Introducción al uso del Láser en Odontología (2)

— EL LASER EN ODONTOLOGIA —

Serie de 12 artículos de Dental Tribune

Este número monográfico está dedicado a las aplicaciones del láser y otros sistemas emisores de luz en Odontología y ha sido realizado a petición de Javier Martínez de Pisón, Director de Dental Tribune para España y Latinoamérica. Tengo el honor de coordinar el número en calidad de Director Invitado, el cual cuenta con colaboraciones de importantes exponentes con reconocida trayectoria profesional en este campo, muchos de ellos vinculados al Máster de Láser en Odontología (MLO) de la Universidad de Barcelona que he dirigido desde su fundación en 2006 hasta mi jubilación. Por ello, estoy seguro de que resultará útil para quienes utilizan algún tipo de láser o sistema lumínico, a la vez que aportará información relevante para aquellos que quieran iniciarse en estos sistemas.

En la Odontología actual, al igual que en otras especialidades de las Ciencias de la Salud, cada vez existe mayor evidencia científica de que la utilización del láser y de los sistemas lumínicos es beneficiosa para la resolución de ciertos tipos de patologías.

En los más de 60 años transcurridos desde que aparecieron las primeras unidades láser en 1960, esta tecnología ha evolucionado considerablemente y cada vez son más los dentistas que utilizan algún sistema láser o LED.

En el panorama odontológico, el uso de los sistemas lumínicos o el láser tienen una aplicación muy transversal, pudiéndose utilizar en mayor o menor medida en todas las disciplinas odontoestomatológicas. Es por ello que, en muchas ocasiones, se requieran diferentes unidades emisoras para cubrir al máximo las ventajas que nos ofrecen.

Los láseres y sistemas de luz que se utilizan en Odontología suelen ser los mismos que se utilizan en otras disciplinas médicas, pero para algunos tratamientos se precisan piezas de mano que puedan introducirse en la cavidad bucal. Así pues, encontramos unidades emisoras específicas para tratamientos odontológicos que incorporan instrumentación propia para los tratamientos dentales o de la región oral.

Indicaciones generales

Cabe destacar que todos los sistemas que se utilizan en Odontología emiten luz en el espectro visible e infrarrojo. Los ultravioletas no tienen indicaciones claras en nuestra especialidad. En cuanto a los láseres y sistemas lumínicos más utilizados, podemos resumirlos por sus indicaciones generales:

Fotodesinfección (Terapia Fotodinámica):

            650 nm (láser o LEDs) + Azul de metileno o Azul de toluidina

            810 nm + Indocianina verde

            Existen otras combinaciones en el mercado.

Fotobiomodulación:

650 nm, 810 nm, 940 nm, 980 nm, 1064 nm. Cualquier láser o fuente de luz (LED) entre los 630 y 1100 nm, con baja densidad de potencia.

Alta densidad de potencia en tejidos blandos:

            Láseres de diodo; 440 nm hasta 2000 nm.

            Láser de Nd:YAG (1064 nm)

            Láser de Er:YAG (2940 nm)

            Láser de Er,Cr:YSGG (2780 nm)

            Láser de CO₂, 9300 nm, 10600 nm.

Alta densidad de potencia en tejidos duros (hueso y diente)

            Láser de Er:YAG (2940 nm)

            Láser de Er,Cr:YSGG (2780 nm)

            Láser de CO₂ (9300 nm)

Existen muchos aspectos relacionados con el láser que lo convierten en uno de los dispositivos con mayor futuro en nuestra disciplina.

Los láseres de alta potencia se utilizan en cirugía prácticamente desde su aparición en 1960, cuando Theodore Harold Mayman describió el primer el láser de rubí. En 1962, surgió el láser de semiconductores descrito por Robert Hall. En 1964, el láser de cristal de granate de itrio y aluminio dopado con neodimio (Nd:YAG) por J. E. Gensic, H. M. Marcus, L. G. Van Viteit y, en el mismo año, el láser de dióxido de carbono (CO₂), publicado por C. K. N. Patel. Transcurrió poco tiempo desde que Mayman publicara el descubrimiento del láser hasta que se empezó a trabajar con láseres en el ámbito de las ciencias de la salud.

