激光治疗龋齿的方法、 实现该方法的生物材料及其用途 【技术领域】
本发明属于牙科学领域， 特别是兼具预防和矫正作用的牙腔临床治疗。技术背景 牙釉质是最坚硬、 最矿化的人体组织 ； 其力学性质、 物理性质和化学性质取决于其 相应包括的矿物组成和其结构顺序 ([1])。
牙釉质在去矿化作用和再矿化作用 ([4] 和 [5]) 中均很重要 ； 这些动态性质取决 于其多孔性和电化学特性 ([6] 和 [7])。
羟磷灰石形式的磷酸钙磷灰石是牙釉质的基本成分 ([2])。羟磷灰石晶体是紧密 排列的棱柱状结构， 且垂直于外表面设置。这一结构排列使牙齿具有相当的机械抗力 ( 图 1 和图 2)。
位于棱柱间空间的釉质中少量的有机物质 ( 结构蛋白质， 脂质和碳水化合物 ) 可 能在这样一种刚性结构的塑性中起重要作用 ([3])。
然而， 釉质同时也是一个有机组织， 其既参与了从唾液中转运离子与溶液， 也参与 了去矿化和再矿化的过程 ([4] 和 [5])。
此类动态性质取决于釉质的多孔性和电化学特性， 即， 其膜电位和固定电荷的电 化学特性 ([6] 和 [7])。
关于始于上个世纪 70 年代的激光辐射对牙釉质影响的研究领域， 其近年来成为 了许多研究项目的主题 ([2]、 [8]、 [9] 和 [10])。一些先前的牙科学刊物使用了若干种激 光， 主要有二氧化碳 (CO2)， 钕钇铝柘榴石 (Nd:YAG)， 氩 (Ar) 或铒钇铝柘榴石 (Er:YAG) 激 光， 它们均根据期望的结果在各种场合中使用 ([11]~[17])。
对于钕钇铝柘榴石激光， 其通常用于软组织 ( 外科手术 ) 而极少用于硬组织， 因 为， 当其以这种方式使用时， 为增加吸收能量， 需要事先用着色剂对其应用的釉质进行涂层 上色。由于这些着色剂会残留在坚硬结构上， 就造成了极不美观的效果， 更有甚者， 在暴露 和激光辐射之后牙釉质上会产生众多裂缝 ([18]， [19] 和 [20]) ( 图 2-10)。
这些不良效果限制了对那些本可以用于硬组织牙科应用的激光的科学研究进程， 特别是钕钇铝柘榴石激光。 对此， 必须意识到一个事实， 即钕钇铝柘榴石激光在牙科学上的 应用一直以来仅限于在待处理组织上的直接应用， 且之前从未被用于辐射以及牙科粘合和 修复材料的微熔合。
在本发明中， 通过使用特定改进与新参数， 事前在牙齿上用吸收性着色剂进行涂 层上色已变得不再必要， 同时也阻止了在用钕钇铝柘榴石激光治疗后在牙釉质上出现裂 缝。
对于牙腔的矫正治疗， 人类牙齿的修复与粘合通常采用那些在组成、 硬度、 抗磨损 性及美观性等方面与牙齿性质不同的材料 ( 银汞合金、 复合树脂、 复合材料、 玻璃离聚物 ) ([21])。
如众多作者所述， 目前使用的所有材料对牙髓多少都有毒性， 且其中的一些对人
体也有毒性 ([22]) ； 因此， 存在关于银汞合金中汞蒸气的毒性以及树脂、 裂缝、 密封剂和复 合材料的雌激素特性的争论。
目前， 汞合金和复合材料分别以机械保持和粘合的方式通过固定应用于牙齿 ([23] 和 [24])。
羟磷灰石是天然存在且应用于工业中的一种矿物质， 其化学组成与牙釉质相同且 与牙本质十分类似， 两者的成分同属磷灰石家族， 因此其组成、 硬度、 耐磨性和美观性等方 面都与牙齿实际上相同 ([24])。
此外， 矿物羟磷灰石是无任何毒性的， 这就避免了现有材料可能引起的临床上的 失败 ([25])。
基于上述理由， 矿物羟磷灰石被认为是理想的修复和粘合用新材料， 因为牙齿就 是由该矿物质构成的 ( 釉质和本质 )， 尽管这些在釉质中结晶为棱晶形式。
因此可采用微熔合的方式 ( 激光辐射 ) 实现到牙齿的固定， 即， 通过熔合到牙齿使 其成为牙齿的一部分 ； 该固定要远优于汞合金、 玻璃离聚物和复合材料的机械保持与粘合 固定 ([24] 和 [26])。该方法是本发明应用的一方面。
基于上述考量， 本文提供一种兼具预防和矫正作用的新方法， 可替换现有技术用 于口腔治疗， 因为其克服了现有技术的缺陷。一方面， 本发明包括将一种新技术， 钕钇铝柘 榴石激光， 用于牙齿表面或釉质以预防龋齿。 另一方面， 所述激光还可用于优选包含羟磷灰 石的生物材料， 所述羟磷灰石用作一种新的牙科修复和粘合材料， 且其在使用激光之前施 用于待治疗的牙齿表面。 在这两种情况下， 激光辐射都在特定条件和参数下进行， 以使其与 其他发明相比具有明显的优势。 在这方面， 欧洲专利申请 EP0392951A2 公开了一种类似于本发明的口腔治疗方 法。 然而， 两种方法具有明显的差异， 且本发明相较所述欧洲专利申请的成就具有明显的进 步； 此外， 两篇文献中公开的方法和材料之间也可观察到明显的技术差异。 其主要区别总结 如下 ： EP0392951A2 公开的方法与仪器是特别针对牙腔的矫正治疗设计的， 这与不 发明不同， 本发明还进一步展示了预防治疗的功能。
EP0392951A2 所述结果不如通过本发明所得到的有说服力 ( 前者有时 没有获得预期的结果 )。
