Luciana Almeida-Lopes
Proposição 57 4. Material e Métodos 59
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3. Proposição 574. Material e Métodos 594.1. Cultivo Celular 60 4.2. Lasers Utilizados 66 4.3. Grupos Experimentais 66 5. Resultados 73 5.1. Linhagem lmf 74 5.2. Experimento 1 79 5.3. Experimento 2 86
7. Conclusões 102 Apêndices 104 Referências Bibliográficas 110
Esta dissertação apresenta-se dentro das normas explicitadas pelo Instituto de Pesquisa e Desenvolvimento da Universidade Vale do Paraíba para obtenção do título de Mestre em Ciências do Curso de Pós-Graduação em Engenharia Biomédica. Para aproximar expressões técnicas às normas lexicográficas, o texto foi adequado segundo os seguintes dicionários:
Para as referências bibliográficas, foram adaptadas e simplificadas as normas da Associação Brasileira de Normas Técnicas, ABNT-NBR6023/1989. A abreviatura de títulos e periódicos obedecem às listagens do “Index to Dental Literature”. Abreviaturas A: Angström As-Ga: Arsenieto de gálio As-Ga-Al: Arsenieto de gálio-alumínio ATP: Adenosina-trifosfato ADP: Adenosina-difosfato C: Centígrado cél: Célula cels: Células cm: Centímetro cm2: Centímetro quadrado : Comprimento de onda CO2: Dióxido de carbono DE: Densidade de Energia DP: Densidade de Potência DME: Eagle modificado por Dulbecco DMSO: Di-metil sulfóxido DNA: Ácido desoxirribonucléico EDTA: Ethylenediamine-tetraacetic acid = Ácido etilenodiamino tetraacético EGF: Epidermal Growth Factor = Fator de crescimento epidérmico EGF-R: Receptor de EGF f: Freqüência FAF: Fibroblast Activating Factor = Fator ativador de fibroblasto aFGF: Acid Fibroblast Growth Factor = Fator de crescimento ácido do fibroblasto bFGF: Basic Fibroblast Growth Factor = Fator de crescimento básico do fibroblasto FGF-R: Receptor de FGF : Diâmetro do feixe laser g: Grama
Ga: Gálio h: Horas
He-Cd: Hélio Cádmio HeLa: Células de linhagem HeLa He-Ne: Hélio Neônio Hz: Hertz IGF I: Insulin-like Growth Factor = Fator de crescimento semelhante à insulina I IGF II: Insulin-like Growth Factor = Fator de crescimento semelhante à insulina II IL-1: Interleukin-1 = Interleucina-1 IL-6: Interleukin-6 = Interleucina-6 IL-8: Interleukin-8 = Interleucina-8 J: Joules Kg: Kilograma m: Metro
M: Mol mg: Miligramo min: Minutos mks: Sistema metro-kilogramo-segundo ml: Mililitro l: Microlitros mm: Milímetro mM: Milimol m/s: Minutos por segundo mrad: Miliradiano mW: Miliwatts m: Micrômetro N2: Nitrogênio nm: Nanômetros O2: Oxigênio P: Potência PBSA: Phosphate Buffer Saline = Solução tampão fosfato-salina sem cálcio e magnésio pH: Potencial hidrogeniônico PM: Peso molecular RNA: Ácido ribonucléico RNAm: Ácido ribonucléico mensageiro s: Segundo SFB: Soro fetal bovino TEM: Transversal Eletromagnetic Mode = Modo eletromagnético transversal TEMoo: Gaussian Laser Beam = Raio laser gaussiano TGF: Transforming Growth Factor alfa = Fator de crescimento transformante alfa TGF: Transforming Growth Factor beta = Fator de crescimento transformante beta TNF-: Tumor Necrosis Factor-alfa = Fator de necrose tumoral-alfa W: Watts C: Graus Celsius x 100 = Aumento de 100 vezes x 200 = Aumento de 200 vezes Índice de Figuras Pág.
