Содержание к диссертации
Введение
ГЛАВА 1. Обзор литературы 15
1.1. Принцип действия лазера 15
1.2. Эволюция лазеров в медицине 16
1.3. Разнообразие лазерного воздействия в медицине 18
1.4. Влияние лазерного излучения на биоткань (виды взаимодействия) 20
1.5. Использование лазерных систем в стоматологической практике 23
1.6. Воздействие лазерного излучения на ткани зуба 1.6.1. Зависимость коэффициента поглощения твёрдых тканей от оптического спектра излучения 32
1.6.2. Механизмы взаимодействия излучения углекислотного (СОг) и эрбиевого лазеров с твёрдыми тканями зуба 34
1.6.3. Механизм взаимодействие излучения неодимового (Nd:YAG - 1064 нм) лазера с тканями зуба
1.6.3.1. Влияние излучения Nd: YAG лазера с различной длительностью импульса на тканевые структуры зуба 35
1.6.3.2. Влияние плотности энергии импульса излучения Nd:YAG лазера на твёрдые ткани зуба 36
1.7. Перспектива использования излучения микросекундного Nd: YAG лазера (1064 нм) в стоматологии 38
ГЛАВА 2. Материалы и методы исследования 42
2.1. Методика определения времени абляции стоматологических материалов при разных режимах излучения микросекундного Nd: YAG лазера 44
2.1.1. Методика экспериментальной оценки времени абляции з
2.1.2. Методика математической оценки времени абляции 49
2.2. Методика измерения температуры в коронковой части зуба при абляции стоматологических материалов микросекундным Nd: YAG лазером 51
2.3. Методика гистологического исследования пульпы зубов лабораторных животных после воздействия микросекундного Nd: YAG лазера 54
2.4. Методика исследования поверхности твёрдых тканей после воздействия микросекундного Nd: YAG лазера с помощью сканирующего электронного микроскопа 61
2.5. Методика статистической обработки данных 67
ГЛАВА 3. Результаты исследований 68
3.1. Результаты экспериментальных и математических исследований по оценке времени абляции реставрационных и конструкционных материалов 68
3.2. Результаты опосредованного воздействия температуры при абляции стоматологических материалов на полость зуба 74
3.3. Результаты морфологических исследований реакции пульпы зуба после абляции стоматологических материалов 96
3.4. Результаты микроскопических исследований поверхностей эмали и дентина 1 3.4.1. Морфология поверхностей твёрдых тканей зубов после облучения микросекундным Nd: YAG лазером без предварительного препарирования (группа 1) 107
3.4.2. Морфология поверхностей твёрдых тканей зубов после облучения микросекундным Nd: YAG лазером с предварительным препарированием турбинным наконечником (группа 2) 112
ГЛАВА 4. Обсуждение результатов 115
4.1. Анализ данных по времени абляции реставрационных и конструкционных стоматологических материалов 115
4.1.1. Особенности абляции стоматологических материалов микросекундным Nd:YAG лазером 115
4.1.2. Факторы, влияющие на длительность абляции реставрационных и конструкционных стоматологических материалов
4.2. Анализ результатов температурных изменений в пульповой камере при абляции стоматологических материалов 120
4.3. Анализ морфологических изменений в пульпе зуба после абляции стоматологических материалов 123
4.4. Анализ микрофотографий поверхностей твёрдых тканей зубов после воздействия лазером 125
Заключение 129
Выводы 134
Практические рекомендации 136
Список литературы 1
- Влияние лазерного излучения на биоткань (виды взаимодействия)
- Методика экспериментальной оценки времени абляции
- Результаты опосредованного воздействия температуры при абляции стоматологических материалов на полость зуба
- Особенности абляции стоматологических материалов микросекундным Nd:YAG лазером
Влияние лазерного излучения на биоткань (виды взаимодействия)
Ещё задолго до появления первых лазеров энергию света активно использовали в медицине. Так, фотобиология развивалась достаточно успешно в течение многих лет с использованием таких источников света как излучение Солнца, лампы накаливания, газоразрядные приборы. В ходе множества исследований были сформулированы процессы фотосинтеза растений и бактерий, выяснена природа зрения, фотопериодических явлений и т.д. Появление лазеров способствовало ускорению развития фотобиологии, в результате чего было получено решение многих проблем, которые раньше освещались только косвенным путём или вовсе не ставились (вследствие отсутствия соответствующих источников излучения) [17]. Эволюцию лазеров следует отсчитывать от 1917 г., когда А. Эйнштейном было открыто явление индуцированного (вынужденного) излучения. Также неоценимый вклад в свое время внесли работы советского ученого В.