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Er∶YAG 激光切割对牙本质粘接耐久性的影响
2017-04-01 16:56:27  作者:何正娣,岛田康史,田上顺次,胡学娟,陈玲  来源:网络
  • 采用 Er∶YAG 激光或快机切割牙本质,SE Bond 粘接修复后浸水 6 个月,用微剪切实验测试评估两种切割方法对粘接效果的影响. 20 颗离体磨牙制备获 40 片牙本质切片,随机分为激光组 ( Er∶YAG 激光切割,20 片) 和快机组 ( #600 沙砾磨砂纸打磨,20 片) . 每切片用 SE Bond 粘接 8 个树脂柱,在浸水 24h、7 d 和 6 个月后,依次用微剪切实验测试粘接强度. 测试结果用 one-way ANOVA 和 t-test 统计分析 ( 标准差为 0. 05) . 并采用走查扫描电镜观察粘接破折面形态. 结果显示,激光切割牙本质粘接强度在浸水 6个月后显著低于激光组浸水 24 h 和 7 d 后,且低于对照快机组的粘接强度. 说明采用两步法自酸蚀粘接系统 SE Bond 在激光切割的牙本质上未获得长期稳定的粘接效果.

  自 20 世纪 80 年代后期开始,Er∶YAG 激光 ( λ= 2 940 nm) 作为牙科硬组织治疗仪的开发成为口腔医学研究的热点之一[1-2]. 经过多年努力,1997年,Er∶YAG 激光因能有效避免激光直接作用所导致的热效应等不利影响,将牙体硬组织切割、冷却和清洁等功能合而为一,减轻术中患者的不适感,获美国食品和药品管理委员会 ( Food and Drug Ad-ministration,FDA) 批准成为美国临床牙体硬组织的切割激光. 目前,Er∶YAG 激光用于龋坏牙体硬组织的切割及窝洞预备的舒适性、安全性和有效性已被广大临床医生和科研人员认可. 许多研究者认为,Er∶YAG 激光是用于龋病治疗的理想新技术,有望替代传统机械涡轮手机用于临床龋病治疗[1-3].

  Aoki 等[3-6]对快机切割与 Er∶ YAG 激光照射切割牙本质表面的形态学特征进行了研究,发现快机切割后牙本质表面存在一层主要由塌陷的纤维网状结构、牙本质碎屑、细菌及唾液中的一些有机成分混合交织而成的玷污层,牙本质小管口形态模糊不清,而 Er∶YAG 激光切割后牙体表面没玷污层,牙本质小管开放,组织表面粗糙不平呈鳞片状,随着能量增加,照射表面会出现断裂和碎屑. He 等[5]发现,被 Er∶YAG 激光照射后的牙本质表面渗透性下降,耐酸性增强,激光切割会导致照射面下方形成约 15 μm 厚的牙本质轻微变质层,该变质层的耐酸性低于正常牙本质,且存在微裂纹和碎屑.

  用Er∶ YAG激光切割制备的窝洞无法达到 G V Black 洞型的底平壁直要求,该窝洞边缘不整齐、洞壁不光滑且洞底粗糙不平,因而只适于有粘接性的充填材料的修复. 牙本质小管与树脂之间形成树脂突的微机械固位是树脂粘接的主要机制,有研究者认为Er∶ YAG激光照射切割的牙本质表面,小管开放,有利于粘接树脂的渗透与树脂柱的形成,可减小树脂和牙体粘接之间的微渗漏,此形态特征有利于牙本质和树脂的粘接,增加粘接强度[3,6-7]. 围绕Er∶ YAG 激光照射牙本质的粘接性能,研究人员展开了多种测试性工作. 有论文报道了自酸蚀粘接剂处理 Er∶YAG 激光切割牙本质后可获得较强的粘接强度[3,7]. 但有些研究报道结果相反,如文献[8]认为 Er∶YAG 激光预备后牙体组织的粘接强度不稳定,提出激光切割牙本质的长期粘接效果有待考察,文献[9]发现一步法自酸蚀粘接剂 TS Bond 粘接修复激光切割后的颈部牙本质,在浸水 1 年后粘接强度明显下降. 有研究者认为,激光照射后牙本质的粘接界面性质发生改变及次腐蚀层的存在,是影响粘接强度及远期临床修复效果的主因[5,10-11].

