механизм сверления зубной и костной тканей излучением

Оригинальные исследования
S. A. Naumovich, G. A. Berlov, S. A. Batishche
DRILLING MECHANISM FOR DENTAL AND OSSEOUS TISSUE
BY PULSED PERIODICAL YAG:Nd LASER RADlATION
МЕХАНИЗМ СВЕРЛЕНИЯ ЗУБНОЙ И КОСТНОЙ ТКАНЕЙ ИЗЛУЧЕНИЕМ
ИМПУПЬСНО-ПЕРИОДИЧЕСКОГО
ЛАЗЕРА
АИГ:Nd
С. А. Наумович, Г. А. Берлов, С. А. Батище
Минский медицинский институт,
Институт физики АН Беларуси
В настоящее время для комплексного лечения челю- ственно. Каждый из двух активных элементов из AHr:Nd
стно-лицевых аномалий и деформаций широко исполь- диаметром 10 мм и длиной 100 мм накачивается одной
зуется компактостеотомия [3, 5]. При этом ослабление импульсной лампой 5, 6 с баллоном из специального
компактного слоя кости достигается сверлением отвер- непрозрачного в УФ области спектра кварцевого стекла,
стий в каком-либо, например в шахматном, порядке ме- что дает возможность осуществлять охлаждение дистилханическим бором с последующим наложением управ- лированной водой. Для обеспечения более однородной
ляемых механических напряжений с помощью специ- и интенсивной накачки активный элемент и импульсальной ортопедической аппаратуры, которая исправля- ная лампа помешены в диффузный отражатель из моет аномалии зубов, зубных рядов и прикуса, а также де- лочного стекла МС-20. Активный элемент, лампа и
формации зубных рядов после удаления зубов. Однако у отражатель смонтированы в корпусе из нержавеющей
этого метода имеются серьезные недостатки: травматизм, стали. Для того чтобы частично компенсировать в акнеобходимость отслоения лоскута слизистой оболочки, тивных элементах оптические искажения, связанные
надкостницы и т. д. Применение для компактостеото- с неоднородностью накачки импульсными лампами,
мии высокоэнергетических лазеров, которые находят квантроны развернуты на 180° друг относительно друширокое применение в стоматологии [1, 2], позволяет га вокруг оптической оси. Направление протока воды
избежать этих недостатков.
в каждом квантроне выбрано таким образом, чтобы
В данной статье рассматривается механизм лазерно- минимизировать оптические искажения, связанные с
го сверления зубной и костной ткани излучением мощ- режимом охлаждения. Для накачки импульсных ламп
ного импульсно-периодического лазера на AHT:Nd (дли- используются блоки питания и управления БПЛ-75/ЗЗУ
на волны излучения >.=1064 нм, энергия импульса излу- или БПЛ-66/33. Электрическая энергия накачки импульчения Е может изменяться в диапазоне от 0,2 до 2,5 Дж, сной лампы, запасаемая в конденсаторной батарее, сообщая длительность импульса излучения т = 100—120 ставляет 75 Дж, длительность импульса свечения ламп
мкс при длительности отдельного
пучка в импульсе Дт = 200 не, частота следования импульсов f меняется в диапазоне от 1 до 50 Гц) со световодной транспортировкой излучения [4]. Данный лазер может быть
с успехом использован для лечения
челюстно-лицевых аномалий и деформаций методом компактостеотомии.
Излучение импульсно-периодического лазера А (рис. 1), работающего в режиме свободной генерации,
после прохождения оптической формирующей системы В вводится посредством фокусирующей линзы 12
в оптический кварцевый световод 13
и с его помощью транспортируется к
кости или зубу 14. Выходной конец
Рис. 1.
