THERMAL IMPACT OF MICROSECOND ND:YAG LASER ON THE CORONAL TOOTH PULP

Full Text

Введение. В стоматологии нового поколения сочетаются высочайший профессионализм врача и рациональность применения современных лечебнодиагностических технологий. В последние годы наблюдается устойчивая тенденция к росту использования лазеров и разработок новых лазерных технологий во всех областях медицины. Внедрение лазеров в здравоохранение имеет большой социально-экономический эффект. Важно подчеркнуть, что лазер как инструмент лечебного воздействия сегодня привлекателен не только для врача, но и для пациента [1]. Применение того или иного лазера в медицине зависит от длины волны и длительности импульса лазерного излучения, которые во многом определяют тип его взаимодействия с биологической тканью. Наибольшее распространение в медицине, в частности в стоматологии, получили газовые СО2-лазеры, твердотельные лазеры на основе кристаллов неодима (Nd:Yag), эрбия (Er:Yag, Er,Cr:Ysgg), а также диодные лазеры [2]. Рассеяние в биотканях является следствием их неоднородности и характеризуется различиями в величине показателя преломления и коэффициента поглощения различных компонентов, их составляющих [3]. Чем лучше ткань поглощает излучение, тем меньшая интенсивность требуется для ее удаления. Для лазеров с короткой длительностью импульса (меньше нескольких наносекунд) есть возможность обеспечить высокое поглощение лазерного излучения для всех видов биологической ткани за счет включения различных нелинейных эффектов поглощения. Однако такие короткоимпульсные лазеры обладают очень низкой производительностью, а также их излучение нельзя передавать по волокну к зоне удаления с нужной интенсивностью. Лазеры с длительностью импульса более нескольких наносекунд и работающие в ближнем инфракрасном диапазоне (от ~800 нм и до —1500 нм) не эффективны для удаления биологических тканей, в частности, таких как эмаль, дентин, кость, а также мягких тканей десны. Напротив, большинство небиологиче 4 экспериментально-теоретические исследования ских материалов (металлы, керамика, композитные материалы и др.) хорошо поглощают излучение в этом диапазоне длин волн и как следствие достигается их эффективное удаление. В результате, если в области облучения находятся как биологические ткани, так и небиологические материалы, то появляется возможность так подобрать плотность энергии лазерного излучения, что будут удаляться только небиологические материалы (живые ткани удаляться не будут). Следовательно, реализуется принцип селективного удаления небиологических материалов без повреждения при этом живых тканей. С увеличением длины волны до 3 мкм повышается уровень поглощения лазерного излучения молекулами воды, что обеспечивает большую эффективность удаления биологических тканей [4]. Это позволяет эффективно использовать такие лазеры для препарирования зубов, удаления зубной ткани и различных хирургических операций. Но такие лазеры, во-первых, принципиально физически не способны обеспечить описанной выше селективности удаления, а во-вторых, их излучение нельзя доставлять к зоне работы по оптическому волокну с нужной интенсивностью. При использование СО2-лазеров (это уже дальний ИК-диапазон) в хирургии и стоматологии наблюдается ситуация как с упомянутыми выше эрбие-выми лазерами, работающими на 3 мкм. Происходит эффективное удаление биологических тканей, но при этом отсутствует селективность биологическое - небиологическое, наблюдается сложность с передачей излучения по волокну к зоне абляции. Таким образом, в практической стоматологии очень важной задачей является возможность селективного удаления биологического-небиологического, которая сочетается с возможностью доставки лазерного излучения к области работы по волокну. В этом случае ближний ИК-диапазон представляется наиболее подходящим. Помимо выбора диапазона длин волн, очень важно определить длительность используемых лазерных импульсов. Общий принцип лазерной физики звучит так: чем короче длительность импульса, тем прецизи-оннее его воздействие, но при этом снижается производительность, осложняется передача по оптическому волокну с нужной интенсивностью к зоне абляции. С этой точки зрения представляется интересным использование промежуточной длительности импульса, а именно - единицы микросекунд. С одной стороны, эта длительность импульсов позволяет достичь высокой производительности удаления материала: от единиц до сотен кубических мкм за один импульс. С другой стороны, воздействие на окружающую зону облучения области ткани находится на уровне, близком к использованию уже прецизионных ультракоротких импульсов. Так же лазерные импульсы с длительностью в единицы микросекунд можно легко передавать по оптическому