Interacțiunea Radiației Laser CU Mediul Biologic
=== INTERACŢIUNEA RADIAŢIEI LASER CU MEDIUL BIOLOGIC ===
UNIVERSITATEA DIN ORADEA
FACULTATEA DE INGINERIE ELECTRICĂ ȘI TEHNOLOGIA INFORMAȚIEI
DOMENIUL: ȘTIINȚE INGINEREȘTI APLICATE
PROGRAMUL DE STUDIU: INGINERIE MEDICALĂ
FORMA DE ÎNVĂȚĂMÂNT: ZI
INTERACȚIUNEA RADIAȚIEI LASER CU MEDIUL BIOLOGIC
CONDUCĂTOR ȘTIINȚIFIC:
conf. dr.
ABSOLVENT:
ORADEA
2010
CUPRINS
INTRODUCERE
Lucrarea mea se numește „Interacțiunea radiației laser cu mediul biologic”. Am ales această temă datorită influenței benefice pe care a realizat-o inventarea laserului asupra dezvoltării științei, tehnicii și a diverselor ramuri ale economiei. Utilizarea laserului în prelucrarea materialelor are o importanță economică în continuă creștere.
Avantajul laserului constă în prelucrarea rapidă și fără contact a celor mai diverse materiale, lumina laser fiind aplicată cu mare precizie și controlată exact. Razele laser, de asemenea, sunt utilizate pe larg în medicină, precum și în automatizarea celor mai diverse procese.
Intensitatea razei laser, poate tăia, cauteriza și evapora vase de sânge și leziuni fără a afecta țesuturile sănătoase. Tehnica laser este intens folosită și în cercetarea medicală, în depistarea afecțiunilor și obținerea tratamentelor biologice.
Lucrarea mea este compusă din trei capitole. Primul capitol, numit „Considerente generale”, începe cu istoricul laserilor. În continuare am prezentat clasificarea laserilor în funcție de diferite criterii și apoi am descris principalii parametrii pe care trebuie sa îi respecte un laser. Tot în acest capitol este prezentat principiul de funcționare a laserilor și proprietățile radiației laser. Utilizările laserului sunt multiple și de aceea am considerat ca trebuiesc amintite și domeniile în care acesta este folosit.
Cel de-al doilea capitol este intitulat „Interacțiunea cu mediul biologic”. Acesta începe cu descrierea biofotonicii ca știință ce înglobează aplicațiile laserilor în medicină și biologie. Răspândirea laserilor în știintele vieții a atins un asemenea nivel, încât astăzi este aproape de neconceput tratarea unor afecțiuni fără intervenția laserului. Urmează prezentarea principalelor tipuri de laseri utilizați în medicină și modurile de interacție a radiației laser cu țesutul biologic. Apoi am descris biostimularea țesutului viu prin radiație laser și efectele pe care le au laserii asupra țesuturilor vii și anume: efecte fotochimice, fototermice, fotoablative, fotomecanice, precum și efectul bactericid al radiației laser.
În ultimul capitol, numit „Aplicații în medicină”, sunt descrise modurile de utilizare a laserilor în diferite domenii medicale ca: stomatologie, chirurgie, dermatologie și altele. În finalul capitolului sunt prezentate câteva din mulțimea de exemple concrete de utilizare a laserilor în medicină.
Lucrarea se încheie cu concluzii, anexe și bibliografie.
CAPITOLUL I
CONSIDERENTE TEORETICE
1.1. Istoric
Cuvântul LASER este un acronim care provine din limba engleză și înseamnă Lumină Amplificată prin Stimularea Emisiei de Radiație. Astăzi, LASER a devenit un substantiv comun și desemnează orice dispozitiv care are în componența sa o parte ce funcționează pe baza amplificării stimulate a luminii. Această transformare a unui cuvânt pur tehnic într-un cuvânt comun subliniază faptul că aplicațiile dezvoltate pe baza efectului LASER au devenit lucruri obișnuite pe care omul le folosește în viața de zi cu zi.
Principiile de funcționare ale laserului au fost enunțate în 1916 de Albert Einstein, printr-o evaluare a consecințelor legii radiației a lui Max Planck și introducerea conceptelor de emisie spontană și emisie stimulată. Aceste rezultate teoretice au fost uitate însă până după cel de-al doilea război mondial.
În 1954 Charles Townes și Arthur Schawlow au inventat MASER-ul (Microunde Amplificate prin Stimularea Emisiei de Radiație), un dispozitiv asemănător cu laserul, dar care nu folosește lumină vizibilă.
Primul laser funcțional a fost construit de Theodore Maiman în 1960 și avea ca mediu activ rubinul și folosea drept sursă de energie o lampă cu descărcare.
Primul laser cu gaz a fost construit de fizicianul iranian Ali Javan în 1960 folosind un amestec de heliu și neon, care producea un fascicul cu lungimea de undă de 1,15 μm (infraroșul apropiat). În 1963 s-a realizat primul laser cu semiconductor, iar în 1966 primul laser cu lichid de către Peter Sorokin.
În România primul laser a fost realizat încă din primii ani de viață ai acestuia de către un grup de cercetători conduși de profesorul Ion. I. Agârbiceanu la Institutul de Fizică Atomică.
Pentru descoperirea laserilor și pentru dezvoltarea aplicațiilor bazate pe laser au fost acordate 3 Premii Nobel:
în 1964 Premiul Nobel pentru fizică a fost acordat fizicienilor: Charles Hard Townes (SUA), Nicolay Gennadiyevich Basov (URSS) și Aleksandr Mikhailovich Prokhorov (URSS) pentru ”lucrările fundamentale în domeniul electronicii cuantice, care au condus la construcția oscilatorilor și amplificatorilor bazați pe principiul maserului și laserului”;
în 1981 premiul a fost acordat altor 2 cercetători: Nicolaas Bloembergen (SUA) și Arthur Leonard Schawlow (SUA) pentru ”contribuția lor la dezvoltarea spectroscopiei laser”;
în 1997 câștigătorii Premiului Nobel pentru Fizică a fost Steven Chu (SUA), Claude Cohen- Tannoudji (Franța) și William D. Phillips (SUA) pentru ”dezvoltarea unor metode pentru răcirea și traparea atomilor folosind radiația laser”.
1.2. Clasificarea laserilor
Bazate pe felul mediului folosit, laserele, sunt în general clasificate ca solide, gazoase, semiconductoare, sau lichide.
Laserele solide
Cele mai comune lasere au la originea lor fibrele de cristale de rubin și neodim. Mănunchiul de fibre este fasonat la capete, prin suprafețe paralele și acoperite cu o peliculă nemetalică reflectantă.
Lasere semiconductoare
Sunt cele mai compacte lasere, care sunt formate din joncțiuni între semiconductoare cu proprietăți electrice diferite. Arsenidiu de galiu este cel mai comun semiconductor folosit. Mediul semiconductoarelor este excitat prin aplicarea directă de-a lungul joncțiunii.
Aceste tipuri de laser, oferă cea mai mare putere la ieșire în impulsuri de lumină (cu durata 12×1015 secunde) și sunt folosite în studiul fenomenelor fizice de durată scurtă. Excitarea atomilor din mediul laser solid se face prin descărcări electrice în tub cu xenon, arcuri electrice sau lămpi cu vapori de metal. Gama de frecvență a luminii laserului, trece de la infraroșu la violet.
Lasere gazoase
Mediul activ al unor astfel de lasere poate fi din gaze pure, amestec de gaze sau chiar vapori de metale, într–un tub cilindric de sticla sau de quartz, cu două oglinzi paralele aflate la capetele tubului.
Gazul laserului este excitat prin lumină ultra-violetă, fascicole de electroni, curent electric sau prin reacții chimice. Laserul cu mediu gazos de heliu – neon este cel mai cunoscut pentru înalta și stabila lui frecvență, puritatea culorii și pentru cel mai subțire profil al fascicolului de lumină. Laserul cu mediul gazos de dioxid de carbon este foarte eficient și este foarte apreciat pentru cea mai puternică și continuă rază laser.
O metodă care permite creșterea randamentului este aceea de a monta vertical lasere miniatură, în circuite electronice. O astfel de aplicație este folosită în tehnica video și audio digitală (compact disk) și la imprimante laser.
Lasere lichide
Cele mai utilizate medii laser lichide sunt mediile anorganice. Ele sunt excitate cu lampi flash, în mod pulsatoriu, sau cu lasere cu gaz, cu fascicul continuu.
Lasere cu electroni liberi
Folosesc electroni neatașați de atomi care sunt excitați prin unde magnetice. Studiul acestui tip de laser a fost dezvoltat încă din 1977 și a devenit un important instrument de cercetare. Teoretic astfel de lasere, pot acoperi întreg spectrul, de la infraroșu la raze X și sunt capabile să producă raze de putere foarte mare.
Clasificarea tehnică a laserilor
Clasa 1 – cuprinde laserele de joasă putere și este limitată la unele lasere de tip GaAs. Un laser cu IR sau UV aparține acestei clase, dacă radiația concentrată pe piele sau ochi nu determină leziuni pentru o durată maximă de expunere în timpul unei zile de operare cu laserul. Laserii din clasa 1 se regăsesc în scanere sau diodele laser încorporate în CD/DVD player-recorder.
Clasa 2 – cuprinde sisteme cu risc scăzut sau de joasă putere și este limitată de spectrul vizibil între 400 →700 nm; tipice acestei clase sunt laserele pentru acupunctură.
Clasa 3 – este rezervată pentru laserele cu risc mediu sau de putere medie ce pot determina lezarea ochiului și determină reflexul de clipire, dar nu produc leziuni cutanate. Tipice pentru acest grup sunt laserele din fizioterapie și unele utilizate în oftamologie.
Clasa 4 – cuprinde laserele de înaltă putere și cu cel mai mare potențial lezional tisular sau de aprindere a materialelor inflamabile. Acestea necesită măsurători de control și modalități de avertizare suplimentară; cele mai multe lasere chirurgicale aparțin acestei clase.
1.3.Parametrii fizici ai laserilor
Lipsa efectelor prognozate în special sau a celor negative în general au făcut obiectul unor studii ce consideră drept cauze:
– utilizarea unor doze prea mici;
– starea tisulară, care contraindică laserul;
– densitate mică a radiației;
– lipsa de informare a celor, care practică laseroterapia prin rezumatele unor lucrări sau de cazuri raportate;
– parametrii aleși sunt necorespunzători;
– dorința unor firme de a-și distribui produsele cu orice preț printr-o promovare inadecvată din punct de vedere tehnic.
Cei mai importanți parametrii laser:
Lungimea de undă (λ)
Definește viteza de propagare (v) într-o anumită perioadă (T) (λ=vT), iar efectul biologic este legat semnificativ de lungimea de undă a radiației emise de laser.
B. Doza
Este cel mai important parametru și definește energia (E) luminoasă direcționată pe o unitate de suprafață (S), într-un timp dat (t) al ședinței terapeutice. Energia este măsurată în joules (J), suprafața în cm2, și, în consecință, doza în J/cm2. Ca relație matematică se poate exprima astfel:
D (doza) = E (energia)/S (suprafața) [ J/cm2] (1.1)
Considerând că puterea (P) a emisiei laserului rămâne constantă în timpul tratamentului, energia (E) a luminii este egală cu puterea (P) multiplicată cu timpul (t) cât durează emisia. Doza poate fi astfel calculată:
D = P(putere)t(timp)/S [ J/cm2] (1.2)
Totuși puterea nu este constantă, cum se întâmplă în forma pulsatilă sau în cea modulată. De exemplu, se poate fixa timpul în care se produce emisia luminoasă pulsatilă la 50%, ceea ce înseamnă că timpul de operare este doar 50% din timpul total și astfel este blocată emisia pentru 50% din timpul total. Această situație necesită introducerea noțiunii de putere medie: Pm = 50% din P maximă.
Când laserul este fixat pe forma pulsatilă la putere medie, doza se calculează astfel:
D = Pmt/S [J/cm2] (1.3)
La laserele GaAs (de tip semiconductor) durata impulsului este foarte scurtă, iar puterea maximă este mult mai ridicată, decât cea medie. La acest tip de impuls, referirea se face adesea ca un superimpuls. La acest tip de laser, durata impulsului este de ordinul nano secundelor (100-200 ns), iar puterea maximă se manifestă între 1-20 W (wați). Considerând, de exemplu, că puterea maximă este 10 W, fiecare impuls are energia de 1,5 mJ (microjoule). Dacă laserul emite 100 de impulsuri pe secundă (o frecvență de 100 Hz), puterea medie va fi de 0,15 mW (miliwați). O frecvență de 1000 Hz va determina ca puterea medie să aibă valoarea de 1,5 mW. Cu alte cuvinte, puterea medie a emisiei variază după impulsurile generate într-o secundă. Aplicând această relație se pot obține alte doze și alți parametrii.
C. Densitatea puterii.
Indică gradul de concentrare a emisiei și se măsoară în W/cm2. De exemplu: dacă o suprafață circulară cu diametrul de 5 mm este luminată de un laser cu puterea emisiei de 100 mW, efectele biologice vor fi diferite față de cele din cazul utilizării unei zone cu diametrul de 5 cm, iradiată cu același tip de laser. În primul caz densitatea puterii este mai mare de 100 de ori decât în al doilea. Densitatea puterii este mai mare în centrul ariei luminate.
1.4. Principiul de funcționare al laserului
Principiul general de funcționare al laserilor se bazează pe fenomenul de emisie stimulată (emisie indusă) a luminii.
Un dispozitiv LASER este constituit din două sisteme fizice în interacțiune: câmpul electromagnetic dintr-o cavitate rezonantă, respectiv dintr-un rezonator optic și un mediu activ (situat în aceeași cavitate, respectiv în același rezonator optic). Atomii, moleculele sau ionii mediului activ au două nivele energetice a căror diferență de energie corespunde unei frecvențe care este în rezonanță cu una din frecvențele proprii ale cavității rezonante, respectiv ale rezonatorului optic.
Dacă atomii, moleculele sau ionii mediului activ sunt excitați pe nivelul energetic superior printr-un mecanism oarecare, modul electromagnetic rezonant îi stimulează pentru a trece pe nivelul energetic inferior. În timpul acestui proces de emisie stimulată, atomii transferă diferența de energie câmpului electromagnetic din cavitate. În urma acestei emisii, energia tuturor atomilor este convertită în energie a unui singur mod pe frecvența căruia este acordată cavitatea. Aparatul realizat este un amplificator de radiație care funcționează dacă este asigurată o diferență de populație între cele două nivele atomice.
Puterea câștigată de o undă electromagnetică la traversarea mediului activ este proporțională cu densitatea de energie spectrală a undei incidente. Astfel, dacă densitatea de energie spectrală este mare, la putere incidentă egală, amplificarea undei va fi mai importantă. Această condiție poate fi ușor realizată în domeniul microundelor, unde, cuplarea unui ghid de undă la o cavitate rezonantă se poate face în așa fel ca undele reflectate de pereți să se adune în fază formând un sistem de unde staționare de foarte mare amplitudine. Trecând de mai multe ori prin același loc, unda creează o densitatea de energie spectrală superioară celei care există într-o simplă undă progresivă. Cu alte cuvinte, cavitatea acumulează într-un volum limitat o energie importantă care se găsea înainte de a intra în cavitate, etalată pe o întindere foarte mare a undei electromagnetice progresive. Această energie acumulată are rolul de a crește câștigul amplificatorului constituit de mediul material în care s-a realizat inversia de populație.
La aceeași concluzie se ajunge dacă se consideră o undă progresivă care reflectă de mai multe ori pe pereții cavității, unda fiind amplificată la prima trecere, aceasta la rândul său la a doua trecere, ș.a.m.d., fracțiunea de amplificare jucând rolul coeficientului de reacție dintr-un amplificator sau un oscilator electronic clasic.
Dacă numărul de atomi ai mediului activ respectiv este suficient de mare pentru a compensa pierderile în cavitate și în mediul activ, realizându-se condiția de prag, aparatul obținut acționează ca un generator de radiație electromagnetică pe un mod specific și cu o frecvență proprie.
Dificultatea obținerii unui dispozitiv laser constă în existența unui coeficient de amplificare mic la frecvențele optice. Lungimea de undă a radiației fiind foarte mică în raport cu dimensiunile rezonabile ale unei cavități, diferența dintre frecvențele proprii este de ordinul a 108Hz (de exemplu pentru lungimea de undă =1m). Rezultă, deci, că un atom, care se află într-un astfel de rezonator, poate radia pe circa 106 moduri în general, de ordinul a 1010-1013Hz .
Deci, în cazul laserului, posibilitatea emisiei pe un singur mod este dificil de realizat.
În cazul maserilor nu se petrece același lucru deoarece cavitatea are, în general, un singur mod de oscilație a cărui frecvență corespunde frecvenței tranzițiilor moleculare sau atomice se află un singur mod activ.
Condiția de prag , care determină existența efectului laser, a fost stabilită pentru prima dată de către A.L.Schawlow și C.H.Townes în cazul în care mediul activ este situat în interiorul unui rezonator optic de tipul etalonului Fabry-Perot. Astfel, diferența de populație, adică diferența dintre populația Nm a nivelului superior, și populația Nn celui inferior, trebuie să depășească valoarea de prag, dată de expresia:
Nm – Nn > (1.4)
unde este frecvența tranziției (frecvența centrală a liniei radiației emise), – lărgimea a liniei radiației emise, – timpul mediu de viață al nivelului superior, R-factorul de reflexie și l-lungimea mediului activ. Mărimile ,și caracterizează mediul activ și tranziția dată, în timp ce mărimile R și l pot fi alese experimental. Ulterior, calculul asupra condiției de prag a fost reluat ajungându-se la expresii care sunt puțin diferite de la un tip de laser la altul. Pentru o linie cu profil lorentzian, în care numărul de moduri, z(), este:
z()= (1.5)
condiția laser sau condiția de prag devine:
(1.6)
unde V este volumul rezonatorului optic, τc- timpul mediu de viață al unui mod în rezonatorul laser, gn și gm sunt degenerescențele nivelului laser inferior n, respectiv superior m.
Din ultima relație rezultă o serie de condiții, care favorizează condiția de prag:
termenul Nn este necesar să fie foarte mic pentru selectarea nivelului atomic excitat m. Acest lucru se face mai ales în cazul maserilor;
linia atomică, moleculară, sau ionică care duce la efect laser sau maser, trebuie să aibă o lărgime, ∆ω, cât mai mică;
timpul mediu de viață al stării atomice superioare m trebuie să fie mare în comparație cu timpul mediu de viață al stării atomice inferioare n și, în același timp, tranziția să fie radiativă. Cu alte cuvinte, tranziția dintre nivelele m și n trebuie să fie foarte intensă (adică forța oscilatorului să fie mare). Timpul mediu de viață, τ, al nivelului energetic inferior este necesar să fie cât mai scurt, pentru a nu aglomera atomii pe acest nivel, ceea ce ar duce la micșorarea sau chiar la dispariția efectului laser (prin scăderea inversiei de populație).
timpul mediu de viață, τc, al fotonilor în rezonatorul optic trebuie să fie foarte mare.
