CAPÍTULO OCHO

Interacciones Tisulares de los Láseres

Dr. Hilario Robledo

INTRODUCCIÓN

Con frecuencia, los médicos que se inician en el mundo del láser están saturados y en algunas ocasiones abrumados ante la terminología técnica que se utiliza en las charlas, reuniones, congresos, etc., en relación con potencia/energía, longitud de onda, anchura de pulso, fluencia o densidad de energía, etc. Es nuestra misión en este artículo tratar de aclarar estos términos, ya que se necesita algún tipo de familiaridad con el lenguaje fundamental para dominar la complejidad de la luz láser y las interacciones de ésta sobre la piel y los tejidos.Aunque se ha tratado en profundidad en el volumen anterior en diferentes capítulos (“Guía Médica Básica de la Ciencia del Láser”), creemos conveniente repasar de nuevo algunos de estos conceptos, ya qeu entendemos que sin ellos sería difícil la comprensión de la forma de actuación de los láseres en la obtención de los resul-tados deseados en cada una de sus aplicaciones específicas.

La utilización de los diferentes láseres como un instrumento médico es un proceso evolutivo de con-tinuo refinamiento técnico y fundamentalmente basado en el entendimiento de las interacciones tisulares me-diadas por el haz de luz láser. La comprensión de estas interacciones es mucho más importante que cualquier otra del aparato láser que se vaya a utilizar. La capacidad de lograr el efecto terapéutico deseado con un láser depende de la buena elección de los parámetros intrínsecos del láser, como longitud de onda, densidad de energía, irradiancia, tamaño del spot y anchura de pulso. La evolución continua en este campo proporcionará mejores resultados y aumentará la posibilidad de tratar otras muchas afecciones. Actualmente, la utilización de los láseres es imprescindible en un gran número de aplicaciones clínicas y creemos que debería estar integrada en el aprendizaje médico y fundamentalmente quirúrgico, imprescindible para aquellos médicos que manejen estos instrumentos.

RADIACIÓN ELECTROMAGNÉTICA - REM

Todos los efectos de la luz sobre la piel, incluída la luz láser (200-20.000 nm), comienzan con la ab-sorción de la radiación electromagnética (REM). La radiación electromagnética es una forma fundamental de energía que exhibe tanto propiedades de onda (debido a un campo eléctrico y magnético alternante), como propiedades de partículas (ya que la energía es trasnportada en cuantos - cuantios (en latín quanta, denotaba en la física cuántica primitiva tanto el valor mínimo que puede tomar una determinada magnitud en un sistema físico, como la mínima variación posible de este parámetro al pasar de un estado discreto a otro que se conoce como fotones). Los fotones de las longitudes de onda largas transportan menos energía que los fotones de las longitudes de onda cortas, según la ley de Planck. Comenzando con las longitudes de onda largas, la baja en-ergía de los fotones al final del espectro lumínico, las REM incluyen las ondas de radio, microondas, la radia-ción infrarroja (IR), la radiación visible ultravioleta y las radiaciones ionizantes (rayos X. Los rayos X son una radiación electromagnética de la misma naturaleza que las ondas de radio, las ondas de microondas, los rayos infrarrojos, la luz visible, los rayos ultravioleta y los rayos gamma. La diferencia fundamental con los rayos gamma es su origen: los rayos gamma son radiaciones de origen nuclear que se producen por la desexcitación de un nucleón de un nivel excitado a otro de menor energía y en la desintegración de isótopos radiactivos, mientras que los rayos X surgen de fenómenos extranucleares, a nivel de la órbita electrónica, fundamental-mente producidos por desaceleración de electrones. La energía de los rayos X en general se encuentra entre la radiación ultravioleta y los rayos gamma producidos naturalmente. Los rayos X son una radiación ionizante

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Figura 8.1 Diagramas del espectro de Radiación electromagnética - REM

porque al interactuar con la materia produce la ionización de los átomos de la misma, es decir, origina partícu-las con carga (iones). La REM se absorbe por la materiaa través de interacciones con partículas cargadas de electrones o a través de la separación de de cargas en las moléculas llamadas dipolos (el dipolo eléctrico compuesto por dos cargas puntuales; el dipolo magnético representativo de un espira con corriente). Cuando se absrobe un fotón, sucede algún movimiento o separación de la materia cargada y la energía trasnportada por ese fotón se invierte en esta excitación. La absorción y la excitación son necesarias para todos los efectos fotobiológicos y las interacciones del láser con los tejidos.

Las unidades en las que se mide la REM forman una parte importante de la comprensión de las interac-ciones del láser con los tejidos. La energía se mide en julios (J). La cantidad de energía entregada por unidad de área es la fluencia o dosis, que se expresa usualmente en julios/cm2 (J/cm2). La proporción en la cual se entrega la energía se llama potencia que se mide en vatios (W). Por definición, un vatio es un julio por segundo (W = J/seg). La potencia entregada por unidad de área es por tanto la proporción de energía que se entrega por cantidad de superficie de la piel (es la irradiancia o densidad de potencia), La irradiancia es la magnitud uti-lizada para describir la potencia incidente por unidad de superficie de todo tipo de radiación electromagnética, que habitualmente se expresa en W/cm2.

La duración o tiempo de la exposición láser, que se denomina anchura de pulso, es extremadamente importante ya que establece el tiempo durante el cual se entrega la energía. En las utilizaciones percutáneas o transcutáneas, las exposiciones a la luz láser pueden variar de milisegundos (10-3 seg) a picosegundos (10-12 seg). La fluencia entregada es igual a los tiempos de irradiancia de la duración de la exposición. Otros factores importantes son el diámetro focal del haz de luz láser (tamaño de spot), que afecta en gran medida la intensi-dad dentro de la piel, si la luz incidente es convergente, divergente o difusa y la uniformidad de la irradiancia sobre el área expuesta.

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CALOR

La mayoría de las aplicaciones cutáneas o percutáneas son térmicas. En contraste con las reacciones fotoquímicas, el calor no necesita ningún tipo de energía fotónica. Por consiguiente, la absorción de cualquier radiación electromagnética puede originar calor. La temperatura está directamente relacionada con la excit-ación cinética media de las moléculas (ej.: la cantidad de movimiento, vibración, rotación y otros movimientos moleculares que suceden). A medida que la temperatura se eleva, las moléculas grandes, especialmente las que están configuradas y necesarias para la vida se agitan. La mayoría de las proteínas, DNA, RNA, mem-branas y sus estructuras integrales comienzan a desunirse o fundirse a temperaturas que oscilan entre los 40 y los 100º C. Debido a que la configuración molecular es necesaria para la actividad biológica, el resultado es la desnaturalización o la pérdida de función. Igualmente, la alta concentración de macromoléculas presentes en el tejido desplegadas se enredan, y el tejido se convierte en coagulado. Un ejemplo que nos es familiar de desnaturalización, es la cocción de la clara de un huevo. La desnaturalización térmica es dependiente tanto de la temperatura como del tiempo, a pesar de eso tiene un umbral de calentamiento similar. Para un tiempo de calentamiento determinado, existe un rango esrecho en la variación de temperatura en el cual se produce una desnaturalización total. Para la desnaturalización de la mayoría de las proteínas se debeb aumentar la temoera-tura alrededor de 10° C por cada década de disminución en el tiempo de calentamiento para lograr el mismo grado de coagulación térmica.

En las interacciones láser-tejidos, la coagulación térmica origina una necrosis celular, hemostasia, fusión y una alteración grosera de de la matriz extracelular en combinaciones específicas de tiempo y tem-peratura de calentamiento. La coagulación térmica es también una quemadura y la cirugía láser y consisten principalmente en el control de dónde y cuánto calor se produce una lesión. Los láseres que operan de forma contínua y de relativamente baja potencia (ej.: CO2, argón) y los láseres casi contínuos (de pulsos muy rápidos) como los de vapor de cobre, KTP (fosfato de titanio y potasio) usualmente producen una quemadura superfi-cial, bien controlada y de espesor parcial. Por el contrario, los láseres de colorante pulsado (PDL - pulsed dye laser), diseñados para fototermólisis de las lesiones microvasculares, producen una quemadura selectiva de la microvasculatura.

Figura 8.2 Grado de penetración cutánea de las diferentes longitudes de onda

La fototermólisis selectiva utiliza la absorción selectiva de los pulsos de luz por los cromóforos o partículas pigmentadas como va-sos sanguíneos, células pigmenta-das, las partícula de la tinta de los tatuajes. (Nota: Un cromóforo es la parte o conjunto de átomos de una molécula responsable de su color. También se puede definir como una sustancia que tiene muchos elec-trones capaces de absorber energía o luz visible e infrarroja, y excitarse para así emitir diversos colores, de-pendiendo de las longitudes de onda de la energía emitida por el cam-bio de nivel energético de los elec-trones, de estado excitado a estado fundamental o basal.Cuando una molécula absorbe cier-tas longitudes de onda de luz visi-ble y transmite o refleja otras, la molécula tiene un color. Un cromó-foro es una región molecular donde

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la diferencia de energía entre dos orbitales atómicos cae dentro del rango del espectro visible. La luz visible que incide en el cromóforo puede también ser absorbida excitando un electrón a partir de su estado de re-poso.En las moléculas biológicas útiles para capturar o detectar energía lumínica, el cromóforo es la semimolécula que causa un cambio en la conformación del conjunto al recibir luz.

Los pulsos cortos son necesarios (< 1 ms) para depositar la energía en el objetivo antes de que este pueda enfriarse, logrando de esta forma un confinamiento del calor localizado y específico. La coagulación térmica y los daños mecánicos mediados térmicamente están involucrados, dependiendo de la tasa de de-posición de energía en la destrucción del objetivo diana. En los pasados 30 años, la fototermólisis selectiva, que se intenata discutir ampliamente en este capítulo, ha transformado de forma dramática tanto la cirugía láser cutánea como las cirugías de aplicación oftalmológica y endocavitarias.

La lesión mecánica (fotomecánica), muchas veces mal denominada lesión fotoacústica, sucede por el calentamiento súbito por las altas energías entregadas en los pulsos cortos. La tasa de calentamiento local y la expansión rápida del material puede ser tan severa que las estructuras son destruidas por ondas de choque (una onda de presión supersónica altamente destructiva), cavitación (expansión súbita y colapso de una burbuja de vapor), o una expansión térmica rápida. El daño mecánico juega un importante papel en en la fototermólisis selectiva con una energía alta, láseres con emisión de submicrosegundos para la eliminación de tatuajes y le-siones pigmentadas.

CARACTERÍSTICAS ÓPTICAS DE LA PIEL

Antes de que se discutan las interacciones láser tisulares con más detalle, se revisarán las propiedades ópticas de la piel humana ya que determinan la penetración, absorción y la dosimetría interna de la luz láser en la piel.

Dos procesos fundamentales goviernan todas las interacciones de la luz con la materia: la absorción y la dispersión. Cuando se produce la absorción, el fotón cede su energía a un átomo o molécula conocida como cromóforo. En la absorción del fotón este deja de existir y el cromóforo se excita, puede sufrir una reacción fotoquímica o puede disipar la energía tanto en forma de calor como en reemisión de la luz (ej.: fluorescencia). La probabilidad de que ocurra absorción depende de la transición específica entre las órbitas electrónicas per-mitidas o de los modos de vibración molecular. Así las moléculas cromóforos presentan bandas características de absorción alrededor de longitudes de onda determinadas.

El espectro de absorción de las mayoría de los cromóforos de la piel dominan la mayor parte de las interacciones láser-tejido en dermatología. El coeficiente de absorción es la probabilidad por unidad de la trayectoria de un fotón a la longitud de onda particular que es absorbido. Por lo tanto se mide en unidades de 1/distancia y se designa típicamente como µa (expresadas en cm-1). El coeficiente de absorción depende de la concentración de cromóforos presentes. La piel está repleta de pigmentos interesantes y de diferentes estructuras microscópicas que tienen un espectro de absorción diferente. Esta heterogeneidad es la que per-mite funcionar a la fototermólisis selectiva. La figura 8.3 muestra los coeficientes de absorción de los princi-pales cromóforos de la piel a las concentraciones típicas que aparecen en la piel. Irónicamente, la curva de la melanina es la menos conocida, aunque la melanina es probablemente el único cromóforo mayor que funciona principalmente como pigmento.

La melanina, que está únicamente solo en la epidermis y en los folículos del pelo, absorbe amplia-mente en todo el espectro óptico. En contraste, la absorción sanguínea está dominada por la oxihemoglobina y una absorción reducida por la hemoglobina, que presenta unas fuertes bandas en el espectro de la luz UV, azul, verde y amarilla. Se eligió la banda de absorción de 577 nm (amarilla) de la oxihemoglobina para alca-nzar los microvasos superficiales mediante la fototermólisis selectiva, pero ciertamente no es la única banda

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Figura 8.3 Espectro de absorción de los principales pigmentos de la piel a la concentración habitual en los que se encuen-tran. Los valores que se muestran son los coeficientes de absorción (µa) del agua pura, hemoglobina humana a 11 g/dl y de la melanina-dihidroxifenilalanina (DOPA) que tiene un espectro de absorción similar a la melanina de la epidermis pigmentada a una concentración agua de 15 mg/dl. La concentración de DOPA-melanina mostrada es aproximadamente equivalente a la epidermis humana fuertemente pigmentada. El coeficiente de absorción de un melanosoma simple se desconoce. Hb, hemoglobina; HbO2, oxihemoglobina. (Anderson RR: Optics of the skin. In lim HW, Scoter MA, edi-tors: Clinical photomedicine, New York, 1993, Marcel Dekker).

Figura 8.4 Características ópticas de la piel: absorción, reflexión, dispersión y transmisión. Cuando una luz láser choca con- tra la piel hay cuatro posibles interacciones, reflejadas en este diagrama. Reimpresión de Dr. H. Robledo, Princip-ios generales de la luz láser en la cirugía cutánea y su interacción tisular, Cir Esp Vol. 69, Mayo 2001, Número 5.

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posible para esta aplicación. Los picos principales de la absorción de luz por la oxihemoglobina son: 418 nm, 542 nm y 577 nm . A pesar de su alta absorción por la sangre en la banda azul (420 nm), tiene una penetración limitada y se interfiere por la absorción de la melanina, haciendo que este pico de absorción no sea el ideal para el tratamiento de las lesiones vasculares. Así como existe una absorción menor en la anchura de banda comprendida entrte los 800 a 1.000 nm, espectro del infrarrojo cercano dentro de la amplia banda de la oxihe-moglobina por debajo de los 1.000 nm que pueden trabajar bien en las lesiones vasculares, proporcionando un

Figura 8-5 CO2, dióxido de carbono, Nd, neodimio; YAG, cristales de óxido de itrio y aluminio (Nd:Y3Al5O12). Reco-pilado de los datos in vivo e in vitro para un haz incidente de banda ancha. Cuando el radio del haz es menor o aproxi-madamente igual a la profundidad de penetración que figura en la tabla, la intensidad dentro de la piel disminuye mucho más rápidamente con la profundidad, debido al ensanchamiento lateral por la dispersión óptica. La piel normal no se trata frecuentemente y la penetración óptica es menor en las lesiones cutáneas vasculares o pigmentadas. Goldman MP, Fitzpatrick RE: Cutaneous laser surgery, ed 2, 1999, St. Louis, Mosby.

Figura 8.6 Profundidad de penetración de la radiación electromagnética (REM) en el ojo humano.

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Figura 8.7 Características ópticas de la piel. Profundidad de penetración en la piel y tejido celular subcutáneo de las diferentes longitudes de onda. Reimpresión de Dr. H. Robledo, Principios generales de la luz láser en la cirugía cu-tánea y su interacción tisular, Cir Esp Vol. 69, Mayo 2001, Número 5.

mayor grado de penetración. De hecho, los nuevos láseres Nd:YAG (acrónimo del inglés neodymium-doped yttrium aluminium garnet) es una emisión láser en medio sólido que utiliza el dopaje con neodimio de cristales de óxido de itrio y aluminio (Nd:Y3Al5O12), una variedad de granate, para la amplificación de su radiación de longitud de onda característica de 1064 nanómetros, en el infrarrojo, están siendo utilizados con éxito para el tratamiento de grandes venas (1-5 mm de diámetro).

La dispersión se produce cuando los fotones cambian su dirección de propagación. Se imparte un pequeño impulso por la dispersión, pero el fotón continúa a lo largo de su camino en una dirección diferente Toda la luz que vuelve de la piel es luz dispersa. La luz que incide sobre la piel, se refleja alrededor del 4% de-bido al cambio repentino del índice de refracción entre el aire (n=10) y el estrato córneo (n=1.45) (reflectancia regular).

Una vez que el 95% de la luz restante penetra en la piel, puede ser absorbida o dispersada por molécu-las, partículas y estructuras en el tejido. La dispersión producida por las grandes partículas es independiente de la longitud de onda, tal y como los colores blanco y gris se ven en las nubes. Para las partículas más pequeñas que la longitud de onda de la luz (ej.: por debajo de unos cuantos cientos de nanómetros), la dispersión es mucho mayor para las longitudes de onda más cortas. Por ejemplo, el cielo es azul debido a que la dispersión molecular es más fuerte con las longitudes de onda más cortas.

En la epidermis normal, la absorción es el proceso dominante en la mayoría del espectro óptico. En las longitus de onda de la luz ultravioleta, por debajo de los 300 nm, se produce una fuerte absorción por parte de las proteínas, melanina, ácido urocánico y del DNA. Para las longitudes deonda comprendidas entre los 320 y los 1.200 nm, la absorción por la melanina domina las propiedades ópticas epidérmicas, dependiendo del fototipo de piel. La transmisión de la epidermis blanca, no pigmentada, aumenta constantemente desde aproximadamente el 50% a 400 nm (banda azul) al 90% en los 1.200 nm, con sólo una ligera disminución en la banda de absorción agua a los 950 nm. En contraste, la epidermis oscura (negra) transmite menos del 20% a través del espectro visible (400-750 nm) pero su transmisión aumenta al 90% en los 1.200 nm. La melanina tanto en la epidermis (como en las manchas café con leche y los léntigos) como en la dermis (nevus de Ota) es un cromófor diana importante para la fototermólisis selectiva láser. No existen tipos de piel en la banda del in-frarrojo (IR) más allá de los 1.200 nm, y la transmisión de la epidermis depende su espesor y de su contenido agua, pero no por su pigmentación.

La dispersión importante de las longitudes de onda dependientes de las fibras de colágeno se produce

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en la dermis. La penetración óptica en la dermis depende en gran medida por esta dispersión, que varía inver-samente con la longitud de onda. El coeficiente de absorción (µa) de la dermis, el no dependiente de los vasos sanguíneos, es muy bajo a lo largo del espectro visible y el infrarrojo cercano (700-1.400 nm). El µa es menor de 1 cm-1 en la banda visible y cae a menos del 0.1 cm-1 en el infrarrojo cercano región entre las bandas de absorción por el agua. Por el contrario, la sangre tiene una absorción extremadamenta alta en las longitudes de onda del espectro visible (azul, verde y amarillo) y una absorción débil pero significante en la banda de los

Figura 8.8 Curvas de absorción por el agua de las diferentes longitudes de onda en el espectro de radiación electromag-nética (REM) de los láseres (200 - 20.000 nm). El coeficiente de absorción (µa) de la dermis es muy bajo a lo largo del espectro visible y del infrarrojo cercano.

Figura 8.9 Clasificación de las longitud de onda, espectro visible e IR (infrarrojos cercano, medio y lejano).

800-1.000 nm (IR cercanos).