Figura 2.1: Perfil espacial gaussiano de um feixe laser e sua interação com o tecido, proposto por OHSHIRO e CALDERHEAD em 1988. 06 Figura 2.2: Coeficientes de absorção para diferentes tecidos em função do comprimento de onda, proposto por JACQUES em 1995. 09 Figura 2.3: Modelo de KARU modificado por SMITH. Ação foto-química do laser visível na cadeia redox da mitocôndria. Ação foto-física do laser infravermelho na membrana celular. Ambos desencadeiam uma resposta celular, que gera uma cascata bioquímica de reações. 11 Figura 2.4: Quadro de uma cicatrização por primeira intenção numa ferida fechada, não infectada, como uma ferida cirúrgica incisional. As margens estão próximas e o processo de cicatrização evolui diretamente à produção de uma cicatriz. 15 Figura 2.5: Quadro de uma cicatrização por segunda intenção. Acima: cicatrização por segunda intenção numa ferida aberta não infectada. A fenda é primeiramente preenchida por tecido de granulação, o qual se contrai e torna-se uma cicatriz. Abaixo: cicatrização por segunda intenção em uma ferida infectada (as setas vermelhas representam as bactérias). A ferida é preenchida com tecido de granulação, o qual produz pus até as bactérias serem eliminadas. Depois disso o tecido de granulação contrai e produz uma cicatriz. 16 Figura 4.1: Frasco de cultivo com 25 cm2 de área cultivável contendo as células em meio DME. A coloração alaranjada do meio de cultura demonstra a alteração do pH de 7,2 a 7,4 (pelo vermelho de fenol). 62 Figura 4.2: Placas de cultivo com 35 x 10 mm de área cultivável contendo as células que foram semeadas e divididas em 3 grupos e 9 subgrupos. Em cada contagem três placas de cada subgrupo foram paradas e a contagem foi feita em triplicata. 65 Figura 4.3: Esquema de aplicação montado dentro do fluxo laminar em condições de esterilidade. Todas as placas, incluindo os grupos controles, foram submetidas às mesmas condições. Os grupos controles permaneceram o mesmo tempo que os demais fora da estufa. 67 Figura 4.4: Detalhe do esquema de aplicação dentro do fluxo laminar. A caixa contendo as placas servia para garantir condição de obscuridade parcial. 68 Figura 5.1: Observamos o crescimento celular das células LMF em meio DME com diferentes concentrações de soro fetal bovino. 75 Figura 5.2: Microscopia de fase onde podemos observar o aspecto de um cultivo controle em meio DME com 10% de soro fetal bovino. Células estão dispersas em pequeno número. Células em divisão são observadas (x 200). 76 Figura 5.3: Grupo com DME e 5% de soro fetal bovino irradiado aos 4 dias apresentando várias células em divisão celular (x 100). 77 Figura 5.4: Grupo com DME e 10% de soro fetal bovino irradiado aos 6 dias. Observa-se grande tendência a formação de feixes paralelos (x 200). 78 Figura 5.5: Crescimento de células LMF viáveis cultivadas em meio DME sem soro fetal bovino e irradiadas com os lasers L1 e L2. 81 Figura 5.6: Crescimento de células LMF viáveis cultivadas em meio DME contendo 5% de soro fetal bovino e irradiadas com os lasers L1 e L2. 82 Figura 5.7: Crescimento de células LMF viáveis cultivadas em meio DME contendo 10% de soro fetal bovino e irradiadas com os lasers L1 e L2. 83 Figura 5.8: Crescimento de células LMF viáveis cultivadas em meio DME contendo diferentes concentrações de soro fetal bovino e irradiadas com o laser L1. 84 Figura 5.9: Crescimento de células LMF viáveis cultivadas em meio DME contendo diferentes concentrações de soro fetal bovino e irradiadas com o laser L2. 85 Figura 5.10: Crescimento de células LMF viáveis cultivadas em meio DME sem soro fetal bovino e irradiadas com os lasers L3 e L4. 88 Figura 5.11: Crescimento de células LMF viáveis cultivadas em meio DME contendo 5% de soro fetal bovino e irradiadas com os lasers L3 e L4. 89 Figura 5.12: Crescimento de células LMF viáveis cultivadas em meio DME contendo 10% de soro fetal bovino e irradiadas com os lasers L3 e L4. 90 Figura 5.13: Crescimento de células LMF viáveis cultivadas em meio DME contendo diferentes concentrações de soro fetal bovino e irradiadas com o laser L3. 91 Figura 5.14: Crescimento de células LMF viáveis cultivadas em meio DME contendo diferentes concentrações de soro fetal bovino e irradiadas com o laser L4. 92 Índice de Tabelas Pág.