EP0392951A2 公开的发明的激光束不具备可变的聚焦好散焦系统， 即， 其总是聚焦的。
EP0392951A2 公开的方法会产生此类牙科治疗具有的所有不良副作 用： l 其熔化叠加片形式的牙釉质和羟磷灰石， l 在其施用的表面形成凹陷， l 由于生物材料和牙齿的骤热骤冷形成大裂缝， l 由于俘获杂质和着色剂， 其使治疗材料的外形不美观。
EP0392951A2 公开的方法导致牙齿脆性增加。
EP0392951A2 的方法导致菌斑容易累积， 且乳酸将渗透滤过进入产生的 裂缝中 ； 为此， 更大尺寸的牙腔将反复产生并复发。
EP0392951A2 公开的方法导致激光辐射的强烈反射， 由于其未把待处理 的矿物表面进行分离， 这将导致随后需调高激光强度， 伴随而来的是更明显的副作用。
EP0392951A2 公开的牙腔矫正治疗用糊剂的组成为 ： 80% 陶瓷 ( 该材料 与形成牙齿的材料在结构与组成上有很大区别 )， 以及仅 20% 的矿物羟磷灰石， 其应该是糊 剂组合物中最重要的组分， 因为牙齿全部是由该矿物 ( 来自磷灰石家族 ) 构成的。 发明内容 本发明涉及一种治疗牙腔的方法， 其特征在于包含至少一个步骤， 其中牙齿表面 或牙釉质用钕钇铝柘榴石激光进行辐射。优选地， 牙齿表面或牙釉质在多焦点多焦距的条 件下受钕钇铝柘榴石激光辐射， 所述焦点是可变的且可从激光束的最大聚焦到完全散焦的 范围内随意调节。
可变的聚焦散焦可随意调节， 且发生在钕钇铝柘榴石激光传导的光纤上。可在激 光束上随意使用不同种类的聚焦和调焦这一事实有助于消除并预防许多在骤热变 ( 加热 和冷却 ) 时发生的不良副作用， 而所述骤热变是由对牙釉质表面的辐射引起的 ( 同时， 正如 在下文优选实施方式中可以看的那样， 对所述表面施用的生物材料进行辐射同样会引发骤 热变 )。该不良副作用会在激光束聚焦时发生， 最严重的副作用如下 ： 1. 由于骤热， 在治疗表面的熔融釉质形成叠加片的过程中出现凹陷。
2. 由于骤冷， 在同一表面出现大小不定的裂缝。
3. 杂质和着色剂被俘获并掺入釉质中， 导致外形的不美观。
任意调节激光束焦点或聚焦的这一可能性将使针对牙腔的预防性或矫正性治疗 及其应用摆脱所有的不良副作用， 从而得到微观、 均一、 平滑、 防水且十分美观的微熔合， 所 有这些都会增强釉质的硬度和微硬度 ( 同时， 正如在下文中即将看到的那样， 同样适用于 施用于釉质的生物材料 )。
在一优选的实施方案中， 牙齿表面或牙釉质接受钕钇铝柘榴石激光辐射的密度为 2 3-30J/mm ， 包括两个界限值， 且更优选地， 4J/mm2。 在另一优选实施方案中， 激光的辐射频率 为 1-10kHz， 包括两个界限值， 且更优选 1kHz。
同 样 优 选 地， 牙齿表面或牙釉质接受钕钇铝柘榴石激光辐射的脉冲能量为 1-10mJ/ 脉冲， 包括两个界限值， 且更优选地， 2mJ/ 脉冲。
在另一优选实施方案中， 激光辐射的光斑尺寸在 1mm 到 6mm 之间， 包括两个界限 值， 且更优选地， 3mm 或 5mm。
在另一优选的实施方案中， 公开的方法的特征在于牙齿表面或牙釉质接受钕钇铝 柘榴石激光辐射的曝光时间在 1 秒到 6 秒之间， 包括两个界限值， 且更优选地为 2 秒。
同 样 优 选 地， 牙齿表面或牙釉质接受钕钇铝柘榴石激光辐射的峰值功率为 70-125kW， 包括两个界限值， 且更优选地， 120kW。
在本方法的另一优选的实施方案中， 牙齿表面或牙釉质接受钕钇铝柘榴石激光辐 射的脉宽在 100-130ns 之间， 包括两个界限值， 其更优选地为 110ns。
另一激光辐射的优选条件为其平均能在 10-50W 之间， 包括两个界限值， 且更优选 地为 13W。
优选地， 牙齿表面或牙釉质接受的钕钇铝柘榴石激光辐射每次施用的总能量在
15-220J 之间， 包括两个界限值， 且更优选地为 26J。
在治疗牙腔的方法的一个特定实施方式中， 所述钕钇铝柘榴石激光辐射具有如下 参数 ： 密度 ： 3-30J/mm2， 包括两个界限值， 频率 ： 1-10kHz， 包括两个界限值， 脉冲能量 ： 1-10mJ/ 脉冲， 包括两个界限值， 光斑尺寸 ： 在 1-6mm 之间， 包括两个界限值， 曝光时间 ： 在 1-6s 之间， 包括两个界限值， 峰值功率 ： 在 70-125kW 之间， 包括两个界限值， 脉宽 ： 在 100-130ns 之间， 包括两个界限值， 平均能 ： 在 10-50W 之间， 包括两个界限值， 且 每次施用的总能 ： 在 15-220J 之间， 包括两个界限值。
在另一特定实施方式中， 辐射参数如下所示 ： 2 密度 ： 4J/mm ， 频率 ： 1kHz， 脉冲能量 ： 2mJ/ 脉冲， 光斑尺寸 ： 3mm， 曝光时间 ： 2s， 峰值功率 ： 120kW， 脉宽 ： 110ns， 平均能 ： 13W， 且 每次施用的总能 ： 26J。
