Оптико-физические процессы при воздействии лазерного излучения на твердые биоткани

2
Оглавление
стр.
Введение 5
Глава 1. Оптико-физические параметры и результаты исследований лазерной абляции твердых биотканей. 34
1.1. Строение и оптико-физические свойства твердых биотканей (эмаль и дентин зуба человека). 35
1.2. Экспериментальные и теоретические исследования лазерной абляции твердых тканей зуба. 42
1.3. Порог лазерного разрушения твердых тканей зуба человека излучением многомодовых лазеров на кристаллах, активированных ионами эрбия (эрбиевых лазеров). 56
1.4. Эффективность абляции твердых тканей зуба человека излучением многомодового УАО:Ег лазера в контактном и неконтактном режимах обработки. 62
1.5. Эффективность абляции твердых тканей зуба человека излучением одномодового УАвіЕг лазера в неконтактном режиме обработки. 69
1.6. Эффект внешнего водяного охлаждения при абляции твердых тканей зуба человека излучением УАО:Ег лазера. 78
Глава 2. Оптико-физические механизмы и модели лазерной абляции твердых биотканей. 86
2.1. Оптико-физические механизмы абляции твердых тканей зуба человека излучением С02 и эрбиевых лазеров. 89
2.2. Квазистационарная тепловая оптико-физическая модель лазерной абляции твердых тканей зуба человека. 101
2.3. Сотовая оптико-физическая модель абляции эмали зуба человека излучением эрбиевых лазеров, учитывающая особенности ее строения. 116
Глава 3. Оптико-физические процессы при воздействии на твердые биоткани субмиллисекундных импульсов лазерного излучения среднего инфракрасного диапазона оптического спектра. 133
3.1. Оптические спектры поглощения интактиых эмали и дентина зуба человека. 136
3.2. Оптические спектры поглощения продуктов лазерной абляции эмали
и дентина зуба человека излучением У8СС:Сг:Ег лазера. 142
3.3. Термоиндуцированная динамика оптического поглощения эмали зуба человека в области длин волн 2.5-3.5мкм. 145
3.4. Преобразования структуры и оптических свойств твердых тканей зуба человека при воздействии субмиллисекундных импульсов лазерного излучения среднего инфракрасного диапазона оптического спектра с энергией ниже порога абляции. 147
3.5. Влияние спектральных и энергетических параметров субмиллисекундных импульсов лазерного излучения среднего инфракрасного диапазона оптического спектра на микротвердость и кислотную резистентность эмали зуба человека. 156
3.6. Динамика спектров свечения эрозионного факела при воздействии на твердые биоткани субмиллисекундных импульсов лазерного излучения среднего инфракрасного диапазона оптического спектра. 163
3.7. Динамика спектральных и энергетических характеристик импульса отдачи при воздействии на твердые биоткани субмиллисекундных импульсов лазерного излучения среднего инфракрасного диапазона оптического спектра. 173
3.8. Динамика спектральных, энергетических и временных характеристик оптоакустического сигнала при воздействии на твердые биоткани субмиллисекундных импульсов лазерного излучения среднего инфракрасного диапазона оптического спектра. 177
Глава 4. Оптико-физические процессы в современных лазерных технологиях обработки твердых биотканей.
4.1. Оптико-физическое исследование характеристик движущихся в поле субмиллисекундных импульсов лазерного излучения среднего инфракрасного диапазона оптического спектра внешних микрочастиц.
4.2. Исследование возможности использования лазериндуцированных абразивных микрочастиц, формирующихся в процессе абляции для лазерной технологии обработки твердых тканей зуба человека.
4.3. Лазерная технология обработки твердых тканей зуба, предполагающая периодическую эффективную очистку лазерного кратера от продуктов лазерного разрушения, или «метод трех импульсов» (МТИ).
4.4. Особенности пространственного распределение энергии лазерного излучения и лазерная технология повышения адгезии пломбировочных материалов к твердым тканям зуба человека.
4.5. Классификация и алгоритм работы системы обратной связи для лазерной технологии обработки твердых тканей.
4.6. Оптико-физические процессы и устройство для лазерной технологии повышения микротвердости и кислотной резистентности твердых тканей зуба человека.
Глава 5. Лазерные системы для обработки твердых биотканей.
5.1. Лазеры для обработки твердых тканей.
5.2. «Опух Multiwave» - лазерная станция компании “Laser Medical Systems” GmbH (Австрия).
5.3. «Лазма-1» - лазерная система ЗАО “УНП Лазерный Центр ИТМО” (Россия).
5.4. «atLase» - лазерная система компании “Dental Photonics” Inc. (США). Заключение
Библиографический список использованной литературы
4
201
201
241
244
261
268
279
286
286
288
295
312
318
323
5
Введение
Лазеры с успехом используются в различных областях науки, техники и медицины. Созданные с привлечением лазерных источников
биомедицинские технологии обработки мягких и твердых биотканей
организма человека и животных отличают высокие селективность, прецизионность и эффективность.
Для обработки твердых биотканей широко используют лазерное излучение с субмиллисекундной длительностью импульса и длиной волны (X), которая лежит в средней инфракрасной области оптического спектра. К таким лазерам можно отнести лазеры на кристаллах, активированных ионами неодима, гольмия или эрбия, работающие в режиме свободной генерации. Взаимодействие излучения этих лазеров с твердыми биотканями
сопровождается целым рядом оптико-физических процессов, из которых для эффективной деструкции наиболее важным является взрывной процесс удаления биоткани, который называют абляцией. Излучение лазеров на кристаллах, активированных ионами эрбия, (эрбиевых лазеров) наиболее эффективно поглощается структурами твердых биотканей и производит их абляцию при наименьших энергетических затратах. Наибольший практический интерес вызывает использование субмиллисекундных эрбиевых лазеров для обработки твердых тканей зуба человека и животных. Однако скорость формирования полостей в твердых тканях зуба при их абляции излучением субмиллисекундных эрбиевых лазеров уступает скорости формирования полостей с помощью высокооборотной турбины. Попытки форсирования энергии лазерного излучения приводят к образованию трещин вокруг обрабатываемой полости, что недопустимо, т.к. они нарушают целостность окружающей место воздействия интактной биоткани и тем самым ослабляют ее функцию.
6
Таким образом, актуальность диссертационной работы обусловлена необходимостью создания новых эффективных методов лазерной обработки твердых биотканей, к которым относятся эмаль и дентин зуба человека.
