50 vatios. Estos láseres pueden actuar a través de una serie de reacciones tisulares, como la hiperemia, la coagulación y la evaporación. Un ejemplo típico es láser de GaAs (arseniuro de galio) a 904 nm. Mediante la sustitución del aluminio por el galio en la cuadrícula (Ga1-xAlxAs) se incrementa el hueco en la banda y en consecuencia se reduce el ancho de banda. Los diodos típicos disponibles comercialmente son los diodos de AlGaAs (arseniuro de galio-aluminio) con una longitud de onda de 805nm. Se pueden obtener longitudes de onda más largas con la sustitución del In, ej.: InGaAs con una longitud de onda de 1000 nm. La descompresión percutánea del disco con láser (DPDL) con este último láser parece ser un método muy eficaz para el tratamiento de las hernias discales torácicas. Los láseres de diodo se pueden utilizar como fuentes de excitación para otros láseres, sustituyendo las lámparas de fluorescencia. Se pueden obtener longitudes de onda en el ultravioleta al infrarrojo, la fluorescencia diagnóstica y la terapia fotodinámica (TFD) son ejemplos clásicos de sus aplicaciones. • Láseres de electrones libres (LEL/FEL). El láser de electrones libres fue inventado por John Madey, el primer prototipo fue construido en la universidad de Stanford en 1976. Los electrones libres emiten radiación cuando se ven obligados a cambiar de rumbo por los campos magnéticos. Cuando los electrones acelerados a la velocidad relativista (es decir, una velocidad cercana a la de la luz) de maniobra a través de una matriz periódica de los campos magnéticos de direcciones alternantes, se produce la emisión. La emisión coherente, que es principalmente en la dirección de avance, es de la misma clase que la emisión no coherente de ciclotrones. En principio, se pueden obtener longitudes de onda de radiación desde los rayos X a la región de los microondas, con duraciones de pulso que van desde casi infinita (CW) a la de los sub-picosegundos. Son posibles un buen número de aplicaciones médicas como la ablación en oftalmología, otorrinolaringológica, e incluso se han propuesto aplicaciones de curaciones heridas. Sin embargo, ya que las operaciones láser requieren un acelerador electrónico de partículas, no es posible una amplia difusión en las utilizaciones médicas. Comparación de los Láseres con las Fuentes de Luz Las características especiales de los láseres son una alta potencia de radiación con un alto grado de monocromaticidad y de colimación. También se puede conseguir un alto grado de colimación y de monocromaticidad haciendo pasar la luz de los tubos fluorescentes, lámparas de descarga y lámparas incandescentes a través de monocromadores y pequeños poros estrechos. En este proceso de filtrado, se reduce de forma importante la potencia, como toda radiación no deseada (las longitudes de onda que no interesan para una aplicación concreta). La cantidad óptica que distingue a los láseres de todas las otras fuentes de luz se llama radiancia espectral, es decir, el poder emisor por la sección transversal unidad de superficie del haz de luz, por unidad de ángulo sólido de la unidad de apertura y por la longitud de onda. Más aún, la capacidad de poder emitir en pulsos muy cortos en la región de los picosegundos (ps = 10-9) o de los femtose366

gundos (fs = 10-15), es una característica única de los láseres. Sin embargo, debe señalarse que los pulsos muy cortos de luz donde la duración de del pulso es comparable o más corta que el periodo (c/λ) donde c es la velocidad de la luz (por definición una constante universal/contante de Einstein, de valor de 299.792.458 m/s c 3*108 m/s), en principio, no son monocromáticos, por ejemplo, un pulso infinitamente breve de energía finita, contiene todas las longitudes de onda con la misma potencia. La alta radiancia de la radiación láser de alta potencia permite enfocarla a pequeños diámetros focales de dimensiones cercanos a su longitud de onda. Por lo tanto, se pueden conseguir unas altas tasas de flujo locales extremadamente altas, donde puede llevarse a cabo una cirugía de muchísima precisión. Además, grandes potencias pueden introducirse en fibras ópticas delgadas para llevar a cabo aplicaciones endoscópicas e intersticiales. Por último, focalizando la alta potencia de radiación del láser pulsado permite la espectroscopia de los fotones y la capsulotomía posterior del ojo. La interferencia entre dos haces de láser es el resultado de una adición constructiva o destructiva del campo eléctrico resultante de campos con la misma fase o de 180º fuera de fase, respectivamente. Si la fase fluctúa aleatoriamente en los haces de la interferencia constructiva se destruye porque fluctúa rápidamente de una manera constructiva y un modo destructivo. El intervalo de tiempo entre la llegada de dos fotones con fase aleatoria se denomina tiempo de coherencia y la distancia recorrida a lo largo del haz durante este intervalo se denomina longitud de coherencia. Respectivamente, la distancia a través del haz correspondiente a la fase al azar se conoce como coherencia espacial. La longitud de coherencia de la luz solar o la luz de una bombilla incandescente es del orden de 1 μm. Los valores correspondientes para un diodo emisor de luz súper brillante (LED) y un láser de HeNe son 10 micras y de 300 mm, respectivamente, mientras que la longitud de coherencia puede ser de varios metros de láser especialmente construidos (láseres monomodo). La técnica denominada de coherencia óptica representa una modalidad muy interesante para el estudio de detalles más finos de la retina y la parte superior capas de la piel. Esta técnica es la versión moderna de la técnica del interferómetro de Michelson-Morley, donde un haz de luz se divide en dos partes, que interfieren cuando se unen de nuevo a condición de que la diferencia de los caminos recorridos es menor que la longitud de coherencia de la fuente. Esta técnica se puede utilizar para la digitalización de los objetos por debajo de la superficie del tejido. La luz de la trayectoria de referencia y la luz de retorno de una región subsuperficial se interfiere sólo cuando viene de una región de medida igual a la longitud de coherencia, y mediante la variación de la longitud de la trayectoria de referencia de distintas profundidades en el tejido será escaneada. Por lo tanto se obtiene la mejor resolución espacial de una fuente con una longitud de coherencia corta, es decir, con una muy amplia fuente de bandas tal como un LED super-radiante. La técnica se denomina correctamente “tomografía de baja coherencia”, cuando se presentó a principios de 1990, mientras que el actual término “Tomografía de Coherencia” puede ser muy engañoso. La colimación de un haz de láser se pierde rápidamente cuando se propaga a los tejidos. A excepción de los medios oculares, la estructura no homogénea del tejido en el nivel celular o subcelular inicia la dispersión del haz y en la región en el interior del tejido se irradia desde todas las direcciones por múltiples fotones dispersados. Se puede obtener una estimación del orden de magnitud de la dispersión suponiendo un evento de dispersión por célula. La dispersión generalmente se dirige hacia adelante , pero la polarización y la dirección son completamente al azar después de cinco a diez eventos de dispersión , es decir, después de alrededor de 0,1-0,2 mm . Los principales dispersores en el tejido son las fibras de colágeno y elastina , eritrocitos , 367

