陳 雪 孫廣迪 魏 飛 柏婷婷 朱 松

鉺釔鋁石榴石（erbium-doped: yttrium-alu minum-garnet，Er:YAG）激光自1989 年起應(yīng)用于牙體硬組織的實(shí)驗(yàn)研究[1]，到1997年，美國(guó)食品和藥物管理局確認(rèn)Er:YAG 激光用于口腔內(nèi)硬組織是一種有效和安全的技術(shù)[2]。目前，大量的實(shí)驗(yàn)室和臨床研究表明，Er:YAG 激光能有效地熔融牙本質(zhì)，對(duì)牙髓及周圍結(jié)構(gòu)的損傷較小，并且不會(huì)引起嚴(yán)重的熱副作用[3]。相較于傳統(tǒng)臨床操作，Er:YAG 激光能保留更多的健康牙體組織、誘導(dǎo)牙髓組織再生[4]，且具有抑菌、無(wú)震動(dòng)、少噪音等優(yōu)勢(shì)，因此，在牙本質(zhì)預(yù)備中得到日益廣泛的應(yīng)用。本文就牙本質(zhì)粘接機(jī)制、Er:YAG 激光處理牙本質(zhì)的作用機(jī)制和效果以及激光照射牙本質(zhì)后對(duì)粘接強(qiáng)度影響的相關(guān)因素作一綜述。

一、牙本質(zhì)粘接的機(jī)制

牙本質(zhì)經(jīng)機(jī)械預(yù)備后表面形成一層由有機(jī)和無(wú)機(jī)物質(zhì)組成的玷污層，玷污層的低表面能阻止了粘接劑成分滲入牙本質(zhì)，酸蝕-沖洗粘接劑可溶解去除玷污層，使牙本質(zhì)表面5～8 μm 脫礦，粘接劑成分滲入脫礦的牙本質(zhì)中形成混合層和樹脂突，從而發(fā)揮微機(jī)械固位[5]。自酸蝕粘接劑可部分溶解玷污層，使牙本質(zhì)表面部分脫礦，留下的大量羥基磷灰石微晶可與粘接劑中的酸性功能單體發(fā)生化學(xué)反應(yīng)，形成樹脂滲透且富含鈣的混合層，同時(shí)發(fā)揮微機(jī)械固位和化學(xué)結(jié)合作用[6]。盡管上述技術(shù)在牙本質(zhì)表面處理方面取得了良好效果，但仍存在不足之處，如自酸蝕形成的混合層較薄，酸蝕-沖洗后脫礦層未被粘接劑完全滲入。此外，酸蝕使牙本質(zhì)脫礦區(qū)域抵抗口腔微環(huán)境的能力下降，易導(dǎo)致齲壞[7]。

二、Er:YAG激光處理牙本質(zhì)的機(jī)制及效果

當(dāng)激光光束照射到組織上時(shí)，激光能量被吸收、轉(zhuǎn)移、反射和散射，而激光作用于組織的主要機(jī)制是吸收，且吸收程度與激光發(fā)射的特定波長(zhǎng)和目標(biāo)組織的光學(xué)特性有關(guān)。Er:YAG 激光是一種以鉺、釔、鋁石榴石為介質(zhì)的固體激光，對(duì)牙體硬組織預(yù)備原理為熱消融，其波長(zhǎng)為2940 nm，與牙體硬組織中水（3000 nm）和羥基磷灰石的羥基基團(tuán)（2800 nm）的主吸收峰接近。當(dāng)激光作用于牙體硬組織時(shí)，產(chǎn)生的能量一部分被牙體硬組織中的水和羥基磷灰石大量吸收，水分子汽化，組織內(nèi)部壓力急劇增加，導(dǎo)致牙體硬組織體積膨脹、結(jié)構(gòu)破裂，發(fā)生微爆破反應(yīng)[8]，而另一部分能量使牙本質(zhì)表面發(fā)生物理特性和化學(xué)成分的改變[9]。由于激光釋放的能量主要在淺層牙本質(zhì)中被吸收和水汽化消耗，因此在很大程度上降低了對(duì)牙髓和周圍組織造成的熱損傷[3]，從而實(shí)現(xiàn)精準(zhǔn)且有選擇性的無(wú)創(chuàng)切割牙本質(zhì)。