  两步法自酸蚀粘接系统 SE Bond 较一步法自酸蚀粘接系统 TS Bond 对牙本质的渗透作用更强,该粘接系统是目前临床运用较广、粘接强度最强的牙本质粘接剂之一,该粘接剂在快机切割的牙本质已获得了稳定的粘接效果[12-13]. 因 此, 本研究假设SE Bond 能够在激光切割的牙本质中获得稳定可靠的粘接效果. 通过实验对 Er∶YAG 激光切割和快机切割牙本质的表面形态进行观察,分别对 SE Bond粘接 24 h、7 d 和 6 个月激光或快机切割后牙本质-树脂的微剪切强度进行测试,讨论牙本质切割方法、粘接界面处理对粘接修复长期稳定性的影响,以及次腐蚀层对粘接剂渗透作用的影响,研究粘接剂-牙本质作用机制,为临床 Er∶YAG 激光切割后牙本质的粘接修复方法的改进提供实验室依据.

   1.实验  

    1. 1 实验材料

  粘接剂选用日本可乐丽菲乐公司的双液型自酸蚀粘接系统 Clearfil SE Bond,树脂为日本可乐丽菲乐公司的 Clearfil AP-X,A3 色系.

  1. 2 实验设计与实验仪器

  实验流程见图 1. 微剪切粘接力测试研究实验所用的 20 颗无龋第 3 磨牙都是 1 个月内从人体拔下后,保存于 - 4 ℃ 纯净水中. 每颗离体磨牙沿颊舌向纵切,获得 2 片约 1 mm 厚的中层牙本质切片,然后随机分为激光组和快机组. ( 快机组: 为获得平整的类似快机切割后的玷污牙本质表面,样本用#600 沙砾的磨砂纸打磨并保持打磨后粘接面的湿润; 激光组: 牙本质切片的粘接面用 Er∶YAG 激光的蓝宝石辐射探头均匀垂直辐射切割. ) 每组 20 个牙本质切片 5 例用于微观形态学观察,余 15 例用于树脂粘接后微剪切粘接强度测试.

  图 1 样本准备流程图

   1. 2. 1 低速精密切片机

  制备牙本质切片采用美国 Isomet,Buehler,Lake Bluff IL 低速切片机.1. 2. 2 Er∶ YAG 激光治疗仪采用日本东京长田 Erfine400 激光仪照射切割牙本质. 参数设置: λ = 2 940 nm,探头是直径为0. 6 mm 的接触式蓝宝石探头,垂直照射模式; 100MJ / 脉冲, 每 脉 冲 为 30 μm、 10 Hz, 水雾冷却模式.

    1. 2. 3 扫描电子显微镜

  (scanning electron micro-scope,SEM)使用日本东京电子株式会社 JSM-5310LV SEM( 附带扫描图像记录系统) 观察牙本质的微观形态,并进行粘接破折面的分类统计.

    1. 2. 4 万能材料实验机

  测试微剪切粘接强度使用日本岛津株式会社制的万能材料实验机. 该设备传感器设置为 500 N,预载荷为 5 N,拉伸速度为 1 mm/min.1. 3 微剪切强度测试按照 SE Bond 粘接剂的使用说明,用表面处理剂和粘接剂处理粘接牙本质界面,在发光二极管( light emitting diode,LED) 光固化粘接剂前将内径约 0. 8 mm,高约 0. 5 mm 的透明聚合玻璃纤维管平置于处理后的牙切片表面,光照 10 s 后,将 ClearfilAP-X 树脂轻填到纤维管中形成树脂柱,每个牙本质切片粘接 8 个树脂圆柱,光固化 40 s 后移除透明聚合玻璃纤维管,再将样本保存于 37 ℃ 的纯净水中. 依次在 24 h、7 d 和 6 个月后,用万能材料实验机测试微剪切粘接强度. 测试装置示意图如图 2.测试前先将所有样本在 30 倍光学显微镜下检查. 若发现粘接面有缝、树脂柱内有气泡、有破折纹于粘接体内或粘接界面内,均被认为是粘接失败的树脂柱,不能用于粘接强度测试. 使用万能材料实验机测试可获得样本拉伸断裂时的最大荷载,再通过换算可获得粘接强度. 每组样本测试 14 个树脂柱,取中间的 10 个数据. 结果用统计产品与服务解 决 方 案 ( Statistical Product and Service Solu-tions,SPSS) 软件 SPSS 13. 0 进行方差分析.

  换算式为:

  微剪切强度 = 最大载荷/试件截面积 (1)

  图 2 微剪切强度测试示意图

    1. 4 SEM 观察

  将需 SEM 观察的牙本质样本浸泡在体积分数为 10% 的福尔马林中性缓冲液 24 h 后,经乙醇梯度脱水,再浸于六甲基二硅氮烷 30 min,在室温下放置 24 h 彻底干燥,表面经喷金镀膜后走查扫描电镜观察.测试后,所有牙本质样本的粘接破折面都在SEM 下进行分类统计. 分类标准见表 1.

