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Integração Diodo Laser Cirúrgico com CAD/CAM: Sistema ... · pó convencional e do processo de queima da por - celana (método tradicional). Além disso, o ope-rador manuseia a

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Integração Diodo Laser Cirúrgico com CAD/CAM:Sistema CEREC "ChairSide"

Luís Mário de Melo Lopes

Luciana Almeida-Lopes / Marília Wellichan Mancini / Priscila Freire de Melo Lopes

AUTOR

COAUTORES

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CAPÍTULO

Visivelmente e de forma incontestável, no campo da reabilitação oral a Odontologia moderna tem procurado por métodos de tratamento que per-mitam previsibilidade de resultado, de fácil re-

produtibilidade e rápidos de serem realizados, proporcionando economia de tempo tanto para o profissional quanto para o paciente. O progresso tecnológico é um grande aliado nesta busca por otimização do tempo de trabalho e tem colabora-do para o desenvolvimento desses métodos. Parece essencial que o cirurgião-dentista, inserido dentro da Odontologia mo-derna, tenha conhecimento sobre as tendências tecnológicas buscando subsídios que sirvam como base para estruturar o seu tratamento reabilitador da melhor forma possível. Assim, a utilização de sistemas de escaneamento digital 3D tipo CAD/CAM (Computer-Aided Design / Computer-Aided Manufactu-ring) representa uma associação de sucesso da Informática e da Engenharia em prol da necessidade clínica odontológica.

Os sistemas convencionais de laboratório dental para fabrica-ção de trabalhos protéticos como coroas, facetas e demais soluções são, tradicionalmente, de mão de obra intensiva. Normalmente, os cirurgiões-dentistas costumam enviar moldes ou modelos de seus pacientes aos laboratórios, onde passam por várias etapas. A dependência da habilidade e precisão manual, da acurácia visu-al, do protético, além de horas de trabalho necessário, bem como as limitações na comunicação laboratório/dentista, podem levar a possíveis falhas no produto final a ser entregue.

Por outro lado, a aplicação da tecnologia CAD/CAM, mesmo dentro do sistema de processamento total, serve para reduzir a mão de obra envolvida. Como exemplo, confeccionar uma coroa

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requer um tempo de processamento, pelo CAD/CAM, muito mais curto do que o do acúmulo de pó convencional e do processo de queima da por-celana (método tradicional). Além disso, o ope-rador manuseia a máquina por apenas alguns poucos minutos e a maioria do processo é realiza-da automaticamente pelo próprio sistema CAD/CAM, sendo o trabalho, portanto, vastamente re-duzido. Além disso, os sistemas de terceirização de alguns procedimentos especializados para um centro de processamento usando conexões de rede permitem uma maior redução do tem-po de trabalho. O sistema CAD/CAM veio para otimizar o trabalho e melhorar a eficiência das peças protéticas pelos laboratórios de prótese.

MODELOS DE TRABALHO UTILIZANDO O CAD/CAM

Alguns profissionais optam pela tecnologia CAD/CAM para atingir seus objetivos de forma mais rápida, com menos etapas, enquanto ou-tros apenas seguem com as formas tradicionais de chegar a um resultado equivalente, men-cionando ainda uma terceira forma, que seria a união das duas filosofias de trabalho. É bom ressaltar que a escolha pela tecnologia requer uma curva de aprendizado e exige do clínico e do laboratório uma adaptação das dinâmicas de trabalho de forma a agilizar o resultado final das peças protéticas e rentabilizar o investimen-to em equipamentos efetuado.

Desta forma, podemos caracterizar alguns “modelos” de trabalho na área de reabilitação protética, a saber:

1) Total Analógico: no modelo de trabalho total analógico, o processo tradicional de confec-ção da peça em laboratório é o eleito, bem como o processo convencional de reprodução da arca-da do paciente em moldes para posterior envio para o laboratório, o qual realiza a confecção da peça protética tradicionalmente através da inje-ção de material. Neste modelo, para a peça che-gar ao consultório e ser instalada no paciente, é necessário passar por um número grande de etapas, podendo, assim, aumentar as possibili-dades de falhas. O tempo entre a realização da

moldagem e da entrega pelo laboratório é afeta-do tanto pelo tempo de produção da peça proté-tica quanto pelo tempo requerido no transporte entre o laboratório e a clínica. A distância na linha do tempo entre a entrada do paciente no consultório e a saída do mesmo com o trabalho instalado na boca é consideravelmente grande quando utilizado o modelo em questão.

2) Dentista Analógico + Laboratório Digital: neste caso, o cirurgião-dentista mantém o costu-me tradicional de envio dos trabalhos para o la-boratório de prótese. Este, por sua vez, utiliza da tecnologia digital CAD/CAM para a confecção da peça protética, diminuindo assim o número de etapas em seu processamento. A redução no tem-po de confecção do trabalho é significativa, além de aumentar a precisão das adaptações das peças no modelo enviado. A chance de erro e o tempo estimado de entrega diminuem quando compa-rado ao modelo anterior, apesar de ainda existir os quesitos de distância de localidades e desa-daptação protética, já que a referência da boca do paciente é um modelo de gesso, processo pelo qual ainda é sensível às distorções dimensionais.

3) Dentista Digital + Laboratório Digital: desta vez o cirurgião-dentista implementa a tecnologia digital a seu favor, utilizando em seu consultório uma ferramenta para realizar o es-caneamento (CAD/CAM) no paciente ao invés da moldagem física na boca. Obtida a imagem tridimensional do caso através da rede de cone-xão (por exemplo: portal connect), o laborató-rio recebe a imagem escaneada, partindo então para a realização do desenho da peça protética em um sistema CAD/CAM e, em seguida, reali-za todo o processo posterior de fresagem, aca-bamento, cristalização e maquiagem da peça. Neste modelo de trabalho ainda existe a possibi-lidade de realização apenas do desenho da peça pelo laboratório e envio de volta ao profissional, o qual recebe e importa para o sistema de es-colha para ser esculpido em uma fresadora no seu consultório. Ambas as situações isentam a etapa de deslocamento do material (moldagens e modelo de gesso) e aumentam ainda mais a precisão dos trabalhos realizados, pois aliam a

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precisão do escaneamento digital ao sistema de confecção de forma robótica (fresadora) da peça por uma alta tecnologia. Neste modelo é excluí-da a preocupação com distorções do material de moldagem e do modelo.

