激光蝕刻牙體組織在直接粘接技術中的研究進展

劉敏 張寬收 劉青梅,3

1.山西醫科大學口腔醫學院 太原030001；2.山西大學光電研究所量子光學與光量子器件國家重點實驗室山西大學極端光學協同創新中心 太原030006；3.山西醫學科學院 山西白求恩醫院口腔科 太原030032

近年來，粘接材料和粘接技術的快速發展與應用使牙體修復學有了快速發展。在粘接技術中玷污層、粘接劑、混合層、樹脂突、牙本質等是影響粘接性能的重要因素，其中去除玷污層、形成混合層是關鍵[1-2]。為了形成高強度混合層，許多學者致力于改善牙體粘接面的研究。

酸蝕牙體是傳統粘接技術中的關鍵步驟，然而有學者[3]認為酸蝕后的牙體組織與粘接劑間的長期穩定性需要進一步研究。激光引入口腔以來，已與傳統方法聯合使用或作為傳統方法的替代品表現出獨特的優勢，如高效、舒適、微創等[4]。在牙體粘接技術中，激光蝕刻[5]牙體組織為牙面預處理方式提供了可行方法。然而，國內外文獻中激光對牙體組織的蝕刻作用的效果報道不一。本文就牙體粘接技術中激光對牙體硬組織的蝕刻作用作一綜述。

1 酸蝕在牙體粘接的研究進展

1.1 酸蝕對釉質粘接的作用

釉質作為高度礦化的組織，傳統的釉質粘接系統中釉質酸蝕劑通常為30%左右的凝膠型磷酸。掃描電子顯微鏡下可見，經酸蝕后的釉質表面呈現脫礦樣的蜂窩狀粗糙面，脫礦釉質為3種模式[6]：1）釉柱中心脫礦為主；2）釉柱周圍脫礦為主；3）釉柱和釉柱周圍均脫礦。粘接過程中，粘接樹脂進入釉柱間及釉柱內5~50 μm的微孔中，形成大樹脂突和微樹脂突，微樹脂突彼此交聯的網狀結構成為釉質粘接微機械固位的基礎。然而，臨床使用磷酸溶液酸蝕釉質后表層脫礦，也具有潛在的缺點[7]：粘接樹脂未能完全滲入形成樹脂突，潛在的空隙更易長期受酸攻擊。且有研究[8]表明，釉質的抗剪切強度與是否經過酸蝕無明顯差異，理想的釉質粘接界面有待進一步研究。

1.2 酸蝕對牙本質粘接的作用

牙本質含有較釉質多的有機物。目前全酸蝕粘接中酸蝕劑為較強的無機酸，玷污層在沖洗后被去除，濕潤的牙本質界面粘接樹脂與牙本質膠原形成混合層，成為影響粘接強度的主要因素[3]。然而，在膠原纖維網深部區域形成粘接樹脂未滲入的含水微小空隙，外界物質分子或離子在空隙內擴散和滲透，且膠原纖維在水和基質金屬蛋白酶的長期作用下極易被降解并破壞形成納米滲漏，影響長期粘接效果。自酸蝕粘接酸蝕劑為較弱有機酸，酸蝕過程自行終止，酸蝕后的玷污層被溶解或改性。Nagura等[9]在激光共聚焦掃描鏡下觀察到使用自酸蝕處理的粘接界面，粘接層出現裂紋。有實驗[8-9]通過表面自由能分析顯示，自酸蝕粘接劑組具有較低的初始抗剪切強度及抗疲勞強度，自酸蝕粘接術仍未能實現理想粘接效果。

2 激光對牙體硬組織蝕刻作用的研究進展

2.1 激光用于牙體組織蝕刻的提出

激光照射牙體的無痛性，使用中無明顯振動或熱效應產生，極大方便臨床使用[10]。對激光蝕刻后的牙體進行物理和化學分析，相關研究[11]表明，其是酸蝕刻的良好替代品。目前“激光蝕刻”的概念尚處于發展階段[12]。Visuril等[13]通過實驗證實激光處理的牙本質為復合材料提供了良好粘接面。近年來有學者[14]在掃描顯微鏡下觀察到激光蝕刻釉質后出現蜂窩狀和隕石坑狀外觀，一如酸蝕后的牙體表面，且粘接強度增強；另有學者[15-16]認為，激光與酸聯合蝕刻牙本質后可獲得較二者單獨使用更好的粘接效果。而Zahra等[17]認為激光蝕刻單獨或者聯合酸蝕刻均未見粘接強度增強。