Todos los láseres de alta potencia —que son aquellos capaces de ser aplicados con alta densidad de potencia—, pueden utilizarse en procedimientos quirúrgicos sobre tejidos blandos. Los láseres que se utilizan para ello se encuentran principalmente en la región infrarroja del espectro, si bien hay algunos con emisión dentro del espectro visible que también pueden ser utilizados. Los láseres ultravioletas no se utilizan en la cirugía de la cavidad oral.

"Existen muchos aspectos relacionados con el láser que lo convierten en uno de los dispositivos con mayor futuro en nuestra disciplina".

En relación con el espectro de emisión, los más utilizados son aquellos que emiten en el espectro infrarrojo, ya que los que lo hacen con longitudes de onda visibles suelen producir una contaminación lumínica que impide la visión de lo que se está haciendo.

Hay que recordar que el efecto principal del láser sobre los tejidos es un efecto fototérmico, es decir, la conversión de la energía de la luz en calor. Por ello, es muy importante tener claros los conceptos sobre el manejo de los parámetros que podemos monitorizar en las unidades emisoras que estemos utilizando. El incremento de la temperatura en el tejido diana debe ser controlado para evitar sobrecalentamiento y daño térmico excesivo y, así, evitar complicaciones iatrogénicas.

Hay cosas que no podemos modificar: si tenemos un único láser su longitud de onda será invariable y solo podremos modificar los parámetros de emisión. La situación contraria sería disponer de diferentes unidades, con diferentes longitudes de onda, ya que podríamos escoger aquella longitud de onda que más se absorba en el tejido que vamos a irradiar, o la que más nos interese según la patología que queramos tratar.

Interacción láser/tejidos orales

La interacción del láser con los tejidos está condicionada por tres factores básicos: la longitud de onda, la presencia de cromóforos y la cantidad de energía por unidad de tiempo y superficie, es decir, por la densidad de potencia.

La longitud de onda del láser será invariable para el láser que hayamos seleccionado; por ello, y en función de los cromóforos que se consideren más importantes, encontraremos una longitud de onda que sea más absorbida.

Definimos como cromóforo a la parte o conjunto de átomos de una molécula responsables de la absorción de ciertas longitudes de onda, lo cual, en el espectro visible, determina su color. En los tejidos humanos tenemos gran variedad de cromóforos.

Los cromóforos varían según sea el tejido diana. Por tanto, debemos hablar de las propiedades ópticas de los tejidos. Cuanto mayor es la absorción de una longitud de onda, menor es su penetración. Y al revés, cuanto menor es la absorción de una longitud de onda, mayor será su penetración.

La absorción de la energía láser se producirá en los cromóforos que se hallen en el tejido a tratar y, éstos varían según el tipo de tejido. En la gráfica de absorción (Figura 1) aparecen algunos de los más importantes: agua, melanina, oxihemoglobina, carboxihemoglobina e hidroxiapatita. Así pues, en función de la cantidad de los cromóforos presentes en el tejido diana, podemos seleccionar qué longitud de onda nos conviene más. Para ello, solo tenemos que recordar o mirar en la gráfica de absorción y ver en el eje de abscisas cuál es la longitud de onda que ofrece mayor absorción para el cromóforo en cuestión. Aquella que ofrezca mayor valor en el eje de las ordenadas (coeficiente de absorción) será la que más se absorba. La gráfica es de tipo logarítmico y conviene entenderlo bien para que nos sea útil.

Pero no todo se basa en la absorción. Si miramos el coeficiente de absorción que corresponde al láser de CO₂ de 10600 nm veremos que se absorbe muy bien en hidroxiapatita. La hidroxiapatita está presente tanto en dientes como en hueso. ¿Quiere ello decir que sería ideal para hacer una ostectomía? La respuesta es NO, ya que el láser de CO₂ de 10600 nm es un láser de emisión continua que, aunque pueda emitir en modo pulsado (chopped), no es realmente pulsado. Hagamos unos cálculos: imaginemos un láser de CO₂ de 10600 nm con emisión en 30 W; en el momento que trabaje, a su máxima potencia de 30 W, en modo chopped, su potencia pico será de 30 W durante el tiempo de emisión del pulso. Ahora, imaginemos un láser de Er:YAG (láser de cristal de granate de itrio y aluminiocontaminado con erbio) que esté trabajando a 4 W con una frecuencia de 20 Hz; la energía de cada pulso será de 200 mJ, si la duración del pulso es de 50 ms, la potencia pico será de 4000 W. A partir de aquí podríamos ver las diferencias en los valores de densidad de potencia pico, valores que justificarían la mayor efectividad del láser de Er:YAG sobre los tejidos duros frente a la acción del láser de CO₂.

