Исследование взаимодействия оптического излучения с элементами лазерных систем и биологическими объектами. Лазерная модификация поверхности зуба человека

ИССЛЕДОВАНИЕ ВЗАИМОДЕЙСТВИЯ ОПТИЧЕСКОГО ИЗЛУЧЕНИЯ С ЭЛЕМЕНТАМИ ЛАЗЕРНЫХ СИСТЕМ И БИОЛОГИЧЕСКИМИ ОБЪЕКТАМИ. ЛАЗЕРНАЯ МОДИФИКАЦИЯ ПОВЕРХНОСТИ ЭМАЛИ ЗУБА ЧЕЛОВЕКА А.В. Беликов, В.Б. Карасев, А.Е. Пушкарева, А.В. Скрипник, С.В. Тихонов, В.А. Чуйко

Описан новый метод оптической диагностики раннего кариеса. Представлены результаты использования этого метода в условиях in vitro. Предложена теплофизическая модель лазерной термической модификации деминерализованной (кариозной) эмали. Представлены результаты экспериментов по модификации деминерализованной эмали импульсами CO2 лазера.

Введение

Наиболее распространенным заболеванием зубных тканей является кариес [1]. Образованию кариеса эмали очень часто предшествует ее деминерализация. Деминерализованная эмаль нестойка к действию кислоты, вырабатываемой бактериями, живущими в ротовой полости. Очень часто очаг деминерализации (или так называемое «меловое пятно») является причиной кариеса (ранняя стадия кариеса). Он имеет диаметр до нескольких миллиметров и толщину до нескольких микрометров. Процесс визуализации деминерализованных очагов крайне затруднителен из-за малости их размеров. Рентгеновские методы не позволяют обнаружить очаг деминерализации из-за элементной тождественности интактной и кариозной эмали. Существующие методы оптической диагностики крайне субъективны, и их точность ограничивается низким контрастом анализируемых изображений [2]. В настоящей работе мы опишем и экспериментально подтвердим новый оптический метод диагностики раннего кариеса, позволяющий существенно повысить контраст анализируемого визуального ряда.

На стадии раннего кариеса воздействие специальных паст, содержащих Ca или F, способно вернуть эмали ее обычные свойства. Однако время воздействия пасты, необходимое для достижения положительного результата, велико настолько, что на практике не удается завершить начатую процедуру по организационным и эргономическим причинам.

Традиционные методы, используемые в современной стоматологии для лечения кариеса, а именно, его удаление с последующим пломбированием, крайне травматичны и поэтому не применяются на практике для лечения раннего кариеса. В этой связи поиск новых методов воздействия на деминерализованную эмаль, позволяющих за достаточно короткое время изменить свойства (цвет, твердость, износостойкость, кислотную резистентность и т.п.) пораженной кариесом эмали настолько, что после воздействия они достигнут или превзойдут свойства интактной, крайне актуален. Мы считаем, что селективный нагрев и контролируемое охлаждение зоны эмали, содержащей «меловое пятно», позволит за счет теплового разрушения дислокаций в очаге деминерализации вернуть пораженному участку свойства здоровой ткани.

В настоящей работе предложена теплофизическая модель зуба, позволившая оценить безопасные температуры и времена воздействия на эмаль зуба. Представлены результаты первых экспериментов по селективному лазерному нагреву деминерализованной эмали.

Трансиллюминационный динамический метод диагностики раннего кариеса

эмали зуба человека

Отраженный эмалью оптический сигнал содержит диффузную и зеркальную компоненты. Зеркальная компонента формируется за счет отражения поверхностью, а

диффузная - за счет отражения света объемом интактной эмали. Малая толщина «мелового пятна» не позволяет прошедшему через него свету существенно понизить свою интенсивность, что затрудняет амплитудную диагностику. Если «меловое пятно» находится под источником света, то рассеяние на нем повышает суммарную интенсивность диффузной компоненты отраженного эмалью сигнала. Очень часто значительная интенсивность зеркальной компоненты, а также низкие рассеивающие свойства «мелового пятна» в совокупности со значительной глубиной его залегания (между поверхностью эмали и «меловым пятном» существует объем интактной ткани, который, с одной стороны, рассеивает, а с другой, - ослабляет свет, падающий на «меловое пятно») приводят к тому, что наличие или отсутствие дополнительного вклада рассеяния от «мелового пятна» в интенсивность суммарного отраженного сигнала трудно различимы.

