Možnosti využití laseru v lékařství

PŘÍRODOVĚDECKÁ FAKULTA UNIVERZITY PALACKÉHO V OLOMOUCI KATEDRA EXPERIMENTÁLNÍ FYZIKY

Možnosti využití laseru v lékařství Magisterská práce

Autor: Lenka Řiháková Vedoucí práce: RNDr. Hana Chmelíčková Studijní obor: Nanotechnologie Forma studia: Prezenční studijní rok 2011/2012

Bibliografická identifikace: Jméno a příjmení autora: Lenka Řiháková Název práce: Možnosti využití laseru v lékařství Typ práce: magisterská Pracoviště: SLO UP a FZÚ AV ČR Vedoucí práce: RNDr. Hana Chmelíčková Rok obhajoby práce: 2012 Počet stran: 89 Počet příloh: 0 Jazyk: český

Abstrakt: Práce se zabývá možnostmi využití laserů v různých odvětvích lidské činnosti. Velká část práce je věnována využití laserů v medicíně, a to převážně v zubním lékařství. Cílem práce je provést simulaci léčby citlivých zubních krčků pomocí pevnolátkového laserového systému LASAG KLS 246-102 s vyzařováním na vlnové délce 1064 nm. Záření tohoto laseru způsobuje natavení zubní tkáně a její následné opětovné ztuhnutí, čímž se vytvoří hladký povrch, který uzavírá dentinové tubuly. Výsledky byly hodnoceny pomocí konfokálního mikroskopu Olympus LEXT OLS 3100 a profilometru Talysurf Series2. Klíčová slova: laser, dentin, citlivost zubních krčků

Bibliographical identification: Author’s first name and surname: Lenka Řiháková

Title: Possibilities of laser exploitation in medicine

Type of thesis: master

Department: Joint Laboratory of Optics of Palacky University and Institute of Physics of the Academy of Science of the Czech Republic Supervisor: RNDr. Hana Chmelíčková

Year of presentation: 2012

Number of pages: 89

Number of appendices: 0

Language: Czech

Abstract: This work deals with the possibilities of laser exploitation in different sectors of human activity. Much of the work is devoted to the use of lasers in medicine, primarily in dentistry. The aim of this work is to simulate the treatment of dentin hypersensitivity with solid-state laser system LASAG KLS 246-102, which emits at a wavelength of 1064 nm. Radiation of this laser causes melting of dental tissue and its subsequent resolidification forming a smooth and glaze surface, which obliterates dentin tubules. Results were evaluated by confocal microscope Olympus LEXT OLS 3100 and by profilometer Talysurf Series2.

Keywords: laser, dentin, dentin hypersensitivity

Děkuji vedoucí magisterské práce, RNDr. Haně Chmelíčkové, za odborné vedení, cenné rady a věnovaný čas během zpracování této práce. Dále děkuji Ing. Mgr. Haně Šebestové za pomoc při práci s konfokálním mikroskopem a RNDr. Heleně Hiklové za spolupráci s kontaktním indukčním profilometrem. Také bych ráda poděkovala MDDr. Haně Moudré a MUDr. Jiřímu Hiemerovi za poskytnutí zubů a případné konzultace.

Prohlašuji, že jsem svoji diplomovou práci napsala samostatně a výhradně s použitím citované literatury.

V Olomouci dne…………………….

………………………… podpis

Obsah Obsah ......................................................................................................................................6 Úvod........................................................................................................................................8 1. Laserový svazek a jeho vlastnosti .......................................................................................9 2. Aplikace laseru: ................................................................................................................11 2.1. Aplikace laseru v průmyslu ...........................................................................................11 2.1.1. Laserové vrtání .......................................................................................................12 2.1.2. Svařování kovů .......................................................................................................12 2.1.3. Gravírování, značení a popis laserem .....................................................................12 2.1.4. Leštění povrchů.......................................................................................................13 2.1.5. Laserové řezání .......................................................................................................13 2.2. Aplikace laseru v mikroelektronice ...............................................................................14 2.2.1. Laserové dolaďování ..............................................................................................14 2.2.2. Laserové rýhování...................................................................................................14 2.2.3. Laserové žíhání .......................................................................................................14 2.3. Technologie Rapid Prototyping .....................................................................................14 2.3.1. Stereolitografie – SLA, SL .....................................................................................14 2.3.2. Laserové slinování – SLS .......................................................................................15 2.3.3. Laserové laminování – LOM ..................................................................................15 2.3.4. Modelování fuzní depozicí – FDM .........................................................................15 2.4. Laser v astronomii, geodesii a geofyzice .......................................................................15 2.5. Laser ve výpočetní technice ...........................................................................................16 2.6. Laser ve spektroskopii ...................................................................................................16 3. Interakce laseru s tkání a bezpečnost práce s lasery .........................................................16 3.1. Modulace laserového svazku .........................................................................................17 3.2. Hloubka průniku laserového záření do tkáně ................................................................18 3.3. Interakční mechanismy ..................................................................................................19 3.3.1. Fotochemické interakce ..........................................................................................20 3.3.2. Fototermální interakce ............................................................................................21 3.3.3. Fotoablace ...............................................................................................................22 3.3.4. Plazmou indukovaná ablace....................................................................................23 3.3.5. Fotodisrupce............................................................................................................23 3.4. Bezpečnost práce s lasery ..............................................................................................24

4. Aplikace laserů v lékařství ................................................................................................25 4.1. Laser v oftalmologii .......................................................................................................25 4.1.1. Sítnice .....................................................................................................................26 4.1.2. Duhovka ..................................................................................................................28 4.1.3. Trabekulární tkáň ....................................................................................................28 4.1.4. Rohovka ..................................................................................................................29 4.1.5. Čočka ......................................................................................................................31 4.2. Laser v dermatologii ......................................................................................................32 4.3. Laser ve stomatologii .....................................................................................................33 4.3.1. Lidské zuby .............................................................................................................33 4.3.2. Laserové ošetření tvrdých zubních tkání ................................................................37 4.3.3. Laserové ošetření měkkých zubních tkání ..............................................................39 4.3.4. Laser v endodoncii ..................................................................................................40 4.3.5. Přehled aplikací Nd:YAG laseru ve stomatologii ...................................................43 5. Experimentální část...........................................................................................................44 5.1. Materiál ..........................................................................................................................44 5. 2. Laserový systém KLS ..................................................................................................46 5.2.1. Software Turbostep .................................................................................................48 5.3. Experiment - Ovlivnění povrchu dentinu laserem s pevnou hlavou s fokusační čočkou 100 mm .....................................................................................................................49 5.4. Výsledky ........................................................................................................................51 5.4.1. Vyhodnocení vlivu obroušení vzorku a povrchové aplikace barviv.......................51 5.4.2. Měření profilu povrchu vzorku po ovlivnění laserovým zářením ..........................76 5.4.3. Měření parametrů drsnosti povrchu vzorků před a po ovlivnění laserovým zářením..............................................................................................................................78 5.5. Diskuze ..........................................................................................................................80 Závěr .....................................................................................................................................82 Seznam použitých zdrojů ......................................................................................................84 Seznam použitých latinských pojmů ....................................................................................89

Úvod Název LASER pochází z anglického názvu „Light Amplification by Stimulated Emission of Radiation“, což v překladu znamená „zesilování světla stimulovanou emisí záření“. Unikátních vlastností laserového záření se využívá ve všech oblastech lidské činnosti. Předkládaná práce si klade za cíl uvést přehled laserových aplikací ve strojírenství, elektrotechnice, výpočetní technice, spektroskopii, astrologii a dalších odvětvích. Použití laserů ve zdravotnictví, převážně zubním lékařství, je věnována samostatná kapitola. V tomto medicínském oboru se práce podrobněji zabývá léčbou citlivých zubních krčků, jelikož toto onemocnění je možno léčit pomocí laserového záření. Nd:YAG laser se ukázal být velice vhodný nástroj pro léčbu dentinové hypersenzitivity. V experimentální části práce je vyhodnocena simulace terapie citlivých zubních krčků pomocí pulzního laserového systému LASAG KLS 246-102 (Thun, Švýcarsko) s vyzařováním na vlnové délce 1064 nm. Simulace léčby citlivých zubních krčků pomocí záření Nd:YAG laseru byla vybrána proto, jelikož tato terapie je jednou z možností použití záření o vlnové délce 1064 nm ve stomatologii. V minulosti byla problematika citlivých krčků řešena na mnoha pracovištích u nás i v zahraničí. Léčbu hypersenzitivity je možno testovat jak in vivo, tak in vitro. In vivo byla léčba aplikována na univerzitách v Brazílii, Norsku nebo také v Iránu, kde byly k zatavení odhaleného dentinu použity dentální lasery. Touto problematikou in vitro se dříve také zabývala Přírodovědecká fakulta Univerzity Palackého ve spolupráci s Lékařskou fakultou UP. Výsledky byly sledovány pomocí SEM (Scanning electron microscopy) a AFM (Atomic force microscopy). V předkládané práci je použita vlastní metodologie přípravy vzorků. Výsledky byly získávány pomocí konfokálního mikroskopu Olympus LEXT OLS 3100. Tato metoda je rychlejší a vzorky nemusí být vodivé, jako je to nutné u SEM.

8

1. Laserový svazek a jeho vlastnosti Laser využívá jev stimulované emise ke generaci světelného záření, které má tyto základní vlastnosti: 

je vysoce monochromatické



má vysoký stupeň prostorové a časové koherence



má minimální divergenci - záření se v prostoru nešíří všemi směry, ale v úzkém svazku s minimální rozbíhavostí. Fokusací na malou plochu lze dosáhnout extrémně vysoké hustoty výkonu (až 1014 W.cm-2)

Podle vlnové délky se lasery dělí na termální, generující záření v infračervené oblasti (630 nm až 10600 nm), lasery pracující ve viditelné oblasti spektra (380 nm až 630 nm) a lasery atermální pracující v UV oblasti (od 100 nm až 380 nm). Laserový svazek může být fokusován pomocí vhodné optické soustavy do malé stopy s mimořádně vysokou hustotou energie v místě dopadu svazku, což má za následek natavení až odpaření materiálu. Průměr nefokusovaného svazku bývá řádově až několik milimetrů. Takový svazek není vhodný pro aplikace, kde je potřeba malá tepelně ovlivněná oblast jako třeba u řezání a svařování, proto je nutné laserový svazek soustředit do stopy o průměru 0,05 mm až 0,3 mm. Na obr. 1 jsou znázorněny různé tvary laserového svazku, které jsou určeny tvarem zrcadel rezonátoru, případně optickou soustavou na výstupu laseru.

Kolimovaný, paralelní

Rozbíhavý bez ohniska

Rozbíhavý s ohniskem

Obr. 1: Tvary laserového svazku, upraveno z [47]

9

V současné době existuje mnoho různých druhů laserů, jejichž fyzikální princip je sice stejný, ale liší se konstrukcí a realizací jednotlivých částí. Rozdělení laserů podle druhu aktivního prostředí je uvedeno v tabulce na obr. 2. [39] Vlnová délka

Spektrální oblast

Příklady použití

Pevnolátkové Rubínový Rubín laser

694,3 nm

Červená

Nd:YAG

1064 nm

IR

2,94 μm

IR

690 nm 1000 nm

IR, červená

holografie, odstraňování tetování, dermatologie, lokace družic chirurgie, oční mikrochirurgie strojírenství, spektroskopie, radarová technika, nelineární optika chirurgie, stomatologie, laserové dálkoměry Spektroskopie

570 nm 650 nm

žlutá, červená

dermatologie, spektroskopie, informační technika

543 nm, 633 nm 342 nm, 1315 nm 488 nm, 514 nm 100 nm 120 nm 10,6 μm

zelená, červená viditelné, IR

zaměřování polohy, telekomunikace, geodesie Věda

modrá, zelená UV

laserová chirurgie, spektroskopie, technologie

IR

193 nm 351 nm

UV

strojírenský průmysl, stomatologie Oftalmologie

650 nm, 840 nm 650 nm

červená, IR

Typ laseru

Aktivní prostředí

Neodym, YAG

Er:YAG laser

Erbium, YAG Titan-safírový Titan, safír laser Kapalinové Rhodamin Rhodamin 6G 6G laser Plynové He-Ne laser Jodový laser Argonový laser Vodíkový laser CO2 laser Excimerové lasery Polovodičové GaAs laser

Hélium, Neon Jod Argon Vodík Oxid uhličitý ArF, KrCl, KrF, XeCl GaAs

AlGaInP laser AlGaInP

Červená

laserová tiskárna, laserová ukazovátka přehrávače DVD

Obr. 2: Rozdělení laserů podle druhu aktivního záření, upraveno z [39]

10

2. Aplikace laseru: Díky jedinečným vlastnostem a možnostem bylo laserové záření téměř okamžitě po objevení využíváno v mnoha aplikacích. Použití laseru v medicíně bylo zaznamenáno již v roce 1961 a také v technologiích byl laser uveden do provozu velmi brzy. Počet aplikací laseru neustále roste. Významné je jeho uplatnění právě v medicíně, jak v diagnostických, tak léčebných zákrocích (v oftalmologii, dermatologii, chirurgii, kardiologii, ORL, gynekologii, stomatologii, neurologii a dalších). Velmi často se také objevuje jako běžný nástroj v průmyslových technologiích, v mikroelektronice, při přenosu záznamu a informací, ve fyzice plazmatu, astronomii a kosmickém výzkumu, geodesii a v neposlední řadě ve výpočetní technice, holografii či vojenském průmyslu. [21]

Obr. 3: Klasifikace laserových aplikací v průmyslu

2.1. Aplikace laseru v průmyslu Důvodem pro široké použití laserových technologických operací je možnost precizního opracování bez mechanického kontaktu s výrobkem, opracování obtížně přístupných částí obrobku, technologické zpracování těžkoobrobitelných materiálů.

11

Pomocí plošné hustoty výkonu laseru a interakčního času můžeme rozdělit průmyslové aplikace laseru do několika skupin (obr. 3). Hustotu energie nebo výkonu lze ovlivnit jednak nastavením energie a výkonu na zdroji laseru, jednak průměrem svazku dopadajícím na materiál. Interakční čas je u pulzních laserů dán délkou pulzu a vzájemným pohybem svazku a materiálu pro kontinuální lasery. [17, 39]

2.1.1. Laserové vrtání Laserové vrtání je založeno na odstraňování materiálu odpařováním. Pomocí laserového vrtání je možno vytvářet malé otvory o průměru 10 µm až 100 µm a to i v místech, kde je použití jiných metod obtížné nebo nemožné. Vrtat můžeme kovy, plasty, textilie, dřevo, sklo, papír, keramiku a jiné přírodní materiály. V průmyslu se pro vrtání otvorů používají hlavně pulzní Nd:YAG lasery o průměrném výstupním výkonu 100 W až 500 W.

2.1.2. Svařování kovů Při laserovém svařování je využito energie záření k roztavení materiálu do požadované hloubky s minimálním odpařením povrchu. Svařování laserem je v mnoha případech výhodnější než použití klasických technologií. Mezi přednosti laserového svařování je zahrnován lokalizovaný ohřev a rychlé chladnutí, čímž se zabrání tepelnému poškození okolí svařovaného místa. Další výhody jsou vysoká rychlost svařování, možnost provedení svaru i při přístupu pouze z jedné strany, malé nároky na jakostní povrch svařovaných součástí a vysoká pevnost svaru. Svazkem je umožněno vytvářet i velmi jemné a kvalitní svary. Svařování ve srovnání s jinými aplikacemi vyžaduje menší intenzitu záření laserového svazku a větší délku laserového impulzu. Laserovým svařováním se např. spojují pouzdra kardiostimulátorů, transistory nebo plechové díly v automobilovém průmyslu.

2.1.3. Gravírování, značení a popis laserem Laserový svazek zanechává na povrchu materiálu stálý, mechanicky odolný, velmi přesný a kontrastní popis. Jeho trvanlivost je zaručena bez použití chemických přísad, barev nebo mechanických zásahů do struktury materiálu. Jakýkoliv kovový i nekovový materiál libovolného tvaru lze označovat a gravírovat. I málo přístupná místa se dají pomocí laseru popsat. Parametry laseru určují hloubku popisu. Jejich nastavením lze docílit hloubky od několika tisícin milimetru až po gravírování do hloubky několika

12

milimetrů. V místě působení laserového svazku dochází k odpařování materiálu. Důležitou vlastností je hlavně trvanlivost popisu a grafická kvalita.

2.1.4. Leštění povrchů Charakteristické pro čištění nebo leštění povrchu jsou většinou pulzní lasery s mikrosekundovou délkou trvání pulzu, při kterém nedochází k tepelnému ovlivnění struktury materiálu. Nastavením energie pulzu ovlivňujeme hloubku odpařované vrstvy.

2.1.5. Laserové řezání Laserové řezání se používá pro oddělení různých materiálů (kovů i nekovů). Laserové řezání lze rozdělit do 3 hlavních skupin: Laserové fúzní řezání Tento druh řezání spočívá v lokálním roztavení materiálu, který je odstraněn z řezné spáry pomocí proudu plynu. Používá se většinou dusík o tlaku až 20 barů, který současně zabraňuje oxidaci. Materiál je odstraňován v tekuté podobě, což je také důvodem, proč se tento proces nazývá také tavné dělení. Laserové oxidační řezání Pálící řezání je odlišné od fúzního tím, že jako řezací plyn je použit kyslík. Intenzivní spalovací reakce mezi materiálem a kyslíkem způsobuje další hoření materiálu. Díky tomu je tato metoda mnohem rychlejší než fúzní řezání. Na druhou stranu je nevýhodou zvýšená drsnost, oxidace a menší kvalita řezu. Laserové sublimační řezání Při sublimačním řezání je úběru materiálu dosaženo jeho odpařením. K tomu je zapotřebí velká hustota výkonu laserového záření, která dovoluje materiál odpařit. Tím vznikají páry, které jsou vyfukovány proudem řezného plynu, který současně zabraňuje oxidaci materiálu. Jelikož prakticky nedochází ke vzniku taveniny, jsou vytvořeny hladké řezné plochy.

13

2.2. Aplikace laseru v mikroelektronice V současné době nachází lasery obrovské využití také v mikroelektronice. [39]

2.2.1. Laserové dolaďování Laserové dolaďování spočívá v odstranění tenké vrstvy materiálu odpařením po ozáření intenzivním laserovým svazkem. Je to způsob justování jmenovitých hodnot pasivních součástek elektronických obvodů, zejména odporů a kapacit hybridních integrovaných obvodů. Laserové dolaďování je založeno na vyřezání korigující drážky v odporové vrstvě, čímž se docílí změny elektrického odporu. Minimální šířka drážky je 5 μm až 10 μm. Tato metoda umožňuje dosahovat vysokých rychlostí a přesností justace a konstruovat odpory menších rozměrů.

2.2.2. Laserové rýhování Laserové rýhování se provádí v mikroelektronice pro docílení snadného dělení základního substrátu integrovaného obvodu. Laserový svazek taví a odpařuje substrát a takto vytvořené rýhování definuje tvar elementů, jež dostaneme po rozlámání podložky. Laserovým rýhováním lze získat elementy o délce strany 0,35 mm.

2.2.3. Laserové žíhání Při laserovém žíhání je dosaženo změny struktury materiálu vlivem ohřevu. Tato metoda

se

používá

hlavně

pro

rekrystalizaci

krystalické

mřížky

substrátů

mikroelektronických obvodů poškozených po iontové implantaci.

2.3. Technologie Rapid Prototyping Rapid prototyping je soubor technologií výroby prototypů pomocí 3D tisku. Tyto prototypy jsou většinou nevhodné k většímu zatížení a slouží většinou pouze k představě o vzhledu a zástavbě do stroje či k menšímu zatížení. Existuje několik typů těchto technologií Rapid prototyping, které se liší použitými materiály a způsobem, jakým tisknutý předmět vzniká.

2.3.1. Stereolitografie – SLA, SL Technologie je založená na tekuté fotosenzitivní pryskyřici, která při aktivaci laserem tuhne. Finální prototyp vzniká na ploše pracovního stolu vrstvením ozářených bodů v blízkosti hladiny pryskyřice. Nevýhodou je toxicita používaných materiálů. 14

2.3.2. Laserové slinování – SLS Na pracovní stůl se válcem nanáší tenké vrstvy speciálního prášku. Každá vrstva je výběrově ozářena laserem v místech, kde se nalézá tělo tisknutého modelu. Celý proces probíhá ve speciální komoře v ochranné atmosféře dusíku. Tato technologie jako jediná umožňuje výrobu prototypu z kovů.

2.3.3. Laserové laminování – LOM Technologie používá vrstvení folií, které se postupně laserem vyřezávají a spékají do tvaru výsledného modelu.

