1

Szegedi Tudományegyetem TTIK Fizika Intézet Optikai és

Kvantumelektronikai Tanszék

Tudományos Diákköri Konferencia

Femtoszekundumos lézerfilamentációk onkoterápiás

alkalmazási lehetőségének vizsgálata

Készítette: Kürti Varinia

Témavezető:

Polanek Róbert

tudományos munkatárs

ELI-ALPS

Belső konzulens:

Dr. Börzsönyi Ádám

tudományos munkatárs

Szegedi Tudományegyetem, Optikai és Kvantumelektronikai Tanszék

Szeged, 2018

2

Tartalomjegyzék

1. BEVEZETÉS ..................................................................................................................................................... 3

2. TUDOMÁNYOS HÁTTÉR .............................................................................................................................. 5

2.1. IONIZÁLÓ SUGÁRZÁSOK ................................................................................................................................ 5 2.1.1. Hagyományos ionizáló sugárzások ...................................................................................................... 5 2.1.2. Lézerrel keltett nemlineáris effektusok és az ionizáció ......................................................................... 7 2.1.3. Filamentáció ......................................................................................................................................... 8

2.2. MECHANIZMUSOK BIOLÓGIAI SEJTEKBEN ÉS SZÖVETEKBEN ......................................................................... 9 2.2.1. Ionizáló sugárzások hatása biológiai szövetekben ............................................................................... 9 2.2.2. Filament hatása biológiai szövetekben ............................................................................................... 10

2.3. SUGÁRZÁSOK ALKALMAZÁSA AZ ONKOTERÁPIÁBAN ................................................................................. 10 2.3.1. Hagyományos sugárzások alkalmazásai ............................................................................................ 11 2.3.2. Lézerek onkoterápiás alkalmazása ..................................................................................................... 12

3. CÉLKITŰZÉS ................................................................................................................................................. 13

4. ALKALMAZOTT MÉRÉSI MÓDSZEREK ............................................................................................... 14

4.1. BESUGÁRZÓ FÉNYFORRÁS JELLEMZŐI ........................................................................................................ 14 4.2. IONIZÁLÓ SUGÁRZÁSOK MÉRÉSE ................................................................................................................ 16

4.2.1. Dozimetriai folyadékok ....................................................................................................................... 17 4.3. ABSZORPCIÓ MÉRÉSE .................................................................................................................................. 18

5. EREDMÉNYEK .............................................................................................................................................. 21

5.1. IONIZÁLÓ HATÁS KIMUTATÁSA ................................................................................................................... 21 5.1.1. Impulzusszámtól való függés .............................................................................................................. 21 5.1.2. Impulzusenergiától való függés .......................................................................................................... 22 5.1.3. Impulzushossztól való függés.............................................................................................................. 23 5.1.4. Fókuszfolt méretétől való függés ........................................................................................................ 25

5.2. TELÍTŐDÉS ÉS LINEARITÁS VIZSGÁLATA ..................................................................................................... 26 5.2.1. Összes besugárzott energiától való függés ......................................................................................... 26 5.2.2. Frekvenciától való függés ................................................................................................................... 27 5.2.3. Koncentrációtól való függés ............................................................................................................... 28

5.3 KONKLÚZIÓ ................................................................................................................................................. 29

6. ÖSSZEFOGLALÁS ........................................................................................................................................ 31

7. KÖSZÖNETNYILVÁNÍTÁS ........................................................................................................................ 32

8. IRODALOMJEGYZÉK ................................................................................................................................. 33

1. FÜGGELÉK: RÖVID KIVONAT ................................................................................................................ 34

3

1. Bevezetés

A daganatos megbetegedések kezelésének egyik fő eszköze a sugárterápia, mely

megfelelően alkalmazva, önmagában vagy más terápiás módszerekkel kombinálva hatékony

megoldást nyújthat a betegség leküzdéséhez. A sugárkezelések során az ionizáló sugárzások

sejtpusztító hatását használjuk ki, mely ugyanakkor a sugárterápia egyik súlyos mellékhatását

is eredményezi: a daganatos sejtek mellett az egészséges sejteket is pusztítja. A módszer

tervezése során az a cél, hogy a daganatkárosító sugárdózist a céltérfogatba koncentráljuk

miközben az egészséges szövetek a lehető legkisebb dózist kapják. Tény viszont, hogy ez

utóbbit, a hagyományos sugárzási módszerekkel nullára csökkenteni nem lehet, így

elkerülhetetlen, hogy a daganat körüli egészséges szövetek ne károsodjanak.

Mióta a rákos megbetegedésekre sugárkezelést használnak, azóta az elsődleges célja az

orvosoknak és ezen a területen kutatóknak, hogy a terápia során a dózismennyiséget

minimalizálják, továbbá a sugárzást a rákos tumor területére koncentrálják. Ehhez nyújt

segítséget a dozimetria melynek feladata a sugárkezelések megtervezése. Így a környező

egészséges szöveteket csak minimális sugárzás éri. Sajnos a hagyományos sugárzási

módszerekkel, mint például foton- és töltött részecskenyaláb esetén elkerülhetetlen, hogy a

tumor körül az egészséges szövetek is megsérüljenek, esetleg néhány év múlva ez kiváltó oka

is lehet egy újabb tumor kialakulásának.

A sugárterápiás kezelések optimalizálását célzó technikai fejlesztések mellett felmerült a

lézerfilamentáció sugárterápiás eszközként való alkalmazásának lehetősége. [1] Nagy

intenzitású femtoszekundumos lézerimpulzusok erős fókuszálás során ionizálni tudják a

közeget, aminek hatására plazma keletkezik. A plazma töltött részecskéi vízben szabad

gyököket keltenek, hasonlóan az ionizáló sugárzáshoz, így bizonyos feltételek mellett alkalmas

lehet rákos sejtek elpusztítására. A létrehozott plazma általában jól irányítható, tervezhető. A

lézerparaméterek és a fókuszálás helyes megválasztásával a plazmaképződés a fény terjedése

során önfenntartóvá válhat, így egy ionizációs csatorna, úgynevezett filamentum képződhet. A

filamentum olyan térben és időben kontrollált plazmacsatornát hoz létre, mely lokálisan képes

jelentős ionizációt létrehozni így akár biológiai célokra is lehet alkalmazni. A vizes, valamint

biológiai szempontból releváns közegekben létrehozott filamentumok tulajdonságait, illetve

azok hatásait nemrég kezdték tanulmányozni [2]. Ezek során olyan fizikai-kémiai folyamatokat

mutattak ki, melyek hasonlóak a hagyományos ionizáló sugárzások által indukáltakhoz. A

4

folyamatok során reaktív kémiai formák, például szabad gyökök, valamint reaktív oxigén fajták

keletkeznek, melyek képesek DNS lánctörést okozni. Ezzel morfológiai változások vagy akár

sejthalálozás hozható létre.

A javasolt módszer alkalmazhatóságához fontos, hogy minél pontosabban meg tudjuk

tervezni az elnyelt energia nagyságát, amelyhez első lépésben szükséges a lézerparaméterek és

a besugárzott energia közti pontos kapcsolat feltérképezése. Ennek ismeretében lesz majd csak

lehetőségünk konkrétabb alkalmazások teszteléséhez, más sugármódszerekkel történő

összehasonlításhoz.

