MECANISMOS DE INTERAÇÃO
LASER-TECIDO
1999-2005 © Edison Puig Maldonado
Mestrado Profissionalizante Lasers em Odontologia
INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
PROF. DR. EDISON PUIG MALDONADO
http://www.puig.pro.br/home
[email protected]
Bibliografia
Livro texto:
Laser-Tissue Interactions :
Fundamentals and Applications
Markolf H. Niemz
Springer-Verlag Berlin Heidelberg (1996)
Outros livros:
Lasers in Dentistry
Leo J. Miserendino, Robert M. Pick, ed.
Quintessence Publishing Co, Inc. (1995)
Proceedings of Lasers in Dentistry II
Harvey A. Wigdor, John D. B. Featherstone,
Joel M. White, Joseph Neev, ed.
Proc. SPIE 2672 (1996)
Algumas fotos contidas nesta apostila (p.ex., págs. 9, 15, 21, 28, 29) foram
retiradas do livro texto adotado e de outras fontes, e são utilizadas apenas em caráter didático.
MECANISMOS DE INTERAÇÃO LASER-TECIDO - Junho/2003 © Edison Puig Maldonado
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Mestrado Profissionalizante Lasers em Odontologia
INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
Índice
1.
INTRODUÇÃO
3
Transformações do feixe laser ao interagir com o tecido:
Absorção óptica dos principais componentes dos tecidos biológicos
Principais lasers médicos
4
5
6
2.
CARTA DE INTENSIDADE E TEMPOS DE EXPOSIÇÃO
7
3.
INTERAÇÕES TÉRMICAS
8
Origem microscópica
Efeitos térmicos da radiação laser
Disposição dos efeitos térmicos dentro do tecido
Diagrama com os parâmetros importantes para as interações térmicas
Geração de Calor
Transporte do Calor
Profundidades de penetração térmica
Tempo de relaxação térmica
Efeitos da taxa de repetição dos pulsos
Questões
8
8
10
11
11
11
12
12
13
14
4.
15
ABLAÇÃO EXPLOSIVA
Descrição esquemática para a ablação de tecido duro do dente:
Modelo do estouro
Modelo da camada líquida
Modelo da microexplosão da gota d’água
Modelos envolvendo cálculos numéricos
Cuidados e problemas relacionados com este mecanismo de ablação
Leituras complementares
Leituras complementares
Questões
16
17
17
18
18
19
20
20
20
5.
21
FOTOABLAÇÃO
Princípios da fotoablação
Energia de dissociação de algumas ligações químicas típicas
Comprimentos de onda e energias de fóton para alguns lasers
Modelo do estouro
Questões
21
22
22
23
23
6.
24
ABLAÇÃO MEDIADA POR PLASMA
Estados da matéria
Ruptura dielétrica
Colapso óptico
Limiar de ablação por pulsos ultracurtos para tecido duro do dente
Espessura de material extraído
Efeitos cumulativos entre pulsos
Exemplos
Testes de penetração de corante
Sistemas de entrega de feixe
Análise dos parâmetros do plasma
Sistemas comerciais (exemplos)
Leituras complementares
Questões
24
25
26
26
27
28
28
29
29
30
30
31
31
7.
32
FOTODISRRUPÇÃO
Efeitos secundários do plasma
Limiar aproximado para fotodisrrupção
Limiar aproximado para fotodisrrupção
Escala de tempo aproximada para os processos contribuindo para a fotodisrrupção
Resumo
Resumo
Questões
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33
34
34
34
34
35
35
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
1. Introdução
Espectro de radiação eletromagnética
Algumas constantes físicas
Quantidade
Símbolo
Valor
Velocidade da luz no vácuo
Constante de Plank
Constante de Boltzmann
c
h
k
3 . 108 m / s
6,6 . 10-34 J s
1,4 . 10-23 J / K
Quantidade
Símbolo
Unidade
Comprimento de onda
Freqüência
Energia
Potência
Área irradiada
Intensidade
(densidade de potência)
Fluência
(densidade de energia)
Dose de energia
Tempo de exposição
Coeficiente de absorção
Coeficiente de espalhamento
Massa
Pressão
Conteúdo de calor
Temperatura
Índice de refração
Refletividade
Transmissão
λ
ν ( ou f )
E
P
A
m
Hz
J
W
cm2
I
W / cm2
F
q
τ
α
s
m
p
Q
T
n
R
T
J / cm2
J / cm3
s
cm-1
cm-1
kg
N / m2
J
K
—
—
—
Grandezas físicas utilizadas
Fatores de conversão
Energia)
(Densidade óptica)
1 J = 0,24 cal
1 eV = 1,6 . 10-19 J
T = 10-D
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
Transformações do feixe laser ao interagir com o tecido:
A luz laser interage com um tecido biológico de quatro formas. Parte da luz pode ser
refletida. Parte da luz pode ser transmitida através do tecido sem atenuação. Parte da luz
remanescente pode ser absorvida pelos componentes do tecido, levando neste caso a uma
transferência de energia para o tecido, caso dos processos ressonantes. Finalmente, pode
ser espalhada dentro do tecido, ocasionando em alguns casos danos térmicos em regiões
distantes da região de aparente propagação da luz.
z
espalhamento
para trás
espalhamento
para diante
feixe laser
reflexão direta
absorção
transmissão
Tecido:
• propriedades ópticas
(coeficientes de reflexão, absorção e espalhamento)
• propriedades térmicas
(condutividade térmica e capacidade térmica)
Radiação laser:
• comprimento de onda
• energia aplicada
• potência de pico
• área focalizada (densidades de energia e de potência)
• tempo de exposição
Coeficiente de absorção óptica: α
A intensidade da luz transmitida ao longo de um meio absorvedor é descrita pela Lei de
Beer, que apresenta uma dependência exponencial com o comprimento:
I(z) = I0 e
(- α z )
A profundidade de transmissão, também chamada de profundidade de penetração óptica, ou
comprimento de absorção é definida pelo inverso do coeficiente α, e corresponde ao
comprimento no qual 63% da luz é absorvida:
z óptico = 1 / α
O comprimento de extinção é definido como o comprimento no qual 90% da luz é
absorvida, e corresponde a aproximadamente 2,3 comprimentos de absorção.