4) Total Digital “LABSIDE”: modelo em que o cirurgião-dentista desenvolve todo o caso de duas formas:

I. O cirurgião-dentista executa o planejamen-to digital, prepara na boca, escanea o caso e tem em sua clínica um laboratório. Geralmente neste formato a fresadora se encontra no laboratório e as fases de desenho, fresagem, finalização e aca-bamento são realizadas em ambiente laboratorial com o auxílio do técnico em prótese dentária. Ao fi-nal o trabalho é entregue finalizado e o profissional realiza a cimentação e a finalização na boca.

II. O cirurgião-dentista executa o plane-jamento digital, prepara na boca, escanea o caso e contrata um técnico em prótese den-tária, por um determinado período de tempo (suficiente para a realização dos casos), para no ambiente de sua clínica efetivar os proces-sos de desenho, fresagem, finalização e aca-bamento. Ao final o trabalho é entregue fina-lizado e o profissional realiza a cimentação e a finalização na boca.

5) Total Digital CHAIRSIDE: no modelo de chairside, o cirurgião-dentista possui total auto-nomia a cerca do trabalho através da tecnologia do sistema CAD/CAM, onde ele mesmo planeja o caso, prepara na boca, escanea, realiza o de-senho das peças no sistema, fresa no material de escolha, faz a cristalização, acabamento, po-limento e instala no paciente. O tempo clínico é maior, mas todas as etapas estão sob controle do profissional e o mesmo pode determinar o tempo que dedica a cada etapa, o que acarreta uma chance mínima de erro pelo mesmo conve-niente. Neste modelo, o chairside permite que o trabalho seja iniciado e finalizado em uma mesma sessão clínica, o que é uma grande van-tagem, pois não é necessária uma segunda con-sulta, aumentando assim o nível de satisfação do paciente e liberando tempo na agenda com novos pacientes.

No sistema chairside o cirurgião-dentista tem a responsabilidade e total liberdade sobre os trabalhos protéticos já que todas as etapas são dependentes apenas da habilidade do mes-mo para serem reproduzidas. Destaca-se tam-bém a possibilidade da obtenção da anuência, por parte do paciente, na aprovação do projeto final devido à possibilidade de previsibilidade do resultado, assumindo assim ele (paciente) um papel de corresponsável pelo projeto.

Neste modelo o profissional deve ter o co-nhecimento científico para um correto diagnós-tico, posterior planejamento, domínio técnico para a realização dos preparos na boca, domi-nar a máquina (software e ferramentas do sis-tema) e as fases laboratoriais do trabalho: aca-bamento, texturização, maquiagem (quando necessária) e preparo da peça protética, papel que é tradicionalmente desempenhado pelo pro-tético especializado.

No intuito do domínio de um sistema CAD/CAM é requerida uma curva de aprendi-zado e cursos de capacitação, aperfeiçoamento e aprendizados contínuos devem estar pres-sentes no cronograma do cirurgião-dentista, já que neste modelo de trabalho se faz neces-sário o conhecimento de uma área de pouca atuação do dentista: informática e fase labora-torial. Sendo assim, muitos profissionais prefe-rem não optar pelo sistema chairside, fazendo apenas o escaneamento e enviando para um laboratório especializado (digital) reproduzir e realizar todas as etapas subsequentes até a en-trega da peça para cimentação. Afinal, requer tempo de consultório e qualificação profissio-nal para a realização do modelo de trabalho em uma sessão única.

Apesar de o sistema chairside apresentar como limitação o fato de só permitir a produ-ção de restaurações em materiais passíveis de serem fresados, cristalizados e finalizados em um curto período de tempo, esta opção vem ganhando aceitação em clínicas devido, princi-palmente, ao fato da liberação de horários na agenda para novos pacientes acarretando um aumento da produtividade e ganho financeiro,

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o que contribui para a busca cada vez maior de sistemas CAD/CAM e aumento da popularidade dentro da profissão odontológica.

Para que a proposta inovadora das formas de LABSIDE e CHAIRISIDE seja efetivamente realizada em seção única, dois fatores principais devem estar presentes: término cervical defini-do (visível) e condicionamento gengival eficaz.

Desde que os casos não sejam infra-ósseos, técnicas diversas são usadas na busca de remo-ção e/ou remodelação de tecido mole (gengival) tornando possível, então, os modelos de traba-lho supracitados. Para isso elegemos como téc-nica o diodo laser cirúrgico.

Procuramos, neste capítulo, elucidar e es-clarecer, justificando assim o uso desta fantás-tica e avançada ferramenta, bem como as van-tagens da tecnologia inovadora dos lasers que podem perfeitamente ser incorporados e inte-grados ao sistema CAD/CAM.

ASPECTOS GERAIS DO LASER E DA LASERCIRURGIA EM TECIDOS MOLES

INTRODUÇÃO: O QUE É O LASER?

A palavra LASER é um acrônimo*, com origem na língua inglesa, que significa: Light Amplifi-cation by Stimulated Emission of Radiation, cuja tradução seria: “amplificação de luz por emissão estimulada de radiação”. Este tipo de radiação, ou luz LASER, apresenta características bastan-te específicas que a diferenciam da luz comum. O processo de emissão estimulada de radiação, no qual se baseia a emissão laser, foi introduzi-do teoricamente por Albert Einstei1 em seu tra-balho acerca da teoria quântica da interação da radiação com a matéria. Desde a implementação do primeiro dispositivo LASER, por Theodore Maiman em 1960, que era um laser de rubi, um laser de estado sólido emitindo em 694,3 nm2, os mais distintos tipos de lasers têm ganhado as mais variadas aplicações nas mais distintas áreas da ciência, tecnologia e saúde.

São justamente as características especiais desse tipo de luz que lhe confere propriedades te-rapêuticas importantes, e que também permite

que seja utilizada em cirurgias com diversas van-tagens em relação ao bisturi convencional e à ele-trocirurgia (cautérios mono e bipolar).

As radiações ópticas produzidas pelos di-versos tipos de lasers são geradas através do mesmo princípio físico, porém existem lasers emitidos em diversos comprimentos de onda, e pode-se trabalhar com eles buscando resulta-dos clínicos bastante específicos visto que o que determina sua interação com o tecido biológico é o comprimento de onda, o qual, por sua vez, determina a absorção pelo tecido biológico alvo e a densidade de potência óptica do sistema. É a combinação desses dois parâmetros de um laser que estabelece o seu efeito no tecido biológico.

