ES2334623A1 - Procedimiento para el tratamiento de la caries dental mediante laser, biomaterial para realizarlo y su uso. - Google Patents
Procedimiento para el tratamiento de la caries dental mediante laser, biomaterial para realizarlo y su uso. Download PDFInfo
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Abstract
Procedimiento para el tratamiento de la caries dental mediante láser, biomaterial para realizarlo y su uso. El objeto de la presente invención se refiere a un procedimiento para el tratamiento, tanto preventivo como correctivo, de la caries dental. Dicho procedimiento consiste fundamentalmente en la irradiación de la superficie dental a tratar con un láser de Neodimio Yag, bajo unas condiciones y parámetros específicos que suponen un avance frente a lo ya conocido en este campo. En el caso del tratamiento para fines correctivos de la caries es necesario además, entre otras etapas, aplicar un biomaterial de obturación y restauración dental sobre la superficie del esmalte dental o sobre la dentina, de tal forma que la irradiación del láser produce la microfusión entre ambos. La presente invención se refiere también al biomaterial que se utiliza en el procedimiento aquí descrito, preferentemente constituido a base de hidroxiapatita, así como al uso del procedimiento y del biomaterialen el tratamiento de la caries dental.
Description
Procedimiento para el tratamiento de la caries
dental mediante láser, biomaterial para realizarlo y su uso.
La invención se enmarca en el sector de la
odontoestomatología, concretamente en el tratamiento clínico de la
caries dental, tanto preventivo como correctivo.
\vskip1.000000\baselineskip
El esmalte dental es el tejido humano más duro y
mineralizado; sus propiedades mecánicas, físicas y químicas
dependen y a su vez van desde su composición mineral hasta su orden
estructural ([1]).
El esmalte dental toma parte muy activa en el
proceso de desmineralización y remineralización ([4] y [5])
propiedades dinámicas que dependen tanto de la porosidad, como de
las características electroquímicas del mismo ([6] y [7]).
Un apatito de fosfato de calcio en forma de
hidroxiapatita es el constituyente básico del esmalte dental ([2]).
Los cristales de hidroxiapatita están ordenados en estructuras
prismáticas densamente condensadas y dispuestas de forma
perpendicular mirando siempre hacia la superficie exterior. Su
disposición estructural da al diente una considerable resistencia
mecánica (Figuras 1 y 2).
Las pequeñas cantidades de materia orgánica del
esmalte (proteínas estructurales, lípidos y carbohidratos) situados
en los espacios interprismáticos, pueden jugar un importante papel
en la plasticidad de tan rígida estructura ([3]).
Sin embargo, el esmalte es también un tejido
orgánico que toma parte tanto en el transporte de los iones y
soluciones de la saliva, como en el proceso de desmineralización y
remineralización ([4] y [5]).
Tales propiedades dinámicas dependen tanto de la
porosidad como de las características electroquímicas del esmalte,
es decir, de su membrana potencial y de su carga fija ([6] y
[7]).
El efecto de la irradiación con láser sobre el
esmalte dental, un campo iniciado en la década de los setenta, ha
sido motivo de diversas investigaciones en los últimos años ([2],
[8], [9] y [10]). En algunas publicaciones odontológicas previas
han sido aplicados varios tipos de láser, principalmente los de
Anhídrido carbónico (CO2), Neodimio Yag (Nd:YAG), Argón (Ar) o
Erbium Yag (Er:YAG), habiendo sido utilizados bajo diferentes
condiciones dependiendo de los efectos deseados ([11] a [17]).
En el caso del láser Nd:YAG ha sido normalmente
aplicado sobre tejidos blandos (cirugía) y apenas en tejidos duros,
ya que cuando se ha utilizado de esta manera, se ha hecho sobre un
esmalte que previamente ha necesitado estar cubierto y pintado con
colorantes para aumentar su energía de absorción. Estos colorantes
producen un intenso efecto antiestético debido a los residuos que
quedan atrapados en la estructura adamantina y además, aparecen
múltiples grietas producidas en el esmalte dental, manifestándose
siempre después de que éste fuera expuesto e irradiado por el láser
([18], [19] y [20]) (figuras 2-10).
Estos efectos indeseados son los que han
limitado los avances científicos e investigaciones en los láseres
de posible aplicación odontológica sobre tejidos duros, y
especialmente los de Nd:YAG. A este hecho se une el que el uso del
láser Nd:Yag en odontología se ha limitado a su aplicación directa
sobre el tejido a tratar, no habiéndose utilizado previamente para
la irradiación y microfusión de materiales de obturación y
restauración dental.
En la presente invención, aplicando determinadas
modificaciones y nuevos parámetros, no ha sido necesario cubrir ni
pintar previamente el diente con colorantes absorbentes, y también
se ha evitado la formación de grietas en el esmalte dental después
del tratamiento con láser de Nd:YAG.
En lo que respecta a los tratamientos
correctivos de la caries dental, la restauración y obturación de
los dientes humanos se realiza generalmente con materiales
(amalgamas de plata, resinas compuestas, composites, ionómeros de
vidrio) cuya composición, dureza, resistencia a la abrasión,
estética, etc. son diferentes al diente ([21]).
Según refieren múltiples autores, todos los
materiales que se utilizan actualmente son algo tóxicos para la
pulpa dental y algunos para el organismo humano ([22]); de ahí la
controversia generada sobre la toxicidad de los vapores de mercurio
de las amalgamas de plata y el carácter estrogénico de las resinas,
selladores de fisuras y composites.
Hoy en día, las amalgamas y los composites se
aplican a los dientes fijándose de forma
mecánico-retentiva y adhesiva, respectivamente
([23] y [24]).
La hidroxiapatita es un mineral que existe en la
naturaleza y en la industria, y cuya composición química es la
misma que la del esmalte dental y muy similar a la dentina,
elementos que pertenecen a la misma familia de los apatitos por lo
que su composición, dureza, resistencia a la abrasión, estética,
etc. prácticamente son iguales al diente ([24]).
Asimismo, la hidroxiapatita mineral carece de
toxicidad alguna, evitando con ello los fracasos clínicos que se
producen con los materiales actuales ([25]).
Por las razones descritas, se considera que la
hidroxiapatita mineral es el nuevo material idóneo para restaurar y
obturar, ya que es el mismo mineral del que están formados los
dientes (tanto el esmalte como la dentina) aunque, eso sí, éstos
presentan en el esmalte una cristalización en forma de prismas
([27]).
Su fijación al diente se podría realizar por
microfusión (irradiación con láser), es decir, fundiéndola al
diente y formando parte del mismo, siendo esta fijación muy
superior a la mecánico-retentiva y adhesiva de las
amalgamas, ionómeros de vidrio y composites ([24] y [26]). Este
procedimiento es el que se aplica en la presente invención.
Partiendo de las consideraciones antes
expuestas, se ha desarrollado un nuevo procedimiento, tanto
preventivo como correctivo, en el tratamiento de la caries que se
plantea como una alternativa a las técnicas actuales, superando las
limitaciones que éstas plantean. Por un lado, la invención consiste
en la aplicación de una nueva tecnología, el láser Nd:YAG, sobre la
superficie o esmalte dental con el fin de prevenir la caries. Por
otro, el láser puede aplicarse también sobre un biomaterial
constituido preferentemente a base de hidroxiapatita que es
utilizado como nuevo material de restauración y obturación dental,
y que se aplica sobre la superficie dental a tratar previamente a
la aplicación del láser. En uno u otro caso, el láser se irradia
con unas condiciones y parámetros específicos que le confieren
grandes ventajas frente a otras invenciones.
