длительностей воздействия изменяются от сотых долей микрона до нескольких сантиметров.
Таким образом, в зависимости от длины волны используемого излучения, может преобладать или оптический перенос энергии, глубина проникновения излучения в этом случае lопт lтерм (например, при облучении ткани излучением Nd:YAG-лазера = 1,06 мкм при длительности воздействия меньше минуты), или перенос энергии за счет теплопроводности – термический перенос энергии lтерм lопт (например, при использовании СО2
лазера при длительности воздействия 1 мс).
В терминах обычных лазерных технологий оптический перенос энергии соответствует «слабому поглощению» (см. раздел 3), а термический перенос энергии – «сильному поглощению» (по сравнению с теплопроводностными явлениями). Для практических целей эти два случая отличаются тем, что при термическом переносе энергии возможно управление глубиной прогретого слоя изменением длительности воздействия, тогда как при оптическом переносе энергии толщина прогретого слоя определяется только показателем поглощения ткани.
При термическом переносе энергии вглубь материала, когда глубина проникновения света в материал 1 ( – показатель поглощения света) много меньше толщины прогретого слоя a (a – температуропроводность биоткани, – длительность воздействия), температура биоткани на поверх- ности в центре облученной области определяется следующим образом:
- в неустановившемся режиме, при r0 a
2 0
Н
q A a
T T
k
, (7.1)
- в стационарном режиме, при r0 a
0 0
Н
T q Ar T
k , (7.2)
где q0 – плотность мощности падающего излучения, A – поглощательная способность биоткани, k – теплопроводность биоткани, TН – начальная температура, r0 – радиус облученной области.
При оптическом переносе энергии вглубь материала, когда глубина проникновения света в материал 1 больше толщины прогретого слоя a ,
– при r0 a q Aa0 Н
T T
k
, (7.3)
– при r0 a 0 02 2
0
ln 19, 4
4 Н
q Ar a
T T
k r
. (7.4)
В живых биологических системах тепловая энергия из облученной области отводится не только путем теплопроводности, но и с потоком крови через сосудистую систему. В оценочных расчетах для учета теплоотвода принимают обычно следующую модель. Кровь с нормальной артериальной температурой поступает в облученный объем и сразу же нагревается до локальной температуры в капиллярной области. Получаемая кровью тепловая энергия определяется удельной теплоемкостью составных частей крови: Ecm T , c – средняя теплоемкость элементов крови. Кровь, текущая по венам, транспортирует эту тепловую энергию.
Поскольку учет теплоотвода кровотоком значительно усложняет теоретическую постановку задачи исследования локального нагревания ткани лазерным излучением, то имеет смысл каким-то образом определить, когда можно пренебречь влиянием теплоотвода кровотоком, а когда нельзя.
При этом основной характеристикой является время воздействия излучения
. Если меньше некоторой величины t* то влияние кровотока можно не учитывать, так как оно мало, а если t*, влияние теплоотвода кровотоком учитывать необходимо. Характерное время t* есть время перфузии, то есть время, за которое заменяется вся кровь в ткани:
*
*
t 1
, (7.5)
где – плотность ткани, * – интенсивность кровотока в ткани. Влияние кровотока на стационарное температурное распределение имеет значение только в том случае, если протяженность облученной области r0 больше, чем длина теплопроводности a . Если r0 a , то перенос тепла определяется преимущественно теплопроводностью.
Лазерное хирургическое воздействие может происходить как в абляционном, так и в субабляционном режиме. В последнем случае осуществляется достаточно мягкое воздействие при невысоких значениях мощности излучения и продолжительных экспозициях. Воздействие излучения приводит к нагреванию биоткани и последующей коагуляции ее в зоне воздействия.
Особенностью воздействия излучения на биоткань является то, что температура начала коагуляции белков зависит от времени, в течение которого ткань пребывает в нагретом состоянии, то есть от длительности воздействия лазерного излучения. Значение температуры коагуляции можно определить из графика (см. рисунок 7.1).
При расчете результатов лазерного нагрева ткани необходимо учитывать, что свойства ткани (в особенности оптические) изменяются в ходе процесса ее лазерного нагревания. В частности, показатель поглощения ткани увеличивается при коагуляции. В результате значения температуры, достигаемой в области воздействия вблизи поверхности, возрастают, а процесс нагрева становится нелинейным.