在另一特定实施方式中， 激光辐射参数为 ： 2 密度 ： 4J/mm ， 频率 ： 1kHz， 脉冲能量 ： 2mJ/ 脉冲， 光斑尺寸 ： 5mm， 曝光时间 ： 2s， 峰值功率 ： 120kW， 脉宽 ： 110ns， 平均能 ： 13W， 且 每次施用的总能 ： 26J。
优选地， 在该方法中， 在激光辐射前， 使用酸将待处理的牙齿表面或釉质浸蚀 0.5-2 分钟， 这主要是为了减少其对光的反射。所述酸优选正磷酸， 且浸蚀时间为 1 分钟。
目前公开的方法完全是用于牙腔的预防治疗。 如在其中添加一步——在钕钇铝柘 榴石激光辐射前在牙齿表面或釉质或牙本质上施用生物材料， 则所述方法还可用于牙腔的 矫正治疗。所述生物材料优选以层的方式使用， 厚度在 0.5-2mm 之间， 包括两个界限值， 且 更优选地， 厚度为 1mm。
若在待治疗的牙齿表面或釉质上施用了生物材料， 则两者 ( 生物材料和牙齿表面 ) 受到的钕钇铝柘榴石激光辐射是多焦点多焦距的， 其是可变的且可随意的从激光束的 最大聚焦到完全散焦进行调节。这样， 生物材料覆盖到牙齿表面或牙本质上接受辐射和聚 焦， 直至通过微熔合得到完全固定。 正如上文在牙腔预防治疗中提及的那样， 变化的聚焦散 焦可随意调节， 且发生在钕钇铝柘榴石激光传导的光纤上。可在激光束上随意使用不同种 类的聚焦和焦点的这一事实有助于消除和避免上文在描述预防治疗特性时中列举过的那 些不良副作用。
在一优选的实施方式中， 激光辐射的参数为 ： 2 密度 ： 28J/mm ， 频率 ： 5kHz， 脉冲能量 ： 8mJ/ 脉冲， 光斑尺寸 ： 3mm， 曝光时间 ： 5s， 峰值功率 ： 72kW， 脉宽 ： 120ns， 平均能 ： 40W， 且 每次施用的总能 ： 200J。 优选地， 在施用生物材料前， 需清除腐烂组织 ； 且更优选地， 所述清除使用水冷涡 轮机带动的金刚钻和碳化钨进行。
优选地， 在清除腐烂组织后、 施用生物材料之前， 待治疗的牙齿区域采用优选正磷 酸的酸进行轻微浸蚀， 持续时间在 20 秒到 1 分钟之间， 优选牙釉质 30 秒， 牙本质 15 秒。
在另一优选实施方案中， 目前公开的牙腔的矫正治疗方案包含如下步骤 ： 清除腐烂组织 ； 使用正磷酸轻微浸蚀待治疗的牙釉质表面或牙本质 ； 在上述表面上施用生物材料， 且 采用具有如下参数的钕钇铝柘榴石激光辐射 ： 密度 ： 28J/mm2， 频率 ： 5kHz， 脉冲能量 ： 8mJ/ 脉冲， 光斑尺寸 ： 3mm， 曝光时间 ： 5s， 峰值功率 ： 72kW， 脉宽 ： 120ns， 平均能 ： 40W， 且 每次施用的总能 ： 200J。
本发明还涉及用于上述矫正治疗的牙科粘合和修复的生物材料， 其特征在于其至 少由矿物羟磷灰石构成。
优选地， 羟磷灰石的重量含量至少为 75%。
为了便于应用， 所述生物材料优选由一种糊剂组成， 所述糊剂至少包含与明胶混 合的、 致密的、 粉末状的且微粒化的矿物羟磷灰石。
在一具体实施方案中， 羟磷灰石可与利于其施用的其他物质混合， 且在钕钇铝柘 榴石激光辐射后没有残留。其中一个实例为使用明胶。 附图说明 图 1 扫描电镜 (SEM) 照片 ： 人牙釉质的正常外观。结构分布为垂直于外表面的棱 柱形式。
图 2. SEM ： 人牙釉质的正常外观。羟磷灰石棱柱的分布是垂直于外釉质表面的， 其使牙齿具有相当的机械抗力。
图 3. 为增加激光吸收能量而浸透着色剂的牙齿 ( 门牙 )。该牙齿上使用的着色 剂为墨汁。
图 4. 在环氧树脂上制备的具有吸收性着色剂 ( 墨汁 ) 的牙齿。
图 5. 激光辐射后釉质的不美的外观。着色剂残留在牙釉质的坚硬结构中。
图 6. SEM ： 以片层形式经激光熔合的釉质的重叠效应。产生的裂缝的外观。
图 7. SEM ： 激光辐射后出现的釉质裂缝的外观。
图 8. SEM ： 熔合、 压紧的釉质片层状的外观， 以及激光辐射后产生的裂缝。
图 9. SEM ： 使用激光后在釉质中产生的裂缝的外观。
图 10. SEM ： 熔合釉质的外观和使用激光后立即产生的裂缝。
图 11. SEM ： 制备牙齿样品后正常釉质表面的外观。
图 12. 完全被耐酸蜡覆盖并在釉质上留出两个窗口的牙齿 ( 犬齿 )， 一个是对照 窗， 一个是钕钇铝柘榴石激光用窗口。
图 13. 事先从牙根处分离出的牙冠 ( 臼齿 )， 其上全部由耐酸蜡涂覆， 仅在釉质上 留出两个窗口， 一个对照窗口， 一个钕钇铝柘榴石激光用窗口。
图 14. SEM ： 在经激光处理 ( 微熔合釉质 ) 的上部区域出现了釉质表面结构特征 的消失， 而在未经处理的下部区域则保留了该结构特征。使用激光后未出现裂痕。
图 15. SEM ： 在经激光处理 ( 微熔合釉质 ) 的上部区域出现的釉质表面结构特征 消失的情况， 而在未经处理的下部区域则保留了该结构特征。 使用激光辐射后未出现裂痕。
图 16. SEM ： 经激光处理的下部区域上釉质微熔合的外观。其未伴随裂缝的形成。
图 17. SEM ： 牙釉质的正常结构分布， 由釉面横纹表示， 即形成小波浪状。