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
Absorção óptica dos principais componentes dos tecidos biológicos
10
5
10
4
10
3
10
2
0,1 µm
DOPA-Melanina
1
10
0
10 µm
Melanina
0,1 mm
Adenina
10
1 µm
Água
Photofrin
1 mm
Hemoglobina
Oxihemoglobina
1 cm
Proteína
Hidroxiapatita
10
-1
10 cm
10
-2
1m
10
-3
10 m
10
-4
Profundidade de Transmissão
Coeficiente de absorção (cm-1)
Sistemas biológicos são complexos e compostos de uma grande variedade de
elementos celulares e fluidos teciduais, cada qual com diferentes características de
absorção. Uma vez que o corpo humano é maioritariamente constituído por água, a
absorção da luz pela água é de fundamental importância para aplicações biomédicas. Os
elementos do tecido que exibem um alto coeficiente de absorção de um particular
comprimento de onda ou por uma região do espectro são chamados cromóforos. Além da
água, cromóforos como a melanina, a hemoglobina, as proteínas, e no caso de tecidos
dentais duros, a hidroxiapatita, exercem influência significante sobre a interação da radiação
e o tecido.
100 m
0.2
0.4 0.6 0.8 1
2
3
4
6
8 10
Comprimento de onda (µm)
Janelas de absorção:
¾ 200-350 nm (UV)
proteínas e DNA dominam absorção
¾ 600-1300 nm
geralmente, menores coeficientes de absorção óptica
alta penetração - efeitos térmicos profundos
(ou) terapias mediadas por processos fotoquímicos
¾ 2000 nm (IR)
água é o principal absorvedor
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
Principais lasers médicos
Os tecidos moles são largamente compostos de água, o que determina o uso
predominante de lasers emitindo no infravermelho, para interações ressonantes (que
envolvem absorção). Desta forma o laser de CO2 emitindo em 10,6 µm e o laser de Er:YAG
emitindo em 2.94 µm, têm pouca penetração no tecido, sendo fortemente absorvidos. Esta
característica faz com que estes lasers sejam uma excelente ferramenta de corte,
vaporização e hemostasia. Na região de emissão do laser de Nd:YAG (1,064 µm) a água é
praticamente transparente, levando a uma penetração mais profunda no tecido. Apesar da
região de maior transparência da água situar-se ao redor da emissão do laser de argônio
(514,5 nm), os pigmentos melanina e hemoglobina interagem fortemente com comprimentos
de onda nesta região, o que justifica a grande habilidade para coagulação e hemostasia
deste laser e principalmente do laser de kriptônio operando nas linhas de 531 e 568 nm.
10
5
10
4
10
3
10
2
10
Kr
F
Xe
C
Xe l
F
Ar
gô
Nd nio
Va (2ω
p )
He or C
-N u
Kr e
ip
Ru tô
bi nio
Tm Ho Er
Nd
CO2
0,1 µm
1 µm
Água
DOPA-Melanina
10 µm
Melanina
Adenina
1
0,1 mm
Photofrin
1 mm
Hemoglobina
Proteína
10
Oxihemoglobina
0
1 cm
Hidroxiapatita
10
-1
10 cm
10
-2
1m
10
-3
10 m
10
-4
Profundidade de Transmissão
Coeficiente de absorção (cm-1)
Ar
F
Excimer
100 m
0.2
0.4 0.6 0.8 1
2
3
4
6
8 10
Comprimento de onda (µm)
Além destes, destacam-se os seguintes lasers sintonizáveis:
•
•
•
•
•
Corantes - 350 nm a 900 nm
Semicondutores (diodo) - 600 nm a 1200 nm
Ti:safira - 750 nm a 1100 nm
Cr:LiSAF - 800 nm a 900 nm
Elétrons livres - 300 nm a ...
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
2. Carta de intensidade e tempos de exposição
Os mecanismos de interação de luz laser com tecidos não são sempre dependentes
de processos ressonantes. Apesar de que os mecanismos fotoquímicos e térmicos
envolvem necessariamente (ou predominantemente) absorção da energia luminosa por
componentes do tecido biológico, e sua posterior transformação em outra forma de energia
(por exemplo, térmica), outros processos tais como a fotoablação e os processos mediados
por plasma (incluindo fotodisrrupção) dependem fundamentalmente de outros fenômenos
físicos, tais como dissociação molecular, efeitos não-lineares, avalanche de elétrons,
formação de plasma, ondas de choque, etc.
Intensidade (W/cm2)
1 fs
10
15
10
12
1 ps
1 ns
1 µs
1 ms
1s
15 minutos
1 PW/cm2
Fotodisrrupção
10
10
Ablação
Induzida
Por Plasma
1 TW/cm2
1 GW/cm2
9
Fotoablação
(UV)
1 MW/cm2
6
Interações térmicas
10
10
10
3
1000 J/cm2
(IR)
1 W/cm2
0
Interações fotoquímicas
(vis / IR)
-3
1 mW/cm2
1 J/cm2
10
-15
10
-12
10
-9
-6
10
10
-3
1 kW/cm2
10
0
10
3
Tempo de exposição (s)
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
3. Interações Térmicas
(interações onde o parâmetro significativo é o aumento na temperatura local)
A utilização de lasers contínuos ou pulsados para uma dada aplicação deve ser
discutida em termos de considerações termodinâmicas de fluxo de calor. O tecido
circundante ao tecido aquecido pelo laser estará mais frio, de forma que o fluxo de calor
ocorrerá da região irradiada para a circunvizinha, podendo acarretar danos térmicos. Para
minimizar os danos térmicos é necessário minimizar o fluxo de calor, depositando energia
suficiente no volume absorvedor para vaporizá-lo em menos tempo que o calor leva para se
difundir. Assim, por exemplo, a água será vaporizada explosivamente, carregando o tecido
remanescente junto com a pluma de ablação. Esta pluma poderá então ser removida por um
sistema de sucção ou por um fluxo de água.
Origem microscópica
absorção em bandas rotacionais-vibracionais moleculares, seguida por decaimento nãoradioativo: absorção (fóton) → colisões inelásticas → aumento da energia cinética.
Processo altamente eficiente :
• absorção facilitada pelo grande número de estados vibracionais
acessíveis na maioria das biomoléculas.
Decaimento térmico facilitado pelo grande número de canais disponíveis.