Рисунок 7.1 Зависимость температуры, при которой происходят необратимые изменения в биоткани, от продолжительности нагрева.
Температура, до которой нагревается биоткань при действии лазерного излучения, зависит от оптических свойств биоткани (поглощательная способность, глубина проникновения излучения в биоткань) и ее теплофизических свойств, определяющих эффективность преобразования полученной энергии в тепло и отведения ее из облученной области в результате теплопроводности.
В последние годы стали широко применяться лазерные эндоскопические операции. В частности, лазерное хирургическое лечение злокачественной опухоли производится путем введения зонда в ее центр, через который с помощью оптического волокна подается лазерное излучение. Конец зонда излучает световую энергию равномерно во все стороны, что обеспечивается соответствующим видом излучающего торца световода. Требование равномерности излучения следует из необходимости получения сферической формы коагулированной области, характерной для опухоли печени. При этом используются достаточно продолжительные экспозиции, так как необходимым условием успешного проведения операции является не только коагуляция патологической ткани, но и категорическое требование отсутствия карбонизации (в наиболее горячей области – непосредственно рядом с наконечником световода). Распределение температуры в биоткани в соответствии с диаграммой направленности излучения от наконечника световода имеет сферическую симметрию и определяется зависимостью (исключая область r a , соответствующую области зонда):
4 erfc2 Н
P r
T T
kr a
, (7.6)
где P – мощность излучения, r – радиус в сферической системе координат, центр которой совпадает с центром симметрии распределения интенсивности излучения, TН – начальная температура.
При расчете температуры можно воспользоваться таблицами функции интеграла вероятности erfc z или использовать следующие приближения. Для малых значений аргумента:
erfcz 1 2 z
, (7.7)
а для больших значений аргумента:
2erfcz 1 exp z
z
. (7.8)
Наиболее употребительными в лазерной хирургии являются Nd:YAG и CO2-лазеры. Nd:YAG-лазер по причине глубокого проникновения его излучения в биоткань применяется преимущественного для коагуляции ткани и остановки (или предупреждения) кровотечения. СО2-лазер используется как лазерный скальпель. Его излучение интенсивно поглощается молекулами воды, содержащейся в ткани, показатель поглощения при этом на 3-4 порядка выше, чем для Nd:YAG-лазера. Поэтому при поглощении непрерывного излучения СО2-лазера биотканью происходит очень быстрый разогрев воды в тонком приповерхностном слое, а от нее и неводных компонентов ткани. В результате происходит абляция – как стремительное (взрывное) испарение тканевой воды и извержение паров воды и вместе с ними фрагментов клеточных и тканевых структур. В процессе абляции происходит формирование абляционного кратера. Вместе с перегретым материалом из ткани удаляется большая часть энергии. Вокруг кратера находится область нагретого материала довольно малой толщины. Соответственно, толщина области с термическими повреждениями материала также мала, порядка 50 мкм за пределами абляционного кратера. Такой характер процесса абляции позволяет предположить, что температура на поверхности ткани при абляции составляет величину около 150°С (испарение воды в условиях высокого давления).
Эти данные позволяют при расчете пренебрегать теплопроводностными явлениями и считать, что энергия лазерного излучения E расходуется на нагревание удаляемого объема ткани и абляцию:
а Н
E A m c T T L . (7.9) Применение в медицине эксимерных лазеров связано с малой глубиной проникновения излучения (до нескольких микрон), малой длительностью импульса (снижающей теплопроводностные явления) и механизмом поглощения их излучения, заключающемся в разрыве межмолекулярных связей при поглощении кванта излучения. В результате действие эксимерного лазера на биоткань приводит к так называемой «холодной абляции», когда тепловые явления практически отсутствуют. При этом толщина удаленного слоя определяется выражением
1ln
абл
кр
h Q
, (7.10)
где Qкр – удельная энергия абляции (на единицу объема), – показатель поглощения биоткани, – плотность энергии импульса излучения на поверхности биоткани.
ЗАДАЧИ 1-го УРОВНЯ
1. Определить диапазон скоростей сканирования пучка непрерывного лазерного излучения при диаметре пятна в фокусе d = 10 мкм, если диапазон допустимых длительностей воздействия находится в диапазоне от 10 мс до 10 мкс.