К моменту начала настоящей работы (1994 г.) в литературе сведения о механизмах воздействия лазерного излучения на твердые биоткани были крайне противоречивы, отсутствовали теоретические модели лазерного воздействия, учитывающие особенности строения твердых биотканей. Также отсутствовапи экспериментальные данные о порогах и эффективности лазерного удатения (абляции) твердых биотканей излучением УЬЕ:Ег (А=2.83 мкм) и УАС:Сг:Тт:Ег (Х=2.69 мкм) лазеров; об эффективности лазерного удаления твердых биотканей с и без внешнего водяного орошения, при контактном и неконтактном воздействии; о преобразованиях, природе и характеристиках оптико-физических процессов, протекающих в твердых биотканях при воздействии субмиллисекундных импульсов лазерного излучения среднего инфракрасного диапазона спектра с плотностями энергии ниже порога лазерной абляции и оптико-физических процессов, сопровождающих лазерную абляцию твердых биотканей и т.п. Ясно, что без этой информации невозможно создание эффективных биомедицинских технологий для обработки твердых биотканей лазерным излучением.
Уже первые исследования показали, что процесс абляции твердых биотканей субмиллисекундными лазерными импульсами состоит из нескольких стадий: лазерное излучение поглощается биотканью,
поглощенное излучение стимулирует нагрев и разрушение биоткани, продукты разрушения (абляции) покидают зону обработки. На каждой из стадий оптико-физические свойства биоткани изменяются. Результат лазерного воздействия зависит от того, насколько лазерная система адекватна этим изменениям. Регистрация оптико-физических процессов при лазерном воздействии на твердые биоткани, получение информации о состоянии биоткани, подвергшейся лазерному воздействию, создание алгоритмов
7
обработки этой информации и введение в систему управления работой лазера обратных связей позволяет оптимизировать процесс воздействия лазерного излучения на твердые биоткани. Оптимизация лазерной абляции может включать в себя не только оптимизацию параметров лазерного излучения, но и оптимизацию процессов, вызванных этим излучением. Например, в результате лазерной абляции твердых биотканей образуются продукты разрушения в виде твердых микрочастиц, которые могут как снижать эффективность абляции, ослабляя лазерное излучение, так и не влиять на эффективность абляции при их своевременной эвакуации из зоны обработки или повышать эффективность абляции биоткани при их возвращении обратно в зону обработки.
Таким образом, создание новых методов эффективной лазерной обработки твердых биотканей невозможно без исследования оптикофизических процессов, происходящих при воздействии лазерного излучения на твердые биоткани, изучения лазерной абляции твердых биотканей, ее механизмов и оптико-физических процессов, происходящих при лазерной абляции этих биотканей.
Цель диссертационной работы
Основной целью диссертационной работы является исследование оптико-физических процессов, происходящих при воздействии субмиллисекундных импульсов лазерного излучения среднего инфракрасного диапазона оптического спектра на твердые биоткани, и создание на его основе новых методов их эффективной лазерной обработки.
Для достижения поставленной цели необходимо решить следующие задачи:
- разработать оптико-физическую модель воздействия лазерного излучения на эмаль зуба, учитывающую особенности ее строения;
- изучить закономерности абляции твердых тканей зуба излучением лазеров среднего инфракрасного диапазона оптического спектра;
8
- исследовать оптические спектры поглощения интактных и измененных в процессе лазерного воздействия или нагрева твердых тканей зуба;
- исследовать спектральные и энергетические характеристики свечения эрозионного факела и акустического сигнала, возникающих при лазерной абляции твердых тканей зуба;
- исследовать динамические процессы при воздействии лазерного излучения на твердые микрочастицы и оценить эффективность совместного воздействия лазерного излучения и твердых микрочастиц на твердые ткани зуба;
изучить закономерности совместного воздействия лазерного излучения, водяного и воздушного потоков на твердые ткани зуба. Методы исследований. Для решения поставленных задач в работе были использованы как стандаргные методы исследования процессов взаимодействия лазерного излучения с биотканями (оптическая микроскопия, сканирующая электронная микроскопия,
рентгеноспектральный микрозондовый анализ), так и специально адаптированные для целей настоящей работы оптико-физические методы исследования, такие как оптическая и акустическая спектроскопия, цифровая фотосъемка с высоким временным разрешением, контактная термометрия, акустометрия, фотометрия, а также другие методы.
Научная новизна состоит в том, что в настоящей работе впервые:
1. Разработана сотовая оптико-физическая модель воздействия лазерного излучения на эмаль зуба, учитывающая особенности строения эмали и позволившая определить структурные изменения, порог и эффективность абляции эмали зуба излучением эрбиевых лазеров.
2. Исследовано поведение пиков поглощения свободной и связанной воды в оптических спектрах поглощения эмали зуба при ее нагреве от +20°С до +700°С. Установлено, что коэффициент поглощения эмали в области длин
9
волн от 2.5 мкм до 3.5 мкм с ростом температуры нелинейно уменьшается. Показано, что данный оптико-физический процесс может оказывать существенное влияние на динамику воздействия излучения эрбиевых лазеров на твердые биоткани.
3. Установлено, что при воздействии на твердые ткани зуба человека излучения эрбиевого лазера образуются продукты лазерной абляции в виде микрочастиц с размером до 200 мкм, оптические спектры поглощения которых отличаются от оптических спектров поглощения интактных твердых тканей зуба человека тем, что в продуктах абляции наблюдается существенный рост поглощения оптического излучения, связанный с карбонизацией органической компоненты ткани, а также отсутствует пик поглощения ОН-групп, что свидетельствует о разрушении этого типа связи в процессе абляции. Одновременное с лазерным воздействием орошение обрабатываемой твердой ткани потоком воды приводит к формированию продуктов лазерной абляции, оптические спектры поглощения которых не отличаются от оптических спектров поглощения интактных твердых тканей зуба человека.
4. Исследованы амплитудно-частотные характеристики эрозионного факела и акустического сигнала, возникающих при лазерной абляции твердых тканей зуба. Показано, что спектры этих сигналов несут информацию о типе обрабатываемой ткани и условиях ее абляции.
5. Обнаружено, что метаморфизированный слой, образующийся у стенки полости, сформированной в результате локальной абляции эмали зуба человека излучением эрбиевого лазера, состоит из внешнего и внутреннего подслоев, отличающихся по структуре и микротвердости, при этом микротвердость внутреннего подслоя примерно в три раза выше микротвсрдости интактной эмали, а микротвердость внешнего подслоя неравномерна по толщине и ниже микротвердости интактной эмали.
10
6. Установлено, что при одинаковой плотности энергии и длительности импульса субмиллисскундного эрбисвого лазера эффективности абляции твердой ткани зуба излучением одномодового лазера и многомодового лазера практически совпадают, импульс отдачи, возникающий при воздействии излучения одномодового лазера на эмаль, на порядок меньше чем импульс отдачи, возникающий при воздействии многомодового лазера, а аспектное соотношение отверстий, формируемых в твердых тканях зуба при воздействии излучения одномодового лазера, может в 20 раз превышать аспектное соотношение отверстий, формируемых в твердых тканях зуба при воздействии излучения многомодового лазера.