图 18. SEM ： 牙釉质的正常结构分布， 由釉面横纹表示， 即形成小波浪状。
图 19. SEM ： 牙釉质的正常结构分布， 由釉面横纹表示， 即形成小波浪状。
图 20. SEM ： 牙釉质的正常结构分布， 由釉面横纹表示， 即形成小波浪状。
图 21. SEM ： 环氧树脂中的牙齿 ( 臼齿 )， 用于粗糙度测量。
图 22. SEM ： 激光产生的釉质棱柱的表面微融合以及粗糙度和表面粗糙度的消失。
图 23. SEM ： 由于钕钇铝柘榴石激光处理产生的微熔合， 造成釉质棱柱表面结构的 消失。有粗糙度和表面粗糙度的消失。
图 24. 牙齿样品 (a)， (b) 和 (c) 的粗糙度分布图。
图 25. SEM ： 由激光熔合后的矿物羟磷灰石的无定形态、 致密、 紧凑的结构， 其用于 牙齿粘合和修复材料。
图 26. SEM ： 左侧区域为经由激光熔合的矿物羟磷灰石及其与右侧未处理区域牙
釉质间的连接， 右侧区域具有正常的表面特性。处理区完全未发现裂缝。
图 27. SEM ： 下侧区域为经由激光熔合的矿物羟磷灰石及其与右侧未处理区域牙 釉质间的连接， 上侧区域具有正常的表面特性。处理区完全未发现裂缝。
图 28. SEM ： 由激光熔合的矿物羟磷灰石， 其具有无定型的表面外观。
图 29. SEM ： 经激光处理过的上部区域未出现裂缝 ； 可以观察到经由羟磷灰石熔 合与下部区域的正常牙釉质的连接。
图 30. Zeiss 偏振光光学显微镜 ( 德国 )， 用于牙齿的低倍放大研究。
图 31. 光学显微镜 (O/M) ： 可以观察到熔合矿物羟磷灰石的微熔合连接区域 ( 箭 头 ) 和两种粘合材料 ( 其中一种用蓝色胶标示 ) 中的牙齿结构 ( 牙本质和牙釉质 )。
图 32. O/M ： 可以观察到熔合矿物羟磷灰石的微熔合连接区域 ( 箭头 ) 和一种粘 合剂中的牙齿结构 ( 牙本质和牙釉质 )。未观察到糊剂中的明胶残留。
图 33. O/M ： 可以观察到熔合矿物羟磷灰石的微熔合连接区域 ( 箭头 ) 和一种粘 合剂中的牙齿结构 ( 牙本质和牙釉质 )。未观察到糊剂中的明胶残留。
图 34. O/M ： 可以观察到熔合矿物羟磷灰石的微熔合连接区域 ( 箭头 ) 和一种粘 固剂中的牙齿结构 ( 牙本质和牙釉质 )。 图 35. O/M ： 可以观察到熔合矿物羟磷灰石的微熔合连接区域 ( 箭头 ) 和一种粘 固剂中的牙齿结构 ( 牙本质和牙釉质 )。
图 36. O/M ： 可以观察到熔合矿物羟磷灰石 （H） 的微熔合连接区域 ( 箭头 ) 和修复 中的牙齿结构 ( 牙本质和牙釉质 )。
图 37. O/M ： 可以观察到熔合矿物羟磷灰石 （H） 的微熔合连接区域 ( 箭头 ) 和修复 中的牙齿结构 ( 牙本质和牙釉质 )。
具体实施例
实施例 1 牙腔的预防治疗 对在人牙齿表面或釉质上使用钕钇铝柘榴石激光的效果的研究 样本的特性和处理 为了实施本发明的方法， 通过正畸理由选取并基于一定依据仔细选定一个由 400 个健 康人的牙齿组成的样本， 所述依据为这些牙齿不存在任何能够掩盖治疗带来的形态学效果 的损伤。
牙齿在 4℃下用含 2.5% 戊二醛的 0.1M 磷酸钠缓冲液 (pH 7.02) 固定 12 小时。然 后， 用同一缓冲液冲洗 3 次， 每次 10 分钟， 随后再用蒸馏水冲洗 ([28])。
随后， 用 12% 次氯酸钠冲洗 1 小时， 以去除表面的有机物， 最后， 所有牙齿都用 0.5M 正磷酸溶液轻微浸蚀 1 分钟， 随后用足量蒸馏水冲洗 ([28]、 [29]、 [30] 和 [31]) ( 图 11)。
上述样本中的 400 颗牙齿用耐酸蜡涂覆， 并在每颗牙齿的釉质上留出两块未涂覆 的正方形窗口 ： 其中一个用作对照， 另一个则用钕钇铝柘榴石激光辐射 ( 图 12 和 13)。
完成上述操作后， 每颗牙齿都在 37℃下单独置于 50ml 去矿化溶液中 60 天， 以形成 人工龋洞损伤， 所述去矿化溶液包含 5% 羟乙基纤维素， 0.1M 乳酸， 1.5mM 氯化钙和 1.5mM 骨 磷酸钠。
钕钇铝柘榴石激光辐射条件 ：试样中 400 颗牙齿每个上相应的窗口接受 Quanta-Ray( 英国 ) 公司的 DCR-2 Nd ： YAG 实验室激光系统的辐射。
激光辐射采用如下参数 ： 密度 ： 4J/mm2, 频率 ： 1kHz, 脉冲能量 ： 2mJ/ 脉冲 , 光斑尺寸 ： 3mm, 曝光时间 ： 2s, 峰值功率 ： 120kW, 脉宽 ： 110ns, 平均能 ： 13W, 每次施用的总能 ： 26J。
处理后测量 采用扫描电子显微镜分析仪观察 ： 全样本中， 根据常规 SEM 检查方法随机处理 300 颗牙齿， 在型号为 SC5.000( 荷兰 ) Bio-Rad 金属处理仪中用金涂覆或处理。
该 牙 齿 样 本 用 Philips 515 SEM( 荷 兰 ) 在 20kV 下 检 查， 同时使用的还有 Philips( 荷兰 ) 公司 SEM 用的 Edax 化学元素分析仪。