  表 1 牙本质样本分类标准

       2。结果与讨论

  表 2 给出了各组的 10 个微剪切粘接强度的平均值及标准差. 其中,不同的上标字母表示了样本组间有明显差异 ( 标准差 P = 0. 05) . 表 3 统计了各实验组的微剪切粘接测试后的破折面 SEM 观察结果. 其中,每组观察 10 个树脂柱,数值表示各组各种类型破折的树脂柱数目,A、B、C、D、E为按照表 1 分类的 5 种类型的破折方式. 典型的激光切割面和粘接破折面的 SEM 图像见图 3.

  表 2 SE Bond 粘接牙本质的微剪切力粘接强度1)

  表 3 微剪切测试后不同破折面的 SEM 分析

  2. 1 微剪切粘接强度

  分别采用 SE Bond 粘接剂粘接修复快机切割和激光切割的牙本质,依次在浸水 24 h、7 d 及 6 个月后,测试各组的微剪切强度.由表 2 可见,采用 SE Bond 粘接剂粘接修复快机切割的牙本质,其微剪切强度无显著差异; 但是激光组牙本质样本的微剪切强度,虽然在浸水 24 h和 7 d 后无显著变化,但在 6 个月后,微剪切强度为 ( 24. 863 ± 3. 060) MPa,明显低于激光组在浸水24 h 及 7 d 后的结果,也低于快机组浸水 6 个月的粘接强度 ( 标准差 P < 0. 05) .

  已有学者对 Er∶YAG 激光切割后牙本质的粘接强度做了大量实验,主要针对激光照射牙本质的 24h 粘接强度进行测试[6-8]. 目前鲜见关于树脂粘接激光切割后牙本质的远期粘接效果的跟踪评估. 关于激光切割牙本质的即刻粘接力,研究结果也差异较大. 如有研究人员用现临床用的牙本质粘接剂修复激光照射牙本质获得了较强的粘接力,但亦有人获得了较低的粘接力[7-8]. 这些差异可能跟选用的粘接系统、粘接强度测试方法,甚至跟踪测试所用时间相关.

  图 3 激光切割牙本质与破折面的 SEM 图像

  因此,本实验用微剪切粘接力测试跟踪记录了6 个月的激光切割后牙本质的粘接强度. 通过比较24 h、7 d 和 6 个月的微剪切粘接强度, 讨论 SEBond 处理 Er∶ YAG 切割牙本质的粘接效果的耐久性和稳定性.

  微剪切力实验是目前用于测试口腔材料粘接强度的最常用方法之一[12-14]. 该方法将树脂柱粘接于平整的牙本质表面,避免了窝洞形态对树脂聚合收缩对粘接强度的影响,测试前树脂柱在显微镜下检查并排除掉充填失败的样本,能较真实地反应牙本质与树脂的粘接强度[13]. 实验选用自酸蚀粘接系统 SE Bond,文献[12,15]研究发现,该粘接系统在粘接快机切割后牙本质可获得长期稳定可靠的粘接效果. 在本实验中,SE Bond 粘接快机切割的牙本质,在 24 h、7 d 及 6 个月后的粘接强度均超过40 MPa,且无显著差异,与文献报道一致[12-13]. 但在 37 ℃ 的纯净水中储存 6 个月后,激光组的粘接强度平均为 24 MPa,明显低于快机组 6 个月以及激光组 24 h 和 7 d 的粘接强度.

  次腐蚀层的存在可能是粘接强度降低的原因之一. 有报道激光切割后牙本质有微裂痕及微碎片的次腐蚀层的存在[3,5-6],在文献[5,9]的实验中发现次腐蚀层表层耐酸性较高,表层下耐酸性较正常牙本质低,而且存在许多微裂纹,随着时间推移,该层的弱耐酸性和微裂纹可能成为粘接渗漏的薄弱环节,这也可用来解释本实验在 SEM 下观察到激光组粘接测试破折多发生在牙本质层的原因.粘接剂的有效渗透力能够作为粘接强度下降的另一解释. 有研究报道自酸蚀粘接剂在快机切割的牙本质可形成 10 μm 渗透混合层[9,12-15]. SE Bond的粘接处理剂为弱酸性,p H≈2. 2,无法完全渗透照射表层到达次腐蚀层 ( 厚度达 15 ~ 18 μm)[12-13],不能形成有效的粘接混合层. 激光切割后牙本质表面渗透性低于快机切割牙本质[5,16],且表层牙本质耐酸性提高.