有研究[10]證明，使用低能量Er:YAG 激光預(yù)處理的牙本質(zhì)呈現(xiàn)典型的粗糙表面，無(wú)玷污層，牙本質(zhì)小管開放，管周牙本質(zhì)突出，粘接效果較酸蝕組更好。Nahas 等[11]研究證實(shí)，使用低能量的Er:YAG 激光預(yù)處理牙本質(zhì)與傳統(tǒng)方法相比較，牙本質(zhì)的粘接強(qiáng)度顯著增加。由于激光照射后能去除玷污層，打開牙本質(zhì)小管，有利于樹脂滲入形成樹脂突，且聚合后的樹脂突可部分封閉牙本質(zhì)小管，減少微滲漏，最終有利于修復(fù)體粘接的穩(wěn)定和持久[12]。此外，激光預(yù)處理牙本質(zhì)后形成的混合層較傳統(tǒng)機(jī)械預(yù)備厚，對(duì)咬合負(fù)載下修復(fù)體邊緣密封性的保持發(fā)揮重要作用[13]，且修復(fù)體在12 個(gè)月的評(píng)估期內(nèi)展現(xiàn)出較佳的的臨床表現(xiàn)[14]。

然而，有部分學(xué)者認(rèn)為使用Er:YAG 激光預(yù)處理牙本質(zhì)后粘接強(qiáng)度下降。Alaghehmand 等[8]研究證實(shí)Er:YAG激光照射后牙本質(zhì)表面下方出現(xiàn)微裂紋，受損區(qū)域的厚度可能超過混合層厚度，導(dǎo)致牙本質(zhì)的力學(xué)性能下降。也有學(xué)者證實(shí)激光處理后牙本質(zhì)表面下方5～10 μm 處存在激光改性層，影響與樹脂的粘接質(zhì)量，進(jìn)而導(dǎo)致臨床粘接失敗[9]。此外，有研究者使用拉曼光譜證實(shí)激光照射后，牙本質(zhì)中膠原纖維間的交聯(lián)鍵被破壞，且酰胺Ⅰ、酰胺Ⅲ和蛋白強(qiáng)度均降低[15]。這種變化導(dǎo)致膠原纖維變性且互相粘連，纖維間隙減少，限制了樹脂的滲入，從而導(dǎo)致粘接強(qiáng)度降低[16]。有學(xué)者對(duì)比研究了Er:YAG 激光與傳統(tǒng)機(jī)械預(yù)備牙本質(zhì)使用不同粘接系統(tǒng)后粘接性能的變化，發(fā)現(xiàn)激光預(yù)備后牙本質(zhì)粘接機(jī)制發(fā)生了改變，粘接界面沒有形成混合層，而是粘接劑直接與牙本質(zhì)接觸，對(duì)照組的粘接強(qiáng)度為53.2 MPa，而激光組粘接強(qiáng)度降至41.4 MPa[17]。Mirzaee 等[18]研究表明Er:YAG 激光照射牙本質(zhì)可以降低碳酸鹽和磷酸鹽的比，形成更穩(wěn)定和更不酸溶的化合物，故對(duì)粘接劑中酸性單體不敏感，脫礦作用不明顯，但是在臨床上，更穩(wěn)定的化合物可能對(duì)抑制修復(fù)體周圍的脫礦和齲壞有一定作用[14]。

筆者認(rèn)為，不同學(xué)者報(bào)告的粘接強(qiáng)度的差異與激光的可變參數(shù)、牙本質(zhì)條件不同及粘接劑種類的選擇等有關(guān)（圖1），針對(duì)不同條件牙本質(zhì)使用合適的參數(shù)和水冷時(shí)，Er:YAG 激光預(yù)處理牙本質(zhì)后能夠有效避免膠原纖維變性、產(chǎn)生微裂紋等不利結(jié)構(gòu)，且能提供更大的粘接面積。