Предложенный нами новый метод оптической диагностики позволяет, во-первых, исключить влияние зеркальной компоненты на интенсивность регистрируемого отраженного сигнала, а во-вторых - минимизировать влияние глубины залегания «мелового пятна». Данный метод можно отнести к классу трансиллюминационных. Классической считается реализация трансиллюминационного метода, когда источник света располагается с одной стороны от коронки зуба, а приемник с другой. Здесь анализируется распределение интенсивности прошедшего через коронку зуба светового сигнала. Области с минимальной интенсивностью интерпретируются как кариозные. К недостаткам этого метода следует отнести его низкую чувствительность (контраст), связанную с существенным ослаблением интенсивности и искажением волнового фронта падающего на зуб сигнала структурами коронки зуба (пульпой, дентином), к преимуществам -простоту реализации. В новом методе мы предприняли попытку повышения контраста (т.е. отношения интенсивности полезного сигнала к интенсивности фона) изображения «мелового пятна» эмали зуба.

Предложенный нами метод диагностики раннего кариеса эмали зуба состоит в перемещении по освещенной поверхности коронки зуба тени произвольной формы. Наблюдение здесь может осуществляться как глазами, так и посредством приборов, а также может производиться и при неподвижной тени. В процессе наблюдения поверхности эмали внутри области тени фиксируется различие между интенсивностями света, прошедшего только интактную эмаль и эмаль, содержащую «меловое пятно».

Физическая основа предложенного метода поясняется рис. 1. Свет от внешнего источника может падать прямо на поверхность эмали зуба (рис.1 а) или на некий объект, способный формировать на поверхности эмали тень (рис.1 б). Освещенность на поверхности эмали, которую фиксирует приемник излучения (он может располагаться под некоторым углом к поверхности эмали), формируется за счет нескольких световых потоков. Весомый вклад вносит здесь зеркальная компонента 1К . Кроме нее, присутствует также диффузно-рассеянная компонента, имеющая три составляющие:

• 18 - диффузная компонента от приповерхностного слоя эмали (т.е. от слоя между

поверхностью эмали и «меловым пятном»), прошедшая через слой интактной эмали;

• 1у - диффузная компонента от глубоких слоев эмали (т.е. от слоев эмали, лежащих ниже «мелового пятна»), прошедшая через слой интактной эмали;

• 1М - диффузная компонента от глубоких слоев эмали, прошедшая через «меловое пятно».

Среди этих потоков полезную (т.е. необходимую для детектирования раннего кариеса) информацию несет только диффузная компонента от глубоких слоев эмали, прошедшая через «меловое пятно».

световой поток приёмник

а) б)

Рис. 1. Оптическая модель распространения света в эмали зуба: (а) - прямое освещение; (б) - освещение с формированием тени на поверхности

При естественном освещении приемник будет регистрировать все четыре компоненты. В этом случае контраст, определяемый как отношение суммы интенсивностей сигналов, выходящих из поверхности эмали, расположенной над «меловым пятном» (определяется углом а1 ), к сумме сигналов, выходящих со всей анализируемой поверхности (определяется углом а2), будет равен КК и выражается как _ ( _ 1а . К + и +1

КК _ 1 —^ = 1--д 5 м .

1 аг 1К + 1Я + 1М + 1У

Изменяя угол между осями приемника и источника света, можно избежать влияния зеркальной компоненты. Тогда контраст будет равен КК и выражается как

КК _ 1 _ ^ _ 1--'я +1м .

К1 II +1 +1

аг 1 Я ^ 1 У

В области тени на поверхности эмали зеркальная компонента в отраженном сигнале отсутствует, и приемник регистрирует только диффузные компоненты. При этом в затененной области поверхности, расположенной над «меловым пятном», могут присутствовать сигналы 1М и 1Я. В областях же затененной поверхности, где нет «мелового пятна», присутствуют сигналы 1У и 1Я. Контраст Кя в этом случае можно определить как

Кя _ 1 _ ^ _ 1--1я +1м .

1а 1я + 1м + 1у

Очевидно, что в этом случае

К_ Кя .