硬度测量 ： 使用另一个由 100 颗牙齿组成的样本， 它们未进行 SEM 检查。每颗牙齿都嵌入环氧树 脂中， 以使得损伤与正常釉质内层的一部分横截面暴露出来。
该表面使用金相纸格连接至 Buehler Motopol 8 抛光机 ( 德国 )。
随后， 依次使用 15mμ、 6mμ 和 1 mμ 的 Buehler 金刚石磨料 （德国） 对它们进行抛 光， 其后再在 Buehler 抛光布 ( 德国 ) 上用 Buelher Metadi 金刚石喷雾 （spray） ( 德国 ) 进行抛光。
在 Matsuzawa MTH-1( 日本 ) 上使用负载 10-g 的金刚石针尖。使用下式计算 KDN 硬度结果 ：KHN=14230×F/L 2其中 L 是金刚石上每个凹陷的进入长度， 以微米为单位， F 是以克为单位的作用力。
处理结果 ： 激光处理后最显著的结构或改变是晶体表面结构特征 ( 棱柱 ) 的丧失， 这是由于釉质 的熔合 ( 图 14， 15 和 16)。这些改变不会伴随裂缝的形成。
在对照组的釉质窗口 ( 未处理 ) 中总是会出现作为损伤的人工龋洞的形成 ； 而在 激光辐射的窗口中完全抑制了该形成的出现。
经激光处理和未经处理的釉质的微硬度特征随硬度值而有所不同， 可在经激光处 理的窗口的釉质中清楚地观察到 KHN 的大幅增加， 即更高的硬度 ； 同样地， 在未处理窗口的 对照釉质中能观察到 KHN 的明显减少 ( 更低的硬度 )。
似乎可以接受的是测量到的硬度值与釉质中矿物含量之间存在比例关系 ； 同时， 从得到的概况来看， 我们可以假设对釉质渗透性的改进在这些过程中起重要作用， 这一假设已在多名作者的文章中被广泛讨论 ([32]、 [33]、 [34] 和 [35])。
这一结果的出现是由渗透性的改变和在溶液中的固有抗酸性的增强联合导致的。 因此， 在所述条件下经钕钇铝柘榴石激光处理的釉质的溶解性降低， 消除了孔洞或通向更 深层区域的路径空间， 故阻止了这些区域与去矿化溶液 ( 它会产生人造龋洞损伤 ) 间的离 子交换。基于所有这些理由， 其预防并避免了龋洞损伤的形成。
实施例 2 牙腔的预防治疗 在人类牙齿表面或釉质上施用的钕钇铝柘榴石激光的物理 - 机械效应的研究 样本性质和处理 在本研究中使用了 460 颗健康牙齿的总样本， 其中随机选择 230 颗进行测量， 而另外 230 颗则用做对照样本。 如前述实施例一样， 它们都被谨慎的挑选以确保不会有掩盖处理效 果的损伤。
选作测量用的牙齿采用 12% 次氯酸钠清洁 1 小时， 以清除其表面的有机物质。随 后， 用蒸馏水冲洗， 切下釉冠并使其与牙根分离。
在 230 颗牙齿中， 随机取 150 颗牙冠用于微硬度测量， 且另一个由 80 颗牙冠组成 的样品用于选择渗透性和渗透性的研究。
硬度测量样本中的牙齿在 Buehler Motopol 抛光机 ( 德国 ) 上采用抛光纸沿着 与棱柱垂直的方向 ( 平行于表面 ) 进行抛光， 以得到一小块平台， 随后依次使用 15 mμ、 6 mμ 和 1 mμ 粒径的 Buehler 磨料 ( 德国 ) 进行抛光， 接着在 Buehler 抛光布 ( 德国 ) 上 用 Buehler Metadi 金刚石喷雾 ( 德国 ) 进行抛光。
渗透性研究样本中的牙齿嵌入环氧树脂中， 随后进行抛光。接着， 使用 Buehler Isometo 低速锯或切割工具 （德国） 切出一个 800- mμ 的截面并安装到一个电池浓缩液中。
激光辐射条件 ： 选做测量样本的 230 颗牙齿接受 Quanta-Ray( 英国 ) 公司的 DCR-2 Nd:YAG 实验室激 光系统的辐射。
激光辐射采用如下参数 ： 密度 ： 4J/mm2, 频率 ： 1kHz, 脉冲能量 ： 2mJ/ 脉冲 , 光斑尺寸 ： 5mm, 曝光时间 ： 2s, 峰值功率 ： 120kW, 脉宽 ： 110ns, 平均能 ： 13W, 每次施用的总能 ： 26J。
处理后测量 ： 微硬度测量 ： 为测量微硬度， 在 Matsuzawa MTH-1 机器 ( 日本 ) 上使用 50-g 负载下的 Knoop 金刚石。
Knoop 硬度值基于金刚石上每个凹陷的长度进行计算， 如下式 ：KHN=14,230×F/L 2其中 F 是以克为单位的作用力， L 是金刚石造成的凹陷的长度， 以微米为单位。
以 150mμ 在每颗牙齿的平台上做出 20 个凹陷， 凹陷之间由规则的空间间隔分开。
由同一操作人员进行经激光处理的釉质的硬度测量， 且在未处理釉质的凹陷附近 处进行， 以将实验误差降低到最小。
选择渗透性研究 ： 在所有实验中， 电磁场 (e.m.f) 用如下类型的电池浓缩液测量 ： 参照电磁场 // 溶液 1 / 膜 - 釉质 / 溶液 2 // 参照电磁场 Ag+/AgC // / / // Ag+/AgC. 其中双竖线表示 Clk 会聚点的位置。穿膜电势用 Hipotest 高阻抗记录电势计测量， 型 号为 PE-W( 比利时 )。