圖1 影響Er:YAG激光預(yù)處理后牙本質(zhì)粘接強(qiáng)度相關(guān)因素

三、影響Er:YAG激光處理牙本質(zhì)的因素

1.激光參數(shù)：①脈沖持續(xù)時(shí)間：又稱為脈沖寬度，代表激光發(fā)射能量的時(shí)間段，它直接關(guān)系到激光處理牙本質(zhì)的熱效應(yīng)、消融率和組織形態(tài)。Trevelin等[19]在固定參數(shù)為80 mJ、2 Hz條件下，分別使用的脈沖寬度為50、300、600 μs激光處理牙本質(zhì)表面，結(jié)果50 μs組得到的牙本質(zhì)表面形態(tài)較其他組更粗糙且不規(guī)則，能夠更好的保持膠原纖維結(jié)構(gòu)和維持牙本質(zhì)有機(jī)層次的完整性。如果Er:YAG 激光照射的熱量過多會(huì)導(dǎo)致膠原纖維中穩(wěn)定多肽鏈的氫鍵斷裂，膠原纖維發(fā)生不可逆的熱變性。Trevelin 等[20]也測(cè)試了50、300、600 μs 脈沖寬度下Er:YAG 激光預(yù)處理后牙本質(zhì)改性層的厚度，結(jié)果顯示三組牙本質(zhì)改性層厚度分別為4.5、5.11、6 μm。此外，使用較短脈沖寬度時(shí)，能量用于消融牙體組織的消融率高于熱量擴(kuò)散到組織中的速率，且激光工作時(shí)間短，間歇時(shí)間長(zhǎng)，組織有足夠的時(shí)間冷卻，而使用長(zhǎng)脈沖寬度時(shí)組織沒有足夠熱量擴(kuò)散時(shí)間，從而導(dǎo)致更深的熱損傷[21]。Jiang 等[22]在參數(shù)為45 mJ、20 Hz 條件下，測(cè)試了激光脈沖寬度分別為20、30、40、50 μs時(shí)牙本質(zhì)消融量和牙髓腔溫度的變化，結(jié)果顯示相同處理時(shí)間內(nèi)，脈沖寬度為20 μs時(shí)，牙本質(zhì)消融量為90 mg，而50 μs 時(shí)消融量為62 mg，且20 μs 時(shí)髓腔溫度的升高速率較低。因此，相同脈沖能量的Er:YAG 激光，與長(zhǎng)脈沖寬度相比，短脈沖寬度更有利于牙本質(zhì)的粘接修復(fù)。②脈沖能量和重復(fù)頻率：脈沖能量表示一次激光脈沖輻射能量，激光的脈沖在一個(gè)重復(fù)頻率下呈周期性發(fā)射。Wang 等[23]研究發(fā)現(xiàn)能量在50～200 mJ，重復(fù)頻率在2～20 Hz 時(shí)Er:YAG 激光能夠更好的打開牙本質(zhì)小管，且使管周牙本質(zhì)更突出于表面，形成鱗狀和板層狀結(jié)構(gòu)。此外，Paryab[24]等研究結(jié)果表明，頻率為10 Hz 條件下，能量為300 mJ 時(shí)所獲得的的粘接強(qiáng)度較400 mJ 時(shí)增加了14.2%?？赡苁且?yàn)樵谳^高的能量和頻率下，激光產(chǎn)生過多的能量和熱量，導(dǎo)致牙本質(zhì)表面形成裂紋以及結(jié)構(gòu)發(fā)生崩解，引起有機(jī)物的分解使膠原纖維變性，形成熱變性層[25]，從而阻礙了粘接劑和牙本質(zhì)相互作用后混合層的形成，影響牙本質(zhì)強(qiáng)度和生物化學(xué)特性。雖然有很多學(xué)者研究了不同脈沖能量激光對(duì)牙本質(zhì)粘接強(qiáng)度的影響，但很少有人將兩種能量水平的Er:YAG 激光結(jié)合使用。在最近的一項(xiàng)研究中，學(xué)者使用200 mJ、20 Hz 的激光制備洞型，隨后使用80 mJ、10 Hz 的激光進(jìn)行牙本質(zhì)表面改性，結(jié)果顯示自酸蝕模式下使用兩種能量水平激光改性較單純使用高能量水平激光組粘接強(qiáng)度高10.72 MPa[26]。這表明低能量的激光有助于減少或消除熱變性層，從而促進(jìn)樹脂的滲透[26]。③照射距離：激光去除牙體組織的量和對(duì)周圍組織的影響受光纖頭與牙本質(zhì)表面距離的影響。Shirani等[27]研究顯示，在其他參數(shù)固定條件下，分別使用0.5、2、4、11 mm 的距離照射牙本質(zhì)，結(jié)果無(wú)論在酸蝕-沖洗還是自酸蝕組，0.5 mm 組粘接強(qiáng)度最低。此外，Almojaly 等[28]研究發(fā)現(xiàn)，照射距離為1 mm 時(shí)粘接強(qiáng)度為13.52 MPa，而2 mm 組為23.41 MPa。由此可見，照射距離相對(duì)越近，激光釋放的熱量越大，會(huì)干擾牙本質(zhì)與粘接劑的粘接性能。照射距離相對(duì)越遠(yuǎn)，激光束變?yōu)樯⒔鼓Ｊ?，激光的消融作用越溫和?/p>