Предложенный метод позволяет ввести дополнительную селекцию и не учитывать влияние диффузной компоненты от приповерхностного слоя , интенсивность которой достаточно велика. Кроме того, поверхностные слои эмали в наибольшей степени подвержены внешним воздействиям (механическим травмам, окрашиванию и т. п.), что стимулирует проявление индивидуальных особенностей, как правило, снижающих достоверность результатов измерений. Устранение влияния становится возможным из-

за того, что источник компоненты 18 располагается только на краях тени, и существует

область внутри тени (естественно, что она расположена близко к оси тени и отдалена от ее краев), куда фотоны, рассеянные поверхностью, не могут быть доставлены (за счет того, что они либо покинули эмаль раньше, либо направились вглубь эмали).

Дополнительная селекция 18 в предлагаемом нами методе может быть произведена за счет сужения приемного угла приемника излучения. Этот угол (а3) выбирается таким образом, чтобы фотоны 18, распространяющиеся на расстояние АХ от краев тени, не попадали в апертуру приемника. В этом случае контраст К8 можно определить как

Ia

KS - 1 = 1 -

I

M

IM + IV

тем самым аппаратно выделив вклад только от «мелового пятна» 1М . Также видно, что контраст будет определяться не только свойствами «мелового пятна», но и свойствами глубинных слоев эмали, которые можно считать неизменными.

Если проанализировать вышеприведенные формулы, то видно, что регистрируемый контраст будет максимален при использовании предлагаемого нового метода, а именно:

KR < KR1 - KS < KS1

В настоящей работе был проведен также эксперимент in vitro, подтверждающий возможность реализации предложенного нами трансиллюминационного динамического метода ранней диагностики кариеса (рис. 2).

Рис. 2. Фотография коронки зуба человека in vitro: (а) - прямое освещение; (б) - прямое освещение в комбинации с перемещением тени по поверхности

В эксперименте зуб человека с «меловыми пятнами» естественной природы был жестко закреплен на неподвижной опоре. На поверхность коронки зуба по нормали наводился объектив видеокамеры. Под углом в 45° относительно нормали к поверхности зуба была установлена галогеновая лампа с отражателем. Перед лампой была помещена

система из линз, позволяющая менять условия освещенности объекта. Диафрагма объектива видеокамеры была полностью открыта, далее путем регулирования тока в цепи питания галогеновой лампы достигалось наиболее четкое изображение поверхности зуба (ситуация соответствует прямому освещению). Затем между линзами на пути следования светового потока была размещена шторка, представляющая собой полосу из непрозрачного материала (ситуация соответствует прямому освещению в комбинации с созданием тени на поверхности объекта).

Местоположение шторки было выбрано таким образом, чтобы тень от нее на поверхности зуба была наиболее четкой. Шторка перемещалась поперек светового потока с неким шагом, соответствующим ширине ее изображения на поверхности объекта. В результате затенялся некоторый участок коронки. После каждого такого перемещения посредством видеокамеры делался снимок объекта. Перемещение шторки проводилось до тех пор, пока ее тень не преодолевала всю поверхность зуба. После этого с использованием компьютерного редактора обработки изображений Adobe Photoshop из полученных фотографий «вырезался» затененный участок. Далее все затененные участки «собирались» вместе, в результате чего получалась сборная (т.е. состоящая из фрагментов) фотография объекта исследования (см. рис. 2). Затем вычислялось отношение интенсивности света в текущей точке изображения к средней интенсивности точек на ин-тактной эмали. Полученные отношения рассчитывались для интактной и деминерализованной областей эмали при нормальных условиях освещения (прямое освещение, рис.2 а) и для изображения, полученного посредством применения нового методом (рис.2б).

Эксперимент показал, что если для прямого освещения отношение интенсивности света в кариозной области к интенсивности в области интактной эмали близко к единице, то при использовании предлагаемого нами метода это отношение достигает величины порядка 0.6. Таким образом, контраст при новом методе диагностики как минимум в 1.5 раза выше контраста, который достижим при обычных условиях прямого освещения.