5

2. Tudományos háttér

2.1. Ionizáló sugárzások

Ionizálónak nevezzük az olyan elekromágneses és részecske-sugárzásokat, mely elegendő

energiával rendelkezek ahhoz, hogy a velük kölcsönhatásba lépő atomokat és molekulákat

ionizálhassa. Az ionizáció abból áll, hogy egy atomból (vagy molekulából) eltávolítunk egy

vagy több elektront. A plazma töltött részecskéi vízben szabad gyököket keltenek, hasonlóan

az ionizáló sugárzáshoz, így bizonyos feltételek mellett alkalmas lehet rákos sejtek

elpusztítására. A közvetlen ionizáció esetén, a részecskék az elektromos töltésük révén,

közvetett ionizációnál pedig azok energiájuk átadásával szakítanak ki elektronokat. Ionizáló

sugárzások közé tartoznak az elektromágneses sugárzások (ultraibolya sugárzás,

röntgensugárzás, γ-sugárzás, stb.) és a részecskesugárzások (α-sugárzás, β-sugárzás, stb.).

2.1.1. Hagyományos ionizáló sugárzások

Röntgensugárzás akkor keletkezik, ha gyorsan mozgó elektronok fémtárgyba ütköznek. A

fém atomjaival való ütközés során az elektronok kezdeti kinetikus energiája nagy része hővé

alakul, csak a maradék energia távozik röntgensugárzás formájában. A víz és szerves anyagok

könnyű elemeket tartalmaznak, így a röntgensugarakat kevésbé nyelik el, mint a fémek vagy a

csontok, emiatt az emberi testrészek szokásos röntgenképein a fémdarabok és a csontok élesen

elkülönülnek a környezettől.

Az ionizáló sugárzások közé tartozik a radioaktív sugárzás. A radioaktív sugárzás

kibocsátása az atommag átalakulásának következménye. Ez a sugárzás többek között a

levegőben található atomokat ionizálja, nagy áthatoló képességű és bizonyos anyagokat

fluoreszkálóvá tesz.

Az α-sugárzás során általában a nehéz elemek instabil atommagjai spontán bocsátanak ki

nagyenergiájú, teljesen ionizált hélium atommagot, α-részecskét. Abszorbensen való áthaladás

közben az energiacsökkenés annak tudható be, hogy kölcsönhat a pályája mentén levő

atomokkal, azokat ionizálja és gerjeszti. Az ionizáló képességet a pályán létrehozott lineáris

ionsűrűséggel vagy a lineáris energiaátadással (linear energy transfer, LET) jellemezzük. Az α-

részecske ionizáló képessége a pálya elején csaknem állandó, majd apálya végén mikor a

6

többletenergiája elfogy, akkor a lineáris ionsűrűség leesik nullára. Ezt a pályatávolságot

hatótávolságnak nevezzük, amely ezen részecskénél rövid.

A β-bomlás során a neutron felesleggel rendelkező atommagban egy neutron átalakul

protonná, miközben antineutrínó valamint egy nagy sebességű elektron keletkezik. A neutrínó

és antirészecske párja, az antineutrínó semleges, gyakorlatilag közel nulla tömegű, azonban

energiát és impulzust visznek magukkal. A β-részecskék kis tömegűek, ezért könnyebben

szóródnak, mint az α-részecskék, azonban hatótávolságuk ennek ellenére sokkal nagyobb.

Gyakran előfordul, hogy a radioaktívbomlások során keletkezett leánymagok gerjesztett

állapotban maradnak, ami instabil. A mag foton emittálása útján szabadul meg a

többletenergiától. Ezt a fotonkibocsátást γ-sugárzásnak nevezzük.

Bizonyos magreakciók során neutronsugárzás léphet fel ha az atommagot megfelelő

részecskével bombázzák. Az így kialakult gerjesztett állapotból az atommag neutronkibocsátás

útján szabadul meg. A neutronok semleges részecskék, ezért nem közvetlenül, hanem közvetett

módon, a mozgási energiájuk átadásával ionizálnak.

1. ábra Különböző sugárzások elnyelődése [3]

Nehéz töltött részecskék, protonok vagy ionok különböző közegekben az α-részecskéhez

hasonlóan viselkednek. Minél nagyobb a tömegszámuk annál kisebb a hatótávolságuk, hiszen

az első ütközések során elveszítik minden elektronjukat. Energiájának nagy részét a teljes

fékeződést közvetlenül megelőzően adja le.

7

2.1.2. Lézerrel keltett nemlineáris effektusok és az ionizáció

Nagyintenzitású lézerekkel végzett kísérletekben az impulzus terjedése során nemlineáris

jelenségek is felléphetnek. A lineáris törésmutató mellett megjelenik egy nemlineáris tag, ami

módosítja a törésmutató értékét. Ebben az esetben a törésmutatót

𝑛 = 𝑛0 + 𝑛2𝐼 (1)

formába írhatjuk, ahol n0 a lineáris törésmutató, n2 a nemlineáris törésmutató, I pedig az

intenzitás értéke.

A nemlineáris törésmutatót intenzitásfüggő törésmutatónak is nevezik. Ez a tag felel az

önfókuszálásért, ami során a térben inhomogén nyaláb egyes részei más-más törésmutatót

érzékelnek. Nagyintenzitású lézerek fókuszálása esetén a levegőben plazma keletkezik. [4] A

közeg törésmutatója a nemlineáris törésmutató miatt a lézer tengelye mentén az intenzitással

összhangban változik. Ezen okok miatt a lézerfény optikai tengelyén fókuszáló hatás alakul ki,

amely önmagát fokozva erősödik. Ez a folyamat az önfókuszálás.

2. ábra Az erősített ultrarövid impulzus nagy térerősségének hatására a Coulomb-tér

aszimmetrikusan megdől és kiszakad egy elektron [5]

Közeli infravörös, femtoszekundumos lézerimpulzusokat nagy numerikus apertúrával

átlátszó anyagba fókuszálva, az ott kialakuló nagy intenzitások miatt nemlineáris abszorpció

kialakulását tapasztalták. Ennek a magyarázata, hogy a fotonenergia még nem, de a nemlineáris

abszorpció révén az energia már elegendő az ionizációhoz. Az elektronok ionizálódhatnak az

impulzus nagy térerőssége miatt létrejött alagút effektus következtében (lásd 2. ábra) vagy

többfotonos ionizáció során. Azt, hogy a kettő folyamat közül melyik a domináns a Keldysh-

paraméter [6] határozza meg. Ha a Keldysh-paraméter kisebb mint 1, akkor az alagútionizácó,

míg más esetben a többfotonos ionizáció a domináns. Ezek elnyelik a lézer energiáját és más

elektronokat is ionizálnak. Ezt a folyamatot lánc ionizációnak nevezik.

8

A közegben a lézerimpulzus önfókuszálódni fog a nemlineáris törésmutató miatt és újabb

elektronokat ionizál akkor, ha n2 pozitív.

2.1.3. Filamentáció

A lézerimpulzusok által keltett filamentum terjedését a légkörben 1994-ben figyelte

meg Gérard Mourou és kutatócsoportja a Michigan Egyetemen. Több elképzelés is született

erre a jelenségre, azonban fél-analitikus és könnyen érthető megoldást nyújt az erős

lézerimpulzusok terjedésének vizsgálata a levegőben.

Egy olyan femtoszekundumos lézerimpulzus, amely az önfókuszáláshoz szükséges kritikus

teljesítményt meghaladó csúcsteljesítménnyel terjed levegőben, leküzdi a diffrakciót, a

diszperziót és az önfókuszálást. Mielőtt eléri a szingularitást, az önfókuszáló impulzus

intenzitása elég erős ahhoz, hogy időlegesen ionizálja a molekulákat, így plazma keletkezik. A

plazma hatása elnyomja az önfókuszálódás jelenségét, így megakadályozza az önfókuszálást.