2. Определить, какую скорость сканирования нужно выбрать, чтобы обеспечить время воздействия излучения на биоткань =10 мс, при диаметре пятна d = 100 мкм
3. Определить мощность Nd:YAG-лазера, необходимую для достижения плотности мощности Q = 10 Вт/см3 в приповерхностном слое кожи при проведении операции коагуляции кожного новообразования, если диаметр облученной области составляет 1 мм, показатель поглощения 5 см-1. Коэффициент отражения (включая диффузное отражение) принять равным 0,3.
ЗАДАЧИ 2-го УРОВНЯ
4. Определить энергию, сообщенную биоткани при облучении ее поверхности импульсами излучения XeCl-лазера длительностью 10-8 с энергией 2 Дж при частоте следования импульсов 20 Гц в течение 1 с.
Определить толщину удаленного слоя при площади облученной области 1 см2, если известно, что глубина проникновения излучения 6 мкм, а порог абляции составляет 0,8 Дж/см2.
Определить толщину удаленного слоя биоткани импульсом KrF-лазера (248 нм), если известно, что плотность энергии на поверхности составляет 5 Дж/см2, глубина проникновения излучения в биоткань – 2 мкм, а порог абляции – 0,5 Дж/см2.
6. Найти плотность мощности непрерывного излучения Ar и Nd:YAG-лазеров, необходимую для термокоагуляции мягкой ткани (температура коагуляции T = 42°C) при времени воздействия излучения 1 с, а также необходимую мощность и скорость сканирования пучка при радиусе облученной области r0 = 1 мм.
7. Оценить, какая часть энергии, поступившей в кожу при облучении ее непрерывным лазерным излучением в течение 3 минут, удаляется из
области воздействия кровотоком, если кожа в области воздействия нагревается с 25°С до 60°С. Интенсивность кровотока принять равной 0,15 мл/мин·г.
8.Определить, во сколько раз плотность мощности излучения Ar-лазера на поверхности кожи должна быть больше плотности мощности излучения Nd:YAG-лазера, чтобы обеспечить одинаковую плотность мощности на глубине 1 мм.
9. Определить в пренебрежении теплопроводностью, какая температура будет достигнута на поверхности облучаемой кожи при воздействии Ar и Nd:YAG-лазеров непрерывного действия, если мощность выбрана такой, чтобы температура на глубине 1 мм достигала 60°С при начальном значении 25°С. Определить для каждого случая, возможна ли карбонизация поверхности.
7. Определить диапазон значений мощности излучения Кr-лазера (длина волны излучения 568 нм) для коагуляции новообразования на коже в дистанционном режиме, обеспечивающий температуру на поверхности облученной области в ее центре в диапазоне значений от температуры коагуляции до температуры карбонизации. Теплоотвод конвекцией не учитывать. Исходные данные:
Глубина проникновения излучения в кожную ткань = 0,5 мм.
Температура карбонизации 150°С.
Температуропроводность кожи а = 1,2·10-7 м2/с.
Теплопроводность кожи k = 0,45 Вт/м·К.
Начальная температура TН = 20°С.
Поглощательная способность пигментированного новообразования до коагуляции А = 0,85, после коагуляции А = 0,9.
Поглощательная способность непигментированного новообразования до коагуляции А = 0,6, после коагуляции А = 0,8.
№ варианта
задания
Длительность воздействия излучения
Диаметр новообразования d0
Характеристика новообразования
1 1 мин 1 мм Непигментированное
2 1 мин 3 мм Непигментированное
3 2 мин 1 мм Непигментированное
4 2 мин 3 мм Непигментированное
5 10 мин 3 мм Непигментированное
6 1 мин 1 мм Пигментированное
7 1 мин 3 мм Пигментированное
8 2 мин 1 мм Пигментированное
9 2 мин 3 мм Пигментированное
10 10 мин 3 мм Пигментированное
8. Определить время воздействия непрерывного излучения Nd:YAG- лазера при внутритканевой коагуляции опухоли печени с помощью световода, конец которого введен через зонд в центр опухоли. При решении задачи проанализировать необходимость учета влияния кровотока на теплоотвод из облученной области. При необходимости (если полученное время воздействия окажется больше времени перфузии t*, в данном случае 1 мин.) учесть влияние кровотока путем умножения значения температуры на поправочный коэффициент K = 0,8. При необходимости дать рекомендации по изменению мощности излучения.