Aceasta cere ca mediul activ să aibă pierderi mici prin împrăștierea radiației și, pe cât posibil, o absorbție mică datorită altor mecanisme în afară de tranziția dintre două nivele energetice în cauză. De asemenea rezonatorul optic trebuie să fie proiectat pentru a micșora pierderile de energie. De aici rezultă necesitate unui studiu detaliat al amortizării modurilor de oscilație, atât în rezonatorul Fabry-Perot, cât și în alte tipuri de rezonatori.
Pentru a realiza un emițător laser se utilizează schema de principiu din figura 1.1. Datorită pompajului se poate ajunge să se schimbe repartiția de atomi, obținându-se inversia de populație. După aceasta, emisia stimulată este preponderentă și apare amplificarea radiației. Mediul activ fiind închis într-un rezonator optic, fotonii fac numeroase drumuri dus-întors rezultând o amplificare și, în anumite condiții, o oscilație proprie. În acest caz, este suficient ca una din cele două extremități ale cavității să fie parțial transparentă pentru a lăsa să iasă în exterior radiația stimulată care prezintă proprietăți specifice.
Fig.1.1. Schema de principiu a unui emițător laser.
Puterea câștigată de o undă electromagnetică la traversarea unui mediu de volumV, în care este realizată inversia de populație
(Nm>Nn), este: P (1.7)
η fiind coeficientul de umplere a cavității (0< η ≤1).
Se observă că amplificarea de putere este proporțională cu densitatea de energie , a undei incidente. Deci, la puteri de incidență (de intrare), Pi, egale, amplificarea undei va fi cu atât mai importantă cu cât densitatea de energie este mai mare. Pentru aceasta se utilizează fie o cavitate rezonantă în cazul maserilor, fie rezonatori optici în cazul laserilor. Proprietățile esențiale ale unei cavități rezonante sau ale unui rezonator optic sunt rezumate de factorul de calitate, Q, care poate fi definit ca în cazul unui circuit rezonant:
Q = (1.8)
unde este constanta de timp cu care descrește energia E înmagazinată în cavitate când se suprimă unda incidentă. Descreșterea energiei înmagazinate este produsă de două cauze: cavitatea nu este complet închisă și este extrasă în exterior puterea Pu și există pierderi pe pereții cavității, puterea pierdută fiind Pi. Dacă se notează energia prin:
E = V u = (1.9.)
Scăderea energiei în timp este:
Pu+ Pi= Pc=E (1.10)
Expresia (1.8.) ne arată că factorul de calitate Q măsoară ordinul de mărime al numărului de perioade pe care le putem număra înainte unda să fie ”stinsă”. Definiția energetică a factorului de calitate Q, va fi :
Q = ω E / (Pu+ Pi ) (1.11)
Pentru E =const., trebuie să avem: P+P= Pu+ Pi= E (1.12)
Construind cavitatea astfel ca puterea de ieșire Pu să fie net superioară pierderilor, Pi, câștigul în putere va fi:
G = Pu / Pi(Pu+ Pi ) / Pi== (1.13)
Dacă P este pozitiv, câștigul este superior unității. Introducând incertitudinea asupra frecvenței, avem:
E = V (1.14)
Astfel, se deduce relația:
Q =Q (1.15)
care permite calculul câștigului și arată că acesta crește cu factorul de calitate Q.
Punând condiția ca G→, se obține regimul în care avem oscilații libere. Mărimile δp și Pu+ Pi = E sunt proporționale cu .
Astfel, se obține:
δP>E adică ηh> (1.16)
Deci cavitatea primește mai multă energie decât cedează și energia sa, E, crește. Astfel, oricare ar fi valoarea inițială a densității de energie , aceasta crește exponențial. Un număr mic de fotoni este suficient pentru a amorsa procesul și aparatul dă naștere el însuși unei unde, funcționând ca un oscilator. Puterea de ieșire a oscilatorului este limitată datorită neliniarităților mediului activ și,astfel, se obține regimul staționar.
1.5.Proprietățile radiației laser
Direcționalitatea reprezintă proprietatea radiației laser de a se propaga sub forma unor unde foarte apropiate de undele plane. Această proprietate se datorează cavității de rezonanță care selectează numai undele ce se propagă paralel cu axa cavității. Există totuși o împrăștiere unghiulară a fasciculului laser (unghiul de împrăștiere fiind de radiani) determinată de difracția care are loc la marginile oglinzilor cavității de rezonanță. Astfel în timp ce o sursă clasică emite radiații într-un unghi solid de 4π steradiani, un laser emite o radiație într-un unghi solid de 10-6 – 10-8 steradiani (unghiul solid de împrăștiere este proporțional cu pătratul unghiului de împrăștiere). Fasciculul emis de un laser poate să fie focalizat într-un spot al cărui diametru minim impus de limita de difracție este egal cu lungimea de undă a radiației. Prin focalizare se obțin densități de putere extrem de mari. Acest lucru arată pericolul pe care îl prezintă incidența unei astfel de radiații asupra ochiului, la care, datorită efectului de focalizare pe suprafața retinei, are loc distrugerea ireversibilă a retinei. Ordinul de mărime al unghiului de împrăștiere este determinat de lungimea de undă a radiației și de diametrul aperturii D ( α∼λ/D ).
(1.17)
D = 2λ , A = πr2 = π (1.18)
Monocromaticitatea radiației laser constă în faptul că lărgimea liniei radiației laser este mult mai mică decât lărgimea naturală, apropiindu-se de cazul ideal al unei radiații perfect monocromatice.
Această proprietate se datorează cavității rezonante care selectează dintre fotonii incidenți numai pe aceia care au aceeași frecvență (oscilația laser apare numai la frecvențele de rezonanță ale cavității optice). Lărgimea liniei laser este mai mică decât lărgimea modurilor de oscilație ale cavității, deoarece modul axial al cavității, care este strâns legat de rezonanța atomică, are amplificarea cea mai mare. Factorul de calitate al laserului se exprimă ca raportul între frecvența ν0 corespunzătoare maximului intensității liniei laser și lărgimea ΔνL a liniei laser:
Q = = (1.19)
Coerența temporală a radiației laser este legată de monocromaticitatea acesteia. Se definește timpul de coerență :
(1.20)
unde ∆νL este lărgimea de bandă a liniei laser. Pentru un timp mai mic sau egal cu timpul de coerență diferite componente monocromatice din intervalul de frecvență ∆νL vor avea într-un punct dat din spațiu o corelație între faze (în particular aceste componente pot fi în fază sau pot avea o diferență de fază constantă), astfel că aceste componente interferă constructiv. Coerența temporală se referă la coerența undelor (corelația dintre fazele lor) într-un punct din câmpul de interferență, la două momente de timp diferite. Coerența temporală este legată direct de durata trenurilor de unde, adică de intervalul de timp în care radiațiile sunt descrise de aceeași undă. Pentru un laser care are lărgimea de bandă a liniei de 100 Hz rezultă un timp de coerență de 10-2s, care este mult mai mare decât timpii de viață atomici. În cazul luminii solare, la care lărgimea de bandă este de același ordin de mărime cu frecvența centrală (∆νS=1014 Hz), timpul de coerență este foarte mic (tc=10-14 s).
Coerența spațială a radiației laser este legată de forma frontului de undă al radiației emise. Se definește lungimea de coerență ca distanța parcursă de undă într-un timp egal cu timpul de coerență:
(1.21)
Coerența spațială se referă la corelația între fazele undelor în două puncte diferite aflate într-un plan perpendicular pe direcția de propagare, la același moment de timp. Divizăm fasciculul laser în două fascicule componente, care după ce străbat distanțe diferite se suprapun pe un ecran.
Vom obține pe ecran o figură de interferență numai dacă diferența de drum este mai mică decât lungimea de coerență (2l < lc). Pentru tc=10-2 s rezultă lc=3∙108∙10-2 m = 3∙106 m.
Intensitatea depinde de tipul de laser și de aplicația pentru care a fost construit, puterea transportată de fascicul putând fi foarte diferită. Astfel, dacă diodele laser folosite pentru citirea discurilor compacte este de ordinul a numai 5 mW, laserii cu CO2 folosiți în aplicații industriale de tăiere a metalelor pot avea în mod curent între 100 W și 3000 W. În mod experimental sau pentru aplicații speciale unii laseri ajung la puteri mult mai mari; cea mai mare putere raportată a fost în 1996 de 1,25 PW (petawatt, 1015 W).
1.6. Domenii de utilizare
Laserul este utilizat în numeroase domenii:
Metrologie;
Holografie;
Geologie, seismologie și fizica atmosferei;
Spectroscopie;
Fotochimie;
Fuziune nucleară;
Microscopie;
Aplicații militare;
Medicină: bisturiu cu laser, înlăturarea tatuajelor, stomatologie, oftalmologie, acupunctură;
Industrie și comerț: prelucrări de metale si materiale textile, cititoare de coduri de bare, imprimare;
Aplicații industriale: sudarea cu laser, tăierea cu laser, gravarea cu laser, marcare cu laser, creștarea cu laser, sinterizarea selectivă cu laser, sinterizarea prin scânteie cu laser.
Comunicații prin fibră optică
Înregistrarea și redarea CD-urilor și DVD-urilor.
CAPITOLUL II
INTERACȚIUNEA CU MEDIUL BIOLOGIC
2.1. Biofotonica
Biofotonica studiază procesele de generare, stocare și emisie de biofotoni/bioluminiscență (aură) de către sistemele biologice, în calitate de sisteme de tip "laser biologic". Constatarea că această emisie are proprietățile luminii laser aparține prof. german Fritz-Albert Popp, părintele biofotonicii.
Este o știință multidisciplinară, care folosește tehnologia fotonică în proceduri și produse cu aplicabilitate în medicină și biologie. Așadar, biofotonica mai poate fi numită știința aplicării luminii în slujba vieții.
Terapia bazată pe lumină nu este nouă, vechii egipteni au folosit soarele pentru a iniția reacția fotodinamică a unui produs natural din plante în vederea tratării pielii depigmentate.
Laserii au fost aplicați în medicină imediat după ce primul laser cu rubin a fost pus în funcțiune în anul 1960 (Maiman 1960). Interesul inițial al medicilor pentru laseri s-a bazat pe abilitatea fasciculelor laser focalizate de a coagula vasele sangvine din retină și de a secționa țesutul. Retina a constituit un candidat serios pentru terapia laser, deoarece celelalte componente ale ochiului sunt transparente pentru radiația laserilor ce emit în vizibil. Coagularea vaselor sangvine retiniene a reprezentat prima aplicație neinvazivă a laserilor. Multe din încercările inițiale au fost empirice, cu o înțelegere sumară a mecanismelor de interacție laser-țesut. Aplicațiile medicale ale laserilor au cunoscut o dezvoltare continuă, accelerându-se mai ales în ultimii 10-15 ani. Cercetările continuă cu intensitate și în prezent, noi metodici și tehnologii sunt raportate odată cu perfecționarea instalațiilor cu laseri și în special a accesoriilor, care diversifică aplicarea aceluiași laser în mai multe specialități medicale.
Există o serie de motive care justifică utilizarea intensivă a laserilor în medicină, în primul rând, majoritatea aplicațiilor medicale nu utilizează o proprietate importantă a laserilor, monocromaticitatea, și în consecință cerințele instalațiilor medicale cu laseri nu sunt atât de stringente ca în cazul spectroscopiei laser, de exemplu. Laserii medicali folosesc cu preponderență strălucirea intensă a radiației laser, proprietate care poate fi utilizată pentru focalizarea fasciculelor laser și producerea de intensități ridicate, folosite pentru încălzirea locală. Deși multe dintre aplicații nu necesită focalizarea la limita de difracție, utilizarea laserilor pentru secționarea sau perforarea celulelor și a structurilor lor cu precizie submicronică apelează la capacitatea de focalizare extremă a fasciculelor laser.
În al doilea rând, fibrele optice au majorat semnificativ numărul aplicațiilor medicale ale laserilor. Posibilitatea de focalizare a radiației laser în fibre optice cu diametrul de 100-1000 m este extrem de tentantă pentru tratarea organelor interne. Mănunchiuri de fibre optice au fost încorporate în sisteme rigide sau flexibile de vizualizare endoscopică, care conferă medicului accesul pe tractul gastrointestinal, în plămâni sau alte organe interne. Dacă sistemul de vizualizare endoscopică este combinat cu un sistem de fibre optice pentru ghidarea fasciculului laser, atunci multe organe interne devin accesibile chirurgiei laser. Sistemele laser cu fibre optice sunt folosite de asemenea ca sursă de excitare în studiul fluorescenței unor țesuturi din interiorul corpului, precum și pentru transmiterea semnalului de fluorescență spre sistemele optice și electronice de analiză. De exemplu, chirurgii specializați în bolile cardiovasculare utilizează un sistem de diagnosticare cu fibre optice pentru a distinge segmentele normale de cele bolnave ale arterelor, înainte de a aplica radiația laser de putere pentru îndepărtarea plăcii ce obturează arterele.
În al treilea rând, laserii permit interacția fără contact cu țesutul, ceea ce conferă un avantaj clinic important. Un exemplu tipic de chirurgie fără contact este în oftalmologie, unde laserii sunt folosiți în mod curent pentru tratarea cauzelor ce conduc la pierderea vederii: degradarea maculară accentuată de vârstă, boala retiniană indusă de diabet și glaucomul. Interacția fără contact laser-țesut este de asemenea importantă în sistemele optice de diagnosticare. Tehnicile de înregistrare la distanță cu laseri în infraroșu măsoară absorbția optică a pereților arterelor, pielii și calculilor biliari, în timp ce împrăștierea cvasi-elastică a luminii este utilizată pentru investigarea biologiei formării cataractei.
În aplicațiile medicale, radiația laser incidentă pe țesut poate suferi patru procese importante: poate fi reflectată de suprafață; o parte din radiația transmisă poate fi absorbită în volumul țesutului, fie de către apa din țesut, fie de alți absorbanți, cunoscuți sub denumirea de cromofori, ca de exemplu hemoglobina și melanina; o altă parte din radiația transmisă este împrăștiată în țesut, putând, în unele cazuri, conduce la distrugeri ale țesutului în regiuni mult mai îndepărtate decât ne-am aștepta de la o simplă propagare prin țesut; în sfârșit, o parte din radiație poate fi transmisă prin țesut, în special în cazul unor grosimi mici.
Toate aplicațiile laser biomedicale se bazează pe interacția radiației cu sistemele biologice. Aceste interacții cauzează un spectru larg de efecte, care pot fi împărțite în trei grupe principale:
– Prima grupă înglobează efectele laser de mică putere, prin care radiația este absorbită, reflectată sau reiradiată (prin fluorescentă) de către substanță astfel încât nu apar nici un fel de modificări. Aceste interacții formează baza diagnosticului laser (diagnosticul spectral al moleculelor și macro-diagnosticul la nivel de țesut).
– A doua grupă utilizează tot fascicule laser de mică putere, emise în spectrul vizibil sau ultraviolet, care pot excita stări electronice din molecule și pot apărea efecte fotobio-logice specifice datorită excitării cromoforilor (endogeni sau exogeni) din celule. Aceste procese apar și în cazul surselor necoerente, dar folosirea laserilor aduce beneficii din punct de vedere practic. Această grupă de efecte stă la baza fotobiologiei moleculare și a fotomedicinii.
– A treia grupă de efecte implică radiație laser de mare putere care afectează țesutul prin distrugeri termice sau hidromecanice. Aceste procese, observate rar cu surse de radiație necoerentă, formează baza chirurgiei laser.
Țesutul biologic este diferit de materialele cu care fizicienii și inginerii sunt obișnuiți să lucreze. Nu numai că există variații individuale semnificative în țesutul uman, dar multe țesuturi, ca de exemplu pielea sau corneea sunt spațial neomogene, în plus, răspunsul biologic imediat și întârziat al unui organism viu ca urmare a iradierii laser este deosebit de semnificativ și poate depinde într-o manieră complexă de evenimentele termice și mecanice inițiale. Este necesar să se aibă în vedere și proprietățile mecanice ale țesutului. Arterele, de exemplu, au o structură fibroasă ordonată și proprietăți mecanice anizotropice, care pot afecta forma secționării cu laser.
Dintre diferitele tipuri de interacții laser-țesut care pot apărea, cele mai utilizate sunt m-teracțiile termice, în care absorbția radiației laser cauzează încălzirea locală, începând cu hipertermia, continuând cu reacțiile fotochimice inițiate cu laser și sfârșind cu ablatia laser, toate acestea sunt componente ale aceluiași tip de interacție, respectiv cea fototermică.
Reacțiile fotochimice inițiate de laser sunt folosite pentru distrugerea celulelor tumorale și joacă un rol important în ablația țesuturilor cu laseri cu excimeri ce emit în ultraviolet Deoarece fotonii cu lungimea de undă de 193 nm (laserul cu ArF) au o energie de 6,4 eV, care este suficientă pentru ruperea multor legături chimice, interacția cu țesutul implică un mecanism fotochimic, însoțit și de fenomene termice. Ponderea celor două procese depinde de lungimea de undă și de proprietățile țintei. Cele mai semnificative aplicații ale efectelor fotochimice sunt terapia cu laseri de putere mică și terapia fotodinamică.
Terapia fotodinamică este o tehnică experimentală de distrugere a celulelor și tumorilor pe cale fotochimică. Ca fotosensibilizator se utilizează un colorant absorbant, care este reținut preferențial de tumorile solide din corp, ceea ce face posibilă distrugerea selectivă a celulelor tumorale. Colorantul introdus în corp cu rol de cromofor exogen are o eficientă cuantică de fluorescentă destul de coborâtă, astfel încât cea mai mare parte din energia laser absorbită este transferată colizional moleculelor de oxigen din țesut. De aici rezultă formarea oxigenului „singlet", o formă excitată reactivă a moleculei de oxigen care poate distruge țesutul biologic. Cel mai studiat fotosensibilizator este derivatul de hematoporfirină (HPD), un amestec complex de porfirine. EI este injectat intravenos și apoi, după o întârziere de câteva zile pentru a permite îndepărtarea sa din țesutul normal, locul tumoral este iradiat cu laseri cu lungimea de undă 630 nm, ce este absorbită de HPD, dar nu și de piele, care este relativ transparentă. Din nefericire HPD fotosensibil uzează și pielea, astfel încât trebuie să se evite lumina solară sau lumina artificială puternică.