orgánulos subcelulares (melanosomas especialmente pigmentados , núcleos y mitocondrias ) y las membranas celulares. Si bien la dispersión es un proceso sin pérdidas, que mejora la absorción de la luz. La razón de esto es que el camino en zig-zag de los fotones dispersados aumenta su probabilidad de absorción. Los principales absorbentes en el tejido son, como se ha mencionado, los ácidos nucleicos, proteínas y moléculas aromáticas en las proteínas UV, melanina y hemo en el rango visible y agua en el rango infrarrojo, es decir, que el láser de Er:YAG o el láser de CO2. La absorción produce biomoléculas electrónicamente excitadas, que se desactivan principalmente por los procesos térmicos. Por lo tanto, la desactivación da energía vibracional y traslacional, que se manifiesta en forma de calor. La transformación de la energía electrónica a la energía térmica tiene lugar en la escala de tiempo de los picosegundos. Bajo ciertas condiciones los pulsos ultracortos pueden viajar más profundamente en los tejidos que la radiación continua (cw). Esto es debido a que la primera parte de un pulso de gran alcance puede contener suficientes fotones para tomar todas las moléculas de cromóforos en la capa de tejido superior a estados excitados, y, por lo tanto, hacer que sea más o menos transparente para el resto del pulso. El pulso, literalmente, puede abrir un camino para sí mismo en el tejido. Los LEDs (diodos emisores de luz) son semiconductores complejos que convierten la corriente eléctrica en luz incoherente de espectro estrecho. El proceso de conversión es bastante eficiente en el que se genera poco calor en comparación con las lámparas incandescentes. Las longitudes de onda de la luz emitida depende de la composición de semiconductores y están disponibles a partir de 247 a 1300 nm. Los LED se han utilizado con frecuencia para emitir una potencia baja, luz de amplio espectro de anchos de banda de 25-30 nm, pero en los últimos años la mejora en la tecnología de semiconductores ha aumentado sustancialmente la salida de luz de chips LED. Aunque los LEDs no se puede utilizar en las aplicaciones necesarias para un haz altamente colimado, ofrecen una alternativa eficaz a los tratamientos con láser donde se dirigen a grandes áreas. Por ejemplo, la terapia de bajo nivel basada en LED (LEDLLT) puede producir un efecto bioestimulante para promover la cicatrización de las heridas y la reversión de fotoenvejecimiento. De hecho, las propiedades coherentes de luz láser no son importantes cuando se irradia una fina capa de superficie de tejido. Esto es debido a que la luz coherente y no coherente con la misma longitud de onda, intensidad y dosis induce la misma respuesta biológica. Por lo tanto, los dispositivos LED bien diseñados deben tener un gran futuro en la fototerapia y terapia fotodinámica (TFD). Modelos de interacciones láser-tejido • Exposiciones y tasas de exposición. Básicamente, la radiación láser puede interactuar con los tejidos biológicos de seis maneras, como se indica en la figura 464. Los modos de acción se extienden sobre más de 12 órdenes de magnitud con respecto al tiempo de exposición, pero sólo alrededor de dos órdenes de magnitud con respecto a la exposición total. Esto se hace aún más claro cuando los modos están ajustados aproximadamente en una figura con el tiempo de exposición a lo largo de la abscisa y la tasa de exposición a lo largo de la ordenada (figura 464 (b)). En referencia a esta figuras se va a hablar sobre los diferentes modos. 368

• Modo electromecánico (fotomecánico o fotodisruptivo).

Figura 464. Los diferentes tipos de interacción láser-tejido depende de la exposición total y tiempo de exposición. (b) Los diferentes tipos de interacción láser-tejido dependen de la tasa de la exposición y el tiempo de interacción (la figura es una adaptación de Boulnois JL 1986).

Este modo, también conocido como modo fotomecánico o fotodisruptivo, requiere anchuras de pulso en nanosegundo e incluso más cortas con muy alta densidad espacial de los fotones, que tienen que ser coherente, de manera que sus campos eléctricos pueden añadirse de manera constructiva. A continuación, puede producirse un proceso no lineal de origen prácticamente no térmico. El enfoque puede resultar en tasas de exposición locales de 1010 - 1012 W cm-2 correspondiente a los campos eléctricos locales de 106-107 V cm1 . Estos campos son comparables en fuerza a los campos de Coulomb intramoleculares y por tanto la molécula pueden ser destruida. Esto se conoce como rotura óptica y genera pequeños puntos de microplasma, regiones ionizadas de muy alta densidad de electrones del orden de 1021 cm-3. A medida que el microplasma se expande, se produce una onda de choque mecánica que viaja a velocidades supersónicas, lo que puede conducir a la ruptura mecánica del medio. Con la alta densidad de carga en el punto focal, se origna una temperatura superior a 20.000 ºC y el pequeño volumen literalmente explota. A continuación, se producen ionizaciones secundarias. El

umbral de potencia para la descomposición óptica es mayor para los pulsos de picosegundos (~ 1012 Wcm-2) que para los pulsos de nanosegundos (~ 109 W cm-2). La producción secundaria de electrones puede ser clasificada como una reacción en cadena o una formación de avalanchas de electrones. La reacción básica puede ser descrita como una transferencia de energía entre los electrones en la vecindad de un ion o un átomo neutro. La sección transversal de la reacción aumenta con la disminución de la energía del fotón inicial. Por lo tanto, una sustancia capaz de absorber la radiación fuera de su espectro de absorción: la luz roja puede originar agujeros en el vidrio transparente o en la córnea y en las lentes. El principal campo de aplicación de la modalidad fotomecánica es oftalmología, por ejemplo, en el tratamiento no invasivo de las iridectomías, la eliminación de hebras vítreas y capsulectomías para la eliminación de las opacidades de la cápsula posterior secundarias a la cirugía de cataratas. • Ablación. La ablación es la evaporación seguida de la expulsión del material evaporado. La absorción de los fuertes pulsos de láser provoca pequeñas explosiones. La energía cinética de las 369

