м

Дмитровская

ул Руставели, 14 стр.9

м

Пролетарская

Волгоградский пр-т, 4А 1 под, 2эт

Гарантия на импланты
25 лет

Принимаем пациентов
из регионов

Врачи с 20-летним стажем

Другие научные публикации
Стоматология научные публикации Физические особенности лазерной абляции твердых тканей зуба

Физические особенности лазерной абляции твердых тканей зуба

29 Сентября 2016

Альтшулер Григорий Борисович, д.т.н., научный консультант Dental Photonics Inc. (США) Беликов Андрей Вячеславович, доцент, к.ф.-м.н., Санкт Петербургский Национальный исследовательский университет информационных технологии, механики и оптики (Россия) Скрипник Алексей Владимирович, доцент, к.ф.-м.н., Санкт Петербургский Национальный исследовательский университет информационных технологии, механики и оптики (Россия) Фельдштейн Феликс, к.ф.-м.н., вице-президент Dental Photonics Inc. (США) Шатилова Ксения Владимировна, Санкт Петербургский Национальный исследовательский университет информационных технологии, механики и оптики (Россия)

Исследования.

 В работе рассмотрены основные механизмы и физические процессы, происходящие при лазерной абляции твёрдых тканей зуба. Основное внимание уделено взаимодействию излучения эрбиевых лазеров субмилисекундной длительности импульса с эмалью и дентином зуба человека. Описаны особенности современных М2- и лазер-абразивной технологий обработки твёрдых тканей зуба с использованием микропучков и микроимпульсов эрбиевого лазера. Обсуждается возможность использования для детектирования процесса абляции характеристик эрозионного факела и акустического сигнала, сопровождающих лазерную абляцию зубных тканей.

К твёрдым биотканям человеческого организма традиционно относят костные ткани, хрящи и твёрдые ткани зуба (эмаль, дентин, цемент). В настоящей работе основное внимание будет уделено таким твёрдым тканям зуба, как эмаль и дентин. Интерес к применению лазеров для обработки твёрдых тканей в стоматологии определяется тем, что лазерное воздействие локально, комфортно в силу безболезненности и отсутствия вибраций, бесконтактно, относительно бескровно, антисептично и т.д. Зуб состоит из: коронки, шейки и корня.

Корень и шейка зуба покрыты цементом. Коронка покрыта эмалью − самой прочной тканью человеческого организма. Основной тканью зуба является дентин. В толще дентина находится пульпарная камера. В области корня зуба пульпарная камера продолжается в канал зуба. В пульпарной камере и в канале зуба располагается пульпа − единственная мягкая и самая чувствительная ткань зуба, состоящая из соединительной ткани, сплетения нервных волокон и кровеносных сосудов.

Эмаль зуба состоит из 96% неорганических веществ, 1% органических и 3% воды по массе и около 10% по объёму. Неорганический материал – гидроксиапатит (HA), который также находится в кости и дентине. Основными структурными компонентами эмали являются нанокристаллы апатитов, которые имеют химическую формулу A10(BO4)6X2, где A − Ca, Cr, Ba, Cd, B − P, As, Si, и X − F, OH, ClCO 2. Основной формулой апатитов эмали является чистый гидроксиапатит HA − Ca10(PO4)6(OH)2 с отношением Ca/P, равным 1.67. В дополнение к HA (≈75%) также присутствуют в эмали: карбонапатит (≈3−20%), хлорапатит (≈4%), фторапатит (≈0.5%). Кристаллы HA имеют гексагональную кристаллическую решётку с размерами (14−46) нм × (27–78) нм. Эти кристаллы имеют типичные дефекты кристаллической решётки, включая сдвиг, нарушение и искривление плоскости решётки.

Микрокристаллы эмали окружены водной оболочкой с характерной толщиной около 10 нм. Плотно упакованные кристаллы апатита являются основной структурной единицей эмали, которая называется эмалевой призмой ("enamel rod" или "enamel prism").

Она имеет форму замочной скважины и среднюю ширину 5 мкм. Её ширина определяется локальной толщиной эмали, максимальное значение которой около 2.5 мм. Эмалевые призмы расходятся от дентино−эмалевой границы перпендикулярно к наружной поверхности эмали и сохраняют свою структуру. Соседние призмы разделены на 0.1−0.5 мкм межпризменными пространствами. Эмалевые призмы почти полностью состоят из HA, в то время как межпризменные пространства состоят в основном из органического материала, состоящего из полипептидов и белков, пропитанных водой.