А. Фабриканта, доказавшего, что для усиления электромагнитных волн, к которым относится и свет, может быть использовано явление вынужденного излучения. Вторая половина XX века была ознаменована появлением новых источников света — лазеров. Это открытие связано, прежде всего, с именами таких советских учёных как Н.Г. Басова, A.M. Прохорова [15] и Ч. Таунса (США), получивших в 1964 г. Нобелевскую премию в области физики [125]. Их исследования привели к созданию микроволновых квантовых генераторов (мазеров) на основе явления вынужденного излучения, а в 1960 г. Т. Мейман (США) сконструировал первый оптический квантовый генератор - импульсный лазер на основе рубинового стержня, генерирующий излучение в видимой области спектра (длина волны 0,69 мкм) [188], который сразу заинтересовал представителей медицины и фотобиологов способностью воздействия температуры на живые ткани (например, опухолевые) точечно, без существенного повреждения близлежащих органов. Первые попытки использования рубинового лазера в стоматологии при препарировании кариозных полостей на удалённых зубах показали свой положительный результат, но при испытании на живых тканях происходил нежелательный перегрев и, как следствие, повреждение пульпы. После этого об использовании лазеров в хирургии твёрдых тканей на время было забыто. Под термином «лазеры» помимо генераторов видимого излучения (света) следует объединять и генераторы невидимого ультрафиолетового и инфра-красного диапазонов излучения. Лазеры как источники светового излучения стали обладать рядом отличительных свойств, по сравнению с другими естественными источниками излучения, используемыми ранее. В 1961 г. был создан первый гелий-неоновый лазер с непрерывным излучением (длина волны 0,63 мкм) [112]. В 1962-1964 гг. во многих странах, в том числе и в Советском Союзе, началось практическое использование лазеров в онкологии и офтальмологии. С созданием в 1964 г. К. Пателом в США лазеров на диоксиде углерода (С02-лазеров), генерирующих непрерывное мощное излучение с длиной волны 10,6 мкм, началась эпоха так называемой лазерной хирургии. С тех пор во многих странах, в том числе в СССР, начались интенсивные испытания и нарастающий спрос на использование лазерного излучения в медицинской практике. Разработка же лазеров в режиме импульсного излучения дала совершенно новые перспективы для использования в стоматологии при препарировании твёрдых тканей [184, 209, 210]. Первые эксперименты по удалению твёрдых тканей зуба с помощью Er:YAG лазера были проведены в конце 80-х - начале 90-х годов [176, 197]. Постепенно повышался спрос на новые лазерные аппараты среди прогрессивных врачей. В создании аппаратуры и освоении лазерных технологий для использования в медицине принимали активное участие отечественные учёные [11, 24, 72, 82, 116].
Совершенствование лазерной техники обосновано повышенным интересом практикующих врачей в реализации медицинских методик [60].
Существует множество категорий лазеров, каждая из которых обеспечивает определённое воздействие на биоткани человеческого организма, что определяет сущность использования лазеров для конкретных целей. В процессе воздействия лазерного излучения на биоткани необходимо понимать, что это приводит к общим тканевым реакциям и должно учитываться врачом, применяющим лазер в лечебной практике [1, 2, 8, 28, 140].
Принципиальное отличие применения лазерных технологий в медицине от остальных сфер использования лазеров заключается в высоком разнообразии воздействия, комплексности подхода и многоплановости. В медицинских и других литературных источниках раскрываются возможности воздействия лазерного излучения на человеческий организм: местное, внутрисосудистое, чрезкожное, внутрикостное, а также на иммунную систему [23]. Разнообразие медицинского воздействия лазера определяется тканью, на которую оказывается это воздействие: кожа, жировые ткани, мышцы, сухожилия, кости, глаза, ткани зуба и т. п. Тело человека и его органы можно представить как совокупность слоев тканей с различными биофизическими характеристиками [124].