2.2 激光對牙體硬組織蝕刻作用的機制

鉺釔鋁石榴石激光是目前常用的牙體硬組織蝕刻激光之一，其2種類型分別為鉺釔鋁石榴石（erbium: yttrium aluminum garnet，Er:YAG）激光（2.94 μm）和Er,Cr:YSGG激光（2.78 μm）[18]。鉺激光的波長接近牙體硬組織中水（3.0 μm）和羥磷灰石（2.8 μm）的吸收峰值，鉺激光照射牙齒硬組織表面時，牙體組織中的水和羥磷灰石迅速吸收能量，牙體表面溫度升高，水分子汽化膨脹，產生“微爆炸”?！拔⒈ā边^程中有機、無機粒子噴射，形成不規則的牙體表面，牙體硬組織脫礦且不產生玷污層[7]。掃描電子顯微鏡顯示激光蝕刻的牙本質小管開放，且牙本質小管直徑較酸蝕后的小，更利于形成粘接界面[10]。掃描電子顯微鏡下，激光蝕刻釉質產生粗糙的表面，類似酸蝕刻后的圖案，促進粘接樹脂滲透到不規則的孔隙中，形成樹脂突，進而產生微機械固位；同時可見較淺的微裂紋，發揮固位形作用[5]。激光蝕刻牙本質可獲得最大程度的牙本質小管開放，且表面典型的不規則微固位形，無玷污層，無牙本質熔融及熱損傷現象，形成了有利的粘接面[19]。然而，有學者認為激光蝕刻牙本質后粘接性能無明顯改善：其一因激光照射牙本質后，牙本質小管部分阻塞，產生了不利于粘接的界面[20]；其二因“樹脂限制理論”，即激光蝕刻牙本質后，膠原纖維融合，膠原纖維網難以維持，樹脂在牙本質擴散受限，影響混合層形成，不利于粘接修復[17]。

3 激光對牙體硬組織蝕刻作用的效果評價

3.1 激光對牙體硬組織蝕刻作用的安全性

研究證實，Er:YAG激光參數在40 mJ、10 Hz以內可以安全有效地進行牙本質蝕刻，此時掃描電子顯微鏡下可見牙本質表面稍顯粗糙，牙本質小管開放，無玷污層產生且未見明顯裂紋樣結構。然而有學者[21]提出，激光照射后，牙髓腔溫度升高，對牙髓有明顯損傷；牙本質顯微硬度降低。早先已有相關研究[18]表明，在能量密度較高的情況下，牙體表面出現裂紋是不可避免的；較高的能量密度也會導致髓腔溫度過快升高，造成牙髓受損。因此選定合適的參數極為關鍵。

3.2 激光蝕刻在牙體直接修復中對牙體粘接強度的影響

力學性質分析對牙體粘接修復后充填材料的應力分布著重要的作用，激光蝕刻牙體組織后進行粘接強度等力學性能測試至關重要[21]。不同學者利用激光對牙體蝕刻后行粘接強度測試結果各異。有學者認為，單純的脈沖摻釹釔鋁石榴石（neodymium: yttrium aluminum garnet，Nd: YAG）激光照射不能改善釉質的粘接性能，但激光技術與酸蝕技術的聯合應用，即激光照射后以35%磷酸酸蝕，可獲得比單純酸蝕刻更高的粘接強度。一些學者[22-23]通過Er:YAG激光也支持：激光與磷酸的聯合使用是一種有價值的方法，可提高釉質的粘接強度。Gan等[24]的體外實驗發現，牙體表面Nd:YAG激光預處理對牙本質粘接有一定的積極作用，且老化后仍能保持良好的粘接效果。Nd:YAG激光照射牙本質的實驗證實，Nd:YAG激光可明顯改善牙本質的粘接性能且抗張粘接強度顯著高于不處理組。

適宜的激光強度去除玷污層，對膠原纖維無影響，可以增強牙本質粘接強度[25]。然而激光蝕刻粘接強度下降的原因，有研究認為與牙體表面裂紋形成有關：掃描電子顯微鏡下在樹脂-釉質界面，釉質突間可見25 μm深的裂紋；而樹脂-牙本質界面可見15 μm深的裂紋，牙體存在表面下廣泛裂紋并不利于粘接[7]。其他學者[26-27]認為，高密度激光蝕刻牙體，照射區的牙體組織表現為熔融狀，且對酸的抵抗增強，玷污層未能全部去除，難以形成微機械固位，故粘接強度較弱。