Дентин зуба составляет основную массу коронки зуба. В зрелом дентине (по весу) содержится до 70% неорганических веществ, около 20% органических компонентов (в большей степени это белки, образующие коллагеновые волокна) и до 10% воды по массе и около 22% по объёму. Основу неорганического вещества составляют HA, карбонат кальция и в небольшом количестве фторид кальция. В дентине различают две главные структурные единицы: основное вещество и дентинные трубочки. Основное вещество дентина пронизано множеством дентинных трубочек, плотность которых колеблется от 15000 до 75000 на 1 мм2 дентина. Диаметр дентинной трубочки зависит от локализации и колеблется от 0.5 мкм у дентино- эмалевой границы, до 5 мкм у пульпы.

Лазеры достаточно широко применяются при обработке (абляции) твёрдых тканей зуба человека. Механизм и параметры абляции определяются оптическими, теплофизическими и механическими свойствами ткани. Одной из важнейших характеристик является коэффициент поглощения ткани и её компонентов. Исследование спектров поглощения интактных тканей позволяет определить области длин волн с максимальным поглощением и минимальной энергией, необходимой для абляции.

На основе этого анализа можно выбрать лазер, излучение которого наилучшим образом поглощается тканью и обладает наибольшим деструктивным эффектом. Спектр поглощения твёрдых тканей зуба человека был изучен в ряде работ. На рис. 1 представлены спектры коэффициента поглощения μa эмали и дентина зуба человека и свободной воды. Можно выделить три области с высоким поглощением эмали и дентина: в УФ−диапазоне λ < 0.3 мкм, в ИК−диапазоне 2.7 мкм < λ < 3.0 мкм и 9 мкм < λ < 11 мкм. Пик поглощения в УФ−диапазоне соответствует поглощению электронов во всех компонентах ткани. – В области 3 мкм излучение поглощается свободной водой (пик на 2.96 мкм) и OH группами гидроксиапатита (пик на 2.8 мкм). – В области 10 мкм поглощение в основном связано с наличием групп РО4 гидроксиапатита (пик на 9.6 мкм) и свободной воды.

Для этих диапазонов средний уровень поглощения выше, чем рассеивания и глубина проникновения излучения в ткань определяется поглощением. В результате высокого поглощения в области 3 и 10 мкм глубина проникновения лазерного излучения (1/μa) составляет ~2–20 мкм для эмали и 1−10 мкм для дентина. – Наибольшее поглощение наблюдается для свободной воды, содержащейся в твёрдых тканях зуба человека, в области 2.96 мкм. Поглощение воды на длине волны приблизительно 2.96 мкм составляет величину порядка 12000 см−1 , а поглощение эмали не превышает 1000 см.

Таким образом, вода поглощает излучение более чем на порядок эффективнее. Коэффициенты поглощения твёрдых тканей зуба могут изменяться в процессе лазерного облучения (рис. 2). В результате лазерного воздействия при нагреве эмали происходит уменьшение коэффициента поглощения в полосе с максимумом порядка 3 мкм, что свидетельствует о сокращении содержания свободной и связанной воды в материале эмали. В результате, если при нормальной температуре коэффициент поглощения на λ=2.94 мкм выше, чем на λ=2.79 мкм, то с ростом температуры соотношение может измениться в обратную сторону и на критической температуре 374ºС произойдёт падение коэффициента поглощения перегретой свободной воды в порах приблизительно на порядок.

Из анализа спектра поглощения можно сделать вывод о том, что наиболее эффективный механизм лазерной абляции реализуется в результате селективного поглощения лазерного излучения свободной водой, содержащейся в межпризменных пространствах, порах и поверхностных микротрещинах эмали, или водой, содержащейся в дентинных трубочках и основном веществе дентина. Механизм разрушения твёрдых тканей зуба, связанный с селективным поглощением, был описан авторами настоящей работы [10]. Селективное поглощение лазерного излучения водой, содержащейся в межпризменных пространствах, порах и поверхностных микротрещинах эмали или в дентинных трубочках и основном веществе дентина, приводит к быстрому нагреву воды, который происходит значительно быстрее нагрева гидроксиапатита.