La penetración óptica en la piel se rige por una combinación de la absorción y de la dispersión. Desde las longitudes de onda ultravioleta a las infrarrojas cercanas, la absorción y la dispersión tiende a ser mayor en als longitudes de onda más cortas. No obstante, las bandas de absorción por la hemoglobina son tales que la radiación en la dermis penetra más profundamente con una radiación de 577 nm que con la de 532 nm. Los picos de absorción más altos de la oxihemoglobina son a 418 nm, 542 nm y 577 nm. En la banda del espectro infrarrojo medio (700-1.400 nm), la hemoglobina tiene una amplia banda de absorción desde los 800 nm a los 1.100 nm, con un pico de absorción en esta banda lumínica a los 904 nm. En general, la profundidad de penetración en la piel aumenta con longitudes de onda más largas (dentro de la ventana óptica de la piel (350-1.300 nm). Las longitudes de onda que más penetran son las de 650-1200 nm, rojas y casi infrarrojas, en las que se ha desarrollado la terapia fotodinámica (TFD) en Europa y en Australia (630 nm, TFD-MAL), mientras que en USA se ha desarrollado con la banda azul (TFD-ALA). Las longitudes de onda menos penetrantes están en la banda de los UV lejanos (absorción por las proteínas) y de los infrarrojos lejanos (absorción por el agua). Por ejemplo, la radiación del láser excímero a 193 nm, penetra sólo una fracción de micrómetro en el estrato córneo. El popular láser quirúrgico de CO2 a 10.600 nm penetra solamente alrededor de los 20 µm en el agua y por tanto es un láser excelente para cortar, por otro lado el láser erbio:YAG a 2940 nm, tiene una captación por el agua 8-10 veces mayor que el láser de CO2 (las características de ambos láseres se han descri-

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Figura 8.10 Diagrama que representa la ventana óptica en la piel existente para las diferentes longi-tudes de onda.

to en el libro anterior en profundidad (“Guía Médica Básica de la Ciencia del Láser”, Dr. Hilario Robledo). Las figuras 8-5 y 8-7 describen la profundidad de penetración nóptica aproximada para vaporización y para corte de la piel clara, al igual que el cromóforo dominante de la piel, para la may-oría de los lásers de interés en cirugía cutánea que no sólo se aborda por parte de la especialidad de dermatología, volve-mos a repetir que es una especialidad multidiscipinar en la que varias especialidades participan en ella (ejemplo: cirugía general, cirugía plástica en las que en el programa específico de la formación de residentes se detalla y figura la sección de cirugía cutánea - infecciones (incluyendo hidrosadenitis, etc), tumores tanto benignos como malignos - enfermedad de Bowen, basaliomas, epiteliomas, melanomas, etc).

El tamaño del punto de exposición (diámetro focal - spot) también afecta a la pérdida de intensidad en profundi-

Figura 8.11 Obsérvese el efecto del tamaño del spot (A. spot de pequeño diámetro focal; B. spot de diámetro focal mayor) en la influencia relativa de la fluencia en la superficie inferior. Las líneas del contorno representan la fluencia relativa por debajo de la superficie irradiada para densidades de energía idénticas. Se producen los mismos valores de la fluencia por debajo de la superficie con los tamaños de spot mayores. En los menores hay una mayor dispersión.

dad dentro de la piel (figuras 8-11 y 8-12), así como el de su distribución de la energía (“top hat” - meseta o gausiana) en una forma dependiente de la longitud de onda. Por ejemplo, se podría esperar que con tamaños de spot (diámetros focales) iguales o menores de 3 mm hubiese una disminución de la energía en profundidad considerable con una longitud de onda de 1.064 nm. El tamaño del spot esencialmente afecta a la penetración óptica cuando el radio del spot de exposición es igual o menor que la distancia para la cual la luz es libre para difundirse en el tejido. En general, los spots mayores producen un mejor resultado. Otro resultado importante de la óptica del tejido es que la relación de daño dérmico con el daño epidérmico aumenta a medida que au-menta diámetro del spot. Esta es una de las razones por las que disminuyendo el tamaño del spot se necesita aumentar la fluencia pafra conseguir la misma densidad de energía en los cromóforos de la dermis y/o TCS (necesario cuando la energía del pulso máximo es pequeña), con frecuenica es contraproducente, por ejem-

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Figura 8.12 Otro aspecto importante a tener en cuenta es la dis-tribución de la energía a través del sistema de entrega por el láser. En los más gausianos, la densidad de energía total se entrega en el centro, mientras que en la periferia el porcentaje de densidad de energía es considerablemente menor, dando lugar a áreas irra-diadas con diferente nivel de energía. Los denominados “flat top”, distribuyen la energía más uniformemente.

plo, cuando se tratan los folículos del pelo o los pigmentos de los tatuajes. Gran parte del haz, en lugar de crear las densidades deseadas de energía subepidérmicas, se dispersa radialmente justo debajo de la superficie del tejido; por lo tanto se puede producir un daño epidérmico indeseable o incluso puede resultar en la formación de plasma. En la práctica, el tamaño del spot es importante para las aplicaciones láser-tisulares en todas las longitudes de onda visibles y del infrarrojo cer-cano, con la excepción del tratamiento de las le-siones epidérmicas.

La eficiencia con los spots de mayor diámetro es el resultado de la dispersión múl-tiple en la dermis superficial. Esta dispersión, debida al mayor diámetro focal, permite que un mayor número de fotones permanezcan dentro del diámetro del haz de luz láser incidente que con un tamaño de spot menor, donde una gran fracción de fotones se dispersan fuera del haz y

rinden ineficazmenrte. De esta forma, cuando se utilizan spots grandes, se debe disminuir la densidad de energía. Por ejemplo, la eficacia dse un spot de 7-10 mm de un láser de colorante pulsado (PDL) a 585 nm, requiere sólo aproximadamente 2/3 de la fluencia que un spot de 5 mm de diámetro. De la misma forma, si se mantienen las mismas densidades de energía en los spots grandes que se utilizan en los pequeños, puede haber daño epidérmico. Aunque la relación de daño dérmico a daño epidérmico aumenta con los spots más grandes, la cantidad absoluta de calor generado en la epidermis aumenta realmente. Debe aclararse que cuando se trata una lesión dérmica mediante una longitus de onda en el espectro visible o IR cercano y se utilizan spots grandes, la densidad de energía que necesitamos en relación con los spots pequeños, es menos, la distribución de la energía en la dermis es más uniforme, penetra más profundamente alcanzando mejor el objeto diana y la posibilidad de daño epidérmcio es menor.

Para los láseres de poca penetración en profundidad, como los láseres quirúrgicos CO2 y erbio:YAG, en los culaes la densidad óptica (OPD) es menor que el tamaño del spot, el diámetro del haz no afecta intrínseca-mente la respuesta tisular. De esta forma, en la restauración cutánea ablativa (resurfacing) se pueden obtener resultados equivalentes utilizando el escáner, spots muy focalizados o piezas de mano de mayor diámetro, naturalmente en láseres pulsados (superpulsados, ultrapulsados) y aún mejor si la energía fuese entregada en pulsos en meseta (top hat) que gausianos, con tiempos de exposición igual o menor a 1 ms, para evitar al máximo el daño térmico residual. A pesar de los muchos modelos que predicen la propagación de la energía en la dermis, se carece de medidas exactas de la fluencia de perfiles de irradiancia para cualquier tamaño de spot. Un conocimiento práctico de las respuestas inmediatas de la piel de los efectos deseados y de los no deseados es el dosímetro más seguro.

INTERACCIONES TÉRMICAS

Daño térmico celular

La mayoría de las células humanas pueden resistir exposiciones prolongadas a los 40º C. A los 45º C, los fibroblastos humanos cultivados mueren después de los 20 minutos. Sin embargo, las mismas células pueden soportar unos 100º C si la exposición es menor de 10-3 segundos. Por lo tanto el daño térmico coagu-

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lativo no está gobernada por la temperatura en sí, sino una combinación de temperatura y tiempo. Esto ocurre porque la desnaturalización térmica es un proceso de proporción; el calor aumenta la velocidad a la que las moléculas se desnaturalizan, dependiendo de la molécula específica. Para la mayoría de las células la tempera-tura crítica para la necrosis se incrementa en aproximadamente 10 a 20º C por cada década de disminución del tiempo de calentamiento. Esta conducta es importante en el marco de la fototermólsis selectiva, en la que las temperaturas extremas están presentes en los sitios diana de la piel con duraciones cortas.

Algunas moléculas son estables al calor (ej.: elastina). Curiosamente, poco se sabe acerca de los sitios principales de las macromoléculas implicadas en el daño térmico de las células de los mamíferos a través de cualquier rango de temperaturas y tiempos. La naturaleza nos proporciona un ejemplo interesante de la adap-tación térmica máxima en que algunas bacterias termófilas pueden sobrevivir y reproducirse entre los 80-90º C. Esos organismos poseen proteínas especializadas y algunos tienen una estructura de membrana monocapa.

Figura 8.13 Esquema mostrando la profundidad de penetración dependiendo de la longitud de onda. El primer factor a tener en cuenta en relación a la penetración es la longitud de onda, y como ya se ha explicado, los spots (diámetros focales) más grandes consiguen una mayor profundidad de penetración al tener menos dipersión en la dermis.

Se sabe que la muerte celular térmica implica la desnaturalización irreversible. Todas las células tienen mecanismos para eliminar las proteínas desnaturalizadas siempre que la célula sea viable. La inducción de un shock térmico protéico (HSPs - heat shock proteins) es un fenómeno omnipresente en las células diploides que confiere resistencia mayor a la lesión térmica. El mecanismo de termotole-rancia inducida permanece poco claro y puede ser una combinación de muchos efectos de la familia del HSPs. HSPs se induce por las ex-posiciones al láser y la respuesta al shock té-rmico ha mostrado proteger a los fibroblastos humanos en un grado modesto contra la le-sión térmica inducida por los láseres de CO2.

Desnaturalización térmica y Coagulación

Hace unos 50 años Henriques determinó el comportamiento tiempo-temperatura para la necrosis de coagulación de la epidermis en animales, que fue descrito por un modelo integral de Arrhenius. Este modelo parece que se mantiene para la lesión térmica inducida por un láser en la piel y en la fotocoagulación de la retina. El modelo de Arrhenius afirma que la desnaturalización está relacionado exponencialmente a la tem-peratura. Por tanto, la acumulación de material desnaturalizado aumenta exponencialmente con la temperatura y proporcionalmente con el tiempo. Como consecuencia, una coagulación térmica del tejido tiene un umbral de carácter bien definido. Cuando se alcanza una temperatura crítica, se produce la coagulación. Esto explica los límites histológicos de la coagulación dérmica en el láser y en otras lesiones por quemaduras están bien definidos.

Al contrario de la epidernis, tanto el tejido conectivo como la dermis contienen una gran cantidad de matriz extracelular dominada por las proteínas estructurales como el colágeno y la elastina. La elastina es tér-micamente estable y pude sobrevivir al pundo de ebullición durante horas sin cambios aparentes. Sin embargo, el colágeno tipo I, que es el mayor tipo en la dermis, tiene tiene una transición de fusión definida a la forma fibrilar entre los 60 y 70º C. Esta transición parece tener consecuencias en la cicatrización clínica, ya que la desnaturalización completa del colágenio tipo I destruye la dermis. Skrobal y cols. recientemente pusieron de manifiesto en los cerdos in vivo, que a pesar de colágeno se desnaturaliza alrededor de los 62º C después de 75 segundos de calentamiento, la muerte de los fibroblastos que sucede a solo los 52.5º C, eran un mejor pre-dictor de la formación de la cicatriz. Asimismo, Ross y cols., mostraron que después del resurfacing mediante láser de CO2, la muerte de los fibroblastos se extendió tan profundamente como el cambio en la tinción más sutil en el colágeno. Sin embargo, se perdió la birrefringencia (señalando una completa desnaturalización) sólo

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donde el cambio a la tinción era más severo (tinción basófila a la hematoxilina-eosina) se produjo de forma más superficial. En el día 1 después de la lesión, el nivel más profundo de la marginación de los neutrófilos y de la muerte de los fibroblastos fue consistente con el nivel de desnaturalización del colágeno incompleta. Combinando el resultado de estos estudios, indica que para las heridas por láser de grosor parcial, la cicatri-zación clínica no se basa tanto en la profundidad de la desnaturalización del colágeno como en la profundidad de la necrosis. Por otro lado, no está claro si las heridas térmicas muy superficiales, menos de 200 µ de daño térmico en la dermis, cicatrizan igual que las heridas puramente ablativas con una profundidad similar. Es decir, las células térmicamente alteradas y el colágeno se han asociado con características diferentes de cica-trización a las heridas de profundidad similar sin lesión térmica.

El objetivo principal de controlar dónde y cuánto se produce la lesión térmica exige una cuidadosa selección de la longitud de onda, fluencia, tamaño del spot, duración de la exposición y de la energía del pulso para explotar las propiedades ópticas y térmicas de la piel. Además, factores tales como la temperatura de la piel, enfriamiento de la piel antes, durante y después de la exposición láser, de los factores individuales en el color de la piel son factores importantes a tener en cuenta.

La consideración inicial en las interacciones láser tejido es depositar la luz en el objetivo. Esto es simple para los láseres de poca profundidad como el CO2 y el erbio ya la energía se deposita en la superficie y se atenúa en una forma exponencial sencilla. La situación es más compleja en los objetivos más profundos, ya que tanto la absorción como la dispersión son factores importantes. En general, las longitudes de onda ma-yores tienen más profundidad, aquellas que están dentro de la ventana óptica de la piel, 350-1300 nm. No obstante, el tejido diana debe absorber la luz que las estructuras adyacentes o competentes para lograr una lesión selectiva en el objetivo.

En cualquier lugar del tejido la elevación de la temperatura (ΔT)al final del pulso corto, es decir, con confinamiento térmico, puede estimarse usando la siguiente ecuación:

[1]

en la que µa es el coeficiente de absorción (unidades de cm-1), E es la fluencia local, p es la masa y c es el calor específico del objetivo (en J/g-ºC). Esta ecuación simplemente afirma que para un pulso de luz, el aumento de temperatura es igual a la energía absorbida por unidad de volumen dividido por la capacidad del tejido de almacenar la energía como calor, lo que le da algún sentido intuitivo. Si la penetración de la luz en el objetivo es pobre, E es tan baja que el objetivo debe tener un alto coeficiente de absorción para lograr un aumento sufi-ciente de la temperatura. Las cantidades p y c no son propiedades ópticas; La elección de la longitud de onda en gran medida está gobernada por la necesidad de que el producto (µa x E) en el objetivo para exceder o que sea mayor que en otras partes del tejido. La equación 1 describe el incremento de la temperatura para un pulso corto, por ejemplo, cuando la conducción del calor desde el sitio local sea insignificante durante la anchura de pulso del láser. Este es el caso para τp < τr, donde τr es el tiempo de relajación térmica de la estructura diana. Para τp < τr, la elevación térmica en el objetivo es menor debido al flujo de calor durante el pulso óptico.

Como ya se ha mencionado anteriormente, una de las características ópticas más importantes del tejido diana, es su capacidad de absorber la luz láser. El coeficiente de absorción de la luz µa se expresa en unidades de 1/cm o cm-1. Si la luz láser incide en un tejido sin dispersión, la fluencia entregada a cada capa tisular disminuye exponencialmente en profundidad (z). Asumiendo que la fluencia de la luz incidente es F0 y el coeficiente de absorción tisular es µa , entonces la fluencia, F, que se entrega al tejido en profundidad se puede expresar:

F = F0 * e-µa * z [2]

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A una profundidad de 1/µa la fluencia disminuye aproximadamente a 1/3 de la fluencia incial ( F = F0 * e-1 = 0.367 * F0 ). El valor del coeficiente de absorción depende de la longitud de onda y del tipo de tejido.

Vaporización, Ablación tisular y Carbonización

La temperatura de vaporización (ebullición) del agua a 1 atmósfera de presión es de 100º C. Sin em-bargo, los láseres o las herramientas electroquirúrgicas habitualmente vaporizan el tejido por encima de esta temperatura a causa de lo siguiente:

1. Existen presiones más altas, especialmente con los láseres pulsados y casi todos electrobisturís. 2. Se produce un super calentamiento del agua antes de que se vaporize. 3. Durante la ablación la superficie se diseca y se carboniza, alcanzando temperaturas de varios cientos de grados Celsius.

Los pulsos de alta energía frente a los láseres de onda contínua (CW) difieren en gran medida tanto en la ablación como en el daño térmico residual (DTR - RTD residual thermal damage). Por ejemplo, los láseres de CO2 están disponibles comercialmente en modo pulsado y contínuo. Cusndo se tulizan en modo contínuo con potencias de vaporización corrientes, la temperatura de la superficie de la piel fluctúa entre los 120º y los 200º C durante la ablación y se produce la carbonización. Se produce una lesión de coagulación térmica a una profundidad de 0.5 a 1 mm debido a la conducción del calor (transferencia térmica), a pesar de la profundidad de penetración superficial de 20 µ de la radiación láser de CO2. La carbonización es el resultado del calenta-miento extremo del tejido disecado que se carboniza.. Se puede predecir el grado de calentamiento mediante el examen de lo que sucede en la superficie, donde una onda térmica se crea con una velocidad determinada en gran parte por el calor específico y la conductividad del medio. Según esta onda se desplaza en la dermis a una velocidad, la superficie del tejido también se mueve en la misma dirección a una velocidad diferente a causa de la vaporización. Con densidades de baja potencia, el calentamiento supera a la vaporización y el tejido se coagula a una profundidad de 1 mm, disecado y carbonizado. Con densidades de alta potencia (mayores de 500 W/cm2), , se reduce el daño térmico (hasta aproximadamente 100 µm con los láseres de CO2 pulsados) debido a que el tejido se vaporiza a una velocidad comparable a la velocidad de la conducción del calor (in-cluso con tiempos de irradiación largos). No obstante, para que esto ocurra, el tejido debe ser vaporizado a una velocidad de 0.7 cm/seg, con pulsos de radiación láser de CO2 con una energía superior a 5 J/cm2 para eliminar el tejido con mayor eficiencia, menor daño térmico (alrededor de 50-100 µm de desnaturalización residual

Figura 8.14 Coeficiente de absorción para varias longitudes de onda. Los láseres de Nd:YAG casi no son absorbidos por el agua, por lo que penetran más que los láseres de erbio:YAG o de CO2. Esto hace posible que los láseres de Nd:YAG puedan irradiar estructuras diana que están más profundas en la piel. La luz de los láseres de Er:YAG y de CO2 de utiliza para tratamientos más superficiales.

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y sin carbonización. Se pueden diferenciar fácilmente estos dos modos básicamente diferentes de ablación tisular (láseres pulsados versus láseres de onda contína con densidades de energía menores de 500 W/cm2). Sin embargo, mediante un cambio en los parámetros del láser, la ablación pulsada puede imitar a la ablación CW (de onda contínua) y viceversa. Por ejemplo, un láser de CO2 CW bien enfocado u otro láser escaneado lo suficientemente rápido a lo largo del tejido puede producir la intensidad y el tiempo de exposición corto que son las condiciones que se necesitan y que se asemejan a la ablación pulsada. Por el contrario, un láser de CO2 de pulso corto cuando opera a fluencias subablativas (e.g., menor de alrededor de 1 J/cm2 por pulso) con una velocidad de repetición mayor de 20 Hz, produce una lesión más profunda (daño térmico residual - DTR)y carbonización asociados con los efectos de un láser de onda contínua (CW). A pesar de la conveniencia de etiquetar la vaporización con láser pulsado vs contínuo (CW), es necesaria una comprensión más precisa, que se proporciona en el resto de esta sección.

Figura 8.15 Obsérvese que con una densidad de baja potencia (irradiancia), el daño térmico residual (DTR - RTD) aumenta de 0.5 mm con sólo un segundo. Para lograr un daño térmico similar a los láseres de alta poten-cia de pulso corto, el médico debe mover la pieza de mano rápidamente sobre la superficie de la piel. Incluso así, no se espera que el daño térmico sea uniforme, ya que invariablemente habrán diferencias en la velocidad del barrido manual. La velocidad de vaporización será mucho más lenta que la difusión térmica a esta densidad de potencia.

Cuando se entrega la energía necesaria para producir vaporización (sobre 2500 J/cm2) en la capa más superficial posible, es decir, una capa más o menos igual a la profundidad de penetración óptica, el tejido se elimina con un daño térmico mínimo y sin carbonización, durante un tiempo igual o menor al tiempo de rela-jación térmica de esta capa tisular calentada (el de la epidermis es de 3 a 7 ms, dependiendo del grosor de una determinada región anatómica). De esta forma, la capa más superficial se irradia con toda la energía necesaria para producir vaporización antes de que se produzca la transferencia de calor al tejido subyacente. Bajo estas condiciones, la capa tisular se vaporiza súbitamente, dejando una capa residual de lesión térmica de aproxima-damente 2 a 4 veces de la penetración óptica en profundidad. Debido a que la energía láser se interrumpe antes de que se produzca desecación, no hay carbonización. Por el contrario, si se entrega la energía láser durante un periodo de tiempo mayor, la conductividad térmica aumenta la profundidad de la lesión y se disminuye la eficiencia en la capacidad de ablación tisular, permitiéndose la desecación durante la exposición láser y de esta forma se puede producir la carbonización del tejido.