En este sentido, se ha comprobado que la
solicitud de patente europea no. EP 0392951 A2 describe un
tratamiento de la caries similar al aquí presentado. Sin embargo,
ambos métodos difieren significativamente, de tal forma que la
presente invención supone un claro avance frente a los logros
conseguidos en dicha solicitud europea, y además se ha constatado
la existencia de diferencias técnicas evidentes entre los
procedimientos y materiales descritos en ambos documentos. Las
principales diferencias entre ambos documentos se resumen a
continuación:
- -
- El procedimiento y aparato descritos en el documento EP 0392951 A2 han sido diseñados específicamente para un tratamiento correctivo de la caries dental, a diferencia de la presente invención que supone además un avance para tratamientos preventivos.
- -
- Los resultados descritos en el documento EP 0392951 A2 no son tan concluyentes como los conseguidos mediante la presente invención (en ocasiones ni siquiera se obtienen los resultados deseados).
- -
- El rayo láser de la invención descrita en EP 0392951 A2 no tiene sistema de enfoque y desenfoque variable, es decir, está siempre enfocado.
- -
- El procedimiento descrito en el documento EP 0392951 A2 produce todos los efectos secundarios no deseados en este tipo de tratamientos dentales:
- \bullet
- derrite la hidroxiapatita y el esmalte dental en forma de rebanadas superpuestas,
- \bullet
- se forman depresiones cóncavas en las superficies aplicadas,
- \bullet
- se forman grandes grietas por su brusco calentamiento y enfriamiento del biomaterial y del diente,
- \bullet
- produce un aspecto antiestético del material tratado al capturar impurezas y colorantes.
- -
- El procedimiento descrito en el documento EP 0392951 A2 da lugar a una mayor fragilidad del diente.
- -
- Con el procedimiento de EP 0392951 A2 se produce una fácil acumulación de placa bacteriana y filtración con penetración del ácido láctico en el interior de las grietas ocasionadas, por lo que se reproduce y vuelve a aparecer caries dental de mayor tamaño.
- -
- El procedimiento descrito en el documento EP 0392951 A2 origina una gran reflexión de la irradiación láser por la nula separación de la superficie mineral a tratar, con la necesidad de aumentar la potencia del láser y causar mayores efectos secundarios.
- -
- La pasta que se describe en el documento EP 0392951 A2 como tratamiento correctivo de la caries dental está formada por: 80% de cerámica (un material muy diferente en estructura y composición al que forma los dientes), y tan sólo un 20% de hidroxiapatita mineral, que debería constituir el elemento más importante en la composición de la pasta, ya que los dientes están formados en su totalidad por este mineral (de la familia de los apatitos).
\vskip1.000000\baselineskip
La presente invención se refiere a un
procedimiento para el tratamiento de la caries dental,
caracterizado porque comprende al menos una etapa de irradiación de
la superficie o esmalte dental con un láser de Neodimio Yag.
Preferentemente, la superficie o esmalte dental se somete a una
irradiación láser Nd:YAG con grado de focalidad y enfoque múltiple,
variable y regulado a voluntad desde un máximo enfoque del rayo
láser hasta un total desenfoque.
El enfoque y desenfoque variable es regulado a
voluntad y se produce sobre la óptica a través de la cual se
transmite el láser Nd:YAG. El que se puedan aplicar a voluntad
diferentes tipos de foco o enfoque en el rayo láser sirve para
eliminar y evitar muchos de los efectos secundarios e indeseados
que se producen cuando existen cambios térmicos (calentamiento y
enfriamiento) bruscos producidos por la irradiación en la
superficie del esmalte dental (y, como se verá más adelante en una
realización preferente, también en un biomaterial que se aplica
sobre dicha superficie). Estos efectos secundarios e indeseables
se producen cuando el rayo láser está enfocado, y los más
importantes son los siguientes:
1.- Depresiones cóncavas en forma de rebanadas
superpuestas de esmalte fundido y derretido en la superficie
tratada, debido al brusco calentamiento.
2.- Grietas de tamaño muy variable en la misma
superficie, debido al brusco enfriamiento.
3.- Capturación e incorporación de impurezas y
colorantes al propio esmalte dando un aspecto antiestético.
La posibilidad de regular a voluntad el foco o
enfoque del rayo láser permite que para el tratamiento, ya sea
preventivo o correctivo, de la caries dental y en cada una de sus
aplicaciones, hacen que desaparezcan todos los efectos secundarios
e indeseados enumerados consiguiendo una microfusión microscópica,
uniforme, lisa, impermeable, muy estética y aumentando con todo
ello la dureza y microdureza del esmalte (y como se verá más
adelante, también del biomaterial que se puede aplicar sobre el
esmalte).
En una realización preferente, la superficie o
esmalte dental se somete a una irradiación láser Nd:YAG cuya
densidad está comprendida entre 3 y 30 J/mm^{2}, incluidos ambos
límites, siendo más preferentemente de 4 J/mm^{2}.
En otra realización preferente, la frecuencia de
irradiación del láser está comprendida entre 1 y 10 kHz, incluidos
ambos límites, y más preferentemente es de 1 kHz.
También preferentemente, la superficie o esmalte
dental se somete a una irradiación láser Nd:YAG cuya energía de
pulso está comprendida entre 1 y 10 mJ/pulso, incluidos ambos
límites, siendo más preferentemente de 2 mJ/pulso.
En otra realización preferente, el tamaño de
spot de irradiación del láser está comprendido entre 1 y 6 mm,
incluidos ambos límites, y más preferentemente es de 3 mm ó 5
mm.
En otra realización preferente, el procedimiento
descrito se caracteriza porque la superficie o esmalte dental se
somete a una irradiación láser Nd:YAG cuyo tiempo de exposición
está comprendido entre 1 y 6 seg, incluidos ambos límites, y más
preferentemente es de 2 seg.
También preferentemente, la superficie o esmalte
dental se somete a una irradiación láser Nd:YAG cuya potencia de
pico está comprendida entre 70 y 125 kW, incluidos ambos límites,
siendo más preferentemente de 120 kW.
En otra realización preferente, en el
procedimiento la superficie o esmalte dental se somete a una
irradiación láser Nd:YAG cuya anchura de pulso está comprendida
entre 100 y 130 nseg, incluidos ambos límites, y es más
preferentemente de 110 nseg.
Otra de las condiciones preferentes para la
irradiación del láser es que la energía media está comprendida
entre 10 y 50 w, incluidos ambos límites, siendo más
preferentemente de 13 w.
Preferentemente, la superficie o esmalte dental
se somete a una irradiación láser Nd:YAG cuya energía total de
aplicación está comprendida entre 15 y 220 J, incluidos ambos
límites, y más preferentemente es de 26 J.
En una realización particular, el procedimiento
para tratar la caries se caracteriza porque el láser Nd:YAG es
irradiado según los siguientes parámetros:
- -
- densidad: entre 3 y 30 J/mm^{2}, incluidos ambos límites,
- -
- frecuencia: entre 1 y 10 kHz, incluidos ambos límites,
- -
- energía de pulso: entre 1 y 10 mJ/pulso, incluidos ambos límites,
- -
- tamaño del spot: entre 1 y 6 mm, incluidos ambos límites,
- -
- tiempo de exposición: entre 1 y 6 seg, incluidos ambos límites,
- -
- potencia de pico: entre 70 y 125 kW, incluidos ambos límites,
- -
- anchura de pulso: entre 100 y 130 nsg, incluidos ambos límites,
- -
- energía media: entre 10 y 50 w, incluidos ambos límites, y
- -
- energía total de aplicación: entre 15 y 220 J, incluidos ambos límites.
\vskip1.000000\baselineskip
En otra realización particular, los parámetros
de irradiación son concretamente los siguientes:
- -
- densidad: 4 J/mm^{2},
- -
- frecuencia: 1 kHz,
- -
- energía de pulso: 2 mJ/pulso,
- -
- tamaño del spot: 3 mm,
- -
- tiempo de exposición: 2 seg,
- -
- potencia de pico: 120 kW,
- -
- anchura de pulso: 110 nsg,
- -
- energía media: 13 w, y
- -
- energía total de aplicación: 26 J.