Az önfókuszálódás következtében létrejövő plazma szóró lencseként viselkedik ezáltal ismét

divergenssé teszi a lézernyalábot. Ennek a két folyamat hatására és ismétlődésével a lézer

tengelye körül plazmacsatornák, vagyis úgynevezett filamentációk jöhetnek létre. [7] A plazma

keletkezését és ezáltal a filament kialakulásának egyik legegyszerűbb sémáját a 3. ábra

szemlélteti.

3. ábra Szemléltető rajz a filamentum kialakulásáról [8]

9

A kísérleteim során alkalmam nyílt képeket készíteni a filamentről, amelyek a 4. ábrán

láthatóak. A különböző képeket különböző paraméterű lézerimpulzusok által keltett

filamenteket mutatja.

4. ábra Fényképezett filament (0,6 x 0,6 cm)

2.2. Mechanizmusok biológiai sejtekben és szövetekben

2.2.1. Ionizáló sugárzások hatása biológiai szövetekben

Az ionizáló sugárzás útja során véletlenszerűen kelt rövid élettartamú szabad gyököket,

amelyek közvetve és közvetlenül roncsolják más molekulák szerkezetét. A DNS a sejtekben

található legnagyobb molekula, ezért a legsérülékenyebb is. Azoknál a dózisoknál, amelyek

már sejtosztódást gátló sérüléseket okoznak a DNS-ben, a kisebb molekulák még nem

szenvednek károsodást. Egyszerű organizmusoknál kvantitatív összefüggés áll fenn a DNS-

sérülés és a biológiai aktivitás között. Magasabb rendű szerveződéseknél ez sokkal

bonyolultabb. Az ionizáló sugárzás által a DNS-ben keltett sérülések lehetnek egyes és a kettős

láncú törések. Előbbit a sejt nagy hatékonysággal javítani tudja, utóbbit kevésbé vagy

egyáltalán ezért a kettős töréseknek van a legnagyobb jelentősége. Előbbi esetben kevésbé,

utóbbi esetben nagy valószínűséggel számíthatunk komoly következményekre. [9]

10

A fehérjék sugárkárosodása bekövetkezhet direkt, illetve indirekt módon, amiből az

indirekt játszik jelentős szerepet. A OH-gyökök gyorsabban reagálnak az aminosavakkal, mint

a fehérje többi alkotóeleme, ezáltal felborítva annak működését. Természetesen

makromolekuláris szintű károsodás egész sejtstruktúrák károsodásához, sőt egész sejt

pusztulásához vezethet.

2.2.2. Filament hatása biológiai szövetekben

Nemlineáris abszorpció és rövid vagy ultrarövid lézerimpulzusok fókuszálásával magas

numerikus apertúra mellett a biológiai szöveteken belül jól lokalizált lézeres effektusok

jöhetnek létre. [10] Ezek a lézeres effektusok az önfókuszálás és a filament képződés. Mivel a

lézerfény akár mikroszkopikus területre is fókuszálható, azon a kis területen nagy

teljesítménysűrűség és megfelelő abszorpció esetén lokálisan nagy hőfejlődés érhető el. [11]

Az adott térfogatban az elért hőmérséklettől függ a szövetben elért hatás, mellyel lehetőség van

akár mikorméteres vágások kivitelezésére is.

A következő hatás, amikor a foton elég energiát hordoz a kovalens kötések felszakításához.

Ekkor atomizációról beszélünk, amikor az adott térfogat rövid idő alatt atomjaira bomlik. Ez a

sugárzás azonban csak felszíni vagy felszínhez közeli kezelésre alkalmas.

Az adott hullámhosszúságú fény számára optikailag átlátszó, alacsony abszorbanciájú

anyagokban lényeges elnyelés nem következik be. Ezen okból kifolyólag például a vörös vagy

a közeli infravörös tartományba eső fotonok a legtöbb emberi szövetbe viszonylag mélyen

képesek behatolni. Ebben az esetben lehetőség van a plazma, illetve a filament által keltett

ionizáló hatás kihasználására. Ezt a hatást vizsgáltam és méréseim során kizárólag a lézerrel

keltett plazma ionizáló hatásával foglalkoztam. A kísérleteim során az emellett megjelenő lézer

impulzus által keltett filamentum dozimetriai hatásával dolgoztam.

2.3. Sugárzások alkalmazása az onkoterápiában

A sugárterápia olyan orvosi beavatkozás, ahol a kóros szövetek ionizáló sugárzás

segítségével pusztítják el. Szinte kizárólag daganatok esetében alkalmazzák, kihasználva, hogy

a daganatos szövetek, mint minden gyorsan szaporodó szövet, érzékenyebbek az ionizáló

11

sugárzások káros hatásaira. Az egyik fő kérdés, hogy hogyan juttassuk el a sugárzást az

elpusztítandó szövetekbe, a környező szövetek károsodása nélkül. Ezt a gyakorlatban nem lehet

teljesen elkerülni, de törekednek rá az orvosok. Továbbá mivel a besugározandó szövet a test

belsejében van a terápia hatékonysága függ attól, hogy melyik fajta sugárzást használjuk.

2.3.1. Hagyományos sugárzások alkalmazásai

Röntgensugaras terápiát akkor alkalmaznak, ha a daganatos sejteket akarnak roncsolni

anélkül, hogy az egészséges szövetek károsodjanak. A rákos sejteket több irányból sugározzák

be, ezzel a daganat helyén összegző hatást váltanak ki. Manapság többnyire nagyenergiájú

gammasugárzást alkalmaznak röntgensugárzás helyett.

Az α-sugárzásnak nagy az ionizáló képessége, ezáltal a károsító hatása is. Azonban a

hatótávolsága kicsi, a sejtek méretének néhányszorosa, ennek következtében a sugárzás csak a

testfelszínt éri. Az egyik módszer, hogy az izotópot olyan molekulához kötjük, amelyek

kötődnek a daganatos sejtekhez, így közvetlenül fogja tudni kifejteni hatását. Egy másik

lehetőség, hogy a sugárforrást sebészeti úton a daganat közelébe ültetjük.

A β-sugárzás során a gyorsított elektronok is meghatározott hatótávolsággal rendelkeznek.

A β-sugárzás tipikus energiája 1-5 MeV körül van, vagyis nem képes mélyen behatolni a

szervezetbe, továbbá a folytonos energiaspektrum is hátrány. Ezért előnyösebb az elektronokat

magunk gyorsítani valamilyen részecskegyorsítóval. A gyakorlatban használt lineáris gyorsítók

kb. 20 MeV energiára tudják gyorsítani az elektront, ami kb. 7 cm-es behatolási mélységet

jelent, ezért ez a fajta sugárzás felületközeli tumorok kezelésére alkalmas.

Protonsugárzás során a gyorsítóval protonokat gyorsítunk, aminek az elnyelődése hasonló

az α-sugárzáséhoz, azonban az energiája szabadon változtatható. Protonok ionizáló képessége

függ a sebességtől, ahogy csökken a sebesség annál nagyobb lesz az ionizáló képesség és az

ionizáció nagy része a pálya végére koncentrálódik. Ezért a protonsugárzás olyan tumorok

besugárzására ideális, amely a test mélyebb részén található és az előtte lévő szöveteket kímélni

szeretnénk. [12]

12

2.3.2. Lézerek onkoterápiás alkalmazása

A lézerek terápiás alkalmazásának alapját a lézerek több tulajdonsága adja, ilyen a

monokromatikusság és a jól fókuszálhatóság. Könnyen lehet olyan hullámhosszat választani,

ami a megcélzott szövetben jó hatásfokkal elnyelődik, viszont a környező szövetek áteresztik.