Figura 1. Gráfica de absorción de la luz según su longitud de onda en diferentes cromóforos.

Siguiendo el ejemplo anterior, si ambos láseres se aplicaran sobre una superficie de 0,8 mm de diámetro, los valores de densidad de potencia pico que se obtendrían serían de 6000 W/cm² en el caso del láser de CO₂ y de 800000 W/cm² para el láser de Er:YAG, aproximadamente.

Ello no quiere decir que el láser de CO₂ de 10600 nm no haga nada sobre hueso. Lo cierto es que la mayor parte de la energía láser se disiparía en forma de calor, al no poder llegar a los valores de densidad de potencia pico necesarios para producir mayor ablación.

En los tejidos vivos, uno de los elementos más abundantes es el agua. Si atendemos a la gráfica de absorción, podemos comprobar que el agua posee su máximo coeficiente de absorción en la longitud de onda de 2940 nm, longitud de onda del láser de Er:YAG, aspecto físico que es determinante en la acción de este láser. Hay que interpretar que algo tan transparente como el agua a la luz visible, se convierte en algo muy opaco para longitudes de onda cercanas a los 3 µm. El láser de Er,Cr:YSGG de 2780 nm (láser de alta potencia de cristal de tipo «granate» que emite en modo pulsado con una longitud de onda de 2780 nanómetros en el infrarrojo del espectro electromagnético) también es muy absorbido por el agua, pero si nos fijamos en la gráfica logarítmica, su coeficiente de absorción es menor que el del láser de Er:YAG, que es tres veces más absorbido por el agua que el láser de Er,Cr:YSGG.

Si revisamos los coeficientes de absorción de la mayoría de láseres de diodo, veremos que apenas son absorbidos por el agua, incluso el láser de Nd:YAG presenta una mínima absorción por el H₂O. El láser de Nd:YAG tiene muy poca absorción en los tejidos vivos, de ahí que sea el que mayor penetración presenta. Es frecuente leer en algunos artículos que “el láser de Nd:YAG es bien absorbido en hemogobina”; no es cierto: el láser de Nd:YAG no es bien absorbido en hemoglobina pero la hemoglobina es uno de los pocos cromóforos capaces de absorber la longitud de onda de 1064 nm. El láser de Nd:YAG se absorbe más en pigmentos negros o negruzcos. En hemoglobina, los láseres más absorbidos son el diodo azul 445 nm, seguido del KTP 532 nm. También lo son las longitudes de onda del láser de Argon: 488 nm (azul) y 514,5 nm (verde) que, como hemos mencionado anteriormente, no se utilizan en odontología.

El efecto principal del láser es el efecto fototérmico, que depende del tiempo de exposición, es decir, el tiempo en el que la luz láser interacciona con el tejido.

Los bajos coeficientes de absorción que presentan muchas de las longitudes de onda de los láseres de diodo hacen que para su utilización como foto-bisturíes, se deba recurrir a la iniciación o activación de la fibra. Esto consiste en inducir la combustión de la fibra al hacer fluir la energía del láser cuando la fibra está en contacto con algún pigmento negro (grafito, papel negro, corcho). Se inicia la combustión de la fibra, apareciendo un color negro característico, con lo que la mayor parte de la energía liberada por la unidad se acumula en la parte iniciada de la fibra, de forma que el láser actúa de una forma más parecida a un electrocauterio que a un láser, si bien la transferencia térmica a distancia es menor en el caso del láser ya que podemos optimizar los parámetros de emisión.