2.牙本質(zhì)條件：①齲壞牙本質(zhì)：目前大多數(shù)研究都集中在Er:YAG 激光與健康牙本質(zhì)間相互作用，只有少數(shù)研究齲壞牙本質(zhì)。Cersosimo 等[29]評(píng)估了80 mJ、2 Hz、50 μs的Er:YAG激光處理健康和齲壞牙本質(zhì)后的粘接強(qiáng)度，結(jié)果顯示激光處理可以改善兩種牙本質(zhì)的粘接強(qiáng)度，但是齲壞牙本質(zhì)較健康牙本質(zhì)的粘接強(qiáng)度低5.15 MPa。這是因?yàn)榕c健康牙本質(zhì)相比，齲壞牙本質(zhì)較軟且管間牙本質(zhì)孔隙度高，樹脂在齲壞牙本質(zhì)中的滲透率較低，粘接后形成較薄且含有孔隙的混合層[30]，對(duì)牙本質(zhì)粘接的穩(wěn)定性和持久性都會(huì)產(chǎn)生負(fù)面影響。de Azevedo 等[31]使用了50 mJ、10 Hz、50 μs 的Er:YAG 激光處理健康和齲感染的牙本質(zhì)，結(jié)果證實(shí)齲感染牙本質(zhì)的粘接強(qiáng)度較健康牙本質(zhì)低。此外，Baraba[32]使用逆轉(zhuǎn)錄聚合酶鏈?zhǔn)椒磻?yīng)檢測(cè)經(jīng)激光處理后的齲壞牙本質(zhì)，結(jié)果顯示齲壞牙本質(zhì)均無(wú)細(xì)菌感染。這表明經(jīng)Er:YAG 激光處理后牙本質(zhì)化學(xué)成分發(fā)生改變且機(jī)械性能得到了提高，能夠有效減少發(fā)生繼發(fā)齲的風(fēng)險(xiǎn)[3]。②不同深度的牙本質(zhì)：粘接劑和牙本質(zhì)之間混合層的形成質(zhì)量受牙本質(zhì)成分、形態(tài)等影響。不同深度牙本質(zhì)微觀結(jié)構(gòu)和化學(xué)成分存在差異，導(dǎo)致粘接強(qiáng)度不同[33]。在相同激光參數(shù)照射下，Alaghehmand 等[8]研究結(jié)果顯示深層牙本質(zhì)較淺層牙本質(zhì)粘接強(qiáng)度下降了0.21 MPa；Karadas[34]研究結(jié)果表明較淺層深1.5 mm的牙本質(zhì)所得粘接強(qiáng)度降低了12.42 MPa。這可能是因?yàn)樯顚友辣举|(zhì)中的小管直徑和密度較大，含水量高，這增加了粘接界面水污染風(fēng)險(xiǎn)，干擾粘接劑單體滲透和聚合，導(dǎo)致納米滲漏且影響機(jī)械性能[34]。此外，深層牙本質(zhì)中基質(zhì)金屬蛋白酶含量較高，老化后混合層中膠原纖維發(fā)生降解[33]。多項(xiàng)研究證明深層牙本質(zhì)的粘接修復(fù)較淺層牙本質(zhì)更具有挑戰(zhàn)性。