световода находится в непосредственСхема лазерной системы: 1,4— зеркала резонатора; 2,3— активные стержном контакте с костью. Резонатор
ни; 5,6— импульсные лампы; 7,8,15,16— поворотные зеркала; 9,11— линзы
АИГ:Nd-лазера образован двумя выпространственного фильтра; 10— диафрагма; 12— линза; 13— оптический
пуклыми зеркалами 1 к 4 с коэффисветовод; 14— кость или зуб; 17— He-Ne- юстировочный лазер; А — лазер,
циентами отражения 100 и 20% и
В— пространственный фильтр
кривизной +6800 и 1355 мм соответ-
16 СОВРЕМЕННАЯ СТОМАТОЛОГИЯ № 11997
15
Оригинальные исследования
— 150 мкс, частота следования импульса f лежит в диа- ли не приводить к видимым результатам, на поверхпазоне 1—50 Гц. Энергия лазерного импульса, излу- ности зуба или кости появлялась яркая вспышка, кочаемого в таких условиях, достигает 3,5 Дж при сред- торая для каждого следующего импульса становилась
ней мощности свыше 150 Вт при f=50 Гц. Расходи- все ярче. Затем яркая вспышка начинала сопровожмость лазерного излучения плавно возрастает от 0,5— даться генерацией громкого звукового импульса. В посЮ-з рад при f = 1—5 Гц до 10—12 мрад при f = 25—50 ледующем яркая вспышка и звук сопровождались инГц. Использовались полимер-кварцевые световоды с тенсивным выделением газовых пузырьков (в случае
численной апертурой NAF = 0,32 и кварц-кварцевые обработки в воде). В результате из зоны лазерного возсветоводы с NA F = 0,22. Диаметр светопроводящей сер- действия выбрасываются небольшие частицы ткани.
дцевины световода составляет 600 нм. Лазерный пу- Некоторая доля частиц сгорает под действием лазерчок вводится в световод линзой с фокусным расстоя- ного луча. Эта доля существенно больше в случае обнием F=35 мм.
работки на воздухе.
Эксперименты показали, что для надежного ввода изМорфологическое исследование костных тканей
лучения в световод необходимо использовать простран- после лазерной обработки показало (необходимо отственный фильтр В, состоящий из двух просветленных метить, что перед проведением микроскопических срелинз 9 и 11 с фокусным расстоянием F=30—50 см и зов ткани лазерные каналы не промывались), что в
массивной диафрагмы 10, выполненной для эффек- стенке лазерного канала при обработке как в воздухе,
тивного отвода тепла из алюминия. Пространствен- так и в воде выявляются следующие изменения: а) тонный фильтр устраняет из углового состава излучения кий почерневший слой обугленной ткани на поверхвсегда присутствующие слабые боковые компоненты, ности канала; б) слой базофильного вещества кости толраспределение которых хаотично меняется от импуль- щиной до 1—1,5 мм, постепенно переходящий в норса к импульсу и которые ведут к возгоранию полимер- мальную костную ткань; в) бесструктурные черно-коной оболочки световода. Кроме того, применение про- ричневые частицы частично сгоревшей ткани; г) костстранственного фильтра формирует жесткую диаграм- ные фрагменты на стенке и в просвете канала; д) участму направленности лазерного излучения, хорошо со- ки разорванных костных волокон; е) остатки сгоревших
гласованную с входным торцом световода, что повы- мягких тканей. Особенности (е), (д) наблюдались в обшает надежность работы лазерной системы. Необходи- ласти базофильной зоны (б) или на ее границе с немо отметить, что для полимер-кварцевых световодов чис- разрушенной костной тканью.
Сказанное подтверждается микрофотографиями
ленная апертура NAF , измеренная для низкоинтенсивного излучения, существенно уменьшается при прохож- микроскопических срезов ткани. На рис. 2 видны сгодении через световод мощного лазерного излучения в ревшие частицы ткани и сажи на крае стенки лазерного канала в костной ткани
результате нагрева тонкого
нижней челюсти человека
полимерного слоя, наносимопри сверлении на воздухе. На
го на кварцевую сердцевину
рис. 3 можно различить костдля обеспечения полного
ные фрагменты среди сгореввнутреннего отражения и сошей
ткани при тех же услоответствующего уменьшения
виях обработки. Следует отпоказателя преломления. Это
метить одну важную особенявляется причиной того, что
ность, которая не наблюдачисленная апертура лазерноется при сверлении отверго пучка NA l должна быть сустий механическим бором.