El doctor Antoni España Tost, pionero en la utilización del láser en Odontología, con algunos de los láseres en su clínica de Barcelona. (Foto: Antoni España)

Ya hemos dicho anteriormente que las longitudes de onda que corresponden al color azul del espectro visible (450 a 495 nm) presentan buen coeficiente de absorción en la hemoglobina, seguidas por las longitudes de onda de color verde (495 a 570 nm). Atendiendo a esta característica, podríamos pensar que el mejor láser para tratar lesiones con alto componente vascular y debido a su gran contenido en hemoglobina, sería uno que emitiera en el color azul del espectro visible. Pero hay que tener en cuenta que, a pesar de su alto contenido en hemoglobina, el porcentaje de agua seguramente será superior al que pueda haber en hemoglobina. Así pues, el láser que seleccionemos dependerá del tipo de intervención que queramos realizar.

Parámetros de emisión

Hemos hablado de la importancia que tienen la longitud de onda y la densidad de potencia, pero nos falta hablar de cómo seleccionar los parámetros de emisión en nuestra unidad láser. El efecto principal que se va a producir es el efecto fototérmico y aquí es donde tenemos que ser precavidos. Básicamente, el efecto fototérmico depende del tiempo de exposición, es decir, el tiempo en el que la luz láser interacciona con el tejido.

Es habitual que no se preste demasiada atención a la duración del pulso, principalmente cuando se trabaja con una unidad que emite en modo continuo (CW) de forma chopped. Esto es típico de los láseres de diodo y, también, del láser de CO₂. La percepción del tiempo de cada uno de los disparos suele escaparse a nuestra comprensión, ya que suelen ser tiempos lo suficientemente breves como para que apenas se le preste atención. Para nosotros, tiempos inferiores a décimas de segundo pueden parecernos muy breves, pero si realmente nos paramos a analizar la importancia de este concepto, veremos que son tiempos muy grandes en la interacción del láser con los tejidos o la materia.

Desde hace unos años, se trabaja en oftalmología (no en odontología) con láseres de femtosegundos. Un femtosegundo (10^-15 s) es el tiempo que tarda un haz de luz en recorrer 3 µm aproximadamente (recordemos que la velocidad de la luz en el vacío es de, aproximadamente, 300.000 km/s), concepto que se escapa a nuestra imaginación. Estos láseres, los láseres de femtosegundos, se caracterizan por no producir efecto térmico y por permitir una elevada tasa de disparos por segundo respetando el tiempo de relajación térmica.

El tiempo de relajación térmica (TRT) se define como el tiempo necesario para que la temperatura de un cromóforo descienda a la mitad tras el calentamiento por un pulso lumínico. Este concepto empírico no debe aplicarse a los tratamientos que podamos hacer, pero nos da idea de que la interacción fototérmica va a producir, en mayor o menor grado, un incremento de la temperatura. Si a esto le añadimos que cada tejido tiene una capacidad diferente de transmitir el calor y que hay tratamientos que requieren un cierto incremento de temperatura, justifica el hecho de utilizar diferentes duraciones de pulso.

El problema aparece cuando no nos interesa producir ningún tipo de daño térmico lateral, y es aquí donde es importante conocer el manejo de los controles de nuestra unidad. Aunque los tiempos de duración de un pulso nos puedan parecer breves, como ya hemos comentado, son tiempos grandes si atendemos a los fenómenos que se producen en la interacción.

A modo de ejemplo, comentaré que uno de los láseres con los que trabajamos es un diodo de 940 nm con una potencia máxima de 10 W y una duración mínima de disparo de 10 µs. Con estas características es posible hacer irradiaciones de 20.000 disparos por segundo (20.000 Hz) con un tiempo sin emisión, entre disparos, de 40 µs, lo que supone una potencia media de 2 W y una potencia pico de 10 W (Ciclo de trabajo o Duty cicle del 20%). Con estos parámetros se consigue un mínimo incremento de la temperatura del tejido diana. Si con el mismo ciclo de trabajo del 20% seleccionamos una duración de pulso de 10 ms (1000 veces más duradero), seguiremos trabajando con una potencia pico de 10 W y una potencia promedio de 2 W, pero con una frecuencia de 20 Hz. Evidentemente, la diferencia básica será la temperatura acumulada en el tejido diana.

