魏雅楠， 陳筠， 李志艷

青海大學(xué)附屬醫(yī)院口腔內(nèi)科，青海 西寧（810001）

齲病是嚴(yán)重危害人類口腔健康的常見病、多發(fā)病。臨床常采用機械法去除感染的齲質(zhì)，但其存在過度預(yù)備、疼痛、噪聲等不足。激光因在去腐、備洞時，具有切割牙體組織少、無振動、低噪音及無痛等優(yōu)勢，更受臨床醫(yī)生的青睞。盡管目前大多數(shù)牙本質(zhì)粘接系統(tǒng)已具備理想的即刻粘接性能，但因粘接層內(nèi)樹脂、牙本質(zhì)膠原纖維水解、破壞，使混合層降解，界面受損、老化，不僅降低粘接強度，而且產(chǎn)生了不可預(yù)期的臨床表現(xiàn)。自1997年美國食品及藥物管理局批準(zhǔn)Er：YAG 激光（erbium：yttrium uluminum garnet laser）應(yīng)用于人類牙體硬組織的治療，越來越多國內(nèi)外學(xué)者就Er：YAG 激光是否能改善牙本質(zhì)粘接強度等問題展開研究。本文就Er：YAG 激光與牙本質(zhì)相互作用的機制，及激光切割蝕刻牙本質(zhì)后其對粘接性能的影響作一綜述。

1 Er：YAG 激光與牙本質(zhì)相互作用

1.1 牙本質(zhì)粘接原理

現(xiàn)有牙本質(zhì)粘接系統(tǒng)與技術(shù)是基于傳統(tǒng)機械預(yù)備后牙體表面結(jié)構(gòu)特性發(fā)展而來。其粘接力主要由全酸蝕或自酸蝕粘接系統(tǒng)移除或溶解玷污層后，樹脂滲入脫礦層所形成的混合層和樹脂突共同決定，前者厚度是影響粘接強度及持久性的關(guān)鍵因素［1］。研究顯示，感染牙本質(zhì)的粘接強度由去齲方式和粘接系統(tǒng)類型所決定。傳統(tǒng)渦輪機預(yù)備后，受低表面能玷污層、牙本質(zhì)濕潤性及含較多有機物特性影響，其將限制粘接劑滲入，降低粘接強度及穩(wěn)定性［2］。盡管全酸蝕粘接系統(tǒng)中35% ～40%磷酸可去除玷污層，但因存在過度酸蝕，即脫礦層厚度與粘接劑滲入深度存在差異，故將形成納米滲漏而影響粘接性能［3］。自酸蝕粘接系統(tǒng)處理后，溶解于預(yù)處理劑中的鈣、磷離子隨單體揮發(fā)而沉淀于被預(yù)備牙本質(zhì)表層，同樣將限制粘接劑滲入而影響粘接性能。

1.2 Er：YAG 激光作用機制

激光與目標(biāo)組織有反射、透射、散射及吸收4 種不同的相互作用方式，吸收可誘導(dǎo)所需的生物效應(yīng)，而為最主要作用方式。Er：YAG 激光（2 940 nm）是摻鉺釔鋁石榴石晶體釋放出的中紅外激光，其波長非常接近水（3 000 nm）和羥基磷灰石（2 800 nm）的最強吸收峰，易被水分子和羥基磷灰石的羥基吸收，快速產(chǎn)熱、汽化，致組織局部內(nèi)壓力瞬間增大，產(chǎn)生微爆破，從而發(fā)揮切割、蝕刻等作用。