7. Установлено, что воздействие излучения субмиллисекундных эрбиевых лазеров на слой микрочастиц сапфира, размещенных в виде порошка или водной суспензии на поверхности эмали зуба, способно увеличить эффективность ее удаления до 2.5 раз.
8. Показано, что облучение эмачи зуба человека импульсами УАС:Ыс1 (А=1.064мкм) или УАО:Сг;Тш;Но (Х=2.088 мкм) лазеров с плотностью
энергии в импульсе из диапазона от 10 Дж/см2 до 200 Дж/см2, но ниже порога
карбонизации на эмаль-дентинной границе зуба приводит к увеличению микротвердости эмали в 1.5 раза.
Можно сформулировать следующие защищаемые положения:
1. Оптико-физическая модель воздействия лазерного излучения на эмаль зуба, в которой эмаль представлена в виде набора интегрированных друг в друга объемов (сот), содержащих гидроксилаиатит и воду в характерном для интактной эмали соотношении 0.89:0.11, позволяет определить глубину метаморфизированного слоя, образующегося у стенки полости, сформированной в эмали под воздействием излучения эрбиевого лазера.
2. При воздействии излучения эрбиевого лазера на твердые ткани зуба формируются микрочастицы с размером до 200 мкм, обладающие
кинетической энергией достаточной для разрушения эмали зуба.
11
Эффективность удаления эмали зуба под воздействием только этих микрочастиц соизмерима с эффективностью удаления эмали зуба под воздействием только падающего на эмаль излучения эрбиевого лазера.
3. Воздействие субмиллисекундных импульсов лазеров среднего инфракрасного диапазона спектра на порошок или водную суспензию, содержащие микрочастицы сапфира с размером до 200 мкм, приводит к ускорению микрочастиц сапфира до сверхзвуковых скоростей (до 600 м/с), а кинетическая энергия этих микрочастиц достаточна для разрушения твердых тканей зуба.
4. При воздействии субмиллисекундных импульсов лазеров среднего инфракрасного диапазона спектра на твердые ткани зуба синхронно с пичками лазерного излучения формируется эрозионный факел. Интенсивность и оптический спектр свечения эрозионного факела, полученного при лазерной абляции эмали или дентина зуба, существенно различаются, что позволяет надежно идентифицировать обрабатываемую твердую биоткань.
5. Воздействие излучения эрбиевого лазера на твердые ткани зуба сопровождается акустическим сигналом, частота которого локализована в диапазоне 10-5-150 кГц. Параметры акустического сигнала (интенсивность, время задержки возникновения по отношению к началу лазерного импульса, форма огибающей акустического спектра), полученного при лазерной абляции эмали или дентина зуба, существенно различаются, что позволяет надежно идентифицировать обрабатываемую твердую биоткань.
6. При строго определенном, согласованном во времени периодическом импульсном воздействии на твердую биоткань лазерного излучения, водяного и воздушного потоков эффективность удаления твердой биоткани субмиллисекундными импульсами эрбиевого лазера может быть увеличена практически в три раза по сравнению с эффективностью удаления при
12
совместном воздействии на твердую биоткань только лазерного излучения и водяного потока.
7. Под воздействием одномодовых субмиллисекундных импульсов эрбиевого лазера в твердых тканях зуба формируют микроотверстия с диаметром порядка 100 мкм, аспектным соотношением в эмали порядка 7:1 и в дентине порядка 21:1 при отсутствии карбонизации.
Практическая ценность результатов работы состоит в том, что:
1. Разработан новый метод лазерной обработки твердых биотканей, сочетающий одновременное воздействие лазерного излучения и абразивных микрочастиц, приводящий к существенному увеличению эффективности удаления твердой биоткани (лазерно-абразивный метод).
2. Разработан новый метод лазерной обработки твердых биотканей, состоящий в согласованном во времени периодическом импульсном воздействии на твердую биоткань лазерного излучения, водяного и воздушного потоков, приводящий к существенному увеличению эффективности удаления твердой биоткани (метод трех импульсов).
3. Сформулирован алгоритм работы системы обратной связи, анализирующей параметры формируемого при лазерном воздействии на твердую ткань зуба человека акустического сигнала и адаптирующей параметры лазерного излучения под тип обрабатываемой биоткани, использование которого существенно повышает селективность и безопасность лазерной обработки твердых тканей зуба.
4. Показана возможность адаптивного управления параметрами лазерного излучения на базе анализа спектров свечения эрозионного факела, сопровождающего лазерную абляцию твердых биотканей, использование которого позволит существенно повысить селективность и безопасность лазерной обработки твердой биоткани.
5. Разработан новый метод обработки зуба человека лазерным излучением, состоящий в формировании на поверхности эмали зуба под воздействием
13
лазерного излучения регулярных текстур, наличие которых повышает адгезионную способность поверхности эмали зуба.
6. Предложен новый метод управления свойствами эмали с помощью лазерного излучения, направленный на профилактику кариеса и состоящий в воздействии на эмаль зуба импульсного излучения YAG:Nd или YAG:Cr;Tm;Ho лазеров с плотностью энергии ниже порога карбонизации на эмаль-дентинной границе зуба.
Апробация результатов работы. Основные результаты работы были представлены и обсуждались на следующих конференциях: Международная конференция "Оптика лазеров" (Санкт-Петербург, Россия, 2000, 2010); International conference EuroBiOs Biomedical Optics'95 (Barcelona, Spain, 1995); International conference BiOs Biomedical Optics'95 (San Francisco, USA,
1995); VIII International Conference Laser Application Engineering, (Pushkin, Russia, 1996); 5th International Congress on Lasers in Dentistry (Jerusalem, Israel,
1996); Международная конференция "Лазеры в медицине'97, '99" (Санкт-Петербург, Россия, 1997, 1999); International conference EuroBiOs Biomedical Optics’98 (Stockholm, Sweden, 1998); International conference BiOs Biomedical Optics'98 (San Jose, USA, 1998); Научная конференция “Лазеры для медицины, биологии и экологии” (Санкт-Петербург, Россия, 1999); International conference BiOs Biomedical Optics'99 (San Jose, USA, 1999); Российская научно-практическая конференция “Оптика и научное приборостроение - 2000” (Санкт-Петербург, Россия, 2000); IX International Conference Laser Assisted Microtechnology (LAM-2000) (Санкт-Петербург, Россия, 2000); International conference EuroBiOs Biomedical Optics’OO (Amsterdam, Netherlands, 2000); Международная конференция Lasers, applications and technologies (LAT-2002, приглашенный доклад) (Moscow, Russia, 2002); 8th International Congress on Lasers in Dentistry (Yokogama, Japan, 2002); International Conference "Fundamentals of Laser Assisted Micro-and Nanotechnologies (FLAMN-2007, 2010)" (Pushkin, Russia, 2007, 2010);
14
Международный симпозиум «Topical Problems of Biophotonics» (Нижний Новгород, Россия, 2007, 2011); International Conference "I ADR/A ADR/С ADR (Miami, USA, 2009); 16th Annual Conference of Academy of Laser Dentistry (Las Vegas, USA, 2009); Международная конференция Saratov Fall Meeting (Саратов, Россия, 2003, 2007, 2009, 2010, 2011). Материалы трудов конференций опубликованы.