2.3.4. Modelování fúzní depozicí – FDM Tato technologie využívá dvou materiálů – stavěcího a materiálu podpor. Materiály jsou odvíjeny z cívek do tisknoucích hlavic, kde se odtavují a jsou nanášeny na pracovní stůl. Podpory jsou z hotového prototypu buďto odlámány, nebo jsou rozpuštěny ve speciální chemikálii.

2.4. Laser v astronomii, geodesii a geofyzice Již brzo po uvedení do provozu byl laser použit v systému radaru jako vysílač záření. Pomocí tohoto tzv. laserového radaru jsou měřeny vzdálenosti k objektům, na které se umisťují laserové odražeče, které odráží přicházející laserové záření do zpětného směru a zvětšují tak intenzitu záření vracejícího se do radaru. Podle využití laserového radaru (v astronomii, geodesii, geofyzice, ekologii) se tyto odražeče umisťují na pozemní cíle, družice, nebo na povrch Měsíce. Změřením časového intervalu, který uplyne mezi vysláním impulzu optického záření a okamžikem návratu odraženého impulzu od měřeného objektu, je získána vzdálenost objektů. Díky této metodě lze studovat dynamiku Měsíce a umělých družic Země. V geodesii byl vyhodnocením dlouhodobých laserových družicových měření určen tvar zemského geoidu s přesností 10 cm. V geofyzice je možno díky této metodě určit vzájemný pohyb částí pevnin. [39]

15

2.5. Laser ve výpočetní technice Ve výpočetní technice nacházejí uplatnění z důvodu malých rozměrů především polovodičové lasery. Do oblasti výpočetní techniky patří i laserová tiskárna, zařízení, které používá laserového záření k vytvoření obrazce, který má být tištěn.

2.6. Laser ve spektroskopii Laserová spektroskopie využívá laserového záření pro vyvolání kvantových přechodů ve zkoumaných látkách. Vlastnosti laserového záření zvyšují citlivost detekce spekter. Díky úzké šířce spektrální čáry laserového záření je dosaženo vysokého rozlišení jednotlivých spektrálních čar zkoumané látky. Pomocí pulzních laserů generujících velmi krátké pulzy lze studovat i rychle probíhající jevy trvající 10-6 s až 10-12 s. Velká směrovost laserového záření dovoluje provádět spektroskopické studie na dálku, např. při určování znečištění ovzduší.

3. Interakce laseru s tkání a bezpečnost práce s lasery Při dopadu laserového záření na povrch tkání dochází ve vzájemné interakci k několika dějům v závislosti na výkonu svazku, době působení a vlnové délce. Po dopadu laserového svazku na živou tkáň mohou nastat čtyři možné děje: odraz svazku, průchod svazku tkání, rozptyl a absorpce svazku ve tkáni (obr. 4). [1, 8]

Obr. 4: Interakce laserového svazku a tkáně, po dopadu nastane jedna ze 4 možností: odraz, rozptyl, průchod, nebo absorpce svazku, převzato z [38]

16

3.1. Modulace laserového svazku Laserový svazek můžeme aplikovat na tkáň v různých režimech (obr. 5). Nezávisí-li vnější působení, které dodává vnitřním stavům kvantových soustav energii na čase a jsou-li i všechny geometrické parametry laserového systému na čase nezávislé, jedná se o kontinuální režim, kdy z laseru vystupuje optické záření o stálé intenzitě. Vedle kontinuální činnosti existuje spousta možností jak generovat laserové impulzy optického záření. Jsou založeny na ovládání některých parametrů dodatečných prvků uvnitř nebo vně optického rezonátoru. Pro generaci impulzů, jejichž doba trvání přesahuje několik mikrosekund, se používá impulzní buzení. Další možností je dodávka energie v tzv. Q-spínání, které slouží ke generaci nanosekundových impulzů. Pro generaci impulzů pikosekundových a kratších se používá metoda synchronizace módů. [1]

Obr. 5: Časové režimy dodávky laserové energie, upraveno z [38]

Terapeutické použití laserů závisí na velikosti energie dodané do tkáně a módu, jakým byla energie dodána. Hustota výkonu a hustota energie udává dávku na ozařovaný bod W.cm-2 resp. J.cm-2. Hustota energie v ozařované tkáni je důležitá pro vlastní biologické účinky laserového záření. Změnou velikosti ozařované oblasti (stopy laseru) dochází ke změnám hustoty dodané energie. Při zmenšení ozařované oblasti se hustota energie zvýší a naopak zvětšením stopy dochází ke snížení hustoty energie. Důsledkem interakce laserového záření a tkáně jsou termální, mechanické a chemické změny ve tkáni. Po absorpci svazku tkání dochází primárně k termálním

17

účinkům. Na rozdílné absorpci při průchodu svazku tkání se významně podílejí tři složky, tzv. chromofory (voda, hemoglobin a melanin). Za chromofor je považována taková tkáňová struktura, kterou je laserové záření nejvíce absorbováno. Chromofory jsou však schopny pohltit jen záření o určité vlnové délce, čemuž odpovídá jejich absorpční spektrum (obr. 6). Míra absorpce záření tkání tedy ukazuje afinitu tkáně k danému laserovému záření. [8, 19, 31, 38]

Obr. 6: Absorpční spektrum chromoforu melaninu, hemoglobinu, oxyhemoglobinu a vody, upraveno z [22]

3.2. Hloubka průniku laserového záření do tkáně Hloubka průniku laserového záření závisí na jeho vlnové délce, výkonu, a zda laser pracuje v kontinuálním nebo pulzním režimu. Dále také na technické konstrukci přístroje a na způsobu práce s laserem. Důležitým prvkem je kompresivní odstranění krve z cílové tkáně. Jakmile je laserová sonda lehce přitlačena na kůži, krev je odplavena stranou tak, že tkáň přímo před sondou a do určité hloubky ve tkáni je téměř bez krve. A protože hemoglobin v krvi je velkou měrou odpovědný za absorpci, zvyšuje toto mechanické odstranění krve výrazně hloubku průniku laserového záření. Hranice, za kterou je intenzita světla už tak nízká, že nelze pozorovat jeho žádnou biologickou 18

účinnost, se nazývá největší aktivní hloubkou. Kromě výše uvedených faktorů je tato hloubka rovněž závislá na typu tkáně, pigmentaci a zašpinění kůže. [54] Záření některých laserů proniká hlouběji ve srovnání s jinými, které jsou limitovány mělkou penetrací a mají tak povrchové účinky na tkáň. Čím hlouběji záření proniká, tím dochází k většímu rozptylu záření ve tkáni. Např. CO2 laser proniká do hloubky 0,03 mm až 0,1 mm do tkáně. Průnik záření do této hloubky zajišťuje uzavření krevních cév, lymfatických cév a nervových zakončení měřících v průměru až 0,5 mm. Pro srovnání Nd:YAG laser proniká do hloubky 2 mm až 5 mm, což vyvolává obavy z možného poškození okolí. [10, 15] Tkáň s vyšším podílem tukových buněk je mnohem propustnější než svalovina, hlavně díky vysokému obsahu hemoglobinu ve svalové tkáni. Hloubka průniku závisí jak na hustotě výkonu na povrchu tkáně, tak i na celkovém výkonu laseru. [54] Úbytek výkonové hustoty respektive energetické hustoty ve tkáni způsobený absorpcí se řídí Lambert - Beerovým zákonem. [47] P = P0 . e-µL

(3. 1)

P - výkonová hustota (energetická hustota) laserového záření v hloubce L P0 - výkonová hustota (energetická hustota) laserového záření před vstupem do tkáně µ - koeficient absorpce (je určen vlnovou délkou) L - hloubka ve tkáni

3.3. Interakční mechanismy Interakci laserového záření s tkání lze rovněž popsat pomocí mechanismů, jež jsou závislé na plošné hustotě výkonu záření, energii záření, expoziční době a druhu tkáně. Expoziční doba je rozhodující při výběru požadovaného typu interakce. Přestože existuje nespočet možností kombinací těchto parametrů, lze rozlišit pět hlavních typů interakcí. Jsou to fotochemické interakce, termální interakce, fotoablace, plazmou indukovaná ablace a fotodisrupce. Všechny tyto odlišné interakce mají společnou vlastnost, tj. jejich charakteristická hustota energie se pohybuje v rozmezí 1 J.cm-2 až 1000 J.cm-2. Obr. 7 zobrazuje tyto interakce v závislosti na hustotě výkonu záření a době expozice. Z obr. 7 je patrné, že doba expozice delší než 1 s odpovídá fotochemické interakci, 1μs až 1 min je typická pro termální interakce, 1 ns až 1 μs pro fotoablaci a expoziční doby kratší než 1 ns pro plazmou indukovanou ablaci. [34]

19

Obr. 7: Účinky laseru s ohledem na hustotu výkonu absorbovaného záření a dobu působení, upraveno z [34]

3.3.1. Fotochemické interakce Fotochemické interakce jsou založeny na schopnosti světla indukovat chemické procesy nebo reakce mezi makromolekulami a tkáněmi. Jsou charakteristické pro nízké hustoty výkonu 0,1 W.cm-2 až 10 W.cm-2 laserového záření. Fotochemický mechanismus je významný především při fotodynamické terapii (PDT) a biostimulaci. Během

PDT jsou

do těla injekčně

vpraveny speciální

chromofory.

Monochromatické záření je potom preferenčně absorbováno v chromoforu a může spustit selektivní fotochemické reakce vyúsťující ve specifickou transformaci tkáně bez nežádoucího poškození okolí. Chromofory jsou nejčastěji organická barviva. PDT má několik fází. Nejdříve je do žíly pacienta aplikován chromofor, který je během několika hodin rozšířen do všech měkkých tkání kromě mozku. Chromofor zůstává neaktivní, dokud není ozářen. Po 48 až 72 hodinách jeho koncentrace ve zdravé tkáni klesá, zatímco v nádorových buňkách se nemění. Laserové ozáření tkáně se provádí třetí den

20

po aplikaci chromoforu, kdy jsou nádorové buňky stále velmi citlivé a dochází k nekróze nádoru. Léčba nádorů je hlavní, ne však jediná aplikace fotodynamické terapie. Malik a kol. (1990) prokázali baktericidní účinek laserem ozářených porfirinů. Biostimulace také patří do skupiny fotochemických interakcí. Objevuje se při nízkých ozářeních (1 mW až 5 mW). Poprvé se o ní zmínil maďarský vědec Mester na konci 60. let 20. stol. Biostimulace červeným nebo blízkým infračerveným zářením např. z helium-neonového nebo diodového laseru zlepšuje hojení ran a má baktericidní účinek. Typické hodnoty hustoty energie pro terapii biostimulací leží mezi 1 J.cm-2 až 10 J.cm-2. Podle Karua (1987) nízko intenzitní helium - neonové nebo diodové laserové záření zlepšuje proliferaci buněk a tím zapříčiňuje lokální hojení ran. V místě zranění je proliferace potlačena sníženou koncentrací kyslíku. Červené nebo blízké infračervené záření může zvýšit proliferaci buněk. [34] V současné době se biostimulace využívá převážně v kožním lékařství, viz kap. 4.2.

3.3.2. Fototermální interakce Fototermální interakce zahrnuje velké množství typů interakce, při kterých dochází k lokálnímu zvýšení teploty. Fototermální mechanismus je typický jak pro kontinuální, tak i pulzní lasery. Různou kombinací expoziční doby a plošné hustoty výkonu lze docílit tkáňových efektů jako např. koagulace, karbonizace, odpaření (vaporizace) a tavení. Rozsah termálních účinků závisí na absorpci záření a difúzi tepla do přilehlého okolí. Laserové záření se vyznačuje termálními efekty, pokud je jeho hustota výkonu vetší než 10 W.cm-2 a pokud je aplikováno na tkáň déle než 1 μs. Mezi lasery, které způsobují koagulaci, patří Nd:YAG a diodové lasery. CO2 lasery jsou typické pro vaporizaci a řezání tkáně. Karbonizace a tavení se objevuje skoro u všech typů laserů, pokud poskytují dostatečné výkonové hustoty a expoziční doby. V místě působení laseru vznikají různé termické zóny tkáňových změn od reverzibilních po ireverzibilní. Tyto zóny můžou zahrnovat několik efektů od karbonizace na povrchu tkáně až po hypertermii několik milimetrů pod povrchem. Nicméně u mnoha aplikací je cílem dosáhnout jen jednoho efektu. Proto je velmi důležité správné nastavení laserových parametrů. Hypertermie, která se vyznačuje destrukcemi vazeb a membránovými změnami se objevuje už při 45 °C. Překročení 50 °C znamená snížení enzymové aktivity i jejich pohyblivosti. Při 60 °C dochází k denaturaci proteinů, což vede ke koagulaci tkáně a nekróze buněk. Při lokálním zvýšení teploty tkáně na 100 °C se molekuly vody obsažené ve většině tkání začínají

21

odpařovat. Během této přeměny se díky výraznému zvětšení objemu vytvářejí bubliny plynu, které způsobují mechanické trhliny a termální rozpad tkáňových fragmentů. Při teplotách přesahujících 100 °C se objevuje karbonizace, která se projevuje zčernáním okolní tkáně a únikem kouře. Aby bylo karbonizaci zabráněno, je nutné chladit tkáň vodou nebo plynem. A konečně při přesažení 300 °C může být tkáň roztavena. [34] Různé zóny termálních změn v místě působení laserového svazku na tkáň jsou zobrazeny na obr. 8.

Obr. 8: Zóny termálního poškození v místě působení laseru na tkáň, převzato z [1]

3.3.3. Fotoablace Fotoablace byla poprvé objevena Srinivasenem a Mayne-Bantonem (1982), kteří pozorovali, že je materiál ozářený laserovým svazkem o vysoké intenzitě rozložen. Dochází k přímému rozpadu molekulárních vazeb pomocí vysoce energetických fotonů UV záření. Světelná energie je přeměněna v kinetickou energii elektronů, která snadno naruší vazby mezi atomy. Tento děj probíhá tak rychle, že teplo vzniklé v ozařovaném místě není přenášeno do okolních tkání. Namísto toho jsou dlouhé řetězce organických řetězců rozbity v malé a lehké částice. Typické prahové hodnoty pro tento typ interakce jsou 107 W.cm-2 až 108 W.cm-2 s délkou trvání pulzu v řádech nanosekund. Hloubka ablace, tj. množství odstraněné tkáně během jednoho pulzu, je závislá na energii pulzu, intenzitě záření a koeficientu absorpce. První

studie

zabývající

se

ablační

fotodekompozicí

byly

prováděny

s polymethyl-metakrylátem (PMMA), teflonem a jinými syntetickými organickými polymery. Nedlouho poté byly ablatovány i biologické tkáně. Dnes se fotoablace

22

nejčastěji využívá při rohovkových refrakčních operacích (viz kap. 4.1.5.), kdy se ablací mění lomivost rohovky při dalekozrakosti či krátkozrakosti. [34]

3.3.4. Plazmou indukovaná ablace Výkonové hustoty pro vznik optického průrazu musí přesahovat 1011 W.cm-2 pro pevné látky a kapaliny a 1014 W.cm-2 pro vzduch. Při optickém průrazu dochází k tvorbě plazmatu. Plazmou indukovanou ablací dosáhneme velmi čistého a přesného odstranění tkáně bez termálního a mechanického poškození. Tento typ ablace je způsoben ionizací plazmatu. Nejdůležitějším parametrem plazmou indukované ablace je intenzita elektrického pole, která určuje, kdy bude dosažen optický průraz. Pokud intenzita elektrického pole přesahuje určitou hodnotu, tj. elektrické pole způsobuje ionizaci atomů a molekul, dochází k optickému průrazu. Zahájení tvorby plazmatu je dvoustupňové a bylo detailně popsáno Puliafitem a Steinertem (1984). Lokalizované mikroplazma může být indukováno krátkými pulzy, např. nanosekundovými, pikosekundovými či femtosekundovými. Optický průraz umožňuje uložení energie nejen v pigmentových tkáních, ale i v slabě absorbujícím prostředí díky vyššímu koeficientu absorpce indukovaného plazmatu. [34]

3.3.5. Fotodisrupce Fyzikální efekty spojované s optickým průrazem jsou tvorba plazmatu a vznik tlakové vlny. Pokud k průrazu dochází v měkkých tkáních nebo kapalinách, objevuje se i tzv. kavitace. V kapitole 3.3.4. je již zmíněn ablační proces vzniklý ionizací plazmatu. Sekundární efekty plazmatu však byly opomenuty. Při vyšších pulzních energiích, tedy vyšších energiích plazmatu, jsou tlaková vlna a druhotné mechanické postranní efekty plazmatu významnější a mohou určovat celkový efekt záření na tkáň. Z toho důvodu se zavádí pojem fotodisrupce. Obecně na fotodisrupci můžeme pohlížet jako na mechanický efekt způsobený více příčinami začínající jako optický průraz. Primární mechanismy jsou vznik tlakové vlny a kavitace. Účinkem záření dochází k prudkému ohřátí až na 10 000 K s uvolněním vodní páry a plynů (CO2), které výrazně zvýší tlak s výsledným roztržením a devastací zasažené tkáně. V místě působení se tak vytvoří kuželovitý kráter. Zatímco plazmou indukovaná ablace je omezena na místo průrazu, tlaková vlna a kavitace se šíří do okolí. Plazmou indukovaná ablace i fotodisrupce závisí na tvorbě plazmatu, není tedy vždy jednoduché tyto děje rozlišit. [34]

23

3.4. Bezpečnost práce s lasery Používání laserů podléhá dodržování požadavků, které ukládá Nařízení vlády č.1/2008 Sb., o ochraně zdraví před neionizujícím zářením, ve kterém byla 29. 3. 2010 specifikována ochrana zdraví zaměstnanců před nepříznivými účinky optického záření. Laserové záření působící na lidskou tkáň způsobuje různý stupeň poškození tkáně. Největší nebezpečí hrozí pro lidské oko, menší, ne však zanedbatelné pro lidskou kůži. Maximální přípustná dávka ozáření (MPE - maximum permissible exposure) je úroveň laserového záření, jemuž může být za normálních okolností vystaven člověk, aniž by ozáření na něm zanechalo nepříznivé následky. Úrovně MPE odpovídají maximální úrovni záření, které může být vystaveno oko nebo pokožka bez okamžitého nebo pozdějšího poranění a vztahují se k vlnové délce laserového záření, délce impulzu nebo době trvání ozáření, typu ozářené tkáně a pro viditelné světlo a infračervené záření v blízké oblasti v rozsahu vlnových délek od 400 nm do 1400 nm také k rozměru obrazu na sítnici. Z hlediska nepříznivých účinků na zdraví se laserová zařízení zařazují do tříd podle ČSN EN 60825-1:2007. Klasifikace laserů z hlediska bezpečnostních tříd  třída I: Lasery všech vlnových délek o výkonu menším než 0,4 μW nebo všechny laserové systémy s libovolným výkonem, které mají zcela zakrytou dráhu svazku a pracovní plochu. Všechna víka a kryty jsou zabezpečena proti neoprávněnému otevření během činnosti laseru. Je možný trvalý pohled do laserového svazku. 

třída II: Kontinuální lasery emitující záření ve viditelné oblasti s výkonem menší než 1 mW. Přímý pohled do zdroje je možný, oko ochrání mrkací reflex. Poškození však může být způsobeno přímým pohledem po delší dobu.



třída III: a) třídy IIIa: Kontinuální lasery s výkonem menším než 5 mW. Oko již může být poškozeno při pohledu do zdroje pomocí optické soustavy (např. lupa, dalekohled) b) třída IIIb: Kontinuální lasery s výkonem 5 mW až 500 mW nebo pulzní lasery s hustotou energie do 10 J.cm-2. Hrozí nebezpečí poškození oka, je nutno používat ochranné pomůcky i při pozorování odrazu.

24



třída IV: Všechny lasery s výkonem nad 500 mW nebo hustotou energie nad 10 J.cm-2. Hrozí vážné nebezpečí poškození oka, nutno používat ochranné pomůcky i při pozorování odrazu a dodržovat předepsaný provozní řád.