Testele clinice s-au concentrat asupra tratamentului cancerului de plămân, de esofag, de piele, precum și a fazelor timpurii ale cancerului de bila. Tumorile, fiind relativ reduse, sunt adecvate terapiei fotodinamice datorită necesității pătrunderii adânci a luminii. Tratarea tumorilor profunde necesită implantarea unor fibre optice pentru a transmite radiația laser în volumul tumorii Modelele matematice ce tratează propagarea luminii în medii cu turbiditate (medii care prezintă simultan absorbție și împrăștiere îa lungimea de undă respectivă) au fost de mare ajutor în înțelegerea distribuției luminii ca urmare a unei diversități de configurații de iradiere. Fotosensibilizatorii localizați în țesuturi specifice fac posibilă selectivitatea spațială, fie prin administrarea localizată a medicamentelor, fie prin aplicarea localizată a radiației laser. Noi fotosensibilizatori au fost studiați în ultima vreme, cu maximul absorbției deplasat spre lungimi de undă mai mari, unde penetrarea radiației laser în țesut este mai adâncă.
Unele aplicații clinice fac uz de capacitatea laserilor de a asigura încălzirea locală fără o îndepărtare efectivă de țesut, încălzirea laser localizată se folosește pentru coagularea sângelui și obturarea vaselor sangvine, în oftalmologie, îaserii cu funcționare în undă continuă cu argon, kripton sau colorant, funcționând de obicei la nivele de putere sub 2 W, sunt utilizați pentru coagularea vaselor sangvine retiniene afectate de diabet. Procedura este neinvazivă, radiația laser fiind focalizată pe retină din exteriorul ochiului. Laserii sunt folosiți de asemenea pentru obturarea vaselor sangvine mărite de sub suprafața pielii, care provoacă seninele nedorite din naștere numite steluțe vasculare. Deoarece oxihemo-globina din sânge absoarbe anumite lungimi de undă din vizibil mai intens decât țesutul înconjurător, este posibil să se încălzească selectiv vasele de sânge de sub suprafața pielii fără a arde pielea. Laserii cu argon și cu colorant sunt utilizați cu succes în tratarea acestei afecțiuni, deși uneori apar și cicatrice. Rezultatul clinic poate fi îmbunătățit prin alegerea judicioasă a lungimii de undă și a duratei impulsului laser. Cele rnai bune rezultate se obțin folosind radiația cu lungimea de undă de 577 nm, care corespunde cu absorbția de vârf a oxihemoglobinei. Maximizând în acest fel absorbția diferențială între vasele sangvine și epiderma înconjurătoare, se reduce și fenomenul de cicatrizare. Durata impulsului laser, de 300 ns, este aleasă astfel încât difuzia căldurii de Ia vasele sangvine spre țesutul înconjurător să fie neglijabilă.
Efectele fototermice sunt determinate în mod esențial de lungimea de undă a laserului folosit și de tipul de țesut. Deoarece cele mai multe țesuturi biologice conțin în majoritate apă, absorbția radiației laser de către apă joacă un rol fundamental pentru laserii medicali din infraroșu și ultraviolet. Să notăm că apa are un coeficient de absorbție ce variază cu 7 ordine de mărime între transmisia de vârf la aproximativ 500 nm în vizibil și absorbția de vârf la 3 m în infraroșu. Cei doi pigmenți absorbanți menționați anterior, melanină și hemoglobina, joacă un rol important în interacțiile laser-țesut Acești cromofori absorb puternic lumina din vizibil, acolo unde apa este în esență transparentă.
Pentru a obține ablația laser, respectiv vaporizarea explozivă a țesutului, este necesar ca o cantitate suficientă de energie să fie înmagazinată în volumul iradiat pentru ca ap să fie vaporizată într-un timp mai scurt decât timpul de relaxare temică al țesutului. Aceasta înseamnă că există un minim pentru densitatea de putere (pragul de ablație) de la care se declanșează fenomenul de ablatie. Dacă densitatea de putere nu depășește pragul de ablație, căldura difuzează spre țesutul înconjurător, fără a produce ablația țesutului, în acest caz, apare distrugerea termică a țesutului învecinat, prin coagulare și carbonizare, datorită supraîncălzirii.
Modificarea țesuturilor poate fi dorită, ca în cazul opririi sângerării prin coagularea vaselor sangvine adiacente secționării cu laserul, dar poate fi și păgubitoare, atunci când radiația laser cauzează distrugerea țesutului sănătos învecinat Distrugerea termică a țesutului adiacent intervenției chirurgicale afectează timpul de vindecare. De aceea, s-au căutat condițiile de iradiere și tipurile de laseri care provoacă distrugeri minime. O cale de minimalizare a distrugerilor termice este confirmarea căldurii generate de laser în regiunea în care este depozitată, care corespunde aproximativ unei adâncimi egale cu lungimea de absorbție optică. Confinarea termică se obține prin utilizarea de impulsuri iaser a căror durată este mai mică decât timpul de relaxare termică corespunzător lungimii de absorbție optică. Carbonizarea mai poate fi evitată și prin realizarea ablației la densități de putere mai mari decât pragul de ablație. Deși pare un paradox, distrugerile termice minime survin la densități mari de putere. Dorința de a lucra Ia nivele coborâte de putere în scopul realizării unor intervenții precise și în condiții de siguranță poate produce exact rezultatul opus.
Pentru ablația țesuturilor, cei mai folosiți laseri din infraroșu sunt cei cu CO2. En:YAG și Ho:YAG. Laserul cu CO2 este cel mai răspândit, datorită simplității sale, costului relativ scăzut și posibilității de a funcționa în undă continuă sau în impulsuri la niveie mari de putere. Din nefericire, la lungimea de undă a laserului cu CO2 (9-11 m) nu sunt disponibile fibre optice fiabile și care să poată fi integrate cu ușurință în teatrul operator. Apariția comercială a laserului cu En:YAG, ce poate furniza o energie de I J pe impuls cu frecvența de repetiție a impulsurilor de până la 10 Hz, pe lungimea de undă de 2,94 m ce se suprapune pe vârful coeficientului de absorbție al apei, a generat un interes deosebit datorită potențialului său de instrument chirurgical de precizie. Distrugerea termică a țesutului de către laserul cu Er:YAG poate fi redusă la 10-30 n, depinzând de tipul de țesut. Și în cazul acestui laser, fibrele optice nu sunt dezvoltate până la nivel de produs comercial fiabil, dar cercetările progresează în ritm încurajator. Laserul cu holmiu:YAG, ce emite pe lungimea de undă de 2,1 m (aici există un alt vârf de absorbție al apei), a stârnit de asemenea un interes deosebit, ca o alternativă pentru laserul cu CO2 cu funcționare în undă continuă. Deși adâncimea de penetrare optică a laserului cu Ho:YAG este de 20 de ori mă mare decât cea a laserului cu CO2, și deci procesul de interacție nu este așa de selectiv, acest laser prezintă avantajul că radiația sa poate fi transmisă prin fibrele optice disponibile comercial. Laserul cu Ho:YAG poate funcționa fie în regim de impulsuri, fie în undă continuă și poate genera o putere medie de peste 10 W.
Laserii cu excimeri în impulsuri, ce emit pe câteva lungimi de undă din ultraviolet, cuprinse între 193 nm și 351 nm s-au impus ca instrumente chirurgicale în oftalmologie și cardiologie. A fost demonstrată o mare precizie la secționare și vaporizare cu ablația strat cu strat pe grosimi ce variază între 0,1 și l m pe impuls. Aceste proprietăți ale laserilor cu excimeri i-au recomandat rapid pentru chirurgia corneei. O abordare în corectarea refractivă chirurgicală implică ablația materialului din porțiunea centrală a corneei, pentru a modifica curbura sa. Curbura corneei poate fi mărită sau micșorată prin îndepărtarea a câtorva zeci de microni de material în cercuri concentrice, permițând corectarea miopiei (vederea de aproape) sau hipermetropiei (vederea la distantă). O corectare refractivă adecvată se poate obține prin îndepărtarea țesutului pe o adâncime de cel mult 30 m de la suprafața corneei.
În cardiologie, laserii cu excimeri, ca și laserii cu coloranți în impulsuri și cei cu argon în undă continuă sunt utilizați pentru ablația depunerilor de grăsime sau a plăcilor calcifiate care pot obtura arterele umane. Radiația laser este transmisă prin fibre optice, care sunt poziționate cu ajutorai unor endoscoape cu vizualizare prin fibre optice. Radiația laserului cu ArF (193 nm), care produce cea mai fină vaporizare a țesutului, nu poate fi utilizată în mod curent, deoarece fibrele optice din cuart nu pot transmite cantități semnificative de energie cu această lungime de undă. Se utilizează mai des laserul cu XeF cu lungimea de undă de 351 nm sau laserul cu XeCl cu lungimea de undă de 308 nm. Acest din urmă laser este mai solicitat, deoarece sistemele laser bazate pe excimeri cu clor au timpi de viată mai mari decât în cazul laserilor ce utilizează excimeri cu fluor. Deși lungimile de undă ale acestor laseri sunt transmise corespunzător prin fibre optice, totuși, la nivele mari de energie focalizată la intrarea în fibră se produce distrugerea suprafeței prin străpungere. Acest inconvenient poate fi înlăturat prin utilizarea laserilor cu excimeri cu impulsuri lungi (sute de ns), care reduc intensitățile laser la intrarea în fibră și în consecință micșorează și riscul de distrugere a fibrei.
O serie de proceduri chirurgicale se realizează în mediu lichid (de exemplu, în chirurgia ortopedică sau angioplastie). în acest caz, caracteristicile mediului de transmitere a radiației laser devin extrem de importante. Astfel, radiația laserului cu Ho:YAG, care se pretează folosirii în cazul țesuturilor nepigmentate, este absorbită de mediul lichid înainte de a ajunge la țesutul ce trebuie tratat. Procesele fizice ale interactiei laser-țesut sunt deosebit de complexe în acest caz, implicând absorbția de către mediul lichid, crearea bulelor de cavîtație și a undelor de șoc și răcirea țesutului de lichidul înconjurător.
Efectele fotomecanice însoțite de generarea de plasmă sunt folosite în prezent în oftalmologie și în fragmentarea caiculilor renali. Primul eveniment într-un astfel de proces este inițierea de către laser a străpungerii optice în mediu, de obicei un lichid. Plasma rezultantă absoarbe energia laser prin fenomenul de bremsstrahlung invers și se expandează. Plasma în expansiune emite o undă de stres și produce o bulă de cavitatie. Combinarea acestor procese cauzează o distrugere localizată, care poate n utilizată în chirurgie, în plus, datorită absorbției puternice a plasmei, radiația laser nu mai este transmisă dincolo de locui de străpungere, protejând țesuturile respective.
În oftalmologie efectul fotomecanic s-a mai numit și fotodistrugere. Cataracta este adesea tratată prin îndepărtarea cristalinului opacizat și implantarea unui cristalin din plastic. Această procedură chirurgicală cauzează adesea opacifierea membranei normal transparente din spatele cristalinului din plastic implantat. Chirurgul poate restaura un drum optic clar prin tăierea membranei cu un fascicul emis de laserul cu Nd:YAG în regim declanșat. Deoarece membrana -se găsește în imediata apropiere a cristalinului implantat, procedura de lecționare a membranei necesită un fascicul laser bine focalizat și poziționat cu precizie. Prin realizarea străpungerii dielectrice pe membrană, retina, care se găsește în spatele cristalinului, va fi protejată de impactul fasciculului laser. In momentul de față, străpungerea se realizează cu impulsuri laser cu durata de picosecunde sau chiar femtosecunde, pentru care energia de străpungere este foarte coborâtă, câțiva μJ. In acest fel, efectele mecanice ale străpungerii sunt confinate în volume extrem de rnici, ceea ce conduce la o chirurgie perfect localizată.
Laserii cu coloranți în impulsuri, cu durate de microsecunde, ce emit în albastru-verde energii de 50-100 mJ, ca și îaserii cu Nd:YAG și laserii cu alexandrit sunt folosiți pentru fragmentarea calculilor renali. Radiația laser este transmisă prin unul din canalele unui endoscop rigid; un al doilea canal conține un sistem de vizualizare, iar cel de-al treilea canal transportă o soluție salină pentru purjare. Litotriția laser (spargerea pietrelor) prezintă unele avantaje față de litotritia extracorporală cu unde de șoc acustice folosită în mod curent pentru calculii renali. Această tehnică clasică utilizează o descărcare electrică în impulsuri pentru a genera unde acustice focalizate într-un tub cu apă în care se găsește pacientul. Focarul undelor acustice se situează ia nivelul calculilor renali și după câteva impulsuri, pietrele sunt sfărâmate în fragmente cu dimensiuni suficient de mici pentru a putea fi eliminate. Litotriția laser face posibilă și fragmentarea pietrelor ce se găsesc în treimea inferioară a traiectului urinar, caz în care tehnica undelor de șoc nu este eficientă datorită ecranării acustice a oaselor peiviene. Procesul litotrițieî laser debutează cu inițierea unei plasme prin absorbția radiației laser la suprafața pietrei, urmată de absorbția restului energiei impulsului laser de către plasmă, în final, piatra este fragmentată fie prin undele de șoc, fie de fenomenul de cavitație ce rezultă în urma expansiunii plasmei.
Diagnosticarea cu laseri este un alt domeniu de succes al biofotonicii. Fluorescența indusă cu laserul este utilizată pentru a distinge între țesutul normai și cei tumoral. Este utilizată fluorescenta cromoforilor naturali sau a unor coloranți introduși clinic. Tehnicile dezvoltate recent, care utilizează laseri în impulsuri din ultraviolet, permit analiza temporală și proprietățile spectrale ale semnalului emis prin fluorescentă. Complexitatea țesutului viu ridică probleme formidabile în diagnosticare. De aceea este necesară cunoașterea cu precizie a propagării luminii în țesuturi și modelarea matematică, pornind de la teoria transferului radiativ, continuând cu ecuația difuziei și utilizând mai nou simularea Monte Carlo. Utilizând fluoresecența laser se poate distinge dacă se iradiază placa sau țesutul normal al arterei, calculul sau țesutul normal al ureteruîui prin diferențierea spec-trelor emise. Problema rămâne totuși complexă, deoarece semnalul de fluorescentă poate fi distorsionat de absorbția cromoforilor din vecinătatea țesutului studiat.
Tehnica laser cu impulsuri de femtosecunde poate fi utilizată și în telemetrie, pentru a măsura grosimea componentelor pielii sau a măsura adâncimea inciziilor efectuate cu laserul. In comee, de exemplu, această adâncime poate fi determinată cu o rezoluție de 15 m .
2.2. Tipuri de laseri utilizați în medicină
2.2.1. Laserul cu rubin
Laserul cu rubin este primul laser care emite în domeniul vizibil și a fost construit de către Theodore MAIMAN . Rubinul este un oxid de aluminiu (Al2O3–cunoscut și sub numele de safir) în care o mică parte din ionii de aluminiu este înlocuită cu ioni de crom. Nivelele energetice implicate în tranziția laser a rubinului sunt reprezentate în figura 2.1.
Este cunoscut faptul că laserul cu rubin este un laser care lucrează cu trei nivele energetice: nivelul 3 este format din două benzi energetice situate la 550 nm și 400 nm. Aceste benzi de absorbție sunt responsabile și de culoarea roz a rubinului. Radiația laser are lungimea de undă λ = 694, 3 nm (radiație de culoare roșie).
Fig. 2.1. Nivelele energetice pentru tranziția laser la rubin.
Pompajul se realizează optic de pe nivelul 1 pe nivelul 3 utilizând o lampă cu descărcare care înconjoară rubinul. Lampa de descărcare are un spectru de emisie, dar o fracțiune din fotonii emiși sunt absorbiți și se produce tranziția ionilor Cr3+ pe nivelul 3. Faptul că nivelul 3 este un nivel larg duce la mărirea eficienței procesului de absorbție. Au loc tranziții foarte rapide a ionilor de crom de pe nivelul 3 până pe nivelul 2 (într-un timp de ordinul picosecundelor) în timp ce timpul de viață a tranzițiilor spontane de pe nivelul 2 pe nivelul 1 este relativ lung (3 ms). În acest fel se realizează o inversiune de populație între nivelul 2 și 1. Amplificatorii rubin-laser comerciali sunt livrați sub formă de bare de rubin cu lungimi cuprinse între 5 și 20 cm având o valoare a câștigului de aproximativ 20 în mod puls. Eficiența unui astfel de laser (raportul dintre energia utilă a radiației laser și energia electrică consumată) este de aproximativ 0.1% iar energia utilă a radiației laser este de aproximativ 5 J.
În medicină laserul cu rubin este utilizat în mod comutare ca un laser cu pulsuri scurte pentru tratarea leziunilor pigmentate benigne ale epidermei sau dermei. De asemenea, acest laser este utilizat în medicina cosmetică pentru epilare. Laserul cu rubin are rezultatele cele mai bune pentru îındepărtarea părului roșcat deoarece radiația laser roșie emisă de către rubin este puternic absorbită de pigmentul din părul roșcat (bogat în melanină). Din acest motiv rădăcina (foliculul) părului se îıncălzește până la distrugere fără a afecta epiderma sau structurile celulare îınvecinate (acest proces se numesște fototermoliză).
2.2.2. Laserul cu semiconductori
Laserul cu semiconductori este astăzi cel mai cunoscut și utilizat tip de laser în diferite tipuri de aplicații (acești laseri sunt utilizați inclusiv la citirea CD-urilor, la imprimante, etc.). În medicină laserul cu semiconductor este utilizat încă în puține ramuri datorită faptului că laserul cu semiconductori este o realizare relativ recentă. În ultimii ani se încearcă înlocuirea laserilor așa-ziși ”clasici” pentru aplicațiile medicale cu laseri cu semiconductori datorită faptului că aceștia sunt portabili, mai compacți și mai ieftini. De exemplu, în urologie, se încearcă înlocuirea laserului Nd:YAG cu un laser cu semiconductori.
Mediul activ al laserului cu semiconductori este similar unei diode cu semiconductor și, din acest motiv, laserul cu semiconductor este denumit și diodă laser. Diodele laser sunt formate dintr-o joncțiune p-n cu o dopare puternică (concentrația impurităților de dopare este 3∙1023 – 2∙1024m-3). Principalele procese care intervin la emisia laser în astfel de sisteme sunt:
– emisia laser are loc la recombinarea electron-gol de pe nivelele energetice din banda de valență și banda de conducție;
– o cuantă absorbită în joncțiune duce la generarea unei perechi electron-gol, crescând astfel probabilitatea de recombinare.