Inicialmente, os lasers eram classificados segundo o tipo de equipamento que se dispu-nha no mercado. Atualmente propomos uma classificação baseada na interação do laser com o tecido alvo em questão.

Quando aplicamos uma densidade de ener-gia luminosa muito intensa ao tecido, escopo da lasercirurgia ou cirurgia a laser, a ponto desta energia causar dano térmico e ultrapassar o li-miar de sobrevivência da célula, causando uma lise da mesma e, consequentemente, sua mor-te, estamos utilizando o laser com finalidade cirúrgica. Esse laser opera em alta intensidade de energia ou em alta densidade de potência e é denominado laser cirúrgico. Com esse tipo de aparato podemos destruir ou ablacionar tecidos, remover cáries, fazer incisões, excisões ou vapo-rizações em tecidos moles. A esse tipo de proce-dimento denominamos lasercirurgia e para isso utilizamos os diversos tipos de lasers cirúrgicos disponíveis no mercado. Neste capítulo será dada ênfase na cirurgia a laser em tecidos moles com lasers de diodo (lasers semicondutores).

FUNDAMENTOS

PROPRIEDADES E ASPECTOS GERAIS DA LUZ LASER

A luz pode ser descrita como uma emissão ele-tromagnética e, como tal, tem algumas carac-terísticas que a identificam plenamente. As

* Do grego, acro significa ponta; extremidade; nomos significa lei. Acrônimo por definição significa: "palavra formada pela inicial ou por mais de uma

letra de cada um dos segmentos sucessivos de uma locução", Houaiss, (2001).

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emissões eletromagnéticas estão organizadas segundo o que se chama de “Espectro de Ra-diações Eletromagnéticas” ou simplesmente “Espectro Eletromagnético”, baseado em uma característica ondulatória particular: o compri-mento de onda (Figura 01). Os lasers utilizados para tratamento médico, odontológico e vete-rinário emitem radiações que estão situadas, principalmente, na faixa das radiações visíveis, infravermelhas e não são ionizantes.

Para podermos identificar em que parte do espectro está classificada uma determinada radiação, precisamos conhecer seu comprimen-to de onda, que nada mais é do que a distância medida entre dois picos consecutivos de uma trajetória ondulatória (em forma onda) (Fi-gura 02). A unidade utilizada para expressar essa grandeza é uma fração do metro, normal-mente o nanômetro (nm), que é equivalente a 10-9 m. O comprimento de onda se relaciona à

01 | Espectro eletromagnético. O espectro óptico que compõe este espectro é composto pelos espectros ultravioleta UV, visível (VIS) e infravermelho (IV).

02 | Representação esquemática de uma onda eletromagnética luminosa (luz).

Cósmica Gama Raio X

1nm 200nm 103nm1µm

10cm 10km10.103nm10-5nm

RadiaçãoUltravioleta

1nm = 1 x 10-9m

λ (nm)

y

z

xCampo elétrico

Campo magnético Direção de propagação da onda

M

MVelocidade da luz

no vácuo = 2,997x108m/s

E

RadiaçãoInfravermelha Microondas

Luz Visível

400

nm

760

nmViol

eta

Indi

go

Azul

Verd

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Amar

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Lara

nja

Verm

elho

Rádio

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frequência da onda da seguinte forma: λ = c /ν, onde λ é o comprimento de onda (em m), c é a velocidade da luz no vácuo ou espaço vazio (2,997 x 108 m/s) e ν a frequência (em Hz), sen-do o Hz igual a 1/s (s=segundo).

Uma maneira simples de entender simplifi-cadamente o conceito de espectro é observando um arco-íris. Este fenômeno natural é formado pela decomposição da luz branca em sete “co-res” básicas. Estas sete cores, que podemos en-xergar, fazem parte do espectro de radiações eletromagnéticas visíveis (λ = 400 a 760 nm), conforme mostrado na figura 01, são definidas por seus comprimentos de onda e, quando mis-turadas, geram a cor branca. Cada “cor” emitida tem um comprimento de onda próprio, e isso acontece com outras “cores” que não consegui-mos enxergar, mas cujos efeitos podemos sentir.

Na escala de comprimento de onda, abai-xo da faixa de emissões que chamamos de es-pectro “visível”, temos o espectro “ultravioleta” (λ=100 a 400 nm) e acima o espectro “infraver-melho” (λ=760 nm a 1000 nm), que é também uma faixa muito mais ampla do que a faixa que conseguimos enxergar.

Classicamente, a luz é considerada como uma onda eletromagnética (Figura 02), ou seja, como sendo composta de campos elétricos e magnéticos oscilantes entre si e propagadores. Quanticamente, a luz exibe a chamada dualidade onda-partícula, ou seja, apresenta comportamentos simultâneos de onda e de um fluxo de partículas, os chamados fótons2 (quanta de radiação eletromagnética).

Em um meio material, de índice de re-fração n, a velocidade da luz é reduzida para v=c/n. O tecido biológico é um meio altamente

03 | Esquema representando a reflexão, refração, absorção, o espalhamento e a transmissão de um feixe laser incidente em um tecido biológico. Os fenô-menos que influenciam a transmissão e a profundidade de penetração óptica de um laser em um dado tecido biológico são a absorção e o espalhamento, fenômenos ópticos fortemente dependentes do comprimento de onda.

ABSORÇÃO

REFRAÇÃO

TRANSMISSÃO

ESPALHAMENTO

FEIXE INCIDENTE REFLEXÃOƟi Ɵr

Ɵr'

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inomogêneo, composto por diferentes compo-nentes com distintos índices de refração. No te-cido biológico a luz é parcialmente refletida, ab-sorvida, espalhada e o restante é transmitido.

De acordo com a teoria quântica, a luz pode ser entendida como sendo composta por peque-nos “pacotes” de energia, sendo o fóton*, ou quan-tum de luz ou radiação eletromagnética, uma partícula desprovida de massa** que carrega mo-mento ou quantidade de movimento e energia.

O laser nada mais é do que uma luz com características ímpares peculiares, podendo, em sendo luz, ser refletido, refratado, absorvido, espalhado e transmitido por um tecido biológico (Figura 03). Entretanto, é uma luz com caracte-rísticas muito especiais que são a monocromati-cidade, a coerência e a colimação.