Исходные данные:
Температуропроводность а = 1,5·10-7 м2/с.
Теплопроводность k = 0,57 Вт/мК.
Температура коагуляции 48°С.
Температура карбонизации 150°С.
Начальная температура TН = 37°С.
Диаметр наконечника световода d0 = 3 мм.
№ варианта
задания Мощность излучения Диаметр новообразования D0
1 6 Вт 2 см
2 4 Вт 2 см
3 2 Вт 2 см
4 3 Вт 1 см
5 2 Вт 1 см
6 1 Вт 1 см
7 10 Вт 3 см
8 5 Вт 3 см
9 3 Вт 3 см
10 3 Вт 0,5 см
9. Определить мощность пучка лазерного излучения, необходимую для рассечения кожи непрерывным излучением СО2-лазера в дистанционном режиме. Исходные данные:
Плотность кожи = 1·103 кг/м3.
Теплоемкость кожи с = 4·103 Дж/кг·К.
Температуропроводность кожи а = 1,2·10-7 м2/с.
Температура абляции Ta = 150°С.
Удельная теплота абляции L = 2·106 Дж/кг.
Поглощательная способность кожи А = 0,8.
Начальная температураTН = 25°С.
№ варианта
задания
Характер воздействия излучения
Время воздей- ствия t, с
Диаметр пучка d0,
мкм
Глубина абляции h,
мкм
1 Неподвижный источник 1 500 300
2 Неподвижный источник 2 400 500
3 Неподвижный источник 1 300 200
4 Сканирование на
расстояние l = 1 см 2 500 300
5 Сканирование на
расстояние l = 2 см 1 400 500
6 Сканирование на
расстояние l = 3 см 1 300 200
7 Сканирование на
расстояние l = 1 см 1 400 200
8 Сканирование со
скоростью V = 1 см/с 1 400 500
9 Сканирование со
скоростью V = 1 см/с 2 300 200
10 Сканирование со
скоростью V = 0,5 см/с 3 500 300
Раздел 8. Некоторые другие лазерные технологии
В последние годы сфера применения лазеров расширилась.
Рассмотрим некоторые из технологических применений лазеров, не затронутые в предыдущих разделах.
Лазерная очистка нашла широкое применение в микроэлектронике, в системах записи информации, в приборостроении, машиностроении, для дезактивации радиоактивно загрязненных поверхностей, реставрации произведений искусства и культуры и т.п. Различают технологии лазерной очистки испарением, а также сухой и влажной лазерной очистки, при которых воздействие излучения происходит в доиспарительных режимах непосредственно на очищаемую поверхность (в случае сухой очистки) или на поверхность, предварительно покрытую тонким слоем жидкости (в случае влажной очистки). Сухая лазерная очистка начинается с быстрого локального теплового расширения приповерхностного слоя основного материала и удаляемого загрязнения под действием коротких импульсов лазерного излучения. При этом приповерхностный слой или загрязняющие частицы удаляются вследствие смещения центра массы пленки или загрязняющей частицы при нагревании под действием инерционной силы после окончания импульса излучения, или вследствие термомеханических напряжений. Технологии влажной лазерной очистки основаны на закипании тонкого слоя жидкости, предварительно нанесенного на обрабатываемую поверхность, при этом становится возможным возникновение акустической или ударной волны, способствующей удалению загрязнений с поверхности. Испарительная лазерная очистка (удаление приповерхностного слоя путем его испарения при нагреве поверхности лазерным излучением) часто применяется для воздействия на металлическую поверхность, в частности для очистки анилоксовых (красконесущих) валов в полиграфии от старой краски и т.п.