\vskip1.000000\baselineskip
En otra realización particular, los parámetros
de irradiación del láser son:
- -
- densidad: 4 J/mm^{2},
- -
- frecuencia: 1 kHz,
- -
- energía de pulso: 2 mJ/pulso,
- -
- tamaño del spot: 5 mm,
- -
- tiempo de exposición: 2 seg,
- -
- potencia de pico: 120 kW,
- -
- anchura de pulso: 110 nsg,
- -
- energía media: 13 w, y
- -
- energía total de aplicación: 26 J.
\vskip1.000000\baselineskip
Preferentemente en el procedimiento, antes de la
irradiación del láser, la superficie o esmalte dental a tratar se
graba débilmente con un ácido durante un tiempo comprendido entre
0,5 y 2 minutos, fundamentalmente para disminuir su reflexión a la
luz. Dicho ácido es preferentemente ácido ortofosfórico, y el
tiempo de grabado es de 1 minuto.
El procedimiento hasta ahora descrito se utiliza
para el tratamiento preventivo total de la caries dental. Si a
dicho procedimiento se le añade una etapa de aplicación de un
biomaterial sobre la superficie o esmalte dental o sobre la dentina
previamente a la irradiación con láser Nd:YAG, el procedimiento
puede aplicarse también como tratamiento correctivo de la caries
dental. Dicha aplicación del biomaterial se realiza preferentemente
por capas, con un espesor comprendido entre 0,5 y 2 mm, incluidos
ambos límites, y más preferentemente con un espesor de 1 mm.
Si se aplica un biomaterial sobre la superficie
o esmalte dental a tratar, ambos (biomaterial y superficie dental)
se someten a una irradiación láser Nd:YAG con grado de focalidad y
enfoque múltiple, variable y regulado a voluntad desde un máximo
enfoque del rayo láser hasta un total desenfoque. De esta forma, el
biomaterial se irradia y funde a la superficie del esmalte dental o
a la dentina, hasta conseguir su total fijación por microfusión.
Como se ha dicho anteriormente en relación al tratamiento
preventivo de la caries dental, el enfoque y desenfoque variable es
regulado a voluntad y se produce sobre la óptica a través de la
cual se transmite el láser Nd:YAG. El que se puedan aplicar a
voluntad diferentes tipos de foco o enfoque en el rayo láser sirve
para eliminar y evitar los mismos los efectos secundarios e
indeseados que se han enumerado al describir las características
del tratamiento preventivo.
\vskip1.000000\baselineskip
En una realización preferente, los parámetros de
irradiación del láser son:
- -
- densidad: 28 J/mm^{2},
- -
- frecuencia: 5 kHz,
- -
- energía de pulso: 8 mJ/pulso,
- -
- tamaño del spot: 3 mm,
- -
- tiempo de exposición: 5 seg,
- -
- potencia de pico: 72 kW,
- -
- anchura de pulso: 120 nsg,
- -
- energía media: 40 w, y
- -
- energía total de aplicación: 200 J.
\vskip1.000000\baselineskip
Preferentemente, antes de la aplicación del
biomaterial se elimina el tejido careado, y más preferentemente la
eliminación se realiza mediante fresas de diamante y carburo de
tungsteno sobre una turbina refrigerada con agua.
Preferentemente, tras eliminar el tejido careado
y previamente a la aplicación del biomaterial, la zona dental a
tratar se graba débilmente con un ácido, preferentemente ácido
ortofosfórico, durante un tiempo comprendido entre 20 segundos y 1
minuto, siendo preferentemente de 30 segundos para el esmalte
dental y 15 segundos para la dentina.
\vskip1.000000\baselineskip
En otra realización preferente, el tratamiento
correctivo de la caries dental hasta ahora descrito comprende las
siguientes etapas:
- -
- eliminar el tejido careado,
- -
- grabar débilmente con ácido ortofosfórico la superficie del esmalte dental o la dentina a tratar,
- -
- aplicar un biomaterial sobre dicha superficie, e
- -
- irradiar con un láser de Neodimio:YAG, según los siguientes parámetros:
- - densidad: 28 J/mm^{2},
- - frecuencia: 5 kHz,
- - energía de pulso: 8 mJ/pulso,
- - tamaño del spot: 3 mm,
- - tiempo de exposición: 5 seg,
- - potencia de pico: 72 kW,
- - anchura de pulso: 120 nsg,
- - energía media: 40 w, y
- - energía total de aplicación: 200 J.
\vskip1.000000\baselineskip
La presente invención se refiere también a un
biomaterial de obturación y restauración dental para utilizarse en
el correctivo antes descrito, caracterizado porque se compone al
menos de hidroxiapatita mineral. Preferentemente, el contenido en
peso de hidroxiapatita es al menos del 75%.
Para facilitar su aplicación, el biomaterial
consiste preferentemente en una pasta que contiene al menos
hidroxiapatita mineral densa, pulverizada y micronizada, mezclada
con gelatina.
En una realización particular, la hidroxiapatita
puede mezclarse con otras sustancias que favorezcan su aplicación
y además no dejen residuos al irradiarse con el láser Nd:YAG. Un
ejemplo es el uso de gelatinas.
Para llevar a cabo el procedimiento objeto de la
presente invención, se seleccionó una muestra compuesta por 400
dientes humanos sanos, extraídos por razones de ortodoncia y
seleccionados cuidadosamente con el criterio de que no mostraran
ninguna lesión que pudiera enmascarar los efectos morfológicos del
tratamiento.
Los dientes se fijaron con un 2,5% de
glutaraldehido en 0,1 M de fosfato de sodio amortiguado (pH = 7,02)
a una temperatura de 4ºC y durante 12 horas. Después, fueron
lavados en el mismo amortiguador con 3 baños de 10 minutos cada uno
y a continuación con agua destilada ([28]).
Posteriormente, se limpiaron con hipoclorito de
sodio al 12% durante 1 hora para quitar la materia orgánica de la
superficie y finalmente, todos los dientes fueron débilmente
grabados en una solución 0,5 M de ácido ortofosfórico durante 1
minuto, y enjuagados a continuación con abundante agua destilada
([28], [29], [30] y [31]) (Figura 11).
Los 400 dientes de la muestra fueron recubiertos
con cera resistente al ácido dejando sobre el esmalte 2 ventanas
cuadradas sin cubrir en cada diente: una de las ventanas servía
como control y la otra fue irradiada con láser de Nd:YAG (Figuras
12 y 13).
Una vez realizado esto, cada uno de los dientes
fue colocado individualmente en 50 ml de solución desmineralizante
(pH = 4,5), a 37ºC, conteniendo un 5% de hidroxietilcelulosa, 0,1 M
de ácido láctico, 1,5 mM de cloruro de calcio y 1,5 mM de fosfato
de sodio; durante 60 días para formar lesiones artificiales de
caries.
Cada uno de los 400 dientes de la muestra en su
ventana correspondiente, fue sometido a irradiación con un láser
DCR-2 Nd:YAG Laboratory Laser System de
Quanta-Ray (Reino Unido).
\vskip1.000000\baselineskip
Los parámetros utilizados para la irradiación
láser fueron los siguientes:
- Densidad: 4 J/mm^{2}.
- Frecuencia: 1 kHz.
- Energía de pulso: 2 mJ/pulso.
- Tamaño del spot: 3 mm.
- Tiempo de exposición: 2 seg.
- Potencia de pico: 120 kW.
- Anchura de pulso: 110 nseg.
- Energía media: 13 w.
- Energía total de aplicación: 26 J.
De la muestra total, 300 dientes al azar fueron
procesados conforme al método convencional de examen para el MEB y
cubiertos o metalizados con oro en el metalizador de
Bio-Rad, modelo SC 5.000 (Holanda).
Esta muestra dental fue examinada con un MEB
Philips 515 (Holanda) a 20 kV así como con el analizador de
elementos químicos Edax de Philips (Holanda) para el MEB.