2 Er：YAG 激光照射對牙本質(zhì)粘接性能的影響

2.1 Er：YAG 激光對牙髓組織的影響

研究指出，當(dāng)髓腔溫度升高超過5.6 ℃，將引起15%牙髓組織壞死，使用Er：YAG 激光去齲、備洞時，需注意牙髓是否會發(fā)生熱損傷，產(chǎn)生不可逆損害。Raucci-Neto 等［4］選用不同能量Er：YAG 激光（6 Hz，120、160、200、250 mJ）對健康和脫礦牙本質(zhì)進行預(yù)備，結(jié)果顯示其能量大小與髓腔溫度呈正相關(guān)，均未使髓腔溫度超過5 ℃，但高能量激光照射脫礦牙本質(zhì)后，其表面結(jié)構(gòu)較低能量時平坦，說明高能量對脫礦牙本質(zhì)無選擇性移除能力。由此可見，選擇性齲質(zhì)的移除不僅與組織內(nèi)水和有機物比重有關(guān)，激光參數(shù)也是影響因素。有研究者選用不同參數(shù)（5、8、10 Hz，200、280、340 mJ）短脈沖模式Er：YAG 激光進行牙本質(zhì)層窩洞預(yù)備，統(tǒng)計分析指出，能量大小比激光頻率對髓腔溫度影響更明顯，但髓腔最高升溫（1.37 ± 0.42）℃也未超過5.6 ℃。此研究雖選用了不同參數(shù)，但未對被照射牙本質(zhì)表面形態(tài)進行分析。有研究者也得出了相同結(jié)論，同時指出Er：YAG 激光（2、4、6 Hz，250、300、350 mJ）不推薦在無水冷卻情況下使用，以免被照牙本質(zhì)表面碳化。由上可知，一定參數(shù)范圍內(nèi)的鉺激光在噴水冷卻狀況下處理牙本質(zhì)時，髓腔內(nèi)溫度的升高是可接受的。盡管有學(xué)者指出，Er：YAG 激光預(yù)備牙本質(zhì)，牙本質(zhì)表面粗糙度更顯著，滲透性更佳，但高能量激光對已脫礦牙本質(zhì)存在過度預(yù)備，且可能使被照射牙本質(zhì)表面結(jié)構(gòu)及成分發(fā)生變化，而影響粘接性能［5］。對此，Nahas等［6］評估不同能量密度（10 Hz，40、60、80、100、120 mJ）鉺激光對牙本質(zhì)表面的熱影響，指出能量大小與表面彈坑狀結(jié)構(gòu)呈正相關(guān)，在所有激光組，被照射牙本質(zhì)表面均存在已碳化的黑色層，60 mJ組膠原纖維的變化最小。Trevelin 等［7］探討Er：YAG激光脈沖持續(xù)時間（2 Hz，80 mJ，50、300、600 μs）對牙本質(zhì)膠原纖維的影響，發(fā)現(xiàn)被改變牙本質(zhì)厚度與脈沖持續(xù)呈正相關(guān)，50 μs 是合適的選擇，不會引起牙本質(zhì)超微結(jié)構(gòu)改變，而其他組被照射牙本質(zhì)表面發(fā)生了熔融、碳化，失去了原纖維間間隙。有研究表明，對于乳牙單純使用較高能量（10 Hz，200 mJ）Er：YAG 激光后牙本質(zhì)表面玷污層消失，形成了清晰的牙本質(zhì)小管口，在更高能量密度（10 Hz，300 mJ）處理時，表面才形成微裂，由此鉺激光具體的參數(shù)值對于不同類型牙齒處理后的理化性質(zhì)至關(guān)重要［8］。

綜上所述，選用Er：YAG 激光進行窩洞預(yù)備時，為保護牙髓活力，合適的參數(shù)范圍及噴水冷卻是必不可少的。相較激光對牙髓的熱影響，被照射牙本質(zhì)表面發(fā)生熔融、膠原間隙變小，限制粘接劑深入更值得關(guān)注，由此為保證足夠粘接強度及持久性，建議采用較小參數(shù)模式進行牙體硬組織預(yù)備。