所有溶液均采用分析试剂级的盐和蒸馏水配制。其中的 25 用磷酸钠缓冲至 pH=7.02， 缓冲离子对电磁场的影响忽略不计。
计算基于 Teorell-Meyer-Sievers 理论 (TMS 理论 )， 其描述了离子通过荷电多孔 膜的传送， 所述多孔膜的表面与含相同电解质的溶液间存在平衡关系。总的膜电势 E 可按 下式计算 ：其中 R 为气体常数， F 是法拉第常数， U=(D-1/D+1)， a 和 X 为膜电荷， X 和 D 采用互 动最小调整法测定。
处理结果 未经激光处理的膜电势为正， 且当 KCl 浓度增加时正值增大。
当釉质膜经激光处理后， 膜电势变得高于在对照样品的天然膜中测得的电势， 这 意味着釉质膜的选择渗透性受到了激光辐射的影响。
在未经激光处理的健康釉质对照样品中获得的微硬度值在 340-388 之间 ； 这些数 值与之前其他作者发表的内容是一致的 ([36] 和 [37])。
在样本中所有牙齿上我们都观察到了当在施用激光后测量时， Knoop 硬度会增加。 这些增加是显著的， 且当它们的值与处理前的相应牙釉质的初始硬度进行关联时， 总能观 察到。
我们观察并示出， 高的初始硬度值相当于硬度的特定增加 ； 而较低的初始硬度则 相当于在激光辐射后硬度的大幅增加。
实施例 3 龋齿的预防处理 在人类牙齿表面或釉质上施用的钕钇铝柘榴石激光的形态学效应的研究 样本特性和处理 为开展这一研究， 使用了一个 350 个人类牙齿的样本， 所述样本通过正畸理由选取。样 本经慎重挑选， 以确保它们没有会掩盖处理带来的形态学效应的损伤。
从选出的所有牙齿中， 随机挑选 250 颗牙齿作为样本， 在唇和前庭表面进行激光 处理， 余下的 100 颗牙齿用作对照样本。
激光处理样本中的 250 颗牙齿在 4℃下用含有 2.5% 戊二醛的 0.1M 磷酸钠缓冲液 (pH=7.02) 处理 12 小时。随后， 用相同的缓冲液冲洗牙齿， 每颗牙齿洗 10 分钟， 接着用蒸馏水冲洗。之后， 用 12% 次氯酸钠清洁牙齿 1 小时， 以清除其表面上的有机物， 最后， 用 0.5M 正磷酸浸蚀 1 分 钟并用足量蒸馏水清洗。
激光辐射条件 ： 用酸浸蚀过的 250 颗牙齿接受 Quanta-Ray( 英国 ) 公司的 DCR-2 Nd:YAG 实验室激光 系统的辐射。
激光辐射采用如下参数 ： 密度 ： 4J/mm2, 频率 ： 1kHz, 脉冲能量 ： 2mJ/ 脉冲 , 光斑尺寸 ： 5mm, 曝光时间 ： 2s, 峰值功率 ： 120kW, 脉宽 ： 110ns, 平均能 ： 13W, 每次施用的总能 ： 26J。 使用 Siemens LGK 7672 Helium-Neo 激光器 (Meinchen， 德国 ) 在处理区域将钕钇 铝柘榴石激光束具现化并定位。
处理后测量 用扫描电子显微镜观察 ： 采用常规 SEM 方法处理牙齿， 并使用型号 SC 5000( 荷兰 ) 的 Bio-Rad 喷雾器进行涂覆 或用金涂覆。
全部牙齿样本均采用 Philips 515 扫描电子显微镜 ( 荷兰 ) 在 5kV 条件下检查。
粗糙度测量 ： 采用 Mituyo Suftest 201 表面粗糙度计 ( 日本 ) 测量釉质表面的粗糙度。对经激光 处理的牙齿和对照组牙齿均进行测量， 使用 0.25mm 的截止值 (λc) 以及 1.25mm 的估值长 度 (5×λc)。
获得了若干粗糙度分布参数。最重要的是 Ra( 粗糙度分布的低限算术偏差 ) 和 Pc( 峰数 ) ； 如下式定义 ：
-Ra 为评估长度 lm 偏离中线的分布绝对值的低限算术偏差。 粗糙度分布用 Y=f(x) 表示， 其中 “x” 轴为中线， “y” 轴在垂直线放大的方向上。 Pc 为每单位长度中峰分布 ( 最大值 ) 的数量。 为测定峰数， 在给定水平 上画两条平行线， 分别位于纵向评估的中线上下。峰分布定义在与低线分布相交的两个相 邻点上投影于上线以上产生的分布的比例。
在该研究中， 使用 1.3mμ 的水平来测定峰数。
处理结果 ： 人类牙釉质的表面通常显示出一个略微平滑的区域， 其可在 SEM 下观察到。
在未进行处理的健康人类牙釉质中， 最显著的结构缓解用釉面横纹 (21) 表示， 其 一般以多个小波浪的形式分布 ( 图 17、 18、 19 和 20)。
该表面典型的粗糙度测量可通过健康人类前臼齿的唇表面采用如下参数获得 ： Ra -1 = 1.6 ±0.1 mµ， 和 Pc = 0 cm ( 图 21)。
在扫描电镜下， 可清楚地观察到羟磷灰石棱柱和经酸浸蚀的釉质表面的柱间物 质， 而棱晶的多面体结构亦清晰可见。
经酸浸蚀的釉质的粗糙度显著增加。该增加以参数 Ra 和 Pc 的升高为代表， 所述 升高是相较于健康的未浸蚀釉质的相应值而言的。
在经酸浸蚀的所有样本中， 可观察到 Ra 在 1.8-2.3 mµ 之间， 而 Pc 则在 35-50 cm -1 之间。