3.3 激光蝕刻在牙體直接修復中對修復材料密合度的影響

Gan等[24]認為，激光蝕刻降低了牙體粘接后微滲漏的程度，進而提高了樹脂粘接的持久性。Phanombualert等[28]也認同此觀點，他們利用Er:YAG激光研究體外V類洞充填修復后邊緣滲漏的程度。實驗結果表明，激光組在復合樹脂修復后邊緣微滲漏量明顯減少。Sanhadji El Haddar等[29]發現，激光預備同鉆預備牙體后的粘接修復效果相同。有學者發現，通過單純的脈沖Nd:YAG激光照射，一定程度上改善了釉質與復合樹脂的密合度，但激光照射后再用35%磷酸酸蝕可顯著改善釉質與復合樹脂的密合度，減少微滲漏；牙本質的粘接中Nd:YAG激光蝕刻牙本質壁后，可提高洞壁的密合度并能較好地封閉洞壁內的牙本質小管口。Phanombualert等[28]認為，Er:YAG激光預處理牙表面后微觀機械形態與微滲漏量減少有關。牙本質滲透性取決于牙本質小管的大小和通暢程度，而結合強度隨著牙本質含水量的增加而減弱[19]。另有研究[24]表明，激光蝕刻后微滲漏發生減少與牙本質小管直徑較小有關。激光蝕刻使管間牙本質脫礦，而酸蝕后的脫礦樣改變發生在管周牙本質，同酸蝕后的牙本質小管直徑相比，激光蝕刻后牙本質小管直徑較小。因此，牙本質液的滲出減少，對牙體粘接后降低微滲漏發生率具有積極意義。

4 不同類型的激光用于蝕刻的研究進展

4.1 Er:YAG激光

目前，鉺激光是激光蝕刻牙體中常用的激光。研究[30]表明，其對牙體硬組織的作用機制與上文所述“微爆破”理論有關。有學者以不同激光參數處理不同深度的牙本質。Karadas等[31]認為，激光蝕刻后的牙本質粘接強度主要與不同牙本質層有關。Alaghehmand等[32]則認為，不論淺層還是深層牙本質，激光蝕刻后均未能改善牙本質粘接性能。鉺激光照射牙體的參數設置（如激光能量、頻率、脈沖方式和輻照時間等）與粘接性能密切且相關[33]，對于不同研究的粘接強度異質性較高，Zhang等[34]認為，研究數量少是主要原因。但鉺激光蝕刻能否代替酸蝕技術以及如何設置最佳激光參數以獲得良好粘接效果，尚需進一步研究。

4.2 Nd:YAG激光

Nd:YAG激光屬固體激光器，波長為1.06 μm，近紅外光。相關研究表明，Nd:YAG激光蝕刻牙體與酸蝕刻相比，激光蝕刻牙體后表面粗糙多孔，且深度較大，是有利的粘接界面，故Nd:YAG可作為酸蝕的替代方法。而Al-Omari等[21]認為，Nd:YAG為高能量密度激光，其蝕刻牙齒硬組織后牙體表面硬度降低，牙齒的應力分布與抗折發生改變，未能提高粘接性。

4.3 CO2激光

CO2激光的能量可被牙體組織良好吸收，但穿透深度幾乎不會大于0.1 mm，牙本質在CO2激光照射后經歷了從固體到液體到蒸汽可靠而穩定的相變過程。較低密度激光照射后，牙體組織表現出良好的粘接性；當激光能量達12 J·cm2時，牙本質表面因有機成分汽化出現碳化層，在高度碳化的表面覆蓋著一層高度無機化合物，可能會削弱激光與牙本質結合強度[26]。

4.4 二極管激光

波長較長的激光，如980 nm二極管激光更易被水吸收；而波長較短的激光，如810 nm激光更易被黑色素吸收。由于較短的激光波長（808 nm）對水的吸收較少，相比較長的激光波長可以提高牙表面溫度，導致牙本質的形態變化，從而對粘接產生不同程度的影響。以940 nm激光蝕刻牙體組織后通過兩步法全酸蝕行直接粘接修復，結果表明結合強度未見統計學增強，這是由于牙體組織對二極管激光較少吸收。而以970 nm激光聯合全酸蝕粘接技術在掃描電子顯微鏡下可觀察到粘接劑滲入牙體形成較大的樹脂突。二級管激光蝕刻牙體組織未能有一致結論，尚需進一步的實驗探討其蝕刻效果。

利益沖突聲明：作者聲明本文無利益沖突。