Energias típicas:
CO2 laser 10,6 µm
Er:YAG laser 2,94 µm
Nd:YAG laser 1,06 µm
energia cinética média de uma molécula a 25oC
⇒
⇒
⇒
⇒
hν
hν
hν
kT
= 0,12 eV
= 0,35 eV
= 1,2 eV
= 0,025 eV
Efeitos térmicos da radiação laser
• destruição de
ligações
• alterações nas
membranas
• fração do tecido sofre
necrose
Temperatura
• redução na fração de
células sobreviventes
37oC
42oC
50oC
• necrose
• empalidecimento do tecido
60oC
• destruição do equilíbrio de
concentrações químicas
80oC
100oC
• grande aumento de
volume,
bolhas de gás, rupturas
mecânicas
• decomposição térmica
• vapor gerado carrega o
excesso de calor e evita o
aumento de temperatura
do tecido adjacente
>150oC
>300oC
Efeito Biológico
Normal
Hipertermia
Redução na atividade de enzimas,
Imobilidade celular
Desnaturação de proteínas e colágeno,
Coagulação
Permeabilização de membranas
Vaporização,
Ablação
Carbonização
Fusão
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• escurecimento do
tecido
• fumo
• pode ser evitado
pelo resfriamento
do tecido com gás
ou água
• derretimento do tecido
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Coagulação
Exemplo: Córnea humana vaporizada e
coagulada com 120 pulsos de um laser de
Er:YAG (90 µs, 5 mJ, 1 Hz)
Ablação explosiva
Exemplo: Dente humano vaporizado com
20 pulsos de um laser de Er:YAG (90 µs,
100 mJ, 1 Hz)
Carbonização
Exemplo: Dente humano carbonizado com
um laser contínuo de CO2 (1 W)
Fusão
Exemplo: Dente humano fundido com 100
pulsos de um laser de Ho:YAG (3,8 µs, 18
mJ, 1 Hz)
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
Regra geral (radiação laser) :
Intensidades acima de 10 W / cm2 radiação contínua (CW) ou com duração de pulsos
acima de aproximadamente 1µs
Temperatura crítica (oC)
Temperaturas críticas para a ocorrência de necrose celular
como função do tempo de permanência (observações empíricas)
na
epiderme,
80
70
Efeitos irreversíveis no tecido
60
50
Efeitos reversíveis
40
1
10
100
1000
Duração da temperatura (s)
Eichler, J. e Seiler, T.: Lasertechnik in der Medizin - Springer-Verlag, Berlin (1991)
Disposição dos efeitos térmicos dentro do tecido
Feixe laser
Vaporização
Carbonização
Coagulação
Hipertermia
Tecido
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
Diagrama com os parâmetros importantes para as interações térmicas
Parâmetros ópticos
do tecido e do laser
Parâmetros térmicos
do tecido
• intensidade laser
• tempo de exposição
• coeficiente de absorção
GERAÇÃO DE CALOR
• condutividade térmica
• capacidade térmica
TRANSPORTE DO CALOR
Tipo do tecido
EFEITOS
DANO NO TECIDO
Geração de Calor
•O calor é gerado no tecido durante a exposição laser.
A deposição de calor é devida apenas à luz que é absorvida no tecido.
A fonte de calor dentro do tecido exposto, a cada instante e em cada posição, é dada por:
S (r,z,t) = α . I (r,z,t)
onde: α é o coeficiente de absorção óptica, z denota o eixo óptico, r é a distância a partir
deste eixo e I(r,z,t) é a intensidade do feixe laser naquela posição e instante temporal, t
Transporte do Calor
S(r,z,t) = Calor (energia) gerado, por unidade de volume, por unidade de tempo
Mas, esse calor gerado vai causar efeitos térmicos apenas naquela unidade de volume?
Na prática, nas interações laser-tecido, existem perdas de calor:
•
convecção de calor: transmissão do calor, nos líquidos ou nos gases,
pelo movimento ou circulação das partes aquecidas.
•
•
irradiação do calor:
emissão de energia radiante.
condução de calor:
transmissão do calor diretamente entre as partes
aquecidas em contato.
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•
convecção de calor:
fluxo sangüíneo?
Baixa taxa na maioria dos tecidos
Apenas importante para longas exposições !
•
irradiação do calor:
potência irradiada é proporcional à quarta
potência da temperatura. Mas as temperaturas
atingidas com o laser são moderadas !
•
condução de calor:
mecanismo importante de perda de calor para
as estruturas não expostas do tecido.
Usualmente, o cálculo preciso da condução do calor no tecido envolve uma avaliação
numérica (p.ex., utilizando recursos de computação) !!
Profundidades de penetração térmica
Aproximação importante: Supondo que o feixe laser aqueça apenas um ponto no tecido,
com um pulso de duração muito pequena, qual é a extensão
espacial da transferência de calor, em função do tempo?
A partir de equações fundamentais da termodinâmica, pode-se definir uma profundidade de
penetração térmica:
z térmico = 4 κ t
onde: t é o tempo e κ (lê-se kapa ) é a difusividade térmica do material
Por exemplo, κ = 1,4.10-3 cm2 /s para a água, κ = 4,7.10-3 cm2 /s para o esmalte.
ztérmico é a distância na qual a variação de temperatura tem 37% do seu valor máximo
Exemplo: Profundidades de penetração térmica da água:
tempo
Profundidade de penetração
1 µs
100 µs
10ms
1s
0,7 µm
7 µm
70 µm
0,7 mm
Tempo de relaxação térmica
No caso de decomposição térmica de tecidos (ablação), a maior parte do calor gerado pelo
pulso laser é removida com os fragmentos ejetados. Mas: é importante ajustar a duração do
pulso laser para minimizar o dano térmico às estruturas adjacentes, obtendo-se assim a
menor necrose possível.
Previamente, definimos a profundidade de penetração óptica como o inverso do coeficiente
de absorção óptica como zóptico = 1 / α. Igualando-se a profundidade de penetração térmica
à profundidade de penetração óptica, define-se o parâmetro: tempo de relaxação térmica:
τtérmico =
Assim,
1
4κα 2
se τ pulso < τ térmico ,o calor não difunde além da penetração óptica.
se τ pulso > τ térmico ,o calor pode difundir para um múltiplo da penetração óptica.