Каждая из тканей имеет своё характерное сложное строение. Например, в тканях зуба выделяют эмаль, дентин и пульпу, а в коже - роговой слой, эпидермис и дерму. При этом все эти ткани обладают своими характерными оптическими (коэффициент отражения, глубина проникновения излучения, спектральные характеристики) и теплофизическими (теплопроводность, теплоёмкость) свойствами, не похожи ни на одну другую ткань.
Поэтому существенно разнятся между собой и характеристики лазерного излучения. Следовательно, в каждом отдельном случае необходимо подбирать индивидуальные параметры лазерного воздействия: спектр излучения (длину волны), частоту следования импульсов, длительность и мощность воздействия и т.п. Различие в свойствах биологических тканей определяет возможность специфического воздействия, например чрескожное облучение патологического очага без существенного повреждения кожи [129].
Лазерная диагностика. В диагностике можно использовать лазерное излучение как вне организма (ex vivo, например гемо-цитометр, основанный на подсчёте клеток крови во время прохождения их через кварцевый капилляр за счёт создаваемого флюоресцентного свечения клеток под воздействием лазерного излучения; данная методика позволяет получать высокоточные количественные характеристики по отдельным типам клеток), так и для анализа состояния органов и тканей организма напрямую (in vivo, в стоматологии: для диагностики кариогенного дентина и дифференциации его от нормального, в офтальмологии: при лазерной диагностике глазного дна (исследование сосудистой системы), голографической диагностике, флюоресцентной ангиографии). Необходимость использования лазерной диагностики в биологии и медицине диктует развитие и разработку новых диагностических устройств и методик [83].
Методика экспериментальной оценки времени абляции
Изучение теплового воздействия микросекундного Nd:YAG лазера на полость зуба при абляции композитного материала, стеклоиономерного цемента и различных конструкционных материалов с поверхности удалённых интактных зубов (39 шт.), мы проводили при минимальной 1 Вт, максимальной 4 Вт и промежуточной 2 Вт мощностях излучения. Для измерения температуры в коронковой части зуба использовали термопару К-типа, помещённую через апикальное отверстие в пульповую камеру.
Канал препарировали со стороны коронки до апикального отверстия корня зуба. Производили механическую, а затем химическую обработку каналов с помощью растворов гипохлорида натрия (3 %) и ЭДТА (17 %), после чего полость зуба промывали дистиллированной водой. Зубы сохраняли в 0,9 % водном растворе хлорида натрия при температуре не выше +4 С до момента проведения эксперимента, но не более 14 дней.
На вестибулярной поверхности 12 удалённых зубов проводили препарирование твёрдых тканей, оставляя минимальное расстояние до пульповой камеры в пределах 0,2-0,3 мм, которое оценивали на визиографе с помощью микрометра (рисунок 5). Рисунок 5. Зуб 1.1 с помещённой через апикальное отверстие термопарой. Минимальное расстояние между полостью зуба и препарированной полостью в твёрдых тканях = 0,2 мм. Для замещения дефектов твёрдых тканей были изготовлены: - 6 реставраций из композитного материала Filtek Z 250 (ЗМ ESPE - США); - 6 пломб из стеклоиономерного цемента Fuji I (GC -Япония) (рисунок 6); Для каждого значения мощности (1, 2, 4 Вт) было изготовлено по 2 образца из каждого материала общим числом 12. \_ Рисунок 6. Замещение твёрдых тканей стеклоиономерным цементом Fuji I. Препарировали 27 зубов для изготовления стоматологических ортопедических конструкций: - 9 штампованных коронок из нержавеющей стали марки 1Х18Н9Т; - 9 металлокерамических коронок из кобальт-хромового сплава d.SIGN 30 и полевошпатной керамики IPS Classic (Ivoclar Vivadent - Лихтенштейн); - 9 безметалловых коронок из лейцитной стеклокерамики IPS Empress (Ivoclar Vivadent - Лихтенштейн).
Металлокерамические и штампованные коронки фиксировали на зубах при помощи стеклоиономерного цемента Fuji I (GC), а безметалловые коронки - с помощью цемента двойного отверждения NX3 (Kerr).
Рисунок 7. Штампованная коронка, фиксированная на зубе с помощью стеклоиономерного цемента Fuji I.