事先经酸浸蚀的釉质表面接受特定参数下的激光辐射后产生的影响以及在 SEM 下观察得到的结果表明棱柱特性结构的消失， 这是由于牙釉质的表面熔合 ( 图 22)。
该结构变化与粗糙表面的普遍减少直接相关 ( 图 23)， 考虑到一个重要的事实， 即 用酸浸蚀的釉质是以测量其分布的方式评估的。
在激光处理后获得的粗糙参数值 Ra 的范围是 1.2-1.6mμ， Pc 在 0 到 5 cm -1 之 间。
获得的粗糙度参数的比较值如下 ：既经浸蚀， 又经激光处理过的牙齿样本 浸蚀处理的牙齿样本， 未经激光处理 对照牙齿样本， 未经浸蚀也未经激光处理既经酸浸蚀， 又经激光处理过的牙齿样本显示出更光滑的表面， 即相较于对照样本具 有更低的粗糙度。
图 24 示出了不同牙齿样本中釉质表面的前庭面上获得的粗糙度分布图 ： a) 对照组牙齿样本的粗糙度分布， 所述牙齿既未经酸浸蚀又未经激光处理。18(a) Ra:1,6±0,1mµ Pc:0cm -1(b) 1,8a2,3mµ 35a50cm -1(c) 1,2a1,6mµ 0a5cm -b) 处理组牙齿样本的粗糙度分布， 所述牙齿经酸浸蚀但未经激光处理。 c) 处理组牙齿样本的粗糙度分布， 所述牙齿既经酸浸蚀又随后经 Nd ： YAG 激光处理。 我们观察到 (b) 经酸浸蚀后的釉质粗糙度增加最显著， 而 (c) 经激光辐射后的釉 质粗糙度减小或丧失， 后者甚至比对照组 (a) 还低。这说明激光能量的吸收足以改变经酸 浸蚀的釉质表面的结构， 而无需用吸收性染色物质对其进行涂覆。
实施例 4 牙腔的矫正治疗 对钕钇铝柘榴石激光和用矿物羟磷灰石作为人类牙齿粘合和修复新材料的这一新技 术的研究 样本性质和处理 为实施本发明的方法， 选取一个由 350 颗人类牙齿组成的样本。选择标准为所述牙齿 有牙腔 (250 颗牙齿 ) 或牙冠断裂 (100 颗牙齿 )。
为清除腐烂组织， 每颗具有龋洞的牙齿的内部都使用 Komet 金刚石钻头和碳化钨 ( 德国 ) 进行处理 ； 且其定位于一个水冷的 Kavo 涡轮机 ( 德国 ) 上。龋洞的整个内侧以及 待处理的边缘区域使用 36% 正磷酸进行浸蚀， 牙釉质浸蚀 30 秒， 牙本质浸蚀 15 秒 ； 随后， 用 足量水冲洗并干燥。
龋洞的制作、 准备和处理均有同一个操作员操作， 以使潜在的实验误差降低到最 小。
样 本 中 的 所 有 牙 齿 均 在 4 ℃ 下 用 含 有 2.5% 戊 二 醛 的 0.1M 磷 酸 钠 缓 冲 液 (pH=7.02) 固定 12 小时。随后， 用同一缓冲液冲洗三次， 每次十分钟， 然后用蒸馏水冲洗。
处理后测量 ： 硬度测量在经激光辐射后的生物材料粘合剂的横截面上进行， 以证实该硬度是否与健 康牙釉质相似。
采用通过硬度和选择渗透性来研究钕钇铝柘榴石激光辐射在生物材料上产生的 效应， 它们分别用 Knoop 研究和 Teorell-Meyer-Sievers 理论来评估。
使用扫描电镜研究处理过的牙齿上粘合生物材料和牙齿 ( 釉质和本质 ) 间内部连 接区域的整个外表面。
在生物材料经激光辐射后， 还对粘合与修复表面及相邻的釉质表面上进行了粗糙 度测量。
整个样本按如下方式进行随机分配 ： 有龋洞的 80 颗牙齿和有裂痕的 25 颗牙齿用 作硬度研究并在 SEM 分析仪中进行观察 ； 另外 80 颗腐烂牙齿和 30 颗断裂的牙齿用作微硬 度和选择渗透性研究 ； 最后一组， 有龋洞的 90 颗牙齿和有裂痕的 45 颗牙齿用作粗糙度测量 和 SEM 观察。
硬度测量样本中的牙齿采用 Buehler Motopol 8 抛光机 ( 德国 ) 中的特殊抛光纸 进行打磨。
随后， 连续采用 15 mµ， 6 mµ 和 1 mµ 的 Buehler 研磨金刚石 ( 德国 ) 抛光， 再在 Buehler 抛光布 ( 德国 ) 上用 Buehler Metadi 金刚石喷雾 ( 德国 ) 抛光。
渗透性研究样本中的牙齿嵌入环氧树脂中并抛光 ； 最后， 用 Buehler Isometo 低 速锯或切割工具 ( 德国 ) 切出一个 800-mµ 截面并将其安在电池浓缩液中。
生物材料羟磷灰石糊剂的组成和应用 用于牙齿的生物材料糊剂组成如下 ： 致密、 粉末化、 微粒化的矿物羟磷灰石， 其与明胶 混合以形成十分均一的浓稠糊剂。使用 Isaka RX-10 密度仪 ( 日本 ) 来控制糊剂的密度。
该羟磷灰石糊剂用作牙齿的粘合与修复材料 ； 通过 Aesculap 1057 凝结制模器 ( 德国 ) 以涂层形式施用， 每层大约 1mm 厚。
钕钇铝柘榴石激光辐射 在其应用过程中， 羟磷灰石接受 Quanta-Ray( 英国 ) 公司的 DCR-2 Nd:YAG 实验室激光 系统的辐射。
此外， 每层羟磷灰石均经由同一激光仪辐射， 熔合至制备壁、 牙本质和 / 或牙釉质 上。
钕钇铝柘榴石激光辐射条件 采用如下的钕钇铝柘榴石激光辐射条件 ： 密度 ： 28J/mm2, 频率 ： 5kHz, 脉冲能量 ： 8mJ/ 脉冲 , 光斑尺寸 ： 3mm, 曝光时间 ： 5s, 峰值功率 ： 72kW, 脉宽 ： 120ns, 平均能 ： 40W, 每次施用的总能 ： 200J。