O laser é um tipo de luz cujos fótons são idênticos (feixe de luz monocromático) e se pro-pagam sobre trajetórias paralelas (feixe de luz colimada), diferentemente da luz comum, onde fótons de comprimentos de onda diversos são emitidos isotropicamente (em todas as direções), ou seja, em todas as direções (Figuras 04A,B). É ainda uma luz coerente, onde os picos e vales de todas as trajetórias em forma de onda dos fótons que a compõem coincidem em termos de direção e sentido, amplitude, comprimento e fase.

Finalmente, o termo polarização, impor-tante em algumas aplicações biomédicas, diz respeito à direção de oscilação do campo elétri-co da luz, lembrando que a luz é formada por um campo eletromagnético, ou seja, um campo elétrico e um campo magnético que são propa-gantes, oscilantes e ortogonais entre si e com relação à direção de propagação.

04 A,B | Unidirecionalidade inerente à luz laser (processo de emissão estimulada) versus fontes de luz comum (pro-cesso de emissão espontânea).

A

B

* O termo “fóton” para o quantum de luz não era utilizado por Einstein, e foi introduzido apenas em 1928.

** A massa de repouso do fóton é mo=0.

EMISSÃO UNIDIRECIONALLuz laser

EMISSÃO ISOTRÓPICALuz comum

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CARACTERÍSTICAS ESPECIAIS DA LUZ LASER

O termo LASER descreve um processo pelo qual uma luz é produzida, amplificada e transmitida com propriedades diferenciadas da luz comum, com propriedades de monocromaticidade, unidi-recionalidade, coerência e polarização3,4. Vamos resumir cada uma dessas propriedades.

A monocromaticidade do laser (Figuras 05A,B) diz respeito aos fótons terem a mesma energia (ou ondas com o mesmo comprimento de onda). Na re-alidade, apresentam uma distribuição muito estrei-ta em comprimento de onda (ou equivalentemente em frequência*) que pode ser muitíssimo estreita, ou um pouco mais larga, no caso de lasers pulsa-dos, como consequência do princípio da incerteza de Heisenberg, um dos princípios fundamentais da mecânica quântica. Essa distribuição é tão estreita que faz com que o laser contenha uma única cor. A polarização de um laser diz respeito à direção na qual se dá a oscilação do vetor campo elétrico.

A coerência, propriedade associada à natu-reza ondulatória da luz, refere-se ao fato que as ondas eletromagnéticas, associadas aos fótons apresentam todas, em um laser, possuem a mes-ma fase (Figura 05). Alternativamente, todos os fótons são idênticos e oscilam em fase (as ondas apresentam todas, a mesma fase).

A colimação do feixe laser está relaciona-da ao que denominamos de coerência espacial que, por sua vez, relaciona-se à coerência tempo-ral (ondas travadas em fase). Mais do que isso, permite que um feixe laser possa ser focalizado no menor spot (ou área iluminada) possível, uti-lizando uma lente convergente ou positiva, cuja dimensão é limitada apenas por difração. Esse ta-manho mínimo é determinado pelo comprimen-to de onda do laser em questão; na verdade, o menor spot possível é diretamente proporcional ao comprimento de onda. Este fato faz como que o feixe possa ser acoplado eficazmente em fibras ópticas pelas quais são transmitidos na maioria dos lasers utilizados nas áreas médica e odonto-lógica. A colimação, característica peculiar da luz laser, é oriunda do processo de emissão estimula-da de radiação, e garante que se possa obter alta intensidade do campo de radiação eletromagné-tica, requisito crucial em várias aplicações cirúr-gicas médicas e odontológicas (Figuras 04A,B).

A densidade de potência ou irradiância de um feixe laser não é uma propriedade, mas sim um parâmetro extremamente importante e está relacionada ao perfil de intensidade da se-ção transversal de um feixe laser (denominada de modo transversal eletromagnético, ou TEM – transversal electromagnetic mode). Este item

05 A,B | Representação esquemática ilustrando as propriedades de coerência (ondas luminosas travadas em fase ou temporalmente) e monocromaticidade (ondas com o mesmo comprimento de onda) da luz laser x luz comum.

LUZ NÃO MONOCROMÁTICA / NÃO COERENTE (LUZ COMUM) LUZ MONOCROMÁTICA / COERENTE (LUZ LASER)

A B

* O comprimento de onda se relaciona à frequência da onda da seguinte forma: λ = c /ν, onde λ é o comprimento de onda (em m) c é a velocidade da

luz no vácuo ou espaço vazio (2,997 x 108 m/s) e ν a frequência (em Hz), sendo o Hz igual a 1/s (s=segundo).

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será abordado no próximo tópico, juntamente aos demais parâmetros de importância clínica.

EMISSÃO ESTIMULADA DE RADIAÇÃO

Para a produção de um laser são necessárias al-gumas condições especiais. Primeiramente ne-cessita-se de um “Meio Ativo” ou “Meio Laser”, composto por substâncias (gasosas, líquidas, só-lidas ou ainda por suas associações) que geram luz quando excitadas por uma fonte de energia externa. Esse processo de excitação é denomina-do de bombeamento e sua função é transformar o meio ativo em meio amplificador de radiação, já que promove neste o fenômeno denominado Inversão de População; os elétrons da camada de valência absorvem a energia bombeada e saltam para um nível de energia mais externo. Como esse segundo nível está mais distante da influên-cia do núcleo, seu nível de energia é maior. Quan-do o primeiro elétron decai, retornando ao nível com menor energia (energia original), ocorre a liberação de um “pacote” de energia ao qual cha-mamos fóton (Figuras 06A,B). Esse fóton acaba por estimular o decaimento de um elétron que esteja no estado excitado (processo de emissão estimulada de radiação)1,3. Isso gera um processo em cascata que resulta na geração e amplificação da radiação óptica coerente ou LASER.