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Tempo de relaxação térmica
Tempos de relaxação térmica da água e da hidroxiapatita
15 min
Água
1s
Hidroxiapatita
1ms
Região de
interesse
para
ablação
térmica
1µs
0.2
0.4 0.6
1
2
3
4
6
8 10
Comprimento de onda ( µm)
Efeitos da taxa de repetição dos pulsos
No caso de aplicação repetitiva de pulsos laser (para ablação por exemplo), cada pulso
laser deixa uma certa energia residual no tecido. Uma alta taxa de repetição dos pulsos
pode provocar um aumento cumulativo na temperatura se a taxa de remoção do calor é
menor que a taxa de geração de calor. Para quantificar esse efeito, é necessário o
conhecimento da energia residual por pulso (para o caso específico), e realizar cálculos
numéricos da condução do calor.
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Conclusões e comentários adicionais
i. Apenas a luz que é absorvida é útil.
ii. Uma parte da luz transmitida é espalhada dentro do tecido,
o que em alguns casos leva a danos longe da região desejada.
iii. É interessante utilizar lasers de comprimento de onda ressonantes,
cujo feixe é fortemente absorvido pelo tecido. Nesse caso, o
espalhamento não tem efeito significativo e a deposição de calor
(distribuição de temperatura) acompanha a distribuição de
intensidades do feixe laser (conhecida e controlada).
iv. Se a duração do pulso laser é curta comparada com o tempo de
relaxação térmica, o transporte de calor é insignificante durante o
pulso laser. Nesse caso, o efeito térmico é predominantemente
produzido na região de penetração óptica.
v. Para altas taxas de repetição dos pulsos, um aumento cumulativo na
temperatura pode produzir danos extensos no tecido.
Questões
1. Baseado na sua compreensão das últimas aulas, quais são as grandezas físicas mais
importantes ou relevantes para a aplicação de lasers em Odontologia (em ordem de
prioridade)? E as constantes físicas?
2. Os componentes dos tecidos biológicos que têm relevância para a absorção de radiação
luminosa são chamados cromóforos. Considerando a concentração destes componentes
nos principais tecidos humanos (pesquise), e considerando a radiação eletromagnética
na faixa do ultravioleta ao infravermelho próximo, como você classificaria opticamente os
diversos tecidos (moles e duros) do corpo humano para cada região espectral?
(transparente, fracamente absorvedor, etc...)
3. Por quê o comprimento de absorção, definido como o inverso do coeficiente de
absorção, corresponde ao comprimento no qual 63% da luz é absorvida?
4. Irradiando-se um tecido biológico com um feixe laser apropriado para interação térmica,
de quais parâmetros, de maneira geral, depende a geração do calor no tecido? E o
transporte do calor?
5. De quê depende a profundidade de penetração térmica? Essa grandeza é uma
constante do material (tecido)?
6. Calcule algumas profundidades de penetração térmica no esmalte, supondo que o feixe
laser aqueça apenas um ponto no tecido, com um pulso de duração muito pequena.
7. Qual o significado do tempo de relaxação térmica? Qual a utilidade deste parâmetro?
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4. Ablação Explosiva
Ablação Laser (Med.):
Remoção cirúrgica de tecido utilizando radiação laser, seja por
mecanismos térmicos, mecânicos, de fotodecomposição ou
mediados por plasma.
Ablação Térmica :
Ablação laser por vaporização de tecido ou por mecanismo
termomecânico (ablação explosiva)
Por ser um processo térmico, depende da absorção da radiação laser pelo tecido. A água é
o principal cromóforo para este fim, seja pela sua concentração nos tecidos, pela sua
absorção intensa no infravermelho ou ainda pela sua localização sob camadas do tecido.
•
•
Em geral, remoção explosiva de tecido mediada pela água.
Altas pressões são geradas pelo rápido aquecimento de
camadas de água confinadas abaixo da superfície do tecido,
levando a microexplosões.
Pode ocorrer a temperaturas bem abaixo (~250oC) do ponto de fusão dos tecidos duros
(900°C a 1200°C).
Processos dominados pela água:
Temperatura (oC)
Efeito Biológico
100 +
Formação de bolhas de vapor (extracelulares)
> 100
Ruptura das bolhas: efeito “pipoca”
?
Ablação do tecido por fragmentação explosiva
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Descrição esquemática para a ablação de tecido duro do dente:
A pluma gerada pelo material removido pode interferir com a radiação laser incidente,
causando absorção, espalhamento, refração, reflexão e formação de plasma
feixe laser
feixe laser
Camada
dessecada
superficial
Pluma de
ablação
O laser pode
aquecer a pluma
diretamente
Camada subsuperficial
contendo água
Tecido duro
Tecido duro (dente)
Este é o processo que remove a maior quantidade de tecido por pulso.
Confinamento da água pela matriz de tecido duro leva a:
• rápido equilíbrio de temperatura entre o tecido duro e a água (<< 1 µs)
• pressões de centenas de atmosferas → rompimento do material (resistência ≈ 400 atm)
penetração pequena (µm) na H-A ⇒ o
Laser de CO2 : calor que irá produzir a ablação é
entregue por condução térmica no
esmalte.
Lasers de érbio : penetração na H-A é maior que 0,1 mm.
Laser de elétrons-livres : entre 4 < λ < 6 µm, penetração na H-A é
aproximadamente 1 cm.
Lasers de Ho, Tm : penetração na H-A é maior que 50 cm.
(desconsiderando espalhamento)
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16
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
Modelo do estouro
Assume que a ablação ocorre instantaneamente e se estende a uma profundidade na qual a
fluência do laser cai para um certo valor de limiar.
Ignora:
•
•
•
mudanças transientes nas propriedades ópticas do tecido
efeitos da pluma de ablação
condução de calor no tecido
Características: prevê corretamente a forma e profundidade da cratera como função da
fluência para valores próximos do limiar, mas não leva à descrição da uniformidade do dano
gerado nas paredes e no fundo da cratera.
Descrição Matemática:
d (r , φ) =
⎞
1 ⎛ F (r , φ)
⎜⎜
− 1⎟⎟
α ⎝ FL
⎠
Profundidade da cratera (µm)
onde : d (r,φ) é a profundidade da cratera, F (r,φ) é a distribuição de fluência do pulso, FL é a
fluência de limiar e α é o coeficiente de absorção
Exemplo: laser de Er:YAG (2,94 µm) com
pulso de fluência dada por 25 J/cm2.