щественно меньше численной
апертуры NAF для световода.
Когда все перечисленные
меры приняты, пропускание
Рис. 2.
световода составляет 92%, что
Обуглившиеся частицы ткасоответствует потерям на отней, копоти на стенке ларажение на входном и выходзерного канала нижней челюном торцах световода. Налисти человека (окраска гемачие пространственного фильтоксилином и эозином, ув.
тра гарантирует надежную рах90, обработка на воздухе)
боту лазерной системы при
всех частотах следования лазерных импульсов.
В экспериментальных исследованиях использовались образцы трупной ткани нижних челюстей человека (сухая кость) и собаки (кость сохранялась в формалине). Сверление кости производилось на воздухе Рис. 3.
или в воде в шахматном порядке посредством прямого Костные микроотломки среди обуглившихся тканей на
контакта выходного конца гибкого волоконного све- стенке лазерного канала нижней челюсти человека (октовода с диаметром светопроводящей жилы 0,6 мм. раска гематоксилином и эозином, ув. *90, обработка на
После нескольких лазерных импульсов, которые мог- воздухе)
16
СОВРЕМЕННАЯ СТОМАТОЛОГИЯ № 11997 16
Оригинальные исследования
На рис. 4 видны тонкие коллагеновые волокна между
стенкой канала и частицами сгоревшей ткани в межуточном веществе, при этом базофильная зона в ткани
плавно переходит в нормальную костную ткань (обработка на воздухе). При обработке в воде (рис. 5) доля
сохранившихся коллагеновых волокон значительно увеличивается. Это означает, что при лазерном сверлении
имеется основа для регенеративных процессов при работе с живой тканью. Можно также ожидать существенно меньшего травматизма по сравнению с использованием механического бора.
РИС. 6.
Поперечный срез лазерного канала. Видны тонкая зона
обугливания, сливающаяся с более широкой зоной базофилии, трещины в компактном костном веществе; просвет
канала чистый (окраска гематоксилином и эозином, ув.
х35, обработка на воздухе)
Рис. 4.
Межуточное вещество с тонкими коллагеновыми волокнами между стенкой лазерного канала и частицами обуглившихся тканей на стенке лазерного канала нижней челюсти собаки (окраска гематоксилином и эозином, ув. х200,
обработка на воздухе)
Рис. 7.
Поперечный срез лазерного канала с ровными стенками.
Полость канала содержит костные микроотломки и детрит. Зоны обугливания и базофилии отсутствуют (окраска по Ван-Гизону, ув. х35, обработка в воде)
ки уходило 1,5—2,0 мин при энергии импульса излучения 2,0—2,5 Дж и частоте следования импульсов 20—25
Гц, пока начиналось сверление зуба.
Экспериментальные данные позволяют предположить
следующий механизм лазерного сверления зубной и костной ткани под действием инфракрасного излучения
АИГ:Nd-лазера, который в значительной степени совпаРис. 5.
Межуточное вещество с тонкими коллагеновыми волок- дает с механизмом дробления почечных камней [3]. Изнами между стенкой лазерного канала и частицами обуг- вестно, что зубы и кости представляют собой весьма
лившихся тканей на стенке лазерного канала нижней че- сложные биологические структуры, состоящие из оргалюсти собаки (окраска по Ван-Гизону, ув. х90, обработка нических и неорганических соединений с большим содержанием воды. Во многих случаях начальный коэфв воде)
фициент поглощения ткани при >.=1064 нм может быть
При оптимизации лазерного воздействия на костную достаточно малым. По этой причине несколько первых
ткань диаметр лазерного канала оказывается близким к ди- лазерных импульсов не приводят к появлению заметаметру световода (рис. 6, 7). При обработке в воде может ных изменений в кости. Однако в действительности набьггь получен лазерный канал, в котором практически личие даже небольшого поглощения в объеме кости приводит к локальному повышению температуры, которое
отсутствуют зоны обугливания и базофилии (рис. 7).