Результаты работы внедрены на предприятиях ЗАО «УНП Лазерный Центр ИТМО» (Россия), Laser Medical Systems GmbH (Австрия), Palomar Medical Technologies Inc. (США) и Dental Photonics Inc. (США).
Результаты работы внедрены в учебный процесс СПбГ'У ИТМО (Россия) при подготовке магистров, бакалавров и специалистов по программе 200200.68 «Лазерные биомедицинские технологии», а также специалистов по специальности 200201.65 «Лазерная техника и лазерные технологии».
Публикации. По теме диссертации опубликовано 53 работы, из них 25 работ в ведущих рецензируемых научных журналах и изданиях, включенных в перечень ВАК: Оптический журнал, Оптика и спектроскопия, ЖТФ, Письма в ЖТФ, Стоматология, Научно-технический вестник Санкт-Петербургского государственного университета информационных технологий, механики и оптики и др., а также публикации в зарубежных изданиях, включенных в систему цитирования Web of Science: Lasers in Surgery and Medicine (ISSN 0196-8092), 3 из этих работ подготовлены и опубликованы без соавторов. 14 работ опубликовано в журнале Proceedings of SPJE, входящем в системы цитирования SCOPUS и Chemical Abstracts. Получено 12 патентов, в том числе 10 международных.
Личный вклад автора заключался в том, что диссертация написана А.В.Беликовым лично. Все изложенные в диссертации результаты получены автором лично или при его непосредственном участии. Автор осуществлял выбор направлений и постановку задач исследований, проведение расчетов,
15
разработку и создание экспериментальных установок, проведение экспериментов и анализ полученных результатов исследований.
Диссертация состоит из введения, пяти глав, заключения и списка цитируемой литературы, включающего 211 ссылок, из них 42 ссылки на работы автора. Работа изложена на 344 страницах, содержит 123 рисунка и 10 таблиц.
Во введении обсуждается объект исследования и актуальность работы, сформулированы цели, задачи, научная новизна полученных результатов и защищаемые положения, а также дана краткая аннотация содержания отдельных глав.
В перво»1 главе проанализированы основные закономерности лазерной абляции твердых биотканей. Основное внимание уделено абляции твердых тканей зуба человека. В первом параграфе рассмотрено строение и основные оптико-физические свойства эмали и дентина зуба. Во втором параграфе представлены результаты основных экспериментальных и теоретических исследований лазерной абляции твердых тканей зуба, опубликованные в современной научно-технической литературе. Обоснован выбор эрбиевых лазеров для эффективной абляции твердых тканей зуба. Описываются современные представления о процессах, сопровождающих лазерную абляцию твердых тканей зуба. В последующих параграфах представлены результаты оригинальных исследований лазерной абляции твердых тканей зуба человека, выполненных автором настоящей диссертационной работы. Сообщается о результатах оптоакустического измерения порога абляции твердых тканей зуба ТЕМтт излучением субмиллисекундных УАО:Сг:Тт:Ег (А=2.69 мкм), У50С:Сг:Ег (А.=2.79 мкм), УЕ¥:Ег (Я.=2.83 мкм) и УАС:Ег (А.=2.94 мкм) лазеров. Наименьший порог был зарегистрирован для УЕР:Ег лазера. Порог разрушения эмали был примерно в два раза выше порога разрушения дентина. Отмечается, что эти результаты могут быть репрезентативны только для первого, воздействующего на поверхность
16
биоткани лазерного импульса, в дальнейшем картина разрушения может существенно измениться вследствие модификации структуры приповерхностного слоя.
Измерена эффективность удаления эмали и дентина зуба человека излучением ТЕМтт УАО:Ег лазера субмиллисекунд ной длительности. Показано, что эффективность удаления зависит от плотности энергии лазерного излучения и возрастает с ее увеличением. Эффективность удаления эмали и дентина в ряде случаев возрастает при использовании внешнего водяного орошения. Например, эффективность удаления эмали в неконтактном режиме без водяного орошения при 100Дж/см2 составляет 58±5 мм3/кДж, а эффективность удаления эмали в неконтактном режиме с водяным орошением при 100 Дж/см2 составляет 65±5 мм3/кДж.
Эффективность удаления эмали в контактном режиме без водяного орошения при 100 Дж/см2 составляет 75±5 мм3/кДж. Эффективность удаления эмали в контактном режиме с водяным орошением при 100 Дж/см2 составляет 85±5 мм3/кДж. Эффективность удаления дентина в неконтактном режиме без водяного орошения при 100 Дж/см2 составляет 110±5 мм3/кДж, а эффективность удаления дентина в неконтактном режиме с водяным орошением при 100 Дж/см2 составляет те же 110±5 мм'/кДж. Эффективность удаления дентина в контактном режиме без водяного орошения при 100 Дж/см2 составляет 120±5 мм3/кДж. Эффективность удаления дентина в контактном режиме с водяным орошением при 100 Дж/см2 составляет 135±5 мм /кДж. Установлено, что в контактном режиме лазерной обработки без водяного охлаждения эффективность удаления для эмали в области плотностей энергий до 100 Дж/см2 практически в 1.5 раза выше, чем в неконтактном, а в области плотностей энергий 100-Н 50 Дж/см2 практически в 1.3 раза. В контактном режиме лазерной обработки без водяного охлаждения эффективность удаления дентина в области плотностей энергий до 100 Дж/см2 эффективность удаления в контактном режиме в 1.2 раза
17
выше, чем в неконтактном, а в области плотностей энергий 100-5-150 Дж/см2 практически не отличается от неконтактного. 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 неконтактном, а в области плотностей энергии 50-5-150 Дж/см2 - в 1.3 раза. В контактном режиме лазерной обработки с водяным охлаждением эффективность удаления для дентина в области плотностей энергий до 50 Дж/см практически в 1.1 раза выше, чем в неконтактном, а в области плотностей энергии 50-5-150 Дж/см2 - в 1.2 раза.
При повторяющемся воздействии в одну точку образца TEMmm импульсов YAG:Er лазера эффективность удаления твердых тканей зуба уменьшается, при этом в контактном режиме эффективность удаления уменьшается быстрее, чем в неконтактном.