3.粘接劑的選擇：目前，關(guān)于激光照射后牙本質(zhì)粘接使用何種粘接劑沒有明確建議和標(biāo)準(zhǔn)。大量研究表明，在相同條件下，Er:YAG 激光處理后自酸蝕粘接系統(tǒng)能提供更高的粘接強(qiáng)度[16，35]。Comba 等[16]研究參數(shù)為30 Hz、250 mJ 的Er:YAG 激光照射后的牙本質(zhì)與3 種不同粘接系統(tǒng)的粘接強(qiáng)度時(shí)發(fā)現(xiàn)，自酸蝕粘接系統(tǒng)Clearfil SE Bond 2 的粘接強(qiáng)度為36.8 MPa，而酸蝕-沖洗粘接系統(tǒng)Optibond FL 的粘接強(qiáng)度則為17.2 MPa。Portillo 等[35]研究也證實(shí)，兩步法自酸蝕粘接劑所獲得粘接強(qiáng)度較酸蝕-沖洗粘接劑高42.3%。這可能是因?yàn)樽运嵛g粘接劑中含有的10-甲基丙烯酰氧基癸基磷酸二氫鹽（10-methacryloyloxydecyl dihydrogen phosphate, 10-MDP），可與殘留的磷灰石晶體中的鈣離子發(fā)生化學(xué)反應(yīng)[6]，且能夠在牙本質(zhì)的羥基磷灰石周圍形成低水溶解度的納米層結(jié)構(gòu)，通過包裹脫礦的膠原纖維以獲得額外的微機(jī)械嵌合。相反，酸蝕-沖洗粘接系統(tǒng)中使用的磷酸不僅增加牙本質(zhì)基質(zhì)中的能夠降解裸露膠原纖維的基質(zhì)金屬蛋白酶（Matrix metalloproteinases, MMPs）的活性，而且還改變了膠原纖維分子的排列，從而促進(jìn)了膠原纖維與MMPs 之間相互反應(yīng)[36]。而自酸蝕粘接劑中酸性單體pH 較高，粘接處理后MMPs 活性較小，對(duì)膠原纖維的降解也相對(duì)較小[33]。

相反，也有研究表明，使用酸蝕-沖洗粘接系統(tǒng)可以消除激光照射牙本質(zhì)后形成熱變性層、裂縫以及鱗狀牙本質(zhì)表面的應(yīng)力集中等負(fù)面影響，提高復(fù)合樹脂與牙本質(zhì)的粘接強(qiáng)度[26,37,38]。Elsahn 等[26]將相同參數(shù)（200 mJ、20 Hz、50 μs）的Er:YAG 激光與通用粘接劑的自酸蝕和酸蝕-沖洗模式結(jié)合使用，結(jié)果顯示酸蝕-沖洗模式下獲得的粘接強(qiáng)度為17.73 MPa，而自酸蝕模式則為12.22 MPa。Vermelho 等[17]研究顯示，激光處理后XP Bond 粘接劑所得粘接強(qiáng)度較Clearfil SE Bond 粘接劑高30.6%。可能是由于激光處理后牙本質(zhì)表面膠原纖維發(fā)生變性、凝固[9]，而磷酸處理可以增大塌陷膠原纖維間的空隙，在一定程度上恢復(fù)膠原纖維的網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)。此外，激光處理后牙本質(zhì)再經(jīng)磷酸酸蝕，開放的牙本質(zhì)小管口增寬[39]，更有利于粘接成分的滲入。因此，可通過輔助使用磷酸酸蝕以彌補(bǔ)激光對(duì)牙本質(zhì)膠原纖維的損傷，提高牙本質(zhì)的粘接效果[40]。