moléculas y fragmentos moleculares se produce por el exceso de la energía del pulso después de la evaporación y/o fragmentación que se ha originado. El proceso depende de las propiedades de absorción y de las propiedades elásticas del tejido y de su viscosidad. Además, la focalización y la longitud de onda de la radiación láser son importantes. El láser de excímeros produce una radiación UV de alta energía. A 193 nm (el láser ArF, láser de fluoruro de argón) la energía cuántica es de 6,4 eV, que es más que suficiente para romper los enlaces peptídicos (3,0 EV) y los enlaces de carbono-carbono de las cadenas de los polipéptidos como los del colágeno (3,5 eV). En algunos casos, el calor se puede difundir desde el cráter de la ablación y puede causar daño térmico a las estructuras adyacentes, mientras que en otros casos, en particular, con la ablación mediante láser UV, se genera muy poco calor. Esto hace que el proceso sea limpio y altamente focalizado, lo que es a veces muy deseable, fundamentalmente en este tipo de cirugía. El volumen del tejido interaccionado está determinado por el diámetro focal y por la profundidad de penetración óptica. Si la energía depositada en este volumen es menor que la necesaria para evaporar el tejido, es decir, por debajo del umbral de ablación, la energía simplemente se convierte en energía térmica y dan como resultado a efectos térmicos tales como la coagulación y el daño hipertérmica. La baja penetración de la radiación UV hace que la ablación sea un proceso probable del láser de excímeros. La ablación es un importante modo de acción en oftalmología (queratotomía, queratofaquia de refracción, epiqueratofaquia y la ablación corneal), la cirugía de las articulaciones, la angioplastia y la litotricia. En este último caso, las piedras se fragmentan poco a poco en los procesos de ablación. • Procesos fototérmicos (coagulación y vaporización). La difusión de las partículas se caracteriza por la ecuación de Einstein-Smoluchowski: L = 4Dτ, donde L es la longitud de difusión, D es la constante de difusión y τ es el tiempo de relajación térmica. El coeficiente de auto-difusión del agua es 2,3 × 10-9 m2 s-1 y la del O2 y el de la hemoglobina en agua son, respectivamente, 2 × 10-9 m2 s-1 y 7 × 10-11 m2 s-1. La difusión de calor está dada por una expresión correspondiente donde D se interpreta como la difusividad térmica. La difusividad térmica del agua es de 1,6 × 10-7 m2 s-1, y el tejido está en el rango de (1.2 a 1.4) × 10-7 m2 s-1. Esto implica que en 1 s la longitud de difusión para el O2 en agua a temperatura ambiente es de 90 μm. La distancia que corresponde a las moléculas de hemoglobina es de 17 µ, mientras que la distancia de difusión de calor es de 800 micras. Por lo tanto, un pulso de láser corto puede depositar una energía térmica en las regiones de alta absorción, como en los microvasos y en los melanosomas, y el calor se aleja más rápido de las moléculas difusas. 2

Se obtendrá un calentamiento selectivo de una región de alta absorción de dimensión L cuando el láser entrega pulsos cuya duración es inferior al tiempo de difusión térmica τ a través de esa región, es decir, τ 30 min) hay que acercarse al límite de la hipertermia si se aplican concentraciones bajas de sensibilizador en el tejido diana. Con frecuencia este es el caso para la TFD con ácido 5-aminolevulínico (ALA) generado protoporfirina IX (PpIX). Una hipertermia leve durante la exposición a la luz puede dar buenos resultados, tal vez incluso de la naturaleza sinérgica. Se cree que el sinergismo puede estar relacionado con los efectos de la hipertermia en la reparación de los daños TFD subletales, y la vía de señalización celular también puede estar implicado. El oxígeno singlete tiene un tiempo de vida corto de 10-40 ns en células y tejidos. Por lo tanto, su radio de acción es de sólo 10-20nm. Esto significa que la TFD actúa selectivamente sobre los objetivos con altas concentraciones de sensibilizador. La selectividad tumoral de la TFD se basa en este principio. La selectividad tumoral de la acumulación del sensibilizador puede estar en relación con una serie de factores: un tumor de bajo pH (varios sensibilizadores protonar y obtener más lipófilo por debajo de pH 7), una alta concentración de receptores de lipoproteínas en los tumores (la mayoría Figuras 485 y 486. Diagramas modificados de Jablonski. Exci- de los sensibilizadores están unidos a las tación y emisión de fluorescencia de bandas de un tipo de fo- lipoproteínas en la sangre), la presencia tosensibilizador de porfirina se muestran en la esquina inferior de microvasos con fugas de bajo drenaje izquierda.

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linfático en los tumores, y una alta concentración de macrófagos (tomando hasta sensibilizadores agregados) en los tumores. La exposición a la luz poco después de la aplicación del sensibilizador conduce predominantemente a un daño vascular en los tumores, en particular si los sensibilizadores no son demasiado lipófilos. En tiempos de aplicación más largos las células tumorales se destruyen. Además, la TFD afecta el sistema inmunológico. Esto puede explicar porqué a veces se producen un menor número de metástasis después de la TFD que después de la extirpación quirúrgica de los tumores. • Bioestimulación y cicatrización de la herida. La bioestimulación y la cicatrización de heridas se han reportado aún a más bajas tasas de flujo de luz CW y dosis que las utilizadas en la TFD. Dado que la polarización y la colimación se pierden dentro de unas pocas décimas de milímetro de penetración en los tejidos, no se necesitan rayos láser para tales aplicaciones. Sin embargo, están siendo utilizados, y los tratamientos a menudo se llaman “terapias láser de bajo nivel bajo”, TLBNs, también conocido como fotobiomodulación, terapia de láser frío y bioestimulación láser. Cabe destacar que en los países de Europa del Este TLBN parece aceptarse hasta cierto punto. Se han propuesto las siguientes aplicaciones: tratamiento de tumores, el tratamiento del tinnitus o acúfenos, la epilepsia, el dolor, la trombosis, el alivio de la hipersensibilidad a la luz, la reducción del tiempo de recuperación después de traumas o de la cirugía, el tratamiento de la hiperlipidemia y el fortalecimiento del sistema inmunológico. Los cromóforos de los posibles efectos biostimulative son desconocidos, y también lo son las reacciones celulares. Se han notificado espectros de acción para la bioestimulación de las células en cultivo. Ellos tienen muchos picos y no apuntan a ningún cromóforo bien definido y conocido. Se han propuesto Efectos sobre las enzimas mitocondriales implicadas y respiratoria. Se puede concluir que la bioestimulación y la cicatrización de heridas por las bajas tasas de flujo de luz siguen siendo polémica y no ha sido probada científicamente. Consideraciones Prácticas en la Medicina Láser Las utilidades de los láseres en los tratamientos médicos consisten principalmente en la terapia fototérmica TFT y TDF. Hoy en día, el láser se aplica en ambos casos a casi todas las disciplinas de la medicina como la dermatología, oftalmología, odontología, otorrinolaringología, gastroenterología, urología, ginecología, sistema cardiovascular, neurocirugía y ortopedia (figura 488). Aunque la terapia fototérmica todavía juega un papel importante en el tratamiento con láser médico, la TFD se ha establecido como una modalidad de tratamiento para un número de enfermedades no oncológicas y oncológicas. Al menos se han aprobado siete fotosensibilizantes y precursores de porfirina por las agencias reguladoras de salud en muchos países de TFD y fotodetección de enfermedades (tabla 5). Además, varios fotosensibilizadores de segunda generación se están investigando en estudios clínicos (tabla 21). La principal ventaja de la TFD sobre la terapia fototérmica es el efecto selectivo sin hipertermia, de modo que los tejidos sanos circundantes no se dañan (tabla 21). • Factores que influencian la elección de un láser. 374