Se utilizó la otra muestra de 100 dientes que no
fue procesada para su examen en el MEB. Cada uno de los dientes
fue incrustado en resina epoxidica de tal forma que fueran
expuestas una porción de un corte transversal de la lesión y la
capa interna normal del esmalte.
Esta superficie fue conectada en una máquina
pulidora Buehler Motopol 8 (Alemania) usando una rejilla de papel
metalográfico.
A posteriori, fueron seriadamente pulidas
con 15 m\mu, 6 m\mu y 1 m\mu con un abrasivo de diamante
Buehler (Alemania) y después con spray de diamante Buehler Metadi
(Alemania) en un paño de pulido Buehler (Alemania).
Se usó una punta de diamante bajo una carga de
10 g en un medidor de microdurezas Matsuzawa MTH-1
(Japón).
Los resultados de la dureza KDN fueron
calculados usando la ecuación:
KHN = 14230
\times
F/L^{2}
donde L es la longitud de la
entrada de cada depresión del diamante en micras y F es la
aplicación de la fuerza en
gramos.
\vskip1.000000\baselineskip
Los cambios estructurales más significativos
después del tratamiento con láser son evidenciados por la pérdida
de las características de la estructura de la superficie de los
cristales (prismas), debido a la fusión del esmalte (Figuras 14, 15
y 16). Estos cambios no fueron acompañados por la formación de
grietas.
La formación de caries artificial como lesión
apareció siempre en las ventanas del esmalte control (no tratadas);
inhibiéndose totalmente su formación y aparición en las ventanas
que han sido irradiadas con láser.
El perfil de las microdurezas de un esmalte
tratado con láser y el perfil del no tratado con láser difieren en
el grado de dureza y puede constatarse claramente un gran aumento
de KHN en el esmalte de las ventanas tratadas con láser, es decir,
una mayor dureza; asimismo, se observa un importante descenso de
KHN (menor dureza) en el esmalte control de las ventanas no
tratadas.
Parece ser aceptable que el valor de las durezas
medidas es proporcional al contenido mineral del esmalte; y de los
perfiles hallados podemos asumir que las modificaciones en la
permeabilidad del esmalte pueden jugar un papel importante en estos
procesos, que a su vez ya han sido ampliamente discutidos por
diversos autores en la literatura ([32], [33], [34] y [35]).
El efecto presentado es una combinación de la
alteración de la permeabilidad y el aumento de la resistencia al
ácido intrínseco en la disolución. Así pues, la disminución de la
solubilidad del esmalte tratado con láser de Nd:YAG en las
condiciones aplicadas elimina los poros o espacios de acceso a
zonas más profundas, impidiendo el cambio fónico entre estas zonas
y la solución desmineralizante (productora de las lesión artificial
de la caries). Por todo ello, previene y evita la formación de las
lesiones de caries.
\vskip1.000000\baselineskip
Una muestra total de 460 dientes sanos se
utilizó en este estudio, de los cuales 230 dientes fueron
seleccionados al azar para las medidas, y los otros 230 fueron
utilizados como muestra control. Al igual que en el ejemplo
anterior, fueron cuidadosamente seleccionados para que no mostraran
ninguna lesión que pudiera enmascarar los efectos del
tratamiento.
Los dientes seleccionados para las medidas se
limpiaron con un 12% de hipoclorito de sodio durante 1 hora para
eliminar la materia orgánica de la superficie. Posteriormente,
fueron enjuagados con agua destilada y sus coronas de esmalte
cortadas y separadas de las raíces.
De los 230 dientes, una muestra al azar de 150
coronas se utilizaron para medidas de microdureza y la otra muestra
de 80 coronas fueron usadas para estudios de permeselectividad y
permeabilidad.
Los dientes de la muestra para medida de dureza,
fueron pulidos perpendicularmente a la dirección de los prismas
(paralelo a la superficie) con papel pulidor en una máquina
pulidora Buehler Motopol 8 (Alemania), para poder así obtener un
pequeño altiplano y posteriormente ser pulidos en serie con 15
m\mu, 6 m\mu y 1 m\mu de diámetro abrasivo Buehler (Alemania)
y después con un spray de diamante Buehler Metadi (Alemania) sobre
un paño de pulido Buehler (Alemania).
Los dientes de la muestra para los estudios de
permeabilidad, fueron incrustados en unas resinas epoxídicas y
pulidos a continuación.
Posteriormente, una sección de 800 m\mu fue
cortada usando una sierra o cortadora de baja velocidad Buehler
Isometo (Alemania) y montada en una concentración celular.
Los 230 dientes seleccionados para la muestra de
las medidas fueron sometidos a irradiación con un láser
DCR-2 Nd:YAG Laboratory Laser System de
Quanta-Ray (Reino Unido).
\vskip1.000000\baselineskip
Los parámetros utilizados para la irradiación
con láser fueron los siguientes:
- Densidad: 4 J/mm^{2}.
- Frecuencia: 1 kHz.
- Energía de pulso: 2 mJ/pulso.
- Tamaño del spot: 5 mm.
- Tiempo de exposición: 2 seg.
- Potencia de pico: 120 kW.
- Anchura de pulso: 110 nseg.
- Energía media: 13 w.
- Energía total de aplicación: 26 J.
\vskip1.000000\baselineskip
Para medir la microdureza se usó un diamante
Knoop bajo 50 g de carga en una máquina Matsuzawa
MTH-1 (Japón).
Los valores de dureza Knoop 13 fueron calculados
en base a la longitud de cada depresión del diamante, usando la
ecuación:
KHN = 14230 x
F/L^{2}
donde F es la fuerza aplicada en
gramos y L es la longitud de la depresión producida por el diamante
y medida en
micras.
Sobre el altiplano de cada diente se realizaron
20 depresiones a 150 m\mu y separadas a intervalos de espacio
regulares.
Las medidas de dureza sobre el esmalte tratado
cori láser fueron llevadas a cabo por el mismo operador y
realizadas cerca de las depresiones hechas sobre el esmalte no
tratado, para minimizar el error experimental.
\newpage
En todos los experimentos, el campo
electromagnético (e.m.f.) se midió en concentración de células del
tipo:
donde las líneas verticales dobles
indican la localización de las confluencias C1K. El potencial
desarrollado a través de las membranas, fue medido con un
potenciómetro registrador de alta impedancia Hirpotest modelo
PE-W
(Bélgica).
Todas las soluciones se prepararon en base a
unas sales analíticas de grado reactivo y agua destilada. 25
fueron amortiguadas con fosfato de sodio a pH = 7,02 y la
influencia de los iones del amortiguador sobre el e.m.f. fue
desechada.
La base del cálculo es la teoría de
Teorell-Meyer-Sievers (teoría TMS),
que describe el transporte de los iones a través de una membrana
porosa cargada, cuyas caras están en equilibrio con una solución
del mismo electrolito 25. El potencial total de la membrana E, se
calcula:
donde R es la constante del gas, F
es la constante de Faraday, U=(D-1 \div D+1), a y
X son la carga de la membrana, X y D se determinan aplicando un
método interactivo de mínimos
ajustes.
Los potenciales de las membranas no tratadas con
láser fueron positivos y llegaron a ser más positivos cuando la
concentración de ClK aumentaba.
Cuando las membranas del esmalte son tratadas
con láser, los potenciales de la membrana llegan a ser más
positivos que los medidos en las membranas naturales de la muestra
control, indicando que la permeselectividad de las membranas del
esmalte se modifica por la radiación láser.
Los valores de microdureza obtenidos en la
muestra control de un esmalte sano no tratado con láser fluctuaban
entre 340 y 388, valores que concuerdan con los previamente
publicados por otros autores ([36] y [37]).