COMPONENTES BÁSICOS DE UM LASER

Um dispositivo ou equipamento laser, em geral, é composto de três partes principais3,4 (Figura 07): a) Ressonador óptico ou cavidade óptica res-sonante. O ressonador óptico envolve, no míni-mo, dois espelhos com refletividades e raios de curvaturas específicos, separados entre si e do meio ativo por distâncias específicas determina-das por critérios específicos, b) Meio ativo (meio de ganho ou meio laser), que em lasers de estado sólido é o cristal dopado com íons cujos elétrons realizam as transições necessárias para originar a emissão laser, um gás ou mistura de gases, líquidos (corantes orgânicos dissolvidos em sol-ventes) ou ainda heterojunções semicondutoras, como no caso dos lasers de diodo, c) Fonte de

06 A,B | Processos de absorção e emissão e o conceito de fóton (quantum ou “pacote” de energia luminosa).

07 | Representação das principais partes componentes de um dispositivo laser.

bombeio - elétrico ou óptico, dependendo do tipo de laser em questão - é responsável em promover a inversão de população no meio ativo, levando ao armazenamento de energia no estado excita-do do íon ou molécula para que a emissão laser

ABSORÇÃO

EMISSÃO

RESSONADOR ÓPTICO

FONTE DE BOMBEIO

Espelhosemi-refletivo

Espelho100% refletivo

n

n

m

m

E

E

A

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seja possível. Os regimes de operação possíveis são os regimes CW (continuous wave) ou modo contínuo, e o modo pulsado. Historicamente, os lasers de estado sólido descrevem uma classe de dispositivos fotônicos nos quais os íons ativos presentes no material hospedeiro (cristal ou vi-dro), em geral íons trivalentes de elementos ter-ras raras, são bombeados opticamente de modo a criar inversão de população. Outros tipos de lasers empregam meios ativos de estado sólido, como os lasers de diodo semicondutores e os la-sers cujo meio ativo e de amplificação consistem em fibras ópticas dopadas com íons de elementos terras raras (fiber lasers e amplificadores de fi-bra). Porém, como estes dispositivos empregam tecnologias distintas muito específicas, são tra-tados separadamente dos lasers de estado sólido convencionais. Devido aos lasers de diodo apre-sentarem uma posição de grande destaque nas ciências da saúde, faremos uma discussão mais detalhada na seção a seguir.

O mecanismo de excitação trata-se de uma fonte de energia que excita ou bombeia os áto-mos ou moléculas do meio ativo de estados de baixa energia até estados excitados, criando as-sim a inversão de população esperada. Nos la-sers cujo meio ativo é composto por gases ou por

semicondutores, a excitação é do tipo elétrica; nos lasers de estado sólido e de estado líquido, a excitação geralmente é feita por lâmpadas de flash ou outro tipo de laser associado, geralmen-te lasers de diodo de alta potência.

A cavidade óptica ressonante, por sua vez, é formada por um par de espelhos colocados nas extremidades do meio ativo e sua função é fazer rebotar a radiação através do meio ativo, deixan-do sair unicamente uma porcentagem da energia formada no interior do mesmo. Isso é alcançado fazendo com que um dos espelhos seja totalmen-te reflexivo e outro apenas parcialmente refle-xivo. Há ainda lasers, como no caso dos diodos, que não estão contidos por espelhos; entretanto, no processo de clivagem desses semicondutores, suas superfícies externas cortadas são tão bem polidas que exercem o papel óptico de espelhos.

Existem muitos tipos de laser e sua classi-ficação se baseia no estado físico do meio ativo: estado sólido, líquido e gasoso.

Para a identificação do laser, precisamos conhecer sua fonte geradora (caracterizada pelo meio-ativo que vai gerar a luz laser) e sua inten-sidade (caracterizada pela densidade de potên-cia óptica produzida ou energia gerada do laser). Do mesmo modo que as lâmpadas residenciais

08 | Regimes de operação contínua (cw) ou pulsada/modulada de um laser.

OPERAÇÃO PULSADA / MODULADA

T=1/f

Tempo (s)

DpPm = Potência média

PP = Potência de pico

E

Potê

ncia

(W)

DP = Duração do pulso (s) | E = Energia por pulso (J)

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são identificadas pelas potências, normalmen-te expressa em Watts, também utilizamos esta unidade (ou uma fração dela) para identificar a potência dos lasers (1mW = miliwatt = 0,001W).

A última característica relevante dos la-sers é referente ao seu regime de funciona-mento, isto é, existem aqueles que, quando acionados, permanecem ligados continuamen-te até serem desligados (lasers contínuos, CW), e existem outros tipos que funcionam de for-ma pulsada ou chaveada (Figura 08), ou seja, ficam parte do tempo ligados e parte do tempo desligados. A maioria dos lasers terapêuticos opera de modo contínuo.

LASER DE DIODO OU LASER SEMICONDUTOR

Um laser de diodo é baseado em uma pequena

heteroestrutura semicondutora fabricada a par-

tir de material com dimensões micrométricas a

milimétricas, que converte energia elétrica di-

retamente em energia luminosa. O material é

crescido em camadas por técnicas epitaxiais. A

energia luminosa é emitida em forma de feixe

laser por uma das faces da estrutura semicon-

dutora, podendo emitir potencias da ordem de

dezenas de Watts por arranjo. A figura 09 re-

presenta a cavidade de um laser de diodo.

09 | Representação esquemática de um laser de diodo semicondutor (configuração básica de um diodo laser de heterojunção dupla).

300-

1000

µm

-10µm

10µm

0,5µ

m100-200µm

-20º -30º

IsolanteGaAs Tipo PGa0,7 Al0,3 As0,3 Tipo P

Ga095 Al0,05 As Tipo P; Região Ativa

Ga0,7 Al0,3 As0,3 Tipo N

GaAs Tipo N

FACE POLIDA

Contato Metálico

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Atualmente existem arranjos de diodos la-ser de alta potência de saída em diversas faixas de comprimentos de onda. Estas faixas se esten-dem de 450 nm (azul) até 1950 nm (infraver-melho próximo), envolvendo faixas espectrais de grande interesse em aplicações médicas e odontológicas. Atualmente, os semicondutores para emissão laser consistem em heteroestrutu-ras semicondutoras envolvendo até quatro ele-mentos atômicos distintos.

O feixe emitido por lasers de diodo tem padrão de irradiância tipicamente elíptico, o que pode ser rearranjado para um spot circular através de um arranjo óptico e pela entrega por uma fibra óptica.

Os diodos são classificados em diodos de emissão contínua (cw), pulsada (modulada ou chaveada eletronicamente) e de emissão quase contínua (qcw). As potências de saída dos dio-dos de alta potência oferecidos pelos diversos fa-bricantes variam entre 1 W e 60 W e atualmente acima de 200 W.