Для решения поставленной задачи мы разработали и применили специальную опытную установку, в которой вода сообщалась с полостью зуба через канал корня зуба и поддерживалась в пределах 37±1 С.
Абляцию реставрационных и конструкционных материалов излучением микросекундного Nd:YAG лазера при плотности энергии 60 Дж/см проводили при струйном водяном охлаждении 200 мл/мин. Конечную температуру в полости зуба определяли в момент приведения системы в состояние термодинамического равновесия между температурой в полости зуба, охлаждающей жидкостью и температурой нагрева материала при абляции.
Разницу потенциалов, возникающую между спаями термопары, фиксировали на мультиметре Mastech MY64 (аналого-цифровой преобразователь), работа которого простроена на преобразовании входного аналогового сигнала (электрического напряжения от термопары К-типа) в дискретный код (цифровые значения температуры). Данные от мультиметра выводили в виде графиков на монитор компьютера и сохраняли в программе Microsoft Excel.
Исследования выполнены на 5 кроликах породы Шиншилла мужского пола, весом от 2,5 до 3,5 кг, имеющих санитарные паспорта. Животные содержались в условиях вивария, согласно правилам лабораторной практики при проведении доклинических исследований в РФ [32, 33, 44] с соблюдением Международных рекомендаций Европейской конвенции по защите позвоночных животных, используемых при экспериментальных исследованиях [45].
Были изготовлены: -10 штампованных коронкок на непрепарированные резцы нижней челюсти; -10 композитных реставраций на вестибулярную поверхность резцов верхней челюсти.
Изготовление штампованных коронок включало следующие этапы: - изготовление индивидуальной ложки на нижнюю челюсть из светоотвержаемой пластмассы «Supertec» (DMG, Германия) по скелету черепа кролика из музея кафедры анатомии МГМСУ (рисунок 8)
На вестибулярной поверхности резцов верхней челюсти после травления эмали 37 % фосфорной кислотой и обработки адгезивом Adper Single Bond 2 были изготовлены композитные виниры из материала Filtek Z 250 (ЗМ ESPE) (длина 12-14 мм, ширина 3-4 мм, толщина 0,3-0,5 мм) (рисунок 12). -Л V
Зубы (резцы в/ч и н/ч) выпиливали алмазным диском при водяном охлаждении и скорости вращения 15000-20000 об/мин с участками кости ниже уровня шеек зубов на 2-3 мм (рисунок 15), фиксировали в течение 24 часов в 10 % растворе нейтрального забуференного формалина (рН 7,4). Для проведения гистологического исследования иссеченные фрагменты зубов декальцинировали в ЭДТА в течение 1,5-2-х месяцев до полного размягчения. Затем образцы ориентировали, вырезали более мелкие фрагменты и, используя стандартный метод проводки тканей, заливали в парафин (парафиновые блоки). На микротоме «LEICA» (Germany) из них изготавливали срезы толщиной 3-4 мкм и окрашивали гематоксилином и эозином. Гистологические препараты изучали и фотографировали с помощью микроскопа «LEICA DMLB» (Germany) (рисунок 16) на кафедре патологической анатомии лечебного факультета МГМСУ им. А.И. Евдокимова при непосредственном участии д.м.н., проф. Зайратьянца О.В., которому выражаем благодарность и признательность.
Исследование поверхности твёрдых тканей зубов после воздействия излучения микросекундного Nd:YAG лазера при максимальной мощности 4 Вт проводили с помощью электронного сканирующего микроскопа JEOL JSM-U3 в институте физической химии и электрохимии им. А.Н. Фрумкина Российской академии наук, при участии и научном консультировании заведующего лабораторией электронной микроскопии к.х.н. Алиева А.Д., которому выражаем признательность за оказанную поддержку. Объектом исследования явились 18 удалённых зубов.