Следует отметить, что уровень лазерной энергии, при способствует определенным структурным изменениям
котором имело место лазерное сверление ткани кости органических компонентов кости и возрастанию коэфчелюсти, был в 1,5—2 раза выше для воды по сравнению фициента поглощения. Как результат — более интенс воздухом. Так, на воздухе порог сверления кости че- сивное тепловыделение в зоне воздействия последуюлюсти составлял примерно 0,3 Дж, в воде он возрастал щих лазерных импульсов. Когда локальное выделение
до 0,5—0,7 Дж. Особенно высоким был порог лазерного тепла за время действия лазерного импульса приводит к
сверления для зубной ткани. На сверление клыка соба- повышению температуры до 10&*С и выше, происходит
16 СОВРЕМЕННАЯ СТОМАТОЛОГИЯ № 11997
17
Оригинальные исследования
микровскипание воды, входящей в состав кости, и на
ее поверхности. Наконец возрастание температуры костных структурных элементов становится достаточным для
появления в зоне лазерного воздействия ярко излучающей плазмы. Давление светящегося газа в полости, ограниченной костной тканью, Становится выше предела
прочности структурных элементов кости. Полость разрушается с интенсивным выходом газа и генерацией звука. После того как полость разрушилась, плазменный
пузырек продолжает поглощать энергию лазерного импульса и расширяется, преодолевая сопротивление
костной ткани и воды (в том случае, когда воздействие
производится в водной среде), его ограничивающих.
При обработке в воде, по окончании лазерного импульса, в результате охлаждения плазмы исчезает яркое свечение, давление в паро-газовом пузырьке резко падает, наступает его кавитационное схлопывание,
которое сопровождается генерацией интенсивных гидродинамических и акустических волн, также ведущих к
фрагментации костной ткани.
Таким образом, наши исследования показали, что ИК
излучение (Х=1064 нм) лазера на AHHNd, работающего
в режиме свободной генерации с длительностью импульса
100—120 мкс, при транспортировке излучения посредством оптического световода обеспечивает эффективное свержение костной и зубной ткани при обработке в
воздухе и воде. Основными причинами, способствующими эффективному сверлению зубной и костной ткани под воздействием ИК излучения лазера на АИГ:№,
являются, во-первых, увеличение коэффициента поглощения ткани в результате лазерного воздействия; вовторых, механические напряжения, возникающие в
объеме зубной и костной ткани при микровскипании
воды, которая входит в состав живых тканей; в-третьих,
воздействие гидродинамических ударных волн, генерируемых при возникновении и схлопывании паро-газовых пузырьков.
Оптимизация процесса лазерного сверления позволила получить образцы отверстий предельно низким
уровнем обугливания и низким уровнем травматизма для
окружающих тканей. Это обусловлено тем, что в данном
случае разрушение и удаление костной ткани из ЗОНЫ
лазерного воздействия являются результатом лазерной
абляции и генерации ударных волн.
ЛИТЕРАТУРА
1. Наконечный В. В. Высокоэнергетический лазер в комплексном лечении больных с хроническим остеомиелитом нижней челюсти: Авгореф. дне. ... канд. мед. наук. — Калинин,
1989.— 18 с.
2. Лрохончуков А. А. // Стоматология. — 1987, т № 6. —
Gs 76-78.
3. Титова А. Т. Ц Труды Ленинградского НИИ травматологии и ортопедии. — Л., 1967. — Вып. 9. — С. 80—89.
4. Batishche S. А. // SPIE. - 1994. - V. 2370. - Р. 549-553.
Kole И. Chirurgische eingriffe eim obeikiefer zur Korrektu
von Gebifl anomalien. — Leipzig, 1968, — S. 1746.
Поступила 10.01 97