Tabela 2.1: Diodos Lasers Semicondutores com diferentes hospedeiros e dopantes. 08 Tabela 2.2: Fatores de crescimento implicados na reparação de feridas cutâneas. 23 Tabela 2.3: Atividade biológica dos fatores de crescimento implicados na reparação cutânea. 24 Tabela 4.1: Parâmetros de irradiação de L1 e L2. 69 Tabela 4.2: Parâmetros de irradiação de L3 e L4. 70 Tabela 5.1: Média da contagem celular para os diferentes grupos controles. 74 Tabela 5.2: Diferenças entre médias do número de células viáveis (x 103) obtidas nos dias 2, 4 e 6 que não receberam irradiação, pelo teste de Kruskal-Wallis. 75 Tabela 5.3: Média da contagem celular para os diferentes grupos. 79 Tabela 5.4: Diferença entre médias do número de células viáveis (x 103) obtidas nos dias 4 e 6 após a irradiação, pelo teste de Kruskal-Wallis. 80 Tabela 5.5: Média da contagem celular para os diferentes grupos. 86 Tabela 5.6: Diferença entre médias do número de células viáveis obtidas nos dias 2, 4 e 6 após a irradiação, pelo teste de Tukey. 87 Resumo O laser operando com baixa potência tem sido utilizado em tratamentos médicos e odontológicos visando sua ação terapêutica sobre os diferentes tecidos biológicos. Esse tipo de laser tem sido estudado desde a década de 60, principalmente por seus efeitos na reparação tecidual, melhorando a regeneração e cicatrização de tecidos. A cicatrização tecidual, por sua vez, é um processo complexo que envolve atividade local e sistêmica do organismo, sendo os fibroblastos uma das células diretamente envolvidas nesse complexo processo. A ação terapêutica do laser na cicatrização também é bastante complexa, induzindo efeitos locais e sistêmicos; trófico-regenerativos, antiinflamatórios e antiálgicos. Estes efeitos foram demonstrados em estudos “in vitro” e “in vivo”, destacando-se trabalhos que enfatizam o aumento da microcirculação local, ativação do sistema linfático, proliferação de células epiteliais e de fibroblastos, assim como o aumento da síntese de colágeno por parte desses últimos. Desenvolvemos uma linhagem de fibroblastos de gengiva humana, propondo dois modelos de estudo “in vitro” onde trabalhamos com fibroblastos em condição de déficit nutricional parcial (meio de cultivo com 5% de soro fetal bovino) e em condição de déficit nutricional total (meio sem soro fetal bovino), simulando duas situações de estresse, já que os dados da literatura nos mostram que esse tipo de laser não age em células e tecidos em homeostase. Verificamos que o primeiro modelo é o ideal para se trabalhar com essas células. Analisamos a proliferação celular nessa linhagem por meio da contagem do número de células existentes antes e depois de receberem irradiação com diodos lasers operando em diferentes comprimentos de onda. Verificamos que quando as células receberam irradiação com mesma irradiância e fluência o comprimento de onda que induziu maior proliferação celular foi aquele situado na região do visível. No caso onde se manteve mesma fluência mas diferente irradiância, o melhor resultado foi obtido com radiação no infravermelho. Em ambos os casos os grupos irradiados apresentaram proliferação significativamente maior nos grupos irradiados quando comparados ao controle. Abstract The Low Level Laser Therapy (LLLT) has been used in medicine and dentistry due to its therapeutical action on the different biological tissues. The use of LLLT has been studied since 60’s mainly to improve wound healing, in order to get the healing better besides scarring of soft tissues. Wound healing is a very complex involving-process local and systemic body activity, and fibroblasts are considered one of the most important cells on healing to be directly involved in this process. The LLLT action in wound healing is so complex, induced by local and systemic effects: several studies have shown that laser light can have healing, anti-inflammatory and analgesic effects both “in vitro” and “in vivo” studies. Those were also associated for increasing the local circulation, the effects on the lymphatic system, the proliferation of epithelial cell and fibroblasts and also for improving collagen production. We developed a primary culture of human gingival fibroblasts proposing two study models “in vitro” with fibroblasts, the former with partial and the latter with total decreased nutritional condition in order to simulate a stress situation, due the literature has showed us that the LLLT doesn’t act in cells and tissues in homeostasis. We verified that the former is more appropriated for this kind of studies. It was analysed the cellular proliferation on this primary culture by counting of the cell number that had existed after and