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Figura 8.16 Obsérvese la diferencia con una densidad de baja potencia (irradiancia) . El daño térmico residual permanece relativamente constante de 1 a 5 ms. El comienzo de la ablación está próximo al umbral.

Estos principios pueden ilustrarse en los ejemplos prácticos previos del láser de CO2. La energía láser depositada por unidad de volumen es igual a la siguiente ecuación:

[3]

en la que E es la fluencia local (J/cm2) y µa es el coeficiente de absorción que se ha definido previamente (cm-1). Cuando Ev se establece a 2500 J/cm3, calor necesario para la vaporización del agua, el requisito para la exéresis del tejido es aproximadamente igual. Para resolver la fluencia local E, la fluencia (E) necesita ser al menos 2500/µa en unidades de julios/cm2. El valor del coeficiente de absorción, µa, a la bien absorbida longitud de onda de un láser de CO2, 10600 nm, es alrededor de 500 cm-1. De este modo, una E = 5 J/cm2, es la fluencia necesaria para lograr la ablación tisular. La entrega de la energía debe producirse antes de que la capa superfi-cial se enfríe. La penetración en profundidad de la radiación emitida por un láser de CO2 es de alrededor de 20 µm. Obsérvese que esta penetración es igual a 1/µa debido a que la absorción es la que domina en la longitud de onda de un láser de CO2 en su penetración en el tejido. El tiempo de relajación térmica (tr, o el tiempo para el enfriamineto significante) para una capa de espesor (d) puede detrminarse por la siguiente fórmula:

[4]

en la que k es la difusividad térmica (1.3 x 10-3 cm2/seg). Así el tiempo de relajación térmica para el calenta-miento producido por un láser pulsado de CO2 en una capa de 20 µm es de alrededor de (2 x 10-3 cm2) / (4 x 1.3 x 5 J/cm2/seg) = 0.8 x 10-3 seg. En efecto, la longitud de onda de un láser de CO2 debe entregarse a 5 J/cm2 como máximo, y preferiblemente en menos de 0.8 milisegundos, para que la lesión térmica residual sea mínima al tejido subyacente. Cuando se ejecuta de esta forma, cada exposición al pulso láser que elimine una penetración en profundidad de 20 µm en el tejido y deje un daño térmico residual de 2-4 veces, es decir, de 40-80 µ. Esta capa de tejido térmicamente dañado es el responsible de que se produzaca hemostasia y la ausencia

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de efectos adversos sobre la cicatrización de la herida.

La información anterior indica que tanto la fluencia necesaria para la ablación como la profundidad de la lesión residual dependen de la profundidad de penetración (1/µa). Esto es válido para otros láseres IR y abarca el desarrollo y la utilidad de los nuevos láseres de infrarrojos en la medicina. El láser de holmio, 2000 nm, con un µa de 50 cm-1 y una penetración en profundidad de alrededor de las 200 µ, necesita una fluencia de unos 50 J/cm2 (10 veces mayor que un láser de CO2 ya que el µa es 10 veces menor), produce una exéresis de alrededor de 200 µ por pulso y deja un daño térmico residual de 400-800 µ cuando la anchura de pulso es menor de 80 ms. El láser de holmio se ha desarrollado principalmente porque puede ser transmitido mediante fibra óptica y es compatible con los procedimientos endoscópicos y produce una hemostasia excelente. Para las aplicaciones en las que es necesaria una precsión extremadamente alta, ablación con poca lesión residual, el láser de holmio no es una buena elección, si para las aplicaciones en las que se necesite la resección de tejido con una buena coagulación (p. ej.: urológicas - adenoma prostático, ureteroscopia para litiasis ureteral).

El láser de erbio, con una l.o. de 2940 nm, es fuertemente absorbido por el agua y es capaz de producir una ablación superficial de alta precisión. Con un coeficiente de absorción (µa) de alrededor de los 10.000 cm-1, por tanto con sólo una fluencia de 0.25 J/cm2 es capaz de hacer ablación (1/20 que un láser de CO2). Sin embargo, los pulsos deben entregarse en microsegundos para remover 1 µ por pulso, dejando un daño térmico residual minúsculo de 2-4 µ. Por tanto, los láseres de erbio de pulso corto son capaces de hacer ablación de tan solo una o dos capas celulares a la vez de una lesión residual mínima. Esta es una opción excelente para

Figura 8.17 a. Apariencia microscópica de la piel de cerdo después de un tratamiento de láser de erbio convencional (250 µs); b. Después del tratamiento de un láser de erbio con una duración de pulso exten-dida; c. Después del tratamiento de un láser de CO2 de alta energía con una exposición de 1 ms. Obsérvese el incremento progresivo en el daño térmico residual (DTR) en estas tres ilustraciones. Las flechas indican el límite inferior del DTR.

efectuar una ablación extremadamente fina pero una op-ción pobre si se pretende conseguir hemostasia. La an-chura de pulso convencional con el láser de erbio es de 250 µs (está compuesto de 20 micropulsos). Con el desa-rrollo de nuevas mejoras tecnológicas el láser de erbio puede emitir a pulsos muy cortos, medianamente cortos, largos y extremadamente largos por debajo de la energía de ablación (denominados “subpulsos”), dejando un daño térmico intencionadamente establecido, permitiendo que haya un aumento de la comductividad térmica. Pueden emular a láseres como el CO2, pero cuanto mayor sea la anchura de pulso, mayor será el DTR.

Figura 8.18. Láser de Er:YAG con una duración de pulso de 200 µs que contiene 20 micropulsos. Reimpresión de Rose CH, Haase KK, Whermann M, Karsch KR. Journal of Laers in Surgery and Medicine, 1996; 19:274.

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Los láseres de excímero con una longitud de onda de 193 nm, eliminan el tejido mediante una com-binación de ablación térmica y fotomecánica. A 193 nm, el coeficiente de absorción es de 12.000 cm-1 en la piel (similar a la longitu de onda del erbio). Sin embargo, tiene la energía fotónica suficiente para romper los enlaces químicos de los polímeros, de tal manera que no solo se elimina el tejido mediante la vaporización por calor, sino también por la volatilización de grandes macromoléculas. Hasta la fecha, no existe evidencia clínica de la utilización del excímero en la cirugía cutánea, pero si se ha demostrado la eliminación controlada del estrato córneo. La ablación precisa de la córnea es un método popular para la corrección de la refracción visual. La ablación del láser excímero en la piel a 193 nm produce ondas de choque que causan una disrrup-ción y lesión bien en la epidermis o en la dermis superior. A propósito del láser excímero se debe comentar lo ya expuesto en el capítulo 4 de la Guía Básica de la Ciencia del Láser:

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

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

Todos los otros láseres quirúrgicos entregan radiación de longitudes de onda más largas del umbral ionizante y no tienen ningún riesgo de oncogénesis. Es cierto que la fotoplasmolisis origina ionización de los átomos en el tejido a densidades de energía por encima de 1010 W/centímetro2. No obstante, a dichas inten-sidades el haz de luz láser destruye toda la arquitectura histológica y viabilidad, de esta forma obviando el desarrollo de cualquier tipo de malignidad tisular.

Fototermólisis Selectiva

La fototermólisis selectiva ha cambiado de forma dramática el área de competencia de los láseres en la cirugía cutánea, oftalmológica y endocavitaria, desde 1983 (Anderson RR, Parrish JA, 1983, Science, Apr. 29:524-527). El término de fototermólisis selectiva fue acuñado para describir el sitio específico, de lesión microscópica mediada térmicamente de los cromóforos tisulares pigmentados por la absorción selectiva de los pulsos de radiación. Es con mucho la utilzación más selectiva del calor en toda la historia de la medicina. La luz deposita energía solamente en los sitios de absorción (más adelante se hablará sobre la disipación del calor en las estrcuturas adyacentes, conductividad/transferencia térmica). El calor se genera en esos pigmentos tisulares diana con las longitudes de onda que penetran dentro de la piel y se absorben preferentemente por las estructuras (cromóforos) como los vasos sanguíneos o la melanina epidérmica (lesiones pigmentadas, tatu-ajes), melanina dérmica (lesiones pigmentadas, folículos pilosos). En cuanto se genera el calor, este comienza a disiparse mediante la conducción y la transferencia de la radiación. De esta forma, se genera una competen-cia entre el calentamiento activo y el enfriamiento pasivo que determina cuanto calor se acumula en el obje-tivo. El calentamiento selectivo del objetivo se logra cuand al energía se deposita en un tiempo más corto de lo que tarda en enfriarse (confinamiento del calor). Una analogía podría ser un cubo de agua. El agua representa el calor. Si se hacen agujeros en el fondo del cubo y este se intenta llenar lentamente con un chorro de agua

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Figura 8.19 Fototermólisis selectiva por las diferentes longitudes de onda más frecuentemente utilizadas en la cirugía cutánea.

(calor), este nunca se llenará ya que el agua se vierte por los agujeros. Sin embargo si se llena rápidamente, el agua inicialmente llenará el cubo y posteriormente empezará a vaciarse pero solamente cuando el chorro pare de inundarlo.

Son necesarios los siguientes elementos para conseguir una fototermólisis selectiva:

1. Una longitud de onda que alcance y sea absorbida preferentemente por la estructura deseada.

2. Una duración de la exposición menor o igual que el tiempo necesario para que se enfrie la estructura.

3. Una fluencia suficiente para dañar térmicamente a esa estructura. Cuando se reúnen todos estos criterios, se pro-duce una lesión exquisitamente selectiva en miles de objetivos microscópicos sin la necesidad de apuntar el láser a cada uno de ellos. El efecto es equivalente al de la bala mágica que busca sólo el blanco deseado. Son posibles una variedad de mecanismos con la fo-toermólisis selectiva que incluyen la desnaturalización térmica, el daño mecánico por la expansión térmica súbita o los cambios de fase y la pirolisis (cambios en la estructura química primaria). A diferencia de la le-sión por coagulación difusa, la fototermólisis selectiva puede lograr temperaruras altas en estructuras o células individuales con poco riesgo de cicatrización debido a que se minimiza el calentamiento dérmico grosero.Figura 8.20 Tiempo de relajación térmica y daño residual

resultante en un láser de CO2 con diferentes tipos de emisión.

Duración de la Exposición y Tiempo de Relajación

Un concepto subyacente ocasionalemente difícil en la fototermólisis selectiva es la relación entre la du-ración y el confinamiento del calor. Una estructura útil es el concepto denominado como tiempo de relajación térmica referido en la ecuación 2, o el tiempo necesario para el enfriamiento significante de la estructura diana. Cuando la exposición láser es menor que el tiempo de relajación térmica, se produce el máximo confinamiento del calor. En el enfriamiento están involucrados muchos procesos, que incluyen la evaporación, convección, la radiación y la conducción. De todos ellos, la conducción (conductividad térmica), la transferencia de calor del contacto directo entre los sitemas que interactúan, dominan el enfriamiento de las estructuras microscópi-cas en la piel. La conductividad térmica es una propiedad física de los materiales que mide la capacidad de conducción de calor. En otras palabras la conductividad térmica es también la capacidad de una sustancia de transferir la energía cinética de sus moléculas a otras moléculas adyacentes o a substancias con las que no está en contacto. En el Sistema Internacional de Unidades la conductividad térmica se mide en W/(K·m) en J/(s·°C·m). La conductividad térmica es una magnitud intensiva. Su magnitud inversa es la resistividad térmica, que es la capacidad de los materiales para oponerse al paso del calor. Para un material isótropo la conductivi-dad térmica es un escalar k definido como:

Donde: q, es el flujo de calor (por unidad de tiempo y unidad de área), T es el gradiente de temperatura.

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La conductividad térmica es por tanto, la transferencia de energía cinética a otro sistema y es impulsado por una diferencia de temperatura entre los sistemas. La convección es la tranferencia de calor resultante del mo-vimiento en masa de los fluidos, normalmente sólo es relevante para los procesos de calentamiento lentos y no para las interacciones tisulares de los láseres pulsados. El enfriamiento radiativo a microescala del tejido generalmente se considera insignificante, pero su contribución aumenta en objetivos muy pequeños a altas temperaturas, como en las partículas de la tinta de los tatuajes, gránulos de melanina o en las partículas con-tenidas en el humo que se produce en el resurfacing mediante láseres quirúrgicos (LSR) y es especialmente cierto en la superficie de la piel..

Los objetos más pequeños típicamente se enfrían más rápidamente que los grandes. Por ejemplo, una taza de té se enfría más rápidamente que una bañera caliente aunque ambos son agua caliente en un recipiente de porcelana. Más precisamente, el tiempo de relajación térmica para la conductividad térmica es proporcio-nal al cuadrado del tamaño (ver ecuación 2). Para cualquier material y forma, un objeto de la mitad de tamaño se enfría en una cuarta parte del tiempo y un objeto de la décima parte se enfría en la centeava parte del tiempo. Esta conducta es importante a la hora de optimizar la duración del pulso o la duración de la exposición para la fototermólisis selectiva de los vasos sanguíneos. Los vasos varían desde capilares, que tienen un tiempo de relajación térmica de decenas de microsegundos, a vénulas y arteriolas, que tienen un tiempo de relajación térmica de cientos de microsegundos, a vénulas de mayor calibre como en las manchas de vino Oporto del adulto, que tienen un tiempo de relajación térmica de decenas de milisegundos. Por lo tanto los vasos en una mancha de vino Oporto (PWS) típica varía a lo largo de tres órdenes de magnitud; para definir un tiempo de relajación térmica simple para un vaso es lúdrico.

La selectividad del tamaño del objeto diana es factible en la fototermólisis selectiva mediante la elec-ción de la duración de la exposición o pulso apropiado. En las manchas de vino Oporto los vasos ectásicos son el objetivo y no debería excederse su tiempo de relajación térmica (ej.: alrededor de los 30 ms). Cuando la duración del pulso excede el tiempo de relajación térmica de la estructura diana, el calentamiento es ineficaz.Por tanto, la selectividad para el daño de grandes vasos es posible eligiendo exposiciones láser que excedan el tiempo de relajación térmica de los capilares que aún tienen un tiempo de relajación térmica menor que los vasos de las manchas de vino Oporto. Los pulsos de al menos varios cientos de microsegundos, relativamente reservan los capilares debido a que los capilares se enfrían de manera significativa durante la entrega de la energía del láser. Por otro lado, los vasos más grandes continuan almacenando calor durante el pulso completo con poco enfriamiento. Este concepto se ha aplicado a los vasos más grandes del PWS con láseres y luces pulsadas de banda ancha. Por ejemplo, el láser de KTP a 532 nm con una anchura de pulso en el rango de los 5-20 ms puede tratar vasos de 0.1 a 1 mm sin ocasionar el efecto púrpura; presumiblemente, esos pulsos más largos producen un mayor aumento de temperatura en los vasos grandes (de 100 a 300 µm de diámetro) que en los capilares con el mismo volumen de tratamiento. Los capilares más pequeños no se afcetan por el haz láser incidente; sin embargo, la energía se difunde en la dermis circundante durante el pulso. Los pulsos largos de 5 a 20 ms porducen una vaporización de la luz del vaso sin ruptura del mismo. Aunque se puede producir en algunas ocasiones el efecto púrpura, el comienzo es más lento y de características más trombóticas. El desafío conceptual en el tratamiento de los vasos con duraciones de pulso más largas es lograr el equilibrio del calentamiento completo de los vasos de mayor calibre, que es el efecto deseado, sin un daño excesivo a la dermis adyacente. El tiempo de relajación térmica también está en íntima relación con la forma, las diferencias de reflexión en el volumen y en la superficie del área de los objetos diana. Para un espesor determinado, las esferas se enfrían más rápido que los cilindros y a su vez, estos más rápido que los objetos planos. Las tres formas son relevantes en la cirugía láser: los melanosomas son elípticos, los vasos son cilíndricos y las capas de los tejidos son planas. Una propiedad de los materiales que se denomina difusividad térmica (k), expresa la capacidad de propagación del calor y es igual a la raíz cuadrada del radio entre la conductividad del calor y la capacidad específica del calor. La difusividad térmica es la magnitud que aparece en la ecuación de conduc-ción del calor, y depende proporcionalmente de la conductividad térmica y es inversamente proporcional al calor específico y a la densidad del material.

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Las propiedades térmicas para los tejidos blandos que no sean las grasas, están dominadas por su alto contenido de agua. El valor de k (1.3 x 10-3 cm2/seg para el agua), es igual para la mayoría de los tejidos blandos, como ya se ha utilizado en los ejemplos previos en los que se ha descrito la vaporización tisular me-diante láseres pulsados. Sin embargo, recientemente, Vitkin y cols, han hayado que la difusividad térmica de la melanina está entre los 5.2 x 10-3 y 12.3 x 10-3/seg, que son valores más altos que los del agua y cercanos a los del carbono.

Figura 8.21 La selectividad del objeto se basa en su tamaño; t1 y t2 son el tiempo de relajación té-rmica de los objetivos respectivos y tp es la duración del pulso. El tamaño de la X se corresponde al grado de destrucción en los objetivos respectivos. Obsérvese que eligiendo una duración de pulso entre los objetivos de menor y mayor tamaño, el pequeño se calienta más lentamente y queda relativamente a salvo (a expensas del calentamiento de las estructuras adyacentes). En algunos casos esta cesión del calor es tolerable y necesaria para evitar un calentamiento loca-lizado extremo en las estructuras sanas (p. ej.: cuando se procura preservar los melanosomas en el tratamiento de las lesiones vaculares).

Para la mayoríade los objetos tisulares se puede utilizar una regla simple: el tiempo de relajación té-rmica en segundos es aproximadamente igual al cuadrado del tamaño en milímetros de la estructura diana. Así, un melanosoma (5x10-4 mm) debería enfriarese en 25x10-8 segundos (250 ns), mientra que un vaso de una mancha de vino Oporto (PWS) de 0.1 mm de diámetro, debería enfriarse en 10-2 segundos (10 ms). La variación natural en el tamaño de las estructuras diana existentes en el organismo y en las diferentes patologías dan lugar a variaciones mayores en el tiempo de relajación térmica, de tal forma que la realización del cálculo mucho más preciso, aunque sea posible, sea probablemente innecesario.

En todos los efectos donde el mecanismo de acción sea térmico, los pulsos más cortos parecen siem-pre los preferidos en la destrucción selectiva de estructuras pequeñas; sin embargo, existen otros factores que podrían limitar la exposición limitada en el tiempo para evitar el daño colateral. Consideremos la situación en la que el pulso llega a ser muy corto (de modo que la energía del láser se deposita más rápido que una onda de presión se pueda relajar; en otras palabras, si la anchura de pulso es más corta que el tiempo que tarda el sonido en recorrer la longitud de la partícula). En ese caso las ondas de choque (que se define como el desplazamiento en masa del medio transmisor por una onda de estrés) se puede propagar y dañar el tejido adyacente.

El plasma se genera con densidades de energía muy altas (108 W/cm2) que se observan generalmente con los láseres Q-switched, y en especial con los láseres Qs de neodimio:YAG. El plasma de compone de materia ionizada característicamente a temperaturas muy altas. El sol es un buen ejemplo. En las aplicaciones láser, el plasma es obvio; se produce una pequeña llama o chispa con un efecto acústico agudo. Aunque sea espectacular, el plasma en la piel absorbe gran parte de la energía láser incidente disminuyendo por tanto la energía disponible para los efectos deseados en la subsuperficie.

Interacciones Tisulares de la Fototermólisis Selectiva

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La mayoría de las interacciones tisulares del láser durante la fototermólisis selectiva no son bien en-tendidas, pero hay una buena base conseptual para la comprensión de las observaciones que existen hasta la fecha. El mejor ejemplo estudiado es el de los efectos visibles del pulso láser sobre la microvasculatura que se lleva a cabo para desarrollar los láseres de colorante pulsado que se utilizan actualmente en el tratamiento de las manchas de vino Oporto en los niños. En efecto, se ha utilzado la histología de los PWSs pediátricos para definir los parámetros de tratamiento, que por lo general funcionan bien y son eficaces. Estos mismos láseres pueden utilizarse en los PWS del adulto, telangiectasias y en otras lesiones microvasculares, pero los parámet-ros de tratamiento son muy diferentes en cada una de estas patologías. Los parámetros serán discutidos en los párrafos siguientes.