4. Aplikace laserů v lékařství Použití laseru v současné medicíně je velmi rozsáhlé a jeho aplikací stále přibývá. Pro lékařské použití je zvláště důležitá možnost koncentrace energie záření na nepatrné plošce. Tato energie je ve tkáních pohlcována a transformována na teplo. Laserové operace patří mezi bezdotykové a jejich výsledkem je ostře ohraničený řez tkání bez poškození okolí. Řez tkání je doprovázen koagulací. Cévy se teplem uzavřou, čímž rána nekrvácí. Rozvoj vláknové optiky umožnil přenos laserového záření optickými vlákny i do různých vnitřních orgánů. Využití laserů v medicíně začalo koncem roku 1961, kdy byl rubínový laser poprvé využit při operaci sítnice Cambellem v USA. Druhým medicínským oborem, kde se začalo využívat laserového záření, bylo zubní lékařství. V roce 1963 Mester v Budapešti studoval účinky laserového záření na tkáně a zjistil urychlení růstu kožních buněk při ozařování malými dávkami energie. V současné době je mnoho výzkumů zaměřeno na léčbu nádorů pomocí fotodynamické terapie (PDT) nebo laserem indukované intersticiální termoterapie (LITT). Tyto metody v současné době nacházejí uplatnění v gynekologii, urologii a neurochirurgii. S lasery se také často setkáváme v dermatologii nebo ortopedii. V nedávné době také lasery pronikly do ORL, kardiologie a gastroenterologie. [34] Postupně byla zkoumána interakce různých typů laserů s živou tkání a byly vyděleny dvě základní skupiny laserů užívaných v medicíně: operační (invazivní) a biostimulační (neinvazivní). Mezi biostimulační lasery řadíme přístroje s výkonem do 500 mW.

4.1. Laser v oftalmologii Laserového záření se užívá v očním lékařství pro diagnostické i léčebné účely. Jedním z diagnostických přístrojů je konfokální mikroskop, který umožňuje brzké odhalení poškozené sítnice. Cílové oční tkáně při terapii laserem se rozdělují na přední

25

a zadní. Mezi přední tkáně řadíme rohovku, bělmu, řasnaté tělísko, duhovku a čočku. Zadní část se skládá ze sklivce a sítnice. [34]

4.1.1. Sítnice Sítnice je část nervové soustavy, jejíž funkcí je přeměnit na ní vytvořený optický obraz do nervového impulzu vedoucího zrakovým nervem do mozku. Sítnice je tenká, téměř transparentní blána, která je protkána krevními cévami. Oftalmolog Meyer-Schwickerath (1949) byl první, kdo pro terapeutické účely navrhl koagulaci sítnice slunečním světlem. Nedlouho po vynálezu laseru Maimanem (1960), Zaret a kol. (1964) provedli první experimentální studie s rubínovým laserem. Cambell a kol. (1963) a Zwengem a kol. (1964) objevili, že rubínový laser je velmi vhodný k přivaření odchlípené sítnice zpět k cévnatce nacházející se pod ní. Bohužel se ukázalo, že rubínový laser není schopný uzavřít krvácející cévy. Tento problém však vyřešil argonový laser, jehož zelené a modré záření je silně absorbováno hemoglobinem (na rozdíl od červeného světla z rubínového laseru), což vede ke koagulaci krve a cév. Koagulace žluté skvrny (macula lutea) je zakázána, jelikož by pacient utrpěl těžkou ztrátu vidění. Dosažená teplota by neměla přesáhnout 80 °C, aby se zabránilo nežádoucí vaporizaci a karbonizaci. Na začátku 70. let 20. stol. se stal pro oftalmologické aplikace velmi významný kryptonový laser. Jeho záření s vlnovou délkou 647 nm bylo velmi užitečné, pokud bylo nutné omezit interakční zónu jen na oblast cévnatky. Laserová terapie sítnice je indikována převážně při těchto onemocnění: Sítnicové trhliny V případě trhliny v sítnici laserové ošetření zabraňuje jejímu dalšímu rozšiřování, které může vést až k odchlípení sítnice. Laserové ošetření spočívá v připečení sítnice k pod ní ležící cévnatce v různých místech kolem trhliny vytvářejících prstencový ovál (obr. 9a). Odchlípení sítnice Odchlípení sítnice je většinou důsledek sítnicových trhlin. Mírná odchlípení jsou léčena podobně jako trhliny v sítnici. Při léčbě rozsáhlejšího odchlípení je nezbytné, aby byla zachována alespoň část žluté skvrny. Tento postup se nazývá panretinální koagulace a je zobrazen na obr. 9b.

26

Obr. 9: Umístění koagulačních bodů v případě trhlin v sítnici (a) a při panretinální koagulaci (b), převzato z [34]

Diabetická retinopatie Diabetická

retinopatie

je

jednou

z nejčastějších

pozdních

orgánových

komplikací diabetu. U diabetiků je koncentrace kyslíku v krvi významně snížena a díky tomu dochází k tvorbě nových kapilár, tzv. neovaskularizaci, především před sítnicí nebo ve sklivci. Tyto kapiláry nejsou schopny vyživovat tkáň. Navíc jsou velice křehké, často praskají a jsou zdrojem krvácení, které může vést ke ztrátě zraku. Aby se zabránilo kompletnímu oslepnutí, je celá sítnice kromě žluté skvrny opět panretinální koagulací koagulována. Proces neovaskularizace je zastaven a žlutá skvrna nemá nedostatek kyslíku. Tento zákrok se provádí pomocí speciální čočky, kdy tenkým svazkem argonového nebo diodového laseru zasáhneme periferii sítnice (obr. 10). Senilní makulární degenerace Makulární degenerace se vyskytuje převážně u starších pacientů. Dochází při ní k postupné ztrátě zraku. V cévnatce se vytvářejí nové cévy, což je provázeno výraznými klinickými příznaky, jako je deformace obrazu a značné snížení zrakové ostrosti. Novotvořené cévy je v současné době možno léčit fotodynamickou terapií prostřednictvím injekcí do ruky. Když účinné látky přejdou do cév, svítí oční lékař do oka diodovým laserem, který je zdrojem světelného svazku o vlnové délce 689 nm (obr. 11). Laserový svazek projde sítnicí, aniž by ji tepelně poškodil a reaguje s molekulami účinné látky, čímž je spuštěna fotochemická reakce, jejímž výsledkem je uvolnění volných kyslíkových radikálů, které poškodí nežádoucí cévy.

27

Obr. 10: Fotokoagulace sítnice při Diabetické

Obr. 11: Laserové ošetření Makulární

retinopatii, převzato z [49]

degenerace, převzato z [48]

Retinoblastom Léčba retinoblastomu laserem byla navržena Svaasandem (1989). Destrukce nádoru je dosažena přeměnou laserového záření v teplo. V případě maligních nádorů je doporučena léčba chemoterapií.

4.1.2. Duhovka Duhovka je tkáň, v jejímž středu se nachází otvor, který nazýváme zornice. Její průměr se pohybuje v rozmezí 1,5 mm až 8 mm v závislosti na osvětlení oka. Duhovka je tvořena kolagenními vlákny a pigmentovými buňkami. Laserové ošetření duhovky je indikováno při onemocnění, které se označuje jako glaukom s uzavřeným úhlem. Při akutním záchvatu glaukomu nemůže komorová voda odtékat ze zadní oční komory do přední komory, čímž se zvýší tlak v zadní komoře a duhovka je posunuta vpřed. Tlak uvnitř oka vzroste, což způsobuje silné bolesti hlavy a náhlý výpadek vidění. Laserová iridotomie (obr. 12) je zaručenou metodou k řešení tohoto problému. Spočívá v modelování malých otvůrků v periferii duhovky sloužících pro průchod komorové vody ze zadní komory do přední. Zákrok se provádí ambulantně za pomoci pulzního Nd:YAG nebo argonového laseru. Pro argonové lasery je vhodná délka expozice 0,1 s až 0,2 s a výkon záření v rozmezí 700 mW až 1500 mW.

4.1.3. Trabekulární tkáň Dalším typem glaukomu je glaukom s otevřeným úhlem. Je způsoben špatnou funkcí trabekulární tkáně, přes kterou odtéká komorová voda pryč. Odtok komorové vody může být zlepšen laserovou trabekulotomií, během níž je trabekulární tkáň účinně 28

perforována. První pokusy provedené rubínovým a argonovým laserem byly publikovány Krasnovem (1973) a Worthenem a Wickhamem (1974). Ticho a Zauberman (1976) zjistili, že v některých případech lze snížení očního tlaku dosáhnout i smršťováním trabekulární tkáně. Tyto poznatky byly základem pro další metodu nazvanou trabekuloplastika (obr. 13), kterou detailně popsali Wise a Winter (1979). Během trabekuloplastiky je na povrch trabekulární tkáně aplikováno argonovým laserem o výkonu 800 nW až 1000 mW asi 100 pulzů. Správné zaměření laserového svazku je zajištěno speciální laserovou goniočočkou. Pokles očního tlaku je zřejmě zapříčiněn termální interakcí, kdy teplo odevzdané argonovým laserem způsobuje smrštění trabekulární tkáně. Tím dochází k rozšíření odtokových kanálů umístěných v exponované tkáni, komorová voda snáze odtéká a oční tlak klesá k normální hodnotě.

Obr. 12: Iridotomie Nd YAG laserem, převzato z

Obr. 13: Trabekuloplastika argonovým laserem,

[51]

převzato z [50]

4.1.4. Rohovka Rohovka a čočka jsou zodpovědné za celkovou refrakci oka, z toho téměř 70 % připadá rohovce. Rohovka je propustná pro záření s vlnovými délkami 400 nm až 1200 nm, což plyne z extrémní pravidelnosti její struktury. Její tloušťka v centru má 500 μm, zatímco v periferii až 800 μm. Rohovková tkáň je bezcévná a skládá se z pěti částí. Jsou to epitel, Bowmanova membrána, stroma, Descementova membrána a endotel. Téměř 90 % rohovky je tvořeno stromatem, tudíž podstatou laserových refrakčních operací na rohovce je odstranění právě části stromatu. Obecně existují dva typy chirurgických operací prováděných na rohovce. První typ operací slouží k odstranění veškerých patologických stavů rohovky, zatímco druhý typ zahrnuje refrakční operace. První typ operací se zabývá převážně léčbou nepravidelných tvarů rohovky, jako je keratokonus, rohovkovými zraněními nebo transplantacemi rohovky. Dříve byly tyto zákroky prováděny pomocí skalpelů, dnes mají oftalmologové na výběr nepřeberné množství laserů, z nichž se nejvíce využívají

29

ArF excimerové lasery, které zaručují neinvazivní a bezbolestné řešení problému. Velmi přesného vyříznutí rohovky je též dosaženo pulzními neodymovými lasery. Rohovkové operace jsou založeny na změně lomivosti rohovkové tkáně. První úspěšné studie zabývající se změnou lomivosti rohovky byly představeny Fjodorovem a Durnevem (1979), kteří k odstranění části rohovky používali diamantový nůž. Na začátku 80. let 20. stol. byla vyvinuta nová metoda odstranění rohovkové tkáně laserem nazvaná radiální keratektomie. Původní myšlenka změnit zakřivení rohovky užitím laseru byla navržena Keatesem a kol. (1981). Trokel a kol. (1983) dosáhli úspěšné keratektomie s ArF excimerovým laserem. Nedlouho poté Marshall a kol. (1986) objevili další laserovou metodu nazvanou fotorefraktivní keratektomie (PRK, obr. 14). Tito vědci si uvědomili velké výhody ablace tkáně excimerovým laserem a zkoumali přímou modelaci rohovky vedoucí ke změně její optické mohutnosti. ArF excimerový laser je velice vhodný pro tento typ operací právě díky jeho ablačním vlastnostem. Jeden pulz z tohoto laseru odstraní přibližně 0,1 μm až 1 μm, což odpovídá 0,01 až 0,1 dioptriím. Po dokonalém znecitlivění oka anestetickými kapkami je nejprve odříznuta svrchní epitelová vrstva rohovky, poté je pomocí excimerového laseru odstraněno několik tisícin milimetru rohovky a na závěr je na rohovku aplikována kontaktní čočka, která oko chrání po dobu prvních dnů hojení, kdy dochází k obnově odstraněného epitelu. Pacient několik dní po zákroku vidí zamlženě vlivem otoku rohovky. K úplné stabilizaci zraku dochází během 6 až 12 měsíců. I lasery vyzařující v infračervené oblasti je možno použít k refraktivním operacím rohovky. Jsou to hlavně neodymové, erbiové a holmiové lasery. Erbiové a holmiové lasery způsobují termální degradaci rohovkové tkáně, což vede ke smrštění kolagenních vláken. Tím je uvnitř rohovky vyvoláno napětí v tahu, díky kterému je dosaženo změny lomivosti. Dnes je za standardní metodu refraktivní chirurgie považována metoda Laser in situ keratomileusis – LASIK (obr. 15). Tato operace se skládá ze tří kroků. Nejdříve operatér seřízne chirurgickým nožem nebo femtosekundovým laserem tenkou část rohovky (tzv. lamelu) na povrchu oka. Lamela zůstává v jednom místě spojena s rohovkou tzv. můstkem. Poté je ArF nebo femtosekundovým laserem odstraněna část stromální tkáně. Následně chirurg přiloží pomocí chirurgické pinzety lamelu zpět na původní místo. Není nutné žádné šití, jelikož na základě biochemických pochodů dochází k přisátí lamely k rohovkovému stromatu. Po zákroku je na oko aplikována 30

terapeutická kontaktní čočka. Pacient vidí rozostřeně vlivem otoku rohovky. Obnova zraku je však rychlá díky tomu, že všechny vrstvy rohovky zůstávají neporušeny. U metody Laser subepithelial keratomileusis – LASEK nedochází k žádnému řezu rohovkou. Povrchní rohovková vrstva je po aplikaci speciálního roztoku na oko odloučena od hlubších vrstev a v podobě laloku odklopena. Poté už postup probíhá obdobně jako u všech výše uvedených technik.

Obr. 14: Fotorefraktivní keratektomie, převzato z

Obr. 15: Metoda LASIK, převzato z [52]

[53]

4.1.5. Čočka Převážná část čočky je tvořena průhlednými vlákny. Její vnitřek je uzavřen homogenní elastickou membránou nazývanou pouzdro (kapsula). Čočka roste neustále během celého života. Důsledkem jejího neustálého vývoje a snižování obsahu vody je postupné tuhnutí vnitřního obsahu čočky. Při šedém zákalu je průhlednost čočky výrazně snížena. Vnitřek zkalené čočky musí být ultrazvukovým přístrojem rozbit a následně odstraněn. Ponechává se pouze zadní pouzdro. Ultrazvukový přístroj k rozbití vnitřku čočky lze nahradit laserem. K tomuto účelu se používají pikosekundové lasery, např. Nd:YLF. Po nějaké době může dojít také ke zkalení zadního pouzdra a je nutné provést laserovou zadní kapsulotomii. Tato metoda byla popsána Aron-Rosem a kol. (1983) a Terrym a kol. (1983). Je to neinvazivní, ambulantně proveditelná metoda využívající Nd:YAG laser. Jako pomocný laser se používá helium - neonový laser, který lékař zaměří na zadní pouzdro a poté přidá i Nd:YAG, který vyřeže v centru zadního pouzdra otvor a pacient opět ostře vidí.

31

4.2. Laser v dermatologii V dermatologii jsou tepelné účinky laserového záření, především koagulace a vaporizace běžně využívány. Jelikož optické parametry tkáně (absorpce, rozptyl) jsou silně závislé na vlnové délce záření, je možno různými lasery vyvolat různé typy tkáňových reakcí. V klinické praxi se běžně používá pět typů laserů: argonový, rubínový, Nd:YAG, barvivový a CO2 laser. [34] Kůže se skládá prakticky ze tří částí. Jsou to pokožka, škára a podkoží. Pokožka obsahuje keratocyty a melanocyty, které produkují proteiny keratin a melanin. Většina škáry je polotuhá směs kolagenových vláken, vody a vysoce viskózního gelu. Krevní cévy, nervy a receptory jsou lokalizovány ve škáře a podkoží. Barva kůže je dána absorpcí světla v hemoglobinu nebo melaninu. Rozptyl světla na kolagenových vláknech určuje, která část světla bude procházet do dalších struktur. Záření z argonového laseru je silně absorbováno hemoglobinem a melaninem, proto je tento laser předurčen k ošetření povrchu kůže. Nejčastější indikací argonového laseru byly hemangiomy a naevus flammeus (oheň). Dřívější léčebné metody těchto postižení byly neúčinné a pacienti se tak museli s touto nepříjemnou skutečností vyrovnat. Léčba laserem však vyžaduje spoustu trpělivosti, jelikož je nutné několik sezení po dobu až několika let. Méně bolestivé a dokonce i více efektivní v léčbě naevus flammeus jsou barvivové lasery. Těmito lasery se ve svých výzkumech detailně zabývali Morelli a kol. (1986), Garden a kol. (1988) a Tan a kol. (1989). Často se využívá rhodaminový laser, který emituje záření v rozmezí vlnových délek 570 nm až 590 nm. Tato metoda je méně bolestivá než při použití argonového laseru. CO2 laser se v dermatologii používá ke tkáňové vaporizaci. Ve srovnání s konvenčním skalpelem tato metoda umožňuje přesné bezdotykové odstranění tkáně s výrazně redukovanou bolestivostí zákroku. Běžnou indikací CO2 laseru jsou externí vředy a bradavice. Argonové i CO2 lasery vzbudily pozornost také při odstraňování pigmentových skvrn a tetování. Lasery způsobují fotodisrupci melaninu či barviva, které je následně fagocytováno. Nyní se pro tyto účely používají rubínové lasery, jak bylo ustanoveno Scheibnerem a kol. (1990) a Tailorem a kol. (1990). Dále je možné použít i Nd:YAG laser pracující na vlnové délce 532 nm nebo alexandritový laser s vlnovou délkou 755 nm. Lze dosáhnout velmi uspokojivých výsledků, i když to z části závisí na barvivu

32

obsaženém v tetování. Je velmi důležité, aby veškeré barvivo bylo odstraněno již při prvním sezení. Záření Nd:YAG laseru je výrazně méně rozptylováno a absorbováno kůží než záření argonového laseru. Hloubka průniku záření Nd:YAG laseru je proto mnohem větší. Hlavní indikací Nd:YAG laseru v dermatologii jsou hluboce umístěné hemangiomy a semimaligní kožní nádory. Dermatologie je jednou z mála medicínských disciplín, ve které byly prokázány biostimulační efekty laserového záření. Biostimulační lasery slouží k ovlivňování reparačního procesu u špatně se hojících ran. Studie prokázaly, že záření ovlivňuje syntézu kolagenu, novotvorbu cév a podporuje epitelizaci. Rovněž zvyšuje fagocytární aktivitu leukocytů a stimuluje činnost proteolytických enzymů v ráně. Nejčastěji je v dermatologii biostimulační laser využíván k terapii špatně se hojících ran, bércových vředů, jizev, proleženin a oparů.

4.3. Laser ve stomatologii Ačkoli stomatologie byla druhou medicínskou disciplínou, ve které se lasery začaly používat, stále je toto odvětví ve fázi výzkumu. Zvláště při léčbě zubního kazu je stále konvenční mechanické vrtání častější než léčba zubního kazu pomocí laseru. V této době probíhá mnoho klinických studií a výzkumů pro zlepšení aplikací v laserové terapii zubního kazu. Dalším zajímavým tématem ve stomatologii je ošetření měkkých zubních tkání nebo také laserové svařování zubních můstků a protéz. Laseru ve stomatologii se využívá pro mnohé léčebné výhody a velmi široké spektrum bezbolestných zákroků pro pacienta. [34]

4.3.1. Lidské zuby Zuby (dentes) jsou tvrdé, porcelánově bílé až nažloutlé orgány, připomínající kosti. Slouží především k rozmělňování potravy, obraně nebo útoku, avšak uplatňují se také při tvorbě řeči a při formování obličeje. Soubor zubů nazýváme chrup (dentice). Zuby se skládají z tří základních částí, z korunky, krčku a kořene. Struktura zubu je však složitější a nejlépe se popisuje na řezu zubu (obr. 16). Na korunce, která vyčnívá ze zubního lůžka, jsou patrné tři vrstvy: sklovina, zubovina (dentin) a zubní dřeň. U kořene, který upevňuje zub v lůžku, je stavba poněkud odlišná. Kořen je složen z vaziva, cementu, zuboviny a zubní dřeně. Podstatnou část zubu tvoří dentin, který je v oblasti korunky pokrytý sklovinou a v oblasti kořene cementem. Uvnitř dentinu je 33

dutina, která je vyplněna dření. V kořenu zubu jsou kanálky, kterými do dřeňové dutiny pronikají drobné cévy a nervy, které jsou příčinou citlivosti zubů.