Как отмечается в [4], при температуре 130 ºС давление в замкнутых порах может достигать 1000 атм. и, как следствие, в материале, окружающем эту пору, начинают формироваться микротрещины, локализованные для эмали в основном в виде кластеров в межпризменных пространствах. Развитие трещин, скорее всего, будет происходить вдоль межпризменных пространств, т.к. в них кристаллы гидроксилапатита не упорядочены, и, как следствие, межпризменное вещество имеет меньшую механическую прочность. Развитие трещин вдоль межпризменных пространств будет приводить к отделению одиночных эмалевых призм или их групп от основного вещества эмали. Такой механизм лазерной абляции назовём «термо−механическим».

Таким образом, излучение с длиной волны 3 мкм благодаря высокому поглощению не проникает глубоко в твёрдые ткани зуба [11], а абляция твёрдых тканей зуба происходит в микровзрывах, за счёт которых ткань не испаряется полностью, а распадается на маленькие фрагменты [12]. Роль плавления и испарения гидроксиапатита и карбонизации органических компонентов минимальна. Скорость, с которой происходит удаление ткани, зависит от количества содержащейся в ткани воды. Кариозный дентин содержит наибольшее из твёрдых тканей зуба количество воды [13].

Таким образом, для этого механизма лазерной абляции кариозный дентин обладает самой высокой скоростью абляции, а эмаль − самой низкой. Селективный нагрев свободной воды структурных компонентов возможен, если длительность импульса лазерного излучения короче времени тепловой релаксации (TRT) этих компонентов [14]:

где α – − температуропроводность ткани, k = 8, 16 и 24 для плоского, цилиндрического и сферического компонента. Для эмали α = 4.7×10−7 м2/c; для дентина α=1.8×10−7 м2/с [15]. Оптимальной для разрушения следует считать длительность импульса лазерного излучения меньшую или равную времени тепловой релаксации TRT , т.к. в этом случае не происходит передача поглощённого тканью тепла окружающим место воздействия тканям за счёт действия механизмов теплопроводности, и, как следствие, лазерное воздействие становится локальным и более эффективным.

Таким образом, оптимальная длительность импульса лазерного излучения, кроме оптических и теплофизических свойств ткани, определяется размером её структурного элемента, который подлежит абляции. Для термо−механического механизма r −размер компонентов, содержащих свободную воду: межпризменные пространства (<0.5 мкм), поры (<1 мкм) и поверхностные трещины (<10 мкм) эмали, дентинные трубочки (<5 мкм) и основное вещество дентина.

Оптимальная длительность импульса для селективного нагрева межпризменного пространства должна быть короче 0.1 мкс, для микротрещин эмали − короче 100 мкс, для дентинных трубочек − короче 20 мкс. Наиболее эффективными лазерами для осуществления термо−механической абляции являются эрбиевые лазеры: Er:YAG (λ=2.94 мкм), Er:YLF (λ=2.81 мкм) и Er:YSSG (λ =2.79 мкм).

Для длин волн в области 10 мкм доминирующими механизмами абляции являются «термические» механизмы, состоящие в плавлении с последующим испарением (механизм «термического испарения») гидроксиапатита или в удалении расплавленной фазы в виде отдельных капель (механизм «гидродинамического выброса») гидроксиапатита [3]. Для обоих механизмов необходим нагрев поверхности эмали до температуры большей, чем температура плавления гид роксиапатита (приблизительно 1280 ºC). Оптимальная длительность импульса для обоих механизмов должна быть короче слоя твёрдой ткани, равного глубине проникновения излучения в биоткань (1/μa ). Значение TRT (1) для такого слоя на длине волны 9.6 мкм составляет порядка 2 мкм для эмали и 4 мкм для дентина.

Как видно, для обоих (термо-механического и термического механизмов абляции) наносекундные импульсы обеспечивают наиболее эффективную лазерную абляцию. Однако, доставка таких импульсов в область воздействия на биоткань может стать проблемой.

В дополнение, под действием коротких импульсов с высокой плотностью мощности на поверхности биоткани может образовываться плазма, которая экранирует лазерное излучение вследствие отражения и поглощения. Оптимальная длительность импульса для клинического применения должна лежать в субмикросекундном или микросекундном диапазонах.

Принципиальная особенность лазерной обработки зубных тканей связана в первую очередь с риском перегрева пульпы [16], что в общем случае приводит к её травме [17]. Температура поверхности твёрдых тканей зуба во время абляции может быть выше, чем 1300ºC, но количество тепла, оставшегося после нагрева очень мало из-за малого объёма абляции. Это количество можно охарактеризовать коэффициентом остаточной энергии (R). Коэффициент R − это отношение энергии, оставшейся в ткани после абляции, к полной энергии лазерного импульса. R имеет решающее значение для параметров лазерного импульса.