0
20
esmalte
40
60
-0.6
dentina
-0.4
-0.2
0.0
0.2
0.4
Raio (mm)
0.6
A fluência de limiar para este laser é de 10
J/cm2 para o esmalte e 1 J/cm2 para a dentina,
de acordo com : SEKA,W.; FEATHERSTONE,
J.D.B.; FRIED,D.; VISURI,S.R.; and WALSH,
J.T.; SPIE, v.2672, p.144-158, 1996. Foi
necessário assumir coeficientes de absorção
α = 800 cm-1 para o esmalte e α = 4500 cm-1
para a dentina, para obter resultados do
cálculo coerentes com os reportados na
referência acima.
Modelo da camada líquida
Considera que o aquecimento pelo laser gera, além da vaporização de tecido,
uma camada líquida que pode ser expelida da cratera pela variação de pressão radial,
originada devido ao perfil Gaussiano do feixe laser.
Limitações:
•
é um modelo tipicamente aplicável a durações de pulso da ordem de várias centenas de
microsegundos.
•
é melhor aplicado para tecidos moles
Avanços: prevê uma camada de dano uniforme nas paredes e no fundo da cratera, em
concordância com os experimentos.
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
Modelo da microexplosão da gota d’água
Este modelo foi desenvolvido por Paulo. A. Bonk, Denise M. Zezell e Carlos P. Eduardo
para o cálculo de parâmetros envolvidos no caso de ablação laser de tecidos duros do
dente. Considera que a água presente no tecido está concentrada em uma gota no centro
da cratera que será gerada pela explosão. Pôde-se demonstrar que a razão ótima entre o
diâmetro da cratera (2.rk ) e a sua profundidade (W) é 2,8, para ablação de esmalte com
laser de Ho:YLF. Além disso, pôde-se calcular a massa de tecido removida por pulso.
Bonk, P.A.; Zezell, D.M.; Eduardo,
C.P.; “Study of Physical Properties
of
Dental
Enamel
Surface
Irradiated with Ho:YLF Laser”,
Proceedings, I Congresso Latino
Americano de Órgãos Artificiais e
Biomateriais,
Belo
Horizonte,
Brasil, 10 a 13 de dezembro de
1998.
Modelos envolvendo cálculos numéricos
Combina os comportamentos termodinâmicos da água do tecido biológico com a resposta
elástica dos componentes sólidos do tecido. Consegue verificar a dependência da fluência e
duração do pulso no desenvolvimento do perfil de temperatura, limiar de ablação e
profundidade do dano térmico.
MAJARON,B.; PLESTENJAK,P.; LUKAC,M.; "Thermo-mechanical laser ablation of soft
biological tissue: modeling the micro-explosions", Appl.Phys. B, v.69, p.71-80, SpringerVerlag, 1999.
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
Cuidados e problemas relacionados com este mecanismo de ablação
Fluências abaixo do limiar de ablação:
• calor acumula-se no tecido.
• carbonização ou fusão devido ao superaquecimento pode ocorrer.
• pode ocorrer necrose da polpa.
O IDEAL DE TRABALHAR COM MENORES POTÊNCIAS, NO INTERESSE DE
SEGURANÇA E PRECISÃO PODE PRODUZIR EXATAMENTE O RESULTADO OPOSTO
Ondas de choque / fortes ondas acústicas podem causar danos e fraturas mais intensas
com maiores velocidades de ablação (taxas de repetição)
Temperaturas de superfície no limiar de ablação (esmalte):
Laser
Er:YAG
Er:YSGG
CO2
Comprimento de onda
2,94 µm
2,79 µm
9,6 µm
Temperatura
300 oC
800 oC
1000 oC
Dos laser atualmente disponíveis para ablação explosiva (termomecânica) de tecidos duros,
os lasers de érbio, especialmente Er:YAG, são os mais adequados. Outros lasers levam a
danos térmicos, em maior ou menor escala, e/ou menores velocidades de ablação.
Entretanto, mesmo com o laser de Er:YAG, freqüentemente produz-se efeitos indesejados,
tais como fraturas (esmalte), e regiões de carbonização e necrose (dentina).
LASER
LASER
LASER
carbonização
esmalte
dentina
necrose
necrose
rachaduras
A
carbonização
A
B
Efeitos térmicos: zonas massivas de carbonização e
necrose, assim como rachaduras em tecidos duros
B
Efeitos termomecânicos: no esmalte freqüentemente
são encontradas rachaduras; na dentina, não há
rachaduras, mas danos térmicos como carbonização e
necrose são comuns
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
Leituras complementares
•
MAJARON, B. and LUKAC, M.; Calculations of Crater Shape in Pulsed Laser ablation of
Hard Tissues ; Las. Surg. And Medicine, v.24, p.55-60, 1999.
•
Barton,T.G.; Foth,H.J.; Christ, M.; Hörmann,K.; Interaction of Holmium Laser radiation
and cortical bone: ablation and thermal damage in a turbid medium, Applied Optics. V.36,
n.1, p.32-43, January 1997.
•
STEVENS,B.H.; TROWBRIDGE,H.O.; HARRISON,G.; SILVERTON,S.F.; "Dentin
Ablation by Ho:YAG Laser: Correlation of Energy Versus Volume Using
Stereophotogrammetry", Journal of endodontics, v.20, n.5, May 1994.
•
WANOOP,N.W.; DICKISON,M.R.; FARRAR,S.R.; KING,T.A.; Ablation studies of
erbium:YAG laser radiation with pellethane, J.Phys.D:Appl.Phys., v.29, p.2735-2339,
1996.
•
JEFFREY,I.W.M.; LAWRENSON,B.; LONGBOTTOM,C.; SAUNDERS,E.M.; Dentinal
Temperature Transients Caused by Exposure to CO2 Laser Irradiation and Possible
Pulpal Damage; J.Dent., v.18, p. 31-36, 1990.
•
JEFFREY,I.W.M.; LAWRENSON,B.; LONGBOTTOM,C.; SAUNDERS,E.M.; CO2 laser
application to the mineralized dental tissues-the possibility of iatrogenic sequelae,
J.Dent.; 18: p.24-30, 1990.