2.2 Er：YAG 激光去除腐質(zhì)、窩洞預(yù)備

研究認(rèn)為，與機械預(yù)備法相比，Er：YAG 激光（20 Hz，560 mJ）照射形成的牙本質(zhì)表面因玷污層缺失、牙本質(zhì)小管暴露及蜂窩狀結(jié)構(gòu)出現(xiàn)，更有利于粘接修復(fù)［9］。以上研究對象為健康人牙本質(zhì)，未探討Er：YAG 激光在齲壞牙本質(zhì)對粘接強度的影響。Cersosimo 等［10］分別評估了短脈沖Er：YAG 激光（2 Hz，80 mJ）和傳統(tǒng)機械法處理健康、齲壞牙本質(zhì)后的粘接強度，認(rèn)為此激光可改善兩種牙本質(zhì)的粘接強度，主要由于短脈沖Er：YAG 激光幾乎不會對牙本質(zhì)產(chǎn)生熱損傷，且可去除玷污層，并增加牙本質(zhì)表面粗糙度。有研究者為避免碎屑云吸收部分能量，并阻礙激光束直接作用于目標(biāo)組織，于體外對比研究量子方波脈沖模式下Er：YAG 激光（3.75 Hz，250 mJ，50 μs）和傳統(tǒng)車針預(yù)備后混合層厚度，發(fā)現(xiàn)前者所形成的混合層厚度為后者的三倍，且較少產(chǎn)生裂紋，因此更有利于復(fù)合樹脂粘接，同時此模式下90%能量可直接傳遞至目標(biāo)組織，避開碎屑屏障，并減少對鄰近組織的熱損傷。

然而，有研究者發(fā)現(xiàn)，與傳統(tǒng)機械預(yù)備法相比，激光照射牙本質(zhì)后因其膠原纖維變性，減小原纖維間間隙而限制粘接劑滲入；加之界面壓力增大，使變性牙本質(zhì)下方產(chǎn)生微裂等因素，導(dǎo)致Er：YAG 激光預(yù)備后牙本質(zhì)界面的粘接強度顯著低于傳統(tǒng)車針預(yù)備組，且鉺激光處理組內(nèi)出現(xiàn)了 邊 緣 滲漏［11，12］。同樣，Shirani 等［13］認(rèn)為，隨著Er：YAG 激光（30 Hz，140 mJ）照射距離的增加，被照組織表面產(chǎn)生的消融更溫和、深度更淺，更有利于粘接劑滲入，因此牙本質(zhì)與樹脂的剪切粘接強度增加，并降低了激光照射的副作用。Trevelin 等［14］探索Er：YAG 激光（2 Hz，80 mJ）不同脈沖持續(xù)時間（50、300、600 μs）對牙本質(zhì)粘接強度的影響，結(jié)果顯示，24 h 后對照組較激光組有較高剪切粘接強度，此結(jié)果同樣歸因于被照射區(qū)域膠原纖維變性，同時發(fā)現(xiàn)，脈沖持續(xù)時間不會影響粘接效果，且牙本質(zhì)組織結(jié)構(gòu)的永久性改變，儲存12 個月后樣本的粘接強度未見下降。為進一步探索激光照射牙本質(zhì)后，粘接強度降低的原因，He 等［15］對鉺激光（300 μs，100 mJ）照射后牙本質(zhì)表面的理化性質(zhì)進行了評估，發(fā)現(xiàn)牙本質(zhì)表面厚度在15 μm 以內(nèi)，其納米硬度及彈性模量均降低，但超過15 μm 其機械性能與對照組無差異。同時，被照射后的牙本質(zhì)區(qū)域出現(xiàn)再結(jié)晶，膠原纖維損傷或消失，但礦物含量梯度及鈣磷比值未變化，其認(rèn)為上述牙本質(zhì)結(jié)構(gòu)的改變，將對樹脂-牙本質(zhì)粘接強度產(chǎn)生消極影響。