Figura 487. Terapia láser. Aplicaciones terapéuticas y diagnósticas de los láseres médicos. Steiner H 2003.

La elección de un láser apropiado para una aplicación dada depende de: (a) las características de absorción del tejido a ser destruido, (b) la longitud de onda de la radiación emitida, (c) los parámetros temporales de la energía suministrada, incluyendo el nivel de potencia aplicada (densidad de potencia), la energía total suministrada durante un área determinada, superficie, (densidad de energía) y la velocidad y duración de la exposición (repetición de pulsos) y, (d) el modo de entrega de la energía del haz a un tejido diana (es decir, la energía pulsada y continua versus contacto directo o sin contacto con el tejido diana). • Sistemas de entrega del láser. El sistema de suministro de láser transmite el haz de láser al objetivo de un tejido (diana, cromóforo, superficie). Se dispone de varios sistemas de entrega y su elección depende de la longitud de onda, potencia de operación, tamaño de punto focal deseado y la accesibilidad del sitio de tratamiento, y la transmisión/características de los elementos ópticos de la absorción. En general, los sistemas se pueden clasificar en dos tipos: sin contacto y de contacto. En el tipo de no contacto sólo con el haz láser interactúa con el tejido objeto con un efecto óptico predominante. Hay principalmente tres diferentes sistemas de este tipo:

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Tabla 21. Fotosensibilizadores aprobados y precursores de porfirina en FD y en TFD.

Tabla 22. Fotosensibilizadores y precursores de porfirina usados en los ensayos clínicos FD y TFD.

1. El brazo articulado y sistema de lentes : un brazo articulado es una serie de tubos huecos y espejos. El haz de láser se transmite a través de un tubo y luego se refleja en el siguiente tubo por un espejo en ángulo apropiadamente . Este sistema puede ser adaptado a un microscopio de operación (micromanipuladores, micoescáner) o pieza de mano proporcionando una excelente precisión. 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 2-7 se muesra esquemáticamente dicho sistema.

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Figura 488. Diagrama esquemático de un brazo articulado típico que transmite el haz de luz de un láser de CO2. Reimpresión de Fisher JC, Basic laser physics and interactions of laser light with the soft tissue. In: Shapshay, ed, Endoscopic laser surgery handbook. New York: Marcel Dekker, 1987, 52.

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 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 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 utlizados en oftalmología, o se pueden montar en varias estructuras tubulares unidas mediante múltiples codos, con una movili-dad comparable a la de un brazo humano. A este sistema transmisor se le denomina brazo articulado. En la figura 488 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 2-8, se indica mediante una flecha circular la libertad rotatoria de cada segmento del brazo. 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 alin377

Figura 489. Diagrama esquemático de un haz de luz láser transmitido a su objetivo mediante una secuencia de espejos planos. Esta método de entrega se utiliza en los láseres de neodimio:YAG de pulso ultracorto - Q-switched, debido a que la densidad de potencia del haz de luz es demasidado alta para SRGHUVHUWUDQVPLWLGDDWUDYpVGHXQDÀEUDySWLFD3DUDTXHHOKD]GHOX] OiVHUSXHGDWHQHUXQDWUDQVPLVLyQHÀFLHQWHODUHÁHFWDQFLDGHORVHVSHMRV adquiere una importancia crítica.

eación de un brazo articulado es delicada. Es importante evitar golpear el brazo para que todo este sistema de espejos no se desplace y se puedan desalinear todo este sistema de espejos, ya que para que tenga la mayor 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 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 HQGRVFRSLR WDQWR UtJLGR FRPR ÁH[LEOH ODSDURVFRSLR EURQFRVFRSLR DUWURVFRSLR HWF  (VWRV aparatos se discutirán en detalle en las secciones siguientes. Las principales desventajas de un brazo articulado son: su sensibilidad a impactos con REMHWRVGXURV\VXÁH[LELOLGDGUHODWLYDPHQWHOLPLWDGDFXDQGRVHFRPSDUDFRQXQDÀEUDySWLFD 6XVPD\RUHVYHQWDMDVVRQXQDWUDQVPLVLyQGHDOWDHÀFDFLDGHOKD]OiVHUGHXQDJUDQYDULHGDG 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. 2. La fibra óptica: Para aquellos láseres cuyas longitudes de onda se encuentran en el rango de los 300 a los 2.100 nm, el sistema de entrega que se utiliza en la cirugía, con la exclusión virtual de todos los otros, es la fibra óptica de cuarzo. Esta es un monofilamente delgado de dióxido cristalino de silicio que puede tener una extensión de 4-6 metros de longitud, y que está cubierto con una capa delgada adherente de otro material que se llama revestimiento (cladding) y que tiene un índice de refracción menor que el de la base del cuarzo. Las fibras para utilización 378