•
BROWN,W.S.; DEWEY,W.A.; JACOBS,H.R.; Thermal Properties of Teeth, Journal of
Dental Research, v.49, n.4, p.752-755, Jul-Aug, 1970.
Questões
8. Descreva o processo de ablação laser explosiva.
9. Por quê se deve utilizar comprimentos de onda fortemente ressonantes para ablação
laser explosiva?
10. Com relação ao gráfico de tempos de relaxação térmica da água e da hidroxiapatita
(H-A), qual a importância do pequeno valor (0,01µs) desse tempo para a H-A em 10µm?
E do pequeno valor (1µs) desse tempo para a água em 3µm? Por quê os pulsos laser
utilizados para ablação térmica (explosiva) têm, em geral, durações entre pouco menos
de 1µs (10-6s) e pouco mais de 1ms (10-3s)?
11. Por quê a taxa de repetição deve ser limitada para a utilização de ablação laser
explosiva (p.ex. no caso de tecido duro do dente)?
12. Quais os cuidados que se deve tomar, e quais os problemas ainda existentes na técnica
de ablação térmica explosiva de tecidos do dente?
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
5. Fotoablação
Fotoablação: - rompimento direto das ligações moleculares por fótons de alta energia (UV)
- ablação limpa, associada com pequeno ruído e fluorescência
- durações de pulso: 10 a 100 ns
- intensidades: 107 a 1010 W/cm2
- aplicação mais importante: cirurgias de correção refrativa da córnea
Exemplo: Fotoablação
de tecido da córnea por
laser de ArF (excimer).
Duração do pulso 14 ns,
fluência 180 mJ/cm2)
Princípios da fotoablação
Molécula orgânica
e-
A
Ligação covalente
Vamos denominar a energia
do sistema pelo símbolo AB
B
vibração
fóton
A
Absorção de fótons de alta
energia (UV)
e-
B
vibração
A
Estado excitado instável
e-
B
AB + hν → (AB)*
vibração
Ligação quebrada
Dissociação
Átomos livres ablação
A
B
(AB)* → A + B + Ecinética
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
Diagrama de níveis de energia
estado excitado (AB)*
Energia
energia de ligação
hν
estado fundamental AB
Distância radial
Energia de dissociação de algumas ligações químicas típicas
S-H
C-S C-N C-C
C-O
energia (eV)
→
2,7
3,0
3,6
N-H
4,1
O-H
C=C
4,8
6,4
C=O
7,1
Comprimentos de onda e energias de fóton para alguns lasers
Laser
Comprimento de onda (nm)
Energia do fóton (eV)
ArF
KrF
Nd (4w)
XeCl
XeF
Argônio
Nd (2w)
He-Ne
Diodo
Nd
Ho
Er
CO2
193
248
263
308
351
514
526
633
800
1050
2080
2940
10600
6,4
5,0
4,7
4,0
3,5
2,4
2,4
2,0
1,6
1,2
0,6
0,4
0,1
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
Modelo do estouro
Profundidade de ablação
(µm/pulso)
Mas: a profundidade de ablação é determinada pela energia do pulso até um limite de
saturação
1,0
0,5
0,0
2
3
10
10
2)
Fluência (mJ/cm
4
10
Exemplo: ablação de córnea de coelho com laser de ArF
Vantagens :
•
•
•
Precisão
Previsibilidade
Completa ausência de dano térmico aos tecidos adjacentes
(para laser de ArF - 193 nm)
Desvantagens :
•
•
•
Componente térmica significativa para comprimentos de onda maiores que 193 nm.
Baixa velocidade de ablação (menos que 1 µm por pulso e taxas de repetição
moderadas)
Citotoxidade - DNA absorve intensamente entre 240-260 nm. Danos ao DNA decrescem
na ordem: 248 nm (KrF) > 193 nm (ArF) > 308 nm (XeCl)
Questões
13. Qual é o mecanismo de interação laser-tecido que leva ao efeito conhecido como
fotoablação? Descreva.
14. Quais as vantagens de se utilizar modelos de estouro para se avaliar a profundidade da
cratera nos processos de ablação estudados? Qual a validade destes modelos?
15. Por quê o mecanismo de fotoablação não é utilizado em Odontologia? Qual seu principal
uso médico? Quais as vantagens que ele apresenta? E desvantagens?
16. Se você tivesse que escolher apenas um laser para cada um dos seguintes mecanismos
de interação com tecido biológico: fotoquímico, térmico e fotoablação, quais você
escolheria? (não vale laser de elétrons livres)
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
6. Ablação mediada por plasma
- ablação laser pela formação de um plasma ionizante
- praticamente sem dependência com comprimento de
onda
- ablação limpa, associada com pequeno ruído e clarão
azulado
- durações de pulso: 100 fs a 500 ps
- intensidades: 1011 a 1013 W/cm2
- aplicações mais importantes: cirurgias da córnea,
odontologia.
(principais lasers usados: Nd:YLF, Ti:Safira, Cr:LiSAF)
Estados da matéria
Sólido
Líquido
Gás
Plasma
- estado de agregação da matéria que se caracteriza
pela existência de uma disposição espacial regular
(ou semi-regular) de suas partículas constitutivas
(átomos, íons ou moléculas), com forma própria,
rigidez e elasticidade
- estado de agregação da matéria que se situa entre o
sólido e o gasoso. Fluído muito pouco compressível,
sem forma própria, mas com volume definido. Muitos
líquidos com viscosidade elevada assemelham-se a
sólidos, como é o caso dos vidros. Outra
característica importante de um líquido é a sua tensão
superficial, que determina as propriedades da sua
superfície livre.
- um dos estados de agregação da matéria,
caracterizado pela desorganização espacial de suas
partículas e, em escala macroscópica, por ocupar
todo o volume finito que se lhe oferece. Em geral, têm
um elevado coeficiente de compressibilidade.
- gás consistindo de íons, elétrons, e partículas
neutras (todos livres). As partículas têm energias
elevadíssimas (milhares ou milhões de graus). Para
se manter este estado é necessário fornecer energia
continuamente para impedir a recombinação.
Geralmente isso é feito através de um campo elétrico.