Továbbá kis területen nagy teljesítménysűrűség érhető el.

Daganatos szövetek kezelésére használt alkalmazás a fotodinamikus terápia, ahol a

fluoreszencia jeleséget használjuk ki. Bizonyos festékekkel jelzett sejtek látható fény hatására

roncsolódnak. Ennek hátterében a festékmolekulák által kiváltott indirekt fotokémiai reakciók

állnak. A gerjesztett festékmolekula közvetítésével keletkező reaktív gyökök a

makromolekulák sérüléseit okozzák, amik sejtpusztuláshoz vezethet. Bizonyos festékek a

daganatos sejtekben szelektíven felhalmozódhatnak, illetve azokból lassan ürülnek ki.

Amennyiben a nagyintenzitású ultrarövid impulzusokkal a szövetben, vagy a szövet

közvetlen környezetében hozunk létre filamentumot, akkor a keletkező szabad gyökök is

képesek lehetnek a tumor sejtjeinek célzott pusztítására. A lézerek plazmakeltése révén

kialakuló sugárzás terápiás hatását a közelmúltban kezdték el csak vizsgálni [1, 12].

13

3. Célkitűzés

A kutatásom során olyan kémiai oldatot használtam, ami az ionizáló sugárzások esetében

egy jól ismert dozimetriai eszköz. Ez a kémiai oldat az FBX-oldat, mely a víz radiolízisén

alapszik, ennél fogva megfelelő tesztkörnyezet a filamentáció ionizációjának vizsgálatához. A

konkrét célom a filamentáció ionizáló hatásának kísérleti kimutatása különböző tulajdonságú

kémiai rendszerekben és ezen adatok értelmezése. Továbbá az ionizáló hatás mellett további

vizsgálatokat szeretnék végezni arról, hogy az ionizáló hatás a filamentum paraméterei között

milyen összefüggés található.

Kísérleteim során célom megmérni az FBX-oldatban a filamentum ionizáló hatását, illetve

a filamentumot létrehozó lézer paraméterei és ionizáló hatása közötti összefüggést. A fényforrás

paraméterei közül változtatni fogom a sugárzás idejét, a lézernyaláb energiáját, a lézerimpulzus

hosszát és a lézernyaláb lefókuszálását, mellyel a filamentum paraméterei is változnak. A

mérések elvégzése után levonom a megfelelő következtetést a mérések kiértékelése után kapott

eredményekből.

14

4. Alkalmazott mérési módszerek

4.1. Besugárzó fényforrás jellemzői

A méréseimhez szükséges ionizáló filamentációs plazmaforrást a Szegedi

Tudományegyetem, Optikai és Kvantumelektronikai Tanszékén működő TeWaTi

laboratóriumáénak lézernyalábjával állítottam elő. A kutatásom során használt fényforrás egy

Titán-Zafír (Ti:Sa) alapú fázismodulált erősítő rendszer (Chirped Pulse Amplification - CPA),

amellyel femtoszekundumos erősített impulzusok állíthatók elő. Az impulzusok időbeli

nyújtásával a magimpulzusok csúcsintenzitása reverzibilis módon csökkenthető. Ennek az

eljárásnak az előnyei, hogy az ultrarövid impulzusok erősítése hatékonyabbá válik azáltal, hogy

az optikai elemek nem sérülnek meg és el tudjuk kerülni a nemlineáris jelenségeket. A lézer

200 Hz-es ismétlési frekvenciájú és 25 fs-os impulzusidővel rendelkezik, központi

hullámhossza 800 nm.

A kísérleti elrendezésemben (5. ábra) a shutter után található egy tükör, mely után egy 35

mm-es fókusztávolságú gyűjtőlencse. A lencse után elhelyeztem egy tartót, amibe

reprodukálható módon tudtam belehelyezni a küvettát, így a plazma és a filament mindig a

küvetta közepén, ugyan azon a helyen alakult ki. Ezzel optimalizáltam azt, hogy a filament

ionizáló hatása a küvettában lévő folyadékban hasson. A tartó után egy energiamérőt helyeztem

el, amivel a lézernyaláb minta utáni energiáját tudtam mérni.

5. ábra Kísérleti elrendezés

A TeWaTi laborban található akuszto-optikai programozható diszperziós szűrő (Fastlite

Dazzler [13]) segítségével az impulzusok spektruma, energiája és időbeli hossza lényegében

15

egymástól függetlenül könnyedén változtatható. Az eszköz részletes működésének bemutatása

túlmutat a dolgozat keretein, így csak az azzal módosítható impulzusparaméterek bemutatását

részletezem. Egy lézer impulzust le lehet írni egy

𝐸(𝑡) =

1

2𝜋∫ 𝐸(𝜔)𝑒𝑖𝜔𝑡𝑑𝜔

∞

0

(2)

alakú komplex függvénnyel, aminek az abszolút értéke a spektrális amplitúdó, az

argumentuma pedig a fázis. Az E(ω) az impulzus spektrális leírása komplex írásmódban, ami

felbontható az

E(ω)=A(ω)*exp(i*φ (ω)) (3)

alakban, ahol A(ω)a spektrális amplitúdó és φ(ω) a fázis. A fázist Taylor-sorba fejtve az 0

központ frekvencia körül, megkapjuk a Taylor-sor együtthatóit, a fázisderiváltakat. A második

derivált a csoportkéséses diszperziót (Group Delay Dispersion - GDD), ami az impulzus időbeli

kiszélesedését okozza. A GDD változtatásával tudtam különböző hosszúságú impulzusokat

létrehozni. A mérés során végig azonos besugárzási idővel lőttem a mintánkat és minden

mintánál változtattam a GDD értékén, ezáltal az impulzushosszon.

Az oszcillátorból kilépő impulzusok frekvenciája 75MHz, amelyet az erősítő szakaszban

szilárdtest alapú erősítőközegben (Titán-Zafír kristály) erősítünk nagy energiájú pumpalézer

segítségével, aminek a frekvenciája 200 Hz. A MasterClock felel a Pockels-cella, a Dazzler és

a pumpalézer időzítésítéséért. A rendszerből kijövő maximális energiát tudjuk úgy is

csökkenteni, hogy a pumpalézer időzítését elhangoljuk.

Az impulzus frekvenciáját szintén a MasterClock segítségével lehet változtatni. Ehhez át

kell állítani a pumpalézer frekvenciáját, amihez a megfelelő időzítés miatt hozzá kell hangolni

a Pockels-cellát és a Dazzler-t.

A folyamatosan érkező lézerimpulzusokból a méréseim során különböző

időintervallumokra van szükségem. Ezen intervallumok kivágására egy SH05-ös Optical Beam

Shutter és SC10-es Benctop Shutter Controllert használtam.

16

4.2. Ionizáló sugárzások mérése

A dozimetria feladata a különböző fajtájú ionizáló sugárzások olyan irányú mérése,

amelynek alapján a biológiai hatásra lehet következtetni. Erre mind a terápiás

beavatkozásoknál, mind a sugárvédelem kialakításánál szükség van. Az ionizáló sugárzások

energiája a különböző szövetekben eltérő mértékben nyelődik el, így attól függően fejtenek ki

biológiai hatást. Ebből kifolyólag a dozimetria feladata a sugárzási energiának mérhető

mennyiségekkel való összekapcsolása.