a pulso en cirugía general tienen también una envoltura externa con un espacio anular pequeño entre esta y el revestimiento de la fibra para permitir la transmisión de gas o líquido para refrigerar la fibra y su dispositivo final. Ambos, el revestimiento (cladding) y la envoltura (jacket) pueden fabricarse a base de materiales poliméricos adecuados. Las fibras que están diseñadas para utilización en el interior de arterias no suelen incorporar la envoltura o funda para que el diámetro externo sea el menor posible. Una de las mejores combinaciones de material para la fabricación de fibras quirúrgicas, es un núcleo de cuarzo de alta pureza y un revestimiento de teflon FEP, copolímero de tetrafluoroetileno-hexafluoropropileno. Este copolímero tiene el índice de refracción más bajo (en el orden de 1.35) que cualquier otra sustancia fácilmente disponible que se pueda utilizar como revestimiento. Las fibras ópticas son fibras ópticas delgadas , flexibles recubiertas con nylon opaco o carcasas de metal , que puede transmitir la radiación visible e infrarrojo cercano por la reflexión fuera de la carcasa opaca . Las fibras ópticas se pueden utilizar en conjunción con alcances rígidos o flexibles para proporcionar la cirugía mínimamente invasiva . Recientemente flexibles biocompatibles sílice , fibras ópticas con disparo lateral y difundir consejos para la entrega de alta potencia de la irradiación con láser ha demostrado ser prometedor para una serie de indicaciones médicas . 3. 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

Figura 490. 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 n0100 cm), sin embargo tienen una absorción débil en el agua (0.006/cm a 0.02/cm). El mecanismo primario de la ablación tisular para los láseres visibles es la absorción de los rayos láser por el pigmento orgánico, conversión de la luz absorbida en calor y transferencia del calor por conductividad térmica desde los cromóforos (partículas de pigmentos) al agua histológica y vaporización de la misma formando vapor que se expande rápidamente. Otras aplicaciones comunes del láser en urología incluyen al láser de Ho:YAG (2120 nm) para la incisión de las estenosis uretrales causadas por el trauma tisular de la cirugía, ablación del carcinoma de células transicionales superficial de la vejiga, la ablación mediante láseres de Nd:YAG y CO2 para el carcinoma de pene y los láseres de Ho:YAG y Nd:YAG para la incisión de ureteroceles. Aunque la TFD está todavía en desarrollo clínico, ha mostrado resultados prometedores 393

en el tratamiento de cáncer de vejiga, próstata pequeña y cáncer de pene con varios fotosensibilizadores que incluyen el Photofrin y el Tookad. El Hexvix, un precursor de la porfirina, ha sido recientemente aprobado por la Unión Europea para la fotodetección del cáncer de vejiga. • Láseres en ginecología. Desde que se utilizó el láser de CO2 por primera vez en ginecología hace más de 25 años, se han utilizado otros láseres en este campo incluyendo el Nd:YAG, KTP, láseres de colorante y láseres de diodo. Como los procedimientos ginecológicos son cada vez más por vía laparoscópica, colposcópica e histeroscópica, sigue aumentando la utilización del láser en estos procedimientos. Los avances en la técnica de láser han mejorado la precisión y minimiza el daño térmico. Esto hace que sea posible el uso de un láser para la incisión, excisión, la resección, la ablación, la vaporización, la coagulación y la hemostasia de tejidos blandos en el campo de la ginecología. Con la colposcopia y la ablación con láser de CO2 pueden tratarse, por ejemplo, los condilomas, la leucoplasia cervical de alto grado, junto a las neoplasias intraepiteliales vulvares y vaginales (siglas en anglosajón: CIN, VIN y VAIN). Varios estudios científicos han demostrado que este láser es eficaz en el tratamiento de la neoplasia intraepitelial vulvar (VIN) con una tasa de éxito de alrededor del 85%. Mediante laparoscopia e histeroscopia, la fotovaporización del tejido enfermo o en exceso, los láseres de CO2 y de KTP también se han utilizado para el tratamiento de embarazos ectópicos, dismenorreas, endometriosis, quistes ováricos, etc. Además, los láseres se han empleado para realizar histerectomías y para reconstruir las trompas de Falopio dañadas o estenosadas, permitiendo así a las mujeres infértiles la concepción. La principal ventaja del tratamiento con láser es la erradicación de cualquier volumen de epitelio enfermo, con un riesgo mínimo de cicatrices. Recientemente, se ha demostrado que las muestras de tejido teñido con un fluorescente con precursores de la porfirina revelan células anormales, displásicas o neoplásicas cuando se excitan por la luz láser, lo que lleva a la detección precoz del cáncer. También otro área importante es la corrección, incluida en las técnicas endocavitarias, a través de un colposcopio, de la incontinencia urinaria de esfuerzo y del síndrome de relajación vaginal. • Láseres en el sistema cardiovascular. La radiación láser se puede transmitir a través de las fibras ópticas a cualquier lugar del sistema cardiovascular. Por este motivo las modalidades basadas en láser se hacen atractivas y hoy en día la tecnología láser está disponible para el sistema arterial, ventricular, arritmias supraventriculares, miocardiopatía hipertrófica y para las cardiopatías congénitas. El primer empleo del láser para el tratamiento de enfermedades cardiovasculares fue realizado por McGuff y cols. en 1963 para vaproizar las placas ateroscleróticas. Choy y cols. utilizaron la radiación del láser de argón para el tratamiento de la trombosis en animales de experimentación y posteriormente llevaron a cabo la primera angioplastia clínica con láser de argón a través de una fibra desnuda en 1983. En contraste con la angioplastia coronaria con balón en el que se fractura el material de la placa, se comprime o se desplaza, la angioplastia con láser vaporiza el material de la placa y por lo tanto tiene una alta tasa de éxito para el tratamiento de obstrucciones arteriales coronarias crónicas. Este enfoque se refiere a menudo como angioplastia con láser térmico, ya que las puntas de las fibras ópticas pueden convertir la energía de la luz láser en energía térmica para lograr la recanalización por compresión mecánica y la vaporización del tejido del material de la placa. Los resultados reportados con el láser 394