"Es muy importante tener claros los parámetros de las unidades emisoras, ya que el incremento de la temperatura en el tejido diana debe ser controlado para evitar sobrecalentamiento y daño térmico excesivo y, así, evitar complicaciones iatrogénicas".

También hay que tener en cuenta que parte de la energía que se libera en cada pulso solo producirá incremento térmico, por lo que, si la potencia pico es baja solo conseguiremos aumentar la temperatura del tejido diana. Esto nos lleva a decidir qué parámetros tenemos que usar. Si por ejemplo trabajamos con un láser de diodo en modo chopped y con una potencia pico baja, es posible que no consigamos cortar el tejido o que lo cortemos generando un amplio daño térmico por scattering. En cambio, si utilizamos una potencia pico elevada en modo choppedobtendremos mayor efecto de corte con el mismo daño térmico. Así pues, el consejo cuando queramos cortar un tejido con un láser de diodo sería utilizar una potencia pico elevada (según la potencia máxima del emisor) utilizando la duración más breve posible que nos brinde la unidad.

En este sentido, en el mercado hay láseres de diodo con duración de pulso de 1µs y potencia máxima elevada (>30 W), permitiendo irradiar en modo chopped con tasas de 200.000 disparos por segundo dejando 4 veces el tiempo de irradiación entre disparos.

No entraremos en el perfil del pulso. Actualmente disponemos de láseres de diodo capaces de emitir en “superpulso”, con lo que se aumenta enormemente la potencia pico, y tampoco mencionaremos los láseres que pueden emitir en modo Q-switched.

Así pues, tenemos que considerar la relación longitud de onda y cromóforos presentes; recordemos que a mayor absorción menor penetración, así como, densidad de potencia y la duración del pulso. Está claro que no siempre nos interesará minimizar el efecto térmico, pero suele ser uno de los factores más relevantes de los efectos iatrogénicos derivados de la utilización de ciertos tipos de láser.

No obstante, es importante conocer cómo se comportará nuestro láser con anterioridad al inicio del tratamiento, teniendo en cuenta el tipo de tejido a tratar y lo que queremos conseguir, ya que de ello dependerá el éxito de nuestra actuación.

Los conceptos básicos de: longitud de onda, potencia, energía por pulso, duración del pulso, potencia promedio, potencia pico, densidad de potencia promedio, densidad de potencia pico, densidad de energía por pulso y frecuencia, así como los cromóforos más importantes en el tejido diana, son aspectos que se deben tener en cuenta para la comprensión de la acción de cualquier láser.

"La interacción del láser con los tejidos está condicionada por tres factores: la longitud de onda, la presencia de cromóforos y la cantidad de energía por unidad de tiempo y superficie, es decir, por la densidad de potencia".

Insistiremos una vez más en el concepto de duración del pulso. Los láseres realmente pulsados permiten poca variación en este parámetro. Ya hemos dicho que el efecto térmico para una longitud de onda concreta sobre el mismo tejido dependerá del tiempo de irradiación, o lo que es lo mismo, de la duración del pulso. En este sentido, láseres como el de Er:YAG o el de Er,Cr:YSGG, son láseres que apenas producen incremento de la temperatura del tejido remanente, debido a su elevada potencia pico y a su buena absorción. Por ello, estas unidades poseen diferentes duraciones de pulso, es decir, son capaces de liberar la misma cantidad de energía en cada pulso, pero con una duración diferente. Ello modifica claramente su comportamiento ya que se modifica su potencia pico, por lo que se obtiene menor ablación y mayor efecto térmico.

Láseres como el Nd:YAG, a pesar de que son pulsados, al no ser demasiado bien absorbidos por los tejidos humanos, son capaces de generar mayor efecto térmico de forma difusa, por el scattering que se produce. En este sentido, una forma de aumentar su efectividad en superficie es aplicar una capa de tinta china o grafito, lo que resulta en que la longitud de onda de 1064 nm será absorbida y por lo tanto no penetrará tanto en profundidad. Algunos artículos explican este procedimiento para conseguir ablación en tejidos duros dentales.