Для оптимизации эксплуатационных свойств поверхностей, в том числе контактных (маслоемкость, сопротивление трению, износу), оптических (отражение и рассеяние), теплофизических (теплоотдача), необходимо целенаправленное изменение микрорельефа поверхности – заданное уменьшение или увеличение шероховатости. Изменение высоты неровностей микрорельефа поверхности возможно осуществить при действии лазерного излучения, когда его интенсивность различна в области выступов и впадин шероховатой поверхности. Такая ситуация может быть реализована при действии на поверхность материала сфокусированного лазерного пучка, если фокальная плоскость не совпадает с плоскостью средней линии шероховатой поверхности. При этом различаются также значения температуры поверхности и, соответственно, скорости разрушения материала вблизи выступов и впадин профиля поверхности. Для уменьшения высоты неровностей
профиля поверхности при ее обработке скорость разрушения материала (и, соответственно, плотность мощности излучения) на выступах профиля поверхности должна быть больше, чем во впадинах. В этом случае обработка должна проводиться расходящимся пучком излучения (рисунок 8.1, а). Значения плотности мощности излучения на линии впадин q1 и на линии выступов q2 определяются мощностью пучка излучения, высотой неровностей профиля шероховатой поверхности Rz, фокусным расстоянием оптической системы f , расстоянием между фокальной плоскостью оптической системы и средней линией профиля шероховатой поверхности l0, диаметром лазерного пучка на выходе оптической системы d0 (см. рисунок 8.1). При этом параметры режима обработки должны быть выбраны так, чтобы плотность мощности излучения на линии выступов превышала пороговое значение, а на линии впадин была бы меньше него.
Возможно также производить увеличение высоты неровностей профиля поверхности: для этого скорость разрушения материала во впадинах профиля поверхности должна быть больше, чем на выступах, то есть плотность мощности излучения должна быть больше на линии впадин, чем на линии выступов. В таком случае обработку поверхности необходимо проводить сходящимся пучком (рисунок 8.1, б).
а) б)
Рисунок 8.1. Схема лазерной обработки поверхности для управления шероховатостью: а) для уменьшения высоты неровностей, б) для увеличения высоты неровностей. Сплошная линия – профиль поверхности до обработки, штриховая – после обработки; 1 – линия впадин; 2 – средняя линия; 3 – линия выступов.
Одним из новых перспективных направлений лазерной микрообработки является создание микрооптических элементов. Широкие возможности для этого представляет лазерная обработка пористого стекла.
При локальном воздействии лазерного излучения на его поверхность в результате поглощения излучения и локального нагревания происходит денсификация (термоуплотнение) пористого стекла в области воздействия с образованием области увеличенного (по сравнению с исходным менее плотным материалом) показателя преломления. Таким образом, происходит формирование оптического микроэлемента, в данном случае – преломляющего отрицательного. При последующем удалении шлифовкой верхнего слоя стекла получаем положительный преломляющий элемент.
Формирование микрооптических элементов в стеклокерамике основано на фазовых переходах, происходящих при ее нагревании. Локальное лазерное нагревание кристаллической стеклокерамики со скоростью до 100 К/с приводит к ее аморфизации и сопутствующему просветлению, а также к увеличению удельного объема среды, таким образом в непрозрачной поликристаллической пластине возможно получение прозрачных двояковыпуклых фокусирующих областей с размерами микронного диапазона.
Одним из любопытных методов микроструктурирования стекла является LIPAA – laser-induced plasma-assisted ablation (рисунок 8.2, а).
Лазерное излучение используется в проекционно-фокусирующей схеме.
При этом плоскость изображения маски находится на задней – обрабатываемой стороне стеклянной пластины, а в фокусе линзы располагается непрозрачная металлическая мишень. Под действием излучения металл испаряется, и пары конденсируются на стекле.
Осажденная пленка металла, в свою очередь, нагревается излучением, но только в освещенных местах, соответствующих конфигурации маски.
Испарение этой пленки вместе с приповерхностным слоем стекла приводит к образованию микроструктуры (рисунок 8.2, б).
Ряд интересных эффектов, которые могут быть положены в основу различных технологий, наблюдаются при воздействии лазерного излучения на жидкость. При подаче излучения через световод, конец которого погружен в жидкость, формируется последовательность паровых пузырьков, движущихся в жидкости от торца световода перпендикулярно ему. При воздействии сфокусированного пучка излучения через прозрачное окно на жидкость может иметь место светогидравлический эффект, заключающийся в том, что локальное лазерное испарение небольшого количества жидкости в фокальной области приводит к быстрому значительному увеличению количества пара и его давления (если жидкость находится в герметичном сосуде).
а) схема экспериментальной установки LIPAA
б) полученная микроструктура (металлическая мишень – серебро, расстояние между образцом и мише- нью 200 мкм, длина волны 248 нм, плотность энергии 1,3 Дж/см2, 40 импульсов).
Рисунок 8.2. Проекционно-фокусирующий метод структурирования стекла LIPAA.