    2. 2 SEM 观察

  Er∶ YAG 激光切割后的牙本质在气吹干燥后呈冷白色,无碳化或碎裂现象. 如图 3 ( a) 和图 3( b) 所示,在 1 500 倍或 5 000 倍 SEM 下观察到辐射后牙本质表面粗糙、呈鳞状裂片状,但无碳化熔化,牙本质小管清晰显示,呈突起 “袖口” 状外观. 图 3 ( c) 为低倍扫描电镜图,显示整个树脂柱破折后的电镜形态. 图 3 ( d) 至图 3 ( f) 是其对应的高倍扫描电镜图. 在扫描电镜下,所有的实验组都未见到单纯的界面破坏样本,绝大多数样本为混合性破坏. 其中在快机组的粘接破折多为 A 型和C 型,激光组则以 B 型和 E 型破折多见. 如图 3( e) 和图 3 ( f) ,Er∶AYG 激光切割牙本质的粘接破折位置多位于粘接层与牙本质层之间,或者是在牙本质层内. 如图 3 ( d) ,由快机组样本结果可见,粘接破折类型中,以粘接层内破坏和粘接层与树脂层间的破坏占多数. 此次微剪切粘接强度测试实验还发现,激光照射后牙本质的粘接破折多发生在牙本质层内. 可见,次腐蚀层是整个粘接体系的薄弱环节,双液型自酸蚀牙本质粘接处理剂 SE Bond 未在次腐蚀层达到有效渗透厚度,不能形成有效的渗透,更未形成牢固的树脂牙本质混合层. 在激光切割牙本质的粘接修复过程中,15 μm 厚的次腐蚀层是粘接渗漏的薄弱环节[4-5].

  Er∶ YAG 激光切割牙本质后照射表面粗糙呈鱼鳞片状结构,这是因为 Er∶YAG 激光是通过牙体组织中的水分子吸收波长能量形成局部微爆炸区,达到切割牙体组织的目的[1-2]. 光热作用和光消融作用被认为是 Er ∶ YAG 激 光 辐 照 的 主 要 反 应 机理[1,4,17-18]. Er∶ YAG 激光发射的波长 2 940 nm 为水吸收辐射的峰值,同时也能被羟磷灰石中的 OH 基很好地吸收. 辐照过程中,入射能量能被牙本质晶体结构和有机成分里的水分子高效吸收,导致突然升温及水分蒸发并出现微爆现象,进而达到除去这些牙体组织的目的[1-2,19]. 微爆后的牙本质表面呈鳞状裂片状,照射面下方的牙体组织因吸收的能量不同而呈现不同的形态学特征. 因牙体组织中的水分子主要存在于纤维中,当 Er∶YAG 激光照射牙本质后,照射面下方牙本质层内的水分子也吸收激光能量,并发生膨胀汽化,因能量未达到切割要求,在照射面下方的牙本质层内表现为大量的微裂纹,这就是我们之前实验中报道的照射面下方的次腐蚀层.

  在次腐蚀层中的纤维结构也在 Er∶YAG 激光的热效应下发生变性破坏[5]. 对于 Er∶ YAG 激光切割后的牙本质表面的粘接效果一直存在争议. 有研究认为该表面粗糙,呈鳞片状的形态结构更利于粘接单体树脂的渗透,增强粘接力,但也有学者持相反观点,认为鳞状结构易碎、易破折,且 Er∶YAG 激光切割后的照射牙本质面下方存在激光腐蚀次层,该层带有微裂痕及微碎片[3,5,16]. 这些因素均可能影响到即刻 粘接强度以 及粘接的 长效性和稳 定性[9-10,16,20].

   3.结语

  通过对 SE Bond 粘接修复 Er∶YAG 切割牙本质的微剪切粘接强度的 6 个月跟踪测试,推翻了本研究关于 SE Bond 可在激光切割的牙本质可获得稳定可靠的粘接效果的假设. Er∶YAG 激光切割牙本质的表面形态和照射面下方存在的次腐蚀层,在临床上势必对粘接长期效果产生不利影响. 理想的激光照射后牙本质的粘接效果是粘接剂中的功能性聚合单体能完全渗透次腐蚀层并与次腐蚀层发生交联、共聚合,与次腐蚀层的牙本质共同固化成可靠的粘接混合层. 可见,要解决当前所面临的 Er∶YAG 切割牙本质的粘接修复问题,还需对激光切割后牙本质的理化性能和化学成分的改变做深层分析,从分子水平对功能性单体分子、聚合性单体分子在激光照射后牙本质的渗透、螯合和聚合机制作出合理解释,Er∶YAG 激光切割后牙本质的粘接需要用专门的酸蚀及粘接界面处理方法,方能获得稳定长效的粘接效果,进而促进牙科激光在临床上的推广应用[2,20].



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