Obr. 16: Stavba zubu, upraveno z [56]

Sklovina (enamelum) Sklovina (obr. 17) je nejtvrdší tkáň v lidském těle, protože dosahuje nejvyššího stupně mineralizace. Obsahuje 95 % až 98 % anorganických látek, z toho 90 % tvoří hydroxyapatit, chemicky hydroxytrifosforečnan vápenatý [Ca10(PO4)6(OH)2]. Zbylých 6 % skloviny je tvořeno směsí uhličitanu vápenatého, fluoridu vápenatého a uhličitanu hořečnatého. Organická složka skloviny tvoří přibližně jen 0,5 %. Jedná se především o keratin, amelogenin a vodu. Normálně pokrývá sklovina celou korunku zubu, ale její tloušťka se v jednotlivých částech liší. Je nejsilnější na řezacích hranách a hrbolcích, kde dosahuje až 2,5 mm. Směrem ke krčku se ztenčuje. Barva skloviny závisí na její tloušťce a stupni mineralizace. Je bělavá až nažloutlá či namodralá, což je způsobeno průsvitností skloviny. Čím je sklovina průsvitnější, tím více prosvítá žlutavý dentin. Sklovina se skládá z tzv. sklovinných prizmat, polygonálních 5 až 6 bokých hranolků, které jsou opticky jednoosé. Prizmata mají na řezech tvar knoflíkové dírky, koňské podkovy nebo hranolu a velikost asi 5 μm x 9 μm. Nejsou ostře ohraničena a konvexní plocha jednoho hranolu zapadá do vyhloubení sousedního, což podmiňuje pevnost skloviny. Sklovinná prizmata jsou k sobě vázána interprizmatickou substancí. Jak sklovinná prizmata, tak interprizmatická substance jsou tvořeny submikroskopickými krystalky hydroxyapatitu délky asi 100 nm až 1000 nm a liší se jen orientací těchto krystalků. [44] 34

Dentin (zubovina), (dentinum) Dentin je nažloutlý, matný a tvoří největší část zubu, jelikož je uložen v korunce i v kořenu. Je to pojivová tkáň. Obsahuje 70 % anorganických látek, opět převážně hydroxyapatit a 20 % organických látek, zejména kolagenní fibrily. Zbylých 10 % je voda. Krystaly hydroxyapatitu jsou menší než krystaly skloviny. Jejich délka je 10 nm až 90 nm. Dentin, jako ostatní pojivové tkáně, se skládá z buněk (odontoblastů) a mezibuněčné hmoty, která je produktem těchto buněk a je tvořena složkou fibrilární a amorfní. Odontoblasty, které lemují vnitřní plochu dentinu, oddělují dentin od zubní pulpy. Dentinem, směrem kolmo k povrchu, probíhají drobné kanálky o průměru 10 nm až 3 μm (dentinové tubuly, obr. 18), do kterých vysílají odontoblasty směrem k povrchu tenké výběžky (Tomesova vlákna). Na rozdíl od kosti je dentin bezcévný a je tvrdší než cement nebo kost, avšak měkčí nežli sklovina. Co se týče optických vlastností dentinu, lze říci, že index lomu centrální části tubulů je blízký indexu lomu vody. [44]

Cement (cementum) Cement je tvrdá tkáň pokrývající krček a kořen zubu. Je to speciální druh mineralizované pojivové tkáně, která je svou stavbou podobná kosti. Na rozdíl od kosti je však bezcévný. Obsahuje asi 45 % až 50 % anorganických látek a 50 % až 55 % organických látek. Je tvrdší než kost, ale není tak tvrdý jako dentin. Hranice mezi cementem a sklovinou je individuálně vytvořená. Asi v 60 % cement překrývá na krátkou vzdálenost sklovinu. Někdy obě tkáně hraničí tam, kde se ztenčené okraje skloviny a cementu navzájem stýkají. V malém množství případů zůstává na rozhraní na krčku malé pásmo nezakrytého dentimu. Hranice mezi cementem a dentinem je obvykle hladká, jen někdy je mezi oběma tkáněmi tzv. intermediální vrstva, ve které se dentin a cement prostupují. Zubní dřeň (pulpa dentis) Zubní dřeň se liší od tvrdých zubních tkání jak svou mikroskopickou stavbou, tak i funkčním významem. Je tvořena řídkým rosolovitým vazivem, které vyplňuje dřeňovou dutinu a sahá i do kořenových kanálků. Obsahuje četné krevní a mízní cévy a hojně jsou zde zastoupena i nervová vlákna. Má základní význam pro vitalitu zubu, protože zajišťuje jeho výživu a ochranu proti infekčním a cizorodým činitelům.

35

Obr. 17: Sklovina, zvětšení

Obr. 18: Vyústění dentinových

Obr. 19: Zubní dřeň, zvětšení

120 x (LEXT)

tubulů, zvětšení 120 x (LEXT)

120 x (LEXT)

Nejrozšířenější patologií zubů je zubní kaz. Vzniká hlavně vlivem nedostatečné zubní hygieny. Mikroorganismy, které se množí na povrchu zubu a produkují vrstvu zubního plaku, produkují kyseliny mléčnou a octovou a tím redukují pH k hodnotám až 3,5. Hodnota pH a rozpustnost hydroxyapatitu značně souvisí s reakcí Ca10(PO4)6(OH)2 + 8H+ ↔ 10Ca2+ + 6HPO42- +2H2O.

(4. 2)

Prostřednictvím této reakce může být sklovina demineralizována během několika dní. Vápník vázaný k hydroxyapatitu je ionizován a odplaven slinami. Tento proces přemění tvrdou sklovinu na velmi porózní a propustnou strukturu. V pokročilém stádiu je také demineralizován dentin. V tomto případě můžou mikroorganismy infikovat zubní dřeň, což způsobuje velkou bolest. Zubař musí odstranit všechnu infikovanou tkáň a vyplnit zub vhodnou slitinou, zlatem nebo keramickým materiálem. Odstranění infikované hmoty je obvykle provedeno mechanickým vrtáním, které vyvolává bolest ze dvou důvodů. Zuby jsou velmi citlivé ke vznikajícím vibracím a zubní nervy zaznamenají náhlé zvýšení teploty vzniklé třením při vrtání. Zmírnění bolesti bez podání anestetik bylo hlavním motivem při hledání laserové aplikace pro ošetření zubního kazu. Nicméně se ukázalo, že ne všechny typy laserů splňují tyto požadavky. Ačkoli vibrace jsou potlačeny díky bezkontaktní technice, termální efekty eliminovány nejsou. Kontinuální lasery a lasery s dlouhými pulzy stále indukují vysoké teploty v zubní dřeni. Dokonce ani chlazení vzduchem nesníží teplotu na tolerovanou hodnotu. Termální poškození je zanedbatelné jen při použití ultrakrátkých pulzů. [28, 34] Mezi další výhody použití laserů zahrnujeme větší přesnost procesu odstraňování kazu a dodatečnou ochranu zubů. Např. CO2 laser účinně inhibuje vznik

36

kazu. Rodrigues a kol. (2004) zjistili, že ozařování skloviny CO2 laserem mění krystaly hydroxyapatitu a snižuje tak reaktivitu minerálu s kyselinami, čímž zabraňuje vzniku zubního kazu. [33] Bedini a kol. (2010) potvrdili, že ozařování skloviny Nd:YAG laserem také působí jako prevence proti vzniku zubního kazu tím, že redukuje demineralizaci skloviny a chrání její integritu. [4] A v neposlední řadě i výzkum Zezella a kol. (2008) ukazuje, že Nd:YAG laser spolu s lokální aplikací fluoridu redukuje výskyt zubního kazu in vivo. [43]

4.3.2. Laserové ošetření tvrdých zubních tkání Nejvýraznějšími aplikacemi laserů je kontrolované odstraňování zubní skloviny, dentinu, kostí nebo cementu. Užití laserů k ablaci tvrdých zubních tkání, odstraňování zubních kazů a přípravu dutin bez významných termálních efektů a poškození struktury zubu získalo značnou pozornost výzkumníků. [15, 40] První pokusy v oblasti léčby zubů pomocí laserového záření byly provedeny Goldmanem (1964) a Sternem a Sognnaesem (1964). Obě tyto skupiny vědců pracovaly s rubínovým laserem s vlnovou délkou 694 nm. Výzkum vlivu tohoto laseru na zubní kaz odhalil rozličné efekty, od vytvoření 2 mm hlubokých dírek až po kompletní vymizení zkažené tkáně. [16] Tento laser však způsoboval několik nežádoucích termálních efektů jako např. nevratné poškození nervových vláken nebo praskání zubů. Proto tyto počáteční studie nikdy nedosáhly klinické závažnosti. O několik let později navrhl Stern (1972) CO2 laser, ale výsledky byly velmi podobné jako při použití rubínového laseru. Stern tedy usoudil, že pokud nebudou termální efekty laserů eliminovány, nebude možné lasery k ošetření zubů používat. [34] V průběhu let probíhaly další experimenty využívající alternativní laserové systémy. Na konci 80. let byl Hibstem a Kellerem (1989) uveden do praxe erbiový laser Er:YAG pracující na vlnové délce 2,94 μm, který redukuje nežádoucí termální efekty a vytváří přesné ohraničení opracovaného místa od okolí. Vlnová délka, na které pracuje, se shoduje s rezonanční frekvencí vibračních oscilací molekul vody obsažených v zubní tkáni, čímž je absorpce Er:YAG laserového záření výrazně zesílena. Zpočátku byl Er:YAG velice slibný díky vysoké efektivitě ablace zubních tkání. Poté se však objevily náznaky, že Er:YAG laserové záření způsobuje trhliny, ve kterých může docházet ke vzniku nových kazů. V současné době se Er:YAG laser přesto používá při přípravě dutiny ve sklovině a dentinu a k odstraňování zubního kazu. [20, 34] Israel a kol. (1997)

37

zkoumali vliv laserového Er:YAG záření na morfologii povrchu kořene zubu a zjistili, že laserové záření vyústilo v tvorbu mělkých dutin. K podobnému výsledku dospěli i Gašpirc a kol. (2001), kteří pozorovali vznik hlubokých kráterů s odhaleným dentinem. [13, 18] Další typ laseru, ArF excimerový laser, byl navržen Frentzenem (1989) a Liesenhoffem (1989). Počáteční studie prokázaly, že docházelo jen k nepatrným termálním efektům, což bylo přisuzováno kratší délce trvání pulzu, přibližně 15 ns, a mírnému mechanismu interakce fotoablace. Nicméně rychlost ablace dosažená tímto laserem, tedy objem ablace za jednotku času, je příliš nízká pro klinické aplikace. Tato neúčinnost a obecné riziko UV záření jsou hlavní nevýhody, pokud jde o použití ArF laseru ve stomatologii. Další UV laser, Alexandritový laser a vlnovou délkou 377 nm byl zkoumán Steinerem (1993) a Rechmanem (1993). Vědci zjistili, že tento laser je vhodnější pro léčbu kazů dentinu než Er:YAG. [34] Nový přístup k léčbě zubního kazu byl navrhnut Niemzem (1993) a Pichem (1994), kteří používali pikosekundový Nd:YLF laserový systém. I když v rané fázi experimentů převládala nejistota o možných účincích rázové vlny, posléze bylo dokázáno, že mechanické vlivy jsou zanedbatelné a že dutiny vznikly plazmou indukovanou ablací zubní tkáně. Rychlost ablace poškozené zubní tkáně je desetkrát vyšší než u zdravé tkáně. Nd:YLF laser tedy zajišťuje ablaci tkáně zubního kazu. Pikosekundový Nd:YLF laser je schopný vytvářet velice přesné dutiny, které se vyznačují strmými stěnami a jsou charakterizovány utěsněnou sklu podobnou strukturou, což zabraňuje tvorbě dalšího kazu. Drsnost dna dutiny je velmi nízká, což usnadňuje adhezi plnících materiálů. Z objemu ablace lze zjistit, že za minutu podléhá ablaci přibližně 1,5 mm3 kazivé skloviny. Aby se tato metoda vyrovnala mechanickému vrtání zubů, je nutné zvýšit efektivitu ablace alespoň desetkrát. Toho lze dosáhnout zvýšením energie pulzu a opakovací frekvence. Za těchto podmínek může Nd:YLF pikosekundový laser sloužit jako nástroj k úpravě tvrdých zubních tkání. [34] Výsledky získané s pikosekundovými lasery prokázaly, že ultrakrátké laserové pulsy jsou zřejmou alternativou pro odstranění zubního kazu mechanickým vrtáním. Femtosekundový laser se stal také významným nástrojem ve stomatologii díky generaci ještě kratších laserových pulzů. První pokusy s femtosekundovými lasery byly provedeny Niemzem (1998). Dutiny vzniklé Ti:Safír femtosekundovým laserem jsou geometricky přesné se strmými stěnami, což demonstruje extrémně vysokou přesnost 38

femtosekundových laserů. Mechanické vrtání a vrtání Er:YAG laserem, které může způsobit vznik mikrotrhlin a termální poškození okolní tkáně zubu, lze nahradit Ti:Safír laserem. Jedinou nevýhodou při vrtání Ti:Safír laserem je vznik mechanických vibrací ve tkáni, které se projevují vznikem trhlin a prasklin. [30, 34] Velmi důležitým efektem při používání laserů ve stomatologii je zvýšení teploty v zubní dřeni, kde se nacházejí odontoblasty, krevní cévy a nervy. Pokud dochází ke zvýšení teploty o více jak 5 °C, objevují se nežádoucí termální efekty. Také pocit bolesti je vyvolán při teplotě v zubní dřeni přesahující 45 °C. Proto je velmi důležité pohybovat se pod těmito teplotami, pokud usilujeme o klinickou aplikaci. Teplotní přírůstek závisí na počtu po sobě následujících pulzů a na celkové době trvání expozice. Vysoké opakovací frekvence můžou také způsobit nárůst teploty i při použití pikosekundových pulzů. [34]

4.3.3. Laserové ošetření měkkých zubních tkání CO2 laser je jedinečný mezi lasery využívanými k ošetření měkkých zubních tkání. Vlnová délka, na které vyzařuje, je absorbována více vodou než tkáňovými pigmenty. Sliznice v dutině ústní obsahuje 75 % až 90 % vody, absorbuje tedy CO2 záření velice snadno. [9] Několik studií bylo zaměřeno na použití CO2 laseru v souvislosti s maligními, premaligními a benigními poškozeními sliznice dutiny ústní. Pokud jde o léčbu lézí měkkých tkání uvnitř dutiny ústní, chirurg se rozhoduje mezi dvěma možnostmi, tj. chirurgickým odstraněním nebo vaporizací léze. Většinou se upřednostňuje chirurgické odstranění léze, jelikož tím je zajištěno úplné vymizení nežádoucí tkáně a může být potvrzena předchozí diagnóza. Během vaporizace je možné, že ne všechna změněná tkáň bude eliminována. Léčba drobných lézí sliznice dutiny ústní se však provádí obzvláště pomocí CO2 laseru. Po laserovém ošetření je rána sterilní a může se objevit jen minimální zánětlivá reakce přilehlého okolí. Hlavní výhodou je, že není nutné ránu zašívat, jelikož malé krevní cévy teplem koagulují a krvácení je tak zastaveno. Rána je zahojena v průběhu 2 týdnů a obnovení epitelu je patrné po 4 až 6 týdnech. CO2 laser je také často využíván, pokud pacient trpí leukoplakií, která se obtížně léčí chirurgicky, jelikož bývá rozšířena po celé dutině ústní. Léze jsou nejdříve ohraničeny zaostřeným laserovým svazkem a poté vaporizovány rozostřeným svazkem o výkonu 15 W až 20 W. Laserem ošetřovaná leukoplakie se hojí velmi dobře a je známo jen málo případů recidivy. Maligní léze

39

vyžadují vyšší výkon laserového záření, přibližně 20 W až 30 W. Některé studie dokazují, že recidivy jsou více redukovány při použití CO2 laseru narozdíl od mechanického skalpelu. To je zřejmě zapříčiněno termálním efektem záření. CO2 a Nd:YAG lasery byly navrženy k použití laseru při odstraňování přerostlé dásně. Výhodou pro tento typ laserové terapie je suchá a bezkrevná chirurgie, okamžitá sterilizace poškozených míst a snížení bakteriémie. Kromě toho je také redukováno mechanické trauma a pooperační otoky. Jizvy a bolest jsou minimální. [20, 34] Diodový laser je také možno použít k léčbě měkkých zubních tkání. V dásni a sliznici dutiny ústní je obsaženo velké množství chromoforů jako melanin, hemoglobin a oxyhemoglobin, kterými je záření diodového laseru primárně absorbováno. Diodový laser se tedy převážně používá k vytvarování dásně, gingivektomii, frenektomii a odstranění zánětlivé tkáně. [23, 30]

4.3.4. Laser v endodoncii V endodoncii je používán laser k léčbě zánětlivého onemocnění zubního kanálku. Infekce vznikají buď průnikem kazu do dřeně, nebo hromaděním zubního plaku pod dásní a následnými bakteriálními útoky na kořen zubu. Pokud je dřeň nebo zubní kanálek infikován bakteriemi, je jedinou možností sterilizace dřeně i kanálku. Laserovou koncovkou je rovněž možné proniknout přes kořenový hrot, pokud již zánět pronikl až do oblasti kolem kořenového hrotu. Mechanické odstranění bakterií, plaku, infikovaného kořenového cementu a zánětlivých měkkých tkání je považováno za nezbytnou část systematické periodontální léčby. Vyhloubení kořene je velmi komplikovaná a časově náročná procedura, jelikož kořeny jsou velmi tenké a musí být použity speciální nástroje. Při tomto procesu mohou být použity antibakteriální chemikálie, aby byla zajištěna sterilita, která je nutnou podmínkou pro úspěšnou léčbu. S rychlým rozvojem zdravotnických laserových systémů bylo diskutováno, zda lasery umožňují zlepšení konvenčních metod používaných

v endodoncii,

zvláště

odstraňování

plaku

a

sterilizaci.

První

experimentální výsledky s použitím CO2 a Nd:YAG laserů byly prezentovány Weichmannem a Johnsonem (1971). Roztavením dentinu vedle kanálků docházelo k utěsnění stěn kanálků a ty pak byly méně propustné pro bakterie. Sievers a kol. (1993) pozorovali velmi čistý povrch kořenových kanálků po aplikaci ArF excimerového laseru. [20, 34]

40

Dentinová hypersenzitivita Citlivost zubních krčků je jednou z nejčastějších stížností pacientů v klinické praxi zubního lékaře. Objevuje se u 10 % až 25 % populace. Nejčastěji je zaznamenána u pacientů ve stáří 30 až 40 let, postihnout však může všechny věkové kategorie. Objevuje se převážně na špičácích či třenových zubech. Dentin je přirozeně citlivý vzhledem ke strukturní a funkční blízkosti se zubní dření. Citlivost dentinu za normálních podmínek není problematická, jelikož dentin je pokryt vrstvou skloviny nebo cementu a není přímo vystaven působení rozmanitých vlivů. Cement o tloušťce 10 μm až 200 μm není ale tak tvrdý a odolný jako sklovina. Pokud je poškozen např. vlivem nesprávného čištění zubů, ústupem dásní nebo špatným stravováním, dochází v oblasti krčku k odhalení dentinu, který je protkán tisíci kanálky o průměru 10 nm až 3 μm obsahujícími nervová zakončení. Jsou-li tato nervová zakončení vystavena mechanickým, chemickým nebo termálním stimulům, pacient vnímá ostrou bolest. Mikroskopická pozorování ukázala, že odhalené dentinové kanálky jsou dokonce širší než neodhalené. Existuje několik teorií, které vysvětlují mechanismus vzniku dentinové hypersenzitivity. Nejvíce rozšířenou teorií je hydrodynamická teorie. Předpoklady hydrodynamické teorie vedou k závěru, že když je tekutina v tubulech podrobena změnám teploty nebo i jiným osmotickým změnám, dochází k jejímu pohybu a ten stimuluje nervové receptory citlivé na tlak, což vede k přenosu podnětů a vzniku bolestivosti. [41] Prevence citlivosti zubních krčků by měla zahrnovat eliminaci predisponujících etiologických faktorů tj. endogenních a exogenních kyselin, které způsobují erozi dásní. Ovoce, ovocné džusy a víno obsahují kyseliny, které napomáhají k odhalení dentinových tubulů. Endogenní kyseliny vznikající ze žaludečních šťáv také mohou způsobit dentinovou hypersenzitivitu. Navíc čištění zubů, pokud je kombinováno s erozivními činiteli, může obrušovat povrch dentinu a způsobovat tak otevírání tubulů. Proto je pacientům doporučováno, aby si nečistili zuby přinejmenším dvě hodiny po konzumaci kyselého jídla. Pacienti se mohou léčit doma nebo v ordinaci zubního lékaře. Domácí metody léčby jsou jednoduché, levné a léčí citlivost více zubů. Zatímco léčba s pomocí odborné péče je složitější a zaměřuje se na jeden nebo jen málo zubů. Zubní pasty obsahující znecitlivující látky jsou nejčastějšími prostředky domácí léčby. První takové pasty obsahovaly soli stroncia a fluoridy, které měly utěsnit tubuly. Dnes většina 41

znecitlivujících past obsahuje draselné soli jako např. dusičnan draselný nebo chlorid draselný. Draselné ionty difundují dentinovým tubulem a snižují vzrušivost dentálních nervů tím, že mění jejich akční potenciál. Také ústní vody obsahující dusičnan draselný a fluorid sodný nebo směs fluoridů redukují dentinovou hypersenzitivitu. Zubní lékaři jsou schopni poskytnout více možností vedoucích k účinnější léčbě. Jednou z možností je lokální aplikace znecitlivujících přípravků. Před objevením lokálních anestetik používali lékaři toxické chemikálie jako dusičnan stříbrný, chlorid zinečnatý a potaš. Dnes jsou ke znecitlivění používány méně toxické materiály, např. fluoridy, dusičnan draselný a fosforečnan vápenatý. Fluoridy jako např. fluorid sodný můžou snižovat citlivost dentinu. Fluoridy také redukují propustnost dentinu pravděpodobně hromaděním nerozpustného fluoridu vápenatého v tubulech. Lokálně aplikovaný dusičnan draselný, který je obvykle aplikován v zubní pastě, může také snižovat citlivost zubních krčků v podobě vodného roztoku či adhezivního gelu. Fosforečnan vápenatý uzavírá tubuly a snižuje dentinovou permeabilitu, čímž účinně redukuje dentinovou hypersenzitivitu. Mnoho lokálně aplikovaných znecitlivujících prostředků dobře nepřilne k povrchu dentinu, jejich účinek je tedy dočasný. [3, 27, 35, 41] Jelikož běžné metody léčby nebyly uspokojující, byla v polovině 80. let 20. stol. navržena léčba pomocí laseru. Existuje několik teorií, jak laserové záření napomáhá ke zvládnutí

dentinové

hypersenzitivity.