ЗАДАЧИ 2-го УРОВНЯ
1. Определить скорость движения частиц от поверхности детали при ее сухой лазерной очистке, предполагая, что частицы имеют сферическую форму и слабую адгезию к поверхности, распределение температуры в них равномерное, а теплоотвод из частиц в деталь пренебрежимо мал.
Определить мощность излучения лазера при длительности импульса 10 нс, необходимую для достижения частицами меди скорости 0,1 м/с при размере облученной области 1 см2. Поглощательную способность частиц принять равной 0,1.
2. Определить мощность лазерного излучения, необходимую для испарения смазочного масла с поверхности стального рельса при воздействии излучения волоконного лазера (длина волны 0,53 мкм) и СО2- лазера, работающих в непрерывном режиме при сканировании со скоростью 1 м/с и диаметре лазерного пятна на поверхности рельса 5 мм.
Толщина пленки масла на поверхности рельса 0,1 мм, температуру испарения масла принять равной 400°С, удельную теплоту испарения – 190 кДж/кг. Оптимизировать схему сканирования и рассчитать скорость движения вагонетки при ширине рельса 73 мм.
3. Определить пороговое значение плотности мощности излучения при лазерной очистке от грязи поверхностей ступеней эскалатора, выполненных из стали, в процессе его работы с использованием волоконного лазера непрерывного действия. Предложить оптическую
схему, при которой достигается оптимальная обработка всей ступени (в пазах) шириной 1 м при скорости движения эскалатора 0,75 м/с. Геометрия рельефа ступени эскалатора приведена на рисунке 8.3.
Рисунок 8.3. Схема рельефа ступени эскалатора: ширина впадины
7 7
b мм, ширина выступов b8 5 мм, глубина впадин b7 10 мм.
4. Проанализировать возможности уменьшения шероховатости поверхности боросиликатного стекла (температура испарения Tи 1200 С) с RzН = 100 мкм до Rz = 50 мкм обработкой его сходящимся пучком импульсного СО2-лазера с длительностью импульса 10 мкс и мощностью 60 Вт и оптической системы с фокусным расстоянием 2 см при диаметре пучка на выходе оптической системы 25 мм. Определить расстояние от поверхности положения средней линии профиля обрабатываемой поверхности до фокальной плоскости оптической системы.
5. Сформулировать критерии и выбрать оптимальные лазеры для микроструктурирования поверхностей материалов: металла (стали), стекла, кремния, керамики (Al2O3).
6. Определить длину волны лазерного излучения для осуществления сквозной аморфизации стеклокерамической пластины (марки СТ-50) тол- щиной 0,5 мм, если она уже аморфизована на глубину 0,3 мм от поверхно- сти пластины.
7. Сравнить два способа аморфизации стеклокерамической пластины (марки СТ-50) толщиной 0,5 мм с использованием излучения Nd:YAG и СО2-лазеров для случая, когда необходимо осуществить аморфизацию на глубину 0,3 мм. Выбрать оптимальный способ.
8. Определить геометрическую форму кривой поверхности в стекле в результате локального теплового расширения при нагревании: а) гауссовым пучком; б) пучком с равномерным распределением интенсивности; в) найти такую форму распределения мощности, чтобы образовался шаровой сегмент.
9. Рассчитать фокусное расстояние f и числовую апертуру NA исходной и отшлифованной зоны лазерного спекания в пористом стекле при заданных геометрических параметрах зоны спекания h = 10 мкм и d = 500 мкм (см. рисунок 8.4) и известных значениях показателя
преломления исходного n11,33 и денсифицированного n2 1, 46 пористого стекла.
Рисунок 8.4. К задаче 9.
10. Рассчитать оптическую силу двойного элемента, полученного локальным спеканием пластины пористого стекла толщиной 2 мм при воздействии излучения СО2-лазера непрерывного действия последовательно с обеих сторон пластины для произвольных значений мощности излучения, длительности воздействия и диаметра облученной области.
11. Рассчитать взаимное расположение элементов в схеме ЛИПАА (LIPAA) при длине волны 0,248 мкм и фокусном расстоянии 50 мм.
Произвести энергетический расчет для случая, когда мишень сделана из стали.