En general, Los parámetros láser “ideales” no son los únicos que pueden ser utilizados eficazmente. Un cirujano láser experimentado puede a menudo lograr unos buenos resultados con “menos o diferentes que la herramienta ideal”, e igualmente es posible obtener sin duda unos malos resultados incluso con un láser ideal. La fototermólisis selectiva con láseres de colrante pulsado (PDL) a 585-595 nm, con anchuras de pulso de 0.45-0.50 ms, es actualmente el método preferido para el tratamiento de los PWS ya que existe una buena absorción por la eixhemoglobina y con poco riesgo de efectos adversos cuando se utiliza a densidades de en-ergía de 6-8 J/cm2. La actual generación de estos láseres están todavía lejos de lo ideal, sin embargo, tanto en

Figura 8.22 Interacciones tisulares de la fototermólisis selectiva. Interacciones del láser de colo-rante pulsado (PDL) en una mancha de vino Oporto refractaria. La luz amarilla (585 nm) se uti-liza para destruir selectivamente los vasos ectásicos que están predominantemente en la dermis papilar. Se muestran en el diagrama los efectos del láser sobre los vasos anormales en el PWS. Journal of the American Academy of Dermatology, Feb, 2012.

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las interacciones con los vasos dérmicos como en su utilización clínica, son aceptables.

En la primera formulación teórica de la fototermólisis selectiva, se predijo que a 1 ms, 577 nm, con una densidad de energía de 2 J/cm2 sería ideal para el tratamiento de la mayoría de los PWS pediátricos. Sin em-bargo, inicialmente, no era posible esta anchura de pulso para la longitud de onda de 577 nm. Se probó un láser de colorante pulsado a 1 µs (una centeava parte de la anchura de pulso considerada ideal) en la piel humana y animal observándose una hemorragia extensa de los vasos dérmicos. La dependencia de la temperatura y la fluencia necesaria para la producción de este daño, denominado efecto púrpura, era consistente con la rotura mecánica de los vasos por la vaporización de la sangre. En un intento de minimizar la vaporización y max-imzar la coagulación térmica de los vasos, se aumentó la anchurade pulso. Cuando se incremetó la anchura de pulso por encima de los 20 µseg, la hemorragia fue significativamente menor en la piel humana y la fluencia necesaria para originar daño vascular se incrementa de acuerdo con esta teoría.

Basados en la información precedente, se construyó un PDL a 577 nm a 400 µs y se testó clínicamente en los PWS, observándose que funcionaba bien con un bajo riego de alteraciones cicatriciales. Posteriormente se utilizó una longitud de onda con aproximadamente dos veces más de penetración y con menos absorción por parte del cromóforo competente, la melanina epidérmica, y que mostró una selectividad vascular similar, lo mismo pasó con lalongitud de onda de 595 nm, en la que hay que incrementar alrededor de un 25% la den-sidad de energía pero tiene un coeficiente de penetración mayor con menor absorción melánica. El estándar ac-tual en el tratamiento de los PWS son los láseres de colorante pulsado a 585-595 nm, con duraciones de pulso de 450-500 µs entregados a fluencias de 5-8 J/cm2 con un diámetro de spot circular de 7-10 mm, con pulsos simples y sin superposición o del 13% para una cobertura total (100%) de la superficie tratada. Esta anchura de pulso de los láseres de colorante pulsado en los exámenes histológicos produce una necrosis coagulativa intravascular y perivascular selectiva con lesión de la capa basal epidérmica en los tipos de piel oscuros. La hipopigmentación es un efecto adverso frecuente y habitualmente transitorio, al igual que la hiperpgment-ación. Este láser produce púrpura transitoria desfigurante debido a la hemorragia y a una vasculitis diferida debido al pulso nás corto de lo ideal, por ese motivo se han desarrollado los láseres de colorante pulsado de anchura de pulso variable y estimando que el tiempo de relajación térmica de los vasos ectásicos de un PWS es de 10 ms, hoy día se están utilizando pulsos más largos, aunque los mejores resultados clínicos, como ya se ha explicado en el primer capítulo, se obtienen mediante la utilización del efecto purpúrico, al menos en las tres primeras sesiones. Adicionalmente, son necesarios múltiples tratamientos para aclarar el 75% de este tipo de malformación vascular y que se considera aceptable, siendo poco frecuente la resolución total del cuadro. Posiblemente en el PWS infantil, la mejor anchura de pulso es de 1-5 ms, hoy días los láseres de colorante pulsado comercialmente disponibles se pueden ajustar a esta anchura de pulso (1.5 o 2 ms dependiendo de la casa fabricante, 6 y 10 ms), son los denominados PDL de pulso largo o de anchura de pulso variable y que pueden ajustarse desde 0.45 ms hasta 40 ms. Los estudios científicos han mostrado que el tiempo de relajación r para los vasos de aproximadamente 60 µm de diámetro es de 1-10 ms. Otra ventaja de los pulsos largos es una menor lesión fotomecánica y por tanto una menor posibilidad del efecto purpúrico con mayor coagulación de los vasos, mayoe efecto térmico y el cierre de los mismos (oclusión de la pared del vaso). Dierickz y cols, sugirieron una posibilidad interesante estudiando la dependencia de la anchura de pulso de 1-30 ms con pul-sos láser a 532 nm en relación a la lesión producida en vasos de diferente calibre en las orejas de los conejos. Ellos observaron que la vaporización suave de la sangre, más prolongada en el tiempo, da lugar a un vaso vacío coagulado térmicamente. Además, otra ventaja de los pulsos largos, es la disminución de la posibilidad de lesión de las células pigmentadas que ocurre con más frecuencia con los picos altos de energía entregados mediante pulsos cortos. De esta forma, los melanosomas se calientan progresivamente durante la irradiación láser sobrepasando su tiempo de relajación térmica y no produciéndose el confinamiento selectivo del calor. Más recientemente, se han utilizado los láseres de pulso largo en las venas de los miembros inferiores (100-1.000 µm de diámetro) con resultados variables de lo cual ya se ha hablado en el capítulo número dos, para una mayor comprensión. Se han utilizado láseres de colorante pulsado (585-595 nm), KTP (532 nm), alejandritas (755 nm), diodos (800-810, 940, 980 nm) y neodimio:YAG, 1064 nm, que creemos que por regla general son los de elección como ya se dijo en venas menores de 3 mm de diámetro siempre y cuando se haya eliminado la hipertensión venosa (insuficiencias venosas troncales), siendo el lásr un tratamiento complementario de la escleroterapia que se mantienen como el gold estándar de tratamiento en la eliminación de venas de los miem-

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bros inferiores.

Respecto a la longitud de onda, se ha mejorado la penetración óptica de la longitud de onda inicial de los PDL a 577 nm con los de 585 nm, e igualmente con los de 595 nm. Cuanta mayor longitud de onda, se ob-tiene una mayor coeficiente de penetración pero se necesita un incremento de la densidad de energía. Aunque el estudio que opta por la elección por la longitud de onda de 585 nm se realizó adecuadamente, intrínseca-mente estaba viciado. Se compararon fluencias fijas a diferentes longitudes de onda con la profundidad de la lesión que se originaba en los vasos dérmicos en un modelo experimental. No obstante, ya que el coeficiente de absorción de la sangre disminuye con el aumento de la longitud de onda de 577 nm, se necesita una mayor fluencia para lograr la misma excitación térmica en un vaso determinado y a la misma profundidad, la capaci-dad para dañar selectivamente vasos similares desaparecía con longitudes de onda mayores. La conclusión inapropiada fue por tanto que las longitudes de onda mayores no eran eficaces en las lesiones altamente espe-cíficas de la microvasculatura dérmica.

Con fluencias más altas, puede obtenerse la lesión microvascular selectiva al igual que lograr una ma-yor penetración en las liongitudes de onda de 595 nm y mayores; el espectro de formación del efecto púrpura en los fototipos de piel claros se continua por el espectro de absorción de la sangre venosa al menos hasta los 630 nm. La lesión vascular selectiva no se pierde hasta que el coeficiente de absorción de la sangre se aproxima a la dermis adyacente. El coeficiente de absorción de la dermis menos vascularizada es de sólo

Figura 8.23 Verruga tratada en el dorso del antebrazo en paciente con fototipo de piel IV me-diante un láser de colorante pulsado donde se puede apreciar el efecto purpúrico. El estudio histológico muestra un calentamiento localizado en las células basales y en los vasos. Se ha producido vesiculación donde hay una mayor concentración de melanina. Existe algún daño en el colágeno alrededor de los vasos por conductividad térmica (flecha de la derecha).

0.1 - 0.3 cm-1 a través de las longitudes de onda en el espectro rojo, como se muestra en la siguiente figura (curva de absorción de la hemogolobina), que no se aproxima a la absorción por la sangre hasta los 700 nm. Por tanto, la mayor limitación en la utilización de los láseres pulsados en la banda de la luz roja en los PWS es la absorción por la melanina epidérmica. De hecho, el láser Q-switched de rubí a 694 nm es muy selectivo para dañar las células melanizadas solamente. A pesar de esta competencia en la absorción con la melanina, los pulsos de los láseres con longitudes de onda más largas (595-610 nm) son eficaces en el tratamiento de vasos de mayor grosor (0.1-1 mm de diámetro) PWSs o telangiectasias siempre que se utilicen fluencias mayores, habitualmente de 8-12 J/cm2 con un spot de 7 mm frente 5-8 J/cm2 con una longitud de onda de 585 nm. Con pulsos más largos en el tratamiento de los PWS se disminuye el daño a las células pigmentadas. La protección epidérmica se puede optimizar mediante la utilización de enfriamiento pasivo o activo de la superficie, desde la utilización de un hidrogel enfriado aplicado en la superficie epidérmica, frío atmosférico enfriado a 4-5º C, cristal de zafiro enfriado por un sistema de refrigeración agua o bien la utilización de aerosoles de criógeno previos al pulso del láser (sistema DCD - dynamic cooling device).

Aumentando el tamaño del spot se aumenta la eficacia en el aclaramiento de los PWS y en los heman-giomas. Aunque como se sabe mediante los cálculos físicos como en modelos experimentales y en la clínica,

Figura 8.24 Curva de absorción de la hemoglobina en relación con la longitud de onda.

si se utilizan las mismas fluencias con los tamaños de spots más grandes se aumenta el riesgo de lesión epidér-mica. Cuanto más grande sea el tamaño del spot o diámetro focal, se aumenta el grado de penetración con un haz de luz más uniforme en la dermis con menos posibilidad de reflexión y dispersión, y al mismo tiempo se debe disminuir la densidad de energía. Existen muchas otras consideraciones en el PWS incluyendo el eritema reactivo debido al láser. Por ejemplo, cuando se trata un PWS extenso se produce una ruboración y eritema al-rededor en el momento que se trata la última parte de la lesión. Este aumento del cromóforo (oxihemoglobina) incrementa la absorción en la dermis superior: el calor resultante puede originar la formación de ampollas, por lo que es prudente reducir la fluencia alrededor de un 10 a un 15% al final del tratamiento, en particular si se observa un blanqueamineto inmediato de la epidermis. De forma similar, si se utiliza un anestésico local, tópico o inyectado, el blanqueamiento subsecuente por la acción vasoconstrictora que reduce el cromóforo disponible, puede requerir un incremento en la densidad de energía utilizada.

Otro tema de interés es el número de pulsos que pueden entregarse en un mismo sitio. Con cada pulso láser el pigmento del objeto diana experimenta un ciclo de calentamiento y enfriamiento. Cuando se produce hemorragia en el primer pulso del láser en el tratamiento, los pulsos subsiguientes pueden causar una lesión dérmica sencillamente porque el cromóforo ya no está confinado en los vasos sanguíneos. Sin embargo, el modelo de Arrhenius sugiere que la lesión térmica es acumulativa en el tiempo, por lo tanto, en teoría, podrían utilizarse múltiples pulsos a bajas fluencias que no produzcan hemorragia (efecto púrpura) para acumular este calor y dañar selectivamente y de forma más completa los microvasos. Este es claramente el caso y ofrece un nuevo abordaje para entregar la fototermólisis selectiva. Se ha publicado un estudio sobre la lesión de la microvasculatura usando pulsos de láser de colorante múltiples con una longitud de onda de 585 nm, 160 µs y 0.5 Hz. El umbral de fluencia para la hemorragia en las vénulas de 50 µm de diámetro es de 6 J/cm2, en la que sólo la mitad de los vasos fueron trombosados. En contraste, utilizando de 10-100 pulsos a fluencias de 2-4 J/cm2 el cierre de los vasos fue consistente sin la producción de hemorragia. Igualmente, Dierickx y cols, mostraron que los pulsos repetitivos a bajas fluencias produjeron una lesión térmica acumulativa que aclaraba más la lesión vascular respecto a los pulsos únicos de mayor fluencia. Estos estudios sugieren que una de als razones por las cuales las manchas de vino Oporto (PWS) necesitan tantos tratamientos es que la probabilidad de daño irreversible de los vasos es mucho menor para las exposiciones únicas dentro del rango de la fluen-cia tolerada. El PWS debería responder mejor y más rápidamente a los pulsos repetitivos de menor fluencia aplicados con una irradiancia promedio (fluencia del pulso x tasa de repetición) y que no originen una lesión térmica grosera.

Eliminación de Lesiones Pigmentadas mediante Fototermólisis Selectiva

La melanina normalmente solo está presente en la epidermis y en los folículos pilosos que tienen una actividad mitótica muy elevada. Por lo tanto casi cualquier láser con la suficiente energía, incluyendo los láseres de CO2 y de erbio:YAG se pueden utilizar con habilidad para la eliminación de lesiones pigmentadas

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en la epidermis, estos láseres calientan la piel de forma no selectiva a través de su absorción agua. De hecho, casi todos los láseres fabricados para la realización de procedimientos de cirugía cutánea han sido eficaces en la eliminación de léntigos sin cicatriz residual. Sin embargo, con la fototermólisis selectiva se produce una interacción más precisa. La rotura selectiva de los melanosomas de la piel se observó por primera vez con microscopio electrónico en 1983, después del tratamiento con un láser excímero, a 351 nm, pulsado en sub-microsegundos y con densidades de energía de tan solo 1 J/cm2. A las fluencias que produjeron daño en los melanocitos y el los queratinocitos pigmentados, se preservaron las células epidérmicas de Langerhans. Los melanosomas son el lugar fundamental para la síntesis de melanina y se producen como orgánulos alargados de 0,5 - 1 μm. Un melanosoma es un orgánulo que contiene melanina, el pigmento absorbente de luz más común. Las células que producen melanosomas se denominan melanocitos, mientras que las células que sim-plemente han ingerido los melanosomas se denominan melanófagos. Los melanosomas están delimitados por una membrana lipídida y son generalmente esféricos o alargados. En algunos melanocitos, los melanosomas permanecen estáticos dentro de la célula. En otros tipos de melanocitos, la célula puede extender su superficie con seudópodos largos, llevando los melanosomas lejos del centro de la célula y aumentando la eficacia de la célula en la absorción de luz absorbente. Esto sucede lentamente en los melanocitos cutáneos en respuesta a la luz ultravioleta, a la vez que la producción de nuevos melanosomas y de la donación creciente de melanoso-mas a los queratinocitos adyacentes, las células normales de la superficie de la piel. Estos cambios son colecti-vamente responsables del bronceado después de la exposición a la luz del sol o a los rayos ultravioletas. En la piel blanca los melanosomas son menores y están agrupados dentro de los fagosomas de los queratinocitos. Se desconoce con excatitud el tiempo de relajación térmica de los melanosomas, pero probablemente se encuen-tra en la región de los 250 - 1.000 ns, dependiendo del tamaño. Respecto a la longitud de onda, la absorción de la melanina se extiende a partir de la luz ultravioleta profunda, a través de todo el espectro visible (400-700 nm) y en el infrarrojo cercano (700-1.400 nm). A través de este espectro amplio, la penetración óptica en la piel aumenta desde varias micras a varios milímetros. Los melanosomas y las células pigmentadas que los contienen pueden ser afectados a diferentes profundidades a lo largo de este espectro amplio. La ruptura

Figura 8.25 Variación en la estructura de los melano-somas en diferentes fototipos de piel.

Figura 8.26 Esquema de los orgánulos endosomales y de los melanosomas de todas las etapas melanocíticas y el transporte de las vías biosintéticas entre ellas.

de los melanosomas se comporta de una manera notable-mente consistente con la teoría básica de la fototermólisis selectiva. El tiempo de relajación térmica calculado para los melanosomas es de 250-1.000 ns. La rotura de los me-lanosomas es independiente de las duraciones de pulso por debajo de los 100 ns, incluyendo los picosegundos (10-12 se-gundos) y femtosegundos (10-15 segundos, unidad de tiem-po que equivale a la milbillonésima parte de un segundo, es decir: En un segundo hay mil billones de femtosegundos). Esto sugiere que la absorción óptica de la melanina no es saturable; es decir, incluso a intensidades de teravatios/cm2 se absorben lo mismo que los pulsos de menor intensidad, lo cual es altamente inusual para cromóforos orgánicos.

El efecto inmediato de los pulsos láser a submi-crosegundos en el espectro del ultravioleta cercano, vis-ible o en el infrarrojo cercano en la piel pigmentada es el blanqueamiento inmediato (cavitación). Esta respuesta se co-rrelaciona con la rotura del melanosoma que se observa en el microscopio electrónico y por lo tanto es presumible-mente una consecuencia directa de la rotura del melano-soma. Un blanqueamineto casi idéntico pero más profundo ocurre cuando los pigmentos de las tintas de los tatuajes se exponen a la luz láser, que como los melanosomas, son pig-mentos insolubles y de diámetro submicrométrico. Aunque se desconoce el mecanismo exacto del blanqueamiento in-mediato, está directamente relacionado con la foramción

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Figura 8.27 Curvas de absorción de los tres principales cromóforos de la piel.

de burbujas de gas que dispersan intensamente la luz. Durante varias decenas de minutos, esas burbujas se disuelven y el color de la piel vuelve a la normalidad o casi a la normalidad.

La pirólisis (descomposición química de mate-ria orgánica y todo tipo de materiales, excepto metales y vidrios, causada por el calentamiento en ausencia de oxígeno) puede ocurrir a temperaturas extremas que se alcanzan en los melanosomas o en las partículas de los tatuajes, liberando gases directamente a nivel local. Independientemente de su causa, el blanquea-miento inmediato ofrece un criterio de valoración clínicamente útil que se relaciona directamente con la ruptura de los melanosomas o de las partículas del tatuaje. Los pulsos láser en trenes de baja fluencia en submicrosegundos pueden causar un daño selectivo más preciso a las células pigmentadas limitando los modos de daño mecánico. La utilización de trenes de pulso diseñados específicamente para afectar selec-tivamente las células pigmentadas de la piel todavía no han sido probados. En situaciones clínicas como el melasma, hiperpigmentaciones postinflamatorias o las inducidas por medicaciones, la fototermólisis selectiva ha tenido res-puestas muy variables. Sin embargo, es muy útil para las lesiones más estáticas epidérmicas y dérmicas en las que la pigmentación celular sí es una causa. Estas incluyen los léntigos, máculas café con leche (CALMs, que muestran una alta tasa de recur-

Figura 8.28 Espectro electromagnético de las longitudes de onda, ultravioleta, luz visible e infrarroja.

rencia), nevus spillus, nevus de Becker (también con una alta tasa de recurrencia y/o de no respuesta), nevus azul y nevus de Ota. Probablemente la mejor combinación de selectividad, profundidad de penetración y efectividad para las lesiones pigmentadas, se logra actualmente con los láseres Q-switchados de Nd:YAG de frecuencia doblada, 532 nm, rubí, 694 nm y alejandrita, 755 nm. Los láseres Q-switched de Nd:YAG a 1064 nm están diseñados para la eliminación de tatuajes (color negro y azul oscuro) y producen una menor lesión epidérmica que los láseres de rubí y alejandrita en el tratamiento de los nevus de Ota.