Ca urmare a acestor procese poate avea loc o emisie stimulată de fotoni. Inversiunea de populație necesară pentru realizarea efectului laser se obține prin aplicarea unei tensiuni electrice directe pe joncțiune astfel încât prin scăderea barierei de potențial crește rata de obținere a perechilor electron-gol prin tranziții între cele două benzi energetice. Prezența impurităților contribuie și mai mult la realizarea inversiunii de populație. Deoarece în emisia laser emisia stimulată trebuie să fie principalul proces de emisie și absorbția trebuie să fie neglijabilă, tensiunea aplicată pe joncțiune trebuie să depășească o valoare prag dată de relația:
(2.1)
unde W este energia corespunzătoare benzii interzise și e este sarcina electrică elementară. Din punct de vedere tehnologic dioda laser este realizată, de exemplu, din cristale semiconductoare de GaAs și GaAlAs dopate cu impurități acceptoare de Zn și impurități donoare de Te (fig. 2.2).
Fig. 2.2. Dioda laser.
Faptul că laserii cu semiconductori sunt foarte compacți reprezintă un alt avantaj față de celelalte tipuri laseri. Acest lucru se datorează și unei cavități de rezonanță de dimensiuni micronice formată de cristalul semiconductor a cărei suprafețe sunt tăiate și polizate corespunzător radiațiilor laser emise precum și a modului de funcționare a laserului.
Laserii cu semiconductor emit în domeniu infraroșu sau în vizibil. Este de remarcat faptul că lungimea de undă a radiației laser emise de astfel de sisteme poate fi modificată prin ajustarea temperaturii la nivelul joncțiunii sau prin introducerea diodei într-un câmp magnetic a cărei intensitate poate fi modificată.
Laserii cu semiconductori pot lucra în regim continuu când se obțin puteri de ordinul 1µW = 10-6W până la câțiva W sau în regim declanșat la puteri mult mai mari de ordinul 1MW=106 W. Pentru creșterea puterii utile în regim continuu de funcționare se utilizează mai multe diode dispuse într-o matrice astfel încât se ajunge până la puteri utile de 100 W. Randamentul acestor laseri se apropie de 100% datorită faptului că aproape toată energia electrică consumată este utilizată la producerea efectului laser.
Diodele laser se utilizează foarte frecvent în sisteme mobile de laseri cu aplicații în oftalmologie pentru coagulări. De asemenea diodele laser pot fi folosite și în dermatologie pentru tratamente ale diverselor afecțiuni legate de pigmentarea pielii sau în cosmetică la îndepărtarea părului. De cele mai multe ori dioda laser tinde să înlocuiască sistemele bazate pe alte tipuri de laseri. De exemplu, în cardiologie se utilizează diode laser de mică putere pentru suturi la nivelul vaselor de sânge, operații care erau cândva apanajul laserilor cu CO2 și Ar.
2.2.3. Laserul Nd : YAG
Laserul Nd : YAG este unul din laserii cei mai utilizați nu numai în medicină dar și în alte aplicații. Laserul Nd:YAG este un laser care emite în infraroșu, care folosește ionii de Nd3+ sub formă de impurități introduse într-un cristal de YAG (tipic concentrația de Nd în granat este de 1, 3∙1026m-3). Acest tip de cristal este de culoare roz pal.
Laserul Nd:YAG este considerat un laser cu 4 nivele energetice corespunzătoare ionului Nd3+. Câștigul acestui laser este substanțial mai bun decât cel al laserului cu rubin datorită faptului că este un laser cu 4 nivele (Figura 2.3).
Fig. 2.3. Schema nivelelor energetice pentru Nd (s-au folosit notațiile spectroscopice)
Nivelul 1 are energia de 0, 2eV față de nivelul fundamental, o energie suficient de mare față de kBT = 0.026 eV la temperatura camerei, încât se poate considera că în condiții normale de temperatură acest nivel practic nu este populat. Pompajul se realizează pe nivelul 3 format din 3 benzi de absorbție largi de aproximativ 30nm centrate pe 810, 750, 585 și respectiv 525 nm. Timpul de viață a nivelului 3 față de nivelul 2 este foarte mic (τ32 ~ 100 ns) în comparație cu timpul de viață pentru tranziția spontană τsp ~ 1,2 ms. Timpul de viață a nivelului 1 este de aproximativ 30ns astfel încât se poate realiza inversiunea de populație între nivelul 1 și 2 între care are loc tranziția laser corespunzătoare (λ= 1, 064µm).
Pompajul laserului Nd : YAG se poate realiza fie optic direct pe nivelele de absorbție ca și în cazul laserului cu rubin fie, mai eficient, prin utilizarea unor laseri cu semiconductori. Randamentul laserului Nd : YAG este de aproximativ 2 – 3% fiind randamentul cel mai mare pentru laserii cu solid cu excepția laserilor cu semiconductori. Cavitatea rezonantă este asemănătoare celei utilizate în cazul laserului cu rubin.
Laserul cu Nd : YAG este un laser care funcționează în regim continuu și se obțin puteri de până la 50 – 100W5. De asemenea, laserul cu Nd : YAG poate funcționa și în mod blocat, ceea ce permite atingerea unui puls scurt > 20 ps cu un intervalul de timp între pulsuri de 1 – 3 ns.
Laserul Nd : YAG este un instrument folosit intens în chirurgie datorită faptului că prin efectele termice pe care le produce poate provoca vaporizarea și/sau tăierea diferitelor tipuri de țesuturi. Singura problemă care se ridică în calea utilizării pe scară largă a acestui tip de laser în chirurgie este costul ridicat al fibrelor optice și a sondelor utilizate pentru transmiterea radiației către țesut.
În ultimii ani s-au realizat o serie întreagă de laseri care utilizează cristalul YAG dar impurificarea se face cu ioni diferiți. Astfel: laserul Holmiu:YAG este un laser în infraroșu λ=2,1µm utilizat în artroscopie, pentru lithotripsie (distrugerea calculilor biliari sau renali) în cazul utilizării unor puteri mari sau în oftalmologie pentru sistemele mai puțin puternice. Laserul Erbiu:YAG emite tot în infraroșu λ=2,94µm are foarte multe aplicații în ortopedie sau în stomatologie (datorită tăieturilor extrem de precise ce se pot realiza în țesutul osos, acest laser este denumit și mai plastic ”fierăstrău și mașină de găurit” pentru oase). Laserul Er:YAG mai este utilizat și în dermatologie pentru reîntinerirea pielii.
2.2.4. Laserul cu excimer
Laserul cu excimer ocupă un loc deosebit în rândul laserilor din lume. Acest loc deosebit este dat de faptul că sunt laseri care emit în ultraviolet (lungimea de undă pentru ArF este λ = 193nm iar pentru KrF are valoarea λ = 248nm) și pentru că folosesc drept mediu activ molecule excimere. Aceste molecule sunt fluoruri de gaze nobile (exemplu KrF) care nu pot exista decât în stări electronice excitate deoarece starea fundamentală este o stare repulsivă (de aici și denumirea de excimer). Tranziția laser (v. fig. 2.4) are loc între nivelul excitat și nivelul fundamental, între care există o inversiune de populație naturală (nu există molecule în starea fundamentală). Halogenurile gazelor rare se formează rapid în stare ex- citată deoarece gazul nobil în stare excitată are aceeași afinitate pentru halogeni ca și metalele alcaline.
Figura 2.4 Tranzița laser la un laser cu excimer (KrF).
Laserul cu excimer lucrează în regim pulsat cu o energie maximă pe puls de aproximativ 500 mJ. Datorită faptului că radiația laserului cu excimer este în domeniul ultraviolet, principalele efecte asupra țesuturilor vii sunt efectele fotochimice și ablația laser prin fotodescompunere. Datorită acestor efecte laserul cu excimer se utilizează atât în microchirurgie (ideal pentru operații la nivelul ochiului sau în stomatologie) dar și în terapia fotodinamică sau în tratamentele dermatologice. Una din caracteristicile laserului cu excimer ca un instrument ideal în microchirurgie este că laserul cu excimer îndepărtează prin acțiunea direct asupra țesuturilor doar 0,25 microni din țesut pe puls, adică 1/200 din grosimea unui fir de păr.
2.2.5. Laserul cu colorant
Moleculele coloranților organici sunt molecule mari și foarte complexe. Ca orice moleculă complexă și molecula de colorant are stări energetice de vibrație și rotație atât în starea de singlet (S) cât și în starea de triplet (T) (v. fig. 2.5). Stările de singlet au un electron cu spinul antiparalel cu ceilalți electroni în timp ce în starea de triplet electronii au spinii orientați paralel.
Fig. 2.5 Nivele energetice si tranzița laser în cazul unui laser cu colorant
Tranzițiile laser au loc între diferite nivele energetice astfel încât laserul cu colorant este un laser acordabil (lungimea de undă a radiației fotonilor laser variază funcție de nivelele energetice între care are loc tranziția). De exemplu: laserul cu rodamină-6G este acordabil în mod continuu într-un domeniu de lungimi de undă cuprins între 560nm și 640nm. Pompajul la acest laser se realizează de obicei prin utilizarea radiației provenite de la un alt laser (de obicei cu Ar+). Laserul cu rodamină funcționează în regim continuu și are o putere maximă în fascicule de 100mW.
Laserul cu colorant este utilizat în medicină mai ales în tratamentele dermatologice și cosmetice în care, spre exemplu, se îndepărtează semne din naștere (așa numitele ”pete de vin”) cu un laser acordabil pe o lungime de undă de 585 nm.
2.2.6. Laserul cu CO2.
Laserul cu CO2 este unul din cei mai eficienți laseri care emit în infraroșu. Acest tip de laser lucrează în mod continuu și poate ajunge la o putere maximă în fascicul de 100W.
Fig. 2.6 Nivelele energetice de vibrație a moleculei de CO2 utilizate la tranzițiile laser.
În laserul cu CO2 (și în general în cazul laserilor a căror mediu activ este un gaz poliatomic: N2, CO, HCl etc.) tranzițiile laser au loc între diverse nivele energetice de vibrație (v. fig. 2.6) caracterizate de numerele cuantice de vibrație corespunzătoare notate aici (q1, q2, q3) corespunzătoare modului simetric și antisimetric de vibrație dar și unei mișcări de vibrație tip ”îndoire”. Inversiunea de populație este realizată prin ciocniri ale moleculei de CO2 cu moleculele excitate de (obținute într-o descărcare în atmosferă de azot).
În medicină, laserul cu CO2 este un dispozitiv care nu ar trebui să lipsească din orice sală de operații chirurgicale (indiferent de specialitatea medicală) fiind cunoscut prin efectele termice, de tăiere și de evaporare ceea ce permite și o cauterizare rapidă a zonei afectate. în chirurgia modernă laserul cu CO2 este perfect adaptat unei metode moderne: laparoscopia ceea ce permite obținerea unor rezultate maxime fără distrugeri prea mari a țesuturilor sănătoase învecinate.
2.2.7. Laserul cu Ar+
Laserul cu Ar+ este un laser care lucrează în mod continuu iar principalele tranziții laser corespund unor lungimi de undă de 514,5nm (verde) și respectiv 488nm (albastru). Fiind un laser cu emisie în domeniul vizibil al spectrului electromagnetic se pot utiliza cu succes fibrele optice pentru dirijarea fasciculului către zona de interes în diverse aplicații. Puterea maximă emisiei laser pe 514nm este de aproximativ 10 W. Ionizarea și pompajul se realizează într-o descărcare continuă în gaz la o presiune mică (1 – 10 torr). Un asemenea sistem are un randament scăzut de aproximativ 0,05%. Pentru a crește eficiența emisiei laser se aplică un câmp magnetic axial de 500 – 1000 Gs ceea ce duce implicit la creșterea densității de curent pe descărcare.
Laserul cu Ar este utilizat în primul rând în oftalmologie pentru fotocoagulare. În trecut a fost utilizat și în dermatologie la tratamentul leziunilor pielii în zonele puternic vascularizate pentru coagulare dar a fost înlocuit de laserii cu vapori de cupru sau de laserii cu colorant. în cele mai multe cazuri laserul cu Ar se utilizează ca laser de pompaj pentru laserii acordabili care utilizează coloranți.
2.2.8. Laserul cu He – Ne
Laserul cu He – Ne este unul din cele mai utilizate dispozitive nu numai în medicină dar și în multe alte aplicații (de exemplu: cititoare de coduri de bare în magazine universale sau, înainte de realizarea pe scară largă a laserului cu semiconductori, se utilizau și ca indicatoare luminoase) deoarece poate fi realizat în variante compacte și relativ ieftine.
Fig. 2.7. Schema nivelelor energetice și tranzițiile laser pentru laserul He – Ne.
Laserul He – Ne poate emite în vizibil λ0 = 632,8nm și în infraroșu λ0 = 3.39µm în mod continuu cu o putere de aproximativ 1mW. Pompajul în cazul laserilor cu He – Ne se realizează prin obținerea unei descărcări în He în care predomină procesele de ionizare:
He + e- → He+ + 2e- (2.2)
și de excitare:
He + e- → He* + e-. (2.3)
Atomul de Ne este adus în stare excitată prin ciocniri cu atomii de He*:
Ne + He* → Ne* + He (2.4)
Laserul cu He-Ne se utilizează în medicină în tratamentul diferitelor afecțiuni ORL datorită efectelor fotochimice pe care le induce și în tratamentul artritelor.
2.2.9. Laserul cu electroni liberi
Laserul cu electroni liberi, prescurtat FEL utilizează un câmp magnetic variabil produs de un ansamblu de magneți așezați periodic cu polarități alternante. Mediul activ este format dintr-un fascicul de electroni relativiști care se mișcă în acest câmp magnetic variabil. Acești electroni nu sunt legați în atomi (de aici și denumirea de laser cu electroni liberi) dar nici nu sunt electroni cu adevărat liberi deoarece mișcarea acestora este guvernată de câmpul magnetic variabil. Prin dirijarea mișcării în câmpul magnetic variabil electronii pot fi accelerați (în cazul acesta are loc echivalentul ”inversiunii de populație”) și apoi toți acești electroni sunt frânați puternic când are loc emisia stimulată.
Prin modul în care are loc emisia laser în cazul laserului cu electroni liberi (în funcție de energia fasciculului de electroni și de perioada câmpului magnetic) fotonii emiși pot avea lungimi de undă de la ultraviolet până la infraroșu îndepărtat. De exemplu: laserul cu electroni liberi de la Universitatea Paris emite în ultraviolet 200 nm, la Universitatea Stanford, California emite în vizibil și infraroșu λ0 = 500nm – 10µm. De regulă acest tip de laser lucrează în mod pulsat cu o energie de emisie laser pe puls de aproximativ 1 mJ.
Prin excelență laserul cu electroni liberi este utilizat în cercetare deoarece pentru realizarea acestuia este nevoie de obținerea unor fascicule de electroni relativiste cu o energie foarte bine controlată. Legat de aplicațiile în medicină, laserul cu electroni liberi a fost utilizat de exemplu la studiul ablației laser pe diferite materiale de interes medical. În lume sunt în derulare o serie întreagă de cercetări privind aplicațiile medicale ale laserului cu electroni liberi încât se propune înlocuirea altor tipuri de laser cu acest tip.
Marele avantaj al laserului cu electroni liberi constă în faptul că se poate controla foarte bine energia fasciculului laser, modul de aplicare a pulsurilor laser și nu în ultimul rând lungimea de undă a radiației laser.
2.3. Moduri de interacție
O clasificare sistematizată și simplificată a modurilor de interacție a radiației laser cu țesutul biologic ar putea fi următoarea:
− interacția electromecanică (pulsuri cu durata l0 ps ÷ l0 ns);
− interacția fotochimică (pulsuri cu durata l0 ns ÷ l00 μs sau undă continuă);
− interacția fototermică (expunere între l ms ÷ 10 s, undă continuă).
În interacția electromecanică, radiația cu fluxuri de aproximativ 100 J/cm2 este obținută de la laseri (de exemplu, Nd:YAG) timpii de expunere fiind extrem de scurți, atât în cazul pulsurilor “mode-loked” de 30 ps, cât și în cazul pulsurilor “Q switch”, de 10 ns. Procesul nu este menținut de absorbția liniară și, în consecință nu este termic. De fapt, când este focalizat pe o țintă, pulsul foarte ascuțit (aproximativ 1010 W/cm2 pentru pulsuri cu durata de câteva ns, respectiv 1013 W/cm2 pentru pulsuri cu durata de câteva ps) generează local câmpuri electrice foarte puternice (108÷109 V/m), comparabile cu câmpurile coulombiene atomice sau intramoleculare). Aceste câmpuri induc străpungeri dielectrice ale materialului țintă, având ca rezultat formarea unei microplasme, adică un volum ionizat cu o densitate mare de electroni liberi. Unda de șoc asociată cu expansiunea plasmei generează o ruptură mecanică localizată, în zona în care creșterea presiunii depășește rezistența materialului.
Elementul fizic cheie a modului electromecanic de interacție este masivă fotoproducție a electronilor liberi, fenomen cunoscut sub numele de străpungere în avalanșă, sau efect Bremstrahlung invers. Procesul microscopic se prezintă în detaliu ca o tranziție electronică în care un electron liber este prezent atât în starea inițială, cât și în cea finală. Un aspect particular important al acestui proces este acela că nu există nici o restricție în energia fotonului. De fapt, secțiunea eficace este mai mare pentru energii mici ale fotonului, ceea ce corespunde unei foarte mari eficiente a acestui efect Bremstrahlung invers. Fiecare electron absoarbe mai mulți fotoni, este accelerat, ciocnește mai mulți atomi sau molecule și le ionizează într-un proces în avalanșă, cu creștere exponențială, în câteva sute de ps, se creează o mare densitate de electroni liberi (tipic 1027 m−3) în volumul focal al fasciculului laser pulsant, numită străpungere a mediului dielectric indusă de radiația laser.
Condițiile necesare formării și menținerii plasmei impun ca pierderile (cum sunt cele prin difuzia datorată ciocnirilor inelastice ale electronilor liberi) să nu depășească efectul Bremstrahlung invers.
Interacția fotochimică se se poate obține folosind ținte selective din țesut −cromofori endogeni, cum sunt hemoglobina, melanina, etc. sau cromofori exogeni. Canalele fizice ale interacției fotochimice dintre radiația laser și țesutul biologic nu sunt pe deplin elucidate, dar se pot distinge totuși anumite categorii de reacții și anume:
− reacții în care moleculele de cromofori sunt implicate ca purtători de energie sau regulatori catalitici după ce au fost fotoactivate (excitate fotonic);
− reacții în care moleculele de cromofori sunt modificate și convertite în fotoproduși.