Com a marcada evolução nas tecnologias de fabricação de dispositivos semicondutores através de técnicas de crescimento epitaxial, novos emissores do tipo diodo laser (ou laser de diodo ou ainda laser semicondutor) têm se tor-nado disponíveis em diversos comprimentos de onda. Os lasers semicondutores atuais possibili-tam a obtenção de altos níveis de potência com muito maior estabilidade de potência e quali-dade de feixe superior aos lasers supracitados. Isso permitiu a fabricação de laser de diodo na região do azul (450 nm), que passa a atender às aplicações das tecnologias laser anteriormente representadas pelos lasers de argônio e KTP.

Os diodos laser estão sendo utilizados cada vez mais em aplicações médicas e odontológicas, principalmente devido ao preço baixo, à excelente e superior qualidade técnica e à confiabilidade de operação. Os diodos laser utilizados na Medicina geralmente são equipamentos extremamente com-pactos com pouquíssimo consumo elétrico e refri-gerados a ar. Em virtude de todas estas vantagens, existe uma grande procura em substituir técnicas efetuadas comumente com outros tipos de laser por processos que utilizem o laser de diodo.

ASPECTOS INTRODUTÓRIOS À INTERAÇÃO LASER-TECIDO

A utilização do laser nas diversas áreas da Saú-de se baseia no fato de que um feixe de luz laser carrega consigo energia e frequência de oscila-ção da onda eletromagnética, além de suas de-mais propriedades físicas já descritas.

Os tecidos são heterogêneos do ponto de vis-ta óptico e, portanto, absorvem e refletem energia de maneira distinta. A importância da absorção acontecer de maneira diferenciada, segundo o tipo de tecido no qual a energia é depositada, está no fato de que, dependendo do comprimento de onda, esse tecido absorve energia mais superficialmente ou permite que a luz o atravesse, agindo na intimi-dade tecidual. A isso denominamos “seletividade” do laser. Uma vez absorvida a energia luminosa na célula, essa se converterá em outro tipo de energia; no caso dos lasers cirúrgicos, se converterá em ca-lor através da interação fototérmica.

Parte da luz que incide sobre uma superfície translúcida é refletida de volta para o meio de onde veio, parte é absorvida pelo material sobre o qual está incidindo, e parte atravessa o material. No interior do tecido, altamente heterogêneo, também ocorre o fenônemo de espalhamento. O processo de absorção é altamente considerado já que é a luz que será absorvida e utilizada pelas células e convertida em efeitos biológicos (na la-sercirurgia em tecidos moles, em calor, emprega-do para fototermoablação tecidual).

Quando um feixe de luz incide sobre uma su-perfície, a porcentagem de luz que será refletida dependerá do ângulo de incidência desse feixe. Quanto menor for o ângulo formado entre o raio incidente e a superfície irradiada, maior será a re-flexão desse raio e, portanto, teremos menor ab-sorção de energia por parte do tecido. Daí a impor-tância de aplicarmos o laser com o condutor de luz posicionado sempre de maneira perpendicular ao tecido, evitando assim a reflexão e maximizando a absorção do laser. A reflexão dependerá ainda das características ópticas do tecido, uma vez que estes são heterogêneos desse ponto de vista, já que cada tecido absorve e reflete a luz de maneira distinta. Tecidos com queratina, como a pele, por

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exemplo, refletem mais a luz laser do que tecidos sem queratina, como as mucosas.

Existem basicamente três processos ópticos responsáveis por afetar a propagação da luz no através dos tecidos biológicos, a saber: a refração, o espalhamento e a absorção. Os dois últimos de-terminam em si a profundidade de penetração óp-tica da luz em um determinado tecido biológico.

ABSORÇÃO

O processo de absorção é extremamente impor-tante do ponto de vista da interação laser-tecido e envolve a transferência de energia dos fótons do feixe de luz às espécies moleculares absorvedoras do tecido (cromóforos). Este processo está presen-te em uma série de aplicações biomédicas, como técnicas de diagnóstico óptico por fluorescência induzida ou autofluorescência, terapêuticas (LLLT e PDT) e cirúrgicas (coagulação e ablação a laser, por exemplo) envolvendo radiação eletromagnéti-ca luminosa, em especial, a luz laser.

A absorção de luz pelo tecido depende das propriedades ópticas de cada componente do te-cido separadamente. Portanto, diferentes tecidos absorvem a luz de maneira maximizada em dife-rentes regiões espectrais e, assim, este fato é de-terminante na escolha do comprimento de onda a ser utilizado no procedimento médico em questão. Além disso, o cirurgião pode controlar parâme-tros como potência, intensidade e tempos de ex-posição, de modo a tratar tecidos doentes com um mínimo dano aos tecidos saudáveis adjacentes.

São as várias propriedades físicas de um laser que definem o escopo de ação de um de-terminado laser nos vários materiais biológicos. Baseado na possibilidade de manipulação dos parâmetros do laser é que o cirurgião consegue obter o efeito desejado.

A figura 10 apresenta o espectro de absorção da água, melanina, hemoglobina (Hb) e oxihemo-globina (HbO2) - principais cromóforos dos tecidos biológicos moles - na região do espectro visível e do infravermelho próximo (NIR) e médio (MIR).

10 | Espectros de absorção dos principais componentes biológicos presentes em tecidos moles. São destacados os picos de absorção da água nos com-primentos de onda 980 nm e 1470 nm (principais lasers de diodo cirúrgicos atuais) e os comprimentos de onda de 445 nm (laser de diodo azul, Medilaser 445 nm, DMC, Brasil) e 532 nm (laser verde, KTP), comprimentos de onda no VIS intensamente absorvidos pela Hb e HbO2 e pela melanina, empregados para procedimentos cirúrgicos em tecidos moles.

Hemoglobina Oxihemoglobina Melanina Dopamelanina Água

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Quanto maior for este coeficiente de um cromóforo (água ou hemoglobina, por exemplo) em um dado comprimento de onda, menor será a penetração da luz em um determinado teci-do e maior será a quantidade de calor absortivo gerado, diretamente proporcional ao coeficiente de absorção µA (cm-1) do tecido e à irradiância (potência/área, W/cm2) e ao tempo de exposição (t, em segundos) (parâmetros do laser).