Restauración Cutánea Ablativa (RCA - Resurfacing)

La RCA se utiliza principalmente para el tratamiento de las arrugas y de las cicatricés del acné, pero su aplicación puede extenderse a cualquier transtorno de la piel en el que esté contraindicado un daño dér-mico profundo. Con el tiempo, ha habido un esfuerzo importante en desarrollar sistemas que causan un rango óptimo de daño térmico residual o suficiente para la hemostasia sin producir un retraso de la cicatrización o alteraciones cicatriciales. Los láseres de CO2 y erbio pueden configurarse para trabajar en modo ablativo y subablativo. Como se ha dicho anteriormente, para el láser de CO2 a 10.6 µm, el umbral de ablación es de 5 J/cm2 con anchuras de pulso de milisegundos. Existen algunos escáneres cuyo umbral de fluencia (Fth) no se corresponde con el de los láseres pulsados ya que están fabricados en modo contínuo y hacen un barrido que simulan un láser pulsado alrededor de 1 ms sobre la superficie de la piel, también producen un daño térmico residual mayor.

La mayoría de los láseres de CO2 para resurfacing se utilizan en el fotodaño a fluencias cercanas a la ablación. Comparado con fluencias mucho más altas, se produce una ablación tisular por unidad de energía incidente menor. Las biopsias y los estudios clínicos sugieren que una vez se ha eliminado la epidermis, no se necesita una mayor ablación para una restauración eficaz mediante láseres de CO2 ; la profundidad anatómica

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del daño térmico es más importante que la profundidad del tejido vaporizado. Por otra parte, la evidencia muestra que se puede lograr un mayor grado de fibroplasia mediante la lesión térmica residual que por herida puramente ablativa con una profundidad similar. En otras palabras, la capa de colágeno desnaturalizado mod-ula intrínsecamente la intensidad y la duración del depósito del colágeno de nueva formación.

A fluencias altas de CO2, 20-30 J/cm2, se produce una vaporización explosiva y puede oirse un chas-quido fuerte durante la irradiación cutánea ya que se invierte una gran parte de la energía en la exéresis del tejido frente al calentamiento. Lo mismo sucede en la mayoría de los láseres de erbio:YAG que se utilizan en

Figura 8.29 Comparación de un pulso de láser de CO2 en emisión ultrapulsada, superpulsada y contínua en relación con la ablación y el daño térmico residual.

el resurfacing en este rango de fluencia más allá del umbral, se produce un supercalentamiento tisular antes de la vaporización. En resumen, cuand el depósito de energía de produce tan rápido, el agua no se vaporiza a los 100º C debido a que la presión es mayor de 1 atmós-fera. La energía se deposita isovolumétricamente y la temperatura puede alcanzar los 300º C a una presión de hasta 1.000 atmósferas. Este gradiente de alta presión puede eliminar el tejido mecánicamente. Dependiendo de las propiedades mecánicas del tejido, el proceso de eliminación explosivo puede ser más eficiente energé-ticamente que el calor latente de 2500 J/cm3 de va-porización del agua. Para la dermis, la mayoría de los láseres de CO2 necesitan alrededor de los 4.3 J/cm3 para producir vaporización, casi dos veces de lo que se necesita para vaporizar el agua. Este mecanismo es lo

que se ha sugerido que está en relación con la alta resistencia a la tracción de las fibras de colágeno. La epider-mis puede removerse con menos energía por unidad de volumen. Las características mecánicas del tejido son la principal variable que afecta a la ablación tisular pulsada. Por ejemplo, se ha mostrado que el calor para la ablación hepática cae a 1/7 de la dermis, un tejido celular y friable como la epidermis. La epidermis, al igual que el hígado, es celular y relativamente friable, en la que la ablación es más fácil. Los restos epidérmicos que quedan después del primer pase con el láser de CO2 debe limpiarse.

Otro dispositivo que se utiliza comúnmente en el resurfacing, es el láser de erbio:YAG, como dijo el Dr. John C. Fisher hace ya unos cuantos años, posiblemente en un futuro próximo el láser quirúrgico de primer rango será el de erbio:YAG, tiene una absorción por el agua ocho veces mayor que el CO2 lo que le permite realizar procedimientos quirúrgicos más precisos, como el de un bisturí puro, sin prácticamente daño térmico residual, no es necesario limpiar los restos celulares después de su aplicación y el desarrollo tecnológico que se está produciendo en estos láseres mediante anchuras de pulso en el rango de los subsegundos, le permiten realizar coagulación y/o imitar a un lásser de CO2. Como se ha dicho en el capítulo anterior, puede jygar un papel importante en la restauración cutánea no ablativa a densidades de enegía subablativas solo o en combi-nación con otras longitudes de onda. Debido a su menor penetración óptica en profundidad (OPD), se produce una vaporización más explosiva de la que se observa con un láser de CO2. Así, a fluencias de tan solo 5-10 J/cm2 se produce una ablación violenta con emisión de partículas a velocidades supersónicas con el retroceso de la superficie del tejido. El impulso de transferencia de este proceso violento produce ondas de tensión que en-tran en la piel, que pueden contribuir a la tendencia bien conocida al sangrado después de la RCA (LSR) medi-ante el láser de erbio. El láser de erbio también muestra alguna absorción intrínseca por el colágeno desecado que puede afectar la dinámica de la ablación. Es interesante que el láser de erbio pueda realizar procedimientos como un láser de CO2 y viceversa manipulando la fluencia y la duración de pulso. Al alcanzar la misma densi-dad de energía absorbida por ambos sistemas, se ven efectos similares. Por ejemplo, disminuyendo la anchura de pulso de un láser de CO2 a 1/10 o aumentando la fluencia 10 veces, el operador puede aumentar 10 veces en la OPD (definida por 1/µa) y hacer que la diferencia entre los dos láseres sea menos importante y el láser de CO2 se comporta más como un láser de erbio. Por otro lado, si se necesita más daño térmico residual con el láser de erbio, se puede utilizar la superpulsación mayor de 5 Hz para acumular un calentamiento residual, pro-

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Figura 8.30 Serie que muestra la gama de daño térmico en la piel porcina basada en la duración de pulso y la longitud de onda. A, Láser de CO2 de onda contínua, 8w, 3mm spot y aproximadamente 1 seg de exposición. B, Láser pulsdo de CO2 con una anchura de pulso de 1 ms, spot 2.25 mm y 300 mJ, tres pases com plimpieza entre ellos. C, láser pulsado de CO2 con anchura de pulso de 60 µs, 500 mJ, spot de 3 mm, tres pases con limpieza entre ellos. D, Láser de erbio:YAG, anchura de pulso de 350 µs, 100 mJ, spot de 5 mm y cinco pases sin limpieza entre ellos.

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duciendo un nivel más profundo de RTD. De esta forma, un láser de CO2 puede trabajar en un régimen “frío” y un láser de erbio en un régimen “caliente” por la manipulación de la fluencia y de la anchura de pulso. En general, en cualquier procdedimiento de restauración cutánea ablativa, se produce una vaporización más efi-ciente con menos descomposición térmica de las proteínas y con menos posibilidad de carbonización cuando se confina la energía tanto espacial como temporalmente. En la práctica, el conocimiento y la experiencia del cirujano es la mayor variable en este procedimiento.

Eliminación del vello

En esta sección se intenta resumir el principio de la fototermólisis selectiva, para una mayor amplitud del tema, se recomienda al lector el capítulo 6 de este libro dedicado a la Depilación Mëdica Láser.

Los métodos tradicionales de depilación han incluido la extracción mediante pinzas, cera, rasurado y la destrucción del folículo por electrólisis o electrotermólisis. Cada una de estas técnicas tiene ventajas y desventajas. El rasurado funciona ciertamenrte bien en hombre que no tienen predisposición a alteraciones foliculares. Los métodos tradicionales de eliminación temporal del vello incluyen el rasurado, pinzas, cera y cremas depilatorias y últimamente los dispositivos caseros emisores de luz generalmente en la banda ancha del espectro lumínico de la REM. El pelo negro también puede decolorarse temporalmente con diferentes pro-ductos químicos. La eliminación permanente del vello terminal se ha efectuado tradicionalmente mediante la inserción de una aguja fina en cada folículo del pelo y realizando electrólisis con corriente contínua, corriente de radiofrecuencia, o una mezcla de las dos. Se utiliza el término de electrólisis para indicar cualquiera de estos métodos. La electrólisis necesita múltiples tratamientos, es dolorosa, tediosa, técnico dependiente e ine-ficaz en mushos casos. Los folículos pilosos en fase anágena (fase de crecimiento) son más susceptibles a la electrólisis. Los términos de hipertricosis e hirsutismo se han definido en el capítulo 6. Además de las necesi-dades cosméticas para la eliminación permanente del vello no deseado, se pueden mejorar las alteraciones foliculares como la pseudofoliculitis de la barba meidante la depilación médica láser (DML).

El folículo piloso es la parte de la piel que da crecimiento al cabello al concentrar células madre, formándose a partir de una invaginación tubular. Cada cabello descansa sobre un folículo piloso, siendo éste, la estructura cutánea más dinámica y una de las más activas de todo el organismo. Hay dos tipos de folículos del pelo maduros: 1. vello: son los pelos cortos de uno o dos centímetros de largo. Un vello contiene poco o ningún pigmento, y por lo tanto, no tiene color. Los folículos vellosos no tienen glándulas sebáceas adya-centes. Al mismo tiempo, su eje no tiene una capa de melanina. El vello es fino y suave, y no es cosmética-mente importante. 2. pelos terminales: son los pelos largos que crecen en el cuero cabelludo y en muchas personas en el cuerpo. Son producidos por los folículos pilosos con las glándulas sebáceas adyacentes. Los pelos terminales tienen fibras largas, contienen pigmento (eumelanina - pigmento negro o marrón, feomelani-na - pigmento rojo) que tienen un bulbo en la parte más interna. Cada folículo tiene una fase de crecimiento (anágena), transición (catágena) y reposo (telógena). Estas fases, a diferencia del resto de los mamíferos, en los humanos son asincrónicas, es decir, no tienen una correspondencia temporal. Existen dos objetivos po-tenciales importantes en la eliminación del pelo. Una papila neurovascular en la base de los folículos en fase anágena que suministra la matriz de crecimiento activo para producir el tallo del pelo. Esta base del folículo en fase de anágeno se la denomina habitualmente bulbo y es un objetivo importante. Durante la fase catágena el tercio inferior del folículo se degenera por apoptosis, que es una forma de muerte celular, que está regulada genéticamente, dando lugar a la fase telógena que tiene una duración de dos meses a un año dependiendo de la localización anatómica. Las células madre situadas en una región cerca de la inserción del músculo arrector pilli (protuberancia), a una distancia de alrededor de 1.5 mm de la superficie epidérmica, se cree que pueden originar las células de la matriz en cada ciclo del pelo. Por tanto, la protuberancia representa otro objetivo y posiblemente más importante para la inactivación del crecimiento del pelo.

La pigmentación melánica (eumelanina) es un factor clave en la eliminación permanente del pelo. La melanina, a no ser que se suministre un cromóforo de forma exógena, la melanina en el folículo y en el tallo del pelo es el único objetivo significante de la absorción selectiva de la luz en determinadas longitudes de onda capaces de penetrar profundamente en la dermis. La mayor concentración de melanina se encuentra en

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el bulbo durante la fase anágena seguido por el tallo del pelo. Como con la epidermis, el amyor cromóforo es la melanina. La melanina es un pigmento que se halla en la mayor parte de los seres vivos. En los animales el pigmento se deriva del aminoácido tirosina. La forma más común de melanina es la eumelanina, un polímero negro-marrón de ácidos carboxílicos de dihidroxindol y sus formas reducidas. En la producción de melanina en los humanos se le llama melanogénesis. La producción de melanina es estimulada por el daño en el ADN inducido por la radiación ultravioleta. Las propiedades químicas de la melanina la hace un fotoprotector muy eficiente. Absorbe la radiación ultravioleta nociva y transforma la energía en calor que resulta inofensivo a través de un proceso llamado «conversión interna ultrarrápida» Esta propiedad permite a la melanina disipar más del 99,9% de la radiación absorbida en calor. Esto previene el daño indirecto al ADN. El color del pelo es el resultado de la pigmentación debida a la presencia de las sustancias químicas denominadas eumelanina y feomelanina. En general, cuanto más melanina se presenta, más oscuro es el color del pelo; cuanto menos melanina, más claro. El color de pelo de una persona puede también cambiar con el tiempo y puede presen-tar pelo de distinto color a la vez. Existen considerables diferencias en color y textura entre individuos de la misma raza. Con el multiculturalismo y el mestizaje , las características del pelo en muchos paises se han mez-clado y perdido así la diversidad natural a cambio de la hibridación de caracteres. ay dos tipos (tres subtipos) de pigmentos que dan al pelo su color: eumelanina y feomelanina. La eumelanina es negra y marrón mientras la feomelanina es roja. El aumento de eumelanina en el pelo determina su oscuridad. Una baja concentración de eumelanina marrón en el pelo le hará ser rubio, mientras que más eumelanina marrón le dará un color ma-rrón (también llamado color castaño). Mucha mayor cantidad de eumelanina negra resultará en pelo negro, y una baja concentración de eumelanina negra en el pelo lo convertirá en gris. Todos los humanos tienen feomelanina en su pelo. La feomelanina es más químicamente estable que la eumelanina negra, pero menos estable químicamente que la eumelanina marrón, que se degrada más lentamente cuando se oxida. Esta es la razón de que la lejía cause que el pelo oscuro se vuelva marrón rojizo durante el proceso de teñido artificial. Mientras la feomelanina continúa degradándose, el pelo se vuelve gradualmente color naranja, después ama-rillo y por último blanco.

Uno de los desafíos principales en la eliminación del vello mediante láser es evitar el daño a la epider-mis pigmentada mientras que se efectúa un daño selectivo a los folículos del pelo subyacentes. Las longitudes de onda capaces de alcanzar los objetivos foliculares están comprendidas entre los 630 y 1200 nm. En esta región, la penetración óptica aumenta gradualmente, mientras que la absorción por la melanina disminuye de manera dramática. La región óptima de la longitud de onda para alcanzar el folículo del pelo se encuentra alrededor de los 700 nm.

La eliminación del pelo mediante luz o láseres no ha sido una idea reciente. Antes de la utilización de los láseres se intentó con la utilización de lámparas y de lámparas incandescentes. Los estudios militares so-bre simulaciones atómicas de flash incluían la producción de una alopecia temporal. Se presentaron una gran cantidad de patentes en relación con la eliminación del pelo poco después de inventarse el primer láser, rubí, en 1960 (Theodore H. Maiman en Hughes Research Laboratories el 16 de mayo de 1960). Goldman y otros autores describieron los hallazgos anátomo patológicos a pricipios de 1967 mostrando una lesión selectiva de los folículos pilosos pigmentados. El papel principal del pigmento de melanina es producir un calentamiento local y el daño del folículo. En Japón, Toshiba comercializó un láser de rubí de alta energía que se entregaba a través de una pieza de mano de un caleidoscopio de contacto para uso dermatológico. Este láser entregaba hasta 40 J/cm2 y ha sido utilizado durante un periodo de casi 20 años para tratar lesiones pigmentadas in-cluyendo nevos gigantes pilosos y de Becker. A pesar de esto, los láseres diseñados especialmente para la eliminación del pelo en pieles normales no han aparecido hasta hace relativamente poco tiempo. Esta es una lección histórica interesante y al mismo tiempo sorprendente común. El desarrollo de herramientas para un procedimiento médico determinado no depende de la nueva tecnología si no del conocimiento. Tecnológica-mente, los láseres de rubí en este caso con la intención de eliminar el pelo podrían haberse fabricado en la década de los 1970 en la que se conocían los pulsos para dañar y en algunas ocasiones para eliminar el vello no deseado. Sin embargo en los Estados Unidos estos láseres de rubí iniciales fueron abandonados por la “nueva tecnología” de los láseres quirúrgicos de onda contínua de argón, Nd:YAG y de CO2. En la década de los 1980, con un mejor entendimiento de la fototermólisis selectiva, los láseres pulsados comenzaron a ser específicos para dañar selectivamente estructuras pigmentadas en la cirugía cutánea.

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Treinta y seis años después de su primera utilización, Grossman y cols publicaron el primer estudio respecto a la eliminación del pelo en piel normal mediante un láser de rubí, 694 nm. Se realizón un estudio de la respuesta a la fluencia en voluntarios con piel clara y pelos terminales pigmentados que antes de la ex-posición a la luz láser fueron depilados o rasurados. Esta exposición se realizó en el rango de 0 a 60 J/cm2 con una longitud de onda de 694 nm, pulsos contíguos con un spot de 6 mm y una anchura de pulso de 0.3 ms. Los pulsos se entregaron a través de una lente de zafiro enfriada activamente y a su vez presionada contra la superficie epidérmica para reducir los efectos secundarios mediados por (1) la conducción de calor desde la epidermis, (2) convergencia de un haz amplio al entrar en la piel y (3) compresión forzada de la dermis. En este estudio, se produjo una pérdida de pelos terminales de una duración de 1-3 meses en todas las zonas trata-das con láser. Este hallazgo fue altamente significativo comparando el contaje de pelos de las zonas depiladas

Figura 8.31 Ciclo de crecimiento del pelo. El pelo tiene tres fases (etapas) de crecimiento las cuales son: anágena, catágena y telógena y no todos los pelos de nuestro cuerpo se encuentran en la misma fase, estas fases son cíclicas y repetitivas para cada folículo piloso. Fase anágena: es la fase de crecimiento del pelo, el tamaño aproximado de crecimiento del pelo es de 0.3-0.4 mm por día. El 85 % de nuestro pelo se encuentra en esta fase. El tiempo durante el cual un pelo se encuentra en esta fase varía dependiendo del sitio del cuerpo donde se ubique el mismo. Es por esto que el pelo de la cabeza es mas largo, porque tarda más tiempo en salir de esta etapa. Fase catágena: es la fase en la cual folículo piloso tiene una fase de reposo y cesa el crecimiento. Menos del 5% de nuestro pelo se encuentra en esta fase. Fase telógena: Es la fase de caída del pelo, dura alrededor de 3 meses y luego de esta se da paso al origen de otro pelo en el mismo folículo piloso. Alrededor del 10% de nuestro pelo se encuentra en esta etapa. Esto quiere decir que si en promedio tenemos 100.000 pelos, alrededor de 10.000 pelos estarán en fase telógena en un determi-nado momento. Estos 10.000 pelos caerán en un tiempo promedio de 100 días (un poco más de 3 meses), cayendo diariamente alrededor de 100 pelos de forma normal. Alteraciones metabólicas o enfermedades sistémicas pueden hacer que esta fase dure más tiempo.

con cera o rasuradas con el de las zonas expuestas a la luz láser.

A los 6 meses y hasta los dos años después de un solo tratamiento, hubo una pérdida de pelo signifi-cativa en 4 de los 13 pacientes, especialmente cuando se utilizaron fluencias altas en las zonas rasuradas. Este estudio mosto por tanto dos tipos de respuestas en el folículo piloso humano: un retraso prolongado en el crecimiento y aparentemente una reducción permanente del número de pelos. No se produjeron alteraciones cicatriciales, pero hubo alteraciones de la pigmentación transitorios en un tercio de los pacientes tratados que se recuperaron posteriormente. Aunque el examen histológico reveló una lesión térmica localizada en los folículos del pelo que incluye las porciones más profundas, los mecanismos de estas respuestas diferentes no se conocen. El retraso prolongado en el crecimiento representa probablemente la inducción de telógeno (pre-sumiblemente a través de catágeno) y que sucedió en todas los fluencias que fueron testadas. De hecho, para

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esta respuesta importante y útil, no se determinó la fluencia más baja con el láser de rubí que fue administrada. El mecanismo exacto de la inducción de la pérdida permanente del pelo también se desconoce. La conversión de pelo terminal a vello (pelo fino y con poca coloración) ocurre en la mayoría de los casos.

Debe ponerse de manifiesto la valoración de las diferentes respuestas de los láseres destinados para la depilación. La eliminación del pelo completa y temporal durante unos pocos meses se consigue con relativa facilidad mediante los láseres de rubí, alejandrita, diodo, Nd:YAG y sistemas IPL, incluso a bajas fluencias en prácticamente todos los pacientes. La depilación permanente puede definirse racionalmente, en término de la biología del pelo, como una disminución significante en el número de pelos terminales que se mantiene después del tratamiento durante al menos un periodo del ciclo del pelo (sobre un año) sin ningún tratamiento adicional. Como ya se ha descrito, sólo los pulsos del láser rubí entregados a fluencias altas (> 30 J/cm2) con un tamaño de spot de 7 mm de diámetro o mayor son los que han inducido una pérdida permanente del pelo según esta definición. La depilación completa, definitiva no se ha establecido en un número de pacientes sig-nificante después de cualquier tratamiento. Los pacientes generalmente quieren una depilación permanente y completa, pero incluso al paciente ideal (con piel clara, pelo negro y grueso), que es posible después de un número de tratamientos, no se le puede garantizar este resultado ideal.