En todos los dientes de la muestra observamos
una dureza Knoop que aumentaba al ser medida después de haberle
aplicado el láser. Estos aumentos eran significativos y siempre
ocurría que sus valores estaban conectados y relacionados con los
valores de dureza inicial del esmalte correspondiente antes de
tratarlo.
Se muestra y se constata que los valores de gran
dureza iniciales, corresponden con un determinado aumento de
dureza; y una menor dureza inicial corresponde con un gran aumento
de dureza después de la radiación con láser.
\vskip1.000000\baselineskip
Para realizar este estudio se utilizó una
muestra de 350 dientes humanos extraídos por razones de ortodoncia.
Fueron cuidadosamente seleccionados, para que no mostraran ninguna
lesión que enmascarase los efectos morfológicos del
tratamiento.
Del total de dientes seleccionados, una muestra
al azar de 250 dientes fue tratada con láser sobre su superficie
labial o vestibular y los otros 100 dientes fueron usados como
muestra control.
Los 250 dientes de la muestra a tratar con láser
se fijaron con un 2,5% de glutaraldehido, en 0,1 M de amortiguador
de fosfato de sodio (pH = 7,02), a una temperatura de 4ºC y durante
12 horas.
A continuación, se lavaron en el mismo
amortiguador, con baños de 10 minutos cada uno y después con agua
destilada. Posteriormente, los dientes fueron limpiados con
hipoclorito de sodio al 12%, durante 1 hora, para eliminar la
materia orgánica de la superficie y finalmente, se grabaron con 0,5
M de ácido ortofosfórico durante 1 minuto y enjuagados con
abundante agua destilada.
Los 250 dientes grabados con ácido se sometieron
a irradiación con un láser DCR-2 Nd:YAG Laboratory
Laser System de Quanta-Ray (Reino Unido).
\vskip1.000000\baselineskip
Los parámetros utilizados para la irradiación
láser fueron los siguientes:
- Densidad: 4 J/mm^{2}.
- Frecuencia: 1 kHz.
- Energía de pulso: 2 mJ/pulso.
- Tamaño del spot: 5 mm.
- Tiempo de exposición: 2 seg.
- Potencia de pico: 120 kW.
- Anchura de pulso: 110 nseg.
- Energía media: 13 w.
- Energía total de aplicación: 26 J.
Se utilizó un láser de
Helio-Neon Siemens LGK 7672 (Meinchen, Alemania)
para visualizar y localizar el rayo láser Nd:YAG en la zona
tratada.
\vskip1.000000\baselineskip
Los dientes fueron procesados conforme al método
convencional del MEB y cubiertos o metalizados en oro con un
rociador Bio-Rad, modelo SC 5000 (Holanda).
Toda la muestra de dientes se examinó con un
microscopio electrónico de barrido Philips 515 (Holanda) a 15
Kv.
El grado de aspereza (rugosidad) de la
superficie del esmalte fue medido con un rugosímetro Mituyo Suftest
201 (Japón) medidor de aspereza de superficies.
Las medidas se efectuaron en dientes tratados
con láser y dientes control, usando un valor de corte (lambda c)
de 0,25 mm y una longitud de evaluación (5 \times lambda c) de
1,25 mm.
Se obtuvieron varios parámetros de los perfiles
de aspereza (rugosidad). Los más significativos fueron Ra
(desviación inferior aritmética de los perfiles de aspereza) y Pc
(peak count - cómputo tope); definidos como sigue:
\vskip1.000000\baselineskip
- Ra, es la aritmética inferior de los valores
absolutos de los perfiles desviados de la línea central con la
evaluación de la longitud lm.
- Los perfiles de aspereza se dan como Y = f
(x), con el eje "x" para el centro de la línea, y el eje
"y" en la dirección de la magnificación de la vertical.
- Pc, es el número de perfiles tope (máximos)
por unidad de longitud. Para determinar el peak count, dos líneas
paralelas se dibujan a un determinado nivel, por debajo y por
encima de la línea central sobre la evaluación longitudinal. Un
perfil tope es definido como la proporción del perfil saliente
proyectado por encima de la línea superior, en los dos puntos
adyacentes de la intersección del perfil con la línea inferior.
\vskip1.000000\baselineskip
En este estudio se ha utilizado un nivel de 1,3
m\mu para determinar el peak count (cómputo tope).
\vskip1.000000\baselineskip
La superficie del esmalte dental humano,
normalmente muestra una estructura algo suave, que puede ser
observada por el MEB.
En el esmalte dental humano sano y sin
tratamiento alguno, los relieves estructurales más significativos
están representados por el perikimata (21) (periquimatíes) que son
regularmente distribuidos como múltiples y pequeñas olas (Figuras
17, 18, 19 y 20).
Una típica medida de aspereza (rugosidad) de
esta superficie es la obtenida sobre la superficie labial de un
premolar humano sano y cuyos parámetros son: Ra = 1,6 \pm 0,1
m\mu, y Pc = 0 cm^{-1} (Figura 21).
En una superficie de esmalte grabado con ácido,
a microscopía electrónica de barrido la morfología característica
de los prismas de hidroxiapatita así como la materia
interprismática son claramente observadas y donde además, la
estructura poliédrica de los prismas también es vista con
nitidez.
La aspereza y rugosidad del esmalte grabado con
ácido está altamente aumentada. Este aumento está representado por
una elevación de los parámetros Ra y Pc en relación con aquellos
valores correspondientes al esmalte sano no grabado.
En todas las muestras grabadas con ácido, se
estudió que Ra fluctuaba de 1,8 a 2,3 m\mu y Pc de 35 a 50
cm^{-1}.
Los efectos producidos por la aplicación del
láser bajo determinados parámetros sobre la superficie de un
esmalte previamente grabado con ácido y visto al MEB revela la
pérdida de la estructura característica de los prismas debido a la
fusión superficial del esmalte dental (Figura 22).
Este cambio estructural está relacionado
directamente con la disminución general de la superficie áspera y
rugosa (Figura 23), teniendo en cuenta la importancia de que el
esmalte grabado con ácido se pudo evaluar midiendo su perfil.
Los valores de los parámetros de aspereza
(rugosidad) que se obtuvieron después del tratamiento con láser,
fluctúan para Ra de 1,2 a 1,6 m\mu y para Pc de 0 a 5
cm^{-1}.
\vskip1.000000\baselineskip
Los valores comparativos de los parámetros de
aspereza (rugosidad) que se obtuvieron son:
\vskip1.000000\baselineskip
La muestra de dientes grabados con ácido y
tratados con láser presentaba una superficie más lisa, es decir,
con menos aspereza (rugosidad) que la muestra control.
\newpage
En la Figura 24, se pueden observar los perfiles
de aspereza (rugosidad) obtenidos en la cara vestibular sobre la
superficie del esmalte de distintas muestras dentales:
a) Perfiles de aspereza (rugosidad) de la
muestra dental control, dientes no grabados con ácido y no tratados
con láser.
b) Perfiles de aspereza (rugosidad) de la
muestra dental tratada, dientes grabados con ácido y no tratados
con láser.
c) Perfiles de aspereza (rugosidad) de la
muestra dental tratada, dientes grabados con ácido y tratados
posteriormente con láser de Nd:YAG.
\vskip1.000000\baselineskip
Se observa el mayor incremento de la aspereza
(rugosidad) del esmalte después del grabado ácido (b) y su descenso
o pérdida de aspereza después de la aplicación del láser (c)
llegando incluso esta última a ser menor que la muestra control
(a). Esto indica que la absorción de energía láser fue suficiente
para modificar la estructura de la superficie del esmalte grabado
con ácido, sin necesidad de cubrirlo con sustancias colorantes
absorbentes.
\vskip1.000000\baselineskip
Para llevar a cabo el procedimiento objeto de la
presente invención, se seleccionó una muestra compuesta por 350
dientes humanos. Los criterios de selección fueron que debían
mostrar caries dental (250 dientes) o fracturas de la corona (100
restantes).