волокну с нужной высокой интенсивностью к зоне обработки. В исследованиях ряда авторов [5] изучено действие микросекундного лазера импульсного излучения с длиной волны 1064 нм на зубные ткани (эмали и дентин) и различные материалы, используемые для протезирования зубов и пломбирования (керамика, сплавы металлов и композиты). Продемонстрировано, что границы удаления всех стоматологических материалов значительно ниже, чем плотность энергии лазерного излучения, которое может повредить зубную ткань (E (thr)= 200-300 J/cm2). В терапевтической стоматологии удаление пломбировочного материала, например из корневых каналов, осуществляется при помощи ручных инструментов или бормашин: в первом случае процедуры трудновыполнимы и малоэффективны, а в последнем случае риск травмы относительно высок, и стенки корневых каналов могут быть перфорированы. Ультразвуковые системы оказывают менее травмирующее действие, но их эффективность относительно низка. При повторном пломбировании недепульпированного зуба применение бормашины не позволяет точно удалить пломбировочный материал, в случае выполнения процедуры могут привести к тепловому ожогу пульпы или вскрытию полости зуба, что приводит к воспалению пульпы. Эти факты указывают на актуальность развития новых стоматологических технологий - нетравмирующих, легкоприменимых и эффективных. Исследование лазерного удаления зубных материалов обеспечивает снижение риска повреждений зубных тканей, уменьшение болезненных ощущений и риска возникновения аллергических реакций из-за отсутствия необходимости проведения анестезии [5]. Дальнейшее развитие методик удаления зубных материалов с помощью микросекундного импульсного лазера Nd:YAG может внести существенный вклад в расширение возможностей стоматологической помощи. При удалении стоматологических материалов возникает повышение температуры. Уровень абляции определяется двумя процессами: поглощением электромагнитного излучения и перераспределением температуры посредством теплопроводности материала. Эти процессы управляют температурой лазерного нагревания поверхности и глубиной нагрева цели в точке воздействия и, следовательно, объемом удаления материала и границами удаления (т. е. минимальная энергия лазерного импульса, которая нужна для испарения материала с поверхности) [6]. Материал и методы Тепловое воздействие микросекундного Nd:YAG-лазера на пульпу зуба ранее не изучено. С этой целью принято решение оценить температурное воздействие лазерного излучения внутри пульповой камеры. Для этого использовали методику измерения температуры с помощью термопары К-типа как и в исследованиях Е.А. Ржанова [7]. Однако в процессе эксперимента выяснилось, что данная методика в нашем случае неприменима. Термопаста, заполняющая полость зуба и окружающая помещенную туда термопару, сильно поглощает лазерное излучение на рабочей частоте NdAAG-лазера (h 1064 нм). Поэтому даже той малой части лазерного излучения, которая доходит с поверхности зуба до полости зуба хватает для разогрева термопасты (и как следствие термопары) на десятки градусов. Чтобы избавиться от такого паразитного нагрева термопары было принято решение заменить термопасту на дистиллированную воду: во-первых, она почти не поглощает излучение Nd:YAG-лазера (и соответственно не будет нагреваться), а во-вторых, по теплопроводности близка к термопасте. Что касается сильного поглощения лазерного излучения самой термопарой, то, как показали эксперименты, ее размер настолько 5 РОССИЙСКИЙ СТОМАТОЛОГИЧЕСКИЙ ЖУРНАЛ, №5, 2013 мал, что паразитный нагрев составлял десятые доли градуса. Такая погрешность вполне приемлема для запланированных исследований. Далее было осуществлено новое принципиальное усовершенствование методики исследования тепловых эффектов в зубных тканях при воздействии охлаждающей жидкости. В большинстве экспериментов подобного рода ткань удаленного зуба имеет такую же комнатную температуру, как и вода, которая используется для их охлаждения. Между тем у живых объектов зубы имеют температуру окружающей их среды, т. е. приблизительно 37oC. Такая разница (вода 20oC - зубная ткань 37oC) приводит к тому, что при фиксированном потоке воды теплосъем будет намного эффективнее, чем в случае, когда зубная ткань имеет почти ту же комнатную температуру, что и охлаждающая ее вода. Таким образом, для того, чтобы оценить тепловые эффекты в зубных тканях при использовании в том числе охлаждающей жидкости, зуб во время исследований должен быть нагрет до температуры живого объекта, т. е. в нашем случае до 37oC. Для реализации этой методики была разработана следующая экспериментальная установка (рис. 1). Сосуд емкостью 2 л полностью заполняется водой, температура которой контролируется градусником