12. Торец волновода, передающий излучение лазера непрерывного действия мощностью 1 Вт, покрыт непрозрачной металлической насадкой и погружен в воду. Определить скорость образующихся на торце волновода пузырьков пара в момент их отрыва, частоту генерации пузырьков и расстояние между ними, если известно, что диаметр пузырьков в момент отрыва составляет 3 мм.
13. Определить, через какое время с начала воздействия излучения Nd:YAG-лазера на боковую стенку (цилиндрической) бутылки пробка будет удалена из бутылки давлением паров, если известно, что энергия импульса 20 мДж, частота следования импульсов 4 кГц, содержимое бутылки представляет собой жидкость, преимущественно состоящую из воды (88,5%) и спирта (11,5%), объем воздушной части (в горлышке бутылки) составляет 20 мл, а пробка выдерживает избыточное давление 0,5 атм. Считать, что коэффициент отражения от поверхности составляет 0,5, а глубина проникновения излучения внутри бутылки – 2 см.
Определить зависимость времени удаления пробки от объема воздушной части.
14. Определить диаметр и скорость вращения барабана (с кинопленкой) высокоскоростной киносъемочной камеры, призванной обеспечить скорость съемки 1 млн кадров/c при высоте кадра 8 мм.
15. Определить окно «оптической» прозрачности земной атмосферы, используя формулу Вина, считая среднюю температуру земного шара по всем широтам и временам года равной 14°С.
Список рекомендуемой литературы
1. Голубев В.С., Лебедев Ф.В. Физические основы технологических ла- зеров. – М.: Высшая школа, 1987.
2. Григорьянц А.Г. Основы лазерной обработки материалов. – М.: Ма- шиностроение, 1989.
3. Вейко В.П., Метев С.М. Лазерные технологии в микроэлектронике. – София: Изд. Болгарской АН, 1991.
4. Вейко В.П. Лазерная обработка пленочных элементов. – Л.: Машино- строение, 1986.
5. Турыгин И.А. Прикладная оптика. – М.: Машиностроение, 1966.
6. Анисимов С.И., Имас Я.А., Романов Г.С., Ходыко Ю.В. Действие излучения большой мощности на металлы. – М.: Наука, 1970.
7. Рэди Дж.Ф. Действие лазерного излучения. – М.: Мир, 1974.
8. Вейко В.П., Либенсон М.Н. Лазерная обработка. – Л.: Лениздат, 1973.
9. Григорьянц А.Г., Шиганов И.Н. Лазерная техника и технология. Ла- зерная сварка металлов, т. 5. – М.: Высшая школа, 1988.
10. Григорьянц А.Г., Сафонов А.Н. Лазерная техника и технология. Осно- вы лазерного термоупрочнения сплавов, т. 6. – М.: Высшая школа, 1988.
11. Лазеры в технологии. Под ред. М.Ф. Стельмаха. – М.: Энергия, 1975.
12. Таблицы физических величин. Справочник. Под. ред. акад. И.К.
Кикоина. – М.: Атомиздат, 1976.
13. Крылов К.И., Прокопенко В.Т., Митрофанов А.С. Применение лазеров в машиностроении и приборостроении. – Л.: Машиностроение, 1978.
14. Рыкалин Н.Н., Углов А.А., Кокора А.Н. Лазерная обработка материа- лов. – М.: Машиностроение, 1975.
15. Кошкин Н.И., Ширкевич М.Г. Справочник по элементарной физике. – М.: Наука, 1988.
16. Кошкин Н.И. Элементарная физика: справочник. – М.: Наука, 1991.
17. Яковлев Е.Б. Лазерное оборудования, автоматизация и контроль тех- нологических процессов. Конспект лекций. Часть I. Учебное пособие.
– СПб: СПбГИТМО (ТУ), 2002.
18. Вейко В.П. Технологические лазеры и лазерное излучение. Опорный конспект лекций. СПб: СПбГУ ИТМО, 2008.
19. Вейко В.П. Лазерная микрообработка. Опорный конспект лекций.
СПб: СПбГУ ИТМО, 2007.
20. Шахно Е.А. Аналитические методы расчета лазерных микро- и нано- технологий. Учебное пособие. Издание СПбГИТМО (ТУ), 2009.
21. Шахно Е.А. Физические основы применения лазеров в медицине.
Учебное пособие. – СПб: НИУ ИТМО, 2012.
22. Серебряков В.А. Лазерные технологии в медицине. Издание СПбГИТМО (ТУ), 2009.