Laser

jako

zdroj

monochromatického

koherentního záření může roztavit dentinovou povrchovou vrstvu. Roztavený dentin vytvoří tvrdou hmotu s hladkým neporézním povrchem, utěsní tak odhalené tubuly a nervová zakončení již nemůžou být podrážděna. Schwarz a kol. (2002) porovnávali konvenční metody léčby s metodou ozařování dentinu Er:YAG laserem a zjistili, že laser je dokonce efektivnější než běžné konvenční metody. [5, 7, 26, 27] Existuje spousta studií poukazujících na to, že lasery lze použít při ošetření citlivosti zubních krčků. Nejlepší výsledky byly zatím dosaženy při léčbě postižených míst pomocí Nd:YAG, Er:YAG, CO2 a diodového laseru. Např. Coalaraja a kol. ukázali, že citlivost zubních krčků je redukována použitím CO2 laseru. [37] Užitím CO2 laseru s nízkými energiemi je dosaženo rozpuštění dentinu a utěsnění dentinových tubulů, ale také snížení propustnosti dentinu. Působením Nd:YAG laseru také dochází ke snížení permeability dentinu. [26] Schopnosti i jiných laserů vypařovat, tavit a utěsnit dentinové tubuly díky rekrystalizaci byly představeny také s velkým úspěchem.

42

4.3.5. Přehled aplikací Nd:YAG laseru ve stomatologii Nd:YAG lasery byly používány v ústní a hornočelistní chirurgii již od roku 1970. Záření tohoto laseru je absorbováno tkáňovými pigmenty. Čím je tkáň tmavší, tím snadněji je záření absorbováno. Tento laser se používá k ošetření jak měkkých, tak i tvrdých zubních tkání. Ošetření měkkých zubních tkání zahrnuje estetické tvarování dásní, léčbu ústních vředů, frenektomii a gingivektomii. Nd:YAG může také odstraňovat vznikající kazy, i když ne tak efektivně jako Er:YAG. Nd:YAG také zaručuje během ošetřování měkkých tkání dobrou hemostázu, což umožňuje čisté operační pole. Vlnová délka Nd:YAG laseru umožňuje použití flexibilního vláknového systému pro přesné vedení svazku. Avšak Nd:YAG laser má i několik nevýhod. Hloubka průniku jeho záření do tkáně je největší ze všech dostupných dentálních chirurgických laserů, což znamená, že tkáně pod povrchem jsou vystaveny působení záření. To je důvod k obavám, protože může docházet k poškození okolí (zubní dřeně) nebo pooperační chorobnosti. Navíc snížení energie na povrchu tkáně způsobuje, že vaporizace měkkých tkání Nd:YAG laserem je pomalejší než vaporizace CO2 laserem, jehož záření je lépe absorbováno. Pro zvýšení povrchové absorpce energie je doporučováno na tkáň lokálně aplikovat barviva. Nd:YAG je také vhodný pro laserovou kyretáž zubu. [9, 10, 15] Některé studie také naznačují, že Nd:YAG laser může měnit chemické složení a morfologii povrchu skloviny zubu a sloužit tak jako pomocník v prevenci proti zubnímu kazu. [2]

43

5. Experimentální část Na pulzním laserovém systému LASAG KLS 246-102 byla provedena simulace terapie citlivých zubních krčků na vzorcích připravených z extrahovaných lidských molárů. Predikované

parametry procesu

byly optimalizovány v řadě dílčích

experimentů. Výsledky byly vyhodnoceny laserovým konfokálním mikroskopem Olympus LEXT OLS 3100 a kontaktním indukčním profilometrem Talysurf Series2.

5.1. Materiál Lidské zuby – extrahované moláry byly skladovány v 0,5 % roztoku NaClO (chlornan sodný, hypochlorit) při teplotě 8 °C. Pro experiment bylo nutné připravit vzorky zubů s odhaleným dentinem. Zuby byly omyty lihem, osušeny a umístěny do speciálních zalévacích formiček. Pro upevnění byly zuby zality dvousložkovou pryskyřicí Specifix v objemovém poměru 26 ml:5 ml. Po vytvrzení pryskyřice byly zalité vzorky broušeny řadou smirkových papírů SiC se zrnitostmi 80, 180, 320, 600, 1200 a 2400. Značení smirkových papírů splňuje Evropské normy FEPA, podle kterých jsou velikosti zrn tříděny již při výrobě. Velikost zrna je definována množstvím vláken na palec síta (26,3 mm), jímž mají zrna projít. Čím vyšší má brusný materiál číslo, tím jemnější zrna obsahuje. Pro sledování závislosti absorpce laserového záření na drsnosti vzorku bylo vytvořeno 5 skupin vzorků. Vzorky první skupiny byly broušeny řadou smirkových papírů po zrnitost 180, vzorky druhé skupiny až po zrnitost 320, další po zrnitost 600 atd. Poslední skupina vzorků byla broušena smirkovými papíry až po zrnitost 2400 a dále byla vyleštěna diamantovou pastou o velikosti zrna 3 m. Takto získaný vzorek je zobrazen na obr. 20. Vždy bylo odbroušeno přibližně 0,5 mm tkáně tak, aby dentinové tubuly směřovaly kolmo k broušené ploše. Pro zvýšení absorpce laserového záření byla na vybrané vzorky aplikována barviva (5% erytrozin, černá tuš).

Obr. 20: Vzorek zubu po odbroušení a vyleštění

44

K analýze povrchu vzorků před a po aplikaci laserového záření na zubní tkáň byl použit bezkontaktní laserový konfokální řádkovací mikroskop Olympus LEXT OLS 3100 (Pittsburgh, USA, obr. 21). Vzorky byly vždy umístěny přímo na mikroskopický stolek bez použití vakuové komory a dalších úprav. Pozorování vzorků probíhá v reálném čase a není nutné, aby byl povrch vzorku vodivý. Konfokální mikroskop Olympus LEXT OLS 3100 využívá laserový svazek o vlnové délce 408 nm s optickými prvky uzpůsobenými pro tuto krátkou vlnovou délku tak, aby byla kvalita obrazu optimální a případné odchylky minimální. Tento mikroskop poskytuje zvětšení 120 x až 14 400 x. Rozlišení v rovině XY je 120 nm a ve vertikální ose 40 nm. Zobrazení laserem neopracovaného dentinu pomocí mikroskopu LEXT je na obr. 22.

Obr. 21: Konfokální mikroskop Olympus LEXT OLS 3100, upraveno z [46]

Obr. 22: Laserem neopracovaný dentin při zvětšení 480 x (LEXT)

45

Kontaktním indukčním profilometrem Talysurf Series2 (Taylor Hobson, Praha 6, Česká republika) byly měřeny parametry drsnosti povrchu vzorků před i po ovlivnění povrchu laserovým zářením. Pro snímání povrchu slouží hrot, který přejíždí po určené dráze. Na konci hrotu je diamantová kulička o poloměru 2 m. Tvar a veškeré nerovnosti povrchu jsou proto kopírovány velice přesně. Z hrotu je vedeno raménko indukčního snímače, které je vyváženo tak, že síla, kterou se opírá o povrch, nepřesahuje 2 mN. Tudíž hrot během měření neztratí kontakt s povrchem a nedochází k poškození povrchu vzorku. Na druhém konci raménka je umístěn kovový váleček, který se pohybuje ve dvou prstencových magnetech. Pohyb válečku se transformuje na elektrický signál cívkou snímače, poté je zesílen a digitalizován. U vybraných vzorků byl postupným skenováním rovnoběžných čar po povrchu zubu získán 3D obraz a fotosimulace povrchu dentinu po opracování laserem.

5. 2. Laserový systém KLS K simulaci léčby citlivých zubních krčků byl použit pulzní pevnolátkový průmyslový laserový systém KLS 246-102 (LASAG, Thun, Švýcarsko) s polohovacím stolem (obr. 23). Široké rozmezí parametrů (obr. 24) umožňuje nastavit nízké energie pulzu k roztavení dentinu. Aktivním prostředím laseru jsou trojmocné ionty neodymu, dopované do krystalu Ytrium-Aluminium Granátu Y3AL5O12, které vyzařují na vlnové délce 1064 nm v pulzním režimu. Čerpání aktivní látky je realizováno kryptonovou výbojkou. Optický rezonátor se skládá ze dvou paralelních zrcadel. Nastavením vzdálenosti totálně odrazného zadního zrcátka od čela krystalu (190 mm – 390 mm) lze měnit délku rezonátoru a tím i kvalitu laserového svazku. [45] Kvalita svazku je vyjádřena veličinou BPP (beam parameter product), která je vyjádřena vztahem BPP 

D0  , 4

(5.3)

kde D0 je průměr svazku generovaného v rezonátoru a Θ je celková divergence svazku. Jednotkou BPP je mm.mrad. Při zpracování svazku optickými prvky zůstává tento součin konstantní. Pro použitý rezonátor s totálně odrazným zadním zrcátkem nastaveným ve vzdálenosti 190 mm od čela krystalu má BPP hodnotu 18 mm.mrad až 22 mm.mrad v závislosti na aktuálním příkonu laseru. Část laserového záření (2 %) ve svazku o průměru 5,8 mm prochází předním polopropustným zrcadlem rezonátoru přes elektromagnetickou závěrku do expanderu.

46

Po zdvojnásobení průměru na 11,6 mm je laserový svazek fokusován čočkou o ohniskové vzdálenosti 100 mm umístěné v pracovní hlavě laseru na vzorek. Fokusace laserového svazku je zobrazena na obr. 25. Průměr svazku v ohnisku je potom dán vztahem

D foc  4 BPP

F , XD0

(5.4)

kde X je zvětšení expanderem, F je ohnisková vzdálenost čočky. Součin XD0 vyjadřuje průměr svazku vstupujícího na fokusační čočku v pracovní hlavě. Průměr svazku ve vzdálenosti z od ohniska je dán vztahem 1

2   4 BPP  z   2 2   . DZ   D foc    D    foc    

(5.5)

Délka pulsu 0,3 ms, frekvence pulsu f  30 Hz a rychlost pohybu byla konstantní po celou dobu procesu. Pro pracovní rychlost existuje vztah v  Df (1  pp) ,

(5.6)

kde D je průměr stopy na povrchu materiálu. Rychlost 4,2 mm.s-1 byla vypočtena pro zajištění 80 % překrytí laserových stop, které lze vyjádřit pomocí (5.7)

pp  1 

v . fD

(5.7)

Vzájemný pohyb svazek - vzorek byl zajištěn pohybem pracovního stolu v ose X a Y. Laserová hlava je stacionární, vzdálenost vzorku od ohniskové roviny je nastavována pomocí lineárního posuvu stolu ve vertikální ose Z. Délka pulzu

0,1 až 20 ms

Frekvence

0,1 až 1000

pulzu

Hz

Energie pulzu

0,1 až 30 J

Průměrný

Max. 150 W

výkon

Obr. 23: Laserový systém LASAG KLS 246-102 (1-

Obr. 24: Parametry laserového systému LASAG

pevná pracovní hlava, 2- vláknová hlava, 3- posuvný

KLS 246– 102, upraveno z [45]

pracovní stůl)

47

Obr. 25: Fokusace laserového svazku čočkou, upraveno z [12]

5.2.1. Software Turbostep Software Turbostep řídí pohyb pracovního stolu a současně ovládá závěrku laseru spolu s ventilem ochranného plynu. V tomto programu je možno naprogramovat libovolné tvary složené z úseček a částí kruhu. Při programování v softwaru Turbostep odpovídá 1 mm 100 krokům. Pro ovlivnění dentinu laserem byly naprogramovány meandrovité přejezdy. Pro konečné řešení citlivosti zubních krčků byla vytvořena síť, která opracovává dentin na ploše 5 mm x 5 mm. Tuto naprogramovanou dráhu laserového svazku, resp. pohyb pracovního stolu lze zobrazit v programu SPL repeater v1.04.0031 (obr. 26).

Obr.26: Vizualizace pohybu pracovního stolu laseru KLS 246-102 v softwaru SPL repeater

48

5.3. Experiment - Ovlivnění povrchu dentinu laserem s pevnou hlavou s fokusační čočkou 100 mm První pokusy pro získání optimálních parametrů byly provedeny na povrchu zubní skloviny. Pro konstantní hodnotu energie lze testovat řadu vzdáleností vzorku od ohniska (od 3 mm po 10 mm) s odpovídajícími hustotami energie uvedenými v tabulce na obr. 27. z (mm)

Dz (mm)

Frekvence pulzu (Hz)

3 4 5 6 7 8 9 10

0,70 0,77 0,85 0,94 1,03 1,13 1,24 1,34

30 30 30 30 30 30 30 30

Délka pulzu (ms) 0,3 0,3 0,3 0,3 0,3 0,3 0,3 0,3

Energie pulzu (mJ) 100 100 100 100 100 100 100 100

Hustota energie (J.cm-2) 26 22 18 15 12 10 8 7

Průměrný výkon (W) 3 3 3 3 3 3 3 3

Vrcholový výkon (W) 333 333 333 333 333 333 333 333

Optimální rychlost (mm.s-1) 3,49 3,83 4,20 4,68 5,13 5,63 6,18 6,67

Obr. 27: Přehled parametrů laseru pro konstantní hodnotu energie pulzu a různé vzdálenosti vzorku od ohniska

Další experimenty byly prováděny již na dentinu. Povrch dentinu byl vytvořen obroušením vzorků zubů řadou smirkových papírů se zrnitostmi 80, 180, 320, 600, 1200 a 2400 značených dle normy FEPA. Různá míra obroušení povrchu dentinu byla dosažena tak, že broušení některých vzorků bylo ukončeno smirkovým papírem se zrnitostí 180 (vzorek 180), broušení dalších vzorků bylo ukončeno smirkovým papírem se zrnitostí 320 (vzorek 320), další skupina vzorků byla broušena i smirkovým papírem se zrnitostí 600 (vzorek 600) atd. Některé vzorky byly dále broušeny smirkovým papírem se zrnitostí 1200 a 2400 a poté ještě leštěny diamantovou pastou s velikostí zrna 3 µm (vzorek Lesk). Každá skupina s různou mírou obroušení obsahovala tři vzorky. Na první vzorek byl aplikován 5% erytrozin, na druhý černá tuš a třetí vzorek byl ponechán bez barviva. Úkolem barviv bylo zvýšit absorpci záření v povrchové vrstvě dentinu, jelikož povrch dentinu je pro vlnovou délku Nd:YAG laseru vysoce odrazný. Takto připravené vzorky byly ovlivňovány laserovým zářením. Účinek laserového záření závisí jak na vlastnostech tkáně, tak na parametrech laserového svazku. Mezi nejdůležitější optické vlastnosti tkáně řadíme koeficient odrazu, absorpce a rozptylu. Hlavními parametry laseru jsou vlnová délka, doba působení záření na tkáň, průměr svazku v ohnisku, hustota energie a výkonu. Hustota energie na povrchu musí 49

být dostatečně vysoká, aby docházelo k roztavení hydroxyapatitu a jeho následné rekrystalizaci a vytvoření hladkého neporézního povrchu. Dentinové tubuly vystavené laserovému záření jsou tak utěsněny. Byla vybrána vhodná frekvence pulzu 30 Hz a délka pulzu 0,3 ms. Vzorek byl umístěn ve vybrané optimální vzdálenosti 5 mm od ohniska. Na povrch každého vzorku o různé míře obroušení s barvivy i bez barviva byla aplikována série laserového záření s energiemi pulzu 60 mJ, 70 mJ, 80 mJ a 90 mJ. Lesklé vzorky bylo nutné dále ozařovat zářením s větší hodnotou energie pulzu (75 mJ, 85 mJ, 95 mJ a 105 mJ). Také vzorky bez povrchového nanesení barviv vyžadovaly větší hodnoty energie pulzu (100 mJ, 110 mJ, 120 mJ a 130 mJ), jelikož při nižších energiích pulzu nedocházelo k absorpci záření v povrchové vrstvě dentinu. Na každém zubu tak byly vytvořeny čtyři oblasti, z nichž každá byla ovlivněna zářením s jinou energií pulzu. Plocha těchto oblastí byla přibližně 1,5 mm x 5 mm. Přehled parametrů použitých při experimentu jsou zobrazeny na obr. 28. Během působení laserového záření byly vzorky ochlazovány proudem vzduchu. Cílem tohoto experimentu bylo studovat vliv barviv na absorpci záření v povrchové vrstvě dentinu o různé míře obroušení, vliv velikosti energie pulzu na míru natavení povrchu dentinu a také vliv velikosti energie pulzu na parametry drsnosti povrchu dentinu.

z

Energie

Frekvence

Délka

Dz

Hustota

Průměrný

Vrcholový

Hustota

(mm)

pulzu

pulzu

pulzu

(mm)

energie

výkon

výkon

výkonu

(J.mm )

(W)

(W)

(W.mm-2)

-2

(mJ)

(Hz)

(ms)

5

60

30

0,3

0,85

0,106

1,80

200

352,7

5

70

30

0,3

0,85

0,124

2,10

233

425,9

5

80

30

0,3

0,85

0,141

2,40

267

470,8

5

90

30

0,3

0,85

0,159

2,70

300

529,0

5

75

30

0,3

0,85

0,133

2,50

250

440,8

5

85

30

0,3

0,85

0,150

2,55

283

499,0

5

95

30

0,3

0,85

0,168

2,85

317

558,9

5

105

30

0,3

0,85

0,186

3,15

350

617,2

5

100

30

0,3

0,85

0,177

3,00

333

587,2

5

110

30

0,3

0,85

0,195

3,33

367

647,1

5

120

30

0,3

0,85

0,212

3,60

400

705,3

5

130

30

0,3

0,85

0,230

3,90

433

763,5

Obr. 28: Přehled laserových parametrů použitých při experimentu

50

5.4. Výsledky Všechny vzorky byly zkoumány mikroskopem Olympus LEXT 3100, pomocí kterého byla vyhodnocována tvorba a struktura taveniny. Důležitý je především vliv aplikace barviva na absorpci záření v povrchové vrstvě dentinu s ohledem na hodnotu energie záření a obroušení povrchu vzorku.