и поддерживается на уровне 37oC, затем плотно закрывается крышкой, в которой герметично закрепляется исследуемый зуб так, чтобы его корневая часть с погруженной внутрь нее термопарой контактировала с водой внутри емкости, а верхняя часть оставалась над крышкой и могла подвергаться воздействию лазерного излучения и охлаждающей жидкости (которая стекает по крышке и не попадает внутрь емкости). Далее вся собранная конструкция наклоняется под определенным углом таким образом, чтобы вода через заранее подготовленные отверстия в корнях зуба по принципу сообщающихся сосудов заполнила весь объем внутренней полости зуба (в том числе и объем, который при ровном положении конструкции был выше уровня жидкости в емкости и соответственно не мог быть заполнен ею). Затем конструкцию оставляют в покое на 5 мин, чтобы система вода в емкости - зуб - окружающий воздух пришла в термодинамическое равновесие. Проверочные измерения с помощью тепловизора показали, что в этом случае температура поверхности зубов стабильно держится на уровне 35-36oC, т. е. близко к той, которая необходима для экспериментов. Исследования проводились на интактных зубах, удаленных по пародонтологическим показаниям, у пациентов обоих полов. Зубы отбирали в эксперимент не позднее 15 мин после их удаления из полости рта, очищали и сохраняли в дистиллированной воде при температуре не выше 4oC в течение не более 10 дней. Канал препарировали со стороны коронковой части до верхушки корня зуба. Проводили его механическую, а затем химическую обработку с помощью растворов гипохлорида натрия (3%) и ЭДТА (17%), после чего полость зуба промывали и помещали зуб в дистиллированную воду. С вестибулярной поверхности 6 удаленных зубов выполняли препарирование твердых тканей, оставляя минимальное расстояние до пульповой камеры, которое оценивали на визиографе с помощью микрометра в пределах 0,2-0,3 мм. Отсутствующие ткани замещались с помощью стоматологических материалов: 1 - композитный микрогибридный материал - 3 зуба (Филтек Z-250); 2 - стеклоиономерный цемент - 3 зуба (Fuji I). Другие 18 зубов препарировали под различные виды ортопедических конструкций: штампованные (6 зубов), металлокерамические (6 зубов), цельнокерамические (6 зубов) коронки. Штампованные коронки (нержавеющая сталь марки 1X18H9) и металлокерамические коронки (КХС+керамика фирмы Ivoclar vivadent IPS Classic) были зафиксированны на стеклоиономерный цемент Fuji I. Безметалловые коронки Рис. 1 Экспериментальная установка для исследования теплового воздействия микросекундного ND:YAG лазера на коронковую пульпу зуба при водяном охлаждении. 1 - емкость для воды (2 л); 2 - вода с температурой 37oC; 3 - герметичная крышка на емкости с водой; 4 - зуб, герметично закрепленный в крышке; 5 - термопара К-типа внутри полости зуба; 6 - полость зуба, заполненная водой из емкости; 7 - охлаждающая вода (температура 20oC); 8 - лазерное излучение. (керамика фирмы Ivoclar vivadent - IPS Empress) были зафиксированы на цемент двойного отверждения NX-3. Абляция (лазерное удаление) стоматологических материалов проводилась микросекундным Nd^AG-лазером (длительность импульса 1,1 мкс) при различных режимах мощности лазерного излучения (1, 2 и 4 Вт) и постоянной плотности энергии 45 Дж/см2, струйном водяном охлаждении (температура воды 20oC). Излучение лазера заводилось в оптическое кварцевое волокно диаметром 300 мкм и длиной 30 м, выходной торец оптического волокна вручную (для имитации работы врача) удерживался рядом с удаляемым в зубе неорганическим материалом. Отключение лазера осуществлялось вручную в тот момент, когда после удаления неорганического материала переставали появляться факел и акустический щелчок, возникающие при абляции. Данные от термопары фиксировались на специальном преобразователе температуры, результаты которого выводились в виде графиков на монитор компьютера. Результаты и обсуждение В результате экспериментов было обнаружено интересное явление - несмотря на нагрев зубной ткани вследствие воздействия лазерного излучения на нее и на Таблица 1. Изменение температуры абляции стеклоиономерного цемента и композитного материала при различном значении мощности лазера Мощность лазера, Вт Предел изменения температуры абляции СИЦ (Fuji I), oC Предел изменения температуры абляции, композитный материал (Филтек Z-250), oC 27-28 (-9-10) 32-33 (-4-5) 35-36 (-1-2) 27-28 (-9-10) 32-33 (-4-5) 35-36 (-1-2) 6 экспериментально-теоретические исследования Рис. 2 Графики изменения температуры в полости зуба в течение времени при абляции композитного материала при мощности лазера 1 и 4 Вт. Рис. 3. Графики изменения температуры в полости зуба в течение времени при абляции штампованной при мощности лазера 1 и 4 Вт в верхней