Впервые экспериментально измерена эффективность удаления эмали и дентина зуба человека одиночным пичком ТЕМ«) YAG:Er лазера и последовательностью из пичков ТЕМоо YAG:Er лазера, следующих друг за другом с интервалом 3-5-5 мке, общей длительностью порядка 150 мке, при плотности энергии 100 Дж/см2. Эффективность удаления эмали одиночным пичком YAG:Er лазера составила величину 20 ±2 мм3/кДж, эффективность удаления дентина - 60±2 мм /кДж. Эффективность удаления эмали
последовательностью пичков ТЕМоо YAG:Er лазера составила величину 40±2 мм3/кДж, эффективность удаления дентина - 70±2 мм3/кДж. При обработке эмали и дентина зуба человека следующими друг за другом с частотой 1 Гц одиночными пичками ТЕМ00 YAG:Er лазера карбонизация не наблюдается. В эмали формируются микроотверстия с аспектным соотношением порядка 7:1, в дентине - порядка 21:1.
Отмечается, что максимальные значения эффективности удаления эмали в неконтактном режиме излучением одномодового и многомодового YAG: Er лазеров достаточно близки друг к другу.
18
Показано, что существует оптимальное отношение расстояния между центрами микрократеров к их диаметру (к). В диапазоне значений 0 < к < 1 эмаль полностью удаляется за счет только лазерного воздействия, при значении к = 1 рост эффективности связан с самопроизвольным (без внешнего усилия) удалением материала между микрократерами. Для 1 < к < 2.6 рост эффективности связан с возможностью удаления материала между микрократерами под действием внешнего усилия, создаваемого стандартным стоматологическим зондом. Для 1.5 < к < 2.3 за счет вышеописанного воздействия можно повысить эффективность удаления эмали практически в 2.5 раза по сравнению с эффективностью только лазерного воздействия. Для к > 2.6 внешнее механическое воздействие перестает оказывать влияние на эффективность процесса удаления эмали зуба.
Исследовано влияние толщины водяной пленки, создаваемой внешней системой орошения на поверхности зуба, на эффективность удаления твердых тканей зуба человека излучением УАвгЕг лазера. Обнаружено, что зависимость эффективности удаления твердой ткани зуба излучением УАв:Ег лазера от толщины водяной пленки, формируемой внешним источником, на поверхности зуба имеет максимум. Для эмали данный максимум наблюдается при значениях толщины водяной пленки И~1тт
порядка 50 мкм, а для дентина - порядка 10 мкм.
Вторая глава диссертации посвящена анализу механизмов и теории абляции твердых биотканей излучением субмиллисекундных эрбиевых лазеров. Предложено процесс лазерной обработки твердых тканей зуба разбить на четыре стадии.
Представлены результаты исследования метаморфизированного слоя, образующегося после воздействия субмиллисекундного импульса эрбиевого лазера на эмаль зуба человека. Обнаружено, что метаморфизированный слой состоит из двух подслоев. Первый подслой представляет собой пористую
19
структуру. Исследования на сканирующем электронном микроскопе показали, что структурно этот подслой состоит из микроэлементов (МЭ), их агрегатов (А) и свободного пространства между ними - микропор (МП). Микроэлемент имеет характерный размер 0.1 мкм. Микроэлементы образуют агрегаты, средний размер которых достигает 1+3 мкм. Размер микропор сопоставим с размером агрегатов. Толщина первого подслоя непостоянна вдоль стенки лазерной полости и изменяется от 1 мкм до 10 мкм. Измерен Са/Р коэффициент в первом подслое. Измерения проведены с помощью энергодисперсионного спектрометра, имеющего модуль для рентгеноспектрального микрозондового анапиза. Площадь анализируемых участков составляла величину порядка 20+30 мкм2. Расчёт состава фаз проводился кислородным методом на 25 атомов кислорода. Было получено, что средний по 10 измерениям в 10 различных точках интактной эмали и метаморфизированного слоя Са/Р коэффициент одинаков и равен 1,67±0.01, данное значение характерно для гидроксилапатита. Структура второго подслоя близка к структуре интактной эмали, однако микротвердость в нем достигает 1070кгс/мм, что практически в три раза выше микротвердости интактной эмали. Толщина второго подслоя составляет величину порядка 200 мкм.
В эксперименте определена температура, при достижении которой происходит разрушение эмали зуба человека, ее величина составила +1500°С.
Описана теоретическая модель лазерного разрушения твердых тканей зуба с использованием полуфеноменологического подхода на основе решения квазистационарной одномерной линейной задачи Стефана с использованием в качестве скрытой теплоты испарения данных о скрытой теплоте разрушения. Математическое моделирование в рамках данной модели позволило сравнить между собой поля температур, формируемых в твердых тканях зуба излучением с различным поглощением и с различной
20
плотностью мощности, и выбрать наиболее эффективно нагревающий твердые ткани зуба лазерный источник.
Впервые предложена сотовая оптико-физическая модель абляции эмали зуба человека, учитывающая особенности ее строения.
При моделировании исходили из того, что вода в эмали находится в окруженных гидроксилапатитом порах. Расстояние между центрами пор соответствует характерному размеру эмалевой призмы. Структурным элементом (ячейкой) такой модели эмали является сота - куб из гидроксилапагита со стороной а, содержащий внутри себя куб из воды со стороной т, занимающий по объему 11 % от объема куба из гидроксилапагита.
Иод воздействием лазерного излучения вода внутри ячейки нагревается, расширяется, давит на гидроксилапатит ячейки и разрушает его. В результате частичного разрушения ячейки образуется метаморфизированный слой, а в результате полного разрушения ячейки формируется кратер. С использованием настоящей модели определены значения сил и при которых происходит разрушение
гидроксиапатита, окружающего воду под действием, соответственно, касательных и нормальных напряжений. Определены энергии излучения УАО:Ег лазера необходимые для достижения 7^. Представлены результаты оценки глубины метаморфизированного слоя, образующегося при абляции эмали зуба излучением эрбисвого лазера. Рассчитаны пороги и эффективности лазерной абляции эмали излучением УАв:Ег лазера.
Третья глава диссертации посвящена описанию оптико-физических эффектов, сопровождающих лазерную абляцию твердых тканей зуба.
Исследованы оптические спектры поглощения интактных эмали и дентина зуба человека в области длин волн 0.26+10 мкм. Показано, что спектральных особенностей в видимой области для эмали и дентина не наблюдается. В ближней ИК области существуют две полосы поглощения.