before the irradiation with different wavelength. We had observed that cells irradiated by the same irradiance and fluence presented higher proliferation when by receiving visible laser light. In case where the cells received the same fluence but different irradiance, the best results were obtained with infrared laser. In both irradiated groups, the cells proliferation was bigger than non-irradiated ones. 1. Introdução 1. Introdução A palavra laser é um acrônimo com origem na língua inglesa: Light Amplification by Stimulated Emission of Radiation (Amplificação de Luz por Emissão Estimulada de Radiação). Esta radiação é eletromagnética não ionizante, sendo um tipo de fonte luminosa com características bastante distintas daquelas de uma luz fluorescente ou de uma lâmpada comum. A radiação laser é monocromática, ou seja, emite radiações em um único comprimento de onda. É uma radiação com coerência espacial e temporal onde as ondas propagam-se com a mesma fase no espaço e no tempo. Sua direcionalidade permite a obtenção de alta densidade de energia concentrada em pequenos pontos. Com o auxílio de dispositivos ópticos, sua radiação pode ainda ser polarizada. São justamente as características especiais desse tipo de luz que a faz ter propriedades terapêuticas importantes (Laser de Baixa Potência ou Terapêutico) assim como ser utilizada em cirurgias com vantagens muito superiores ao uso do bisturi convencional (Laser de Alta Potência ou Cirúrgico). As radiações ópticas produzidas por esses lasers têm basicamente as mesmas características, porém se trabalha com o laser buscando resultados clínicos bastante específicos. A célula tem um limiar de sobrevivência, segundo o tecido onde ela está localizada e segundo seu estado fisiológico. Quando trabalhamos respeitando esse limiar de determinada célula, lhe oferecemos uma baixa intensidade de energia, que será utilizada por ela de maneira que irá estimular sua membrana, ou suas mitocôndrias. Dessa forma estaremos induzindo essa célula à biomodulação, ou seja, ela trabalhará buscando um estado de normalização da região afetada, isso denomina-se Laser Terapia. Sua principal indicação são todos os quadros patológicos onde se gostaria lograr melhor qualidade e maior rapidez do processo reparacional (quadros de pós-operatório, reparação de tecido mole, ósseo e nervoso), quadros de edema instalado (onde se busca uma mediação do processo inflamatório), ou nos quadros de dor (crônicas e agudas). Quando, ao contrário, se oferece uma densidade tão alta de energia a ponto dessa energia transformar-se em dano térmico e ultrapassar o limiar de sobrevivência dessa célula, estaremos utilizando o laser com finalidade cirúrgica, e à isso denominamos Laser Cirurgia. O comprimento de onda é fator determinante na interação laser-tecido. Corresponde à distância percorrida pela onda em uma oscilação completa. sendo medida em nanometros (nm) e a freqüência de suas oscilações em Hertz (Hz). O comprimento de onda pode variar desde o infravermelho distante até os raios cósmicos e segundo seu meio ativo, onde é gerada a radiação. É o meio ativo, em geral, que dá o nome ao laser determinando sua pureza espectral e seu comprimento de onda, conferindo características diferentes de emissão e de possível ação biológica. A radiação laser pode ser refletida, transmitida, absorvida ou espalhada (scattering) pelo tecido. A monocromaticidade do laser determina a absorção seletiva por parte dos cromóforos, com resposta afim a um ou a vários comprimentos de onda, fenômeno conhecido como ressonância à uma determinada freqüência. Cada comprimento de onda, portanto, terá um tipo diferente de interação segundo o tecido alvo. A utilização do laser operando com baixa potência tem sido estudada desde os anos 60, sendo Mester (1966) um dos pioneiros em demonstrar seus efeitos na reparação tecidual. Os efeitos terapêuticos dos lasers sobre os diferentes tecidos biológicos são muito amplos, ao induzir efeitos trófico-regenerativos, antiinflamatórios e analgésicos, os quais se têm demonstrado em estudos tanto in vitro como in vivo; destacando-se os trabalhos que demonstram um aumento na microcirculação local (MIRÓ et al., 1984; MAIER et al., 1990), no sistema linfático (LIEVENS, 1986; 1988; 1990; 1991), proliferação de células epiteliais (STEINLECHNER e DYSON, 1993) e fibroblastos (LUBART et al., 1995; WEBB et al., 1998; ALMEIDA-LOPES et al., 1998b) assim como aumento da síntese de colágeno dos fibroblastos (ENWEMEKA et al., 1990; SKINNER et al., 1996). Muitos estudos clínicos foram publicados (TRELLES et al., 1989a; BIHARI e MESTER, 1989; ROCHKIND et al., 1989; BAXTER, 1994; KAMEYA et al., 1995; TANG et