de excímeros en la angioplastia muestran tasas de éxito del 82-85%, con importantes tasas de complicaciones de sólo el 5-7%. Los fallos de la angioplastia con láser se producen a menudo debidos a la incapacidad para avanzar el catéter a la lesión debido a la tortuosidad preestenótica. El láser también puede ablacionar trombos y émbolos por fotovaporización. Esto se debe a que la absorción de la luz por la hemoglobina en los trombos es mayor que por el tejido vascular a 482 nm, proporcionando así un grado de ablación con láser selectiva de los trombos sin daño a las paredes vasculares. Gregory y cols. reportaron la trombolisis selectiva por láser de la trombosis coronaria en 17 de los 18 pacientes con una mejora significativa del flujo sanguíneo coronario. La revascularización transmiocárdica con láser es una técnica para el tratamiento de pacientes con angina de pecho crónica. En este procedimiento se utiliza un láser para crear múltiples canales transmiocárdicos en las áreas isquémicas. El procedimiento también se puede realizar por láser con revascularización miocárdica percutánea con la ventaja de su menor invasividad. Los ensayos clínicos han demostrado una mejora significativa en el tipo de la angina de pecho, pero es demasiado pronto para sacar una conclusión clara, ya que las técnicas aún no han mostrado un aumento significativo de la supervivencia y de la función miocárdica. La ablación con láser se ha estudiado en el tratamiento de las arritmias ventriculares y supraventriculares. Saksena y cols. e Isner y cols. utilizaron los láseres de y de CO2 para alcanzar la vaporización superficial de tejido endocárdico responsable de la taquicardia ventricular. En comparación con los láseres d argón y los de CO2 para la vaporización del tejido, el láser de Nd: YAG se ha propuesto para la terapia antiarrítmica por fotocoagulación in situ del foco incitante. Una de las ventajas de la fotocoagulación mediante láser de Nd:YAG es que los tejidos tratados se dejan intactos con preservación de la integridad estructural del miocardio. El mayor beneficio en contraste con la crioablación es que la fotocoagulación con láser Nd: YAG se puede realizar en el corazón que late normotérmicamente durante la taquicardia ventricular. Aunque la tecnología láser ha sido evaluada en el tratamiento de una serie de trastornos cardiovasculares durante varias décadas, no se ha realizado tan bien como se esperaba. El procedimiento puede crear coágulos de sangre peligrosos y perforación de la pared vascular debida a la ablación con láser. Los catéteres pueden causar un trauma mecánico y también son demasiado rígidos para pasar a través de los vasos sanguíneos tortuosos. La investigación adicional tanto en la tecnología láser como en la de sus aplicaciones cardiovasculares pueden encontrar en el láser una herramienta valiosa para el tratamiento de este tipo de patologías. • Láseres en neurocirugía. Desde los estudios experimentales iniciales en animales de experimentación sobre los efectos de los láseres de rubí, argón y del CO2 sobre el sistema nervioso central (SNC) en los años comprendidos entre 1965 y 1970, se han hecho progresos notables en lo que respecta tanto a las técnicas como a sus aplicaciones quirúrgicas en los tejidos cerebrales y nerviosos. El principal efecto de un láser sobre el tejido neural es térmico . Hoy en día , los láseres de CO2 y Nd : YAG , quizás también los nuevos láseres de diodo de alta potencia , son eficaces en el tratamiento de tumores del SNC y malformaciones vasculares . Generalmente , la vaporización del tejido inducida por láser es adecuado para la resección de tumores intracerebrales , extraaxiales, la base del cráneo y tumores de la médula espinal incluyendo los neuromas acústicos, tumores pituitarios, neuromas la médula espinal, gliomas intracerebrales y metástasis y también para 395

la disección intracraneal, de la médula espinal y de meningiomas intraorbitales , mientras que la coagulación del tejido inducida por láser se utiliza para la resección de las malformaciones vasculares tales como las malformaciones arteriovenosas y cavernomas. Los beneficios de esta terapia con láser son debidos a los instrumentos precisos y sin contacto que pueden reducir el trauma quirúrgica del cerebro. Cabe señalar que los tejidos normales y anormales del cerebro pueden tener muy diferentes propiedades ópticas. Por ejemplo, la mayoría de los tumores cerebrales (meningiomas, neurinomas, gliomas de alto grado, metástasis) están altamente vascularizados con un nivel alto de hemoglobina, con lo que demuestran altos coeficientes de absorción en la banda de las longitudes de onda entre 400-800 nm. Esto indica que los láseres de argón y de diodo pueden ser efectivos para estos tipos de tumores. Las técnicas estereotáctica se utilizan con mayor frecuencia para la neurocirugía por sus aberturas más pequeñas, menor lesión cerebral, disminución de la morbilidad y un postoperatorio más corto. De hecho, cualquier láser de fibra óptica guiada puede utilizarse para los procedimientos de neurocirugía estereotáxica incluyendo la guiada por imágenes (RMN, TC, o por angiografía), resección de tumores superficiales y profundos y las lesiones vasculares o la resección endoscópica de los tumores y quistes en los ventrículos. La termoterapia inducida por láser intersticial (LITT) es también un enfoque de neurocirugía mínimamente invasivo para el tratamiento de tumores estereotácticos en regiones poco accesibles. La RMN sirve como la técnica más prometedora para el seguimiento directo de las técnicas LITT. La TFD es una técnica relativamente nueva que se ha utilizado para el tratamiento de los tumores cerebrales con HDP, Photofrin (Porfimer, porfímero sódico) o Foscan (temoporfina). • Láseres en traumatología. Los pacientes que sufren de hernias de disco y que no pueden recuperarse con la terapia física, ahora se pueden tratar con láser. Más de 500.000 estadounidenses se someten a tratamiento para el dolor lumbar con láser cada año. Los láseres pueden vaporizar el tejido de un disco creando un vacío. Esto hace que el disco se reduzca en tamaño disminuyendo la distancia del nervio presionado y produciendo el alivio del dolor. Esta cirugía elimina la necesidad de las incisiones, de cicatrices, de hospitalizaciones, la inestabilidad postoperatoria, la inmovilidad e incluso de la anestesia general. • Terapia láser de baja intensidad/Bajo nivel (TLBI) y antiálgica. El láser de baja intensidad, con una energía de menos de 10 a 100 W, recientemente se ha analizado como una posible herramienta terapéutica. Aunque la evidencia es confusa y creemos que no existen evidencias científicas contundentes demostrables, la terapia con láser de bajo nivel, la (TLBI) puede ser útil en la curación de heridas cutáneas y alivio del dolor. Aunque su uso no está muy extendido en los Estados Unidos, el láser de baja intensidad es ampliamente utilizado en otros países para el tratamiento de trastornos dermatológicos, dentales, neurológicos, y quiroprácticos. Los pulsos cortos de los láseres de argón, CO2, Nd:YAG y otros) se han utilizado en estudios experimentales y clínicos para inducir dolor en los animales de experimentación y en los seres humanos. La activación de los de los nociceptores de la piel o los receptores del dolor 396

(proceso neuronal mediante el que se codifican y procesan los estímulos potencialmente dañinos para los tejidos. Se trata de la actividad aferente producida en el sistema nervioso periférico y central por los estímulos que tienen potencial para dañar los tejidos) con calor, proporciona datos sobre la investigación respecto a los mecanismos de la lesión, la sensibilización y los efectos terapeúticos de diversas intervenciones. Aplicaciones Diagnósticas de los Láseres La “biopsia óptica” o el “diagnóstico óptico” es una técnica mediante la cual se utiliza la energía de la luz para obtener información sobre la estructura y función de los tejidos sin alterar su estructura. Hoy en día, esta técnica emplea un número de métodos espectroscópicos y formación de imágenes, incluyendo la absorción, la fluorescencia, la reflectancia, la dispersión elástica y la dispersión Raman para distinguir el tejido maligno del benigno, supervisar el estado metabólico y medir el flujo sanguíneo local, así como la concentración de los fármacos. (Figura 494).