Los láseres de alejandrita son parecidos a los de rubí en cuanto a la anchura y a la estructura del pulso. En teoría, la longitud de onda ligeramente mayor de los láseres de alejandrita (755 nm) y diodo (800-810 nm) es una desventaja relativa, mientras que la capacidad de entregar macropulsos, mayor anchura de pulso, es una ventaja igualmente relativa. Se ha hecho mucho énfasis comercial en el tratamiento de pieles pigmentadas con secuencias de pulso específicas y varios sistemas de enfriamiento disponibles. Sin embargo, no existe una evidencia clara de su beneficio en los estudios controlados clínicamente. La mayoría de los láseres de rubí y de alejandritas, su pulso (macropulso) está compuesto por una secuencia de micropulsos que tienen la suficiente densidad energética para causar daño epidérmico basándose en la fototermólsis selectiva de los melanosomas epidérmicos. La ruptura de los melanosomas requiere sólo una fluencia de 0.4 julios/cm2 con una anchura de pulso igual o menor de 1 µs. Ninguna cantidad de enfriamiento, estiramiento o secuencia de pulsos puede sal-vaguardar la epidermis cuando se utiliza este tipo de micropulsos, es decir, la composición de un macropulso debería estar compuesta por micropulsos con una duración mayor de un 1 microsegundo. Aunque lo anterior, micropulsos < 1 µs, suele ser el caso en la mayoría de los lásere de rubí y alejandrita disponibles comercial-mente y no ha sido investigado de forma adecuada. Las fuentes disponibles sin la estructura de micropulsos son las placas semiconductoras de alta potencia (láseres de diodo), algunos láseres de Nd:YAG y los sistemas de luz pulsada intensa (IPL). Las lámparas de flash de xenon filtradas, emiten en continuo, más fuertes entre las líneas espectrales de 800-900 nm. Ambos sistemas, las lámparas de flash y los arrays de diodos, sirven también para el tratamiento de venas de los miembros inferiores.

Todas las fuentes de luz comprendidas dentro de los 630-1200 nm pueden inducir una pérdida de pelo temporal en la mayoría de los pacientes; aceptando al menos que el contaje cuantitativo de pelos realizado al menos 1 año después del último tratamiento como evidencia de una eliminación del pelo permanente es insignificante. No se dispone de estos datos para los láseres que se utilizan habitualmente en la depilación (rubí, alejandrita, diodo, neodimio:YAG) o sistemas de luz pulsada. Por tanto, es razonable esperar que estos dispositivos logren una pérdida permanente del vello, en pacientes con tipos de piel clara y pelo negro, cuando se utilizan a altas fluencias y con un número de tratamientos suficiente. Existe alguna evidencia de que los folículos en fase anágena pueden ser más susceptibles al tratamiento mediante láser. Los estudios en animales han mostrado que el tratamiento mediante láser rubí afecta ciclo de crecimiento del pelo debido a que: en la fase anágena de pleno crecimiento y pigmentación de los folículos pilosos son muy sensibles en la eliminación del pelo mediante la exposición de la luz emitida por un láser de rubí en su modo normal, mientras que en las fases catágena y telógena los folículos pilosos eran resistentes a esta irradiación del láser. Sin embargo, en los humanos, la eficacia en la eliminación del pelo láser no siempre está influenciada por la fase de cre-cimiento del pelo. A diferencia del modelo animal, en cada ciclo de crecimiento del folículo piloso humano, hay melanina suficiente para obtener daño selectivo del pelo. Son necesarios estudios clínicos que valoren comparaciones imparciales, prospectivas y a largo plazo entre los diferentes sistemas, aunque existe una gran cantidad de variables en cuanto a fototipo de piel, longitud de onda, anchura de pulso, región anatómica, mar-

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cas comerciales que utilizan diferentes sistemas de pulso, tamaño de spot, óptica, sistemas de enfriamiento y la densidad de energía que marca la máquina no siempre es exacta de un sistema a otro incluso siendo de similares características y por otro lado el desarrollo tecnológico, a veces con un mero interés comercial, que hace que los modelos de las máquinas varíen en tan poco tiempo que los estudios a largo plazo sean bastante dificultosos de obtener.

Ya se ha hablado sobre los cromóforos externos tópicos junto a la utilzación de láseres Q-switched Nd:YAG, 1064 nm, de alta energía, como las partículas de carbono, pero es muy improbable que estas partícu-las lleguen a estar en contacto directo con la protuberancia o con el bulbo y además el daño biológico produ-cido por la explosión de estas partículas es muy limitado espacialmente (p. ej.: en la eliminación de los tatuajes se destruyen pocas céluas en la dermis), lo que hace de este sistema, denominado Soflight, sea inadecuado para conseguir una depilación permanente, al igual que la utilización de los láseres Q-switched solo sin la uti-lización de cromóforos externos, la anchura de pulso es tan pequeña, nanosegundos, que no llega a producir un daño térmico significativo a las estructuras diana no pigmentadas, células madre, que se encuentran a alguna distancia del tallo del pelo pigmentado.

Actualmene se está ivestigando el papel de la terapia fotodinámica en la eliminación permanente del vello. La TFD utiliza fotosensibilizadores de longitud de onda larga que generan intermediarios tóxicos, oxidativos como el singlete de oxígeno cuando se activan por la luz. El ácido aminolevulínico es el primer precursor del grupo hemo. Cuando se aplica ALA tópicamente a la piel, la epidermis y los folículos del pelo producen y acumulan un exceso de protoporfirina IX, un potente agente fotodinámico. La utilización de la TFD es prometedora para la eliminación permanente del vello incluso del no pigmentado. Potencialmente, la TFD es un abordaje de “baja tecnología” ya que pueden utilizarse fuentes de luz convencionales en todo tipo de piel y de pelo.

PROTECCIÓN DE LA EPIDERMIS

La epidermis debería idealmente permanecer inalterada durante la fototermólsis selectiva de objetivos dérmicos como las lesiones vasculares, tatuajes y folículos del pelo. Sin embargo, la absorción de la melanina epidérmica y el calor conducido por los objetivos dérmicos pueden originar lesiones no deseadas en la epi-dermis. Por lo tanto, se han desarrollado una variedad de técnicas. Antes de comenzar con las técnicas de

Figura 8.32 Pieza de mano desarrollada por Cutera en el modelo láser vascular Excel V, que puede emitir dos lon-gitudes de onda, 532 nm y 1.064 nm. Le ventana de zafiro se apoya sobre la superficie epidérmica permitiendo una protección de la misma antes, durante y después de la emisión del pulso láser. La protección de la epidemis es mayor que con el aire atmosférico (10 veces mayor), mayor que el criógeno en pulsos largos y hemos podido comprobar en la clínica que la sensación de dolor percibido por los pacientes en los tratamientos vasculares de los miembros infe-riores es mucho menor que cuando se entrega el pulso directamente sobre la epidermis aunque esté refrigerada con los otros sistemas; el consejo en estos tratamientos es no presionar excesivamente sobre los vasos para no disminuir el cromóforo diana, en este caso la hemoglobina.

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Figura 8.33 Pieza de mano desarrollada por Can-dela en el modelo láser vascular VBeam, que emite a una longitud de onda de 595 nm y con anchura de pulso variable (0.45-40 ms). La protección epidér-mica se proporciona por el sistema DCD (dynamic cooling device) mediante aerosol de criógeno que puede programarse antes y/o después del pulso lás-er y regulable a diferentes anchuras de pulso (10-100 ms).

enfriamiento epidérmico, debería recordarse que la mejor protección epidérmica durante el tratamiento con láser la proporciona un médico juicioso. La pigmentación epidérmica puede reducirse antes del tratamiento láser evitando la exposición a radiaciones ultravioleta, mediante el uso de pantallas solares, despigmentantes inhibidores de la actividad enzimática de la tirosinasa con o sin combinación con retinoides tópicos (tre-tinoína al 0,05% a 0,1%). Esto es especialmente importante en los pacientes con tipos de piel oscuras que se tratan para la eliminación del pelo con cualquiera de los dispositivos desarrollados para alcanzar la melanina folicular, es decir, unos más o menos dependiendo de su longitud de onda, todos los sistemas basados en la emisión de luz independientemte del sistema de enfriamiento acoplado que se utilice. El principal cromóforo competente es la melanina epidérmica, las longitudes de onda más cortas, dentro de la ventana óptica de la depilación, tienen mayor absorción por la melanina y por tanto necesitan una menor densidad de energía

pero tienen una mayor probabilidad de originar efectos ad-versos. Las longitudes de onda más largas tienen un índice de absorción menor por la melanina, además de un coeficiente de penetración mayor, siendo más aptas para el tratamiento de fototipos de piel oscuros pero necesitan fluencias mucho mayores (p. ej.: láser rubí, 694 nm, láser alejandrita, 755 nm, respecto a láser de neodimio:YAG, 1064 nm). Desde hace mu-cho tiempo se conoce que enfriando la piel antes, durante y después del procedimiento láser reduce la lesión epidérmica. Todos los métodos de enfriamiento de la piel tratan de extrear el calor por conducción en la superficie de la piel. Normal-mente la epidermis está rodeada de aire que es un aislante excelente. Simplemente aplicando una capa de gel o medio líquido proporciona una conducción del calor mucho mayor que la refrigeración de la epidermis por el aire. La aplicación de de un medio como el zafiro refrigera mucho más que el gel. El zafiro enfriado extrae aún mucho más calode la su-perficie de la piel en relación a la diferencia de temperatura. El aeroso líquido de criógeno que se evapora en la superficie epidérmica proporciona, en opinión de algnos autores, la me-jor extracción de calor, pero recordamos que es más váido cuando se entregan pulsos cortos < 5 ms). El enfriamiento paralelo disminuye la temperatura de la piel al mismo tiempo que el pulso del láser. Con anchuras de pulso cortas, el ti-empo de contacto limitado que proporciona el enfriamiento paralelo tiende a proporcionar una protección epidérmica pequeña. El enfriamiento paralelo es mucho más protector cuando es coincidente con pulsos mayores de 5-10 ms. Un medio común de enfriamiento paralelo es el zafiro enfriado. El aerosol de criógeno es menos apropiado al mismo tiempo que se dispara el láser ya que puede interferir con el haz de luz. El post-enfriamiento se utiliza principalmente para mini-mizar el dolor y el edema y puede servir para enfriar la piel del calor disipado de los grandes vasos posterior al calenta-miento por el haz de luz láser. La temperatura de la piel puede también enfriarse mediante aire atmosférico enfriado a 4-5º C. El tiempo de enfriamiento por este medio puede ser de más largo que otros métodos, pero esto resulta en una penetración más profunda del efecto de enfriamiento. Consecuentemente, puede enfriarse la piel completa (enfriamiento en masa).

Aún no se han realizado comparaciones clínicas de los métodos de enfriamiento. Sin embargo, es evidente que

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Figura 8.34 Pieza de mano del láser Cynergy de Cynosure acoplada a manguera de aire atmosférico enfriado (Zim-mer) para proporcionar hasta 600 litros por minuto de un chorro de aire graduable en volumen de emisión a unos 4º C, para protección epidérmica antes, durante y posterior al pulso láser. Posiblemente en el futuro pueda regularse también la temperatura del chorro de aire.

todos ellos proporcionan una cierta protección contra el daño epidérmico en la piel pigmentada y que el zafiro enfriado activamente y el spray de criógeno son más protectores que los métodos pasivos.

El tiempo de relajación de la epidermis es entre 1-5 ms, dependiende del grosor y de las propiedades térmicas del medio externo. Cuando la epidermis se pone en contacto con un zafiro enfriado o una capa de criógeno, el tiempo de relajación térmica es de alrededor de 1 ms. Por tanto, se producen unos efectos benefi-ciosos cuando se enfría la epidermis antes y después del pulso del láser. La extracción del calor de la epidermis solo es posible cuando la anchura del pulso láser es mayor de 1 ms. Un abordaje estándar en el pasado ha sido la aplicación de bolsas de gel enfriadas en la piel antes e inmediatamente después del tratamiento. Este método ha sido utilizado durante muchos años con los láseres de argón, Nd:YAG, CO2 y láser de colorante pulsado. El enfriamiento de la piel antes y después del tratamiento reduce el dolor y el edema; el enfriamiento durante la exposición láser minimiza la temperatura epidérmica, esto en la actualidad se consigue mediante los sistemas que tienen una ventana de zafiro enfriado activamente y mediante el aire atmosférico enfriado. Como se ha comentado, existen varios sistemas para el enfriamiento activo de la piel. Así como la difusión térmica controla la diseminación del calor desde los sitios donde se produce la absorción láser en el tiempo, controla la velocidad y la profundidad del enfriamiento de la piel desde la superficie. El tiempo después de la aplicación de cualquier dispositivo de enfriamiento (ej.: hielo, criógeno, nitrógeno líquido, zafiro, piezas de mano enfriadas), es lo que determina el espesor de la capa superficial enfriada en el momento del pulso láser. Para los vasos que están en la dermis superior, como el PWS, el enfriar la epidermis pero no la dermis puede ser una ventaja. El tiempo ideal para esta aplicación está en torno a los 10 ms y en este caso la utilización del aerosol de criógeno antes del disparo láser es adecuada siempre y cuando la longitud de onda sea la de un láser de colorante pulsado (585-595 nm), ya que en nuestra experiencia clínica en los casos de las manchas de vino Oporto del adulto donde los vasos son aún de mayor calibre y más profundos, es preferible la utilización de longitudes de onda más largas como las de un neodimio:YAG o de colorante pulsado más Nd:YAG secuencial, y en estos casos posiblemente el criógeno es insuficiente, siendo preferible el chorro de aire frío atmosférico o el cristal de zafiro enfriado a una temperatura de alrededor de los 4-5º C, que al contrario de las lesiones vasculares, mediante presión en la superficie epidérmica se compacta la dermis y dismunye la distancia entre la superficie epidérmica y el folículo del pelo.

La sustitución del aire (n = 1.0) con un medio de mayor índice en la superficie de la piel, como un cristal (n = 1.5) o zafiro (n = 1.7) protege la epidermis. Este efecto no tiene relación con el enfriamiento ni con la transferencia de calor, es una consecuencia del comportamiento de la dispersión óptica. En las longitudes de onda desde aproximadamente los 600 a los 1.200 nm, la mayoría de la luz en los fototipos de piel claros

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sufre una retrodispersión y se multiplica la dispersión de la luz. De hecho, la constribución de la luz dispersada puede ser casi un orden de magnitud mayor que el mismo haz de luz láser. Por la disposición de una mayor equivalencia con el índice de refracción de la piel, se disminuye considerablemente la reflexión interna de la luz retrodispersada, reduciendo la diferencia entre la fluencia epidérmica con la de la dermis profunda. Esta versión de la preservación epidérmica óptica requiere un medio externo con un grosor físico, que no se logra con un aerosol de criógeno. Un haz de luz convergentemente óptico en su entrada en la superficie protege aún más la epidermis. En situaciones extremas puede obtenerse un haz de luz estrecho en el interior de la piel, que obtiene cientos de veces una mayor fluencia en el foco que en la superficie de la piel. En la región del infrarrojo cercano, los datos de transporte ópticos sugieren que puede lograrse un punto focal útil tan profundo como 1 mm por debajo de la superficie de la piel. Los méritos clínicos en relación con los diferentes abordajes para la protección epidérmica no se han comparados adecuadamente.

Como dijo el ilustre Dr. Leon Goldman que aplicó por primera vez un láser, el número de buenas ra-zones para utilizar uno han aumentado progresiva y consistentemente. No entendemos, aunque imaginamos que es posible, en la práctica diaria y dentro de la cirugía cutánea tanto médica como cosmética, la no uti-lización de un láser para llevar a cabo los diferentes procedimientos, incluso los puramente quirúrgicos, hoy cada vez más se apoyan en la utilización de láseres a través de incisiones mínimas e introducción de fibras ópticas en el sistema venoso superficial, al igual que en endoscopios, micromanipuladores o diferentes piezas de mano en cavidades para cirugías mínimamente invasivas. Al igual que desde hace muchos años no hemos entendido la práctica de la cirugía convencional sin un bisturí eléctrico. La mayoría de este progreso se fun-damenta en las aplicaciones clínicas basadas en los principios básicos para controlar la absorción óptica y en la dinámica de la transferencia del calor. El ámbito de todas las aplicaciones en la cirugía cutánea y cosmética láser es al menos tan grande como el número de los cromóforos o estructuras diana anatómicamente definibles que están en relación con las alteraciones de la piel y tel tejido celular subcutáneo. El número de aplicaciones endocavitarias con unos resultados cada vez más concluyentes y sus avances tecnológicos es cada vez más grande y serán objeto de nuevos capítulos en un futuro.

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aPÉNDiCE - ProToColoS DE TraTaMiENTo DE DifErENTES PaTologíaS CUTÁNEaS CoN lÁSErES DE NEoDiMio:Yag

En otras secciones de los capítulos anteriores se han ofrecido diferentes protocolos de tratamiento para las lesiones vasculares faciales, miembros inferiores, lesiones pigmentadas, tatuajes y restauración cutánea no ablativa elaborados por diferentes casas médicas fabricantes de estos desarrollos tecnológicos que puedan servir de guía a los médicos que traten este tipo de patologías con los diferentes sistemas existentes. No es posible, debido a la extensión, de incluir todos los parámetros de tratamiento de todas las casas, pero si al menos con las que tratamos más habitualmente en nuesras clínicas.

En esta sección de este capítulo se pretende ofrecer parámetros y/o protocolos de actuación en diferentes pa-tologías cutáneas y aplicaciones estéticas con los láseres de neodimio:yag, con los cuales tenemos una experiencia de más de 17 años. En la actualidad trabajamos con las siguientes marcas de láseres de Nd:YAG, sin la más mínima preten-sión comercializadora, ni se va a mencionar cual de ellos en nuestra opinión es el mejor sistema o el ideal. Cada uno de ellos tiene características, piezas focales intercambiables, tamaños de spot, composición de los macropulsos, depósito de la densidad de energía más gausiana o en meseta, anchuras de pulso, sistemas de enfriamiento acoplados a estos siste-mas, que posiblemente una combinación de las mejores características de cada uno de ellos pueda oferecer la mayor gama de tratamientos y le hagan el sistema ideal. Estas marcas co-merciales que utilizamos son las siguientes: Cutera: modelos CoolGlide Vantage, Excel V y Genesis; Cynosure: modelos Cynergy, Apogee Elite y Revlite; Quanta: modelo Q-Plus; Candela: modelos GentleYAG, GentleMax y GentleMax Pro; Fotona: modelo SP Dynamis. Tampoco creemos que el láser neodimio:yag sea el mejor sistema láser disponible, ni siquiera el que con más pureza cumple los requisitos extrictos de la fototermólsis selectiva, ya que esta longitud de onda se absorbe por diferentes cromóforos como la he-moglobina, melanina y agua intra y extracelular, es decir, no selectiva. Debido a estas características, puede tener una mayor versatilidad en los tratamientos que puede realizar aunque sea de forma no tan específica como otras longitudes de onda. También debido a la versatilidad de su emisión, desde Q-conmutada, en nanosegundos, hasta casi contínua, se-gundos, permite su adaptabilidad para el tratamiento de diferentes entidades clínicas. Otra de las características debida a su longitud de onda (infrarrojo cercano, dentro de la ventana óptica de la piel) tiene un mayor coeficiente de penetración, pudiendo tratar fototipos de piel más oscuros. Por otro lado, al ser menos específico, la densidad de energía que hay que emplear es mayor para alcanzar un cromóforo específico (p. ej.: depilación, lesiones vasculares, alteraciones de la pigmentación), haciendo más molesta su aplicación en los pacientes.