Um novo comprimento de onda está dispo-nível no mercado (450 nm) no que concerne aos lasers de diodo com potenciais vantagens em te-cidos vascularizados devido à sua alta absorção pela hemoglobina (Tabela 01). Atualmente, no-vos comprimentos de onda específicos têm sido considerados como estado da arte, a saber: 1470 nm (55 vezes mais absorvido pela água tecidual

do que laser de 980 nm) e 1940 nm (4,85 vezes maior absorção pela água com relação ao 1470 nm) (Tabela 02).

Deve-se ressaltar que a profundidade de penetração óptica efetiva é determinada pelos processos de absorção e de espalhamento da luz pelo tecido e, portanto, dependente das pro-priedades ópticas teciduais e que determina, juntamente às suas quantidades volumétricas, percentuais de água, hemoglobina, grau de oxi-genação (oxihemoglobina), etc., a distância que a luz de um dado comprimento de onda penetra em um determinado tecido biológico mole (pele, mucosa, músculo, etc.).

Basicamente, o laser pode atuar através de três mecanismos físicos básicos5,7: 1) Efeito fotoquímico (laserterapia de baixa intensidade

LASER / MEIO ATIVO COMPRIMENTO DE ONDA λ (nm)

COEFICIENTE DE ABSORÇÃO HEMOGLOBINA μα (cm-1)

PENETRAÇÃO ÓPTICA HEMOGLOBINA δα (mm)

Diodo (InGaAn) 450 553,64 1,8 x 10-2

Diodo (AIGaAs) 808 4,0 2,5

Diodo (InGaAs) 980 2,0 5,0

Argônio 488 85,21 1,17 x 10-1

Argônio 514 150,61 6,64 x 10-2

KTP 532 217,53 4,5 x 10-2

LASER / MEIO ATIVO COMPRIMENTO DE ONDA λ (nm)

COEFICIENTE DE ABSORÇÃO ÁGUA μα (cm-1)

PENETRAÇÃO ÓPTICA ÁGUA δα (mm)

Diodo (AIGaAs) 808 0,02 50,0

Diodo (InGaAs) 980 0,45 22,0

Nd:YAG 1064 0,12 83,0

Diodo (InGaAsP) 1470 24,81 4,03 x 10-1

Diodo (AIGain) 1940 119,83 8,34 x 10-2

Ho:YAG 2100 26,93 3,71 x 10-1

CO2 10600 790 0,012

TAB. 01 | Comparação dos coeficientes de absorção (mA) da hemoglobina (função do comprimento de onda da luz laser) e respectivas penetrações ópticas teciduais (dA) de lasers com emissão na região do espectro visível (azul ao verde).

TAB. 02 | Coeficientes de absorção da água por lasers com comprimento de onda situados na região do infravermelho próximo (NIR – near infrared) do espectro eletromagnético. Os lasers com comprimentos de onda acima de 900 nm podem ser considerados como “água-específicos”.

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– LLLT e terapia fotodinâmica – PDT), 2) Efeito fototérmico (exemplos: lasercirurgia em tecidos moles, fotodepilação, tratamento de lesões vas-culares e pigmentares cutâneas) e 3) Efeito fo-tomecânico (ablação de tecidos dentais duros, litrotripsia a laser, cirurgias para correções fo-torrefrativas e remoção de tatuagens). São pro-porcionados por lasers com densidade de potên-cia e regimes de operação temporal nitidamente distintos e, devido às suas diferenças, são em-pregados para diferentes aplicações médicas, odontológicas e estéticas6,7.

LASERCIRURGIA EM TECIDOS MOLES – INTERAÇÃO FOTOTÉRMICA

Quase que imediatamente após o desenvolvi-mento do primeiro laser, de Ruby, em 1964 sur-giu o desejo de aplicar-se esta nova tecnologia na clínica médica, e a partir de então lasers emitin-do radiação em diversos comprimentos de onda foram testados em Medicina e Odontologia.

Inicialmente, a inserção desta ferramenta ao arsenal cirúrgico foi lenta devido à inércia inicial frente às mudanças. No entanto, a partir dos anos 80, o uso do laser tem crescido de for-ma intensa e atualmente ele é uma ferramenta presente em consultórios médicos, odontológi-cos e hospitais no mundo todo.

A tendência geral de inserção do ferramen-tal cirúrgico óptico tende a aumentar ainda mais frente às vantagens que oferece comparativamen-te às técnicas cirúrgicas e terapêuticas tradicio-nais, tanto em Medicina quanto em Odontologia.

Especificamente no caso dos lasers cirúr-gicos aplicados para procedimentos em tecidos moles, o mecanismo envolvido mais utilizado é a interação fototérmica, na qual a energia fotô-nica absorvida pelo tecido é convertida in situ em energia térmica através de processos mole-culares não radiativos.

A maioria dos lasers cirúrgicos de diodo é aplicável à termoablação de tecidos moles e utiliza a interação laser-tecido do tipo fototér-mica. Existem, adicionalmente, lasers cirúrgi-cos que se baseiam na interação fotomecânica e secundariamente no efeito fototérmico, como

o Er:YAG e Ho:YAG, cuja ação preponderante é fotomecânica, sendo empregada para a ablação de tecidos dentais duros, por exemplo.

A fim de maximizar a ação do laser deve--se considerar os principais constituintes de um dado tecido ou estrutura alvo.. A partir desse dado, determina-se o comprimento de onda de emissão do laser, baseado no espectro de absor-ção da água e dos demais principais componentes do tecido vivo em consideração. Os componentes do tecido biológico que absorvem a energia do laser são denominados cromóforos (aglomerados moleculares capazes de absorver luz).

A partir do efeito que se deseja produzir e da densidade do tecido em questão determina--se a potência do laser, irradiância (densidade de potência), tempos de exposição, que junta-mente com a irradiância determina a fluência ou densidade de energia.

No caso de lasers pulsados (Ho:YAG, Er:YAG e Nd:YAG q-switch, por exemplo), parâmetros como potência média, potência dos pulsos, lar-gura temporal dos pulsos e taxa de repetição.

Na interação fototérmica, o aumento de tem-peratura no tecido decorrente do calor absortivo gerado pode resultar, de acordo com o aumento em T(oC), em hipertermia, coagulação, carboni-zação e vaporização. Durante esses processos, as propriedades ópticas dos tecidos são completa-mente alteradas a partir daquelas originais.