Sugárzások intenzitásának jellemzésére régóta bevezetett módszer az általuk levegőben

keltett ionizáció mérése. Ha az m tömegű normálállapotú levegőben teljesen elnyelődött

sugárzás által keltett ionok teljes töltése Q, akkor az

𝑋 =

𝑄

𝑚 (4)

mennyiséget nevezzük besugárzási dózisnak, melynek mértékegysége a C·kg-1. Ez azonban

csak a Röntgen- és gammasugarakra alkalmazható és az élő szövetekben való

energiaabszorpciót nem jellemzi, ezért vezették be az elnyelt dózis fogalmát. Ha a test m

tömegű része az ionizáló sugárzásból E energiát nyel el, akkor az abszorbeált dózist

𝐷 =

𝐸

𝑚 (5)

mennyiséggel határozzuk meg. Az elnyelt dózis mértékegysége a J·kg-1, neve gray (Gy).

Közvetlen meghatározása nagyon nehéz, ezért a könnyebben mérhető

𝐷 = 𝑓 ∙ 𝑋 (6)

besugárzási dózisból számítják ki, ahol az f-fel jelölt általános átszámítási tényező a kvantum

energiájától és a közeg Z rendszámától függ.

Az ionizáló sugárzás biológiai hatása nem csupán az elnyelt dózistól függ. A különféle

sugárzások biológiai hatékonysága különböző. A 200 kV-os röntgensugárzás által kiváltott

biológiai hatást választották standardnak. E biológiai hatással való összehasonlítás adja a

sugárzások relatív biológiai effektivitását (RBE). A biológiai hatás az RBE mellett függ a

besugárzás körülményeitől, melyeket minőségi faktorral (N) jellemzünk. [14] Az így

meghatározott dózis az ekvivalens dózis:

17

𝐻 = 𝑅𝐵𝐸 ∙ 𝑁 ∙ 𝐷 (7)

aminek a mértékegysége sievert (Sv).

A dózis mennyiségét adott kísérleti körülmények között fontos kvantitatívan is

meghatározni. Ilyen célokra dózismérő eszközöket használnak, melyek olyan detektorok,

amelyeknél a sugárérzékelés alapjául szolgáló fizikai jelenség és a mért jel nagysága

összekapcsolható az azonos sugárzás hatására elnyelt dózissal. Ilyen detektorok a gázionizáción

alapuló eszközök, a filmdoziméterek, a termolumineszcens doziméterek és a folyadék alapú

sugárzásmérők.

A gázionizáción alapú eszköz esetén, radioaktív sugárzás hatására, a becsapódó részecske

a már ismert mechanizmusok szerint ionizációt hoz létre, töltéseket választ szét a detektor

anyagában. Egy külső elektromos tér hatására a töltéshordozók rendezett mozgást végeznek,

tehát áram folyik az eszköz két fegyverzete között. Az áram nagyságából a létrehozott ionok,

és így a sugárzás nagysága meghatározható Ezek közé a detektorok közé tartozik a Geiger-

Müller-cső is.

A filmdoziméterek az ionizáló sugárzások kémiai hatásán alapulnak. Sugárzás hatására a

fényképészeti film megfeketedik. A film megfeketedése arányos a réteget ért sugárzás

dózisával, ezáltal következtetéseket lehet levonni a sugárzás nagyságával kapcsolatban.

A termolumineszcens detektorként használt, megfelelően adalékolt kristályos anyag azon

tulajdonságát használják ki, hogy az ionizáló sugárzás hatására az anyagban egy metastabil

energianívón a gerjesztett elektronok felhalmozódnak, melyek alapállapotba kis

valószínűséggel kerülnek vissza. Ezek az elektronok csapdába esnek és hosszabb ideig

maradnak ebben az állapotban.

4.2.1. Dozimetriai folyadékok

A méréseim során FBX-oldatot (ferrous sulfate-benzoic acid-xylenol orange) használtam,

mivel az ionizáló sugárzások esetében ez jól ismert dozimetriai eszköz.

Az FBX-oldat szerkezeti képlete FeC6H5COOH(CH3)2C6H3OH. Az első bázist a Mohr-só

(más néven vas(II)-ammónium-szulfát) alkotja, amelynek képlete Fe(NH4)2(SO4)2. A Mohr-só

képletét részletesen kiírva:

18

[𝑁𝐻4+]2 + [𝐹𝑒2+] + [𝑆𝑂4

2−]2 (8)

Az oldat kétszeresen pozitív vas-iont tartalmaz. Ez azért fontos, mert a méréseim során

ennek a vas-ionnak az átalakulását háromszorosan pozitív vasionná (Fe3+) kell meghatározni

különböző kísérleti paramétereknél, ami a Fe3+ koncentrációjának változásával mérhető.

Besugárzás hatására, energia elnyeléssel a vas-ion oxidálódik:

𝐹𝑒2+ → 𝐹𝑒3+ + 𝑒− (9)

Azért erre az oldatra esett a választásom, mert az oxidáció kisebb dózisnál is megfigyelhető.

Az FBX-oldat mGy-s nagyságrendtől, akár 20 Gy-ig használható dózis mérésre.

A benzoesav (benzonic) az oldatban katalizátorként működik, vagyis a kétszeresen pozitív

vasion oxidációját segíti elő. Az oldathoz közvetlenül az abszorpció mérés előtt festékanyagot

adtam, így az eredeti áttetsző színe XYZ árnyalatúvá válik, ami a detektálhatóságot segíti elő.

Ennek köszönhetően a fotospektrométerben az FBX-oldatot 560 nm-en tudjuk vizsgálni, ami

látható tartományba esik.

4.3. Abszorpció mérése

Az abszorpciós spektroszkópia a spektroszkópia azon ága, ahol a fényabszorpció jelenségét

használja fel híg oldatok vizsgálatára. Alapja a T transzmittancia, illetve az anyag abszorpciós

együtthatójának (µ) és a fény által az anyagban megtett távolságnak (x) a szorzata között

logaritmikus összefüggés, amit az

𝐼 = 𝐼0𝑒−𝜇𝑥 (10)

Beer-Lambert törvény ír le, ahol I a gyengített fény intenzitása, az I0 a beeső fény

intenzitása, μ az abszorpciós együttható és x a rétegvastagság.

Folyadékok esetében a fenti összefüggést T=I/Io=10-μx alakban szokás használni. Az

𝐴 = log10

𝐼0

𝐼 (11)

abszorbancia egy dimenziómentes mennyiség, melyet a transzmittancia tízes alapú

logaritmusaként definiáljuk. Híg oldatok esetén az abszorpciós együttható függ az abszorbeáló

közegben megtalálható anyagmennyiségtől. Ezt a függést moláris koncentrációval tudjuk

19

kifejezni, amely egyenesen arányos a moláris abszorpciós együtthatóval. Ezt figyelembe véve

az abszorbanciára felírható a

𝐴 = 𝜀𝑙𝑐 (12)

összefüggés, ahol A az oldat abszorbanciája, ε a moláris együttható, l az optikai úthossz és c a

koncentráció.

Az ε arányossági tényezőt moláris elnyelési együtthatónak nevezik és megadja az 1

mol/dm3 koncentrációjú oldat által 1cm-en elnyelt fénymennyiséget.

A moláris abszorpciós együttható (az elnyelési együtthatóhoz hasonlóan) függ az áteső fény

hullámhosszától. Ezért, ha különböző hullámhosszú fénnyel világítjuk ki a mintát, akkor

megkaphatjuk az abszorpciós spektrumot.