Результаты опосредованного воздействия температуры при абляции стоматологических материалов на полость зуба
Ёмкость 2 л полностью заполнена водой, температура которой контролируется градусником и поддерживается на уровне 37±1 С. Эта ёмкость герметично закрывается крышкой, уплотнённой с помощью силиконового материала, в которой закрепляется исследуемый зуб таким образом, чтобы его корневая часть с погружённой внутрь неё термопарой контактировала с водой внутри ёмкости, а его верхняя часть - оставалась над крышкой и могла подвергаться воздействию лазерного излучения и охлаждающей жидкости. Далее, всю собранную конструкцию наклоняли на подходящий угол таким образом, чтобы вода, через заранее подготовленные отверстия в корнях зуба, по принципу сообщающихся сосудов, заполнила весь объём внутренней полости зуба (в том числе и тот объём, который при ровном положении конструкции был выше уровня жидкости в ёмкости и соответственно не мог быть заполнен ею). После всего этого, конструкцию оставляли в покое на 5 минут, чтобы система «вода в ёмкости - зуб - окружающий воздух» пришла в термодинамическое равновесие.
Нами была проведена оценка изменений температуры с помощью термопары К-типа в полости зуба после воздействия микросекундного Nd:YAG лазера при различных режимах мощности (1, 2, 4 Вт) при струйном водяном охлаждении (200 мл/мин) 20 С.
Разница потенциалов, возникающая между спаями термопары, преобразовывалась в цифровые значения температуры с помощью мультиметра Mastech MY64, от которого результаты выводились в виде графиков на монитор компьютера с временной частотой 1 секунда.
Записывали данные в процессе абляции материалов до момента приведения в состояние термодинамического равновесия, когда колебания температуры, зафиксированные на конце термопары находились в пределах 1 С.
Далее представлены графики изменения температуры в полости зуба для различных материалов.
Изменения температуры в полости зуба при абляции стеклоиономерного цемента излучением микросекундного Nd:YAG лазера с различными значениями мощности представлены на графиках 2, 3, 4. 40 38
Изменение температуры в полости зуба при абляции композитного материала Filtek Z 250 излучением микросекундного Nd:YAG лазера с различными значениями мощности представлены на графиках 5, 6, 7.
В ходе эксперимента нами не выявлена разница в показателях конечной температуры при абляции стеклоиономерных цементов и композитных материалов. Конечная температура в пульповой камере при абляции реставрационных материалов, а также разность температур между начальной 37±1 С и конечной при различных значениях мощности продемонстрирована в таблице 8. Таблица 8. Конечная температура в полости зуба при абляции СИЦ и композитного материала, разность между начальной и конечной температурой (At), С Мощность лазера Конечная температура при абляции СИЦ -Fuji I, At-разница температур ( С) Конечная температура приабляции композитногоматериала Филтек Z-250,At-разница температур (С)
Для оценки теплового действия микросекундного Nd:YAG лазера на пульповую камеру, абляцию стоматологических ортопедических конструкций мы проводили в трёх областях вестибулярной поверхности коронки зуба: - в верхней трети; - в области экватора; - в пришеечной области. Изменения температуры в полости зуба при абляции штампованных коронок (верхняя треть коронки) излучением микросекундного Nd:YAG лазера с различными значениями мощности представлены на графиках 8, 9, 10. 4(1 38
Изменение температуры в полости зуба при абляции штампованных коронок (верхняя треть коронки) лазером с мощностью 4 Вт.
Изменения температуры в полости зуба при абляции штампованных коронок (в области экватора) излучением микросекундного Nd:YAG лазера с различными значениями мощности излучения представлены на графиках 11, 12, 13. 38 36 34
Изменение температуры в полости зуба при абляции штампованных коронок (в области экватора) лазером с мощностью 4 Вт.
Изменения температуры в полости зуба при абляции штампованных коронок (пришеечная область) излучением микросекундного Nd:YAG лазера с различными значениями мощности представлены на графиках 14, 15, 16. 411 3S
Для изучения реакции пульпы зуба при применении микросекундного Nd: YAG лазера, основываясь на результатах предыдущих исследований по оценке изменений температуры в пульповой камере при абляции стоматологических материалов [44, 121], нами было принято решение использовать только максимальную мощность излучения 4 Вт, так как даже при таком значении мощности мы не наблюдали увеличение температуры внутри полости зуба. Использование меньших мощностей излучения (1 Вт и 2 Вт) мы сочли нецелесообразным.
В группе экспериментальных животных, у которых воздействие Nd:YAG лазера сопровождалось водно-воздушным охлаждением (аэрозольным), во все сроки наблюдения и во всех гистологических препаратах резцов верхней (группа 3.1) и нижней (группа 3.2) челюстей наблюдалась однотипная картина отсутствия каких-либо морфофункциональных изменений пульпы зубов (рисунок 21).