As propriedades ópticas e térmicas de um tecido, conjuntamente com a geometria e os parâmetros ópticos do feixe laser incidente no tecido, especialmente a irradiância (W/cm2) e o tempo de exposição t (que se combinam defi-nindo a fluência ou densidade de energia apor-tada ao tecido, J/cm2), definem o grau e a exten-são da ação térmica produzida. Acima de 40oC o tecido começa a desenvolver hipertermia; entre 45 a 50oC alterações enzimáticas são produzidas e acompanhadas de desenvolvimento de edema. Um aquecimento que eleve a T tecidual a 60oC durante poucos segundos promove o processo de coagulação. Acima de 90oC a água intrace-lular começa a ser vaporizada, seguindo-se o ressecamento e a retração tecidual; o aumento

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da T no tecido aumenta rapidamente, ultrapas-sando a T de 100oC e produzindo carbonização e vaporização acima de 200oC6, conforme esque-matizado pela figura 11. O aumento de tempe-ratura tecidual depende muito da interação la-ser-tecido (comprimento de onda e parâmetros dosimétricos usados e de propriedades ópticas e térmicas do tecido)7.

A presença e a extensão das zonas estão diretamente relacionadas com a irradiância e o tempo de exposição do tecido ao laser. As alterações visuais e os efeitos biológicos corres-pondentes ao aumento de T(oC) tecidual conse-quente ao calor absortivo são referidos depen-dentemente do aumento da temperatura.

Um ponto bastante importante a ser consi-derado na interação fototérmica é a penetração térmica tecidual, gerando a zona térmica late-ral, originada pela propagação do calor absor-tivo gerado no tecido via difusão térmica7. Esta profundidade de penetração do calor na água, cromóforo mais abundante no tecido mucoso,

por exemplo, varia em função do tempo de ex-posição do tecido ao laser.

A profundidade térmica corresponde à dis-tância característica no argumento da função exponencial da função de distribuição da T no tecido mediante sua exposição a um pulso laser durante um tempo t, denominada de profundi-dade de penetração térmica, e fornece uma esti-mativa da profundidade de penetração do calor no tecido mediante um pulso ou tempo de expo-sição t (em segundos)7 .

Portanto, um parâmetro importante na preservação dos tecidos contíguos à lesão de ablação (linear – por exemplo, incisão ou volu-métrica – vaporização) obtida com o laser é o tempo de exposição do tecido ao laser de alta potência.

A zona térmica lateral pode ser minimiza-da através de baixos tempos de exposição ou através do uso do modo pulsado ou modulado, conceito central na teoria da Fototermólise Sele-tiva de Anderson e Parrish8.

11 | Esquema das possíveis zonas térmicas produzidas através da interação fototérmica (tecido e parâmetro dependentes) oriundas a partir da produção de uma lesão de vaporização e da difusão térmica do calor gerado (largura de pulso ou tempo de exposição dependentes).

VaporizaçãoCarbonizaçãoCoagulaçãoDesnaturação Protéica

Ativação Não-FototérmicaAtivação FototérmicaTECIDO ALVO

Curva Gaussiana

FOTODESTRUIÇÃO

FOTOATIVAÇÃO

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LASER DE DIODO CIRÚRGICO EM ODONTOLOGIA

No caso dos lasers cirúrgicos, é essencial sa-ber-se que os tecidos biológicos moles, nos quais se deseja fazer incisões, excisões e vapo-rização, contêm altas quantidades de água em sua composição e também profusão de vasos sanguíneos.

A necessidade de haver ação hemostáti-ca nos leva a selecionar um laser com compri-mento de onda que apresente uma alta absor-ção pela água e sangue, além de alta potência para, simultaneamente, cortar e realizar he-mostasia. Direcionados para as cirurgias em tecidos moles em Odontologia, no Brasil, exis-tem disponíveis equipamentos baseados em lasers de diodo com emissão em 810 e 940 nm e 980, com potências tipicamente na faixa de 2,0 a 9,0 W. Esses comprimentos de onda são especialmente adequados para o propó-sito cirúrgico, devido à alta absorção pela a melanina e hemoglobina, conforme pode ser observado na figura 10.

O comprimento de onda em 810 nm ±10 nm foi e ainda é comumente utilizado em cirurgias devido aos efeitos de corte e coagulação; no en-tanto, o coeficiente de absorção da água nesta região é 70 vezes menor do que em 980 nm e sua penetração nos tecidos é maior do que o la-ser de 980 ±10 nm.

Quanto maior a absorção da radiação la-ser pelos cromóforos presentes em um teci-do vivo, menor a sua penetração no mesmo. A

profundidade de penetração óptica é definida como a distância na qual a intensidade do fei-xe original (Io) decai para Io/e2 ou, aproximada-mente, 0,135 Io

7. No caso dos lasers cirúrgicos de 980 nm, como o Thera Lase Surgery, DMC, Bra-sil, com comprimento de onda conhecido como o atual padrão-ouro, o laser apresenta baixa pe-netração óptica efetiva no tecido, fazendo deste laser bastante adequado no que se diz respeito à preservação do tecido adjacente ao tecido sub-metido à incisão.

Outra propriedade crucial, relacionada à alta absorção pelo sangue (hemoglobina e oxihemoglobina), é a boa ação hemostática e coagulativa, aspecto imprescindível de um la-ser cirúrgico (Figuras 12A,B). Além disso, o período pós-operatório é mais confortável para o paciente, uma vez que a recuperação concer-nente às cirurgias a laser é mais rápida e o pós--operatório menos doloroso do que cirurgias realizadas com instrumentos de corte conven-cionais de aço (bisturis) e eletrocautério. Esse conforto pós-cirúrgico também se explica pelo fato do laser cirúrgico de diodo possui ação te-rapêutica residual que auxilia na cicatrização pós-operatória9.

Conforme já discutido anteriormente, as ci-rurgias a laser ocorrem a basicamente “a seco”, uma vez que o laser operando em 980 nm é in-tensamente absorvido por hemoglobina, o que proporciona alto poder de coagulação do san-gue. Além disso, a ação deste laser se restringe a uma camada de aproximadamente 2,0 mm de

12 A,B | Ação hemostática após irradiação com diodo laser cirúrgico – 1W, modo contínuo, fibra óptica de 400 micrômetros (TheraLase - DMC).

A B

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ISBN 978-85-480-0014-0

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