A kísérletek folyamán az abszorbancia mérésével foglalkoztam. A módszer

érzékenységének növelése érdekében, referencia (I0) fényintenzitásnak, a beeső fény intenzitása

helyet referenciaoldatokon átmenő fény intenzitását is lehet használni. A referenciaoldatokat

még szokás vakoldatoknak is nevezni és általában a vizsgált oldat oldószerét használják erre a

célra.

A méréseket, a spektrofotométer típusának függvényében kétsugaras vagy egysugaras

elrendezésben is el lehet végezni. A közvetlen kitérésű egysugaras készülékeknél a

fényintenzitással arányos elektromos jel elektronikus erősítés után közvetlenül kerül kijelzésre.

A referenciaoldatot a fényútba helyezve kell nullázni a műszert, majd a mintát helyezve a

fényútba ehhez képest mérjük a fényintenzitás csökkenését. Ennek a készüléktípusnak az

előnyei az olcsóság, egyszerű felépítés, legtöbb esetben kis méret és kevés hibaforrás. Mindkét

esetben a készülék az oldaton áteső fény intenzitását a vakoldaton áteső fény intenzitásához

viszonyítja, így rajzolja ki a spektrumot vagy írja ki az értéket.

6. ábra Spektrofotométer belső felépítésének sematikus rajza [15]

20

Méréseim során kétsugaras spektrofotométert használtam, aminek a belső felépítésének

sematikus rajza a 6. ábrán látható. A kétsugaras készülékeknél a sugárforrásból kilépő fényt

két fényútra bontják fel, amelyekből az egyik a referenciaoldaton, a másik a mintán halad

keresztül. Így gyakorlatilag a két fényintenzitás (Io, I) azonos időben hasonlítható össze. Ezzel

kiküszöbölhető például a tápfeszültség, az elektronika, a sugárforrás esetleges ingadozásából

származó hiba. [15] A fényintenzitás mérésére csak ritkábban alkalmaznak két detektort, mivel

nehéz két teljesen azonos jellemzőkkel rendelkező érzékelőt készíteni. Gyakoribb az a

megoldás, amiben a mintatér után a két fényutat egyesítik, és a fényt ugyanazzal a detektorral

alakítják elektromos jellé. Ezt úgy valósítják meg, hogy a két fényjel (Io és I) felváltva jelenik

meg a detektoron, és a feldolgozó elektronika ebből a periodikus jelből számítja ki az

abszorbanciát.

A fényforrás általában halogénlámpa, amellyel megfelelő stabilitású, folytonos sugárzást

lehet előállítani a látható és IR tartományban. Az UV-ben is működő spektrofotométerekben

még egy további deutérium-lámpa is van, amely kb. 200 és 450 nm között sugároz. A

monokromátor feladata, hogy a folytonos sugárzásból kiválaszthassunk egy szűk

hullámhosszsávot, amely a mintánk elnyelési sávjába esik, hiszen a spektrum összes többi

hullámhossza csak fölösleges zaj a detektor számára. Ezért a spektrofotometria sokkal

szelektívebb és érzékenyebb a fotometriánál, amelyben folytonos fehér fényt felbontás nélkül

használnak. A monokromatikus fény a kilépő rés után a mérendő oldattal töltött küvettán halad

keresztül. A küvetta igen nagy tisztaságú üvegből, az UV-ban is használható kvarcüvegből

készült; egy pontosan párhuzamosra csiszolt falú edény, amelyben a fényút is pontosan adott,

általában 10±0,01 mm. A fotodetektor többféle megoldású lehet, leggyakrabban félvezető

fotodiódát használnak. Mindegyikről elmondható, hogy spektrális érzékenysége nem állandó,

ezért túlnyomórészt ennek kalibrálása is szükséges.

21

5. Eredmények

A kísérleti munkám során elvégeztem a filamentum ionizáló hatásának kimutatását. Ezt

követően megmértem ionizáló hatás energiafüggését valamint az impulzushossztól való

függését. Végül vizsgáltam az ionizáló hatás tulajdonságait a különböző fókusztávolságú

lencsék esetében is. Ebben a fejezetben ezeknek az eredményeknek a részletes leírása található.

5.1. Ionizáló hatás kimutatása

5.1.1. Impulzusszámtól való függés

Az első mérésben azt vizsgálom, hogy lineáris-e az FBX-oldat koncentrációjának változása

a besugárzási idővel. A 200 Hz-es impulzussorozat besugárzási idejét a shutter segítségével

állítottam be. A 7. ábra a besugárzási idő alatt beérkező impulzusok számának függvényében

ábrázoltam a koncentráció növekedését.

7. ábra Az FBX-oldat Fe3+ koncentrációjának változása a lézerimpulzusok számának

függvényében

A mérési eredményeim mutatják, hogy az Fe3+ koncentrációjának nagysága arányos az

impulzusok számával, vagyis a besugárzási idővel. Mivel az oldatban a Fe2+ ionok

koncentrációja véges, arra számítok, hogy elegendően hosszú besugárzás után az összefüggés

22

lineáris jellege telítődésbe fordul. Az illesztett görbe nem mutat ilyen telítődést, ami azt jelenti,

hogy a koncentráció nem érte a telítődési maximumot, vagyis ha tovább növeljük a sugárzott

impulzusok számát, akkor előbb-utóbb elérnék a telítődési szakaszt.

5.1.2. Impulzusenergiától való függés

Az energiától való függés vizsgálatánál az FBX-oldat két részre osztottam és ezeken a

részeken belül szintén változtattam a besugárzott impulzusok számát. A két részt azonos

mennyiségű impulzussal sugároztam be, csak a különböző részeknél két különböző nagyságú

energiával lőttem a mintákra. Eredményeimet a 8. ábra szemlélteti.

8. ábra Az FBX-oldat Fe3+ koncentrációjának változása a lézerimpulzusok számának

függvényében különböző energiáknál

A kapott eredmények alapján az FBX oldatban előidézett Fe3+ koncentrációváltozás

változik a beeső lézernyaláb átlagos impulzusenergiájával, amit a továbbiakban is bizonyítani

fogok. Az eredmények mutatják, hogy nagyobb energiánál (E = 0,677 mJ) nagyobb a Fe3+

koncentráció változásának meredeksége, mint a kisebb impulzusenergia esetén (E = 0,320 mJ).

Előző mérési eredmények figyelembevételével elvégeztem egy olyan mérést, ahol az

impulzus energiáját változtattam. A mérési eredményeim az 9. ábrán láthatóak.

23

9. ábra Az FBX-oldat Fe3+ koncentrációjának változása a lézernyaláb

impulzusenergiájának függvényében

A kapott eredmények alapján az FBX oldatban előidézett Fe3+ koncentrációváltozás a

vizsgált tartományon belül lineárisan változik a beeső lézernyaláb átlagos

impulzusenergiájával.

5.1.3. Impulzushossztól való függés

Az FBX-oldat koncentráció-változásának mértékét a Dazzler segítségével vezérelt

impulzus csörpölésével végeztem el. A 10. ábra mutatja a kísérleti eredményeimet.

10. ábra Az FBX-oldat Fe3+ koncentrációjának változása a GDD függvényében

24

A 10. ábrából kivehető, hogy az okozott koncentrációváltozás, a mért tartományban függ

a GDD-től. Ebből arra lehet következtetni, hogy a mérés során nem a hőhatás a domináns

jelenség. A görbe csúcsa 1500 fs2-nél, ami arra utal, hogy a minta és a lencse együttes GDD-je

ennyinek felel meg. A GDD-től való függés kihat az impulzus hosszára, ami a

𝜏𝑝 = 𝜏𝑝0√1 + (4𝑙𝑛2𝐺𝐷𝐷

𝜏𝑝𝑜2

)

2

(13)

összefüggésen keresztül közelíthető, ahol a transzformáció-limitált impulzushossz τp0 = 25 fs.