Для оптимальных условий абляции R = 0.40 для термо−механического механизма и R = 0.25 для механизма термического испарения. Остаточное тепло после абляции достигает пульпы. Наконец, повышение температуры в пульпе зависит от средней мощности лазерного излучения и времени воздействия. Для снижения вероятности пульпарного перегрева используется водяное орошение. Водяное орошение (охлаждение) удаляет часть остаточного тепла и приводит к доставке большего количества лазерной мощности и увеличению скорости абляции.

Подача воды может быть импульсной или непрерывной, в виде аэрозоля или струи. В результате на поверхности зуба создаётся водяная плёнка. Водяная плёнка поглощает лазерное излучение и может снизить эффективность абляции. Однако, при поглощении лазерного излучения в водяной плёнке могут возникать ударные волны, способствующие удалению воды из зоны лазерного воздействия на биоткань, если начальная толщина водяной плёнки мала, и росту эффективности абляции].

Вода может пропитывать метаморфизированный слой, формируемый на стенках полости при лазерном воздействии, создавая ополнительные поглощающие центры для лазерного излучения и приводя к росту эффективности абляции благодаря термомеханическому механизму. Эффективность лазерной абляции твёрдых тканей зуба лазерным излучением зависит от многих факторов: – длина волны лазерного излучения, – длительность и структура лазерного импульса, – наличие/отсутствие внешнего водяного охлаждения, – контактный/бесконтактный режим обработки, – плотность энергии лазерного излучения, – распределение плотности мощности в поперечном сечении лазерного пучка, – частота повторения импульсов и т.д.

В лазерной стоматологии для абляции твёрдых тканей зуба наиболее широко используется излучение многомодовых эрбиевых лазеров с ламповой накачкой с длиной волны 2.79 мкм и 2.94 мкм, работающих в режиме свободной генерации. Импульсы этих лазеров имеют длительность от 50 до 1000 мкс и состоят из множества пичков имеющих длительность от 1 до 10 мкс [21]. В экспериментах по лазерной абляции твёрдых тканей излучением Er:YAG лазера [22] измеренный оптоакустическим методом порог лазерного разрушения твёрдых зубных тканей для контактного режима облучения составил для эмали величину 5±0.5 Дж/см2, для дентина – 2±0.2 Дж/см2, что примерно в 2 раза ниже порогов лазерного разрушения при бесконтактном режиме облучения.

Результаты измерения эффективности удаления твёрдых тканей зуба, первым падающим на поверхность интактного образца импульсом Er:YAG лазера в контактном и неконтактном режимах приведены на рис. 3−4.

Видно, что в контактном режиме лазерной обработки без водяного охлаждения эффективность удаления эмали в области плотностей энергий до 100 Дж/см2 практически в 1,5 раза выше, чем в бесконтактном, а в области плотностей энергий до 100−150 Дж/см2 практически − в 1,3 раза. В контактном режиме лазерной обработки без водяного охлаждения: в области плотностей энергий до 100 Дж/см2 эффективность удаления дентина в контактном режиме в 1,2 раза выше, чем в бесконтактном, а в области плотностей энергий до 100−150 Дж/см2 практически не отличается от бесконтактного.

В контактном режиме лазерной обработки с водяным охлаждением: эффективность удаления для эмали в области плотностей энергий до 50 Дж/см2 практически в 1,2 раза выше, чем в бесконтактном, а в области плотностей энергии 50−150 Дж/см2 – в 1,3 раза. В контактном режиме лазерной обработки с водяным охлаждением (расход хладагента в эксперименте составлял величину 0,2 мл/мин) эффективность удаления дентина в области плотностей энергий до 50 Дж/см2 практически в 1,1 раза выше, чем в бесконтактном, а в области плотностей энергии 50−150 Дж/см2 – в 1,2 раза.

Кроме этого можно отметить, что присутствие воды при бесконтактном методе повышает эффективность удаления эмали в области плотностей энергий до 50 Дж/см2 практически в 1,.5 раза, в области плотностей энергии 50−150 Дж/см2 – в 1,2 раза. Для дентина присутствие воды при бесконтактном методе повышает эффективность удаления дентина в области плотностей энергий до 50 Дж/см2 практически в 1.2 раза, в области плотностей энергии 50−150 Дж/см2 – не изменяет.