El láser de Er:YAG y el láser de Er,Cr:YSGG se acompañan de un espray de agua, lo cual incrementa su acción en aquellos tejidos con menor presencia de agua, a la vez que refrigeran el tejido irradiado preservando el incremento térmico que pudiera producir la irradiación.

Si hablamos de Fotobiomodulación (PBM, LLLT, LILT) o de fotodesinfección (Terapia Fotodinámica), la perspectiva de utilización es distinta, aunque el concepto sea el mismo. Para estos tratamientos tenemos que utilizar densidades de potencia que no resulten lesivas, es decir, que no produzcan incrementos de la temperatura capaces de lesionar los tejidos vivos. Por ello, además de utilizar una densidad de potencia baja (< 2 w/cm²) es importante seleccionar longitudes de onda que sean poco absorbidas para facilitar la iluminación de las células diana. No es lo mismo hacer PBM sobre piel o mucosa, que irradiar una articulación. Por ello, aunque no vayamos a hablar de PBM o de Terapia fotodinámica, es importante seleccionar parámetros que permitan que la energía de la luz, bien sea láser o LED, alcance el tejido diana sin producir ninguna alteración de los tejidos circundantes. Cuando se requiere que la luz llegue a zonas profundas, la longitud de onda debe ser aquella que menos se absorba por el camino que separa el punto de aplicación de la zona diana.

Los efectos biológicos que atañen a la aplicación de los diferentes tipos de luz, sea del tipo que sea, dependerán de todos los aspectos que hemos comentado anteriormente, aunque si nos basamos en lo que queremos conseguir en el ámbito de la cirugía, nos ceñiremos a hablar del efecto fototérmico.

Como ya hemos comentado, el efecto fototérmico es el que produce el efecto de corte, pero tenemos que conocer el alcance que puede producir en los tejidos circundantes. Recordemos que incrementos de más de 15º C pueden producir daños irreversibles en las células, ya que se afectan algunos sistemas enzimáticos propiciando la apoptosis de éstas.

Temperatura	Efecto tisular
42-45ºC	Hipertermia transitoria
> 65ºC	Desecación, desnaturalización proteica y coagulación
70-90ºC	Coagulación y fusión tisular
>100ºC	Vaporización
>200ºC	Carbonización

En la Tabla 1 podemos ver, de forma muy resumida, el efecto que se produce según la temperatura. Desde el punto de vista clínico, solo se suele apreciar el efecto térmico más superficial y severo. Cuando se produce carbonización o hialinización del tejido, muy típico con láseres como el CO₂, entre otros, sabemos que aquel tejido ha sido dañado irreversiblemente, pero el gradiente de temperatura que se genera alrededor de la zona de impacto nos puede pasar inadvertido a primera vista.

En la Figura 2 se representa el daño térmico irreversible, de forma simulada, cuando se utiliza un único pulso con una densidad de potencia pico en el límite del inicio de la ablación del tejido. Podríamos interpretar la Figura 2 cómo el gradiente térmico que se origina, en el tejido, justo al lado de la ablación. Hay que considerar que las características ópticas del tejido son las mismas para cada láser, pero cada longitud de onda se absorberá de forma diferente atendiendo a los cromóforos presentes en él. La difusión que se representa en la Figura 2, se mantendrá cuando aumentemos la densidad de potencia pico. El efecto térmico será mayor si aumentamos el tiempo de irradiación, debido al efecto acumulativo del calor.

Figura 2. Simulación del mínimo daño térmico según la longitud de onda, con densidad de potencia suficiente para producir corte.

Si se respeta el tiempo entre disparos evitaremos producir mayor daño térmico, pero cuando utilizamos láseres pulsados que son bien absorbidos por el agua, como por ejemplo el láser de Er:YAG y el láser de Er,Cr:YSGG, lo difícil puede ser obtener suficiente efecto térmico como para coagular un pequeño vaso. Por ello, tal como hemos comentado anteriormente, una solución para poder generar algo de efecto térmico cuando se irradian tejidos blandos, es aumentar la duración del pulso. Por ejemplo, el láser de Er,Cr:YSGG emite en dos duraciones de pulso: 60 µs y 700 µs. En tejidos duros se utiliza exclusivamente el pulso más breve, ya que es el que ofrecerá mayor potencia pico y por ello se puede conseguir mayor densidad de potencia pico. El pulso más largo se utiliza en tejidos blandos para conseguir mayor efecto térmico, aunque la potencia pico sea menor (con la misma energía por pulso, el tiempo más breve ofrece mayor potencia pico).