上述研究的相互矛盾可能與使用的Er:YAG 激光各項(xiàng)參數(shù)、粘接劑的不同以及牙本質(zhì)表面狀況有關(guān)。雖然有觀點(diǎn)認(rèn)為激光處理后的牙本質(zhì)再使用酸蝕-沖洗技術(shù)可以消除界面下方改性層的負(fù)面影響，有利于粘接。但是筆者認(rèn)為，激光處理再加酸蝕-沖洗技術(shù)，對(duì)牙本質(zhì)和牙髓組織的影響較大，技術(shù)敏感性和術(shù)后敏感性等影響因素較多，而使用自酸蝕粘接技術(shù)，無(wú)論是在機(jī)械固位還是化學(xué)結(jié)合等方面都可以發(fā)揮重要作用，有利于提高粘接界面的耐久性。

4.評(píng)價(jià)粘接強(qiáng)度的方法：樹脂-牙本質(zhì)粘接修復(fù)的持久性可通過合適的粘接強(qiáng)度測(cè)試來預(yù)測(cè)。粘接強(qiáng)度檢測(cè)方法有宏觀的拉伸、剪切強(qiáng)度測(cè)試，微觀的微拉伸、微剪切強(qiáng)度測(cè)試。有學(xué)者證實(shí)使用相同粘接劑時(shí)，宏觀測(cè)試比微觀測(cè)試得到的粘接強(qiáng)度值低[41]。因?yàn)楹暧^測(cè)試產(chǎn)生的內(nèi)聚破壞較多，對(duì)測(cè)試結(jié)果有一定的影響。此外，由于剪切強(qiáng)度測(cè)試易產(chǎn)生彎矩，界面斷裂模式多為混合或內(nèi)聚斷裂，此時(shí)所測(cè)得的粘接強(qiáng)度沒有意義。而微拉伸強(qiáng)度測(cè)試是使用約1 mm2的表面測(cè)量拉伸粘接強(qiáng)度，能有效控制區(qū)域差異，斷裂模式更傾向于界面斷裂；且因樣本較小，有在同一離體牙上產(chǎn)生多個(gè)樣本的優(yōu)勢(shì)，能有效避免牙本質(zhì)表面出現(xiàn)局部缺陷。目前，微拉伸粘接強(qiáng)度測(cè)試是牙本質(zhì)粘接測(cè)試中使用最多的方式[42]，且多數(shù)學(xué)者研究激光處理牙本質(zhì)后粘接強(qiáng)度時(shí)也采用此方法。

綜上，Er:YAG 激光作為牙本質(zhì)表面改性的一種新手段，可以有效去牙本質(zhì)表面玷污層，打開牙本質(zhì)小管，形成有利于牙本質(zhì)粘接的表面形態(tài)。雖然已有眾多國(guó)內(nèi)外學(xué)者對(duì)其展開相關(guān)研究，但由于Er:YAG 激光處理對(duì)牙本質(zhì)的粘接效果受激光參數(shù)、粘接劑種類、牙本質(zhì)條件、實(shí)驗(yàn)條件、評(píng)價(jià)粘接強(qiáng)度的方法等多因素的影響，且存在個(gè)體差異和缺乏臨床實(shí)踐，Er:YAG 激光處理牙本質(zhì)后粘接效果尚未得出統(tǒng)一定論，因此還需要深入研究確定適合預(yù)處理牙本質(zhì)的各項(xiàng)參數(shù)，為其能在臨床工作中發(fā)揮最佳治療效果提供參考。此外，Er:YAG 激光處理牙本質(zhì)后使用酸蝕-沖洗或自酸蝕粘接劑的相關(guān)研究較多，但是在激光處理后聯(lián)合其他牙本質(zhì)表面改性方法的相關(guān)研究較少，因此與激光處理后的牙本質(zhì)有更好相互作用的新型粘接系統(tǒng)將會(huì)是未來的研究熱點(diǎn)。