Теплофизическая модель зуба человека

Зуб человека анатомически состоит из коронки и корня. Коронка расположена над десневой линией и сверху покрыта слоем эмали. Основной же ее объем занимает дентин. На уровне десневой линии внутри дентина коронки и корня располагается пуль-парная камера, где находятся нерв и питающие его сосуды. Любое воздействие на зуб, сопровождающееся его нагревом, ограничивается болевыми ощущениями, инициируемыми при нагреве пульпы до температуры, близкой к +42°С [3]. Интенсивное тепловое воздействие на поверхность зуба может быть только кратковременным, что обусловлено этими болевыми ощущениями. При таком характере воздействий с использованием локальных источников нагрева наиболее существенные изменения температуры, которые и определяют технологии упрочнения эмали, происходят непосредственно в тонком поверхностном слое и слабо зависят от полной конфигурации зуба (если только зона воздействия не находится вблизи некоторых характерных точек, в которых происходит резкое изменение зубной формы).

Болевое восприятие теплового воздействия на зуб, которое лимитирует длительность такого воздействия и является принципиальным ограничением для любой технологии, происходит на расстоянии 2^2.5 мм от поверхности. Для его достоверного описания существенное значение имеет форма зуба. При этом ограничения на длительность и величину теплового воздействия могут быть получены для наиболее «критических» областей обрабатываемой поверхности, а затем распространены на весь зуб, что совершенно логично. К таким областям, например, может быть отнесена область шейки зуба, где расстояние до чувствительных к боли зон (пульпа, десна) является минимальным.

Таким образом, для описания теплового воздействия на зуб в равной степени могут быть использованы упрощенные геометрические формы - двумерная модель. Такая модель в координатах (г, z, г) представлена на рис. 3. Принятые здесь толщины эмали и дентина близки к реальным, а толщина «слоя пульпы» является достаточно формальным параметром и не оказывает влияния на количественные результаты. Использованные в расчетах теплофизические параметры структур зуба представлены в табл. 1.

На поверхности 2=0 в круге радиусом г задано значение температуры +1200°С (это температура близка к температуре плавления гидроксилапатита, основного структурного элемента эмали), а за его пределами поверхность находится в теплообмене с окружающей средой. Положение боковой границы задается радиусом Я, который определяется из условия отсутствия влияния этой величины на конечный результат. Для каждого из трех слоев записывается уравнение теплопроводности, а на границе слоев -условия сопряжения. На «свободной» границе пульпы задана температура тела человека. Задача решается в линейной постановке. Причиной такого упрощения (вероятно, существенного) является отсутствие достоверной информации о температурной зависимости свойств эмали и дентина. При их наличии не существует технических затруднений для решения задачи и в нелинейной постановке.

Рис. 3. Двумерная теплофизическая модель зуба человека

Наименование Плотность, Теплоемкость, Теплопроводность,

кг/м3 Дж/

Эмаль 2800 0.71 0.934

Дентин 1960 1.59 0.596

Пульпа 1050 3.77 0.419

Деминерализованный 1943 0.493 0.666

слой 0.252

Таблица 1. Теплофизические параметры структур зуба

Длительность воздействия определяется болевыми ощущениями. Будем считать «пределом» значение температуры +42°С на границе дентина и пульпы. В расчетах в зоне за пределами области воздействия учтем конвективный теплообмен со средой с коэффициентом теплоотдачи а =200 Вт/(м хК).

Как следует из расчетов, максимальное значение температуры на границе дентина и пульпы достигается через некоторое время. В соответствии с принятым критерием на него накладывается ограничение Ттахри1р < +42 °С.

Величина Ттах ри1р зависит от температуры поверхности ТасЫоп и продолжительности ее воздействия на поверхность эмали гтах саоп. В численных экспериментах для различных длительностей воздействия гтах асгоп была определена Ттах ри1р. Расчеты показали, что предельная длительность воздействия гтах асйоп составляет 130-170 мс для температуры на поверхности эмали Тасйоп =+1200°С при толщине слоя дентина 1 мм. Для

толщины же слоя дентина 2 мм получаем 400-500мс, т.е. существует значительная зависимость от данного параметра.

Таким образом, длительность воздействия зависит от конкретной области на поверхности зуба и его конфигурации. Для унификации результатов исследований необходимо четко задать толщины эмали и дентина (вероятно, для наиболее неблагоприятной ситуации) и полученные допустимые длительности воздействий принять за основу для последующих исследований. Следует также отметить, что для большинства клинических случаев глубина локализации «мелового пятна» составляет величину порядка 50 мкм.