Existe confusión sobre los conceptos de densidad de potencia pico y promedio, aspecto que se evidencia cuando leemos artículos publicados. El concepto de densidad de potencia debe usarse al hablar de láseres de onda continua (CW). Cuando la emisión de un láser continuo se hace de forma continua, los valores de densidad de potencia pico y promedio son los mismos, pero, cuando la emisión es en forma pulsada (chopped), las densidades de potencia pico y promedio son distintas, ya que también son diferentes las potencias pico y promedio.

"No es lo mismo hacer Fotobiomodulación sobre piel o mucosa que irradiar una articulación. Por ello, es importante seleccionar parámetros que permitan que la energía de la luz láser o LED alcance el tejido diana sin producir ninguna alteración de los tejidos circundantes".

Cuando nos referimos a un láser realmente pulsado, es preferible indicar la duración del pulso, la energía de un único pulso y la superficie donde se aplica, es decir, los valores de la fluencia (fluence) expresados en J/cm². Los valores de la potencia de un láser pulsado nos pueden llevar a engaño. Por ejemplo, si consideramos un láser pulsado que está emitiendo a 10 W 100 Hz o el mismo láser emitiendo a 10 W 10 Hz, si se aplican sobre superficies iguales, los valores de densidad de potencia serían iguales, pero no su fluencia o su densidad de potencia pico. Por ello, es preferible hablar de la densidad de energía por pulso o fluencia, especificando la duración del pulso, frecuencia de disparos y diámetro o superficie del spot.

Los cálculos de dosimetría son muy importantes en el manejo de los láseres, si bien una vez conocemos nuestra unidad no será necesario recalcularlos en cada procedimiento clínico.

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Antoni J. España Tost es Doctor en Medicina y Cirugía. Médico especialista en Estomatología. Exprofesor asociado de la Facultad de Medicina y Ciencias de la Salud, Universidad de Barcelona. Exdirector del Máster de Láser en Odontología de la Universidad de Barcelona y Coordinador en España del European Master Degree in Oral Laser Applications. Investigador del Grupo de Investigación de Patología i Terapéutica Oral y Maxilofacial de l’Institut d’Investigació Biomèdica de Bellvitge (IDIBELL). Fundador y Ex Presidente de la Sociedad Española de Láser y Fototerapia en Odontología (SELO).

Ver Bibliografía debajo

Serie de artículos de Edición Especial sobre Láser en Odontología

	01. Beneficios del uso del láser — Javier de Pisón
	02. Introducción al uso del láser — Antoni España
	03. Aplicaciones del láser en Cirugía Bucal — Antoni España
	04. Rejuvenecimiento del labio superior — Kathrin Trelles y Mario Trelles
	05. Utilización del láser en Implantología — Daniel Abad
	06. El uso del láser en Periodoncia — Alfredo Aragüés
	07. Terapia Fotodinámica — Marta Pascual
	08. Láser en Odontología Conservadora — Josep Arnabat
	09. Láser en Endodoncia — Jaime Donado
	10. Láser en Prótesis Dental — Hernán Giraldo
	11. Fotobiomodulación en odontología — María Pérez
	12. Láser en Ortodoncia - Diana Montoya
13. EDICIÓN ESPECIAL de DENTAL TRIBUNE sobre Láser en Odontología Incluye todos estos artículos, promociones, descuentos y extras

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Bibliografía recomendada

Niemz MH. Laser-Tissue Interactions: Fundamentals and applications. Springer-Verlag. Berlín, 2003.

Tipler PA, Mosca G. Física para la ciencia y la tecnología. Editorial Reverté. Barcelona, 2010.

Miserendino LJ, Pick RM. Lasers in dentistry. Quintessence Pub. Co. Michigan University, 1995.

Moritz AF, Beer F, Goharkhay K, Schoop U, Strassi M. Oral Laser Application. Quintessence Verlags Gmbh. Berlin, 2006.