al., 1997; REDDY et al., 1998) confirmando esses efeitos observados no laboratório. Os estudos in vitro sobre fibroblastos descrevem um efeito proliferativo e/ou ativador da síntese protéica, dependendo das características e parâmetros do laser utilizado como: comprimento de onda, forma de emissão, densidade de potência e densidade de energia utilizadas. Muitos autores como ABERGEL et al., 1986; 1988; KARU, 1990; AL-Watban e ZHANG, 1994 entre outros (BALBONI et al., 1985; HALLMAN et al., 1988; SOUNDRY et al., 1988; MESTER e MESTER, 1989; POURREAU-SCHNEIDER et al., 1989; 1990; LOEVSCHALL et al., 1994; NOGUEROL et al., 1994; HALEVY et al., 1997) trabalharam in vitro com fibroblastos, principal célula responsável na reparação. Estes estudos se correlacionam com outros in vivo que mostraram efeitos, tal como a redução do tempo de cicatrização de feridas dentro do estrato cutâneo e de mucosas (ABERGEL, et al., 1988; TERRIBILE et al., 1992; TRELLES et al., 1989; BIHARI E MESTER, 1989; ROCHKIND et al., 1989; AL-WATBAN e ZHANG, 1994; HALEVY et al., 1997). A reparação tecidual é um processo complexo que envolve atividade local e sistêmica do organismo, sendo os fibroblastos uma das células diretamente envolvidas nesse complexo processo. A ação dos diferentes comprimentos de onda no metabolismo celular vem sendo estudada por diferentes autores. Já se sabe que a ação desses lasers variam segundo a posição que ocupam no espectro de radiações eletromagnéticas, e que a ação sobre as células é diferente para os comprimentos de onda infravermelhos e para os visíveis (KARU, 1988). Porém, a resposta clínica não varia intensamente. O objetivo deste trabalho é analisar o efeito, in vitro, dos diodos laseres operando em 670, 780 e 786 nm sobre a proliferação de fibroblastos de gengiva humana.
Se a radiação de um laser de alta potência atingir um tecido alvo, dependendo do coeficiente de absorção deste tecido, ele poderá sofrer carbonização, vaporização, coagulação ou ainda simplesmente ter suas proteínas constituintes degradadas ou desnaturadas. O que essas reações têm em comum é o fato de que em todas elas a estrutura do tecido atingido é destruído ou alterado permanentemente. Além desses efeitos foto-térmicos, existem outros efeitos não dependentes de calor, os quais criam igualmente alterações irreversíveis ou destruição do tecido, que são os efeitos: foto-osmótico, foto-iônico, foto-enzimático e foto-imunológico (FULLER, 1983; OHSHIRO e CALDERHEAD, 1988), entre outros. Quando o laser de alta potência, que neste trabalho tratamos como laser cirúrgico, começou a ser utilizado em Medicina, observou-se que os pacientes submetidos a esse tipo de cirurgia relatavam menor desconforto pós-operatório e os médicos usuários desse tipo de equipamento observavam menor quadro de edema pós-cirúrgico e melhor cicatrização tecidual quando comparado ao método de cirurgia convencional. Levantou-se então a suspeita de que o laser poderia ter algum outro efeito adicional até então desconhecido, até que OHSHIRO e CALDERHEAD, em 1991, propuseram chamar esse efeito de “Efeito X do Laser”. Estes autores propuseram que a explicação para este efeito seria a distribuição espacial de energia gaussiana que a maioria dos laseres apresentam. A figura 2.1, exemplifica o perfil gaussiano de um feixe laser, sendo que o pico de energia concentra-se na região central do feixe, decrescendo gradualmente à medida que se aproxima da periferia. Ela representa também os efeitos típicos da interação laser-tecido biológico, evidenciando estes efeitos em função da variação da densidade de energia. Na região de interface entre a desnaturação protéica e a ativação foto-térmica a temperatura não ultrapassa 40C. Na região correspondente à ativação foto-térmica haverá um aumento da temperatura, porém não suficiente para causar mudança estrutural macroscópica no tecido, devendo somente ativá-lo. Na zona mais afastada, temos uma região denominada não foto-térmica, mas que ainda assim pode sofrer ativação. Essas duas últimas zonas não mostram alteração macroscópica na estrutura tecidual (CALDERHEAD, 1998), ainda que os dados da literatura comprovem efeitos sobre o mesmo. Estes efeitos são conhecidos atualmente como “Terapia com Laser de Baixa Potência” ou “Laser Terapia” (OHSHIRO e CALDERHEAD, 1998), e podem ocorrer simultaneamente às reações foto-destrutivas do laser cirúrgico. OHSHIRO e CALDERHEAD, 1991, relatam este efeito como “Laserterapia Simultânea”. Neste trabalho utilizamos a terminologia de “Efeito Residual do Laser Cirúrgico”. Tendo o efeito residual como ponto de partida, sistemas laseres foram desenvolvidos especialmente para este tipo de aplicação.