Присутствие воды при контактном методе повышает эффективность удаления эмали в области плотностей энергий до 150 Дж/см2 практически в 1.2 раза, а дентина – не изменяет. Различие в эффективностях удаления для контактного и бесконтактного режимов связано с различиями в механизмах лазерного разрушения.

В бесконтактном режиме реализуются быстрый нагрев, микровзрывы, связанные с поглощением света на структурныx элементах, содержащих свободную воду.

В контактном режиме наблюдаются те же процессы и ещё механизм, связанный с движением частиц продуктов абляции в замкнутом объёме между лазерным кратером и дистальным концом контактного типа (сапфирового волокна).

Частицы эмали отражаются (отскакивают) от дистального конца типа и обеспечивают дополнительное разрушение ткани за счёт высокой кинетической энергии. Этот эффектсхож с разрушением твёрдых тканей высокоскоростными сапфировыми частицами (air abrasive). Такой лазер-абразивный механизм лазерного удаления материала зуба связан с бомбардировкой поверхности ткани твёрдыми частицами этой ткани, которые образовались при лазерной абляции. Увеличение эффективности удаления эмали и дентина лазерным излучением возможно за счёт добавления в зону обработки твёрдых (сапфир, алмаз) абразивных частиц. В работе [23] доказано, что абразивные частицы ускоряются под действием лазерного излучения.

Наиболее вероятными считаются реактивный и связанный с микровзрывом материала частицы механизмы ускорения твёрдых частиц лазерным излучением. Ускоренные лазерным излучением частицы достигают скоростей, превышающих 1000 м/c. Кинетическая энергия ускоренных лазерным излучением частиц оказывается достаточной для разрушения твёрдой ткани зуба.

При столкновении быстрой абразивной частицы с поверхностью эмали наиболее вероятным местом разрушения являются межпризменные пространства, которые обладают меньшей механической связностью и твёрдостью, чем эмалевые призмы. В работе показано, что синхронизированная с излучением Er:YAG лазера подача в зону обработки частиц сапфира диаметром 10−30 мкм в виде порошка или водной суспензии позволяет повысить эффективность удаления эмали практически в 2 раза по сравнению с обработкой эмали только лазерным излучением.

В работах , посвящённых исследованию взаимодействия с твёрдыми тканями зуба излучения Er:YAG, Er:YSGG и CO2 лазеров, рассматриваются многомодовые лазеры с размером пучка в зоне обработки 300–1000 мкм. В лазерных системах для сверления твёрдых тканей зуба используется лазерный пучок диаметром 0.5−1.0 мм. Полости, созданные при помощи такого излучения, характеризуются низким аспектным соотношением и предназначены для постановки традиционных пломб.

Большой размер пятна не позволяет реализовать преимущества уникальной способности лазерного излучения формировать световые пучки чрезвычайно малых размеров, сравнимых с длиной волны лазерного излучения.

Очевидно, что чем меньше размер пучка, тем более локально и безопасно можно обрабатывать материал. С помощью световых пучков малых размеров можно формировать полости с высокой точностью, при этом поперечный размер этих полостей (диаметр) может быть значительно меньше поперечного размера полостей сформированных механическим инструментами.

С помощью микропучков можно формировать полости с уникальным профилем. Достоинством микропучков является их способность формировать на обрабатываемой поверхности рельеф заданного профиля с микроскопическими размерами, сопоставимыми с размером этих микропучков и протяжённые микроканалы.

Ещё одной особенностью лазерного излучения, не до конца востребованной в современной лазерной стоматологии, является способность лазеров формировать одиночные короткие пички и их воспроизводимые последовательности – микроимпульсы. Управляя длительностью пичков, их скважностью в микроимпульсе, частотой следования микроимпульсов можно существенно оптимизировать процесс лазерного удаления твёрдых тканей зуба.

Оптимизация возможна за счёт подачи лазерной энергии именно тогда, когда она может с минимальными потерями достигнуть обрабатываемого материала, а не ослабляться водой системы орошения или продуктами лазерного разрушения, не успевшими покинуть лазерную полость до прихода лазерной энергии. Одновременное использование последовательности микроимпульсов, с длительностью одного импульса короче времени тепловой релаксации слоя твёрдой ткани, и микропучков, с диаметром меньше 0.2 мм, мы называем M2 технология.