5.4.1. Vyhodnocení vlivu obroušení vzorku a povrchové aplikace barviv Bez povrchové aplikace barviv na vzorky nedocházelo v rozsahu energií pulzu 60 mJ až 90 mJ k absorpci laserového záření v dentinu pro všechny varianty míry obroušení povrchu. Veškeré záření bylo od povrchu odraženo. Energie pulzu 60 mJ až 90 mJ nebyla dostatečná k tomu, aby došlo k roztavení hydroxyapatitu. Teprve po zvýšení energie pulzu na hodnotu 100 mJ docházelo na povrchu vzorků 180, 600 a u vzorku Lesk k lokální absorpci záření na nečistotách, hranách a okrajích dentinu, jak lze vidět na obr. 29. I při dalším zvyšování energie pulzu (až 130 mJ) bylo záření neustále absorbováno jen lokálně a nebyla vytvořena souvislá zatavená plocha. U vzorku 180 je zřejmé, že pokud docházelo k absorpci záření v dentinu nejen na okrajích, ale i uprostřed dentinové tkáně, laser spíše vrtal. Hustota energie záření byla tak vysoká, že docházelo ke vzniku kráterů. Převážně na vzorku Lesk je na rozhraní dentin - dřeň patrný souvislý pás laserem změněného povrchu dentinu. Tam, kde laserové záření interaguje s dentinem, dochází k odpaření a ablaci tkáně, čímž je dosaženo, že ovlivněná tkáň je níže než tkáň neovlivněná. Na detailním zobrazení lesklého vzorku (obr. 30, zvětšení objektivu mikroskopu 50 x) je zobrazeno několik kráterů vytvořených laserem. Největší kráter má průměr asi 70 µm. Z 3D zobrazení této plochy a z profilu povrchu je patrné, že hloubka kráteru činí asi 30 µm. Dno kráteru je mírně členité, stěny jsou strmé a dochází k nahromadění znovu ztuhlého materiálu na okrajích kráteru. Na dně kráteru je přítomen roztavený a znovu ztuhlý hydroxyapatit. Na tomto obrázku je také patrné, že na laserem neovlivněném povrchu dentinu jsou stále viditelné odhalené dentinové tubuly. Souza a kol. (2009) po ozáření dentinu Nd:YAG laserem pozorovali vytvoření velmi hluboké a dobře vymezené dutiny se zvýšenými okraji. Na dně této dutiny byly malé díry, praskliny a zrna roztaveného dentinu. [36] Odlišné výsledky byly pozorovány u vzorku 320 bez aplikace barviv na povrch dentinu. Záření s energiemi pulzu v rozmezí 60 mJ až 90 mJ bylo od povrchu vzorku

51

320 odraženo podobně jako u předchozích vzorků, na které také nebyla před podrobením laserovému záření aplikována barviva. Avšak již po zvýšení energie pulzu na hodnotu 100 mJ docházelo k větší interakci záření s dentinem vzorku 320 ve srovnání se vzorky 180, 600 a Lesk (obr. 31). Absorpce záření v dentinu neprobíhala jen lokálně na nečistotách či hranách. Hydroxyapatit se tavil a během chladnutí opět tuhnul. I přes to, že nebyla vytvořena souvislá plocha ztuhlého hydroxyapatitu, můžeme konstatovat, že absorpce záření v dentinu značně vzrostla. Obr. 31 zobrazuje povrch dentinu vzorku 320 ovlivněného laserovým zářením s energiemi pulzu 100 mJ, 110 mJ a 120 mJ. Pro energie pulzu 100 mJ a 110 mJ jsou výsledky velmi podobné. Záření s dentinem interagovalo jen v některých místech povrchu. V místech, kde k interakci nedošlo, je patrný nezměněný povrch dentinu. Tam, kde k interakci záření s tkání došlo, lze rozpoznat překrývající se stopy pulzů. Na zobrazeních vzorků získaných při zvětšení objektivu mikroskopu 20 x je zaznamenán detail vzniklé taveniny. V místech, kde se překrývají stopy pulzů v pod sebou ležících řadách, jsou patrná vyvýšení taveniny. Na těchto vyvýšeních se nacházejí drobné kapičky taveniny. Vyvýšení taveniny lze také pozorovat na překrytí vedle sebe ležících stop. Dále je z obr. 31 patrné, že s rostoucí energií pulzu roste míra ovlivnění povrchu dentinu. Po zvýšení energie pulzu na hodnotu 120 mJ je zřejmé, že docházelo k výraznější absorpci záření v dentinu. Čím je tedy energie pulzu větší, tím je ovlivněná oblast rozsáhlejší. Na povrchu vzorku ubývá míst, která nejsou zářením ovlivněná, a vzniklá tavenina je souvislejší. Jelikož u vzorků 180, 600 a Lesk bez povrchové aplikace barviv nedocházelo k tak výrazné absorpci záření v dentinu, je možné, že vzorek 320 představuje vhodný povrch s optimálními vlastnostmi jako např. vhodná míra obroušení a drsnost povrchu, které splňují podmínky interakce laserového záření s dentinem. Na absorpci záření má vliv i struktura a zbarvení povrchu dentinu, která se u každého zubu liší. Jelikož bylo laserové záření od povrchu vzorků bez nanesených barviv spíše odráženo, byla na vzorky pro zvýšení absorpce záření ve tkáni aplikována barviva. Obr. 32 ukazuje, že po aplikaci 5 % erytrozinu na povrch dentinu broušeného smirkovým papírem po zrnitost 180 bylo v dentinu absorbováno i záření s nejnižší testovanou energií pulzu (60 mJ). Interakcí záření s tkání docházelo k roztavení hydroxyapatitu a jeho následnému tuhnutí, čímž byla vytvořena neporézní vrstva, která utěsnila odhalené tubuly. Na obr. 32 u vzorku 180/60 a zvětšení objektivu 20 x je zobrazen ovlivněný i neovlivněný povrch dentinu. Nezměněný povrch dentinu by měl obsahovat otevřené 52

tubuly. Ty však nejsou na vzorku patrné, zřejmě z toho důvodu, že obroušení povrchu je příliš hrubé a tubuly byly při broušení ucpány. I záření s energiemi pulzu 70 mJ, 80 mJ a 90 mJ bylo v povrchové vrstvě dentinu dobře absorbováno a způsobilo požadované natavení hydroxyapatitu. Na površích vzorků 180 ovlivněných laserovým zářením s energiemi pulzu v rozsahu testovaných hodnot (60 mJ až 90 mJ) je možno vidět překryté stopy pulzů tak, jak laserový svazek přejížděl po povrchu (obr. 32, zvětšení 5 x i 20 x). Po dopadu laserového svazku na vzorek bylo záření absorbováno v povrchové vrstvě dentinu. Povrchová vrstva se zahřívá a vysoká teplota způsobuje tavení tenké vrstvy hydroxyapatitu. Výsledkem tavení a také vaporizace je odstranění části materiálu. Odpařením materiálu je vytvořen oblak par. Tyto páry vyvolávají zpětný tlak na roztavený materiál, jež je tlačen směrem k okraji ozařované oblasti. Obecně po skončení pulzu má zkapalněný materiál tendenci vracet se zpět. Pohybem vzorku bylo zajištěno, že laserový svazek dopadal blízko předchozímu místu s 80 % překrytím stopy pulzu. Roztavený materiál byl opět tlačen k okraji ozařované oblasti a znovu zkrystalovaný hydroxyapatit tak vytvářel na rozhraní dvou stop pulzů drobné vyvýšeniny. Je možné, že čím je povrch ovlivňován zářením s větší energií pulzu, tím jsou vzniklé vyvýšeniny vyšší, jelikož se taví více hydroxyapatitu. Tyto vyvýšeniny je možno pozorovat na obr. 32 na površích vzorků 180 při zvětšení objektivu 20 x, na kterých jsou také patrné drobné kapičky taveniny. Během ozařování dentinu se na povrchu vzorku vytvářelo plazma. Část energie záření byla tedy absorbována materiálem a část byla přeměněna na plazmu, která pravděpodobně způsobila ablaci materiálu. Nevýhodou vytvoření plazmy je její schopnost zastiňovat další přicházející energii záření. Tvorba plazmy však napomáhá k odstranění materiálu. I vlivem aplikace černé tuše na povrch vzorku 180 došlo ke značnému zvýšení absorpce laserového záření v povrchové vrstvě dentinu. Jak znázorňuje obr. 33, minimální energie pulzu 60 mJ (stejně jako po aplikaci 5 % erytrozinu na vzorek, viz výše) disponovala dostatečnou hustotou energie záření, aby byl dentin v povrchové vrstvě roztaven a po zpětném ztuhnutí byla vytvořena hladká hmota s utěsněnými dentinovými tubuly. Na vzorku 180/60 při zvětšení objektivu 5 x lze pozorovat rozsáhlou prasklinu, která je důsledkem nežádoucích termálních efektů. Drobné praskliny jsou rozlišitelné i u vzorku 180/70 při zvětšení objektivu 5 x. U vzorků 180/80 a 180/90 už k prasknutí dentinu vlivem vznikajícího tepla nedošlo, což můžeme považovat za pozitivní výsledek, jelikož vznik prasklin je nežádoucí jev. Taveniny vzniklé na povrchu těchto vzorků jsou si velmi podobné zřejmě díky tomu, že rozdíly 53

v nárůstu energie pulzu působícího záření byly nepatrné a nepůsobily tak výrazně rozdílné chování vzorků. V pravém sloupci obr. 33 jsou vzniklé taveniny zobrazeny se zvětšením objektivu 20 x. Na těchto zobrazeních si lze povšimnout, že tavenina je zrnitá. Opět jsou zde na rozhraních stop patrné vyvýšeniny s kapičkami taveniny. Mezi jednotlivými řadami stop jsou viditelná světlá místa, která se zdají být nepokryta taveninou. Naše domněnka byla taková, že jsou to místa, kde nebylo laserové záření absorbováno a kde nebyl povrch dentinu zářením ovlivněn. Opak je však pravdou. Tavenina na těchto místech vytvořena byla a je dokonce položena hlouběji než okolí (viz vzorek 320/90, str. 55). Pravděpodobně se na rozhraních pod sebou ležících řad stop hydroxyapatit více tavil a byla odpařena větší vrstva tkáně. Jelikož se takové oblasti nevyskytovaly u vzorků s povrchově naneseným 5 % erytrozinem, je možné tvrdit, že záření bylo lépe absorbováno černou tuší, která tak více napomáhala k interakci tkáně s laserovým svazkem. Povrch vzorků 320 s aplikací 5 % erytrozinu byl také ovlivněn laserovým zářením s energiemi pulzu v rozsahu 60 mJ až 90 mJ. Získané výsledky jsou podobné těm, které byly pozorovány na vzorcích 320 bez povrchové aplikace barviv po ovlivnění zářením s energiemi pulzu v rozsahu 100 mJ až 120 mJ. Z obr. 34 je patrné, že záření s energií pulzu 60 mJ (vzorek 320/60) nebylo dostatečné k natavení tkáně a vytvoření utěsňující vrstvy znovu ztuhlého hydroxyapatitu po celé ovlivněné ploše. K absorpci záření v dentinu docházelo jen v některých místech povrchu a nebyla vytvořena souvislá tavenina. Absorpce záření v dentinu tohoto vzorku byla ale i přesto větší než u vzorku 320 bez aplikace barviva za použití stejné energie pulzu. Na druhou stranu však absorpce záření v dentinu výrazně klesla ve srovnání se vzorky s jinými mírami obroušení ovlivněnými zářením stejné energie pulzu za použití stejného barviva. Možné vysvětlení tohoto pozorování je, že barvivo nedobře ulpělo na vzorku. Důležitá je tedy i afinita barviva k povrchu dentinu. I na mikroskopu bylo patrné, že byl vzorek světlejší ve srovnání s ostatními. Bylo vypozorováno, že v tmavších místech povrchu dentinu, kde mělo barvivo větší afinitu k povrchu, probíhala absorpce záření lépe a povrch dentinu byl roztaven ve větší míře. To opět potvrzuje výrazný vliv barviv na interakce tkáně s laserovým zářením. Ani po zvýšení energie pulzu na hodnotu 70 mJ nedošlo k žádné výrazné změně v chování vzorku. Hydroxyapatit byl stále taven a odpařován jen na místech s tmavším zbarvením povrchu. Až po zvýšení energie pulzu na 80 mJ a 90 mJ probíhala absorpce záření ve tkáni v takové míře, aby byla vytvořena souvislá tavenina téměř přes celou laserem ovlivněnou oblast (obr. 34, zvětšení 5 x). To 54

potvrzují také zobrazení taveniny pořízená při zvětšení objektivu 20 x, na kterých nejsou patrná žádná drobná zářením nezměněná místa. Zobrazení vzorku 320/60 a 320/70 se zvětšením objektivu 20 x, kde jsou viditelná laserem neovlivněná místa v tavenině, neodhalují přítomnost vyúsťujících dentinových tubulů. Povrch vzorků byl obroušen stále velmi hrubě. Na rozdíl od vzorku 320, na který byl aplikován erytrozin, se vzorek 320 s nanesenou černou tuší po ovlivnění laserovým zářením srovnatelné energie choval odlišně. Jak je znázorněno na obr. 35, už záření s energií pulzu 60 mJ způsobilo roztavení dentinu po celé ovlivněné ploše podobně jako u vzorku 180 s povrchově naneseným erytrozinem i tuší. Po aplikaci záření s vyššími hodnotami energie pulzu (70 mJ až 90 mJ) na povrch vzorku 320 byly získány velmi podobné výsledky. Už energie 60 mJ je tedy dostatečná k získání požadovaného zataveného povrchu dentinu a při následném zvyšování hodnoty energie pulzu není patrné výraznější ovlivnění povrchu dentinu. Zobrazení vzorků (obr. 35) ovlivněných zářením s energiemi pulzu v celém testovaném rozsahu (60 mJ až 90 mJ) neodhalují významné rozdílnosti v tvaru či struktuře vzniklé taveniny. Pro všechny energie pulzu má taveniny zrnitou strukturu. V taveninách nejsou také viditelná žádná laserem neovlivněná místa, na kterých by nedocházelo k absorpci záření. Dokonce i při nejvyšších hodnotách energií pulzu (80 mJ a 90 mJ) nedochází k nežádoucím termálním efektům jako např. vzniku prasklin, karbonizaci či nekróze tkáně. Celý rozsah energií záření 60 mJ až 90 mJ je tedy vhodný pro řešení dentinové hypersenzitivity pomocí laseru. Černá tuš velmi dobře zvyšuje absorpci záření v povrchové vrstvě dentinu. Na obr. 35 lze u všech vzorků 320 s povrchovou aplikací černé tuše vidět světlejší místa, která se zdají být laserem neovlivněná, jako tomu bylo u vzorku 180 s povrchovou aplikací tuše (viz str. 54). Tyto oblasti je možno pozorovat také na zobrazeních vzorků se zvětšením objektivu 20 x. Podrobnější analýza těchto míst ukázala zajímavý závěr. Na obr. 36 je detailně zobrazena tato světlá oblast vzniklá na povrchu vzorku 320 ovlivněného zářením s energií pulzu 90 mJ. Z tohoto obrázku je patrné, že i v tomto místě je tavenina přítomna. 3D zobrazení a profil povrchu dále odhalují, že se tavenina nachází dokonce zhruba o 6,5 µm níže než okolí. K tomuto jevu nedocházelo, pokud byl jako barvivo použit erytrozin. Pravděpodobně černá tuš zvyšuje absorpci laserového záření ve tkáni více než erytrozin, záření tak má větší účinek a na některých místech je odstraněno více tkáně. I vzorek 600, na který byl předem aplikován erytrozin, byl ovlivněn laserovým zářením s energiemi pulzu v rozsahu 60 mJ až 90 mJ. Záření s těmito energiemi pulzu 55

bylo podle očekávání dentinem výrazně absorbováno. Všechny testované energie pulzu byly schopny roztavit dentinovou tkáň po celé ovlivněné ploše a tubuly tak byly utěsněny. Ve vzniklých taveninách nebyla objevena ani nejmenší místa, kde by nebyl díky optimální hodnotě hustoty energie hydroxyapatit roztaven. Na obr. 37 je vidno, že vzniklé taveniny jsou zrnité a mají stříbrnou barvu. Pouze na vzorku 600/60 se zvětšením objektivu 5 x je zřejmý úzký červený pás tvořený erytrozinem a to v místě, kde se dentin stýká se sklovinou. Ale také i v podrobnějším zobrazení vzorků 600/60 a 600/70 (zvětšení objektivu 20 x) jsou na povrchu taveniny patrny drobné červené oblasti, na kterých erytrozin i po ovlivnění laserovým zářením zůstal. Na ostatních místech pravděpodobně došlo během ozařování k odpaření barviva současně s hydroxyapatitem. Také u těchto vzorků jsou na rozhraní stop patrny vyvýšeniny s drobnými kapičkami taveniny, které vznikly během roztavení hydroxyapatitu a jeho následným opětným ztuhnutím. Co se týče výsledků získaných konfokálním mikroskopem LEXT na vzorku 600 s povrchovou aplikací černé tuše (obr. 38), dokazují téměř úplnou shodu s výsledky pozorovanými na vzorku 320 se stejným typem barviva. Velmi se podobají také výsledkům získaným u vzorku 600 s aplikací erytrozinu. U vzorku 600/60 jsou na povrchu dentinu patrné nevelké oblasti, které nejsou zářením ovlivněné. To může být způsobeno několika příčinami. Za jednu lze považovat to, že na těchto místech barvivo na povrchu dentinu dobře neulpělo a nedošlo tak ke zvýšení absorpce záření. Na vině může být také struktura a složení zubní tkáně, které nedovolilo, aby laserové záření natavilo dentin. S větší hodnotou energie pulzu už nejsou žádná drobná neovlivněná místa na povrchu dentinu patrná. Na vzorku 600/90 při zvětšením objektivu 5 x je zobrazeno rozhraní ovlivněného a neovlivněného povrchu dentinu. V dolní části vzorku, kde nebyl povrch ovlivněn, nejsou patrny tubuly, avšak to je pravděpodobně díky malému zvětšení. I na těchto zobrazeních (převážně při zvětšení 20 x), jsou viditelné překryté stopy pulzů a zrnitá struktura vzniklé taveniny. Lesklé vzorky s nanesenými barvivy při ozařování laserovým zářením vykazovaly oproti předchozím případům sníženou povrchovou absorpci záření. Záření se od povrchu spíše odráželo, což nepovažujeme za překvapivý jev, jelikož od lesklé plochy se záření vždy více odráží. Námi testovaná minimální energie pulzu (60 mJ) a její odpovídající hustota energie na vzorku pokrytém erytrozinem nebyly dostatečné k tomu, aby došlo k roztavení hydroxyapatitu. Až teprve po zvýšení energie pulzu na hodnotu 75 mJ docházelo k absorpci záření v dentinu a to převážně jen v oblastech větší 56

afinity barviva k povrchu dentinu. Vznikaly tak nepravidelné oblasti, kde byla plocha vzorku zářením ovlivněna. Na obr. 39 u vzorku Lesk/75 při zvětšení objektivu 5 x jsou takové oblasti zobrazeny. V pravé části vzorku Lesk/75 je patrná prasklina, která vznikla vlivem náhlého vzrůstu teploty na povrchu vzorku. Pro náš účel je tento efekt bohužel nežádoucí a mělo by se mu vyvarovat např. chlazením vzorku. Na vzorku Lesk/75 při zvětšení objektivu 20 x jsou na laserem neovlivněných místech přítomna vyústění dentinových tubulů. Energie pulzu o hodnotě 85 mJ už byla dostatečně vysoká, aby se záření ve vzorku absorbovalo a docházelo k natavení hydroxyapatitu a následnému vzniku souvislé taveniny přes celou ovlivněnou oblast. Na vzorku Lesk/85 se zvětšením objektivu 20 x je zobrazen detail vzniklé taveniny, která opět obsahuje v místech překrytí stop mírná vyvýšení s kapičkami taveniny. Zvýšení energie pulzu na hodnotu 95 mJ již nepřineslo výrazné změny v chování vzorku. Až v oblasti blížící se kořenu jsou patrné oblasti laserem neovlivněné. Při dalším zvýšení energie pulzu na hodnotu 105 mJ je celá ozařovaná plocha změněna a pokryta taveninou. Přestože záření s energií pulzu 60 mJ bylo od povrchu vzorku Lesk s nanesenou černou tuší též odraženo, již při energii pulzu 75 mJ bylo záření dentinem zcela pohlceno. Díky tomu byl hydroxyapatit nataven a byla tak vytvořena rozsáhlá souvislá tavenina. Zatímco u lesklého vzorku s erytrozinem docházelo k absorpci laserového záření s nízkou energií pulzu (75 mJ) jen v některých oblastech povrchu dentinu, povrch dentinu s černou tuší se zářením této energie mnohem více interagoval (obr. 40). Energie o hodnotě 75 mJ je zcela dostačující k požadovanému utěsnění dentinových tubulů pro lesklý vzorek s černou tuší. I po následném ovlivnění vzorku zářením s vyššími energiemi pulzu (85 mJ až 105 mJ) byla vytvořena tavenina po celé ovlivněné ploše dentinové tkáně. Nedocházelo k praskání tkáně či tvorbě kráterů. Na vzorcích zobrazených se zvětšením objektivu 20 x ovlivněných zářením v rozsahu energií pulzu 75 mJ až 105 mJ jsou opět zřejmá světlá místa, která jsou položena níže než okolí (viz vzorek 320/90, str. 55).