Figura 494. El espectrómetro de Raman puede utilizarse para conseguir las frecuencias de vibración característicos de los átomos que proporcionan la huella digital por la cual se puede indentificar la composición química y la estructura del material, la orientación cristalográfica de la muestra, la identificación de las partículas en la variación de dimensiónes micrométricas en su composición se puede asignar para proporcionar imágenes basadas en la distribución de la composición molecular.

Las técnicas de la fluorescencia inducida por láser (LIF) y la espectroscopia de formación de imágenes se basan en los hallazgos de que los patrones espectroscópicos/formación de imágenes de autofluorescencia endógenas difieren entre los tejidos normales y premalignas o malignas. Para la aplicación de la LIF a lesiones superficiales en órganos huecos internos se insertan fibras ópticas a través de un endoscopio y la autofluorescencia del tejido pueden ser excitada por láser y capturada para los análisis espectroscópicos y de la imagen. Por ejemplo, para ver anomalías de la mucosa o de tumores en la tráquea y de los bronquios, las imágenes del pulmón mediante la fluorescencia inducia por láser endoscópico (LIFE) utiliza un endoscopio de fibra óptica con una fuente de luz láser azul para estimular la fluorescencia natural de los tejidos. Los tejidos normales y anormales responden a esta iluminación de forma diferente, de esta forma 397

las imágenes de fluoresecencia endoscópica (LIFE siglas en anglosajón de laser induced fluorescence endoscopic) revelan anomalías menores que de otro modo permanecerían invisibles. La técnica LIFE puede detectar cánceres de pulmón iniciales o lesiones precancerosas tan pequeñas como un milímetro de ancho antes de que se conviertan en cánceres de pulmón invasivos. Sin embargo, debido a la compleja estructura del tejido biológico, la baja intensidad de las señales de fluorescencia naturales y los artefactos de dispersión y fluorescencia de la reabsorción, fotodetección y la interpretación de la autofluorescencia del tejido puede ser complicado, particularmente en el caso de condiciones inflamatorias que pueden causar falsos resultados positivos. Estas técnicas de diagnóstico ópticas pueden ser mejoradas significativamente por los compuestos fluorescentes administrados exógenamente o sus precursores que se localizan selectivamente en lesiones específicas, tales como los fotosensibilizadores utilizados para TFD. ALA o su derivados de la PpIX que inducen fluoresecencia endógenamente ya han demostrado su potencial de discriminación mejorada de la espectroscopia de fluorescencia y formación de imágenes. Por otra parte, la PpIX endógena puede servir como un agente fotosensibilizante potente para la TFD. Lo más importante, como resultado de los rápidos avances en la metodología y la tecnología de imágenes de fluorescencia y de la TFD de los tejidos, los endoscopistas probablemente en los próximos años con un nuevo arsenal de herramientas de diagnóstico y terapéuticos para la detección y el tratamiento de las lesiones premalignas superficiales y de los tumores malignos de los órganos huecos internos durante un solo procedimiento. Un endoscopio estándar equipado con un sistema de formación de imágenes y un sistema de iluminación terapéutico puede satisfacer tal requisito para la fotodetección inicial y posterior TFD de las lesiones en una sola sesión de tratamiento después de emplear los precursores de la PpIX u otros fotosensibilizadores. La combinación de la endoscopia con las técnicas de fotodetección junto a la TFD pueden revolucionar la tecnología endoscópica. La microscopía confocal es un herramienta novedosa y no invasiva que permite la formación de imágenes en tiempo real del tejido in vivo o ex vivo en biopsias en fresco sin la fijación, corte y tinción de rutina necesaria para histopatología. Un microscopio confocal se compone de una fuente de luz láser que ilumina una pequeña mancha en el tejido. La luz reflejada o fluorescente desde el punto iluminado del tejido se forma la imagen a continuación, a través de una pequeña abertura del tamaño del agujero de un alfiler, produciendo una imagen solamente del plano en foco del tejido. La microscopía confocal proporciona una resolución rápida y alta (axial) y la imagen de alto contraste de tejido vivo que tiene potenciales aplicaciones de diagnóstico para las lesiones. La tomografía de coherencia óptica (TCO) es un método prometedor de diagnóstico que utiliza la interferometría de baja coherencia para producir una imagen de dos dimensiones de dispersión óptica de microestructuras de tejidos internos de una manera que es análoga a la formación de imágenes obtenidas por la ultrasonografía. Las imágenes en sección transversal de tejido pueden obtenerse in vivo con una mejor resolución espacial que la microscopía confocal. Esta técnica es potencialmente útil para el diagnóstico no invasivo de la retina y tumores de piel con una profundidad de penetración de 0,5-1,5 mm. La velocimetría doppler láser (LDV), también llamada la flujometría doppler láser (LDF), es un método sencillo y no invasivo que permite el seguimiento del flujo sanguíneo microvascular, un marcador muy importante de la salud del tejido. En principio, un haz de luz láser monocromático se dirige a la superficie de la piel. La luz que se refleja en el tejido estacionario no sufre ningún cambio, mientras que la luz que se reflejaba en las células móviles (como las células rojas de la sangre) sufre un desplazamiento doppler. El grado de desplazamiento doppler 398

aumenta con la velocidad de las células. Esta luz es reflejada de nuevo al azar a partir del tejido a un fotodetector que calcula la velocidad media de las células dentro del tejido. Como la biotecnología evoluciona, una serie de nuevas técnicas que utilizan un láser

Figura 495. Ablación de una única mitocondria en una célula con un láser pulsado en femtosegundos. (a) Imagen de fluorescencia que muestra múltiples mitocondrias antes de la aplicación del láser pulsado en femtosegundos. (b), (flecha) y después de los pulos láser(c), (flecha), debe observarse que las mitocondrias cercanas no están afectadas. Cortesía de Dr Eric Mazur, Department of Physics, Harvard University.