O comportamento desse gás é dominado pela
interação eletromagnética entre as partículas
carregadas.
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
Ruptura dielétrica
(Dielectric Breakdown)
Em geral, a geração de um plasma devido a um campo elétrico intenso é denominada
ruptura (ou colapso) dielétrico.
Esfera de plasma (globo de vidro preenchido com gás nobre no qual são realizadas
descargas elétricas de alta freqüência)
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
Colapso óptico
(Optical Breakdown)
Ruptura dielétrica causada por um pulso laser de alta intensidade focalizado em um gás,
líquido ou na superfície de um sólido. Ocorre para intensidades acima de 1011 W/cm2 em
sólidos e líquidos, ou 1014 W/cm2 no ar. O plasma gerado absorve fortemente a radiação UV,
visível e IR → “plasma quente”. Para sólidos, o pulso laser também causa ablação do
material.
Laser Q-switched (ns)
emissão
termiônica
etc.
Laser Mode-locked (ps-fs)
tipo de pulso laser
ionização
multi-fotônica ou
por efeito túnel
iniciação
avalanche de elétrons
Densidade de elétrons livres criada no foco do feixe laser :
tipicamente entre 1018 / cm3 e 1021 / cm3
Temperatura do plasma : tipicamente de algumas dezenas de milhares de oC
A energia do pulso ultracurto é depositada em uma camada bastante fina de material : esse
processo tem coeficientes de absorção típicos acima de 104 cm-1
A energia dos elétrons é transferida para os íons, e acontece a ejeção do material. escala de
tempo característica 100 ps
Limiar de ablação por pulsos ultracurtos para tecido duro do dente
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
Espessura de material extraído
(fórmula aproximada para a ablação por pulsos de femtosegundos)
d=
FP
5. E E
onde: FP é a fluência do pulso laser ; EE é a energia de evaporação do material por unidade
de volume.
Profundidade de ablação
(µm / pulso)
Exemplo: Laser de Nd:YLF : duração 30 ps, foco 30 µm
40
Esmalte cariado
Dentina sadia
Esmalte sadio
30
20
10
0
0.0
0.2
0.4
0.6
0.8
1.0
Energia do pulso (mJ)
Ablação seletiva !
Define-se a eficiência de ablação como a profundidade de material removido
por unidade de fluência de energia. A eficiência de ablação decresce para fluências maiores,
devido ao efeito de superaquecimento das camadas superficiais e reflexão da energia do
pulso pelo plasma.
eficiência de ablação
[µm / (J/cm2)]
Eficiências de ablação em tecido do dente, usando-se pulsos de 350 fs, no comprimento de
onda de 1µm
0.3
0.2
0.1
0.0
0.1
1
10
Fluência (J/cm2)
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100
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Efeitos cumulativos entre pulsos
Processamento eficiente do material: taxa de repetição por volta de 1KHz (taxa de remoção
de 1mm/s para o esmalte)
Energia do pulso:
refletida pelo plasma
ejetada com os vapores
quebra das ligações do material
aquecimento do material
Demonstrou-se que o aquecimento da superfície frontal, com o uso de um sistema de
f = 1 kHz, τ = 0,6 ps, E = 0,8 mJ, 2w0 = 100 µm, é menor que 10OC da temperatura
ambiente. Reduções no diâmetro do feixe, no tempo do pulso ou na taxa de repetição
produzem ainda menores elevações de temperatura.
Resumo:
Etapas do processo de remoção de material por pulsos ultracurtos :
• Duração do pulso (10 s) → deposição de energia no material
• 10 s → a energia absorvida causa a ablação do tecido
-12
-10
(a quantidade de tecido
removida é tipicamente ao redor de alguns µm)
efeitos cumulativos de altas taxas de repetição devem ser considerados
Exemplos
Cavidade em esmalte sadio obtida
pela aplicação de 160 000 pulsos de
um laser Nd:YLF de picosegundos
(1,05 µm).
Duração dos pulsos:
30 ps.
Energia dos pulsos:
1 mJ
A ablação mostrada na foto é
resultado da varredura dos feixes
focalizados sobre o tecido
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Cavidade em esmalte cariado
obtida pela aplicação de 16 000
pulsos de um laser Nd:YLF de
picosegundos (1,05 µm).
Duração dos pulsos:
30 ps.
Energia dos pulsos:
1 mJ
A ablação mostrada na foto é
resultado da varredura dos feixes
focalizados sobre o tecido.
Testes de penetração de corante
Resultados de máxima profundidade de penetração de corante depois de ablação com três
diferentes tipos de laser ou perfuração com broca mecânica (avaliação de micro-fissuras
induzidas)
3000 µm
300 µm
30 µm
20 µm
Ho:YAG
Er:YAG
Laser 30ps Broca
(Nd:YLF) Mecânica
Sistemas de entrega de feixe
Fibras ópticas:
·
·
altas potências de pico (intensidades da ordem de TW/cm2): efeitos não-lineares
produzem danos no núcleo da fibra.
duração muito curta dos pulsos: alargamento da duração temporal devido a efeitos de
dispersão e auto-modulação de fase.
Outras técnicas de entrega de feixe que tem potencial de uso para pulsos ultracurtos de alta
energia são fibras de núcleo oco e braços articulados.
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Análise dos parâmetros do plasma
Por meio de uma análise espectroscópica da centelha de plasma, a densidade de elétrons
livres e a temperatura do plasma podem ser avaliadas. Além disso, uma informação
detalhada da composição química do alvo pode ser obtida, levando portanto a um controle
do tecido sofrendo ablação.
SHG
Plasma
sistema laser de
pulsos ultracurtos
filtro
detetor
Espectrômetro
Sistemas comerciais (exemplos)
Empresa: Clark-MXR, Inc. (Michigan, USA)
Modelo: CPA-2001
energia por pulso > 0,8 mJ
largura de pulso < 150 fs
comprimento de onda: 775 nm
taxa de repetição: 1kHz
Alimentação: 110V
Sem necessidade de sistema externo de
refrigeração
PREÇO: ∼ US$ 300 000.00
(sem sistema de entrega de feixe)
Empresa: Spectra-Physics (California, USA)
Modelo: Hurricane
energia por pulso > 0,8 mJ
largura de pulso < 130 fs
comprimento de onda: ~ 825 nm
taxa de repetição: 1kHz (5kHz
disponível)
Tamanho: 93.6 x 64.8 x 22.8 cm
Alimentação: 110V
Sem necessidade de sistema externo de
refrigeração
PREÇO: ∼ US$ 300 000.00
(sem sistema de entrega de feixe)
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Leituras complementares
Rubenchik, Alexander M.; Da Silva, Luiz B.; Feit, Michael D.; Lane, Stephen M.; London,
Richard A.; Perry, Michael D.; Stuart, Brent C.; Neev, Joseph, Dental tissue processing with
ultrashort-pulse laser, in Lasers in Dentistry II, Harvey A. Wigdor, D.D.S., John D.