El interior de cada diente con caries se trató
para eliminar ese tejido careado con fresas de diamante y carburo
de tungsteno Komet (Alemania); ubicadas sobre una turbina Kavo
(Alemania) refrigerada con agua. Todo el interior de las cavidades
y bordes de las preparaciones se grabaron con ácido ortofosfórico
al 36%, durante 30 segundos el esmalte y 15 segundos la dentina;
posteriormente se lavaron con abundante agua y se secaron.
Las cavidades fueron realizadas, preparadas y
tratadas por el mismo operador para minimizar el posible error
experimental.
Todos los dientes de la muestra se fijaron con
2,5% de glutaraldehido en 0,1 M de fosfato de sodio amortiguado (pH
= 7,02), a 4ºC, durante 12 horas. A continuación se lavaron con el
mismo amortiguador en 3 baños de 10 minutos cada uno y después con
agua destilada.
\vskip1.000000\baselineskip
Se realizaron medidas de dureza sobre secciones
transversales de las obturaciones de biomaterial aplicadas con
láser, para confirmar si esta dureza es similar a la del esmalte
dental sano.
Los efectos generados sobre el biomaterial por
la irradiación del láser Nd:YAG se estudiaron en su microdureza y
permeselectividad siendo evaluados por los estudios de Knoop y por
la teoría Teorell-Meyer-Sievers,
respectivamente.
Los dientes tratados fueron estudiados con el
microscopio electrónico de barrido (MEB) en toda su superficie
externa y en la zona interna de unión entre el biomaterial de la
obturación y el propio diente (esmalte y dentina).
También se hicieron medidas de rugosidad
(aspereza) después de aplicar el biomaterial con láser, tanto en
las superficies de la obturación y restauración, como en la
superficie del esmalte adyacente.
La muestra total se distribuyó al azar de la
siguiente forma: 80 dientes con caries y 25 con fractura se
utilizaron para el estudio de dureza y observación en el analizador
del MEB; otros 80 dientes careados y 30 fracturados para el estudio
de microdureza y permeselectividad; y como último grupo, 90 dientes
con caries y 45 con fracturas para medidas de rugosidad (aspereza)
y observaciones con el MEB.
Los dientes de la muestra para medidas de dureza
se pulieron con un papel específico en una máquina pulidora
Buehler Motopol 8 (Alemania).
Posteriormente, fueron pulidos en serie con 15
m\mu, 6 m\mu y 1 m\mu de diamante abrasivo Buehler (Alemania)
y después con spray de diamante Buehler Metadi (Alemania) sobre un
paño de pulido Buehler (Alemania).
\newpage
Los dientes de la muestra para los estudios de
permeabilidad, se incrustaron en una resina epoxídica y se
pulieron; finalmente una sección de 800 m\mu fue cortada usando
una sierra o cortadora de baja velocidad Buehler Isometo (Alemania)
y se montaron en una concentración celular.
\vskip1.000000\baselineskip
La composición de la pasta de biomaterial
aplicada sobre las piezas dentales fue la siguiente: hidroxiapatita
mineral densa, pulverizada y micronizada, mezclada con gelatina
para formar una pasta muy consistente y espesa. La densidad de la
pasta fue controlada por un densitómetro Isaka
RX-10 (Japón).
Se utilizó esta pasta de hidroxiapatita como
material de obturación y restauración de los dientes; su aplicación
se realizó con un instrumento condensador-modelador
Aesculap 1057 (Alemania) y por capas, siendo cada capa de 1 mm de
espesor aproximadamente.
\vskip1.000000\baselineskip
La hidroxiapatita se sometió durante su
aplicación a irradiación con un láser DCR-2 Nd:YAG
Laboratory Laser System de Quanta-Ray (Reino
Unido).
Asimismo, cada capa de pasta de hidroxiapatita
se fundió con el mismo láser a las paredes de la preparación,
dentina y/o esmalte dental.
Las condiciones de irradiación láser Nd:YAG
aplicadas fueron las siguientes:
- Densidad: 28 J/mm^{2}.
- Frecuencia: 5 kHz.
- Energía de pulso: 8 mJ/pulso.
- Tamaño del spot: 3 mm.
- Tiempo de exposición: 5 seg.
- Potencia de pico: 72 kW.
- Anchura de pulso: 120 nseg.
- Energía media: 40 w.
- Energía total de aplicación: 200 J.
\vskip1.000000\baselineskip
Se utilizó un láser de
Helio-Neon Siemens LGK 7672 (Meinchen, Alemania)
para visualizar y localizar el rayo láser en la zona tratada.
Se realizaron con un medidor de durezas
Matsuzawa MTH-1 (Japón) utilizando un puntero de
diamante y bajo una carga de 10 g.
Los números de dureza KDN, fueron calculados
desarrollando la ecuación:
KHN = 14230 x
F/L^{2}
donde L es la longitud de
cada depresión (entrada) del diamante en micras y F es la
aplicación de la fuerza en
gramos.
Un diamante Knoop en un medidor de microdurezas
Matsuzawa MTH-1 (Japón) se usó bajo 50 g de
carga.
Fueron hechas 20 depresiones a 150 \mu, se
separaron a intervalos regulares de espacio (equidistantes) sobre
el altiplano de la hidroxiapatita de cada diente.
Las medidas de microdureza sobre el material de
obturación y restauración, en este caso hidroxiapatita mineral y
sobre el esmalte dental adyacente, las realizó el mismo operador
para minimizar el error experimental.
Todas las soluciones para las medidas de
permeselectividad fueron preparadas a base de unas sales de grado
reactivo y agua destilada.
Se amortiguaron con fosfato de sodio a pH = 7,02
y la influencia de los iones del amortiguador sobre el campo
electromagnético (e.m.f.) fue desechada.
La base del cálculo es la teoría
Teorell-Meyer-Sievers (TMS) que
describe el transporte de los iones a través de una membrana porosa
cargada, cuyas caras están en equilibrio con una solución del mismo
electrolito.
El potencial total de la membrana, E, se
calcula:
donde R es la constante del
gas, F es la constante de Faraday, U =
(D-1 \div D+1), a y X son la
carga de la membrana, X y D se determinan aplicando
un método interactivo de mínimos
ajustes.
Una vez tratados con el biomaterial y el láser
Nd:Yag, los dientes que componían la muestra fueron ampliamente
estudiados por el analizador del microscopio electrónico de
barrido.
Los dientes de la muestra fueron procesados
conforme al método convencional y cubiertos en oro, con un
metalizador Bio-Rad, modelo SC 5000 (Holanda).
Asimismo, estos dientes se examinaron
posteriormente con un MEB Philips 515 (Holanda) a 20 kV.
El grado de rugosidad de la superficie de la
obturación y restauración de hidroxiapatita mineral, fue medido con
un Mituyo Suftest 201 (Japón), medidor de rugosidad y aspereza de
superficies.
Se utilizó un valor de corte (lambda c) de 0,25
mm y una longitud de evaluación (5 x lambda c) de 1,25 mm.
Se utilizaron los parámetros de rugosidad Ra y
Pc. Los más significativos fueron Ra (desviación inferior
aritmética de los perfiles de aspereza) y Pc (peak count - cómputo
tope); definido como sigue:
- Ra, es la aritmética inferior de los
valores absolutos de los perfiles desviados de la línea central con
la evaluación de la longitud lm.
- Los perfiles de aspereza se dan como Y = f
(x), con el eje "x" para el centro de la línea, y el eje
"y" en la dirección de la magnificación de la vertical.
- Pc, es el número de perfiles tope
(máximos) por unidad de longitud. Para determinar el peak count,
dos líneas paralelas se dibujan a un determinado nivel, por debajo
y por encima de la línea central sobre la evaluación longitudinal.
Un perfil tope es aquel que se define como la proporción del perfil
saliente, proyectado por encima de la línea superior, en los dos
puntos adyacentes de la intersección del perfil con la línea
inferior.