Для создания световых пучков с малым диаметром <0.2 мм необходимо использовать одномодовые лазеры [30−32]. На рис. 5 показан внешний вид кратеров, сформированных в дентине зуба человека при различных режимах воздействия Er:YAG лазера. На рис. 5 видно, что при M2 технологии глубина кратера, созданного пучком одномодового лазера с диаметром около 0.1 мм, значительно превышает глубину кратера, созданного традиционным многомодовым лазером с пучком большого диаметра (1.0 мм), при равной энергетической экспозиции.

Возможность формирования в твёрдых тканях зуба протяжённых полостей, обладающих высоким аспектным соотношением, способно привести к появлению новых технологий в стоматологии, в числе которых можно представить текстурирование эмали или дентина для повышения адгезии пломбировочных материалов [33], внутреннее отбеливание [34], введение лекарств, создание полостей программируемой формы и т.д.

M2 технология может быть использована для повышения механической прочности соединения и уменьшения микроподтекания между обработанной биотканью и современными стоматологическими материалами [33, 34], суть которой заключается в увеличении площади соприкосновения адгезирующих материалов за счёт создания с помощью лазерного излучения на поверхности твёрдого материала текстур, представляющих собой последовательность микродефектов (рис. 6). В работе [35] на поверхность, содержащую текстуру, помещался материал Revolution (Kerr, США) и полимеризовался с помощью потока света, создаваемого Allegro™ Rembrandt®, в течение 30 с.

В качестве контрольной использовалась технология, при которой на гладкую поверхность эмали сначала наносится Nano-Bond Self-Etch Primer, затем Nano--Bond Adhesive и далее Revolution с последующей его полимеризацией. Исследовалась прочность соединения на сдвиг. Показано, что прочность соединения Revolution с поверхностью, содержащей текстуру, сформированную лазерным излучением, практически в 3 раза выше, чем с поверхностью, не содержащей её. В работе исследована адгезия материала Bonding resin (Tetric EvoCeram) к дентину зуба после текстурирования.

В качестве контрольной использовалась технология, при которой на гладкую поверхность дентина сначала наносится GBond (GC America) и затем Bonding resin (Tetric−EvoCeram) с последующей его полимеризацией. Исследовалась прочность соединения на сдвиг. Показано, что прочность соединения Bonding resin (Tetric EvoCeram) с поверхностью дентина, содержащей текстуру, составляло величину 24.5±9.6 МПа, а c контрольной поверхностью − 14.9±4.4 МПа.

Селективность лазерной абляции твёрдых тканей зуба может быть повышена за счёт использования лазерных систем с обратными связями. В этих системах происходит адаптивное управление параметрами лазерного излучения в процессе обработки твёрдых тканей зуба на основе анализа параметров оптико−физических процессов сопровождающих лазерное воздействие.

К одному из таких процессов следует отнести возникновение свечения эрозионного факела, которое возникает в результате целого ряда процессов, происходящих с продуктами лазерного разрушения.

В работе установлено, что при воздействии субмилисекундных импульсов лазеров среднего инфракрасного диапазона спектра на твёрдые ткани зуба свечение эрозионного факела формируется синхронно с пичками лазерного излучения, а воздействие излучения YAG: Er лазера на эмаль и дентин вызывает свечение с максимумом в области 600 нм (рис. 7). При разрушении эмали в спектре свечения дополнительно возникает полоса с максимумом в области 400 нм. Максимум полосы можно идентифицировать с Р+ (638 нм) и P2+ (571 нм).

Спектральные линии в области 400 нм – с C2+ (460 нм), Ca+ (445 нм), Ca3+ (427 нм) и Ca2+ (393 нм). Интенсивность и оптический спектр свечения эрозионного факела, полученного при лазерной абляции эмали или дентина зуба, существенно различаются, что позволяет надёжно идентифицировать обрабатываемую твёрдую биоткань в процессе лазерного воздействия. Системы обратных связей могут быть также построены на основе анализа параметров акустических волн, возникающих при абляции твёрдой ткани.

Акустическая волна может генерироваться в результате пространственно неоднородного нагрева ткани, в результате микровзрывов и т.д. Акустическая волна возникает с некоторым временным сдвигом относительно лазерного воздействия. Этот сдвиг определяется свойствами ткани, в первую очередь порогом её лазерного разрушения, а также параметрами лазерного излучения, к числу которых следует отнести интенсивность и длительность лазерного импульса. Кроме этого временной сдвиг есть функция от расстояния между источником звука и его приёмником.