Пульпа зубов верхних и нижних резцов была представлена рыхлой соединительной тканью, богатой тонкостенными сосудами микроциркуляторного русла [А] и фибробластами. На границе пульпы и дентина расположен слой одонтобластов вытянутой формы и ориентированных перпендикулярно границе с дентином. Ядра одонтобластов сдвинуты к базальным полюсам клеток, направленным в сторону пульпы [Б]. Рисунок 21. Пульпа резца верхней челюсти кролика на 1-ые сутки после воздействия Nd: YAG лазером с аэрозольным охлаждением. Окр.: гематоксилином и эозином. Ув.: х 250.
Излучение микросекундного Nd:YAG лазера мощностью 4 Вт при использовании аэрозольного водяного охлаждения (40 мл/мин) не оказывает повреждающего эффекта на тканевые структуры пульпы зуба при абляции стоматологических материалов (разрезании штампованных коронок и удалении композитных виниров) с поверхности непрепарированных твёрдых тканей зубов кролика.
После воздействия излучения микросекундного Nd:YAG лазера мощностью 4 Вт по вестибулярной поверхности зуба при распиливании штампованных коронок на резцах нижней челюсти (группа 3.2) со струйным охлаждением на 1-ые сутки наблюдали признаки острой реакции микроциркуляторного русла (рисунок 22): гиперемию и отек пульпы. Полнокровие сосудов микроциркуляторного русла, сладжи эритроцитов в просвете венул [А] свидетельствуют о нарушении соотношения притока/оттока крови. В тоже время расширенные просветы сосудов лимфатического русла являются проявлением компенсаторного процесса, направленного на удаление отечной жидкости. В одонтобластическом слое пульпы [Б] отмечали дистрофические изменения: пикноз и перемещение ядер одонтобластов к апикальному полюсу, вакуолизацию и гибель части одонтобластов.
Рисунок 22. Пульпа резца нижней челюсти кролика на 1-ые сутки после воздействия микросекундным Nd: YAG лазером со струйным охлаждением. Окр.: гематоксилином и эозином. Ув.: х 100.
После воздействия микросекундным Nd:YAG лазером мощностью 4 Вт по вестибулярной поверхности зуба при удалении композитных виниров из материала Filtek Z 250 (ЗМ ESPE) на зубах верхней челюсти (группа 3.1) со струйным водяным охлаждением на 1-ые сутки (рисунок 23) не отмечено выраженных реактивных изменений в пульпе зубов по сравнению с пульпой контрольной группы (рисунок 24).
Особенности абляции стоматологических материалов микросекундным Nd:YAG лазером
Ранее в испытаниях [183] было выявлено два режима удаления материалов с помощью микросекундного Nd: YAG лазера: 1. Испарение с поверхности, которое характерно для сплавов металлов, стоматологической керамики и диоксида циркония. Диаметры кратеров в этих случаях приблизительно равняются диаметру точки излучения, а круглый кратер служит наглядным примером формирования гладкого основания (дна). Такой сценарий типичен для удаления большинства материалов. 2. Испарение в объёме. При абляции композитных материалов выявлен другой сценарий: испарение в объёме. Микроскопический анализ области поверхности, подвергшейся воздействию микросекундного Nd:YAG лазера показал, что размеры кратера могут быть в несколько раз больше, чем диаметр точки излучения. Это обеспечивается за счёт относительно высокой прозрачности и неоднородности композитного материала, что приводит к локализации области нагрева внутри образца, а не на поверхности. При абляции композитных материалов авторы [183] наблюдали чрезвычайно высокие (до 60 микро/м. за импульс) линейные показатели удаления материалов, которые значительно больше, чем показатели удаления стоматологической керамики и сплавов металлов. В ходе проведённых практических испытаний [9, 10, 43] было подтверждено, что абляция композитных материалов микросекундным Nd:YAG лазером сопровождается удалением больших участков материала и более высокой скоростью, нежели удаление металлов, керамики и диоксида циркония при одинаковых параметрах мощности.