57

Vzorek/ Energie

Bez barviv Zvětšení objektivu 5 x

Foto zubu

(délka měřítka 320 µm) 180/ 100-130

600/ 100-130

Lesk/ 100-130

Obr. 29: Povrch dentinu vzorků 180, 600 a Lesk po ovlivnění laserovým zářením s energiemi pulzu 100 mJ, 110 mJ, 120 mJ, 130 mJ bez povrchové aplikace barviv, reálné foto a při zvětšení objektivu 5 x

58

Detail (zvětšení objektiv 50 x)

3D

profil

Obr. 30: Detail povrchu dentinu vzorku Lesk po ovlivnění laserovým zářením s energií pulzu 130 mJ bez aplikace barviv, v reálných barvách a černobíle, zvětšení objektivu 50 x (délka měřítka 30 µm). 3D zobrazení ovlivněné plochy a výškový profil povrchu dentinu v dané úsečce

59

Bez barviva Zvětšení objektivu

Vzorek/ Energie

5 x (délka měřítka 320 µm)

20 x (délka měřítka 80 µm)

320/100

320/110

320/120

Obr. 31: Povrch dentinu vzorku 320 po ovlivnění laserovým zářením s energiemi pulzu 100 mJ, 110 mJ, 120 mJ bez aplikace barviv, zvětšení objektivu 5 x a 20 x

60

Barvivo 5% erytrozin Vzorek/ Energie

Zvětšení objektivu 5 x (délka měřítka 320 µm)

20 x (délka měřítka 80 µm)

180/60

180/70

180/80

180/90

Obr. 32: Povrch dentinu vzorku 180 po ovlivnění laserovým zářením s energiemi pulzu 60 mJ, 70 mJ, 80 mJ, 90 mJ po aplikaci 5 % erytrozinu, zvětšení objektivu 5 x a 20 x

61

Barvivo černá tuš Zvětšení objektivu

Vzorek/ Energie

5 x (délka měřítka 320 µm)

20 x (délka měřítka 80 µm)

180/60

180/70

180/80

180/90

Obr. 33: Povrch dentinu vzorku 180 po ovlivnění laserovým zářením s energiemi pulzu 60 mJ, 70 mJ, 80 mJ, 90 mJ po aplikaci černé tuše, zvětšení objektivu 5 x a 20 x

62

Barvivo 5% erytrozin Zvětšení objektivu

Vzorek/ Energie

5 x (délka měřítka 320 µm)

20 x (délka měřítka 80 µm)

320/60

320/70

320/80

320/90

Obr. 34: Povrch dentinu vzorku 180 po ovlivnění laserovým zářením s energiemi pulzu 60 mJ, 70 mJ, 80 mJ, 90 mJ po aplikaci 5 % erytrozinu, zvětšení objektivu 5 x a 20 x

63

Barvivo černá tuš Zvětšení objektivu

Vzorek/ Energie

5 x (délka měřítka 320 µm)

20 x (délka měřítka 80 µm)

320/60

320/70

320/80

320/90

Obr. 35: Povrch dentinu vzorku 180 po ovlivnění laserovým zářením s energiemi pulzu 60 mJ, 70 mJ, 80 mJ, 90 mJ po aplikaci černé tuše, zvětšení objektivu 5 x a 20 x

64

Barvivo černá tuš Vzorek/ Energie

Zvětšení objektivu 50 x (délka měřítka 30 µm)

320/90

3D

Profil

Obr. 36: Detail povrchu vzorku 320 po ovlivnění laserovým zářením s energií pulzu 90 mJ, zvětšení objektivu 50 x. 3D zobrazení ovlivněné plochy a výškový profil povrchu dentinu v dané úsečce

65

Barvivo 5 % erytrozin Zvětšení objektivu

Vzorek/ Energie

5 x (délka měřítka 320 µm)

20 x (délka měřítka 80 µm)

600/60

600/70

600/80

600/90

Obr. 37: Povrch dentinu vzorku 600 po ovlivnění laserovým zářením s energiemi pulzu 60 mJ, 70 mJ, 80 mJ, 90 mJ po aplikaci 5 % erytrozinu, zvětšení objektivu 5 x a 20 x

66

Barvivo černá tuš Zvětšení objektivu

Vzorek/ Energie

5 x (délka měřítka 320 µm)

20 x (délka měřítka 80 µm)

600/60

600/70

600/80

600/90

Obr. 38: Povrch dentinu vzorku 600 po ovlivnění laserovým zářením s energiemi pulzu 60 mJ, 70 mJ, 80 mJ, 90 mJ po aplikaci černé tuše, zvětšení objektivu 5 x a 20 x

67

Barvivo 5 % erytrozin Vzorek/ Energie

Zvětšení objektivu 5 x (délka měřítka 320 µm)

20 x (délka měřítka 80 µm)

Lesk/75

Lesk/85

Lesk/95

Lesk/105

Obr. 39: Povrch dentinu vzorku Lesk po ovlivnění laserovým zářením s energiemi pulzu 75 mJ, 85 mJ, 95 mJ, 105 mJ po aplikaci 5 % erytrozinu, zvětšení objektivu 5 x a 20 x

68

Barvivo černá tuš Vzorek/ Energie

Zvětšení objektivu 5 x (délka měřítka 320 µm)

20 x (délka měřítka 80 µm)

Lesk/75

Lesk/85

Lesk/95

Lesk/105

Obr. 40: Povrch dentinu vzorku Lesk po ovlivnění laserovým zářením s energiemi pulzu 75 mJ, 85 mJ, 95 mJ, 105 mJ po aplikaci černé tuše, zvětšení objektivu 5 x a 20 x

69

Obr. 41 vlevo zobrazuje celou plochu vzorku Lesk s povrchovou aplikací černé tuše ovlivněnou laserovým zářením v rozsahu energií pulzu 75 mJ až 105 mJ. Oblast ovlivněná zářením s energií pulzu 75 mJ se nachází přibližně v rozmezí 5,8 mm až 7,3 mm, zatímco oblast ovlivněná zářením s energií pulzu 105 mJ leží mezi 0,5 mm až 2 mm. Jednotlivé oblasti ovlivněné zářením s různými energiemi pulzu jsou pro lepší přehlednost odděleny úzkým pásem neovlivněné plochy, na kterou laserový svazek nedopadal. Z barevné škály je možné zhruba odhadnout, do jaké hloubky byla vrstva odstraněna. Odpovídající naměřená data jsou uložena v souboru *.txt a zůstávají k dispozici ke zjištění přesných údajů. Při ozařování povrchu dentinu zářením s energiemi pulzu v rozsahu (75 mJ až 105 mJ) bylo tedy ablatováno přibližně 30 µm tkáně. Z obrázku je také zřejmé, že v části oblasti ovlivněné zářením s energií pulzu 85 mJ došlo k odstranění více tkáně. Je možné, že se v tomto místě na povrchu vzorku nacházela nějaká nečistota či nepravidelnost, na které se záření více absorbovalo a která tak zapříčinila větší úběr tkáně. Vpravo na obr. 41 je znázorněna fotosimulace celé této plochy. Na obrázku je patrná nerovná topografie povrchu. Působením záření došlo ke zdrsnění povrchu vzorku, což potvrdí i měření parametrů drsnosti povrchu dentinu před a po ovlivnění laserovým zářením (viz kap. 5.4.3.). Také na tomto obrázku jsou patrné mírné vyvýšeniny na rozhraních stop, které byly zřejmé i na zobrazeních povrchů vzorků získaných pomocí konfokálního mikroskopu LEXT. Vyvýšeniny lze pozorovat také na obr. 42, na kterém jsou zobrazeny oblasti povrchu vzorku ovlivněné zářením s energiemi pulzu 85 mJ a 95 mJ. Na barevné škále lze opět přibližně odhadnout, že došlo k odstranění vrstvy o hloubce zhruba 30 µm. Tento obrázek také potvrzuje větší úběr tkáně v části oblasti ovlivněné energií pulzu 85 mJ.

Obr. 41: Zmapovaná plocha vzorku Lesk se čtyřmi oblastmi ovlivněnými laserovým zářením s energiemi pulzu 75 mJ, 85 mJ, 95 mJ, 105 mJ ve směru zprava doleva (vlevo) a fotosimulace této plochy (vpravo)

70

Obr. 42: 3D zobrazení oblastí ovlivněných zářením s energiemi pulzu 85 mJ a 95 mJ na vzorku Lesk s aplikací černé tuše

Na obr. 43 a obr. 44 jsou zobrazeny detaily taveniny (zvětšení objektivu 50 x), vzniklé na vzorcích 180, 320 a 600 s povrchovou aplikací 5 % erytrozinu i černé tuše po ozáření povrchu dentinu laserovým zářením s energií pulzu o hodnotě 60 mJ a 90 mJ. Na všech vzorcích lze pozorovat kapénky roztaveného a znovu zkrystalizovaného hydroxyapatitu. Během tavení a následné rekrystalizace hydroxyapatitu dochází k vytvoření zpevněných bublin hydroxyapatitu. Struktura taveniny je zrnitá, na některých místech lze pozorovat štěrbiny či praskliny. Tato vrstva opětovně ztuhlého dentinu však úspěšně utěsňuje otevřené tubuly. Zobrazení detailů taveniny jsou podobné, pokud je srovnáván vliv obou barviv i míra obroušení. Žádný významný rozdíl také není patrný, pokud je povrch vzorků zkoumán z hlediska vlivu velikosti hodnoty energie pulzu. Podobných výsledků dosáhli také Bouillaguet a kol. (1999), kteří ozařovali dentin Nd:YAG laserovým zářením s energií pulzu 300 mJ a frekvencí 20 Hz. Zjistili, že docházelo k odstranění dentinové tkáně s průměrnou ablační hloubkou 250 µm. Laserem ovlivněný povrch dentinu vykazoval charakteristický vzhled roztaveného dentinu. Povrch byl pokryt velkými znovu zpevněnými bublinami vzniklými během tavení a rekrystalizace hydroxyapatitu. Formaci kráterů pokrytých zrny znovu zkrystalizovaného dentinu pozorovali také Gašpirc a kol. (2001) a Israel a kol. (1997) po ozáření kořene zubu Nd:YAG laserem. [6, 13, 18]

71

Energie 60 mJ Vzorek/ Zvětšení

Barvivo Černá tuš

5 % erytrozin

objektivu 180/50 x

320/50 x

600/50 x

Obr. 43: Porovnání povrchu dentinu vzorků 180, 320, 600 po ovlivnění laserovým zářením s energií pulzu 60 mJ po aplikaci erytrozinu a černé tuše, zvětšení objektivu 50 x (délka měřítka 30 µm)

72

Energie 90 mJ Vzorek/ Zvětšení

Barvivo Černá tuš

5 % erytrozin

objektivu 180/50 x

320/50 x

600/50 x

Obr. 44: Porovnání povrchu dentinu vzorků 180, 320, 600 po ovlivnění laserovým zářením s energií pulzu 90 mJ po aplikaci erytrozinu a černé tuše, zvětšení objektivu 50 x (délka měřítka 30 µm)

73

Pro simulaci konečného řešení citlivých zubních krčků byla navržena síť, která opracovává povrch dentinu na ploše 5 mm x 5 mm. Laser přejížděl povrch dentinu nejdříve ve vodorovném a poté i ve svislém směru. Tento návrh byl demonstrován na vzorcích 180 s oběma barvivy (5 % erytrozin, černá tuš), jelikož tyto vzorky záření dobře absorbovaly. Energie pulzu laserového záření byla po celou dobu procesu simulace 60 mJ, jelikož tato energie byla dostatečná k natavení dentinu. Frekvence i délka pulzu se shodovaly s hodnotami u předchozích experimentů. Na obr. 45 je zobrazen výsledný povrch dentinu vzniklý po ovlivnění laserovým zářením. V obou případech barviva zvýšila absorpci záření v dentinu do takové míry, že odpovídající hustota energie záření způsobila roztavení povrchové vrstvy hydroxyapatitu. Po rekrystalizaci hydroxyapatitu byla vytvořena zatavená plocha s utěsněnými tubuly, což bylo cílem experimentu. Porovnáním výsledků dosažených za použití obou barviv, lze konstatovat, že jsou velmi podobné a obě barviva jsou tedy vhodné ke zvýšení absorpce záření v povrchu dentinu. Zobrazení vzorků se zvětšením objektivu mikroskopu 20 x ukazuje detail vzniklé taveniny. Vyvýšeniny vzniklé na rozhraních stop jsou patrné na obou vzorcích. Na vzorku, na který byla před ozařováním aplikována černá tuš, jsou pozorovatelná světlá místa, kde se tavenina nachází níže než v okolních místech (viz vzorek 320/90, str. 54). Na tomto vzorku také došlo ke vzniku praskliny vlivem postranních termálních jevů. Díky tomu můžeme 5 % erytrozin považovat za vhodnější barvivo pro zvýšení absorpce záření pro účel léčby citlivých zubních krčků pomocí laseru. Obr. 46 představuje fotosimulaci povrchu dentinu vzorku 180 o rozměrech 1,5 mm x 1,5 mm ovlivněného zářením s energií pulzu 60 mJ po předchozí aplikaci černé tuše. Tato fotosimulace znázorňuje konečné řešení citlivých zubních krčků. Obr. 47 reprezentuje 3D zobrazení tohoto povrchu. Oba obrázky jsou získané pomocí přístroje Talysurf Series2. Z obou obrázků je patrné, že laserem opracovaná plocha je nepravidelná. Na povrchu vzorku přibližně ve vzdálenosti 0,5 mm od sebe můžeme rozlišit dlouhé, téměř souběžné rýhy, které zdrsňují povrch. Tyto rýhy zřejmě vznikly přejížděním laserového svazku po povrchu vzorku.

74

Energie 60 mJ Vzorek/ Zvětšení

Barvivo Černá tuš

5 % erytrozin

objektivu 180/5 x

180/20 x

Obr. 45: Zobrazení simulace konečného řešení dentinové hypersenzitivity na vzorku 180 s aplikací 5% erytrozinu a černé tuše. Povrch dentinu byl ovlivněn zářením s energií pulzu 60 mJ, zvětšení objektivu 5 x (délka měřítka 320 µm) a 20 x (délka měřítka 80 µm)

75

Obr. 46: Fotosimulace povrchu dentinu vzorku 180 po ovlivnění laserovým zářením s energií pulzu 60 mJ s povrchovou aplikací černé tuše

Obr. 47: 3D zobrazení povrchu dentinu vzorku 180 po ovlivnění laserovým zářením s energií pulzu 60 mJ s povrchovou aplikací černé tuše

5.4.2. Měření profilu povrchu vzorku po ovlivnění laserovým zářením Přístrojem Talysurf Series2 byl měřen příčný profil povrchu vzorku 600 po ovlivnění zářením s energiemi pulzu o hodnotách 60 mJ, 70 mJ, 80 mJ a 90 mJ s povrchovou aplikací 5 % erytrozinu (obr. 48) a černé tuše (obr. 49). Na obrázcích jsou zaznamenány příčné profily přes všechny oblasti ovlivněné zářením s energiemi pulzu v rozsahu 60 mJ až 90 mJ. Oblast ovlivněná zářením dané energie pulzu je vždy označena šipkou s hodnotou energie pulzu. Oba příčné profily povrchů vykazují s rostoucí energií pulzu klesající tendenci. Z profilů je také zřejmé, že s rostoucí pulzní energií záření roste i drsnost ovlivněného povrchu, což potvrdilo i měření parametrů drsnosti povrchu před a po ovlivnění zářením (viz kap. 5.4.3.). 76

Obr. 48: Příčný profil povrchu dentinu po ovlivnění laserovým zářením s energií pulzu 60 mJ, 70 mJ, 80 mJ a 90 mJ po předchozí povrchové aplikaci 5 % erytrozinu

Obr. 49: Příčný profil povrchu dentinu po ovlivnění laserovým zářením s energií pulzu 60 mJ, 70 mJ, 80 mJ a 90 mJ po předchozí povrchové aplikaci černé tuše

Z příčných profilů povrchu je možné pro každou oblast označenou šipkou vypočítat střední hodnotu hloubky ablatované tkáně. Střední hodnoty hloubky odstraněné tkáně se směrodatnými odchylkami měření pro vzorek 600 s povrchově aplikovaným erytrozinem i černou tuší v závislosti na energii pulzu jsou uvedeny v tabulce na obr. 50. Obr. 50 ukazuje, že po ovlivnění vzorku 600 s naneseným erytrozinem zářením s nejnižší energií pulzu 60 mJ došlo k ablaci vrstvy tkáně o tloušťce průměrně 21 µm. A s rostoucí energií pulzu postupně docházelo k odstranění většího množství tkáně. Záření s energií pulzu 90 mJ způsobilo úběr tkáně o hloubce téměř 28 µm. Aplikace černé tuše na povrch vzorku 600 a jeho následné ovlivnění zářením s energií pulzu 60 mJ způsobilo ablaci 30 µm tkáně. S rostoucí energií pulzu byla opět odstraněna větší vrstva hydroxyapatitu. Záření s energií pulzu 70 mJ vyústilo v ablaci až 41 µm tkáně. A s dalším zvyšováním energie pulzu byla hloubka úběru ještě dále zvyšována. Jelikož záření stejné energie pulzu vyvolalo na povrchu vzorku s černou tuší větší ablaci tkáně, než tomu bylo u vzorku s erytrozinem, lze předpokládat že, tuš zřejmě zvyšuje absorpci záření v dentinu více než erytrozin. Povrchová vrstva se

77

více zahřívá a více se jí odpařuje. Podobných výsledků by bylo pravděpodobně dosaženo i při měření profilu povrchu vzorků jiné míry obroušení. Černá tuš Energie pulzu Hloubka odstraněné tkáně [mJ] [µm]

5 % erytrozin Energie pulzu [mJ]

Hloubka odstraněné tkáně [µm]

60

21,73 ± 3,95

60

30,30 ± 6,46

70

25,21 ± 3,03

70

41,10 ± 5,23

80

27,33 ± 3,38

80

44,16 ± 4,76

90

27,93 ± 5,03

90

44,20 ± 4,61

Obr. 50: Střední hodnota hloubky odstraněné tkáně u vzorku 600 s povrchovou aplikací 5 % erytrozinu a černé tuše po ovlivnění zářením s energií 60 mJ, 70 mJ, 80 mJ a 90 mJ.

5.4.3. Měření parametrů drsnosti povrchu vzorků před a po ovlivnění laserovým zářením Pomocí přístroje Talysurf Series2 byla také vyhodnocována drsnost povrchu dentinu před i po ozáření Nd:YAG laserem. Parametry drsnosti Ra (průměrná aritmetická úchylka profilu) i Rq (průměrná kvadratická úchylka profilu) byly měřeny v každé oblasti povrchu dentinu ovlivněné danou testovanou energií pulzu u všech vzorků s různou mírou obroušení. Pro vzorky 180, 320, 600 to byly oblasti ovlivněné zářením s energiemi pulzu 60 mJ, 70 mJ, 80 mJ a 90 mJ a pro vzorek Lesk 75 mJ, 85 mJ, 95 mJ a 105 mJ. Před ovlivněním laserovým zářením byla dle očekávání drsnost povrchu vzorku broušeného nejhrubším smirkovým papírem největší, jak je ukázáno na obr. 51. S rostoucí zrnitostí smirkových papírů, kterými byly vzorky broušeny, klesala drsnost povrchu vzorku. Nejmenší drsnost byla dosažena na leštěných vzorcích. Při měření drsnosti povrchů dentinu neovlivněných laserovým zářením jsme postupovali tak, aby byly splněny strojírenské normy. Ozářený povrch dentinu vykazoval odlišné morfologické vlastnosti. Očekávali jsme, že s rostoucí energií pulzu laserového záření bude drsnost povrchu postupně stoupat. Tato tendence však nenastala vždy, rozhodující bylo místo, kde se měřicí hrot pohyboval. Drsnost ozářeného povrchu dentinu však byla vždy větší ve srovnání s neozářeným povrchem (obr. 51). Tato změna drsnosti byla způsobena tavením a následnou krystalizací dentinu. U některých vzorků byla drsnost tak velká, že ji bylo nutno vyhodnocovat ze základní délky 2,5 mm. U všech ostatních vzorků byla poté

78

drsnost vyhodnocována z téže základní délky, aby byly hodnoty získány stejným způsobem, i když nebyly splněny strojírenské normy. Bedini a kol. (2010) zkoumali tvrdost a morfologické změny skloviny ozářené Nd:YAG laserem. Tito autoři zjistili, že povrch ozářené skloviny byl rozryt dlouhými vertikálními škrábanci, což zapříčinilo větší drsnost povrchu, podobně jako tomu bylo u našeho experimentu. [4] Vzorek

180

320

600

Lesk

Energie pulzu [mJ]

Ra

[µm]

Rq

[µm]

0

0,6023

0,7759

60

2,9157

3,7733

70

2,9378

3,5911

80

3,3094

4,3365

90

5,1755

7,3063

0

0,3039

0,4018

60

1,3675

1,7547

70

1,5430

2,0726

80

3,1010

3,8907

90

1,8550

2,4126

0

0,2701

0,3749

60

1,8620

2,8515

70

2,9521

3,7087

80

2,1171

3,0577

90

3,8920

5,0125

0

0,0157

0,0196

75

1,5554

1,9684

85

3,0854

4,3167

95

1,9554

2,6214

105

2,0788

2,6835

Obr. 51: Parametry drsnosti povrchu dentinu neovlivněného laserovým zářením (energie 0) a po ovlivnění laserovým zářením v závislosti na míře obroušení vzorku a energii záření v rozsahu 60 mJ až 105 mJ

Měřením drsnosti povrchu kořene zubu v normálním fyziologickém stavu byly zjištěny parametry drsnosti Ra = 1,9393 a Rq= 2,7555, které se příliš neliší od některých námi získaných parametrů po ovlivnění zubní tkáně laserem. Povrch dentinu změněný laserovým zářením by tedy pacientům neměl činit problémy. Pokud by snad pacienti byli nespokojeni a stěžovali si na problémy spojené s velkou drsností povrchu zubu, existuje bezesporu spousta metod v zubním lékařství, jak povrch zubu zjemnit. Těmito metodami se ale tato práce nezabývá.