Предположим, что для модификации свойств деминерализованной эмали необходимо расплавить (т.е. нагреть до +1200°С) слой толщиной порядка 50 мкм. Для этого поверхность эмали должна быть перегрета до более высоких температур. На рис. 4 представлена рассчитанная в рамках нашей модели динамика поведения температуры в

эмали на глубине 50 мкм по оси г при Тасиоп порядка +1600°С и гп

=100 мс.

Рис. 4. Зависимость температуры на глубине 50мкм в эмали от времени воздействия

источника тепла с температурой +1600°С

Из расчета видно, что для плавления деминерализованного слоя эмали толщиной 50 мкм достаточно нагреть ее поверхность до Тасйоп порядка +1600°С, при этом полное

расплавление деминерализованного слоя наступит через время порядка 100 мс. Такой уровень температур и времен достижим при лазерном нагреве с высоким поглощением. В качестве же источника лазерного излучения можно использовать, например, С02 лазер с длиной волны генерации ^=10.6мкм, излучение которого эффективно поглощается гидроксилапатитом эмали.

Взаимодействие излучения СО2 лазера с деминерализованной эмалью

В экспериментах in vitro были использованы зубы человека, свежеэкстрагирован-ные по ортодонтическим показаниям. Очаг деминерализации эмали был смоделирован воздействием водного раствора кислоты на поверхность интактной эмали. Глубина деминерализации составила величину порядка 100 мкм. Обработку производили излучением импульсного CO2 лазера с длиной волны 10.6 мкм и средней мощностью порядка 1Вт. По поверхности эмали зуба, содержащей очаг деминерализации, перемещалось лазерное пятно диаметром 50±5 мкм. Длительность одного лазерного импульса была порядка 100 мкс. Обработанная лазерным излучением поверхность представляла собой квадрат со стороной 15 мм. Общее время обработки этого квадрата составило величину порядка 20 с. Фотография поверхности коронки одного из образцов in vitro представлена на рис. 5.

Изначально поверхность очага деминерализации (зона 1) - рыхлая, легко деформируемая. После обработки лазерным излучением (зона 2) наблюдается прочное сцепление белого образования с подлежащей основой. Белое образование имеет верхний прозрачный твердый слой. Таким образом, лазерная модификация позволяет получить из рыхлой деминерализованной эмали слой, по твердости близкий к интактной ткани (зона 3), а по белизне даже ее превосходящий.

Рис. 5. Поверхность коронки зуба in vitro после обработки излучением СО2 лазера: (1) - очаг деминерализации; (2) - поверхность, обработанная лазерным излучением; (3) - интактная эмаль

Заключение

Предложен новый трансиллюминационный динамический метод диагностики раннего кариеса, позволяющий анализировать лишь вклад деминерализованной компоненты эмали в амплитудно-пространственную функцию регистрируемого изображения. Такой метод как минимум в 1.5 раза превосходит по контрасту все известные методы оптической диагностики состояния раннего кариеса.

Разработана теплофизическая двумерная модель зуба человека. Численное моделирование с использованием этой модели показало, что для термической модификации деминерализованной эмали необходимо на поверхности коронки зуба достичь значений температур, превосходящих +1600°С, за время, не превышающее 100 мс. Полученный алгоритм легко реализуется за счет светового нагрева эмали импульсным СО2 лазером,

излучение которого интенсивно поглощается РО-группами гидроксилапатита эмали зуба человека.

Экспериментальное облучение искусственно деминерализованной эмали in vitro излучением импульсного СО2 лазера показало, что при лазерной модификации рыхлый деминерализованный слой эмали преобразуется в твердый слой, по белизне превосходящий интактную ткань.

Литература

1. Боровский Е.В., Леонтьев В.К. Биология полости рта. М.: Медицина, 1991.

2. Altshuler G.B., Belikov A.V., Chernavin I.I. A comparison of three methods for the diagnosis of sound, stained, and carious dentine: conventional, mechanico-acoustic, and laser-acoustic methods. // Journal of Clinical Laser Medicine and Surgery. 1999. Vol. 17. № 3. P. 115-119.

3. Altshuler G.B., Belikov A.V., Erofeev A.V., Egorov V.I. Simulation of laser destruction of hard tooth tissues. // Proc. of SPIE. Dental Applications of Lasers. 1993. Vol. 2080. P. 10-19.