Dacă sunt introduși în țesut cromofori sensibili spectral la o anumită radiație, radiația respectivă poate declanșa in vivo reacții fotochimice selective, care, la rândul lor, pot induce transformări fotobiologice corespunzătoare.
Un cromofor capabil să determine fotoreacții induse în molecule care nu absorb în mod normal radiație în domeniul de lungimi de undă respectiv este numit fotosensibilizator. Ca urmare a excitației rezonante sub acțiunea unei radiații provenite de la o sursă monocromatică, fotosensibilizatorul suferă o serie de dezexcitări simultane sau secvențiale având drept rezultat reacții de transfer intramolecular, culminând cu eliberarea unor substanțe citotoxice foarte reactive care determină, de exemplu, oxidarea ireversibilă a unor componente celulare esențiale, ceea ce distruge țesuturile afectate.
Interacția fototermică se bazează pe conversia energiei electromagnetice în energie termică. Acest lucru este obținut prin focalizarea fasciculului laser la un diametru al spotului de ordinul a câțiva milimetri sau chiar micrometri, fapt posibil datorită coerenței spațiale a radiației laser, care asigură intensități mari, permițând încălzirea locală a țesutului țintă. Prin alegerea potrivită a lungimii de undă, se poate determina adâncimea de pătrundere a radiației.
Procesul are loc în două etape practic simultane:
− mai întâi, molecula țintă, M, absoarbe un foton de energie hν și trece într-o stare vibronică, M*;
− apoi, M* este ciocnită inelastic de către o particulă P din mediul înconjurător, energia cinetică a acesteia crescând cu o valoare egală cu cea a energiei eliberate de M*.
Astfel, din punct de vedere microscopic, creșterea temperaturii este dată de valoarea energiei eliberate de M* și primite de P.
2.4. Biostimularea țesutului viu prin radiație laser
Mult timp s-a crezut că radiația radiația laser de foarte mică putere (~1÷10 mW) nu poate produce nici un efect asupra organismelor vii, ca urmare tocmai a energiei foarte mici pe care aceasta o transportă, energie care deci nu poate determina ionizări și alte procese cu influență asupra fenomenelor biologice. Numeroase studii efectuate însă în ultimii ani au dus la concluzia că această idee este complet falsă.
Conceptul de “biostimulare” la interacția dintre o radiație laser în undă continuă și țesutul biologic, produsă la intensități mici și care nu se bazează nici pe o reacției fotochimică sau termochimică clasică, nici pe prezența cromoforilor absorbanți de lumină, a apărut cu mai mult de 30 de ani în urmă și rămâne un fapt încă destul de controversat și discutat.
Un punct de vedere care poate duce la lămurirea multor aspecte încă neelucidate ale acestei probleme este acela care pornește de la aserțiunea potrivit căreia viața este rezultatul unui proces de procesare a semnalelor.
Într-adevăr, considerând organismul viu expus la o iradiere continuă, de diferite origini (lumină, sunet, etc.), este evident că schimbările în parametrii mediului ambiant sunt transportate de către aceste radiații ca semnale, sau mai precis, ca tipar, model de semnale, care urmează a fi procesate într-un mod corespunzător (întrucât procesarea inadecvată înseamnă moarte, adică trecerea substanței vii într-o stare în care doar legile fizicii și chimiei se aplică, și nu cele ale homeostaziei. Cu alte cuvinte, procesarea semnalelor are drept rezultat stimularea și/sau inhibiția funcționării sistemului biologic, care este bazat pe ordine și autoreglare.
Oricum, materialul viu primește modele de semnale într-un spațiu fizic, astfel că, pentru a nu pierde nici o informație purtată de semnal, acesta are nevoie de metode de procesare a acestuia, în care timpul și frecvența joacă un rol simetric, adică variațiile de amplitudine (intensitate) și cele fază sunt procesate simultan.
Singura strategie de procesare a semnalului, după cum este cunoscut în prezent, este aceea care exploatează cele două concepte de bază ale procesării de semnal moderne: coerența și interferența și care se armonizează foarte bine cu principiul holografic.
Acest mod de abordare a lucrurilor poate conduce la o mai bună înțelegere a necesității existenței unui prag de stimulare, și la faptul că un semnal purtător monocromatic devine stimul numai dacă energia transportată de el depășește o anumită valoare, altfel sistemul viu comportându-se ca un sistem inert. Acceptând că viața este bazată pe o procesare de semnal corespunzătoare, următoarea întrebare la care trebuie dat un răspuns este și anume care sunt etapele principale în această procedură. Este aproape evident că prima etapă trebuie să fie absorbția semnalului de substanța vie, moment din care acesta se numește stimul.
În cazul radiației optice, dacă după absorbția acesteia, densitatea de ocupare a diferitelor stări vibraționale ca funcție de energia lor urmează binecunoscuta lege de distribuție Boltzmann, se vorbește de excitare termică (parametrul macroscopic al acestei distribuții este temperatura absolută T), contrar fotoexcitării, când o reacție are loc de obicei într-o stare electronică excitată a moleculei care absoarbe fotonul, sau la care energia a fost transferată pe o cale identificabilă, cum ar fi “ajutorul” dat moleculei de către o moleculă de cromofor.
Ultima etapă în procesarea semnalului este “răspunsul” la rezultatul procesării, care, din punct de vedere uman, este “efectul biologic observabil”. Prin comparație, în timp ce semnalele se propagă într-un ordinator într-un substrat esențialmente constant, propagarea stimulului depinde de mobilitatea funcțională a sistemului biologic, care se schimbă permanent în timp.
În stadiul actual al înțelegerii noastre, toate efectele biologice observate pot fi considerate ca având originea în schimbările potențialului de membrană, produse ca urmare a modificării permeabilității membranei celulare.
2.5. Efectele radiației laser
2.5.1. Efecte fotochimice
În efectele fotochimice ale interacțiunii radiației laser cu țesuturile, undele electromagnetice induc reacții chimice între moleculele conținute sau introduse în țesut obținându-se produși de reacție ce pot determina diferite alte procese biologice.
În aplicațiile medicale interacțiunile fotochimice joacă un rol important în:
foto-biostimulare: stimularea anumitor procese metabolice prin acțiunea radiației optice (ex: vindecarea rănilor și îndepărtarea durerilor sau stimularea microcirculației);
terapia fotodinamică: prin realizarea disocierii fotoinduse a unor biomolecule (ex: tratamentul cancerului);
izomerizarea fotoindusă (ex: degradarea bilirubinei);
producerea fotoindusă de sarcini electrice (ex: polarizarea membranelor în cazul acțiunii luminii asupra retinei);
sinteza fotoindusă: sintetizarea de molecule organice ca în cazul fotosintezei;
modificări induse de laser prin fluorescența biomoleculelor.
Interacțiunile fotochimice se desfășoară în condițiile în care densitatea de putere pentru radiația incidentă este mică (tipic 1W/cm2) și timpi lungi de interacțiune de la câteva secunde până la interacțiuni cvasi-continue. Datorită timpului lung necesar pentru interacțiunile fotochimice, densitatea de putere trebuie calculată cu multă grijă pentru că distribuția radiației în interiorul țesutului este determinat ă de împrăștierea radiației. în marea majoritate a cazurilor se folosesc laseri cu lungimi de undă situate în domeniu vizibil (laseri cu colorant, He – Ne, cu semiconductori, etc.) datorită eficienței mari a acestora și a capacității lor de a pătrunde adânc în structurile țesuturilor iradiate.
În terapia fotodinamică în țesut sunt injectate molecule fotosensibile (numite cromofori) capabile de a determina reacții fotochimice la alte molecule care în mod normal sunt inerte la acțiunea radiației. Procesul de mai sus se numește fotosensibilizare.
Printre produșii de reacție obținuți se pot regăsi și unii produși cito-toxici care pot determina oxidări ireversibile ale structurilor esențiale ale celulei. Din această cauză tratamentul fotochimic trebuie să utilizeze un cromofor receptor cu rol de catalizator care nu participă direct la reacțiile induse (mărește doar viteza de reacție și în final se regăsește în țesut și este eliminat pe cale naturală).
Marea majoritate a moleculelor fotosensibile (cromofore) fac parte din grupa coloranților organici (de exemplu: derivați de porfirină HPD figura 2.8).
Fig. 2.8. Diagrama energetică pentru HPD și molecula de oxigen.
Aceste molecule sunt caracterizate de stări singlet (pentru care momentul total de spin
a electronilor s = 0) și de triplet (s = 1). Mai mult, fiecare stare electronică este împărțită în benzi de vibrație. Această structură a moleculelor fotosensibile permit o serie de reacții fotochimice prezentate în tabelul 2.1.
Tabel 2.1: Posibile canale de reacție sub acțiunea radiației laser.
Procesele de dezexcitări radiative ale stărilor de singlet și triplet sunt numite fluorescență și respectiv fosforescență. Fluorescența este caracterizată de un timp de viață de ordinul nanosecundelor în timp ce fosforescența are un timp de viață care poate atinge milisecunde sau chiar secunde.
Reacțiile de tip I sunt reacții în care starea de triplet a moleculei interacționează cu o moleculă țintă, alta decât oxigenul, având drept produși de reacție radicali neutri sau ionizați. Reacțiile de tip I cu oxigenul pot conduce la obținerea apei prin oxidarea hidrogenului. În reacțiile de tip II moleculele aflate în stări de triplet interacționează cu oxigenul aflat și el în starea de triplet iar energia de excitare este transferată acestuia din urmă obținându-se o stare excitată a moleculei de oxigen singlet. Molecula de oxigen singlet excitată este foarte reactivă și poate conduce la oxidarea celulară și necroză. Pentru a împiedica aceste procese pentru celulele sănătoase se introduce în țesutul respectiv caroten cu rol de a transforma oxigenul singlet toxic în oxigen triplet inert. în funcție de concentrația de oxigen triplet și a moleculelor țintă sunt favorizate una sau alta din căile de reacție prezentate.
2.5.2. Efecte fototermice
Efectele fototermice se bazează pe conversia energiei electromagnetice a laserilor în energie termică și sunt utilizate în terapie sau chirurgie .
Spre deosebire de efectele fotochimice, în care excitația rezultantă în urma absorbției unui foton este transferată oxigenului (terapia fotodinamică) sau altor reacții chimice, efectele fototermice se bazează pe efectul de încălzire a țesutului datorită relaxării neradiative a excitației laser.
Fig.2.9. Utilizarea excitației laser.
Când un cromofor din țesut absoarbe un foton, o parte din energia de excitație se relaxează neradiativ și conduce la creșterea temperaturii în cromofor și apoi în mediul înconjurător. Efectele fototermice se obțin prin focalizarea fasciculului laser în spoturi cu dimensiuni de câțiva µm sau mm. Această colimare este posibilă datorită coerenței spațiale a laserilor, care asigură densități mari de energie și încălzirea țesuturilor, rezultând distrugerea termică, îndepărtarea țesutului sau controlul sângerării.
Alegerea lungimii de undă și a țesutului determină adâncimea de penetrare, putându-se alege între îndepărtarea țesutului și hemostază. La nivel microscopic, procesele fototermice au originea în absorbția în volum ce are loc în benzile de vibrație-rotație moleculare sau în sistemul de nivele vibraționale ale celei mai coborâte stări electronice, urmată de termalizarea rapidă prin dezexcitare neradiativă.
Interacția cu molecula țintă A are loc în două trepte:
– în primul rând, absorbția unui foton cu energia h v determină tranziția de pe starea A pe starea excitată vibrațional A* (fig. 2.9.);
– în al doilea rând, are loc o ciocnire inelastică cu partenerul M aparținând mediului respectiv. Prin ciocnirea cu A*, M își mărește energia sa cinetică, preluând energia internă eliberată de A. Originea microscopică a creșterii temperaturii rezultă din cantitatea de energie eliberată de M.
Eficiența transferului de excitație în energie termică este determinată de doi factori:
a) probabilitatea destul de ridicată de dezexcitare a stării excitate A;
b) numărul extrem de mare de stări vibraționale disponibile la cele mai multe biomolecule.
În consecință canalele existente pentru dezexcitare și conversia termică sunt numeroase, procesul dovedindu-se extrem de eficient cu condiția ca duratele impulsurilor laser să fie selectate corespunzător.
Spre deosebire de alte procese fotobiologice cu laser în care energia fotonului se alege pentru a accesa un canal de reacție specific, efectele biologice de încălzire sunt în primul rând nespecifice. Proprietățile de absorbție și împrăștiere ale mediului pot influența alegerea lungimii de undă și deci a adâncimii de penetrare, dar efectele de încălzire caracteristice sunt controlate în principal de absorbția țintei moleculare, adică apa, pigmenta sau alte macromolecule, precum acizii nucleici și substanțele aromatice.
Efectele fototerrnice asupra țesuturilor se manifestă prin trei categorii de aplicații:
hipertermia, în care afectarea lentă și la temperatură coborâtă a țesutului cauzează distragerea structurilor labile, ca de exemplu proteinele enzimatice și conduce la disfuncții celulare, eventual la necroza țesutului,
b) coagularea țesuturilor la temperaturi mai ridicate cauzează nu numai agregarea proteinelor labile, dar și distruge molecule structurate ca hemoglobina și colagenul, determinând modificări evidente imediate în țesut;
c) îndepărtarea țesuturilor prin ablație implică evaporarea rapidă și vaporizarea explozivă.
Utilizarea iradiantelor laser sub pragul de ablație poate produce distrugerea termică a țesutului, astfel că aplicațiile clinice încearcă să beneficieze de distrugerile dorite și să minimalizeze distrugerile nedorite. Distrugerea fototermică se poate obține prin localizarea transmiterii energiei laser, utilizând fascicule înguste sau fibre optice și prin localizarea absorbției prin folosirea unei lungimi de undă care este absorbită preferențial de o anumită structură din țesut față de țesutul înconjurător. De exemplu, hipertermia indusă de laser prin fibră optică produce o leziune extrem de localizată în ficat, creând o zonă de necroză cu diametrul de l cm. Această tehnică se mai numește terapie termică interstițială, în care extinderea necrozei este controlată de timpul de expunere, iar fibra optica este ghidată în țesutul patologic prin rezonanță magnetică nucleară (RMN) sau alte metode moderne de imagistică. De asemenea, absorbția selectivă a radiației laser pulsate cu lungimea de undă de 577 nm permite tratamentul cu succes al unor leziuni vasculare prin distrugerea termică selectivă a vaselor proliferate anormal, minimalizând în același timp efectele termice nedorite în derma înconjurătoare.
Coagularea și necroza implică denaturarea ireversibilă a unor structuri și molecule critice din țesut. Distrugerea țesutului observată imediat după coagulare poate să nu corespundă cu mărimea necrozei ce se dezvoltă la pacient cu o întârziere de câteva zile. Alegerea parametrilor termodinamici pentru coagulare și evitarea necrozei este deosebit de critică în cazul diverselor țesuturi. Mărimea distrugerii termice poate fi controlată cu ajutorul sistemului de manipulare a fasciculului laser. Fasciculele focalizate produc distrugeri termice localizate, în timp ce iradierea cu fascicule laser expandate sau cu fibre optice multiple poate extinde zona de distrugere termică.
Mecanismul de ablație este deosebit de complex, implicând distribuția optică a energiei laser în țesut care conduce la încălzire, efectul de lentilă termică care afectează depozitarea în țesut a energiei laser, difuzia termică a căldurii, răcirea și deshidratarea la suprafața țesutului datorită evaporării rapide a apei (când interfața este aerul), modificări ale proprietăților optice ale țesutului (absorbția și împrăștierea), adâncirea progresivă a craterului de ablație, eliberarea vaporilor de apă și a produselor de ablație, volatilizarea țesutului uscat și vaporizarea explozivă. Ponderea evaporării rapide la suprafață și a vaporizării explozive sub suprafața țesutului depinde de condițiile termodinamice locale. Ablația se poate obține și în cazul țesuturilor normal neabsorbante, prin aplicarea unor impulsuri laser foarte scurte (ps), care realizează iradiante extrem de mari ce conduc la procese de absorbție neliniare.
Tehnicile de măsurare a temperaturii în țesuturi includ termistoarele, termocuploarele, înregistrarea fluorescenței cu fibre optice implantate în țesut, detectori de infraroșu și camere termice pentru măsurarea temperaturii la suprafața țesutului și utilizarea probelor histologice pentru determinarea distrugerilor termice. Tehnica probelor histologice înregistrează rezultatul final al distrugerii țesutului, măsurând efectul evoluției termice integrate și nu temperatura.
Odată ce radiația laser este absorbită și convertită în căldură, tipul de distrugere termică este determinat de evoluția termică în timp, depinzând de temperatura țesutului, timpul cât țesutul rămâne la o anumită temperatură, frecvența cu care au loc expunerile laser, cantitatea de căldură din țesut la încetarea impulsului laser și de răcirea care are loc în intervalul dintre impulsuri.
2.5.3. Efecte fotoablative
În cazul ablației laser se măsoară cantitatea de țesut îndepărtată (grame) sau adâncimea craterului produs în țesut (µm) pe impuls laser, în funcție de parametrii laserului (lungime de undă, energia impulsului, durata impulsului, frecvența de repetiție a impulsurilor, mărimea spotului).
Sunt utilizate mai multe tehnici: înregistrarea numărului de impulsuri necesare pentru penetrarea unui țesut de o anumită grosime, înregistrarea oravimetrică a masei unui eșantion de țesut în timpul iradierii prin experiențe de pierdere de masă, microscopia în lumină, care poate măsura adâncimea craterului de ablație într-o secțiune de țesut sau perpendicular pe țesut. Aceste tehnici determină pe de o parte gradul în care procesul de ablație este controlat, iar pe de altă parte viteza de îndepărtare a țesutului. Controlul este important în cazul microdisecțiilor, iar viteza de îndepărtare a țesutului este importantă pentru eficiența procesului de ablație.
Laserii cu excimeri deveniți disponibili în anii 1970 reprezintă o sursă simplă și convenabilă de radiație în regiunea UV a spectrului. Studiile de interacție a radiației laser în UV cu materia organică solidă, ca de exemplu polimerii sintetici și cu țesutul biologic au condus la descoperirea în 1982 a fenomenului de fotodescompunere ablativă, care determină ruperea de către fotoni a legăturilor chimice din solidul organic și expulzarea fragmentelor la viteze supersonice. Rezultatul este un crater de ablație cu o geometrie care este determinată de fasciculul laser.
Utilizarea laserilor cu excimeri la iradierea țesuturilor biologice definește o nouă clasă de interacții laser-țesut, legată de ruperea directă a legăturilor chimice în moleculele organice. Energia mare a fotonilor emiși de laserii cu excimeri, împreună cu durata scurtă a impulsurilor laser (l0-100ns) sunt responsabile pentru minimizarea distrugerilor termice în materialele ablate. Procesul decurge atât de rapid încât conducția termică nu joacă aproape nici un rol. Un beneficiu suplimentar provine din faptul că țesutul organic este un absorbant puternic pentru radiația UV și regiunea de interacție poate fi controlată cu mare precizie.