Como ya se ha dicho, en ocasiones, las características de cada uno de estos sistemas no es idéntico, existen diferencias entre cada uno de ellos, por tanto, esta guía debe utilizarse con cautela. El mejor protocolo es el sentido común, el conocimiento de los principios de interacción tisular láser y el conocimiento médico exhaustivo de aquella patología a la que va a dirigirse esta tecnología. Puede ser interesante la aplicación de esta longitud de onda, 1.064 nm, a diferentes aplicaciones para aquellos médicos que posean uno de estos sistemas pueda sacar el máximo provecho de los sistemas que en su momento hayan adquirido y que pueda ser beneficioso para sus pacientes ofreciendo una mayor gama de tratamientos que puedan resultarles útiles.

La nomenclatura de los parámetros de be expresarse para protocolizar los parámetros de tratameintocomo sigue: “Julios/anchura de pulso/spot”

ACNÉ ACTIVO. Fototipos I – III

Parámetros de tratamiento:

- Fluencia: 40-50 J/cm2

- Anchura de pulso: 20-35 ms (acné, acné quístico) - Spot: 6-9 mm - Hercios: 1

- Superposición: No -Frío:Si(aireatmosférico,aerosoldecriógeno,zafiroenfriado) - Sesiones e intervalos: 1 vez por semana o cada dos semanas - Número de pases: 1

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- Descripción: Irradiar la zona afectada y toda la zona que lo rodea. Nunca superponer los disparos ni repetir los pases por la misma área. Utilizar cuadrilla con lápiz blanco dermográfico para garantizar el no repetir áreas.

- Pretratamiento: Enfriar bien la superficie antes del procedimiento. - Post-tratamiento: Crema antibiótica, hidratante y foto protección pantalla total no comedogénico. Nosotros utilizamos isotretinoína 0.05% con o sin eritromicina 2%, 1 aplicación por la noche mientras dure el tratamiento, además de las medidas higiénco cutáneas de limpieza de la piel. Hacemos un lavado exhaustivo de la zona a tratar antes de cada una de las sesiones (scrub, microdermoabrasión). - Consejos: No utilizar anestesia tópica. La sensación dolorosa nos previene de generar lesiones. Es importante tomarse el tiempo necesario para asegurarse de que la superficie este bien enfriada previo al tratamiento.

- Observaciones: - Advertir a los varones que el tratamiento en las zonas pilosas puede originar depilación. - Se deben realizar la cantidad de sesiones necesarias hasta la remisión de las pústulas. - Continuar con una sesión por mes de mantenimiento hasta la normalización de la piel. - Se debe mantener la piel con una limpieza de cutis cada 15 días. - En general, el acné mejorará en 2 – 4 sesiones.

ACNÉ ACTIVO. Fototipos IV-VI

Parámetros de tratamiento:

- Fluencia: 35-40 J/cm2

- Anchura de pulso: 40-50 ms (acné, acné quístico) - Spot: 6-9 mm - Hercios: 1 - Superposición: No -Frío:Si(aireatmosférico,aerosoldecriógeno,zafiroenfriado) - Sesiones e intervalos: 1 vez por semana o cada dos semanas - Número de pases: 1

- Descripción: Irradiar la zona afectada y toda la zona que lo rodea. Nunca superponer los disparos ni repetir los pases por la misma área. Utilizar cuadrilla con lápiz blanco dermográfico para garantizar el no repetir áreas.

- Pretratamiento: Enfriar bien la superficie antes del procedimiento.

- Post-tratamiento: Crema antibiótica, hidratante y foto protección pantalla total no comedogénico. Nosotros utilizamos isotretinoína 0.05% con o sin eritromicina 2%, 1 aplicación por la noche mientras dure el tratamiento, además de las medidas higiénco cutáneas de limpieza de la piel. Hacemos un lavado exhaustivo de la zona a tratar antes de cada una de las sesiones (scrub, microdermoabrasión). - Consejos: No utilizar anestesia tópica. La sensación dolorosa nos previene de generar lesiones. Es importante tomarse el tiempo nece-sario para asegurarse de que la superficie este bien enfriada previo al tratamiento. - Observaciones: - Advertir a los varones que el tratamiento en las zonas pilosas puede originar depilación. - Se deben realizar la cantidad de sesiones necesarias hasta la remisión de las pústulas. - Continuar con una sesión por mes de mantenimiento hasta la normalización de la piel. - Se debe mantener la piel con una limpieza de cutis cada 15 días. - En general, el acné mejorará en 2 – 4 sesiones.

TELANGIECTASIAS FACIALES

Parámetros de tratamiento:

- Fluencia: 90-140 J/cm2

- Anchura de pulso: 10-20 ms

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- Spot: 4 mm (spot 3 mm hasta 150 J/cm2) - Hercios: 0.5 - 1

- Superposición: No -Frío:Si(aireatmosférico,aerosoldecriógeno,zafiroenfriado) - Sesiones e intervalos: 2-4 sesiones con intervalos de 4-6 semanas - Número de pases: 1

- Descripción: - Se inicia el tratamiento con tres o cuatro disparos sobre el vaso en forma perpendicular, uno al lado del otro sin superponerlos, observándose la respuesta de la piel y el signo de efectividad (desaparición) sobre el vaso tratado. Comenzar con los valores más bajos de fluencia del rango establecido en la tabla (100 J/cm2), y con 20 ms. - Después, aumentar progresivamente de 10 en 10 J/cm2 hasta lograr la respuesta deseada. También se varían la anchura de pulso para testar la combinación ideal. Ejemplo: Primer set de disparos: 100 J/cm2 con 20 ms. Si no da un resultado visual inmediato (signo de efectividad) modificar: • Aumentando la fluencia. • Modificando la anchura del pulso (ms). Una vez determinados los parámetros óptimos se efectúan los disparos uno al lado de otro siguiendo el trayecto de todos los vasos a tratar. Los signos de daño en la piel son el blanqueamiento de la piel coloración grisáceo, signo premonitorio de formación de ampollas, signo de Nikolsky (separación epidérmica forzada). • El número de pases depende de la tolerancia de la piel de cada paciente y del foto tipo. • En la región periorbital debe tenerse sumo cuidado disparando en forma perpendicular y no sobrepasando el reborde óseo. • En la región perioral se debe colocar una gasa húmeda enrollada entre la mucosa labial y los dientes para protegerlos.

TELANGIECTASIAS EN MIEMBROS INFERIORES

Parámetros de tratamiento:

Vasos menores de 1.5 mm de diámetro

- Fluencia: 170-180 J/cm2

- Anchura de pulso: 10-20 ms - Spot: 4 mm (spot 3 mm hasta 195 J/cm2) - Hercios: 0.5 - 1 - Superposición: No - Frío: Si (aire atmosférico, criógeno, zafiro enfriado) - Número de pases: 1 (no superponer) - Sesiones e intervalos: 2-4 sesiones con intervalos de 4-6 semanas. Vasos menores de 3 mm de diámetro

- Fluencia: 150-160 J/cm2

- Anchura de pulso: 20-40 ms - Spot: 6 mm (spot 5 mm hasta 175 J/cm2) - Hercios: 0.5 - 1 - Superposición: No - Frío: Si (aire atmosférico, criógeno, zafiro enfriado) - Número de pases: 1 (no superponer) - Sesiones e intervalos: 2-4 sesiones con intervalos de 4-6 semanas.

En venas azules de diámetro 3-4 mm - spot 5-6 mm - 120-150 J/cm2 - anchura de pulso 40-50 ms.

- Superposición: No - Frío: Si (aire atmosférico, aerosol de criógeno, zafiro enfriado), enfriar área antes del tratamiento.

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- Sesiones e intervalos: 2-4 sesiones con intervalos de 4-6 semanas. - Número de pases: 1

- Observaciones: En los casos de tratamiento en piernas se debe evaluar las características del sistema venoso. Flebológicamente se debe cerrar el vaso más grueso y terminar por el más fino. Lo ideal es realizar un eco-doppler para evaluar el sistema venoso superficial y profundo. Si hay insuficiencia de cualquiera de estos sistemas se debe referir al flebólogo, se debe tratar primero la hipertensión venosa troncal (insuficiencia de los cayados de la vena safena in-terna, tributarias, safena externa, colaterales troncales, patología de venas perforantes: Hünter, Dodd, Boyd, Cockett), insuficiencia del plexo venoso latera subdérmico (PVLS). Recordar que el gold estándar de tratamiento sigue siendo la escleroterapia en el tratamiento de las varículas. Como regla nemotécnica, se debería utilizar esclerosis (líquida o mi-croespuma) en venas mayores de 3 mm de diámetro y láser vascular en venas menores de 3 mm de diámetro. En muchas ocasiones se requiere la combinación de ambas técnicas (escleroterapia y láser vascular percutáneo).

- En caso de ser telangiectasias puras (sin problemas de presión venosa) utilizar los mismos parámetros que mencionamos antes.

- Comenzar siempre con las fluencias más bajas, ir subiendo 5-10 J/cm2 hasta ograr el efecto deseado (cierre del vaso, cambio de coloración), observar que no existan signos de daño epìdérmico (blanqueamiento, signo inequívoco de formación posterior de ampollas). En vasos de fino calibre, utilizar anchuras de pulso más cortas (ej.: 20 ms), en vasos de mayor calibre, anchurqa de pulso más largas (30-40 ms). Ir modificando parámetros, fluencia y anchura de pulso, hasta lograr efecto deseado.

- Los vasos rojos se cierran y desvanecen inmediatamente. En los vasos azules se observa un cambio de colo-ración a veces sutil, más oscuro o negruzco al ser tratados y este es el signo de que el tratamiento ha sido efectivo y no deben continuarse los disparos ya que en un término de 30 a 45 días se reabsorben los coágulos y la reabsorción del vaso (a veces tarda hasta 2-3 meses - ej.: hueco poplíteo). En ocasiones, se observa el blanqueamieto de los vasos en el momento del tratamiento (parámetros adecuados), que reapracen a las dos semanas, debe advertirse de ello al paciente, a partir de las dos semanas estos vasos comienzan a reabsorverse.

- Pretratamiento: Rasurar la piel si existen pelos terminales, combustionan con los pulsos del láser que pueden lesionar la epidermis. Este tratamiento no es indoloro, en todos nuestros pacientes aplicamos pomada anestésica 60-90 minutos antes del tratammiento mediante oclusión plástica. Limpieza de la pomada residual y desinfección de la piel con soluciones no alcohólicas. Es muy importante el enfriamiento de la zona a tratar antes de comenzar a aplicar los pulsos del láser

- Postratamiento: • Aplicar packs de gel enfriado a través de una compresa durante 15 minutos. • Cura oclusiva durante los dos primeros días mediante pomada antibiótica, gasas vaselinadas y encima gasas de tela normales y esparadrapo hipoalergénico (papel). • Medias elásticas terapeúticas sin retirar los dos primeros días y durante el día los cinco siguientes hasta completar una semana de compresión (en ortros estudios parece suficiente compresión durante 72 horas).

ERITEMA FACIAL

Parámetros de tratamiento:

- Fluencia: 100-110 J/cm2

- Anchura de pulso: 20-25 ms - Spot: 4 mm (en vasos aislados: spot 3 mm hasta 130-140 J/cm2, en ocasiones 150 J/cm2 - cuidado) - Hercios: 0.5 - 1 - Superposición: No - Enfriamiento: Si (antes, durante y después del tratamiento) - Sesiones e intervalos: 2-4 sesiones con intervalos de 4-6 semanas - Pases: 1

Observaciones:

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• En la cara la fluencia NO debe exceder los 110 J/cm2. En ocasiones y con mucha precaución depen-diendo de la tolerancia de la piel, se pueden efectuar dos pases (en el barrido del eritema).

Descripción: Se realiza un barrido sin superposición de disparos (overlapping), aumentando el spot y disminu-yendo el ancho de pulso evitando las zonas de telangiectasias que hayan sido tratadas previamente. Utilizar cuadrilla con lápiz blanco dermográfico para garantizar el no repetir áreas.

Pre-tratamiento: Limpieza exhaustiva de la piel retirando crema anestésica, maquillajes, pantallas solares, cos-méticos (lavado de cara con agua y jabón), secado absoluto de la superficie de la piel antes de aplicación de los pulsos láser. Enfriar la superficie de la piel antes del tratamiento.

Post-tratamiento: • Aplicar bolsas de gel enfriadas sobre la superficie de la piel tratada a través de una compresa, no en contacto directo con la piel durante 15-20 minutos. • Recetar una pomada antibiótica (con/sin corticoides, dos aplicaciones al día durante 6-7 días) • Evitar traumatismos en la zona tratada (pellizcar, frotar, rascar) • Factor de protección solar total, mientras dure el tratamiento. • En caso de formación de costras, no arrancarlas.

PÚSTULAS (ACNÉ, FOLICULITIS, HIDROSADENITIS)

Parámetros de tratamiento:

- Fluencia: 35-50 J/cm2

- Anchura de pulso: 35-40 ms - Spot: 6-9 mm diámetro - Hercios: 1 - Superposición: No - Enfriamiento: Si (antes, durante y después del tratamiento) - Sesiones e intervalos: 2-4 sesiones con intervalos de 4-6 semanas - Pases: 1

Descripción: Se realiza un barrido sin superposición de disparos.

Pre-tratamiento: Limpieza exhaustiva de la piel

Post-tratamiento: • Aplicar bolsas de gel enfriadas sobre la superficie de la piel tratada a través de una compresa, no en contacto directo con la piel durante 15-20 minutos. • Recetar una pomada antibiótica dos aplicaciones al día durante 7-10 días. • Indicar al paciente que evite el rascado en caso de prurito.

Observaciones: Es muy importante el enfriado previo y suficiente de todas las zonas a tratar, pues en una zona ya sensible a cambios vasomotores, se deben cuidar los cambios calóricos, se está tratando con un láser térmico.

OMNICOMICOSIS

Parámetros de tratamiento:

- Fluencia: 45 J/cm2

- Anchura de pulso: 40-50 ms - Spot: 4 mm diámetro (si solo se dispone de spot 5 mm: 40 J/cm2) - Hercios: 1 - Superposición: Si (50%)

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- Enfriamiento: No en la lámina, suave en la piel - Sesiones e intervalos: 1 cada semana - Pases: 4 Descripción: Aplicar la luz láser a la placa ungueal completamente en forma horizontal al borde libre de la uña. Después que la placa ungueal se haya irradiado completamente se hace una pausa de 2 minutos y el tratamiento y la pausa se repiten 2 veces más para completar un total de 4 pasadas.

Pre-tratamiento: Las uñas gruesas tienen que ser desgastadas mediante limado para lograr una mejor pen-etración del láser.

Post-tratamiento: La infección se produce en uñas con micro traumas ocasionadas por la actividad y el calza-do. Estas lesiones predisponen a la infección. Los hongos habitan en las medias y en los calzados y en ropa de cama e instrumentos cortantes. Es importante eliminar con tratamientos antimicóticos externos (polvos y spray) toda fuente de infección.

Observaciones: • Se recomienda la irradiación de todas las uñas de los miembros afectados, teniendo en cuenta que según algunas publicaciones un 10 % de las otras uñas tienen una contaminación solapada que puede provocar la rein-fección a corto plazo. • Los controles deben ser hechos a los 3, 6, 9 y 12 meses.

Para los médicos que tengan láseres de neodimio:YAG que puedan operar en microsegundos (300 µs = 0.3 ms), se va a ofrecre otro protocolo más de onicomicosis (Cutera®, revisión 2011):

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PIE DE ATLETA RESISTENTE AL TRATAMIENTO MÉDICO

Comentarios: Las dermatofitosis son micosis producidas por un grupo de hongos que tienen la capacidad de in-fectar tejidos cutáneos queratinizados no viables, incluso el estrato córneo, uñas tinea unguiüm y pelo tinea capitis. Hay unas 42 especies de dermatofitos que pueden afectar los tejidos queratinizados, y éstos se clasifican, según su proceden-cia, en: zoofílicos, que viven en los animales; antropofílicos, que viven exclusivamente en el ser humano, y geofílicos, que viven en la tierra. Entre los dermatofitos que pueden dar el pie de atleta se incluyen aquí el Trichophyton rubrum, el Trichophyton mentagrophytes y, en menor proporción, el Epidermophyton floccosum.

Es la dermatofitosis más frecuente y representa un 70 por ciento de las tiñas y un tercio de las infecciones del pie. El 20 por ciento de los individuos son portadores asintomáticos de una tiña contagiosa. Es frecuente ver el paso del organismo a zonas distantes del pie a través de toallas, ropa contaminada y sábanas, entre otras.

El pie de atleta es más frecuente en hombres que en mujeres, y se ve tanto en niños como en adultos. Los atletas y deportistas presentan una mayor morbilidad. El contagio es por transmisión directa de persona a persona, así como de superficies húmedas donde el hongo persiste durante meses, tales como piscinas, baños, duchas, toallas, alfombras, en cuarteles, colegios, saunas, hoteles y gimnasios. El mantener el pie húmedo (sudor, por ejemplo) por tiempos prolonga-dos y uso de calzado cerrado como las botas aumenta el riesgo de aparición o permanencia de la infección, pues crea un ambiente cálido, húmedo y oscuro favorable para el hongo. Los animales domésticos como los perros y los gatos pueden ser responsables de la transmisión e incremento de las micosis.

El pie de atleta causa enrojecimiento y picor constante. Algunos casos pueden presentarse sin síntomas, excepto por la característica maloliente de la infección. Es frecuente ver también grietas, ampollas y escamas en el área afectada. En casos de mala circulación periférica en las extremidades, como en ciertos pacientes diabéticos, pueden presentarse complicaciones infecciosas, celulitis y amputaciones del pie.

No sólo los hongos del pie de atleta causan irritación del pie. Otras múltiples enfermedades, como el eccema y la psoriasis o irritaciones por productos del calzado (tintes, adhesivos, etc) pueden causar dolor, picor y eritema. Muchas veces el diagnóstico es incorrecto, pues se trata en realidad de otra dolencia que no es causada por pie de atleta seguida de un tratamiento incorrecto, que incluso puede agravar el problema. Por ello, es importante acudir a un especialista. El diagnóstico correcto debe ser precedido por una historia clínica completa, la toma de muestra raspando la zona afectada, para realizar un examen directo en busca de hifas características del hongo y para llevar a cabo la siembra de un cultivo micológico, con objeto de identificar el organismo causante.

Parámetros de tratamiento:

- Fluencia: 40 J/cm2

- Anchura de pulso: 30 ms - Spot: 9 mm diámetro - Hercios: 1 - Superposición: No (0%) - Enfriamiento: Si - Sesiones e intervalos: 2-3, 1 cada 15 días - Pases: 1

Descripción: Realizar el barrido en toda la región infectada cuidando de no superponer spot.

Pre-tratamiento: Limpieza general de la zona con gasas tratando de eliminar el detritus y secar bien el pie con secador de pelo o toallas secas.

Post-tratamiento: La infección se produce en pieles muy dañadas y es muy común en pacientes con diabetes. Estas lesiones predisponen a la infección. Los hongos habitan en las medias, en los calzados y en ropa de cama. Es muy importante eliminar con tratamientos antimicóticos externos (polvos y aerosoles) toda fuente de infección por que en esa área ya micro traumatizada se produce la reinfección.

Observaciones: Es la opción de elección en aquellos pacientes donde la medicación local y o sistémica ha fra-casado.

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NEVUS RUBÍ- ANGIOMAS - HEMANGIOMAS LABIO (LAGOS VENOSOS)

Comentarios: Los Nevus Rufus o lunares rojos, también se conocen como Nevus Rubí, Puntos Rubí, Nevus Cherry o Lunares de Sangre. Son lunares benignos que aparecen a edad avanzada, por envejecimiento de la piel, en hombres y mujeres, usualmente en la zona del tórax, cuello y brazos. Normalmente son circulares, de color rojo y de uno o dos milímetros de diámetro. Son frecuentes también en personas de piel muy blanca.

Dentro de los hemangiomas bucales, los hemangiomas en los labios el más habitual se localiza en el labio infe-rior, son de tamaño variable y de un color rojo fuerte o rojo azulado, pueden ulcerarse. Podemos encontrar de tipo plano, y cavernoso.

Los lagos venosos aparecen como pequeñas pápulas hemisféricas, de color azul oscuro y consistencia blanda que aparecen en personas de edad avanzada en áreas de piel fotoexpuestas. La cara, los labios y los pabellones auricu-lares son las localizaciones más frecuentes de los lagos venosos.