21
Полосу с максимумом 1.57 мкм (волновое число 6369 см“1) можно отнести к обертону валентного колебания воды, присутствующей как в эмали, так и в дентине. Поглощение в этой области для дентина больше, чем для эмали, что связано с большим содержанием воды в этой биоткани. В области 2 мкм дентин имеет две полосы поглощения, а эмаль - одну. Полоса с максимумом порядка 2.1 мкм (волновое число 4762 см-1) принадлежит обертону колебания РО-групп гидроксиапатита, который является основным веществом как эмали, так и дентина. Полоса с максимумом на 1.96 мкм (волновое число 5100 см-1) в дентине, по—видимому, соответствует поглощению воды, содержание которой в дентине существенно выше, чем в эмали. Наибольшее различие в спектрах поглощения эмали и дентина для диапазона 0.26-К2.5 мкм наблюдается в УФ области. Здесь поглощение определяется белковыми соединениями, присутствующими в биотканях. Спектры поглощения эмали и дентина имеют в этой области один общий максимум на длине волны 0.269 мкм. Спектр поглощения эмали имеет также максимум на длине волны 0.331 мкм, что, вероятно, отвечает поглощению белков эмали, которые в дентине отсутствует. В области 5-Н0 мкм спектры поглощения эмали и дентина подобны. Здесь поглощение определяется РО-группами гидроксиапатита и составляет на длине волны 9.6 мкм (волновое число 1042 см-1) величину порядка 3400 см-1. Поглощение на длине волны близкой к 4.1 мкм (волновое число 2439 см-1) относится к атмосферному СО2 и не принадлежит тканям зуба. В области длины волны 3.5 мкм в спектре поглощения дентина наблюдаются полосы, соответствующие органическим соединениям. В спектре эмали они менее выражены, что объясняется высокой степенью минерализации этого типа биоткани. Наиболее существенное различие в ИК спектрах поглощения интактных эмали и дентина наблюдается в области 2.5-К3.5 мкм, здесь поглощают вода и ОН-группы. В спектре поглощения эмали в этой области наблюдаются два максимума. Первый - на длине волны порядка 3.106 мкм
22
(3219 см1) - соответствует воде и имеет коэффициент поглощения «=1100 см“1. Второй максимум наблюдается на длине волны 2.8 мкм (3570 см”1), имеет а =850 см-1 и принадлежит ОН-группам. Максимальное поглощение в области 2.5-КЗ.5 мкм для дентина близко к 1950 см-1. На длине волны генерации УАО:Ег лазера (2.94 мкм, волновое число 3400 см-1) для эмачи получен а =970 см-1.
Исследованы спектры поглощения продуктов разрушения (компонент эрозионного факела) эмали и дентина зуба человека излучением У8СО:Сг:Ег лазера (длина волны генерации 2.79 мкм) в области длин волн 2.5+5 мкм. Лазерное разрушение осуществлялось с и без внешнего водяного орошения. В области длины волны 3.5 мкм при лазерной обработке эмали без водяного орошения наблюдается существенный рост поглощения, связанный с карбонизацией органики при лазерном воздействии. Этот эффект более ярко выражен в дентине. В области длины волны 3 мкм в спектре поглощения эмали отсутствует пик поглощения ОН-групп, что свидетельствует о разрушении этого типа связи в процессе лазерного воздействия без водяного орошения. Возможно, селективное разрушение именно ОН-связей излучением У8СС:Сг:Ег лазера приводит к разрушению кристалла гидроксилапатита и, как следствие, эмали в целом. Вид спектра поглощения продуктов лазерного разрушения эмали, полученных с использованием водяного орошения, подобен спектру поглощения интактной эмали. В спектре поглощения продуктов лазерного разрушения дентина, полученных при водяном орошении, проявляется пик поглощения ОН-групп, чего не наблюдается в продуктах разрушения, полученных без орошения. Эти факты свидетельствуют о возможности принципиально иного, чем в случае обработки без водяного орошения, механизма лазерного разрушения зубной ткани.
Впервые исследованы спектры поглощения интактной эмали зуба человека в области длин волн 2.5-КЗ.5 мкм при её нагреве от 20°С до +700(>С.
23
Видно, что в этом диапазоне температур происходит уменьшение коэффициента поглощения в полосе с максимумом порядка 3 мкм. Это свидетельствует о сокращении содержания свободной и связанной воды в материале эмали. Достаточно интенсивно этот процесс протекает в районе + 100°С, где происходит испарение свободной воды, которая находится на поверхности образца и в порах большого размера. При температуре +100°С наблюдается полоса, соответствующая (3-ориентации ОН-связи (волновое число 3543 см”1, длина волны 2.82 мкм) в гидроксиапатите. В диапазоне температур от +100°С до +300°С огибающая спектра поглощения эмали в исследуемой области значительно изменяется. Видимо, в этом диапазоне происходит удаление воды, адсорбированной в объёме зуба в процессе его роста. Также происходит полное проявление структуры ОН-связи в эмали зуба, т.е. проявляются полосы, характерные для а- (волновое число 3570°см"1, длина волны 2.8 мкм) и (3-ориентации ОН-связи в гидроксиапатите. Далее при повышении температуры с +300°С до +500°С наблюдается разрушение а-ориентированной ОН-связи. С повышением температуры до +700°С происходит практически полное разрушение ОН-связи в гидроксиапатите эмали. Таким образом, установлено, что при нагреве эмали происходит сначала удаление воды в любой её форме, а затем разрушение ОН-групп гидроксиапатита. Коэффициент поглощения нелинейно уменьшается с ростом температуры. При комнатной температуре наибольшее поглощение эмалью наблюдается для излучения УАО:Ег лазера. С увеличением температуры коэффициент поглощения для всех исследованных в работе эрбиевых лазеров уменьшается. При +100°С наибольший коэффициент поглощения наблюдается для излучения У8СО:Сг:Ег лазера. Данная ситуация сохраняется вплоть до температуры +700°С, при которой коэффициенты поглощения для всех лазеров становятся очень близкими. Очевидно, что лазерное воздействие вызывает нагрев биоткани и коэффициент поглощения биоткани в процессе этого воздействия
24
может изменяться, что в свою очередь может оказать существенное влияние на динамику воздействия излучения эрбиевых лазеров на твердые биоткани.
Установлено, что при обработке эмали субмиллисекундными импульсами УАв:Ыс1 или УАО:Сг;Тт;Но лазеров эффектом с самым низким порогом является эффект карбонизации на эмаль-дентинной границе. Пороговая плотность энергии, ниже которой карбонизация дентина на границе эмаль-дентин отсутствует, при воздействии лазерного излучения с частотой следования лазерных импульсов 10 Гц и общей продолжительности воздействия 200 с, для УАС:Ыс1 лазера составляет величину порядка 30 Дж/см2, для УАО:Сг;Тт;Но - 10 Дж/см2.