Featherstone, Joel M. White, D.D.S., Joseph Neev, Editors, Proc. SPIE vol. 2672, p. 222-230
(1996)
Neev, Joseph; Huynh, Daniel S.; Carrasco, William A.; Wilder-Smith, Petra B.; Da Silva, Luiz
B.; Feit, Michael D.; Perry, Michael D.; Rubenchik, Alexander M.; Stuart, Brent C., Thermal
and noise level characteristics of hard dental tissue ablation with 350-fs pulse laser, in
Lasers in Dentistry II, Harvey A. Wigdor, D.D.S., John D. Featherstone, Joel M. White,
D.D.S., Joseph Neev, Editors, Proc. SPIE vol. 2672, p. 262-270 (1996)
F.H. Loesel, A.-C. Tien, S. Backus, H. Kapteyn, M. Murnane, R.M. Kurtz, S. Sayegh, T.
Juhasz: Effect of Reduction of Laser Pulse Width from 100 ps to 20 fs on the PlasmaMediated Ablation of Hard and Soft Tissue, In: Thermal Therapy, Laser Welding, and Tissue
Interaction, Proc. SPIE 3565, 1998
Questões
17. Como você descreveria um plasma?
18. Quais os processos que levam à formação de um plasma na superfície de um tecido
sendo irradiada por um pulso ultracurto?
19. Considerando um pulso ultracurto com intensidade acima do limiar para colapso óptico
incidindo em um tecido duro, qual é o coeficiente de absorção óptica desta radiação,
aproximadamente? Existe dependência com o comprimento de onda? Esta é uma
interação ressonante ou não-ressonante?
20. Qual é o limiar de ablação por pulsos ultracurtos de 300 fs para o esmalte?
21. Dada a expressão aproximada para a espessura de material extraído na ablação
induzida por plasma com pulsos de femtosegundos, calcule as profundidades das
crateras geradas por pulsos ultracurtos de 300 fs com fluência de 3 J/cm2, considerando
as energias de evaporação: 6000 J/cm3 (para esmalte sadio), 600 J/cm3 (para esmalte
cariado) e 2000 J/cm3 (para dentina).
22. Na questão anterior, considerando uma taxa de repetição de 1 kHz dos pulsos
ultracurtos, calcule a taxa de perfuração dos tecidos propostos.
23. Como você avaliaria a qualidade das crateras geradas pela ablação com pulsos
ultracurtos em tecidos do dente, comparando com outros métodos?
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7. Fotodisrrupção
(ABLAÇÃO POR ONDAS DE CHOQUE)
•
•
•
•
•
fragmentação e corte de tecido por forças mecânicas.
formação de plasma; geração de ondas de choque; cavitação; formação de jato
durações de pulso: 100 fs a 100 ns
intensidades: 1011 a 1016 W/cm2
aplicações mais importantes: fragmentação de cristalino, destruição de cálculos urinários
Fotos de crateras produzidas por ablação com pulsos laser de diferentes durações
temporais em tecido do dente.
←
1000 ps laser
0.35 ps laser
→
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Face anterior de uma placa de vidro, exposta a dez pulsos de um laser de Nd:YLF, com
pulsos de 30 ps de duração e energia de 1 mJ, focalizados em 30 µm.
Efeitos secundários do plasma
Em energias de pulso maiores (maiores energias de plasma), efeitos mecânicos tornam-se
significativos, e determinam o efeito global sobre o tecido.
Optical Breakdown
Formação de plasma
- ionização do volume focal
- confinado espacialmente
- 70% a 99% da energia
Geração de
onda de choque
- alto gradiente de pressão
- movendo a velocidade
supersônica
- 1% a 5% da energia
Cavitação
Formação de jato
- vapor induz tensões
mecânicas
- sucessiva expansão
e colapso
- 10% a 15% da energia
- próximo a interfaces
sólidas
- durante colapso de
cavitação
Ablação induzida por plasma
Fotodisrrupção
Ablação do tecido
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Mestrado Profissionalizante Lasers em Odontologia
INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
Limiar aproximado para fotodisrrupção
(Distinção da ablação induzida por plasma e fotodisrrupção
de acordo com a energia aplicada - fronteira aproximada)
Fluência (J/cm2)
100
Fotodisrrupção
10
Ablação induzida por plasma
1
0.1
10-14
10-13
10-12
10-11
10-10
10-9
10-8
Duração do pulso (s)
Assim, para pulsos de nanosegundos, o colapso óptico está sempre
associado com ondas de choque, mesmo no limiar.
Escala de tempo aproximada para os processos contribuindo para a
fotodisrrupção
(assumindo pulsos de 30 ps)
Formação de jato
Cavitação
Onda de choque
Plasma
Pulso laser
10-12
10-9
10-6
10-3
Tempo (s)
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INTERAÇÃO DA LUZ LASER COM TECIDOS BIOLÓGICOS: APLICAÇÕES
Resumo
• Ablação induzida por plasma:
zona de interação confinada à região de colapso óptico.
• Fotodisrrupção:
os efeitos mecânicos se propagam no tecido adjacente.
Assim, para pulsos de nanosegundos, a extensão espacial do dano no tecido pode
ser da ordem de milímetros, mesmo no limiar da geração de plasma.
Fotodisrrupção tem se tornado uma ferramenta bem estabelecida para cirurgias
minimamente invasivas. Duas das mais importantes aplicações são: capsulotomias posterior
do cristalino (freqüentemente necessária após cirurgias de catarata, e litostripsia de cálculos
urinários.
Questões
24. Qual a diferença entre ablação induzida por plasma e fotodisrrupção?
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