Principalele avantaje ale folosirii radiației laser în UV față de radiația laser din vizibil sau infraroșu constă în precizia (200 nm) cu care poate fi controlată adâncimea craterului de ablație și lipsa distrugerilor termice în substrat, până la nivel microscopic. Din cauza absenței aparente a efectelor termice, acest proces a fost numit „ablație laser rece".
Termenul „fotoablație'' nu este bine definit. Acesta implică ablația cauzată de fotoni, dar nu furnizează și alte detalii. Fotoablația este un mecanism de interacție de sine stătător și care se distinge de procesele fotochimice sau termice descrise anterior. Datorită disocierii moleculelor pe durata fotoablației, o tranziție chimică este implicață, ceea ce ar putea conduce la utilizarea neadecvată a termenului „ablație fotochimică". Respectând evoluția istorică, termenul ,,fotochimic" trebuie rezervat interacțiilor cu fotosensibilizatori, la durate lungi ale impulsurilor laser.
Efectele fotoablative intervin când fotonii din ultraviolet de energie produși de laserii cu excimeri, sunt absorbiți la suprafața unui substrat organic. Deoarece radiația UV este intens absorbită de cele mai multe molecule biologice, adâncimile de penetrare optică sunt de numai câțiva µm. Această combinație de absorbție și energie mare a fotonilor individuali rezultă în transferul direct al energiei spre legăturile ce mențin integritatea moleculei. Când energia UV incidentă depășește energia de legătură moleculară (pragul de ablație), substratul va suferi sciziuni aleatoare a legăturilor și va fi redus la fragmente moleculare sau atomice constituente.
Efectele fotoablative sunt caracteristice pentru laserii cu excimeri ArF, KrF, XeCl, XeF, ale căror lungimi de undă sunt 193, 248, 308 și respectiv 351 nm. Energia fotonilor la aceste lungimi de undă sunt 6,42 eV, 5 eV, 4,02 eV și respectiv 3,53 eV.
Eficiența procesului de fotoablație de a produce secționări extrem de precise, cu margini foarte netede, a determinat extinderea aplicațiilor medicale bazate pe efecte fotoablative, la care efectele termice sunt nedorite, în special în chirurgia oftalmică și în angioplastia laser. Cercetările experimentale în aceste domenii au permis evidențierea următoarelor concluzii:
a) efectele fotoablative depind de energie și prezintă praguri de ablație diferite pentru lungimile de undă ale laserilor cu excimeri;
b) multe aplicații necesită un sistem adecvat cu fibre optice, pentru transmiterea locală a radiației UV de putere mare.
Corneea are un coeficient de absorbție extrem de mare la 193 nm, iar fotonii cu această lungime de undă au o energie (6,42 eV) mai mare decât majoritatea energiilor de legătură ce interconectează moleculele de proteine din țesuturi. Când concentrația fotonilor sau densitatea de energie depășește o valoare critică (pragul de ablație), legăturile rupte nu se mai recombină și materialul se descompune. Ruperea legăturilor intramoleculare determină producerea unui volum mare ce conține fragmente de proteine.
2.5.2. Efecte fotomecanice
Îndepărtarea țesutului prin efecte fotomecanice necesită distragerea integrității țesutului, care se poate realiza prin câteva procese.
De exemplu, iradierea laser cauzează expansiunea termică rapidă a țesutului (efectul termoelastic), care poate produce stres mecanic. De asemenea, absorbția energiei laser poate produce o schimbare de fază a elementelor celulare sau extracelulare ale țesutului sau în apa din țesuturi.
Interacțiile fotomecanice produc unde de stres, care se propagă în țesut cu viteza de aproximativ 1500 m/s în țesuturile moi sau chiar mai rapid în cazul undelor de șoc. Durata impulsului laser, este mai scurtă decât timpul necesar pentru propagarea undei de stres în afara volumului de țesut iradiat. Aceste unde de stres pot contribui la mecanismul de ablație și pot distruge țesutul înconjurător.
Efectele fotomecanice prin intermediul plasmei intervin în cazul impulsurilor foarte scurte (mai mici de l ns) și a iradiantelor foarte mari.
Mecanismele de generare a undelor sonore prin interacția radiației laser cu țesutul sunt diverse și joacă un rol dominant în efectele fotomecanice.
Există șase mecanisme importante de interacție, care sunt responsabile pentru generarea undelor acustice:
1) Efectul termoelastic se bazează pe încălzirea tranzitorie a unui volum restrâns prin absorbția energiei laser. Gradienții de temperatură induși produc o tensionare în corp ca rezultat al expansiunii termice. Aceasta cauzează o undă acustică intensă, care se propagă înafara zonei încălzite. Procesul termoelastic domină generarea undelor sonore în materia absorbantă la energii laser sub pragul de vaporizare.
2) Vaporizarea explozivă în cazul lichidelor sau ablația materialelor sunt responsabile pentru generarea undelor acustice, dacă densitatea de energie în volumul absorbant al eșantionului depășește un anumit prag, determinat de proprietățile termice ale mediului. Ejecția materialului de la suprafață implică un stres ablativ, care se propagă în masa țesutului ca un semnal acustic tranzitoriu.
3) Formarea și colapsul unei bule tranzitorii generată ca răspuns la iradierea într-un lichid sau un solid sunt însoțite de impulsuri de presiune, care sunt responsabile pentru ablația laser a țesutului. Ablația laser în impulsuri are o precizie ridicată și distrugere minimă a țesuturilor adiacente.
4) Străpungerea dielectrică intervine numai la iradiante laser peste ~ (109-1010) W, care pot fi realizate în mod curent cu impulsuri laser focalizate. Străpungerea dielectrică este cel mai eficient proces de conversie a energiei laser în energie acustică. Eficiența: conversie poate ajunge până la 30 % în lichide.
5) Electrostricțiunea este prezentă întotdeauna datorită polarizării electrice a moleculelor în țesut, care determină mișcarea lor în sau înafara regiunilor cu iradiantă LASER mai mare în funcție de polarizare (pozitivă sau negativă). Aceste mișcări produc un gradient de densitate și o undă acustică similară cu cea generată de procesul termoelastic. Electrostricțiunea ca mecanism de generare a undelor sonore este importantă numai în medii foarte slab absorbante, unde ea poate limita sensibilitatea detecției fotoacustice.
6) În comparație cu celelalte mecanisme de generare a undelor sonore, presiunea radiației este neglijabilă în cazul absorbției totale a radiației laser la suprafața eșantionului, amplitudinea presiunii radiației este dată de raportul între iradiantă și viteza lurninii în vid. Pentru o iradiantă de 106 W/cm2, se obține o presiune a radiației de 0,3 rnbar, față de câțiva bari în cazul generării termoelastice a undelor sonore sau sute de bari în cazul cavitației induse cu laserul, în condiții experimentale identice.
Motivarea studierii efectelor fotomecanice constă în determinarea parametrilor laser de iradiere (lungimea de undă, durata impulsului, frecvența de repetiție a impulsurilor și expunerea radiantă) care asigură o precizie maximă în îndepărtarea țesutului, cu distrugeri termice și mecanice minime ale țesutului ce înconjoară craterul de ablație.
Îndepărtarea precisă a țesutului la nivelul unei singure celule este de mare importanță pentru producerile laser din oftalmologie, microchirurgia creierului sau microchirurgia celulelor. Înțelegerea mecanismului de ablație pentru țesuturile biologice moi iradiate în condiții de confinare a stresului va ajuta la optimizarea parametrilor de iradiere pentru alte aplicații medicale ale laserilor, unde precizia de îndepărtare a țesutului are o importanță majoră.
2.5.3. Efectul bactericid al radiației laser
Deși investigațiile timpurii au arătat modificarea dezvoltării bacteriilor după iradierea laser, totuși efectului bactericid al radiației laser nu i s-a acordat o atenție deosebită. S-a gasit că iradierea cu laserul He-Ne a bacteriilor S. aureus și P. aeroginosa cu o putere de 50 μW nu are nici un efect, dar dacă puterea laser este mărită la 6-40 mW, unele bacterii devin sensibile la radiație. Un număr mare de bacterii sunt omorâte cu expuneri similare, când iradierea se face în prezența unor coloranți ca toluenul albastru sau a unor compuși din clasa fenilmetanului.
Zakariasen et al. (1986) au raportat ca laserul cu CO2 poate omorî Streptococcus sanguis, Streptococcus mutans sau Actinomyces viscosus. Densitatea de energie necesară pentru a omorî mai mult de 99,5 % din bacterii a fost mai mică de 200 J/cm2.
S-a observat efect bactericid și în cazul laserului cu Nd:YAG. Bacteriile Pseudomonas aeruginosa, Staphylococcus aureus și Escherichia coli au prezentat o viabilitate scăzută când au fost expuse la densități de energie mai mari de 1667 J/cm2, după o expunere de 10 s. Densitatea de energie poate fi coborâtă semnificativ dacă în soluție se adaugă un colorant negru (Ragot-Roy si Séverin 1996).
Keates et al. (1988) au pus în evidenta faptul că laserul cu excimer cu ArF distruge viabilitatea unei singure colonii de Staphylococcus aureus la o densitate de energie medie de 315 mJ/cm2 pe impuls, frecvența de repetiție a impulsurilor de 10 Hz și timpul de iradiere de 64 s (densitatea de energie totală de 202 J/cm2).
Un efect bactericid puternic s-a observat și în cazul laserului cu Er:YAG, chiar la un nivel coborât de energie. Rata de supraviețuire a bacteriilor P.gingivalis și A. Actinomycetemcomitans a scăzut semnificativ după iradierea laser cu expuneri radiante de 7-10 J/cm2. Densitatea minimă de energie letală este 0,3-0,4 J/cm2.
Mecanismele efectelor bactericide sunt variate și depind de lungimea de undă a laserilor. În cazul laserului cu He-Ne, bacteriile sunt omorâte în combinație cu compuși fotosensibilizatori adecvați. Fotosensibilizatorii absorb radiația laserului cu He-Ne și determină efectul bactericid prin intermediul unui mecanism fotochimic.
Spre deosebire de laserul cu He-Ne, laserul cu ArF produce ruperea legăturilor moleculare. Dacă o bacterie ce conține multă apă este expusă radiației laserului cu Er:YAG, atunci radiația este absorbită în principal de apa din celulă și evaporarea apei provoacă distrugerea celulei.
Un alt mecanism poate fi creșterea bruscă a temperaturii la valori mari, astfel că șocul termic poate omorî bacteriile în mod instantaneu. Acest mecanism depinde de cromoforii existenți în bacterii.
Este dificil să se compare rezultatele diferitelor studii privind efectul bactericid al radiației laser, deoarece metodele experimentale și condițiile de iradiere diferă semnificativ. Totuși, examinând global aceste rezultate, se observă că radiația laser are efect bactericid la un anumit prag de energie.
Așadar, procedurile laser, în afara efectului principal (de ablație, de coagulare, de terapie etc) joacă și rol antiseptic.
Capitolul III
Aplicații în medicină
3.1. Aplicații în oftalmologie
Primele aplicații ale laserilor s-au realizat în oftalmologie. Chiar și astăzi, majoritatea laserilor medicali vânduți sunt destinați acestui domeniu. Fotocoagularea este cea mai veche procedură terapeutică cu laser și rămâne cea mai larg aplicată tehnică în oftalmologie. Există numeroase aplicații oculare, care au schimbat dramatic tratamentul multor boli, începând cu retinopatia diabetică și terminând cu glaucomul. Fotodistrugerea introdusă la începutul anilor 1980 a fost utilizată mai întâi pentru tratarea neinvaziva a cataractelor secundare, dar ulterior și-a găsit și alte aplicații.
Dintre tehnologiile laser utilizate în medicină, un interes deosebit de mare în public la trezit ablația cu laser a corneei (r – LASIK,), în vederea corectării defectelor de vedere. Deși laserii cu excimer se folosesc pe scară largă în această aplicație, în prezent se testează noi sisteme laser, care pot deveni o nouă generație de laseri oftalmologici (impulsuri ultrascurte, armonicele laserilor cu mediu activ solid, generarea radiației laser prin procese neliniare, laserul cu Er:YAG).
Dintre laserii existenți adecvați pentru chirurgia refractivă a corneei menționăm laserii din UV cu excimeri (193, 248 nm) și armonicele laserului cu Nd:YAG (213, 266 nm); laserul din IR mijlociu cu Ho:YAG (2,1 µm), Er:YAG (2,94 µm), HF (2,58 µm) și radiația laser generată prin oscilație parametrică optică (OPO) cu laser acordabil cu mediu activ solid (1,5-3,2 µm). Zonele de distrugere produse cu acești laseri se întind între 0,2 µm (în UV la 193 și 213 nm), până la 20 pm cu laserii dm IR apropiat (Ho-YAG, Er-YAG și HF funcționând în regimul de oscilație liberă, cu impulsuri lungi). O rată tipică de ablație de 0,3 µm pe impuls poate fi obținută cu un laser din UV, în timp ce laserii din IR apropiat asigură o rată de ablatie mult mai mare, de 10-20 um pe impuls.
Astfel, corectarea precisă a corneei se poate realiza mult mai ușor cu laserii din UV. De exemplu, pentru o incertitudine a adâncimii de ablație cu laseri din UV de 5 %, rezultă că o corecție de 5 dioptrii a unei zone optice cu diametrul de 5 mm (o grosime de ablație la centru de 41,4 µm) poate fi obținută cu o eroare de 0,24 dioptrii sau o eroare a grosimii de ablație la centrul corneei de 2 µm). Pentru laserii din IR apropiat, eroarea este de 2 dioptrii sau chiar mai mare.
Rezultă că, alături de laserul cu argon care s-a impus în fotocoagulare, laserii din UV îndepărtat (193 nm, 213 nm) stau la baza celor mai eficiente, precise și predictibile metode pentru sculptura corneei pe zone întinse.
În chirurgia ochiului se folosesc laserii cu mediu activ rubin și argon. Laserul cu rubin folosit are funcționare în impulsuri de micro-secunde și un diametru al imaginii pe retină de 100-500 µm. Absorbția radiației laser în epiteliul retinal pigmentat și în coroida ochiului are loc în domeniul 500-700 nm. În diabetul ochiului, pentru a se evita absorbția mare în vasele de sânge, radiația este reflectată. Absorbția radiației laserului cu argon în vasele de sânge este de aproximativ șapte ori mai mare decât cea a radiației laserului cu rubin. De aceea radiația laserului cu Ar coagulează și astupă mai ușor vasele de sânge și afectează vasele la adâncimi de 30-50µm. Diametrul spotului retinal pentru laserul cu Ar este de 50,100 și 200µm. Transmisia radiației laser la ochi se face prin piese optice (oglinzi, lentile) sau fibre optice, iar fotocoagularea laser se face cu un oftalmoscop, direct sau indirect. Laserul cu rubin este folosit de obicei pentru rupturi și extirpări postretinale, iar cel cu argon pentru dereglări vasculare ale ochiului.
Laserul cu CO2 poate fi folosit pentru a efectua găuri pe lentilele de contact, cu avantajul de a nu mai fi necesară șlefuirea ca în cazul găuririi mecanice.
3.2. Aplicații în neurochirurgie
Neurochirurgia se ocupă de boli ale sistemului nervos central, adică creierul și măduva spinală. Chirurgia tumorilor din creier este dificilă, deoarece sunt necesare intervenții extrem de localizate datorită structurii complicate și fragilității creierului. Mai mult. accesul la tumoare este de multe ori dificil, centrii vitali importanți putând fi situați îm imediata apropiere a tumorii.
Tumorile cerebrale se tratează de obicei prin rezecție neurochirurgicală sau prin radioterapie. Deși dezvoltarea metodelor microchirurgicale a condus la o îmbunătățire considerabilă a neurochirurgiei, încă multe operații ale tumorilor cerebrale determină traumatisme severe ale structurilor înconjurătoare, cu efecte colaterale ireversibile (paralizie, defecte optice și acustice, handicapuri fizice sau mentale). Tumorile localizate în profunzime pot fi îndepărtate adesea numai parțial sau chiar nu pot fi accesibile. De asemenea, radioterapia poate conduce la efecte colaterale nedorite.
Aplicarea laserilor în neurochirurgie s-a impus mai lent față de alte specialități medicale, deoarece primele experiențe s-au dovedit ineficiente. Abia la sfârșitul anilor 1970 s-a trezit interesul pentru folosirea laserilor cu CO2 și Nd.YAG de putere medie. Principalele avantaje ale laserilor în neurochirurgie sunt legate de faptul că laserul poate secționa, vaporiza și coagula țesutul fără contact mecanic. Aceasta are o mare importanță când se lucrează cu țesuturi foarte sensibile.
În literatura de specialitate există câteva sinteze ale aplicațiilor laserilor în neurochirurgie (Dănăilă et al 1994, Krishnamurthy și Powers 1994, Ascher 1986, Cerullo 1984, Jain 1984a). Dănăilă et al. (1994) arată că pe parcursul a 10 ani circa 10 % dintre pacienții operați au beneficiat de intervenții cu laserul cu CO2. Studiile histologice efectuate pe țesuturile cerebrale umane normale și patologice iradiate cu laserul cu CO2 (Dănăilă et al. 1993) au permis identificarea afecțiunilor în care este indicată terapia laser și stabilirea regimurilor de iradiere optimă. Acțiunea radiației laserului cu CO2 a fost studiată asupra tumorilor cerebrale și medulare și asupra plăcii aterosclerotice. Concluziile desprinse din 538 de cazuri confirmă eficiența intervențiilor neurochirurgicale cu laser, dar subliniază în același timp și limitele sale.
3.3. Aplicații în dermatologie
Accesibilitatea pielii pentru examinare și studiu a făcut ca dermatologii să joace un rol important în definirea utilității clinice și a limitărilor multor sisteme laser, ca și în dezvoltarea unor concepte, tehnici și dispozitive noi, care au îmbunătățit eficiența tratamentelor cu laser. Unul din cele mai importante concepte dezvoltate de dermatologi, fototermoliza selectivă, a condus Ia crearea unor sisteme laser cu numeroase avantaje în tratarea afecțiunilor vasculare și pigmentate ale pielii și membranelor mucoase. Rezultatul net al acestui avans tehnologic a fost elaborarea unor noi tehnici de tratament, mult mai eficiente decât cele existente, care au fost înglobate în practica zilnică a celor mai mulți dermatologiț
Utilizarea laserilor în dermatologie nu necesită sisteme endoscopice ca în majoritatea celorlalte specialități medicale. Multe afecțiuni dermatologice pot fi tratate astăzi cu o gamă largă de laseri (CO2 ; EnYAG; argon și vapori de cupru; diode laser), o parte din acestea neputând fi tratate anterior cu alte metode medicale sau chirurgicale. Aplicațiile dermatologice ale laserilor s-au extins și în domeniul chirurgiei estetice și reparatorii ca transplantarea părului și îndepărtarea tatuajelor.