Облучение эмали импульсами УАО:Ш или УАС:Сг;Тт;Но лазеров приводит к увеличению микротвсрдости практически в 1.5 и 1.3 раза соответственно. Для обоих типов лазеров наибольшее значение микротвердости поверхности эмали наблюдается в центре облученной области. При одинаковых плотностях энергии (40 Дж/см ) и экспозициях (60 Дж) микротвердость эмали после воздействия излучения УАвгШ лазера в среднем на 30 % превышает микротвердость эмали после воздействия излучения УАС:Сг;Тт;Но лазера. Микротвердость имеет экстремум на расстоянии от поверхности эмали порядка 100+200 мкм для обоих типов лазеров. Эффект увеличения микротвердости носит пороговый характер Для излучения УАС:Нс1 лазера величина этого порога составляет величину порядка 30 Дж/см2, для УАО:Сг;Тт;Но лазера 10 Дж/см2. Область плотностей энергии, в которой микротвердость выше микротвердости интактной эмали для УАО:Ыс1 лазера 30+200 Дж/см2, для УАО:Сг;Тт;Но 10+100 Дж/см2. Эффект увеличения микротвердости зависит от энергетической экспозиции. Зависимость отношения микротвердости поверхности эмали после лазерной обработки к микротвердости интактной эмали имеет максимум в области экспозиций порядка 100 Дж для обоих типов лазеров.
25
Исследования кислотной резистентности эмали зуба человека, обработанной излучением УАС:Ыс1 или УАС:Сг;Тт;Но лазеров, показали, что характер поведения кислотной резистентности в зависимости от плотности энергии и экспозиции лазерного излучения коррелирует с поведением микротвердости в аналогичных зависимостях.
В работе проведено сравнительное исследование свечения эрозионного факела, возникающего при разрушении эмали и дентина зуба человека излучением УАв:Ж, УАО:Сг;Тт;Но или УАО:Ег лазеров. При фиксированной энергии лазерного импульса интенсивность свечения факела, возникающего под воздействием УАС:Ш лазера, существенно превышает энергию свечения факела, индуцированного УАС:Сг;Тш;Но или УАвгЕг лазерами. Экспериментальный анализ динамики свечения эрозионного факела показал, что удаление материала происходит синхронно с пичками излучения свободной генерации. Исследованы спектры свечения эрозионного факела, вызванного излучением неодимового, гольмиевого и эрбиевого лазеров. Воздействие излучения УАв:Ег лазера вызывает свечение с максимумом в области 600 нм. При разрушении эмали в спектре свечения дополнительно возникает полоса с максимумом около 400 нм. По всей видимости, присутствие линий в области бООнм имеет хемолюминесцентный источник, вызываемый горением продуктов разрушения. Максимум полосы можно идентифицировать с Р+ (638 нм) и Р2' (571 нм). Спектральные линии в диапазоне 400 нм - С2+ (460 нм), Са* (445 нм), Са3' (427 нм) и Са2+ (393 нм). Спектр свечения эрозионного факела существенно зависит от длины волны лазерного излучения и от типа биоткани. Обнаружен эффект, проявляющийся в увеличении энергии свечения эрозионного факела (в диапазоне длин волн 0.35-М .7 мкм) с ростом количества лазерных импульсов, воздействующих в одну точку образца. Экспериментально установлено, что интенсивность свечения эрозионного факела пропорциональна энергии
26
лазерного излучения (УАО:Ыс1) и тем больше, чем выше плотность энергии лазерного излучения.
В работе экспериментально исследован импульс отдачи, возникающий при воздействии излучения УАС:Ег лазера на эмаль зуба человека. Установлено, что при одинаковой плотности энергии (100Дж/см2) импульс отдачи, формируемый при воздействии излучения ТЕМоо лазера с энергией импульса 30 мДж на эмаль, на порядок меньше, чем импульс, формируемый при воздействии ТЕМтт лазера с энергией импульса 300 мДж. Необходимо отметить, что эффективность удаления (абляции) эмали излучением обоих типов лазеров по результатам измерений была практически одинаковой.
Исследованы лазериндуцированные акустические сигналы, сопровождающие лазерную обработку эмали и дентина зуба человека. В результате Фурье-преобразования акустического сигнала получался его акустический спектр (Фурье-спектр). 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 У80С:Сг;Ег лазера, наблюдаются в диапазоне 50+150 кГц.
Так, если для эмали и дентина энергии низкочастотных компонент (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 УАйгЕг лазера для эмали (40 мкс) больше чем для дентина (30 мкс). При обработке излучением УАО:Сг,Тт,Но лазера для эмали время задержки (100 мкс) больше чем для дентина (45 мкс). Показано, что анализ параметров акустического сигнала при обработке тканей зуба субмиллисекундными импульсами лазеров среднего ИК-диапазона позволяет: определить порог
27
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 неконтактной обработке твердых 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
28
видимости - кинематической пары зуб/оптическое волокно). Анализ Фурье-спектров этих акустических сигналов подтверждает наличие в лазерно-индуцированном 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 неконтактном, так и контактном режимах обработки, характеризуют процессы выноса мелких фракций разрушенного материала.
В четвертой главе основное внимание уделено описанию оригинальных лазерных технологий, разработанных на основе исследований, выполненных автором настоящей диссертационной работы.
Описан новый метод (технология) лазерной обработки твердых биотканей, который позволяет увеличить скорость ее удаления - лазерноабразивный метод. Основная идея метода заключается в использовании для удаления биотканей совместно с лазерным излучением твердых микрочастиц, ускоренных лазерным излучением. Рассмотрены механизмы ускорения микрочастиц лазерным излучением. Наиболее вероятны абляционный и связанный с микровзрывом материала микрочастицы механизмы ускорения твердых микрочастиц лазерным излучением.
Предложена феноменологическая модель разрушения композитных материалов (в том числе и твердых биотканей) потоком абразивных микрочастиц.
Представлены результаты изучения закономерностей ускорения сапфировых микрочастиц, находящихся в порошке или в суспензии, излучением УАвгЕг или УЛС:Ш лазеров. Создана методика и экспериментальная установка для измерения скорости ускоряемых лазерным излучением микрочастиц. Экспериментально показано, что средняя скорость движения микрочастиц, ускоряемых излучением УАО:Ег лазера, зависит от
29
диаметра (характерного размера) микрочастиц. Для микрочастиц диаметром 12мкм, ускоряемых из порошка, и энергии лазерного импульса 0.6 Дж средняя скорость движения микрочастиц составила величину порядка 450 м/с, а для микрочастиц диаметром 160 мкм - 210 м/с. Максимальные скорости и самые низкие пороги начала движения (перемещения) достигаются при облучении микрочастиц, находящихся в водной суспензии. Для микрочастиц диаметром 12 мкм, ускоряемых из водной суспензии, средняя скорость движения микрочастиц достигала величины порядка 600 м/с. С увеличением диаметра микрочастицы средняя скорость ее движения падает. Кинетическая энергия микрочастицы, которая пропорциональна ее объему и квадрату скорости, может при этом возрастать. Пороговое значение плотности энергии, необходимое для ускорения микрочастицы, зависит от длины волны, толщины слоя порошка или суспензии, от размеров микрочастиц. Скорость движения микрочастицы возрастает с ростом энергии и плотности энергии лазерного излучения. Скорость движения микрочастицы снижается по мере удаления от области взаимодействия.