\vskip1.000000\baselineskip
En este trabajo hemos usado un nivel de 1,3
m\mu para determinar el peak count (cómputo tope).
Para el estudio de los dientes también se usó un
microscopio óptico Zeiss de luz polarizada (Alemania).
\vskip1.000000\baselineskip
La hidroxiapatita mineral, fundida con láser de
Nd:YAG y usada como material de obturación y restauración,
presentaba una estructura totalmente amorfa, sin distribución
cristalográfica, densa y compacta (Figuras 25 y 26).
La microfusión de la hidroxiapatita mineral no
se acompañó de formación de grietas (Figuras 27, 28 y 29).
La dureza de la hidroxiapatita mineral, medida
en KDN y según la ecuación KHN, es similar a la del esmalte dental
sano.
La permeabilidad de la hidroxiapatita mineral es
nula o prácticamente inexistente.
Los valores de microdureza Knoop de la
hidroxiapatita mineral obtenidos, oscilan entre 335 y 380, estando
dentro de la gama de microdureza del esmalte sano, es decir, de
340 a 388, valores publicados por otros autores ([37], [38], [39],
[40] y [41]).
La medida de rugosidad obtuvo los parámetros de
Ra = 1,4 a 1,8 m\mu y Pc = 2 a 5 cm^{-1}, que
comparándolos con los del esmalte dental sano es equivalente y muy
similar. Una típica medida de aspereza (rugosidad) del esmalte
sano, es la obtenida sobre la superficie labial de un premolar
humano sano, cuyos parámetros son: Ra = 1,6 \pm 0,1 m\mu,
y
Pc = 0 cm^{-1}.
Pc = 0 cm^{-1}.
Esto indica que la absorción de energía fue
suficiente para producir la microfusión de la hidroxiapatita
mineral sin necesidad de usar sustancias colorantes absorbentes
(Figuras 30 y 31).
No se detectaron restos del excipiente
(gelatina) de la pasta de hidroxiapatita, después del microfundido,
lo que demuestra que siendo el vehículo necesario para la
obtención de una consistencia pastosa, al aplicarlo sobre la
cavidad, dicho excipiente es volatilizado por la radiación láser,
quedando totalmente compacta la hidroxiapatita mineral fundida
(Figuras 32 y 33).
La unión entre la dentina y el esmalte dental
con la hidroxiapatita mineral es por fusión de ambas partes
(Figuras 34, 35, 36 y 37), lo que le da una altísima y mayor
resistencia que las retenciones mecánico-retentivas
(amalgamas) y adhesivas (ionómeros de vidrio y composites).
La aplicación de la radiación láser se produce
con una máxima energía, en un periodo de tiempo muy breve, por lo
que no causa daño térmico en tejidos blandos, ni en la pulpa
dental.
\vskip1.000000\baselineskip
Figura 1. Vista al microscopio electrónico de
barrido (MEB): Aspecto normal del esmalte dental humano.
Distribución estructural en forma de prismas perpendiculares a la
superficie exterior.
Figura 2. MEB: Aspecto normal del esmalte dental
humano. La distribución de los prismas de hidroxiapatita es
perpendicular a la superficie exterior del esmalte, dando al diente
una considerable resistencia mecánica.
Figura 3. Diente (incisivo) impregnado de
colorante para aumentar la energía de absorción láser. El colorante
que se aplicó en este diente fue la tinta china.
Figura 4. Diente con colorante absorbente (tinta
china) preparado en resina epoxídica.
Figura 5. Aspecto antiestético del esmalte
después de irradiarlo con láser. Restos de colorante atrapados en
la estructura adamantina o esmalte del diente.
Figura 6. MEB: Impactos de esmalte fundido con
láser superpuestos en forma de rebanadas. Aspecto de las grietas
producidas.
Figura 7. MEB: Aspecto de la grieta del esmalte
después de la irradiación con láser.
Figura 8. MEB: Aspecto del esmalte fundido e
impactado en rebanadas y formación de grietas después de la
irradiación con láser.
Figura 9. MEB: Aspecto de la grieta formada en
el esmalte tras la aplicación del láser.
Figura 10. MEB: Aspecto del esmalte fundido y
grieta instantánea a la aplicación del láser.
Figura 11. MEB: Aspecto de la superficie del
esmalte normal después de preparar la muestra dental.
Figura 12. Diente (canino) todo recubierto con
cera resistente al ácido y con dos ventanas en el esmalte, una
control y otra para la aplicación del láser de Nd:YAG.
Figura 13. Corona dental (molar) cortada
previamente para separarla de la raíz y toda recubierta con cera
resistente al ácido y sus dos ventanas en el esmalte, una control y
la otra para la aplicación del láser de Nd:YAG.
Figura 14. MEB: Se observa la pérdida de las
características estructurales superficiales del esmalte en la zona
superior tratada con láser (esmalte microfundido), y conservación
estructural en la zona inferior no tratada. No se formaron grietas
tras la aplicación del láser.
Figura 15. MEB: Aspecto de la pérdida de las
características estructurales superficiales del esmalte en la zona
superior tratada con láser (esmalte microfundido) y conservación
estructural en la zona inferior no tratada. No se formaron grietas
tras la irradiación con láser.
Figura 16. MEB: Aspecto de la microfusión del
esmalte en la zona inferior tratada con láser. No se acompañó de
formación de grietas.
Figura 17. MEB: Distribución estructural normal
del esmalte dental representado por el perikimata (periquematíes),
formando pequeñas olas.
Figura 18. MEB: Distribución estructural normal
del esmalte dental representado por el perikimata (periquematíes),
formando pequeñas olas.
Figura 19. MEB: Distribución estructural normal
del esmalte dental representado por el perikimata (periquematíes),
formando pequeñas olas.
Figura 20. MEB: Distribución estructural normal
del esmalte dental representado por el perikimata (periquematíes),
formando pequeñas olas.
Figura 21. Diente (molar) en resina epoxídica
para la medida de aspereza o rugosidad.
Figura 22. MEB: Microfundido superficial de los
prismas del esmalte producido por láser y pérdida de aspereza y
rugosidad superficial.
Figura 23. MEB: Pérdida de la estructura
superficial de los prismas del esmalte debido al microfundido del
mismo producido por el tratamiento con láser de Nd:YAG. Hay
pérdida de aspereza y rugosidad superficial.
Figura 24. Gráfico de los perfiles de aspereza
(rugosidad) de las muestras dentales (a), (b) y (c).
Figura 25. MEB: Estructura amorfa, densa y
compacta de la hidroxiapatita mineral fundida por láser y utilizada
como material de obturación y restauración dental.
Figura 26. MEB: En la zona izquierda se observa
la hidroxiapatita mineral fundida por láser y su unión al esmalte
dental de la zona derecha no tratada, con las características
superficiales normales del mismo. En la zona tratada hay una total
ausencia de grietas.
Figura 27. MEB: En la zona inferior se observa
la hidroxiapatita mineral fundida por el láser y su unión al
esmalte dental de la zona superior no tratada, con las
características superficiales normales del mismo. En la zona
tratada hay una total ausencia de grietas.
Figura 28. MEB: Hidroxiapatita mineral fundida
por el láser con su aspecto amorfo superficial.
Figura 29. MEB: Ausencia de grietas en la zona
superior tratada con láser y observamos la unión por fusión de la
hidroxiapatita mineral con el esmalte dental normal de la zona
inferior.
Figura 30. Microscopio óptico Zeiss de luz
polarizada (Alemania), para el estudio de los dientes a menos
aumentos.
Figura 31. Microscopio óptico (M/O): Se observan
las zonas de unión por microfusión (flechas) de la hidroxiapatita
mineral fundida y la estructura dental (dentina y esmalte) en dos
obturaciones (una de ellas identificada con un gel azul).