În dermatologie se utilizează toate modalitățile generale de terapie cu laseri: terapia cu laseri de putere mică, termoterapia interstițială, terapia fotodinamică, sudura țesuturilor și terapia steluțelor vasculare. Noile modalități de funcționare a laserilor cu CO2, regimul superpuls și tehnologiile de scanare a fasciculului laser au îmbunătățit semnificativ rezultatele clinice obținute în tratarea unor afecțiuni dermatologice.
Pielea a fost tratată cu laser înaintea ochiului, datorită accesibilității ei crescute și a posibilității de observare a reacțiilor acute și cronice. Laserul cu rubin poate fi folosit pentru ștergerea tatuajelor, suprafața atacată fiind foarte mică.
Acneea seboreică este un model interesant de studiu a efectelor radiației laser într-un țesut cu grosimea controlată.
La marea majoritate a pacienților cu afecțiuni ale pielii nu s-a observat în decursul anilor nici o modificare a țesuturilor iradiate cu radiație laser emisă atât de generatori cu funcționare continuă cât și în impulsuri.
3.4. Aplicații în cardiologie
Toate interacțiile potențiale între radiația laser și țesut au fost investigate pentru a dezvolta aplicații cardiovasculare ale tehnologiei laser. Laserii sunt folosiți pentru a induce fluorescență, a încălzi materialele biologice și a abla țesuturile aparținând sistemului cardiovascular. Tehnologia laser a fost evaluată pentru tratamentul bolii arteriale coronariene, aritmiile ventriculare și supraventriculare, cardiomiopatia hipertrofică și bolile cardiace congenitale. Utilizarea laserilor în aceste afecțiuni este atractivă datorită posibilității fibrelor optice de a transmite radiația laser în zone cu acces limitat ale sistemului cardiovascular.
Cea mai dezvoltată aplicație este angioplastia laser, în care radiația laser este utilizată pentru vaporizarea plăcii aterosclerotice folosind fibre optice intralumenale. Ateroscleroza constă din plăci gălbui sau albe de colesterol, celule musculare fibroase sau netede și calciu în pereții arteriali. Angioplastia laser este piatra de încercare pentru evaluarea tehnologiilor laser în cardiologie. De la prima aplicare clinică a laserilor în tratamentul bolilor cardivasculare în 1983, în lume au fost realizate peste 15 000 de proceduri. Ca o alternativă la angioplastia laser sau cea cu balon, angioplastia laser cu balon utilizează radiația laser pentru a încălzi peretele vascular în timpul angioplastiei cu balon, în vederea îmbunătățirii remodelării vasului sangvin pe care o induce dilatarea cu balon.
Ca urmare a studiilor efectuate asupra proprietăților spectrale ale peretelui vascular aterosclerotic (Oraevsky et al 1988. Izatt et al 1991 b) și a modelelor teoretice elaborate (van Gemert et al 1985a, Welch et al 1985. Cheong și Welch 1989), s-au putut evalua posibilitățile de aplicare a diferitelor sisteme laser în angioplastie, respectiv laserul cu Nd-YAG la 1,06 µm, 1,32 µm și 1,44 µm (Bauer et al. 1996), laserul cu colorant pompat cu lampă flash (Prince et al 1986a, Prince et al 1988), laserul cu excimer XeCl la 308 nm (Singleton et al 1987, Taylor et al. 1988b, Srinivasan et al 1990b, Oraevsky et al 1992a, Gijsbers et al. 1995, van Leeuwen et al 1996) și laserul cu Ho:YAG (Topaz et al 1996, Topaz et al 1998).
Îndepărtarea preferențială a plăcii arteriale calcifiate se poate face prin ablație laser (Esenallev et al 1989) sau cu plasmă indusă cu laserul (Prince et al 1987). Sunt în curs de dezvoltare sisteme laser inteligente, care utilizează tehnicile de imagistică spectro-scopice și cu ultrasunete pentru a distinge țesutul normal de placa aterosclerotică (Deutsch et al 1988). Angioplastia cu laseri cu excimeri poate fi îmbunătățită prin aplicarea unui jet de soluție salină. Fibra optică utilizată în angio-plastie pentru transmiterea fasciculului laser poate fi ghidată prin fluorescență. Aceeași metodă poate servi și pentru diagnosticarea țesuturilor umane bolnave, respectiv a aterosclerozei (Richards-Kortum et al. 1989).
O altă aplicație este revascularizarea transmiocardică cu laser, prin care radiația laser este utilizată pentru vaporizarea unor canale multiple în miocardul ventricular, pentru a îmbunătăți perfuzia locală.
Această tehnică este utilizată pentru tratarea ischemiei, prin care se permite trecerea sângelui din ventricul prin canale, fie direct în alte vase sangvine perforate de canale, fie în sinusurile miocardice și care îmbunătățește microcirculația miocardică (în mod similar cu inima la reptile).
Revascularizarea transmiocardică se realizează cu un laser cu CO2 de mare putere (800 W), care perforează 20-30 canale/cm2 pe distanța de 20 mm, cu impulsuri având durata de 25 ms (20 J).
Tromboliza laser, fotochimioterapia laser și terapia prin ablație laser a aritmiilor și a cardiomiopatiei hipertrofice se găsesc încă într-un stadiu incipient de dezvoltare. Ablația laser s-a utilizat pentru vaporizarea focarelor ventriculare responsabile pentru aritmii și vaporizarea căilor de tahiaritmie supraventriculară. O sinteză amplă privind aplicațiile cardiovasculare ale laserilor a fost publicată de Deckelbaum et al. (1994).
3.5. Aplicații în stomatologie
În stomatologie laserul are multe aplicații cum ar fi prevenirea și tratarea cariilor dentare care au marele avantaj de a fi nedureroase. Laserul cu funcționare în regim declanșat este foarte util la montarea protezelor dentare, mai ales datorită faptului că operația se face la rece.
Primele investigații ale aplicării laserilor în stomatologie, începute încă de la începutul anilor 1960 nu au fost deosebit de încurajatoare, datorită ratelor de ablație coborâte și distrugerilor termice extinse. Cercetările au fost extinse ulterior aupra sistemelor laser în impulsuri, ca de exemplu laserii cu Nd:YAG în regim declanșat și laserii cu excimeri. Nici acești laseri nu asigură rate de ablație suficiente pentru pentru a se impune în aplicații stomatologice. Rezultate încurajatoare au fost obținute cu laserul Er:YAG, care asigură o eficiență înaltă de ablație, combinata cu distrugeri minime ale țesuturilor dure înconjurătoare.
Laserii din infraroșu (Er:YAG, Nd:YAG, CO2) se manifestă prin efect termic asupra smalțului și dentinei, care conțin în principal hidroxiapatită și apă. Datorită coeficientului de absorbție mare, radiația laserilor cu CO2 și Er:YAG este absorbită lângă suprafața dintelui, astfel că este posibilă o ablație eficientă prin concentrarea energiei într-un volum mic de țesut.
Radiația laserului cu Nd:YAG este puțin absorbită de componentele principale ale dintelui și ea poate pătrunde adânc în țesut determinând o eficiență scăzută și creșterea semnificativă a temperaturii. Prin utilizarea unor timpi de expunere mai scurți de 200 μs și a unor lungimi de undă care prezintă o absorbție ridicată, procesul de ablație laser a dintelui poate fi optimizat printr-un mecanism termomecanic.
Percepția tratamentului laser de către pacienți este pozitivă, fiind mai puțin traumatizantă. Laserii pot fi utilizați și pentru depozitarea straturilor de hidroxiapatită în implanturile dentare. Aspectele teoretice ale comportării dintelui uman în câmp laser intens sau mai puțin intens și proprietățile neliniare ale țesuturilor dentare au fost analizate de Altshuler et al. (1996).
3.6. Aplicații în ortopedie
Progresul în multe aplicații chirurgicale este adesea legat de tehnicile îmbunătățite de realizare a osteotomiei, adică de excizie a osului. Mijloacele standard în ortopedie sunt dispozitivele mecanice, care funcționează în contact și pot induce vibrații mecanice severe și hemoragii. De aceea, se pune întrebarea dacă laserii ar putea reprezenta o alternativă în chirurgia ortopedică.
Primele încercări s-au realizat la începutul anilor 1970 cu laserul cu CO2. S-a observat o vindecare întârziată în comparație cu osteotomiile convenționale, datorită distrugerilor termice la maginile craterului sau secțiunii. Mecanismul de ablație a osului cu laserul cu CO2 a fost discutat de Forrer et al (l993a). Dacă se selectează lungimea de undă 9,6 μm, impulsuri laser cu durata de 1,8 μs și o expunere radiantă de 15 J/cm2, zonele de distrugere termică pot fi reduse la numai 10-15 μm. În acest caz, lungimea de undă și durata impulsului joacă un rol esențial.
Începând cu anii 1980, cercetările s-au focalizat asupra utilizării lungimilor de undă în jur de 3 μm, care sunt puternic absorbite de apă. S-au testat atât laserii cu HF, cât și laserii cu Er:YAG. S-a afirmat ca această radiație laser ablează eficient atât osul, cât și cartilajul.
Un alt laser promițător pentru ortopedie este laserul cu Ho:YAG, care emite la lungimea de undă 2,12 μm. Avantajul major este că aceasta radiație poate fi transmisă eficient prin fibre optice. Totusi efectele termice și mecanice sunt semnificativ mai mari față de cele induse de laserul cu Er:YAG: zona de necroză termică se extinde pâna la 300 μm.
S-a propus și utilizarea în ortopedie a laserilor cu excimeri datorită preciziei lor ridicate la îndepărtarea țesuturilor, dar eficiența lor este prea scăzută pentru a justifica aplicarea clinică. Același lucru se poate spune și despre laserul cu Nd:YAG.
Laserii cu holmiu și erbiu se utilizează cu succes în ablația discurilor intervertebrale lombare. Vindecarea defectelor de menisc pot fi îmbunătățite prin iradierea cu laseri cu CO2 de mică putere. Laserul cu argon poate fi folosit pentru ablația cimentului acrilic (polimetilmetacrilat – PMMA) utilizat în chirurgia ortopedică. În țara noastră, efectele laserului cu CO2 în chirurgia ortopedică și a laserului cu He-Ne în terapie au fost investigate la Spitalul Militar Central (Babalâc 1997, Diaconescu și Babalâc 1999).
3.7. Aplicații în ginecologie
Ginecologia reprezintă una din disciplinele tipice pentru aplicațiile laserilor.
Laserul cu CO2 s-a impus în ginecologie în special datorită ratei înalte a reușitelor, de 93-97 %, în tratarea neoplaziei intraepiteliale cervicale. În plus, acest laser se aplică cu succes și în neoplazia intraepitelială vulvară și în neoplazia intraepitelială vaginală.
În funcție de tipul de tratament, laserii cu CO2 pot funcționa în trei moduri diferite: în undă continuă, în impulsuri repetate sau în superpuls. Prin alegerea regimului de funcționare adecvat, se vor obține rezultatele chirurgicale optime. În plus, chirurgul poate aplica un fascicul laser focalizat pentru excizii profunde, un fascicul mai puțin focalizat pentru vaporizare sau un fascicul nefocalizat pentru coagulare.
Pentru tratarea neoplaziei intraepiteliale vulvare, țesutul intraepitelial este vaporizat de obicei cu laserul cu CO2 în undă continuă, cu fasciculul laser parțial focalizat. Iradianta tipică este 100 W/cm2, care realizează vaporizarea pe o adâncime de 3-4 mm. În eventualitatea hemoragiilor, laserul este utilizat în modul nefocalizat. Aceeași procedură se aplică și pentru neoplazia intraepitelială vaginală. Datorita faptului că țesutul este mai fin și mai sensibil, iradiantele laser aplicate sunt ceva mai coborâte. În neoplazia intraepitelială cervicală se urmărește tratarea pe o adâncime de aproximativ 6 mm. Deplasarea rapidă a fasciculului laser produce o distribuție omogenă a căldurii, reducând astfel probabilitatea carbonizării. Sunt disponibile dispozitive cu oglinzi care baleiază fasciculul laser.
3.8. Aplicații în gastroenterologie
Bolile gastrointestinale cuprind ulcerații și tumori ale esofagului, stomacului, ficatului, bilei și intestinului.
În general, orice formă de ulcer sau tumoare poate fi tratată cu laserul dacă ea este accesibilă prin chirurgie endoscopică. Dacă o tumoare nu mai poate fi îndepartată chirurgical datorită diagnosticării ei târzii, ceea ce se întâmplă adesea, laserul este aplicat numai pentru tratamentul paliativ.
Gastroenterologia este un domeniu major pentru laserul cu Nd:YAG în undă continuă. Numai în terapia fotodinamică se aplică în plus laserii cu coloranți. S-a încercat aplicarea în gastroenterologie și a laserului cu argon, dar rezultatele nu au fost satisfăcătoare. Laserul cu CO2 nu este adecvat acestor aplicații, deoarece radiația sa nu este transmisă cu ușurință prin fibrele optice disponibile în prezent.
Terapia laser se recomandă în hemoragiile gastrointestinale și în stenozele benigne, maligne și non-neoplazice. Deoarece laserul cu Nd:YAG în undă continuă acționează prin intermediul regimului fototermic, hemoragiile sunt oprite prin coagulare. La nivele de putere mai mari, adica în modul de vaporizare, acest laser poate servi la recanalizarea stenozelor. Atât în stenozele esofagului și a traiectului gastrointestinal inferior, cât și în hemoragiile localizate acute ale stomacului și rectului se utilizează puteri laser de 50-100 W, transmise prin fibre optice cu diametrul de pâna la 600 μm. Acestea sunt protejate cu tuburi din teflon (1,8-2,5 mm), prin care se insuflă CO2 pentru răcirea capătului fibrei și îndepărtarea produselor de ablație.
Succesul terapiei fotodinamice în gastroenterologie este invers proporțional cu mărimea tumorii în momentul tratamentului. Tumorile sunt curabile numai dacă adâncimea de infiltrare nu depașește 5-10 mm.
Dacă tumoarea este diagnosticată într-o fază incipientă, peste 75 % din cazuri pot fi tratate complet. În schimb, dacă tumoarea canceroasă este avansată, rata corespunzătoare este mai mică de 30 %.
Avantajul major al terapiei fotodinamice este că sunt necesare numai câteva sesiuni endoscopice.
3.9. Aplicații în medicina veterinară
Utilizarea laserilor în medicina veterinară este un fenomen relativ nou. Aspectele economice ale profesiei, ca și eficiența investițiilor au limitat interesul aplicațiilor laserilor în primul rând în comunitatea științifică. Odată cu îmbunătățirea tehnologiilor și dovedirea eficienței, costurile vor scădea și tehnicile chirurgicale cu laseri sau metodele de diagnosticare se vor extinde și în medicina veterinară clinică.
Cercetările inițiale asupra aplicațiilor laserilor pe animale au fost asociate cu proiectele de investigații biomedicale. În 1968, îndepărtarea unui nodul pe corzile vocale ale unui câine a demonstrat capacitatea laserului cu CO2 în unda continuă de instrument chirurgical de precizie.
În medicina veterinară se utilizează laserii cu CO2, Nd:YAG, argon, Ho:YAG, diodele laser și armonica a doua a laserului cu Nd:YAG. Laserii și-au gasit aplicație în medicina veterinară în special pentru excizia sau ablația maselor neoplazice sau granulomatoase, tratamentul obstrucțiilor nazo-faringiene, proceduri chirurgicale urogenitale, intervenții ortopedice și altele. La animalele mici, procedurile laser includ biopsia ficatului, rezecția lobilor hepatici, biopsia splinei, disecția și ablația prostatei, nefrectomii sau nefrotomii parțiale, excizia sau rezecția unei variețăți de neoplazme intraabdominale, intratoracice, cutanate și mamare.
Având avantajul unei morbidități mai scăzute pentru anumite afecțiuni, o durere percepută mai redusă și posibilitatea de a fi utilizați în afecțiuni care nu pot fi tratate prin proceduri medicale chirurgicale convenționale, laserii ocupă o nișa importantă și în medicina veterinară. Practic, toate procedurile laser dezvoltate pentru medicina umană pot fi extinse și pentru animale.
3.10. Diagnosticare cu laseri
Diagnosticul prin holografie
Holografia cu laser oferă o metodă nouă de diagnosticare. Au fost înregistrate mișcările respiratorii ale pieptului uman, ceea ce poate da informații prețioase despre loviturile inimii în țesuturile din piept și mai departe despre mișcările inimii. Cu această metodă se pot pune în evidență cele mai mici dereglări în bătăile inimii, care corelate cu rezultatele electrocardiogramei și fonogramei permit stabilirea unui diagnostic cât mai corect.
Holografia permite diagnosticarea tumorilor din țesuturile moi, în special cancerul pieptului. Metoda permite observarea plan cu plan a țesuturilor, putându-se astfel localiza cu mare precizie tumorile. Cu aceeași metodă se poate vizualiza patologia fătului, punându-se în evidență fracturile, deformările sau circulația sângelui înainte de naștere.
Holografia cu laser oferă detalii ce nu pot fi observate prin radiografii (cu raze X) și nu are nocivitatea lor.
Spectroscopie in situ
În timp ce aplicațiile terapeutice ale laserilor în medicină sunt bazate pe efectele radiației laser asupra țesutului, diagnosticarea cu laseri utilizează modificările detectabile ce rezultă din efectele țesuturilor asupra radiației laser. Interesul pentru laser a crescut în ultimii ani și în cazul dispozitivelor de diagnosticare, un domeniu de cercetare care a fost denumit ,,diagnosticare optică".
Scopul global al diagnosticării optice este de a furniza informații despre țesuturi prin utilizarea radiației laser într-o modalitate de sondare nedistructivă. Deoarece diagnosticul endoscopic depinde de abilitatea medicului de a identifica țesutul anormal din masa țesutului normal, metodele de diagnosticare optică pot îmbunătăți precizia de diagnosticare în endoscopie Deși o mare varietate de tehnici optice pot fî utilizate pentru investigarea țesuturilor, metodele explorate până acum s-au bazat pe principiile spectroscopiei convenționale, în special pe fluorescența indusă cu laseri și pe spectroscopia prin reflectanță difuză.