Измерена эффективность удаления эмали и дентина зуба человека при совместном воздействии УАО:Ег или УАС:Ыс1 лазерного излучения и ускоряемых этим излучением сапфировых микрочастиц. Эффективность удаления эмали зависит от размера сапфировых микрочастиц. Эта зависимость имеет экстремум. Наиболее эффективны сапфировые микрочастицы с характерным размером до 40 мкм. Эффективность удаления эмали зависит от концентрации сапфировых микрочастиц в водной суспензии. Эта зависимость также имеет экстремум. Наиболее эффективны объемные концентрации микрочастицы/вода близкие к 1:10. При обработке эмали зуба человека субмиллисекундным импульсом УАС:Ег лазера с плотностью энергии 150Дж/см2 одновременная подача в зону обработки водной суспензии сапфировых микрочастиц диаметром 27 мкм в объемном
30
соотношении микрочастицы/вода равном 1:10 приводит к увеличению эффективности удаления эмали, практически в 2.5 раза по сравнению с эффективностью удаления эмали при подаче в зону обработки только воды.
В экспериментах обнаружено, что при воздействии излучения УАв:Ег лазера на эмаль образуются твердые микрочастицы, средний размер которых соответствует 15-5-20 мкм, а максимальный размер достигает 200 мкм. Эти микрочастицы способны разрушать интактную эмаль. В эксперименте доказано, что эффективность удаления эмали под действием только микрочастиц, сформированных при разрушении эмали импульсами УАО:Ег лазера, равна эффективности удаления эмали под действием только лазерного излучения.
Описана лазерная технология обработки твердых тканей зуба, предполагающая периодическую эффективную очистку лазерного кратера от продуктов лазерного разрушения или «метод трех импульсов» (МТИ). Отмечено, что эффективность удаления (абляции) твердой ткани зуба уменьшается с ростом глубины формируемого кратера, а немаловажным эффектом, который существенно влияет на ослабление эффективности удаления, является эффект накопления продуктов лазерного разрушения на дне лазерного кратера. В экспериментах показано, что слой продуктов лазерного разрушения толщиной порядка 200 мкм уменьшает эффективность удаления твердой зубной ткани на 20-5-30%. Впервые для обработки твердых тканей зуба предложен «метод трех импульсов» (МТИ). Название МТИ подразумевает импульсную подачу в зону обработки трех субстанций (воды, воздуха и лазерного излучения) в определенной последовательности. МТИ включает пять стадий. На первой стадии оптическая насадка, по которой излучение лазера подается в зону обработки, приводится в плотный контакт с биотканью. На второй стадии лазерное излучение воздействует на биоткань, происходит лазерная абляция биоткани. При этом формируется кратер и образуются продуктов разрушения, которые оседают на дне кратера. Сразу
31
после лазерного импульса в зону обработки может быть подан импульс воды. На третьей стадии насадка удаляется из образовавшегося кратера, при этом подача воды может не прекращаться. На четвертой стадии в кратер под давлением подаются воздух и вода, которые удаляют продукты разрушения и увлажняют поверхность стенок кратера. На пятой стадии подача воды и воздуха может быть прекращена и насадка опускается в кратер до тех пор, пока не возникнет контакта между поверхностью насадки и поверхностью кратера. Далее цикл повторяется. Создана экспериментальная установка, реализующая идею «метода трех импульсов». Исследованы основные закономерности работы созданной установки. В экспериментах установлено, что МТИ позволяет увеличить эффективность удаления эмали зуба человека по сравнению с эффективностью удаления эмали при контактном режиме обработки с внешним водяным орошением в 2-^-3.3 раза при изменении
'У 2
плотности энергии лазерного излучения от 150 Дж/см" до 50 Дж/см . МТИ позволяет увеличить эффективность удаления дентина зуба человека по сравнению с эффективностью удаления дентина при контактном режиме обработки с внешним водяным орошением в 1.14-5-1.33 раза при изменении плотности энергии лазерного излучения от 150 Дж/см“ до 50 Дж/см .
Рассмотрена лазерная технология повышения адгезии пломбировочных материалов к твердым тканям зуба человека за счет создания текстур. Текстуры представляют собой регулярную последовательность микрократеров, которые образуются в результате лазерной абляции при сканировании по поверхности материала лазерного микропучка. Показано, что текстуры, созданные на поверхности эмали излучением одномодового YAG:Er лазера, позволяют в системе 3Manb/"Revolution" ("Kerr", США) увеличить усилие на сдвиг практически в три раза. Отмечается, что для фиксированного расстояния между центрами микрократеров в текстуре адгезия тем выше, чем больше диаметр микродефекта.
32
Разработан, реализован и апробирован алгоритм работы системы обратной связи, адаптирующей параметры лазерного излучения под тип обрабатываемой биоткани на базе анализа спектрально-энергетических параметров лазериндуцированного акустического сигнала. Предложено для одновременной регистрации оптического и акустического сигналов при обработке зуба человека использовать проходные тонкопленочные датчики из поливинилиденфторида (ПВДФ), расположенные на образующей оптического волокна, находящегося в непосредственном контакте с биотканью.
Описана лазерная технология повышения микротвердости и кислотной резистентности твердых тканей зуба человека. В основе технологии лежит эффект неоднородного расширения эмалевых призм и межпризменных промежутков в поле лазерного излучения. Различия в теплофизических свойствах этих структур эмали приводят к увеличению объема призм и уменьшению объема межпризменных промежутков. После снятия лазерного воздействия фиксируется отличная от интактной структура эмали с большим удельным объемом призм и, как следствие, с большей микротвердостыо и кислотной резистентностью. В рамках технологии производят очистку и облучение зуба импульсным лазерным излучением в режиме свободной генерации. Предполагается, что поверхность зуба облучают не дольше чем 100с сериями импульсов излучения с .длиной волны из диапазона (0.3*1.3 мкм)и(1.6-5-2.8 мкм)и(3.2-5-9.6 мкм) с перерывом между сериями не менее 1 сек., плотностью энергии в импульсе из диапазона от 10 Дж/см до 200 Дж/см2, причем произведение числа импульсов в каждой серии на плотность энергии в импульсе не превышает 2000 Дж/см2.
В пятой главе диссертации описаны основные характеристики современных лазерных систем для обработки твердых биотканей и лазерных систем, в создании которых непосредственное участие принимал автор настоящей диссертационной работы. Конкурентные преимущества этих