Временной сдвиг между началом лазерного импульса и началом акустического импульса – наибольший для эмали, затем идут дентин зуба и костная ткань. Частоты лазериндуцированных акустических сигналов от эмали и дентина локализованы в области 10−150 кГц. Наибольшие отличия в Фурье-спектрах акустических сигналов, возникающих при обработке эмали и дентина зуба человека излучением Cr; Er: YSGG лазера, наблюдаются в диапазоне 50−150 кГц (рис. 8).

Так, если для эмали и дентина энергии низкочастотных компонентов (0.001−50 кГц) лазериндуцированных акустических сигналов практически совпадают, то в высокочастотной области (50−150 кГц) энергии лазериндуцированных акустических сигналов могут различаться на порядок Акустическая волна возникает с некоторой задержкой относительно начала лазерного воздействия.

Время задержки при обработке излучением Er:YAG лазера для эмали (40 мкс) больше, чем для дентина (30 мкс). При обработке излучением Cr;Tm;Ho:YAG лазера для эмали время задержки (100 мкс) больше, чем для дентина (45 мкс). Показано, что анализ параметров акустического сигнала при обработке тканей зуба субмилисекундными импульсами лазеров среднего ИК диапазона позволяет: – определить порог лазерного разрушения эмали и дентина; – определить тип и состояние обрабатываемой лазером биоткани.

Акустический сигнал, возникающий при обработке окрашенного дентина, имеет два частотных максимума в области 1 кГц и 15 кГц, в случае интактного дентина частотные максимумы соответствуют 2.5 кГц и 10 кГц, в случае кариозного дентина максимумы акустического сигнала соответствуют 2.5 кГц, 4 кГц, 8 кГц и 15 кГц. Параметры лазериндуцированного акустического сигнала зависят от плотности энергии лазерного излучения. Интенсивность акустического сигнала с ростом плотности энергии лазерного излучения возрастает нелинейно. Интенсивность акустического сигнала от дентина превышает интенсивность акустического сигнала от эмали. Внешнее водяное охлаждение приводит к увеличению интенсивности акустического сигнала.

Параметры лазериндуцированного акустического сигнала зависят от количества лазерных импульсов, воздействующих в одну и ту же точку на поверхности обрабатываемой биоткани. С ростом количества лазерных импульсов интенсивность акустического сигнала от неорошаемых водой эмали и дентина линейно уменьшается. Это может быть связано с экранированием акустического сигнала стенками увеличивающейся при воздействии каждого последующего лазерного импульса полости или с ростом диаметра источника звука.

Картина резко изменяется в присутствии внешнего водяного орошения. В этом случае рост количества лазерных импульсов, воздействующих в одну точку образца, приводит к нелинейному возрастанию энергии акустического сигнала. Лазериндуцированные акустические сигналы, возникающие при контактной и бесконтактной обработке твёрдых тканей зуба излучением эрбиевых лазеров, существенно различаются друг от друга.

В акустическом сигнале, регистрируемом при контактном режиме обработки, наблюдается ярко выраженная отрицательная полуволна, что говорит о наличии значительных деформаций в области взаимодействия, связанных с перемещениями массивных тел (по всей видимости, кинематической пары зуб/оптическое волокно). Анализ Фурье-спектров этих акустических сигналов подтверждает наличие в лазериндуцированном акустическом сигнале, регистрируемом при контактном режиме обработки, ярко выраженной низкочастотной компоненты (в области 10 кГц). Анализ энергии акустического сигнала показал, что для контактного режима обработки она существенно выше.

Высокочастотные осцилляции (в области 100 кГц), присутствующие в сигналах как при бесконтактном, так и контактном режимах обработки, характеризуют процессы выноса мелких фракций разрушенного материала. Таким образом, дальнейшее совершенствование техники лазерной абляции, поиск более экономичных лазеров и открытие уникальных и важных применений в клинической стоматологии −новые задачи будущих исследований.

Источник – "Инновационная стоматология 1/2012" Академия инновационной стоматологии "АИСт" - http://academia-aist.ru


Комментарии (0)
Ваш комментарий может быть первым

Для того, чтобы читать и добавлять комментарии , Вам необходимо войти на сайт