使用 Siemens LGK 7672 Helium-Neon 激光仪 (Meinchen， 德国 ) 使处理区域上的 激光束具现化并定位。
处理后测量 硬度测量 ： 使用 Matsuzawa MTH-1 硬度仪 ( 日本 ) 进行测定， 其使用 10-g 荷载的金刚石尖端。采 用下式计算 KDN 硬度数值 ：KHN=14,230×F/L 2其中 L 为金刚石上每个凹陷 ( 进入 ) 的长度， 以微米为单位， F 是以克为单位的作用力。
微硬度测量 ： 使用装有 50-g 荷载 Knoop 金刚石的 Matsuzawa MTH-1 微硬度仪 ( 日本 ) 进行测量。 每 颗牙齿的羟磷灰石平台上在 150µ 造出 20 个凹陷， 凹陷间用规则的空间间隔 ( 等距 ) 分开。
使用同一操作员对粘合和修复材料 （这里是指矿物羟磷灰石） 和相邻牙釉质进行 微硬度测量， 以将实验误差降到最低。
选择渗透性测量 ： 选择渗透性测量中所有的溶液均采用试剂级的盐和蒸馏水配制。
采用 pH=7.02 的磷酸钠溶液进行缓冲， 缓冲离子对电磁场 (e.m.f) 的影响忽略不 计。
计算基于 Teorell-Meyer-Sievers 理论 (TMS)， 其描述了离子通过带电多孔膜的传送， 膜表面与相同电解质的溶液间是保持平衡的。
总膜电势 E， 按下式计算 ：其中 R 为气体常数， F 为法拉第常数， U=( D – 1 ÷ d + 1)， a 和 X 为膜电荷， X 和 D 通过交互最小调整法测定。
扫描电镜观察 ： 在经由生物材料和钕钇铝柘榴石激光处理后， 通过扫描电镜分析仪对样本中的牙齿进 行广泛研究。
样本中的牙齿按常规方法处理并通过型号为 SC 5000 的 Bio-Rad 金属处理器 ( 荷 兰 ) 使用金涂覆。
此外， 这些牙齿随后还使用 Philips 515 扫描电镜 ( 荷兰 ) 在 20kV 下进行检查。
粗糙度测量 ： 使用 Mituyo Suftest 201 粗糙度和表面粗糙度仪 ( 日本 ) 测定粘合和修复用的矿物 羟磷灰石表面的粗糙度。
采用截止值 (λc) 为 0.25mm 并且评估长度 (5×λc) 为 1.25mm。
使用 Ra 和 Pc 粗糙度参数。最重要的为 Ra( 粗糙度分布算术偏差的较低值 ) 和 Pc( 峰数 ) ； 如下定义 ：
率的方向上。
Pc 为每单位长度中峰分布 ( 最大值 ) 的数量。 为测定峰数， 在给定水平 上画两条平行线， 分别位于纵向评估的中线上下。峰分布定义为在与低线和分布相交的两 个相邻点上于上线以上产生的投影分布的比例。
在本文中， 使用 1.3mμ 的水平来测定峰数。为研究牙齿， 还使用了 Zeiss 偏振光 光学显微镜 ( 德国 )。 处理结果 经钕钇铝柘榴石激光熔融并用作粘合和修复材料的矿物羟磷灰石呈现完全无定形的 机构， 没有致密的结晶学分布 ( 图 25 和 26)。
矿物羟磷灰石的微熔合不会伴有裂缝的形成 ( 图 27， 28 和 29)。
矿物羟磷灰石的硬度， 采用 KHN 等式在 KDN 中测量， 其与健康牙釉质相似。
矿物羟磷灰石的渗透性为零或实际上不存在。
得到的矿物羟磷灰石的 Knoop 微硬度值在 335-380 之间， 在健康牙釉质的微硬度 值范围 340-388 内， 其他作者曾予以公开该值 ([37]、 [38]、 [39]、 [40] 和 [41])。 -1
粗糙度测量得出的 Ra=1.4-1.8mμ， Pc=2-5cm ， 与健康釉质的相应参数相比， 是相 当并非常类似的。健康釉质的典型粗糙度测定是在健康人类前臼齿的唇面测得的， 其参数
21Ra 为在长度 lm 评估下， 分布偏移出中线的绝对值的较小算数值。 粗糙度分布遵循 Y=f(x)， 其中 “x” 轴表示线中央， “y” 轴在垂直线放大102105117 A CN 102105120说明书17/20 页值为 ： Ra=1.6±0.1 mμ， Pc=0 cm-1。
这表明吸收的能量足以产生矿物羟磷灰石的微熔合， 而不需要使用吸收性着色物 质 ( 图 30 和 31)。
微熔合后未发现羟磷灰石糊剂中所用辅料 ( 明胶 ) 的残余， 这说明， 尽管为得到均 一的糊剂需要使用辅料明胶， 但当其用于龋洞上时， 所述辅料会经由激光辐射挥发掉， 熔合 的矿物羟磷灰石则保持完全装填紧密的状态 ( 图 32 和 33)。
通过熔合， 牙本质和牙釉质与矿物羟磷灰石连接 ( 图 34， 35， 36 和 37)， 使其具有 非常高的抗性， 比机械固定 ( 汞合金 ) 和粘着固定 ( 玻璃离聚物和复合材料 ) 得到的都远 远要高。
所述激光辐射使用时采用最大能量值， 辐射极短的时间 ； 因此不会导致牙髓中软 组织的热损伤。
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