Figura 32. M/O: Se observan las zonas de unión
por microfusión (flechas) de la hidroxiapatita mineral fundida y
la estructura dental (dentina y esmalte) en una obturación. No se
observan restos de gelatina de la pasta.
Figura 33. M/O: Se observan las zonas de unión
por microfusión (flechas) de la hidroxiapatita mineral fundida y
la estructura dental (dentina y esmalte) en una obturación. No se
observan restos de gelatina de la pasta.
Figura 34. M/O: Se observan las zonas de unión
por microfusión (flechas) de la hidroxiapatita mineral fundida y la
estructura dental (dentina y esmalte) en una obturación.
Figura 35. M/O: Se observan las zonas de unión
por microfusión (flechas) de la hidroxiapatita mineral fundida y
la estructura dental (dentina y esmalte) en una obturación.
Figura 36. M/O: Se observan las zonas de unión
por microfusión (flechas) de la hidroxiapatita mineral (H) fundida
y la estructura dental (dentina y esmalte) en una restauración.
Figura 37. M/O: Se observan las zonas de unión
por microfusión (flechas) de la hidroxiapatita mineral (H) fundida
y la estructura dental (dentina y esmalte) en una restauración.
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surface. Stomatol DDR. 1990 Feb;
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Claims (26)
1. Procedimiento para el tratamiento de la
caries dental, caracterizado porque comprende al menos
irradiar una superficie o esmalte dental con un láser de Neodimio
Yag mediante una óptica con grado de focalidad y enfoque múltiple y
variable.
2. Procedimiento según la reivindicación 1,
caracterizado porque la irradiación de la superficie o
esmalte dental comprende enfocar y desenfocar el láser de Neodimio
Yag desde un máximo enfoque del láser hasta un total desenfoque
mediante regulación a voluntad de la óptica.
\vskip1.000000\baselineskip
3. Procedimiento según cualquiera de las
reivindicaciones 1 ó 2, caracterizado porque la irradiación
del láser de Neodimio Yag presenta los siguientes parámetros:
- -
- densidad: entre 3 y 30 J/mm^{2}, incluidos ambos límites,
- -
- frecuencia: entre 1 y 10 kHz, incluidos ambos límites,
- -
- energía de pulso: entre 1 y 10 mJ/pulso, incluidos ambos límites,
- -
- tamaño del spot: entre 1 y 6 mm, incluidos ambos límites,
- -
- tiempo de exposición: entre 1 y 6 seg, incluidos ambos límites,
- -
- potencia de pico: entre 70 y 125 kW, incluidos ambos límites,
- -
- anchura de pulso: entre 100 y 130 nsg, incluidos ambos límites,
- -
- energía media: entre 10 y 50 w, incluidos ambos límites, y
- -
- energía total de aplicación: entre 15 y 220 J, incluidos ambos límites.
\vskip1.000000\baselineskip
4. Procedimiento según la reivindicación 3,
caracterizado porque la irradiación del láser de Neodimio
Yag presenta los siguientes parámetros:
- -
- densidad: 4 J/mm^{2},
- -
- frecuencia: 1 kHz,
- -
- energía de pulso: 2 mJ/pulso,
- -
- tamaño del spot: 3 mm,
- -
- tiempo de exposición: 2 seg,
- -
- potencia de pico: 120 kW,
- -
- anchura de pulso: 110 nsg,
- -
- energía media: 13 w, y
- -
- energía total de aplicación: 26 J.
\vskip1.000000\baselineskip
5. Procedimiento según la reivindicación 3,
caracterizado porque la irradiación del láser de Neodimio
Yag presenta los siguientes parámetros:
- -
- densidad: 4 J/mm^{2},
- -
- frecuencia: 1 kHz,
- -
- energía de pulso: 2 mJ/pulso,
- -
- tamaño del spot: 5 mm,
- -
- tiempo de exposición: 2 seg,
- -
- potencia de pico: 120 kW,
- -
- anchura de pulso: 110 nsg,
- -
- energía media: 13 w, y
- -
- energía total de aplicación: 26 J.
\vskip1.000000\baselineskip
6. Procedimiento según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 5, caracterizado porque comprende
además grabar débilmente con un ácido la superficie o esmalte
dental durante un tiempo comprendido entre 0,5 y 2 minutos,
previamente a la irradiación.
7. Procedimiento según reivindicación 6,
caracterizado porque el ácido utilizado es ácido
ortofosfórico.
8. Procedimiento según la reivindicación 6 ó 7,
caracterizado porque el tiempo de grabado de la superficie o
esmalte dental es de 1 minuto.
9. Procedimiento para el tratamiento de la
caries dental según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5,
caracterizado porque comprende además aplicar un biomaterial
sobre la superficie o esmalte dental o sobre dentina previamente a
la irradiación.
10. Procedimiento según la reivindicación 9,
caracterizado porque el biomaterial se compone al menos de
hidroxiapatita mineral.
11. Procedimiento según las reivindicaciones 9 ó
10, caracterizado porque el contenido en peso de
hidroxiapatita es al menos del 75%.
12. Procedimiento según una cualquiera de las
reivindicaciones 9 a 11, caracterizado porque el biomaterial
consiste en una pasta que contiene al menos hidroxiapatita mineral
densa, pulverizada y micronizada, mezclada con gelatina.
13. Procedimiento según cualquiera de las
reivindicaciones 9 a 12, caracterizado porque la aplicación
del biomaterial sobre la superficie o esmalte dental o sobre la
dentina se realiza por capas.
14. Procedimiento según cualquiera de las
reivindicaciones 9 a 13, caracterizado porque cada capa de
biomaterial que se aplica sobre la superficie o esmalte dental o
sobre la dentina tiene un espesor comprendido entre 0,5 y 2 mm,
incluidos ambos límites.
15. Procedimiento según cualquiera de las
reivindicaciones 9 a 14, caracterizado porque cada capa de
biomaterial se aplica con un espesor de 1 mm.
16. Procedimiento según una cualquiera de las
reivindicaciones 9 a 15, caracterizado porque comprende
además eliminar tejido careado previamente a la aplicación del
biomaterial.
17. Procedimiento según la reivindicación 16,
caracterizado porque la eliminación del tejido se realiza
con fresas de diamante y carburo de tungsteno sobre una turbina
refrigerada con agua.
18. Procedimiento según cualquiera de las
reivindicaciones 16 ó 17, caracterizado porque comprende
además grabar débilmente con un ácido la superficie o esmalte
dental o la dentina durante un tiempo comprendido entre 20 segundos
y 1 minuto, tras eliminar el tejido careado y previamente a la
aplicación del biomaterial.
19. Procedimiento según la reivindicación 18,
caracterizado porque el ácido utilizado es ácido
ortofosfórico.
20. Procedimiento según la reivindicación 18,
caracterizado porque el tiempo de grabado de la superficie
o esmalte dental es de 30 segundos para el esmalte dental y 15
segundos para la dentina.
21. Biomaterial de obturación y restauración
dental para su aplicación en el procedimiento descrito en una
cualquiera de las reivindicaciones 9 a 20, caracterizado
porque se compone al menos de hidroxiapatita mineral.
22. Biomaterial según la reivindicación 21,
caracterizado porque el contenido en peso de hidroxiapatita
es al menos del 75%.
23. Biomaterial según cualquiera de las
reivindicaciones 21 ó 22, caracterizado porque consiste en
una pasta que contiene al menos hidroxiapatita mineral densa,
pulverizada y micronizada, mezclada con gelatina.
24. Uso del procedimiento descrito según
cualquiera de las reivindicaciones 1 a 8 para el tratamiento
preventivo total de la caries dental.
25. Uso del procedimiento descrito según
cualquiera de las reivindicaciones 9 a 20 para el tratamiento
correctivo de la caries dental.
26. Uso de un biomaterial descrito según
cualquiera de las reivindicaciones 21 a 23 para la obturación y
restauración en el tratamiento correctivo de la caries dental.
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