79

5.5. Diskuze Optické vlastnosti cílové tkáně a její chemické složení ovlivňují absorpci záření a tedy i výsledný efekt záření na tkáň. Mezi nejdůležitější optické vlastnosti patří koeficient absorpce. Závislost koeficientu absorpce hydroxyapatitu na vlnové délce záření je zobrazena na obr. 52. Z něj je patrné, že absorpční koeficient hydroxyapatitu pro záření Nd:YAG laseru je nízký, řádově 10-1 cm-1. Z tohoto důvodu se záření od povrchu dentinu bez aplikace barviv odráželo. Pro zvýšení absorpce záření byly tedy v průběhu experimentu použity dva druhy barviv (5 % erytrozin a černá tuš), která mají vhodné absorpční spektrum korespondující s vlnovou délkou záření.

Obr. 52: Závislost absorpčního koeficientu hydroxyapatitu na vlnové délce záření, upraveno z [55]

Výsledky této práce odhalují efekt záření Nd:YAG laseru na povrch dentinové tkáně lidských molárů pomocí zobrazení konfokálním mikroskopem LEXT. Bylo potvrzeno typické chování laserem ozářené dentinové tkáně s povrchovou aplikací barviv. Dochází k natavení hydroxyapatitu a následnému opětovnému ztuhnutí během chlazení, čímž se vytvoří hladký povrch, který uzavře dentinové tubuly a nervová zakončení nemůžou být nadále podrážděna. Dále bylo zjištěno, že s rostoucí energií pulzu dochází k většímu úběru tkáně. Toto pozorování bylo patrné jak na vzorcích s erytrozinem, tak s černou tuší, přičemž interakce záření s dentinem s černou tuší způsobuje odstranění více tkáně než je tomu u erytrozinu. Tuto skutečnost dokládají grafy na obr. 53, které byly vytvořeny z dat naměřených na vzorku 600 s povrchovou aplikací erytrozinu a černé tuše. V závislosti hloubky odstraněné tkáně na energii pulzu jsou uvedeny střední hodnoty a směrodatné odchylky měření.

80

Yonaga a kol. (1999) použili pro zvýšení efektivnosti laserového záření také černou tuš. Jejich výsledky ukazují, že léčba hypersenzitivity je nejúčinnější s povrchovou aplikací černé tuše a recidiva onemocnění je menší než při použití jiných metod. Maamary a kol. (2009) použili pro zvýšení absorpce záření v dentinu grafitový prášek rozpuštěný ve fyziologickém roztoku a po laserové terapii zaznamenali u pacientů okamžité výrazné sníženi bolestivosti citlivých zubních krčků. Tavení a rekrystalizaci dentinu pozorovali také Lee a kol. (2002), kteří ozařovali povrch dentinu zářením Nd:YAG laseru o energii pulzu 100 mJ a frekvenci 10 Hz. Záření Nd:YAG laseru způsobilo utěsnění dentinových tubulů a snížení propustnosti dentinu, čímž se redukovaly příznaky hypersenzitivity. Podobné výsledky pozorovali také Liu a kol. (1997), kteří navíc vypozorovali, že hloubka utěsnění tubulů je 4 µm. Při experimentu provedeném Lanem a kol. (1995), kteří ozařovali povrch dentinu zářením z Nd:YAG laseru o energii 30 mJ, také docházelo k tavení dentinu a uzavření tubulů bez vzniku prasklin. Birang a kol. (2007) porovnávali účinky Nd:YAG a Er:YAG laseru při léčbě dentinové hypersenzitivity in vivo. Dospěli k závěru, že Nd:YAG laser je účinnější než Er:YAG. Gelskey a kol. (1993) srovnávali účinnost helium neonového laseru a helium neonového laseru spolu s Nd:YAG laserem. Citlivost zubů byla redukována u pacientů v obou skupinách. Léčbou hypersenzitivity in vivo se dále zabývali Lan a kol. (2004). Tito autoři potvrdili, že záření Nd:YAG laseru s energií pulzu 30 mJ a frekvencí 10 Hz je schopno utěsnit otevřené dentinové tubuly. Studie provedená Dilsizem a kol. (2010) odhalila, že Nd:YAG laser je při léčbě hypersenzitivity s ústupem dásní mnohem účinnější než Er:YAG a diodový laser. [5, 11, 14, 24, 25, 26, 29, 32,42]

40 Hloubka odstraněné vrstvy [um]

Hloubka odstraněné vrstvyi [um]

50

30

20

10

0

40

30

20

10

0

50

60

70

80

90

50

60

Energie pulzu [mJ]

70

80

90

Energie pulzu [mJ]

Obr 53: Hloubka odstraněné tkáně v závislosti na energii pulzu pro vzorek 600 s povrchovou aplikací 5 % erytrozinu (vlevo) a černé tuše (vpravo)

81

Závěr Cílem této práce bylo shrnout dosavadní možnosti využití laserů v lékařství. Velká část práce byla zaměřena na zubní lékařství, především na léčbu citlivých zubních krčků. Byl uveden přehled výsledků výzkumu této problematiky na světových pracovištích. V experimentální části práce byla provedena simulace léčby dentinové hypersenzitivity pomocí průmyslového pulzního pevnolátkového Nd:YAG laseru při průměrném výkonu 1,8 W až 4 W, což odpovídá výkonu speciálních dentálních laserů. Energie záření je schopna roztavit dentinovou tkáň a utěsnit tak otevřené dentinové tubuly, které jsou v normálním stavu pokryty sklovinou či cementem. Pro zobrazení výsledků experimentu byly použity metody laserové konfokální mikroskopie a kontaktní profilometre s možností exportu dat ve formě grafů, reálných obrazů a rovinných řezů. Účinek laserového záření závisí jak na vlastnostech tkáně, tak na parametrech laserového svazku. Mezi nejdůležitější optické vlastnosti tkáně řadíme koeficient odrazu, absorpce a rozptylu. Hlavními parametry laseru jsou vlnová délka, doba působení záření na tkáň, průměr svazku v ohnisku a hustota energie. Interakce laseru s tkání lze rozdělit do několika skupin: fotochemické, termální, fotoablace, plazmou indukovaná ablace a fotodisrupce. Požadovaná hustota výkonu pro termální interakce náleží intervalu 10 W.cm-2 až 106 W.cm-2 s interakčním časem 1 s až 10-5 s. Koagulace, vaporizace, karbonizace a tavení jsou zahrnuty do termálních interakcí (viz kap. 3.3.2.). Tavení dentinu vyžaduje mikrosekundové pulzy, nízké frekvence a energie pulzu v desítkách milijoulů. Absorpční koeficient je také velmi důležitý. Sklovina a dentin špatně absorbují světlo ve viditelné a blízké infračervené oblasti. K dosažení lepší absorpce můžou být použity povrchová činidla. V této práci byl zjištěn interval energií pro konstantní parametry procesu (délka a frekvence pulzu, průměr svazku), ve kterém dojde k povrchové absorpci záření. Na rozdíl od použití kolimovaného svazku dentálních laserů bylo nutno nejprve optimalizovat vzdálenost povrchu vzorku od ohniska fokusační čočky, na které závisí průměr svazku a odpovídající plošná hustota energie. V daném intervalu energií byla zjišťována závislost absorpce záření na vybraných vlastnostech povrchu vzorků, např. míře obroušení povrchu vzorků, struktuře povrchu, dále na typu barviva naneseného na povrch a afinitě barviva k povrchu. V této práci nebyl prokázán výrazný vliv obroušení vzorku na absorpci záření v dentinu. 82

Barviva však zastávala výraznou roli při interakci záření s tkání. Bylo zjištěno, že bez barviv se záření o nízké energii pulzu (60 mJ až 90 mJ) od povrchu odráží u všech vzorků bez ohledu na míru obroušení. Po zvýšení energie pulzu nad 100 mJ dochází jen k lokální absorpci záření na nečistotách a hranách, popřípadě jsou ve tkáni vytvořeny krátery. Avšak nanesená povrchová barviva (5 % erytrozin, černá tuš) absorpci záření ve tkáni značně zvyšují tak, že i energie pulzu o hodnotě 60 mJ způsobuje požadované tavení tkáně. Jen u lesklých vzorků je i po nanesení barviv nutná větší energie (85 mJ pro vzorek s erytrozinem, 75 mJ pro vzorek s černou tuší) pro úspěšné natavení tkáně. Obě barviva, erytrozin i černá tuš, zvyšovaly absorpci záření v povrchu dentinu o různé míře obroušení. Některé vzorky (320, Lesk) dokazují, že černá tuš zvýší absorpci záření v dentinu více. Obě barviva však splnila naše očekávání. In vitro lze tedy pro zvýšení absorpce záření v dentinu použít černou tuš, ale v zubních ordinacích je vhodnější použití erytrozinu. Srovnáním rozměrů zatavené oblasti u jednotlivých vzorků bylo zjištěno, že s rostoucí energií pulzu je odstraněno více tkáně. Hloubka úběru je také závislá na absorpčním koeficientu a charakteru barviva. Povrchová aplikace černé tuše způsobuje odstranění více tkáně, přesto však i použitím nejvyšší energii pulzu (90 mJ) nedošlo k laserovému vyvrtání tkáně nebo tvorbě kráterů. Ovlivnění povrchu dentinu laserem také způsobuje zdrsnění povrchu dentinu, které rovněž vykazuje rostoucí tendenci při zvyšování energie pulzu. V závěru práce jsou přehledně uvedena zobrazení všech ovlivněných vzorků v povrchové kvalitě od obroušení smirkem 180 až Lesk pro všechny varianty povrchového absorpčního činidla.

83

Seznam použitých zdrojů [1] Achauer B. M. (2000) Plastic surgery: indications operations and outcomes. Mosby. ISBN-10 0815109849

[2] Antunes A., Rossi W., Zezell D. M. (2006) Spectroscopic alterations on enamel and dentin after nanosecond Nd:YAG laser irradiation. Spectrochimica acta 64, 1142-1146

[3] Bartold P. M. (2006) Dentinal hypersensitivity: a review. Australian dental journal 51, 212-218

[4] Bedini R., Manzon L., Fratto G., Pecci R. (2010) Microhardness and morphological changes induced by Nd:YAG laser on dental enamel: an in vitro study. Ann Ist Super Sanita 46, 168-172

[5] Birang R., Poursamini J., Gutknecht N., Lampert F., Maziar M. (2007) Comparative evaluation of the effects of Nd:YAG and Er:YAG laser in dentin hypersensitivity treatment. Lasers in medical science 22, 21-24

[6] Bouillaguet S., Daeniker L., Holz J., Leiglon E., Delacretaz G. (1999) Effects of Nd:YAG (1.06 µm) and CTH:YAG (2.1 µm) laser irradiations on dentin permeability in vitro. Acta Med Dent Helv 4, 135-140

[7] Ciaramicoli T. M., Carvalho C. R. R., Eduardo P. C. (2003) Treatment of cervical dentin hypersensitivity using Neodymium: Ytrium-Aluminium-Garnet laser. Clinical evaluation. Lasers in surgery and medicine 33, 358-362

[8] Coluzzi D. J. (2005) Lasers in dentistry. Compendium of continuing education in dentistry 26, 429-435

[9] Convissar R. A., Goldstein E. E. (2003) An overview of lasers in dentistry. General dentistry 51, 436-440

84

[10] Dederich D. N., Bushick R. D. (2004) Lasers in dentistry: separating science from hype. JADA 135, 204-212

[11] Dilsiz A., Aydin T., Canakci V., Gungormus M. (2010) Clinical evaluation of Er:YAG, Nd:YAG and diode laser therapy for desensitization of teeth with gingival recession. Photomedicine and laser surgery 28, 11-17 [12] Fraunhofer institut für lasertechnik (2000) LASIM: Lasersimulation für die Ausbildung; Schneiden; Bedienungsanleitung, Seminarleitfaden. Fraunhofer institut für lasertechnik Aachen [13] Gašpirc B., Skalerič U. (2001) Morphology, chemical structure and diffusion processes of root surface after Er:YAG and Nd:YAG laser irradiation. J Clin Periodontol 28, 508-516

[14] Gelskey S. C., White J. M., Pruthi V. K. (1993) The effectivness of Nd:YAG laser in the treatment of dental hypersensitivity. J Can Dent Assoc 59, 383-386 [15] Gupta S., Kumar S. (2011) Lasers in dentistry – An overview. Trends Biomater Artif Organs 25, 119-123

[16] Husein A. (2006) Applications of lasers in dentistry: A review. Archives of orofacial science 1, 1-4

[17] Ion J. C. (2005) Laser processing of engeneering materials. Elsevier. ISBN 07506-6079-1

[18] Israel M., Cobb C. M., Rossman J. A., Spencer P. (1997) The effects of CO2, Nd:YAG and Er:YAG lasers with and without surface coolant on tooth root surfaces. J Clin Periodontol 24, 595-602 [19] Javůrek J. (1995) Fototerapie biolaserem - léčebná metoda budoucnosti. Grada ISBN 80-7169-046-5

85

[20] Jawad M. M., AbdulQader S. T., Zaidan B. B., Zaidan A. A., AbdulQader I. T., Naji A. W. (2011) An overview: Laser applications in dentistry. International journal of pharmacology 7, 189-197 [21] Jelínková H. (2010) Lasery-zdroje koherentního záření. Československý časopis pro fyziku 60, 4-5

[22] Kauvar N. B. A., Hruza J. G. (2005) Principles and practices in cutaneous laser surgery. Taylor and Francis group. ISBN 0-8247-5833-1

[23] Kravitz N. D., Kusmoto B. (2008) Soft-tissue lasers in orthodontics: An overview. An J Orhod Dentofacial Orthop 133, 110-114

[24] Lan W. H., Liu H. Ch. (1995) Sealing of human dentinal tubules by Nd:YAG laser. J Clin Laser Med Surg 13, 329-333

[25] Lan W. H., Lee B. S., Liu H. Ch., Lin Ch. P. (2004) Morphologic study of Nd:YAG laser usage in treatment of dentinal hypersensitivity. Journal of endodontics 30, 131-134

[26] Lee B. S., Lin Ch. P., Lin F. H. (2002) Ultrastructural changes of human dentin after irradiation by Nd:YAG laser. Lasers in surgery and medicine 30, 246-252

[27] Lier B. B., Rosing C. K., Aass A. M., Gjermo P. (2002) Treatment of dentin hypersensitivity by Nd:YAG laser. J Clin Periodontol 29, 501-506

[28] Lizarelli R. F. Z., Bagnato V. S. (2003) Dentistry application using a picosecond Nd:YAG laser. Laser physics 13, 781-785

[29] Liu H. Ch., Lin Ch. P., Lan W. H. (1997) Sealing depth of Nd:YAG laser on human dentinal tubules. Journal of endodontics 23, 691-693

[30] Lomke M. A. (2009) Clinical applications of dental lasers. General dentistry 57, 42-59 86

[31] Mahajan A. (2011) Lasers in periodontics: A review. European journal of dentistry and medicine 3, 1-11

[32] Maamary S., Moor R., Nammour S. (2009) Treatment of dentin hypersensitivity by means of the Nd:YAG laser. Preliminary clinical study. Rev Belge Med Dent 64, 140146

[33] Miglani R., Taneja N., Mechta R., Bansal R. (2011) Lasers in restorative dentistry. JIDA 5, 66-68

[34] Niemz M. H. (2007) Laser-tissue interactions. Fundamentals and aplications. Springer Berlin Heidelberg New York. ISBN 3-540-42763-5

[35] Orchardson R., Gillam D. G. (2006) Managing dentin hypersensitivity. JADA 137, 990-998

[36] Souza M. R., Watanabe I., Azevedo L. H., Tanji E. Y. (2009) Morphological alterations of the surfaces of enamel and dentin of deciduous teeth irradiated with Nd:YAG, CO2, and diode lasers. Int. J. Morphol. 27, 441-446 [37] Todea C. D. M. (2004) Laser applications in conservative dentistry. TMJ 54, 392405 [38] Trupar E. (2009) Chirurgická terapie vitiliga přenosem autologních kožních buněk. Disertační práce, MU Brno [39] Vrbová M., Jelínková H., Gavrilov P. (1998) Úvod do laserové techniky. Skripta ČVUT Praha. ISBN 80-01-01108-9.

[40] Walsh L. J. (2003) The current status of lasers applications in dentistry. Australian dental journal 43, 146-155

[41] Walters P. A. (2005) Dentinal hypersensitivity: A review. J Contemp Dent Pract 2, 107-117 87

[42] Yonaga K., Kimura Y., Matsumoto K. (1999) Treatment of cervical dentin hypersensitivity by various methods using pulsed Nd:YAG laser. J Clin Laser Med Surg 17, 205-210

[43] Zezell D. M., Boari H. G. D., Ana P. A., Eduardo C. P., Powell G. L. (2009) Nd:YAG laser in carries prevention. Lasers in surgery and medicine 41, 31-35

[44] Zolotarev V. M., Grisimov N. V. (2001) Architectonics and optical properties of dentin and dental enamel. Optics and spectroscopy 90, 753-759

Internet: [45] http://www.lcv.cz/download/kls-kls-rezani.pdf ze dne 15.2.2012 [46] http://www.qualityreport.co.th/olympus/ols3100_detail.html ze dne 15.2.2012 [47] http://www.therapy.cz/fyzikalni-parametry-laseru.php ze dne 15.2.2012 [48] http://www.may-eye-care.com/macular-degeneration ze dne 13.2.2012 [49] http://www.seewithlasik.com /docs/diabetic-retinopathy.html ze dne 13.2.2012 [50] http://www.oculus-hospital.com/sr/usluge.php?usl=9 ze dne 13.2.2012 [51] http://www.oogplein.nl/oogaandoeningen/glaucoom ze dne 15.2.2012 [52] http://www.treatmentsaver.com/lasereyesurgery/guides/ lasik ze dne 13.2.2012 [53] http://korekcija-vida.blogspot.com/2011/05/sto-je-prk.html ze dne 13.2.2012 [54] http://www.jenso.cz/kosmetika-clanky-02.htm ze dne 15.2.2012 [55] http://www.nature.com/bdj/journal/v202/n2/full/bdj.2007.24.html ze dne 11.4.2012 [56] www.zdravezuby.cz/z-ceho-se-sklada-zub-rodina.asp ze dne 13.2.2012

88

Seznam použitých latinských pojmů Bakteriémie

přítomnost bakterií v krvi

Diabetická retinopatie

nezánětlivé onemocnění sítnice

Endodoncie

specializace zubního lékařství, zabývá se zubní dření a tkáněmi zubního kanálku

Fagocytóza

pohlcení cizorodé částice buňkami

Fotorefraktivní keratektomie

úprava zakřivení povrchu rohovky

Frenektomie

úplné odstranění uzdičky

Gingivektomie

odstranění nemocné dásně

Glaukom

zelený zákal

Hemangiom

nezhoubný nádor krevních cév

Hemostáza

schopnost organismu zastavit krvácení

Iridotomie

chirurgické protětí duhovky

Kapsula

pouzdro

Kapsulotomie

vytvoření okénka v zadním pouzdře čočky

Keratokonus

kónické vyklenutí rohovky

Kyretáž zubu

chirurgický výkon prováděný na tkáních v těsném kontaktu se zubem

Leukocyty

bílé krvinky

Leukoplakie

nemoc vyznačující se změnou jednoho epitelu (pokrývka sliznice) v jiný epitel

Léze

poranění, poškození

Makulární degenerace

porucha žluté skvrny

Molár

stolička savců

Naevus flammus

oheň, rozšíření krevních kapilár

Odontoblast

buňka na povrchu zubní dřeně

Periodont

vazivo mezi zubem a zubním lůžkem

Proteolytické enzymy

enzymy schopné rozkládat proteiny

Retinoblastom

zhoubný nádor sítnice

Trabekulární tkáň

trámčina nachází se v komorovém úhlu oka, tvořená vrstvami pojivové tkáně a otvory

Trabekulotomie

vytvoření otvoru v trámčině komorového úhlu 89