Au fost dezvoltate numeroase aplicații chimice ale acestor tehnici spectroscopice, inclusiv diferențierea țesutului malign de cel benign, monitorizarea stării metabolice și măsurarea concentrației locale a medicamentelor. Această metodă de studiere nedistructivă a țesuturilor se aplică local (in situ), furnizând informații similare cu cele care se obțin din examinarea histochimică tradițională a țesuturilor prelevate din organism.
Spectroscopia prin reflectantă difuză
Este legată de împrăștierea multiplă în țesuturile cu turbiditate, care deflectă traiectoria fiecărui foton și permite întoarcerea la suprafață a unei părți din radiația laser incidentă. Lungimea căii fiecărui foton care a reușit să scape cu succes din țesut este diferită. Unii fotoni intră in țesut și sunt împrăștiați imediat până când părăsesc suprafața, alți fotoni parcurg distanțe mai mari în țesut până când migrează spre suprafață. Toți acești fotoni contribuie la reflectanța difuză observabilă ).
Tehnica spectroscopiei prin reflectanță difuză (in vivo) folosește sonde multiple cu fibre optice, separate spațial pe suprafața țesutului, care permit obținerea spectrelor de absorbție în țesut, corectate cu distorsiunea spectrală datorită împrăștierii luminii.
Experimental, a fost demonstrată și o metodă complementară, respectiv spectroscopia cu timp de zbor a fotonilor, care poate deveni aplicabilă clinic odată cu dezvoltarea tehnologică a diodelor laser cu impulsuri de picosecunde și a fotodetectoarelor rapide. Această tehnică se bazează pe măsurarea împrăștierii temporale a impulsurilor laser scurte, în timp ce fotonii sunt multiplu împrăștiați în țesut.
O modalitate echivalentă este realizarea de măsurători în domeniul frecvență folosind surse de lumină modulate și detecția sensibilă la fază. Aplicațiile potențiale includ oximetria neinvazivă, bazată pe diferențele spectrale între hemoglobină și oxihemoglobină și cuantificarea coloranților exogeni in vivo ca de exemplu sensibilizatoriî fotodinamici.
3.11. Exemple
3.11.1. Microscopie optică folosind laserul
În prezent nu se poate imagina un laborator de medicină fără un microscop optic sau electronic. Microscopul a devenit cel mai cunoscut instrument optic utilizat în medicină. Rolul unui microscop optic este de a produce imagini mărite a unor probe de țesut care să poată fi interpretate științific. Pentru a atinge acest scop imaginile trebuie să fie suficient de mari, clare și cu un contrast foarte bun.
Cea mai mare problemă a microscoapelor optice, după limitarea rezoluției dată de difracție, este realizarea contrastului deoarece de cele mai multe ori lumina trece sau este reflectată de probe de țesut foarte subțiri, probe care au suprafețe cu grad mare de reflectivitate. Pentru îmbunătățirea contrastului se utilizează o serie de tehnici moderne de iluminare sau de interpretare a imaginilor: utilizarea luminii polarizate, imagine cu contrast de fază, contrast prin interferență diferențială, iluminare prin fluorescență, iluminare în câmp întunecat, iluminare Rheinberg, modularea Hoffman a contrastului, utilizarea unor filtre optice, etc.
În prezent, datorită dezvoltării tehnicilor optice și a laserilor s-au dezvoltat o serie de tehnici de microscopie optică de înaltă rezoluție și cu un contrast foarte bun. O astfel de tehnică de microscopie optică în care se utilizează laserul este: microscopia confocală.
Microscopia confocală este o tehnică de microscopie optică în care imaginea are un contrast mare, în special în cazul când se dorește analiza unor eșantioane cu grosime destul de mare. Microscopul confocal folosește drept sursă de lumină o radiație laser care este focalizată puternic pe zona de interes.
Fasciculul de la un laser trece printr-un obiectiv în fața căruia este plasată o diafragmă foarte mică (vârf de ac1) și ajunge la obiectivul microscopului cu o apertură numerică foarte mare (Figura 3.1). Acest obiectiv focalizează lumina într-un plan al structurii de studiat. Lumina reflectată de probă este redirijată de către obiectiv și o oglindă dicroică2 spre o nouă diafragmă pin-hole la un detector care este format din elemente fotosensibile (fotodiode sau CCD). Structura de studiat poate fi baleiată în planul focal al obiectivului dar și de-a lungul axei optice a acestuia ceea ce permite reconstrucția imaginilor tridimensionale ale probei.
Fig 3.1.Reprezentarea schematică a microscopului confocal de baleiaj.
În figura 3.2 sunt reproduse două imagini ale unui fir de păr, imaginea din stânga reprezintă firul de păr în microscopia optică cu câmp larg (firul de păr este perpendicular pe planul imaginii) și în imaginea din dreapta același fir de păr în microscopia confocală în care este surprinsă doar secțiunea firului de păr în planul focal al obiectivului.
Fig.3.2. Imaginea unui fir de păr în microscopia optică cu câmp larg (stânga) și la microscopul confocal (dreapta).
3.11.2. Pensete laser și foarfeci laser
Unele proprietăți ale fasciculelor laser sunt folosite pentru realizarea pensetelor laser și a foarfecelor laser, sisteme de micromanipulatoare dotate cu o serie de module laser, cu diferite lungimi de undă și puteri variabile. Ele sunt destinate micromanipulării și microchirurgiei particulelor biologice microscopice in vitro.
Proprietatea fasciculului laser de a avea o anumită energie este utilizată în microchirurgie, aceasta aplicație fiind denumită și foarfeci laser sau microfascicule laser. Fasciculul laser posedă de asemenea moment și câmp electric, proprietăți care stau la baza pensetelor laser (denumiri echivalente: capcană optică, pensete optice, pensete fotonice, capcană laser).
În microchirurgie se utilizează de obicei fascicule laser în impulsuri scurte și intensitate mare, iar în micromanipulatoare fascicule laser în undă continuă din IR apropiat.
Fasciculul laser este introdus pe calea optică a unui microscop pentru a realiza „capcana optica” și „bisturiul” în focarul lui. Pensetele laser înglobează laseri cu Nd:YAG, cu Ti:safir sau diode laser (830 sau 980 nm, cu puteri de 200 mW, 750 mW și 1 W). Foarfecele laser utilizează laseri cu Nd:YAG, cu excimeri și cu azot. Dacă foarfecele laser se bazează pe efectul termic sau ablativ al radiației laser, în care ablația este principalul rezultat, capturarea optică a particulelor mici, ca virusurile, bacteriile, celulele sau organitele, este legată de deflexia fotonilor incidenți, care creeaza o forță capabilă să deplaseze particula către focarul unui fascicul laser colimat.
Pensetele laser și foarfecele laser sunt instrumente moderne, care s-au impus în anii 1990 în cercetarile biologice și în laboratoarele clinice.
Pensetele laser bazate pe principiul capturării optice permit manipularea neinvazivă a obiectelor microscopice cu ajutorul unui singur fascicul laser focalizat. Câmpul electric intens al fasciculului laser induce un moment de dipol electric în particula care urmează a fi capturată. Dacă frecvența laser este mai mică decât frecvența de absorbție a particulei, momentul de dipol electric indus este în fază cu câmpul aplicat și, datorită așa-numitei forțe de dipol, particula atinge un echilibru stabil în poziția în care câmpul electric are valoarea maximă.
Lungimea de undă laser aleasă pentru pensetele laser nu trebuie să fie din regiunile UV și vizibil, unde celulele biologice pot fi distruse de absorbția radiației și totodată ea trebuie sa fie îndepărtată de maximul relativ de absorbție al apei, centrat la 1,4 μm.
Într-o analiză cantitativă a capcanei optice cu fascicule laser pentru sfere dielectrice cu dimensioni mai mari decât lungimea de undă optică, s-a observant că forțele produse de fasciculele focalizate pot fi calculate pe baza opticii geometrice aplicată sferei. Amplitudinea forței de capturare crește cu unghiul de focalizare al fasciculului laser. Astfel, sunt realizate pensete laser eficiente când radiația laser este focalizată strâns, de exemplu cu o apertură numerică mare a obiectivului microscopului.
Pensetele laser au fost utilizate pentru măsurarea forțelor de motilitate ale celulelor și organitelor, pentru micromanipularea celulelor sau cromozomilor și pentru perforarea membranei și inserția spermatozoizilor în oocite. Distrugerea celulelor datorită radiației laser, măsurată în termenii pierderii eficienței de clonare, s-a găsit a fi destul de coborâtă la 820-850 nm și 950-990 nm și moderată la 700 nm și 1 064 nm.
Eficiența de clonare a laserilor multimod este redusă în comparație cu laserii monomod având aceeași lungime de undă (760 nm) și putere (88 mW), datorită creșterii tranzitorii a puterii laserilor multimodali prin bătaia modurilor longitudinale, care determină o rată mărita a proceselor de excitare de doi fotoni.
Au devenit disponibile diode laser ce emit în roșu (670-680 nm), cu puteri de pâna la 0,5 W și cu profiluri apropiate de limita de difracție. În comparație cu laserii din IR apropiat, ele au urmatoarele avantaje: reglare mai facilă a fasciculelor laser din vizibil; dimensiuni mai mici ale spotului laser, apropiate de limita de difracție, datorită lungimii de undă mai mici; distrugeri celulare reduse, datorită absorbției de un foton foarte scăzute în apă și absorbției de doi fotoni destul de redusă în diferite componente celulare.
Diodele laser la 670 nm și laserul cu Nd:YAG la 1064 nm pot fi utilizați în pensetele laser fără a produce distrugerea celulelor dacă expunerea radiantă ramâne sub nivelul a sute de MJ/cm2.
Principalele avantaje ale pensetelor laser sunt:
a) pot manipula o singură celulă sau un singur organit;
b) nu necesită contactul fizic cu proba, deoarece principiul de funcționare este legat de transferul momentului de la fluxul de fotoni la particulă;
c) specimenul studiat poate fi menținut într-un spațiu închis, limitând considerabil riscul de contaminare (în special pentru esantioanele puternic infecțioase);
d) lungimea de undă a laserului poate fi selectată astfel încât să nu fie periculoasă pentru specimenele biologice. De aceea, aceste instrumente pot fi aplicate la studiul celulelor vii;
e) pensetele laser se manipulează cu ușurință, nefiind necesar un personal cu înaltă calificare.
Pensetele laser și foarfecele laser oferă oportunitatea de a realiza experimente și manipulări in vitro rapide și de rutină.
Pensetelor laser și a foarfecele laser pot fi utilizate în neurologie, pentru a stabili conexiuni predeterminate între celule nervoase specifice, pentru a realiza circuite neuronale .
Pensetele laser sunt utilizate pentru selectarea și izolarea celulelor singulare. O singură celulă poate fi sortată și manipulată fără contact mecanic. Aceasta aplicație poate fi utilizată de exemplu pentru clonarea celulelor rare, pentru sortarea unor leucocite unice și pentru analiza genetică.
Pensetele laser și foarfecele laser sunt utilizate pentru a întelege diviziunea celulară (mitoza). În aceasta aplicație, un laser cu Nd:YAG (1 064 nm) este folosit ca pensetă laser și un laser cu Nd:YAG în regim declansat și dublat în frecvență (532 nm) este folosit ca foarfece laser. Tehnologia de microchirurgie laser oferă o metodă eficientă de distrugere selectivă a structurilor în timpul diviziunii celulelor, pe când celelalte structuri sunt păstrate intacte.
Combinația pensete laser și foarfeci laser este utilizată în biologia reproducerii. În timp ce capcana optică este folosită pentru selectarea și capturarea unui anumit spermatozoid, cea de-a doua componentă, este folosită pentru secționarea cozii celulei și pentru a forma o incizie precisă (5-15 μm) în zona pellucida a oului (oocit), facilitând astfel procedura de fecundare in vitro.
3.11.3. Studiul poluării
Efectele poluării asupra omului pot fi studiate cu ajutorul spectroscopiei laser. A fost studiat efectul intoxicării cu plumb asupra copiilor, prin spectroscopia laser a părului.
Radiația laser poate fii limitată la o arie mică de-a lungul rădăcinii părului. Rezultatele obținute nu pot fi colerate cu cele date de analiza sângelui, deoarece chiar la dispariția plumbului din sânge acesta mai poate persista în firul de păr. Cu ajutorul analizei firului de păr prin spectroscopie laser se poate stabili perioada în care a avut loc intoxicarea.
Analiza cu laser are avantajul de a nu distruge firul de păr în care este semnalată prezența plumbului și astfel există posibilitatea de a analiza microstructura acestuia pentru a stabili sursa de intoxicare și a obține imformații despre metabolismul plumbului.
CONCLUZII
Cuvântul LASER este un acronim care provine din limba engleză și înseamnă Lumină Amplificată prin Stimularea Emisiei de Radiație. Principiile de funcționare ale laserului au fost enunțate în 1916 de Albert Einstein.
Bazate pe felul mediului folosit, laserele, sunt în general clasificate ca solide, gazoase, semiconductoare sau lichide. Un dispozitiv LASER este constituit din două sisteme fizice în interacțiune: câmpul electromagnetic dintr-o cavitate rezonantă, respectiv dintr-un rezonator optic și un mediu activ.
Laserul este utilizat în numeroase domenii ca: metrologie, holografie, geologie, spectroscopie, înregistrarea și redarea CD-urilor și multe altele.
Biofotonica este o știință multidisciplinară, care folosește tehnologia fotonică în proceduri și produse cu aplicabilitate în medicină și biologie. Așadar, biofotonica mai poate fi numită știința aplicării luminii în slujba vieții.
În medicină primul laser utilizat a fost cel cu rubin pus în funcțiune în anul 1960. În prezent se folosesc laserul cu semiconductori care este utilizat încă în puține ramuri datorită faptului că este o realizare relativ recentă, laserul Nd : YAG este unul din laserii cei mai utilizați nu numai în medicină dar și în alte aplicații; el emite în infraroșu și folosește ionii de Nd3+ sub formă de impurități introduse într-un cristal de YAG. Laserul cu excimer este un laser care emite în ultraviolet, având ca principale efecte asupra țesuturilor vii: efectele fotochimice și ablația laser prin fotodescompunere. Laserul cu colorant este utilizat în medicină mai ales în tratamentele dermatologice și cosmetice. Un alt laser utilizat în meducună este laserul cu CO2. Acesta este unul din cei mai eficienți laseri care emit în infraroșu. El lucrează în mod continuu și poate ajunge la o putere maximă în fascicul de 100W. Se mai utilizează laserul cu Ar+ care are emisie în domeniul vizibil al spectrului electromagnetic putându-se utiliza cu succes fibrele optice pentru dirijarea fasciculului către zona de interes în diverse aplicații. Se mai utilizează laserul cu He-Ne care emite atât în vizibil cât și în infraroșu și laserul cu electroni liberi care utilizează un câmp magnetic variabil produs de un ansamblu de magneți așezați periodic cu polarități alternante.
Tehnica laser se întrebuințează pe larg în chirurgie și în terapie. Cu raza laser introdusă prin pupilă „se sudează” retina desprinsă de pe globul ochiului și se corectează defectele de vedere. Intervențiile chirurgicale efectuate cu „bisturiul laser” traumatizează mai puțin țesuturile vii. În plus, radiația laser de mică putere grăbește cicatrizarea rănilor și exercită o influență asemenea acupuncturii. În ingineria genetică și nanotehnologii cu ajutorul laserului se taie și se combină fragmente de gene, molecule biologice și obiecte cu dimensiuni de ordinul milionimilor de milimetru.
În chirurgie laserul este utilizat încă din anii 1970. Fiind o adevărată revoluție în medicina estetică, astăzi câmpul său de acțiune s-a extins considerabil. Epilarea este cea mai utilizată aplicație, dar laserul permite tratarea tuturor imperfecțiunilor feței și corpului: riduri, diverse probleme ale pielii, celulita. Cu ajutorul laserului se pot elimina chiar și micile vene vizibile sau chiar se pot albi dinții.
Intensitatea razei laser, poate tăia, cauteriza și evapora vase de sânge și leziuni fără a afecta țesuturile sănătoase. Tehnica laser este intens folosită și în cercetarea medicală, în depistarea afecțiunilor și obținerea tratamentelor biologice.
BIBLIOGRAFIE
Simona Castrase, Electronică cuantică, Editura Universității din Oradea, 2008
Dan C. Dumitras, Biofotonica. Bazele fizice ale aplicațiilor laserilor în medicină și biologie, Ed. All Educational, București, 1999
Mihai Delibas, Elemente de optică și spectroscopie, Ed. Universității Al. I. Cuza”,Iași 1997
I.M. Popescu, A.M. Preda., Aplicații ale laserilor, Editura Tehnică, București 1979
M. Popescu, Fizica si ingineria laserilor, Ed. Tehnică Bucuresti, 2000.
Gh. Singurel, Fizica laserilor, Ed. Universității Al. I. Cuza” Iași, 1995.
T.D. Strugariu, Laserii. Principii de funcționare. Ed. tehnică, 1999
E. Vasiliu, Inițiere în radioelectronica cuantică, Ed.Tehnică București, 1974
V. Vasiliu, Laserii cu He-Ne și aplicațiile lor, Ed. Științifică București, 1987
www.physics.pub.ro, 8 aprilie 2010
ro.wikipedia.org, 10 aprilie 2010
www.asicursurimedicale.ro, 12 aprilie 2010
biofotonica.3x.ro, 15 aprilie 2010
facultate.regielive.ro, 30 aprilie 2010
www.plasma.uaic.ro, 08 mai 2010
snet.elth.pub.ro, 08 mai 2010
www.cmmip.ro, 09 mai 2010
www.sfatulmedicului.ro, 01 decembrie 2009
ANEXE
Caracterizarea radiației laser
Fig. A1. Principalii parametrii ai radiației laser.
Acțiunea radiației laser asupra ochiului.
Fig B1. Ochiul uman. Modelul Gullstrand-Legrand.
Acțiunea radiației laser asupra epidermei.
Fig.C1. Interacțiunea radiației laser cu epiderma.
Clasificarea riscurilor radiației laser.
unde:
keratitis este o boală a ochiului caracterizată prin inflamarea corneei și pierderea transparenței acesteia;
cataracta este boala ochiului în care cristalinul își pierde transparența, acuitatea vizuală este diminuată până la orbire.
Copyright Notice
© Licențiada.org respectă drepturile de proprietate intelectuală și așteaptă ca toți utilizatorii să facă același lucru. Dacă consideri că un conținut de pe site încalcă drepturile tale de autor, te rugăm să trimiți o notificare DMCA.
Acest articol: Interacțiunea Radiației Laser CU Mediul Biologic (ID: 116964)
Dacă considerați că acest conținut vă încalcă drepturile de autor, vă rugăm să depuneți o cerere pe pagina noastră Copyright Takedown.