трети вестибулярной поверхности коронки и пришеечной области. неорганические материалы, во всех случаях и для всех аблируемых материалов имело место снижение температуры в полости зуба. Эти экспериментальные данные могут быть объяснены разницей (отсутствующей в дру гих экспериментах) температуры охлаждающей воды 20oC и воды, окружающей зубные ткани, - 37oC, т. е. в этом случае вода забирает больше тепла, чем передает лазер зубной ткани, и как следствие происходит общее понижение температуры в полости зуба. Один из примеров этого явления отражен на графике изменения температуры в полости зуба при абляции композитного материала при мощности лазера 1 и 4 Вт (рис. 2). При абляции композитного материала (которая начиналась в точке А) с мощностью лазера в 1 Вт наблюдалось понижение температуры в полости зуба с 37 до 27oC в момент полного удаления материала. При абляции композитного материала с мощностью лазера 4 Вт наблюдалось понижение температуры с 37 до 35oC до полного удаления материала. Данные об изменении температуры при абляции стеклоиномерного цемента (СИЦ) и композитного материала (КМ) при различных значениях мощности лазера представлены в табл. 1. Из табл. 1 видно, что абляция СИЦ и КМ с помощью микросекундного Nd:YAG-лазера при значениях мощности 1, 2 и 4 Вт сопровождается понижением температуры во всех случаях. Графики изменения температуры в полости зуба при абляции штампованных коронок с мощностью лазера 1 и 4 Вт в верхней трети вестибулярной поверхности и пришеечной области представлены на рис. 3 и в табл. 2. При абляции штампованной коронки (начинающейся в точке А) с мощностью лазера в 1 Вт наблюдалось понижение температуры в полости зуба с 37 до 24oC в верхней трети вестибулярной поверхности и с 37 до 25oC в прише-ечной области. При абляции штампованной коронки с мощностью лазера 4 Вт наблюдалось понижение температуры с 37 до 30oC в верхней трети вестибулярной поверхности и с 37 до 33oC в пришеечной области. Максимальные снижение температуры внутри по Таблица 2. Изменение температуры внутри зуба при абляции коронок (штампованных коронок, металлокерамических и без-металловых коронок) Мощ ность Предел изменения температуры абляции штампованных коронок, oC Предел изменения температуры абляции металлокерамических коронок, oC Предел изменения температуры абляции безметалловых коронок, oC лазера, Вт верхняя 1/3 экватор пришеечная область верхняя 1/3 экватор пришеечная область верхняя 1/3 экватор пришеечная область 1 24-25 25-26 25-26 25-26 25-26 26-27 25-26 26-27 26-27 (-12-13) (-11-12) (-11-12) (-11-12) (-11-12) (-10-11) (-11-12) (-10-11) (-10-11) 2 25-26 (-11-12) 26-27 (-10-11) 27-28 (-9-10) 27-28 (-9-10) 27-29 (-8-10) 28-30 (-7-9) 26-27 (-10-11) 28-30 (-7-9) 30-31 (-6-7) 4 30-31 (-6-7) 31-33 (-4-6) 33-34 (-3-4) 30-32 (-5-7) 31-33 (-4-6) 31-33 (-4-6) 31-32 (-5-6) 33-34 (-3-4) 34-35 (-2-3) 7 РОССИЙСКИЙ СТОМАТОЛОГИЧЕСКИЙ ЖУРНАЛ, №5, 2013 лости зуба наблюдалось при абляции штампованных коронок с помощью микросекундного Nd^AG-лазера в верхней трети коронки зуба при мощности 1 Вт до 24-25oC (на 12-13 oC). Минимальное снижение температуры внутри полости зуба наблюдалось при абляции безметалло-вых коронок с помощью микросекундного Nd:YAG-лазера в пришеечной области коронки зуба при 4 Вт до 34-35oC (на 2-3oC). Вывод Таким образом, в процессе исследования с помощью термопары возможности изменения температуры в полости зуба под воздействием микросекундно-го Nd:YAG-лазера при режимах мощности 1, 2 и 4 Вт с водяным охлаждением выявлено снижение температуры внутри полости зуба во всех случаях (СИЦ, КМ, штампованные, металлокерамические и безме-талловые коронки). Следовательно, при применении микросекундного Nd:YAG-лазера подъем температуры внутри пульповой камеры не превышает допустимых значений, при которых возможны необратимые изменения в пульпе зуба.

About the authors

L. V Dubova

Moscow State University of Medicine and Dentistry named after A.I. Evdokimov

Department of integrated prosthetic dentistry the dental faculty 127473 Moscow, Russian Federation

V. I Konov

Prokhorov General Physics Institute of the Russian Academy of Sciences

119991, Moscow, Russian Federation

I. Ju Lebedenko

Moscow State University of Medicine and Dentistry named after A.I. Evdokimov

Department of integrated prosthetic dentistry the dental faculty 127473 Moscow, Russian Federation

I. V Baev

Moscow State University of Medicine and Dentistry named after A.I. Evdokimov

Department of integrated prosthetic dentistry the dental faculty 127473 Moscow, Russian Federation

M. N Sinjavskij

Prokhorov General Physics Institute of the Russian Academy of Sciences

119991, Moscow, Russian Federation

References

Supplementary files