Parámetros de tratamiento:

- Fluencia: 110-140 J/cm2

- Anchura de pulso: 30-40 ms - Spot: 4-5 mm diámetro (con spot de 3 mm en puntos rubí: 190 , uno o dos pulsos, anchura pulso: 20-25 ms) - Hercios: 0.5 - Superposición: 100% (máximo dos pulsos, si la malfomación venosa queda totalmente coagulada con un pulso, no entregar el segundo. - Enfriamiento: Si - Sesiones e intervalos: 1-2 - Pases: Los necesarios , hasta que cambie a una coloración oscura (coagulados, 1-2 pulsos).

Descripción: Se realizan uno o dos disparos hasta lograr el cambio de coloración, tinte negro. Se formará una costra que cae posteriormente, en 7-10 días, sin dejar cicatriz residual.

Pre-tratamiento: Lo más importante es efectuar la refrigeración de la epidermis (antes, durante y después del tratamiento), por el efecto calórico del Nd:YAG y su alto coeficiente de penetración en la dermis, evitando así el daño térmico y disminuyendo el umbral al dolor. Se recomienda la utilización del sistema de enfriado por aire, o de pack de enfriado o sistemas con ventana de zafiro enfriado activamente.

Post-tratamiento: Pomada antibiótica 2-3 aplicaciones (Diprogenta, Liade) al día hasta que se desprenda la costra.

Recomendaciones: Utilizar una buena iluminación para visualizar la respuesta inmediata de la zona a tratar (es nuestra recomendación en todos los tratamientos efectuados mediante láser).

ATENUACIÓN NO ABLATIVA DE MANCHAS

Comentarios: En este aparatdo se van a dar unos parámetros de tratamiento mediante láser de deodimio:YAG con pulsos en el rango de los subsegundos (0.1-0.3 ms = 100-300 µs) para los médicos que no dispongan de láseres Q-conmutados (Q-switched) que en nuestra opinión son los láseres de elección en este tipo de tratamientos.

Parámetros de tratamiento:

- Fluencia: 14-15 J/cm2

- Anchura de pulso: 0.1-0.3 ms - Spot: 4-5 mm diámetro - Hercios: 3 - Superposición: 0% - Enfriamiento: Si - Sesiones e intervalos: 2, 1 cada 15 días

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- Pases: 2.

Descripción: Se realiza el barrido de toda la mancha y de los bordes. Se coloca frío y se vuelve a repetir. Se observa en principio una dispersión del pigmento y un posterior enrojecimiento de la zona tratada.

Pre-tratamiento: Despigmentantes (inhibidores de la tirosinosa como la hidroquinona 4% junyo a la utilización de retimoides, recomendamos comenzar 4-6 semaans antes del tratamiento y seguir surante el mismo, en ocasiones los continuamos hasta tres meses después del mismo. No olvidar factores de protección solar total.

Post-tratamiento: Crema con corticoides (no prologar más de 10 días, ejemplo hidrocortisona 1-2%, dos apli-caicones al día), hidratación y foto protección total.

Observaciones: Al ser un procedimiento no ablativo la recuperación es inmediata, la epidermis queda intacta y no se observan complicaciones de hiper o hypo pigmentación. La eficacia del tratamiento está en torno al 50%.

OJERAS

Parámetros de tratamiento:

- Fluencia: 100-120 J/cm2 (realizar el segundo pase con spot de 4 mm a 125 J/cm2, anchura de pulso: 25 ms). - Anchura de pulso: 20 ms - Spot: 4-5 mm de diámetro - Hercios: 0.8 - Superposición: 0% - Enfriamiento: Si - Sesiones e intervalos: 3 sesiones al mes - Pases: 2.

Descripción: Barrer toda la zona de la ojera hasta la atenuación del color.

Pre-tratamiento: Colocar protección intraocular

Post-tratamiento: Frío (antes, durante y después del tratamiento).

Observaciones: Realizado por personal entrenado. (eficacia del 70%)

POROS - BLACK PEEL

Comentarios: Para realizar este procedimiento, se coloca en la zona a tratar una sustancia negra cuyo pigmento debe ser de una partícula no superior a los 80 nanómetros para que la misma penetre en poros e irregularidades pequeñas. La interacción entre el Nd:YAG y el pigmento produce el pulido con precisión de la zona irradiada generando además por su efecto calórico una retracción epidérmica (efecto lifting). Además eliminará todo el vello (pelusa). Quedando la piel suave y brillante (porcelana). La utilización de protectores oculares metálicos con superficie externa no reflectante que obliteren totalmente el globo ocular es imprescindible, recomendando además limpiar cada 2 o 3 minutos la ventana de la pieza de mano. La utilización del aire atmosférico y/o aspirador de humo servirá para que el pigmento de carbono y los restos de detritus de piel no dañen el sistema óptico.

Descriptción: A medida que se va pasando el láser la eliminación del pigmento nos delimitara perfectamente el área tratada quedando la piel de un color gris muy claro. En el segundo pase la atenuación no es tan visible recomendando tener cuidado en no superponer zonas ya tratadas. Asegurar, como en todos los tratamientos la distancia focal para saber exactamente los julios por cen-tímetro cuadrado que se están entregando. La desfocalización de la pieza de mano disminuye la densidad de energía y los parámet-ros no pueden protocolizarse y por tanto no reproducibles. Como ya se ha mencionado, la pieza de mano debe estar en 90º respecto a la superficie de la piel, en ángulo recto. Esto es especialmente importante con la longitud de onda de 1064 nm, cuya reflexión en

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la superficie epidérmica es del 50%, la angulación de la pieza de mano dismunye de forma notable la densidad de energía.

Parámetros de tratamiento:

- Fluencia: 12-16 J/cm2 (dependiendo de la anchura de pulso, menor fluencia con anchura de pulso mayor). - Anchura de pulso: 0.1-0.3 ms - Spot: 4-5 mm de diámetro - Hercios: 5-6 - Superposición: 20% - Enfriamiento: Si (aire atmosférico enfriado). - Sesiones e intervalos: 3-4, 1 al mes - Pases: 2.

Descripción: Barrer toda la zona de la ojera hasta la atenuación del color.

Pre-tratamiento: Limpieza de cutis, humectación y asegurase de que la piel quede libre de maquillaje.

Post-tratamiento: Una vez terminado el tratamiento, limpiar la piel con gasa empapada en agua o suero frío eliminando así algún resto de sustancia. Luego completar con crema con corticoides y factor de protección slar total.

Observaciones: A los dos o tres dias se puede observar una leve descamación. Tratar de que la densidad del pigmento sea pareja en toda la cara.

TRATAMIENTO DEL DOLOR

Introducción: La emisión de los láseres de neodimio:YAG en modo temporal casi contínuo con el objetivo de llegar a la lesión con un estímulo calórico importante es una novedosa aplicación terapeútica. En la región a tratar se producen tres mecanismos, Fototérmico (calor), Fotoquímico (liberación de endorfinas) y Fotomecánico (vibratorio) que produce en forma inmediata un efecto analgésico, antiinflamatorio inmediato y una regeneración tisular por las ca-racterísticas ya comprobadas de esta longitud de onda en la formación de colágeno. El tratamiento es seguro, indoloro y eficaz. Los sistemas que no tengan esta posibilidad de emisión de 1 segundo, aconsejamos utilizar anchuras de pulso superlargas (el pulso superlargo es un pulso mayor de 100 ms), como la de 300 ms que a su vez pueden ser encadenadas en forma de tres pulsos para conseguir una emisión de 900 ms (medir temperatura en superficie epidérmica).

Patologías: Epicondilitis (codo de tenista), Síndrome del túnel carpiano, Hombro doloroso, Tendinitis Bursitis, Lumbalgias, Cervicobraquialgias, Neuralgia intercostal, Fascitis plantar, Artrosis de rodilla y tobillo, Artritis gotosa, Pubalgias , Sacralgias,etc.

Parámetros de tratamiento:

- Fluencia: 80-100 J/cm2 (pieza de mano de 4 mm, 40-50 J/cm2 (pieza de mano de 6 mm). - Anchura de pulso: 1000 ms - Spot: 4-6 mm de diámetro - Hercios: 1 - Superposición: 0% - Enfriamiento: Si (aire atmosférico enfriado). - Sesiones e intervalos: 10 sesiones, 1 cada 3 días - Pases: 3-4.

Descripción: Ubicar por palpación la región dolorosa y realizar de 4 a 6 disparos en toda esa región. Cada uno de los disparos generará disparos calóricos en la región tratada. Después del cuarto disparo el calor es tenso pudiendo llegar a producir dolor, en ese caso descontinuar tratamiento. Si el sistema que se utilice no dispone de sensor térmico en la pieza de mano, aconsejamos la monitorización de la temperatura en la superficie epidérmica mediante un termómetro de precisión asistido mediante láser, no rebasando los 43-46º C.

Comentarios: Esta es una descripción general del trata miento del dolor para cualquiera de las zonas o regiones

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afectadas. Se están realizando los protocolos particulares de acuerdo a tipo de patología y región anatómica.D

DEPILACIÓN - FOTOTIPOS DE PIEL I-III

Parámetros de tratamiento:

- Fluencia: 45-60 J/cm2 (spot de 9-10 mm), 40-44 J/cm2 con spot de 15 mm, hasta 50 J/cm2 con spot de 12 mm. - Anchura de pulso: 20-40 ms pelos gruesos / 10-15 ms pelos finos - Spot: 9-15 mm de diámetro (a mayor diámetro, la sensación de molestia es mayor, también con un mayor spot se debe disminuir la fluencia). - Hercios: 1-2 - Superposición: 13% (para cubrir el 100% de la superfcie tratada). - Enfriamiento: Si (aire atmosférico enfriado), antes durante y después del tratamiento. - Sesiones e intervalos: 6-10 sesiones (en hombres y alteraciones hormonales requieren un mayor número de sesiones). Los intervalos de tratamiento dependen de la región anatómica a tratar, por regla general de 4-6 semanas en región facial y de 6-8 semanas en el resto de las localizaciones anatómicas). - Pases: 1.

Comentarios: Iniciar los tratamientos con el valor más bajo del rango y luego aumentar progresivamente. A medida que transcurren las sesiones se puede aumentar levemente la fluencia, ya que al perder gradualmente el paciente vello este puede aceptar mayor niveles de energía sin percibir molestias. No exceder los valores topes mencionados en la tabla para evitar complicaciones.

Descripción: Comenzar con 1 Hz y luego a medida que siente control del desplazamiento de la pieza de mano gradualmente aumentar las repeticiones para acortar los tiempos del tratamiento. Nunca superponer en demasía (más del 30 %) los disparos ni repetir los pases por la misma área. Utilizar cuadrilla con lápiz blanco dermográfico para garantizar el no repetir áreas. A medida que transcurren las sesiones puede aumentarse levemente la fluencia ya que habrá menos folículos pilosos existentes y por tanto menor sensación de molestia durante el tratamiento. Nosotros generalmente uti-lizamos pomada anestésica 1 hora antes del tratamiento.

Pre-tratamiento: - En todos los tratados en depilación se dice que se descarten a los pacientes recién bronceados. Aunque pueda ser criticado por ello y en honor a la verdad, nosotros comenzamos a utlizar el láser nd:YAG de pulso largo desde que fue comercializado, hace ya demasiados años. Hemos depilado siempre en verano incluso pacientes que han tenido exposición solar reciente (sin quemaduras solares en la piel), sabemos obviamente que la melanina epidérmica es un cromóforo competente, pero esta longitud de onda, 1064 nm, tiene un mayor coeficiente de penetración en profundidad, se absorve menos en la melanina superficial. No hemos tenido alteraciones de la pigmentación en mayor tasa que los pacientes que no han estado expuestos al sol, incluso pensamos que una de las grandes ventajas del neodimio:YAG en depilación es que puede utilizarse en los periodos estivales. Es importante también resaltar que utilizamos frío pre-viamente al tratamiento, durante y después del mismo. Nuestros resultados en la depilación tienen prácticamente los mismos resultados que en los fototipos de pieles más oscuras, ajustamos las fluencias y anchuras de pulso al color de piel actual, el que tienen en el momento del tratamiento. Esta es nuestra experiencia en depilación con pacientes que han tenido exposición solar reciente y que se deja a criterio facultativo. Se recomeinda a los pacientes no exponerse al sol durante las sigioentes 24 horas y utilizar factor de protección solar total.

- El área de la piel a ser tratada debe limpiarse y secarse. Debe estar libre de lociones, perfumes, maquillaje, desodorantes, etc. Previamente al tratamiento.

- El pelo debe ser afeitado el mismo día del tratamiento o inmediatamente previo al mismo. El pelo debe estar al ras.

Post-tratamiento: - La aplicación de hielo podrá brindar alivio y reducir la duración de la inflamación. Puede utilizarse cortisona tópica o gel de aloe vera frío. Si hay algún signo de daño en la epidermis, el paciente podría utilizar un ungüento anti-biótico. - Deben tomarse los cuidados necesarios para prevenir el trauma en la zona tratada durante los cinco días si-guientes al tratamiento. El afeitado de la zona tratada, se excluye durante este período.

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- Debe evitarse la exposición al sol y debe usarse un bloqueador solar durante el período de tratamiento. En nue-stro caso, como ya se ha comentado, durante un periodo de 24 horas y seguir los consejos de la exposición solar que ya se han expuesto en capítulos anteriores, recomendados por los Colegios Farmaceúticoa y la Asociación Española contra el Cáncer.

Observaciones:

- Determinar las expectativas del paciente y explicar las limitaciones, como así también, que la eliminación del pelo supondrá un número de tratamientos. Aclarar que la depilación permanente y definirtiva se consigue en algún caso aislado, en nuestra experiencia con el número de sesiones que ya se han explicado, por término medio conseguimos una reducción permanente que está en torno al 80%, con el resto del vello más claro y fino que puede requerir sesiones de tratamiento adicionales.

- Se requiere fluencia reducida para las áreas alrededor de huesos (manos, tobillos etc.) o áreas sensitivas (parte superior de los labios, bajo los brazos, áreas de bikini, cuello). Las áreas sensitivas pueden aliviarse aplicando hielo, después del tratamiento.

- Packs de frío siempre después del tratamiento para aliviar molestia y reducir eritema y edema.

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DEPILACIÓN - FOTOTIPOS DE PIEL IV-V

Parámetros de tratamiento:

- Fluencia: 35-45 J/cm2 (spot de 9-10 mm), 40-42 J/cm2 con spot de 15 mm, hasta 45 J/cm2 con spot de 12 mm. - Anchura de pulso: 20-40 ms pelos gruesos / 10-15 ms pelos finos - Spot: 9-15 mm de diámetro (a mayor diámetro, la sensación de molestia es mayor, también con un mayor spot se debe disminuir la fluencia). - Hercios: 1-2 - Superposición: 13% (para cubrir el 100% de la superfcie tratada). - Enfriamiento: Si (aire atmosférico enfriado), antes durante y después del tratamiento. - Sesiones e intervalos: 6-10 sesiones (en hombres y alteraciones hormonales requieren un mayor número de sesiones). Los intervalos de tratamiento dependen de la región anatómica a tratar, por regla general de 4-6 semanas en región facial y de 6-8 semanas en el resto de las localizaciones anatómicas). - Pases: 1.

Comentarios: Iniciar los tratamientos con el valor más bajo del rango y luego aumentar progresivamente. A medida que transcurren las sesiones se puede aumentar levemente la fluencia, ya que al perder gradualmente el paciente vello este puede aceptar mayor niveles de energía sin percibir molestias. No exceder los valores topes mencionados en la tabla para evitar complicaciones.

Descripción: Comenzar con 1 Hz y luego a medida que siente control del desplazamiento de la pieza de mano gradualmente aumentar las repeticiones para acortar los tiempos del tratamiento. Nunca superponer en demasía (más del 30 %) los disparos ni repetir los pases por la misma área. Utilizar cuadrilla con lápiz blanco dermográfico para garantizar el no repetir áreas. A medida que transcurren las sesiones puede aumentarse levemente la fluencia ya que habrá menos folículos pilosos existentes y por tanto menor sensación de molestia durante el tratamiento. Nosotros generalmente uti-lizamos pomada anestésica 1 hora antes del tratamiento.

Pre-tratamiento: - En todos los tratados en depilación se dice que se descarten a los pacientes recién bronceados. Aunque pueda ser criticado por ello y en honor a la verdad, nosotros comenzamos a utlizar el láser nd:YAG de pulso largo desde que fue comercializado, hace ya demasiados años. Hemos depilado siempre en verano incluso pacientes que han tenido exposición solar reciente (sin quemaduras solares en la piel), sabemos obviamente que la melanina epidérmica es un cromóforo competente, pero esta longitud de onda, 1064 nm, tiene un mayor coeficiente de penetración en profundidad, se absorve menos en la melanina superficial. No hemos tenido alteraciones de la pigmentación en mayor tasa que los pacientes que no han estado expuestos al sol, incluso pensamos que una de las grandes ventajas del neodimio:YAG en depilación es que puede utilizarse en los periodos estivales. Es importante también resaltar que utilizamos frío pre-viamente al tratamiento, durante y después del mismo. Nuestros resultados en la depilación tienen prácticamente los mismos resultados que en los fototipos de pieles más oscuras, ajustamos las fluencias y anchuras de pulso al color de piel actual, el que tienen en el momento del tratamiento. Esta es nuestra experiencia en depilación con pacientes que han tenido exposición solar reciente y que se deja a criterio facultativo. Se recomeinda a los pacientes no exponerse al sol durante las siguientes 24 horas y utilizar factor de protección solar total.

- El área de la piel a ser tratada debe limpiarse y secarse. Debe estar libre de lociones, perfumes, maquillaje, desodorantes, etc. Previamente al tratamiento.

- El pelo debe ser afeitado el mismo día del tratamiento o inmediatamente previo al mismo. El pelo debe estar al ras, también son válidas las cremas depilatorias.

Post-tratamiento: - La aplicación de hielo produce alivio y reduce la duración de la inflamación. Puede utilizarse cortisona tópica o gel de aloe vera frío. Si hay algún signo de daño en la epidermis, el paciente podría utilizar un ungüento antibiótico. - Deben tomarse los cuidados necesarios para prevenir el trauma en la zona tratada durante los cinco días si-guientes al tratamiento. El afeitado de la zona tratada, se excluye durante este período. - Debe evitarse la exposición al sol y debe usarse un bloqueador solar durante el período de tratamiento. En nuestro caso, como ya se ha comentado, durante un periodo de 24 horas y seguir los consejos de la exposición solar que ya se han expuesto en capítulos anteriores y en el apartado anterior, recomendados por los Colegios Farmaceúticoa y la

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Asociación Española contra el Cáncer.

DEPILACIÓN - FOTOTIPOS DE PIEL VI

Parámetros de tratamiento:

- Fluencia: 30-35 J/cm2 (spot de 9-10 mm) - Anchura de pulso: 20-40 ms pelos gruesos / 10-15 ms pelos finos - Spot: 9-10 mm de diámetro (a mayor diámetro, la sensación de molestia es mayor, también con un mayor spot se debe disminuir la fluencia). - Hercios: 1-2 - Superposición: 13% (para cubrir el 100% de la superfcie tratada). - Enfriamiento: Si (aire atmosférico enfriado), antes durante y desùés del tratamiento. - Sesiones e intervalos: 6-10 sesiones (en hombres y alteraciones hormonales requieren un mayor número de sesiones). Los intervalos de tratamiento dependen de la región anatómica a tratar, por regla general de 4-6 semanas en región facial y de 6-8 semanas en el resto de las localizaciones anatómicas). - Pases: 1.

Comentarios: El resto de las consideraciones ya han sido expuestas en los apartados anteriores.

DEPILACIÓN PELOS RUBIOS, CLAROS (VELLO - PELUSA) / NEODIMIO

Parámetros de tratamiento:

- Fluencia: 15 J/cm2 (spot de 9-10 mm) - Anchura de pulso: 0.6 ms - Spot: 9-10 mm de diámetro. - Hercios: 2 - Superposición: 13% (para cubrir el 100% de la superfcie tratada). - Enfriamiento: Si (aire atmosférico enfriado), antes durante y desùés del tratamiento. - Sesiones e intervalos: 6 sesiones, 1 al mes. - Pases: 1.

Descripción: Marcar el área a tratar con lápiz dermagráfico blanco.

Pre Tratamiento: Marcar el área a tratar con lápiz dermagráfico blanco.

Post Tratamiento: Frío, antes durante y desùés del tratamiento.

Observaciones: Se logrará una atenuación en el crecimiento y un alto porcentaje de eliminación (50%).

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VERRUGAS

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