11. ábra Az FBX-oldat Fe3+ koncentrációjának változása az impulzushossz reciprokának

függvényében

A koncentrációváltozás impulzushossz reciprokától való függése a 11. ábrán látható.

Várakozásaimnak megfelelően a hosszabb impulzusokra a koncentráció változása lineárisan

változik az impulzusidő reciprokával. Az egyetlen kiugró pont a transzformáció-limitált

impulzusidőhöz tartozik, aminek oka az lehet, hogy ezen intenzitás mellett már telítésben van

az oldatban a filament ionizáló hatása.

25

5.1.4. Fókuszfolt méretétől való függés

Az eddigi méréseim során a kísérleti elrendezésbe végig egy 35 mm-es fókusztávolságú

bikonvex gyűjtőlencse volt beépítve. Azonban szerettem volna azt is megvizsgálni, hogy

esetlegesen az ionizáló hatás függhet-e attól a lézernyaláb fókuszálásától. Így megvizsgáltam,

hogy a kísérlet elrendezésben szereplő lencsének fókusztávolsága, hogyan befolyásolja a

koncentráció változását. A kísérlet során három különböző fókusztávolságú gyűjtőlencsét

használva sugároztam a mintákat azonos impulzus számokkal. A gauss terjedésből meg lehet

határozni a fókuszfolt átmérőjét különböző fókusztávolságú lencséknél. 25,4 mm

fókusztávolságú lencse esetén a fókuszpont átmérője 3∙10-3 mm, 35 mm fókusztávolságnál

4,22∙10-3 mm és 50 mm fókusztávolság esetén 6∙10-3 mm.

12. ábra Az FBX-oldat Fe3+ koncentrációjának változása a különböző fókusztávolságú

lencsék mellett

A mérési eredményeim szintén igazolják, hogy a Fe3+ koncentrációjának nagysága arányos

az impulzusok számával, vagyis a besugárzási idővel. Az eredményekből látszik, ahogy

növelem a kísérleti elrendezésben található gyűjtőlencse fókusztávolságát, úgy csökken a Fe3+

koncentrációváltozása adott impulzusszámoknál. A kísérlet eredményéből kifolyólag

kimondható, hogy a Fe3+ koncentráció változásának nagysága függ a fókuszfolt méretétől.

26

5.2. Telítődés és linearitás vizsgálata

5.2.1. Összes besugárzott energiától való függés

Az eddigi mérések során egy mérési sornál csak egy paramétert változtattam. A

továbbiakban azonban megvizsgáltam az összenergiától való függést, ahol egyidejűleg

változtatam a sugárzás idejét és az impulzus energiáját. Két mérési sorozatot végeztem, ahol az

egyiknél felére csökkentettem az energiát, a besugárzási időt pedig a duplájára emeletem. Azért

változtattam így a paramétereket, hogy megvizsgáljam van e különbség aközött, hogy nagy

energiával lövök rövidebb ideig, vagy kevesebb energiával hosszabb ideig.

13. ábra Az FBX-oldat Fe3+ koncentrációjának változása az összeenergia függvényében

Ahogy lehet látni a 13. ábrán, a lineáris szakasz elején nincs különbség az ionizációs

hatásban, majd ez megváltozik az exponenciális jellegnél az a hatásosabb mikor kisebb

energiával sugárzunk hosszabb ideig. Azonban a teljes telítődésnél már nem számít a

besugázási idő és az impulzusenergia viszonya.

14. ábrán látható a mérési sorozatnál az energiát és a besugárzási időt is szisztematikusan

változtattam, úgy hogy szorzatuk állandó legyen (6456 mJ). Ezzel szintén azt akartam

megvizsgálni, hogy az ionizáció hogyan függ a különböző idő-energia kombinációktól.

27

14. ábra Az FBX-oldat Fe3+ koncentrációjának változása az impulzus energia függvényében,

azonos besugárzott összenergiák mellett.

A görbe atz mutatja, hogy sem a rövid ideig tartó túl nagy impulzusenergia, sem pedig a hosszú

ideig besugárzott túl kicsi impulzusenergia nem optimális. Méréseim szerint a köztes 0.2-

0.4 mJ tartományon lényegében egy plató figyelhető meg, és 0.22-0.25 mJ között ideális az

impulzusenergia.

5.2.2. Frekvenciától való függés

Az eddigi mérések során az impulzusok frekvenciája 200 Hz volt. A mérés során szintén

200 Hz-en kezdtem, majd elkezdtem csökkenteni az impulzusok frekvenciája. A besugárzási

időket úgy változtattam, hogy az FBX-oldat mindig ugyanannyi impulzust kapjon.

28

15. ábra Az FBX-oldat Fe3+ koncentrációjának változása az összeenergia függvényében

A mérés során az impulzus energiája 0,54 mJ volt és az FBX-oldatot 4000 db impulzussal

sugároztam be 25 fs-os impulzushosszal. Ezen a tartományon vizsgálva az ionizációt azt

tapasztaltam, hogy hibahatáron belül marad a koncentrációváltozás mértéke, vagyis a

különböző frekvenciákon ezek megegyeznek. A frekvencia további növelésével, amikor sokkal

rövidebb idő jut két impulzus közötti regenerálódásra, azt várnám, hogy a konstans jelleg nem

marad meg és kisebb lesz a koncentráció változása. Ennek megfigyeléséhez azonban további

kísérletek és a jelenlegi lézerrendszer fejlesztése szükséges.

5.2.3. Koncentrációtól való függés

Eddigi mérések során a lézerimpulzus paramétereit változtattam, ezáltal magát a

filamentumot. Következő lépésként az FBX-oldat összetétele lett megváltoztatva. Öt különböző

oldaton lett végig mérve ugyanaz a mérési sor. Az oldatok Fe2+ koncentrációban különböztek

egymástól.

29

16. ábra Az FBX-oldat Fe3+ koncentrációjának változása a kezdeti koncentráció

függvényében

A mérés során az impulzus energiája 0,56 mJ volt és az FBX-oldatot 200 Hz-en sugároztam

be 25 fs-os impulzushosszal. Ezen a tartományon vizsgálva az ionizációt azt tapasztaltam, hogy

a koncentrációváltozás mértéke nem függ az oldat eredeti Fe2+ koncentrációjától a vizsgált

tartományon.

5.3 Konklúzió

Feltételezzük, hogy a filament ionizáló hatása következtében átadott dózis lineárisan függ

a mért Fe3+ koncentráció változásától.

A koncentrációváltozást megvizsgáltuk különböző lézerparamétereket változtatva, és

megállapíthatjuk, hogy a koncentrációváltozás és a lézerimpulzus paraméterei között a

𝐷ó𝑧𝑖𝑠 ∝ ∆𝑐 ∝∙

𝑁 ∙ 𝐸

𝜏 ∙ 𝐴 (14)

összefüggés áll fenn , ahol N a besugárzott impulzusok száma, E az impulzus energiája, τ

az impulzushossz, A a fókusztávolságból számolt nyalábátmérő, amiből következtethetünk a a

filament átmérőjének a nagyságára. Ez utóbbi vizsgálatához további kísérletekre lesz szükség.

Megfigyeléseim szerint a (14) egyenletben felvázolt koncentráció-változás nem függ az oldat

kiindulási koncentrációjától, ami némi meglepetésre ad okot. Természetesen ezt csak a vizsgált

30

tartományra jelenthetjük ki, kisebb és nagyobb koncentrációkra könnyen elképzelhető más

jellegű viselkedés.