2.3 Er：YAG 激光蝕刻作用

為確保牙體與修復(fù)體間良好的封閉，減少微滲漏，獲得強大粘接力，選擇恰當(dāng)牙本質(zhì)表面的蝕刻方法是必需的。為了克服全酸蝕刻后脫礦層未被粘接劑完全滲入，及自酸蝕形成的混合層薄，樹脂突少的不足，越來越多學(xué)者嘗試用Er：YAG 激光替代傳統(tǒng)蝕刻方法。Aljdaim 等［16］評估Er：YAG 激光（15 Hz，100 mJ）蝕刻牙本質(zhì)后，牙本質(zhì)與Biodentin 和GC Fuji 粘接強度的變化，發(fā)現(xiàn)激光蝕刻可顯著增加牙本質(zhì)與兩者的剪切粘接強度，主要原因為激光照射可去除玷污層，形成微小不規(guī)則表面，促進樹脂突形成；而GC Fuji的粘接強度優(yōu)于Biodentin，前者主要依靠化學(xué)粘接，激光照射可使牙體表面鈣磷比增加。另外，其發(fā)現(xiàn)長脈沖模式Er：YAG 激光（15 Hz，100 mJ）蝕刻牙本質(zhì)后，牙本質(zhì)有機成分顯著減少，鈣離子重量比顯著增加，鈣磷比增加，從而改善樹脂充填材料與牙本質(zhì)間的化學(xué)粘接強度［17］。Souza-Gabriel 等［18］發(fā)現(xiàn)，高能量Er：YAG 激光（4 Hz，200 mJ）照射漂白后的牙本質(zhì)聯(lián)合全酸處理，產(chǎn)生的剪切粘接強度類似于未漂白的對照組，由此可見Er：YAG 激光蝕刻可加速漂白劑中自由基釋放，從而改善其粘接強度。

然而，Er：YAG 激光蝕刻牙本質(zhì)表面的有效性仍存在爭議。有學(xué)者認(rèn)為，Er：YAG 激光照射牙本質(zhì)時，隨溫度增加，膠原纖維變性，牙本質(zhì)基質(zhì)消融、玻璃化，使得激光蝕刻不僅未改善牙本質(zhì)-樹脂間的粘接強度，反而有所降低［19］。Shafiei 等［20］對選用硅酸鈣類生物陶瓷材料（AMTA，BD，美國）蓋髓，經(jīng)Er：YAG 激光（10 Hz，60、80、100 mJ）蝕刻后，發(fā)現(xiàn)對于硅酸鈣類生物陶瓷材料，為保證足夠粘接強度，自酸蝕、全酸蝕或激光蝕刻（60、80 mJ）是必需的，但Er：YAG 激光蝕刻不僅未改善粘接性能，反而對產(chǎn)生了消極影響。但上述研究僅對儲存了72 h 的樣本進行了評估，忽略了粘接耐久性的探討。de Azevedo 等［21］用兩種參數(shù)Er：YAG 激光（2 Hz，80 mJ，50 μs；10 Hz，50 mJ，50 μs）預(yù)備齲感染及健康牙本質(zhì)，發(fā)現(xiàn)Er：YAG 激光對兩種牙本質(zhì)的粘接持久性無顯著改善。

3 展 望

綜上作述，一定參數(shù)范圍內(nèi)的Er：YAG 激光加之噴水冷卻，不會對牙髓產(chǎn)生熱損傷，但較大功率、能量密度、脈沖持續(xù)時間下的激光預(yù)備牙本質(zhì)后，因其表面熔融、微裂等形態(tài)變化，限制粘接劑滲入，可降低粘接強度、縮短粘接持久性。但因各研究所選用的儀器、激光參數(shù)、粘接系統(tǒng)、研究方法及測試指標(biāo)等的不同，致Er：YAG 激光照射對恒牙牙本質(zhì)的粘接性能仍存在爭議。目前，關(guān)于Er：YAG 激光蝕刻對牙本質(zhì)粘接性能的研究僅有體外實驗，體外實驗不能完全模擬口腔內(nèi)真實環(huán)境，因此，進一步臨床研究是必須的。另外，大多數(shù)研究選用健康人牙本質(zhì)作為研究對象，忽略了齲質(zhì)對激光及粘接強度的影響。