Версия 1. Горячая плазма, образовавшаяся в результате нагрева композитного материала, очень быстро расширяется, со скоростью, превышающей в несколько раз скорость звука в среде [129]. Это расширение вызывает акустическую или ударную волну и, тем самым, приводит к механическому воздействию. Вследствие неоднородности структуры композитного материала это явление может способствовать удалению значительно больших участков, по сравнению с однородной кристаллической структурой металлов и керамики. Подобное явление можно наблюдать например при размельчении камней при мочекаменной болезни (литотрипсия).
Версия 2. Композитный материал представляет собой в определенных пропорциях комбинацию основных (матрицы, неорганического наполнителя) и дополнительных компонентов. Разные сочетания компонентов определяют физические, химические, биологические и рабочие свойства композитного материала. Степень поглощения лазерного излучения веществом определяется оптическими и теплофизическими свойствами данного вещества. Вследствие неоднородности композитного материала и различия в свойствах его компонентов, лазерное излучение поглощается неравномерно в толще материала, а не с поверхности как при удалении стоматологической керамики и сплавов металлов, имеющих определённую кристаллическую структуру. В результате мы наблюдаем удаление неравнозначных фрагментов композитного материала.
При абляции различных композитных материалов (макронаполненного материала Evicrol, мининаполненного материала Призмафил, микрогибридного Herculite XRV) микросекундным Nd:YAG лазером со струйным охлаждением (200 мл/мин) мы не выявили достоверной разницы во времени удаления заданного объёма материала.
На лабораторной установке микросекундного Nd:YAG лазера с мощностью излучения до 4 Вт в эксперименте по определению времени удаления материалов для получения сквозного отверстия в ортопедических конструкциях (штампованных и металлокерамических коронках) и полного удаления композитного материала из сформированной полости было показано, что среднее время абляции реставрационных и конструкционных материалов на практике отличается от математических расчётов: - при абляции металлокерамических коронок в 2,2-2,5 раза; - при абляции штампованных коронок в 3,3-3,8 раза; - при абляции композитного материала в 1,6-2 раза. Потеря производительности при практической работе в «ручном» режиме наконечником по сравнению с расчётными данными может возникнуть за счёт: - естественного тремора рук при напряжённой работе с лазерным волокном (такие микродвижения пальцев рук не позволяют точно зафиксировать волокно в необходимой точке абляции, что влияет на время удаления материалов); - касания волокном материала не всей площадью торцевой части, в результате чего образуется разное расстояние от источника лазерного излучения до аблируемого материала (особенности анатомического строения зуба, а также неровности, образующиеся при абляции композитных материалов, влияют на плотность соприкосновения волокна с поверхностью материалов, что приводит к рассеиванию потока энергии, передаваемой материалу и, следовательно, к снижению скорости); - возможной деформации поверхности торца волокна в процессе абляции, что также ведёт к рассеиванию потока энергии и, как следствие, снижению скорости (разрушение торца волокна происходит за счёт двух процессов: участки расплавленной плазмы, вылетая с огромной скоростью образуют на поверхности торца волокна микрошероховатости и трещины; фрагменты материала после абляции частично оседают на торце волокна, с каждым последующим импульсом происходит серия микровзрывов при удалении материала с его поверхности, вызывая разрушение (после каждого испытания требуется зачистка торца волокна, так как в процессе работы невозможен контроль степени деформации и изношенности); - необходимости перемещения волокна после удаления одного участка материала и выбора другого положения для плотного контакта торца волокна с аблируемой поверхностью, так как по мере вытеснения материала из области контакта с торцевой частью волокна происходит расфокусировка луча из-за отдаления фокальной плоскости; - абляция материалов сопровождается вспышкой, нарушающей видимость в зоне соприкосновения волокна с поверхностью. Этот процесс вынуждает корректировать место контакта волокна в зоне абляции, что способствует снижению скорости удаления материалов; - отсутствия навыков и достаточного практического опыта работы с лазером и индивидуальных качеств оператора.
Человеческий фактор при создании отверстия «ручным» способом абляции создаёт трудности для стабилизации волокна в одной точке, как следствие, толщина отверстия превышает диаметр волокна. Однако при прохождении оптоволокна внутрь конструкционного материала значение человеческого фактора снижается в результате стабилизации волокна за счёт плотного прилегания его боковых поверхностей к стенкам отверстия (рисунок 40).