como la citometría de flujo y la espectrometría de masas se aplica con más frecuencia para descubrir nuevos biomarcadores para la detección de enfermedades, así como para evaluar los resultados de los tratamientos. Nanocirugía Láser en Biología Celular Durante los últimos 10 años la calidad y disponibilidad de los láseres pulsados han mejorado significativamente. Se pueden entregar intensidades muy altas de luz en tiempos ultracortos que van desde los nanosegundos (10-9 s) de femtosegundos (10-15 s). Mediante un láser con anchuras de pulso en fem, es posible lograr la ablación en el nivel de una sola célula o un compartimiento subcelular con una precisión en el rango de cientos de nanómetros sin dañar las estructuras circundantes. Desde 1995, cuando Konig y cols. los primeros que demostraron la disección de los cromosomas humanos aislados, los picosegundos UV y los femtosegundos IR de los láseres pulsados se han empleado cada vez más para la cirugía celular y subcelular en la ablación de orgánulos sin afectar la viabilidad celular. La figura 495 muestra, por ejemplo, toda la ablación de una sola mitocondria por un láser de femtosegundo con una precisión de focalización. Otros objetivos subcelulares son los filamentos de la actina y los microtúbulos. Los láseres de femtosegundos incluso han mejorado la eficacia de transfección de ADN en las células para la terapia génica, introducción de material genético externo en células eucariotas. De hecho, el láser de femtosegundos pueden funcionar como unas nanotijeras en la cirugía subcelular y tienen aplicaciones potenciales en un solo orgánulo o disección cromosómica, la inactivación de las regiones genómicas específicas en los cromosomas individuales, en los genes altamente localizados y en la transferencia molecular. La principal ventaja de láser pulsado nanoquirúrgi399

co (nanocirugía) es su capacidad bien controlada y no invasiva de la ruptura de las estructuras subcelulares con una alta precisión en el tiempo y en el espacio tridimensional. Direcciones Futuras El futuro en el desarrollo de los láseres médicos va a depender en gran medida de la demanda de los pacientes, de los médicos y de métodos que sean rentables. Aunque los láseres han encontrado su lugar en el diagnóstico y en el tratamiento médico (tabla 23), desde su creación a mediados del siglo pasado, van a encontrar muchas más aplicaciones médicas gracias a los avances en la tecnología óptica y a cada vez una mejor comprensión de las interacciones entre la radiación láser y el tejido. Un estudio reciente de mercado realizado por Frost & Sullivan, una firma de investigación londinense, predice que el mercado europeo de los láseres médicos casi se triplicará en el 2013 a 862 millones de dólares desde los 329 millones en 2006. La fuerza motriz para este crecimiento se debe a las aplicaciones oftalmológicas, las cardiovasculares, las urológicas y po-

Tabla 23. Tipos comunes de láseres y sus mayores indicaciones. 400

siblemente también a la expansión de las aplicaciones ginecológicas. En el horizonte se están investigando una serie de nuevos tipos de láseres para posibles utilizaciones médicas. En general, los nuevos láseres son cada vez más pequeños, más flexibles, más económicos y con funciones específicas. Los láseres de femtosegundos pulsados de alta potencia y bajo consumo de energía permitirá a los cirujanos realizar microcirugías precisas sin un calentamiento significativo del tejido. Se desarrollarán nuevos láseres de fibra con diferentes longitudes de onda con emisiones continuas y pulsadas sin la necesidad de una cavidad de resonancia convencional. Aquellos que dispongan de esta, podrán emitir en una o varias longitudes de onda con diferentes anchuras de pulso (desde los nanosegundos, pasando por los microsegundos, milisegundos, llegando a la emisión continua) para realización de diferentes e interesantes efectos tisulares. Los láseres de estado sólido bombeados tendrán mayor potencia y cubrir todas las regiones del espectro visible e infrarrojo cercano. Los láseres semiconductores en el infrarrojo medio con capacidad de determinación de la especificidad química exacta probablemente permitirán la caracterización óptica de una enfermedad. Las fuentes de luz pulsada intensa y los LEDs reemplazarán al láser en algunas aplicaciones. Como pensamos posiblemente mucho hace bastantes años, tal vez el futuro del láser podrá incluir en una unidad sistemas de longitudes de onda múltiples en una sola unidad compacta o con múltiples aplicaciones. En particular, las instalaciones de láseres para el diagnóstico que incluyen sistemas de formación de imágenes in vivo espectroscópicas y se puedan combinar con los procedimientos láser terapéuticos utilizando fotosensibilizadores efectivos. Conclusión La medicina y la cirugía láser se considera una disciplina con entidad propia a escala internacional, practicada en las diferentes especialidades, con un cuerpo de doctrina unitario y reglamentado. Las aplicaciones médicas del láser comenzaron hace ya más de medio siglo, poco después de la invención del láser. Hoy en día, los láseres se aplican a casi todos los campos de la medicina, proporcionando beneficios considerables a los médicos y pacientes, tanto para fines diagnósticos y terapéuticos. La terapia con láser se compone principalmente de la terapia fototérmica y la TFD, esta última es una combinación de un fotosensibilizador localizado en la lesión con la irradiación con láser no térmico. En la terapia de los láseres térmicos, las principales ventajas son la precisión, la hemostasia, esterilización del sitio tratado, la reducción del edema, menos cicatrices , menos dolor y una recuperación mayor a corto plazo. Su utilización es complicada, lo que requiere una formación adecuada que puede ser la principal desventaja. Los beneficios de la terapia fotodinámica incluyen una alta selectividad y sin la toxicidad del fotosensibilizador, de utilidad tanto en el diagnóstico como en la terapia y de su posible repetición si es necesario, a pesar de que tiene una limitada penetración de la luz en el tejido y puede causar fotosensibilización de la piel a la luz. El tratamiento láser con éxito depende de la comprensión exhaustiva de las interacciones entre la irradiación óptica y el tejido biológico y en el láser apropiado que se utilice para una determinada patología, por un médico completamente entrenado de una manera segura en este tipo de tecnología. Además, en la TFD es esencial la utilización de un fotosensibilizador efectivo. No obstante, debe señalarse que los láseres deben utilizarse solamente cuando ofrezcan una ventaja clara sobre las modalidades convencionales que cada vez más son mayores, más amplias y que serán parte o reemplazarán en gran medida a las prácticas convencionales. 401

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