Figura 2.1: Perfil espacial gaussiano de um feixe laser e sua interação com o tecido, proposto por OHSHIRO e CALDERHEAD em 1988. 2.1.2. Aspectos Históricos O primeiro laser da história foi construído em 1960 por Theodore maiman na Califórnia-USA (maiman, 1960), era um laser de Rubi, operando em 694,3 nm. Em 1961 foi fundado, na Universidade de Cincinnati por Leon Goldman, o primeiro laboratório de laser para aplicações médicas (GOLDMAN, 1981), onde as primeiras experiências em animais foram realizadas. Em 1962 PATEL desenvolveu o primeiro laser com finalidade terapêutica, um Hélio-Neônio (He-Ne) com comprimento de onda de 632,8 nm (PÖNTINEN, 1992). As primeiras aplicações clínicas com laser operando em baixa potência foram relatadas em 1966 por Endre Mester de Budapeste, Hungria, que apresentou os primeiros relatos de casos clínicos sobre “Bioestimulação com Laser” de úlceras crônicas de membros inferiores usando laseres de rubi e de argônio, tendo publicado seus primeiros artigos em 1966 (MESTER, 1966). Ele produziu um grande volume de trabalhos científicos, clínicos e experimentais, tendo o laser de He-Ne, como tema central. Os laseres terapêuticos mais utilizados nas décadas de 70 e 80 foram os de He-Ne com emissão na região do visível. Nesta região do espectro eletromagnético, a radiação laser apresenta pequena penetração nos tecidos biológicos, o que limita a sua utilização. Para aplicação desse tipo de laser em lesões mais profundas, era necessário uma fibra óptica para guiar a radiação até o interior do corpo do paciente, limitando e contra-indicando muitas vezes esse tipo de terapia, por ser uma técnica invasiva. Outra limitação dos laseres de He-Ne era sua grande dimensão e também o fato de seu meio ativo estar contido por ampolas de vidro que poderiam romper-se facilmente, além do gás Hélio permear rapidamente a parede da ampola, reduzindo drasticamente o tempo de vida destes aparelhos. Em 1973, seguindo a mesma linha de Mester, Heinrich Plogg de Fort Coulombe - Canadá, apresentou um trabalho sobre “O uso do laser em acupuntura sem agulhas”, para atenuação de dores (BAXTER,1994). A partir do final dessa década começaram a ser desenvolvidos diodos laseres semicondutores, dando origem ao primeiro diodo operando na região do infravermelho próximo (= 904nm), constituído de um cristal de Arsenieto de Gálio (As-Ga). As vantagens deste sobre o He-Ne é que, além da menor dimensão, apresenta maior penetração no tecido biológico. Outra vantagem é que este dispositivo pode operar de forma contínua ou pulsada, enquanto que o He-Ne só opera em modo contínuo. O efeito da foto-bioestimulação com laser pulsado foi tema de diferentes trabalhos, sendo que MORRONE et al., em 1998, demonstraram que para aplicações in vivo a radiação contínua apresenta melhores resultados que a radiação pulsada Em 1981, apareceu pela primeira vez o relato da aplicação clínica de um diodo laser de As-Ga-Al, publicado por CALDERHEAD (1981), do Japão, que comparava a atenuação de dor promovida por um diodo laser e o laser de Nd:YAG, (Ytrio e Alumínio, dopado com Neodímio), operando em 1064 nm. À partir dos anos 90, diferentes dopantes foram introduzidos na tecnologia para obtenção de diodos laser gerando uma larga faixa de comprimentos de onda, conforme pode ser observado na tabela 2.1. Com estes dispositivos hoje pode-se ter aparelhos pequenos, de fácil transporte e manuseio, com baixa freqüência de manutenção além do baixo custo. Tabela 2.1: Diodos Laseres Semicondutores com diferentes hospedeiros e dopantes.
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