Megvizsgáltuk, hogy a 14-es összefüggés milyen paraméter tartományon érvényes. A teljes

besugárzott energia adott érték (~10 J) elérése után szaturálódik. Ez arra vezethető vissza, hogy

a dozimetriai oldatban elfogynak a Fe2+ vasionok.

A fentebb említett szaturálódást elvárnánk a Fe2+ koncentráció mellett az ismétlési

frekvencia függvényében is, azonban ez a vizsgált tartományon nem szignifikáns, nem történt

meg.

31

6. Összefoglalás

Munkám során elsődleges célként azt vizsgáltam, hogy az ultrarövid lézerimpulzusokkal

keltett filamentum, mint nemlineáris optikai jelenség közvetve használható-e mint ionizáló

sugárzás. Kísérleteim során első lépésént megállapítottam, hogy a filamentnek ténylegesen van

ionizáló hatása. Ennek reprodukálhatóságát két laboratóriumban is megvizsgáltam, amiket

Szegedi Tudományegyetem, Optika és Kvantumelektronika Tanszéke biztosított. Ezt követően

a lézer paramétereket változtatva vizsgáltam a keltett ionizáló folyamatok dozimetriai hatását.

Az ionizáló hatás kimutatásánál az eredmények azt mutatták, amire számítottam. Az

ionizáló sugárzás hatására az oxidálódott vasionok koncentrációja lineárisan arányos az

impulzusszám növelésével addig, amíg el nem érjük a telítődést. Először az energiát változtatva

az eredményeim azt mutatták, hogy az ionizáló hatás csökken az lézerimpulzus energiájának

csökkentésével. Továbbá megvizsgáltam az impulzushossztól és a lencse fókusztávolságától

való függést. Az impulzushossz növelésével csökken az ionizáló hatás, azonban a nagyobb

impulzushosszaknál történő növekedések még további vizsgálatot igényelnek. A kísérletbe

épített lencsét kicserélve nagyobb fókusztávolságúakra, azt tapasztaltam, hogy az ionizáló hatás

csökken.

A vizsgált ismétlési frekvencia és koncentráció függvényében is vizsgáltam a jelenséget,

de telítődést nem figyeltem meg. Ezen paraméterek esetén is várnék szaturációt, azonban a

vizsgált tartományokon ez nem volt szignifikáns.

A továbbiakban folytatva a kísérleteket célom az abszorbanciának a telítődési görbéjét

vizsgálni és tovább tanulmányozni a filament hatását a biológiai-kémiai rendszerekre. Olyan

mérési módszert találtam mellyel az onkoterápiában korábban használt sugárforrásokkal

összehasonlítható dózis mennyiségeket tudtunk mérni a filamentáció okozta energia átadási

mechanizmussal.

32

7. Köszönetnyilvánítás

Elsősorban témavezetőmnek, Polanek Róbertnek és konzulensemnek Dr. Börzsönyi

Ádámnak tartozom köszönettel a munkám során nyújtott nélkülözhetetlen segítségéért, jó

tanácsaiért és észrevételeiért.

Külön köszönetet mondanék Csontos Jánosnak és Flender Rolandnak, akik folyamatosan

segítségemre voltak a laboratóriumi munkám során és biztosították a mérésekhez szükséges

körülményeket.

Szeretném továbbá a teljes TeWaTi csoportnak is megköszönni a mindennapi munka során

nyújtott segítségüket és a EFOP-3.6.2-16-2017-0005 pályázati forrásnak, amely megteremtette

a lehetőséget.

Továbbá szeretném kifejezni köszönetemet a családomnak és a barátaimnak a

támogatásukért.

33

8. Irodalomjegyzék

[1] Ridthee Meesata, Hakim Belmouaddine, 2012. „Cancer radiotherapy based on femtosecond

IR laser-beam filamentation yielding ultra-high dose rates and zero entrance dose” PNAS

E2508-E2513

[2] A. Couairon, A. Mysyrowicz, 2007. „Femtosecond filamentation in transparent media”

Elsevier B. V.

[3] Andrea Fontana, 2017. „Sul range di protoni in acqua”;

http://www2.pv.infn.it/~fontana/download/lect/onrange.pdf

[4] Rácz Ervin 2005. „Nemlineáris jelenségek vizsgálata lézerplazmákban nagy

lézerintenzításokon”

[5] https://www.researchgate.net/figure/Color-online-Schematic-of-the-three-step-model-for-

the-HHG-process-modified-by-x-ray_fig1_221711067

[6] Turker Topcu, Francis Robicheaux, 2012. „Dichomoty between tunneling and multiphoton

ionization in atomic photoionization: Keldysh parameter γ versus scaled frequency Ω” Physical

Review A 86, 053407

[7] Chin, See Leang, 2010. „Femtosecond Laser Filamentation” Springer

[8] https://commons.wikimedia.org/wiki/File:Laser_filamentation.png

[9] A. K. Dharmadhikari, H. Bharambe, 2014. „DNA Damage by OH Radicals Produced Using

Intense, Ultrashort, Long Wavelenght Laser Pulses” Physical Review Letters 112, 138105

[10] John Nguyen, Jillian Ferdmann, 2011. „Sub-Surface, Micrometer-Scale Incisions

Produced in Rodent Cortex using Tightly-Focused Femtosecond Laser Pulses” Lasers in

Surgery and Medicine 43:382-391

[11] Alfred Vogel, Joachim Noack, 2007. „Mechanisms of femtosecond laser nanoprocessing

of biological cells and tissues” Journal of Physics: Conference Series 59 249-254

[12] Damjanovich Sándor, Fidy Judit, 2007. „Orvosi Biofizika” Medicina

[13] https://www.thorlabs.com/newgrouppage9.cfm?objectgroup_id=927

[14] Maróti Péter, Laczkó Gábor, 2013. „Bevezetés a biofizikába” Szegedi Egyetemi Kiadó

[15] https://anzdoc.com/spektrofotometria-fabian-istvan-altal-sszeallitott-silabusz-.html

34

1. függelék: Rövid kivonat

Mióta a rákos megbetegedésekre sugárkezelést használnak, azóta az elsődleges célja az

orvosoknak és ezen a területen kutatóknak, hogy a terápia során a dózismennyiséget

minimalizálják, továbbá a sugárzást a rákos tumor területére koncentrálják. Ehhez nyújt

segítséget a dozimetria melynek feladata a sugárkezelések megtervezése. Így a környező

egészséges szöveteket csak minimális sugárzás éri. Sajnos a hagyományos sugárzási

módszerekkel elkerülhetetlen, hogy a tumor körül az egészséges szövetek is megsérüljenek. A

sugárterápiás kezelések optimalizálását célzó technikai fejlesztések mellett felmerült a

lézerfilamentáció sugárterápiás eszközként való alkalmazásának lehetősége.

Munkám során elsődleges célként azt vizsgáltam, hogy az ultrarövid lézerimpulzusokkal

keltett filamentum, mint nemlineáris optikai jelenség közvetve használható-e mint ionizáló

sugárzás. Ehhez tartozó kísérleti elrendezést építettem. Az én feladatom volt továbbá a mérések

során használt különböző paraméterek beállítása. Az általam elvégzett kísérleteket követően

kimértem a kémiai oldatom változását és az adatokat feldolgoztam.

Minden kiértékelés után értelmeztem az adatokat és azok függvényében terveztem meg a

következő mérési folyamatot.