DE60213362T2

DE60213362T2 - Erfassung der zahnstruktur mittels durch laser angeregtem ultraschall

Info

Publication number: DE60213362T2
Application number: DE60213362T
Authority: DE
Inventors: W. David Ellicott City BLODGETT; C. Kevin Columbia BALDWIN; D. Donald Silver Spring DUNCAN
Original assignee: Johns Hopkins University
Current assignee: Johns Hopkins University
Priority date: 2001-01-11
Filing date: 2002-01-10
Publication date: 2007-08-23
Anticipated expiration: 2022-01-11
Also published as: JP2004536620A; ATE333828T1; EP1351602A1; EP1351602B1; DE60213362D1; US7285091B2; CA2433797A1; AU2002245263B2; IL156890A0; WO2002054948A1; US20040077949A1

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung ist eine Vorrichtung, die Laserbasierenden Ultraschall zur Unterstützung der Beurteilung der Zahnstruktur verwendet.
TECHNISCHER HINTERGRUND
Die Vorteile von Ultraschall bei der Untersuchung von weichen Gewebestrukturen, insbesondere des Bauchbereichs, des Gehirns und der Augen, sind seit langem bekannt. Bei diesen Anwendungen werden typischerweise ein oder mehrere Kontaktschallwandler verwendet, um Schallwellen in der Struktur zu erzeugen und zu erfassen. Zumindest für die Untersuchung von Zähnen sind diese Vorgänge mit den relativ großen untersuchten Abmessungen, der langsameren Schallwellengeschwindigkeit (die die Verwendung von Schallwellen mit niedrigerer Frequenz für äquivalente Schallwellenlängen zulässt) und dem ohne weiteres zur Verfügung stehenden akustischen Kopplungsmaterial für den Wandler mit dem weichen Gewebe vereinfacht (weiches Gewebe ist anders als harter Zahnschmelz und Dentin weit gehend aus Wasser aufgebaut, wobei Wasser ein sehr wirksames Kopplungsmaterial bildet).
Versuche, herkömmliche Ultraschalltechniken für die Untersuchung der internen Strukturen eines Zahnes anzupassen, waren nur mäßig erfolgreich. Ein Haupthindernis ist die Identifizierung eines geeigneten Kopplungsmittels für den Wandler an den Zahn für in vivo-Messungen. Ohne eine ordnungsgemäße Kopplung ist die Übertragung von Schallenergie in den Zahn schwierig. Frühere Versuche wurden unter Verwendung von Wasser unternommen, wie bei weichen Gewebestrukturen, aber die Ergebnisse waren nicht überzeugend.
Das Kopplungsproblem wurde dadurch gelöst, dass Wasser durch Quecksilber ersetzt wurde. Obgleich dies eine überragende Kopplungseffizienz ergab, ist Quecksilber aufgrund seiner Toxizität nicht für klinische Anwendungen geeignet.
Eine andere Lösung zum Beseitigen der Schwierigkeiten der Kopplung war die Verwendung eines kleinen Aluminium-Pufferstabes zum Übertragen der Schallenergie von dem Kontaktwandler zu dem Zahn. Eine geschätzte Übertragungseffizienz von beinahe 87% wurde unter Verwendung dieser Technik erzielt, im Vergleich zu nur 5% bei der Verwendung von Wasser. Eine wesentliche Einschränkung dieses Systems war jedoch die Kopplung des Aluminium-Pufferstabes mit der Zahnoberfläche. Um eine ordnungsgemäße Kopplung der Schallenergie an den Zahn sicherzustellen, musste auf der Zahnoberfläche eine flache Stelle geschliffen werden, wodurch diese Technik für klinische Anwendungen unbrauchbar war. Zusätzlich schränkte die relativ große Kontaktfläche (3,2 mm Durchmesser) die räumliche Auflösung der Sonde ein. Zur Beurteilung von Anomalien in einem Zahn, wie zum Beispiel eine mangelhafte Verbindung oder Hohlräume zwischen dem Instandsetzungsmaterial und dem Dentin, ist eine Erfassungs-Ausleuchtzone erforderlich, die kleiner als die Anomalie selbst ist.
Ein Verfahren zur Steigerung der räumlichen Auflösung eines Kontaktwandlers ist die Verwendung eines sphärischen Wandlers, der einen Strahl auf eine Probenoberfläche (Zahn) fokussiert. Dieses Verfahren bildet die Grundlage des akustischen Mikroskops, das das akustische Äquivalent eines optischen Mikroskops darstellt. Diese Technik wurde verwendet, um unversehrten und demineralisierten Zahnschmelz an extrahierten menschlichen Zähnen zu untersuchen, wobei Wasser als Kopplungsmittel verwendet wurde. Die Untersuchungstiefen waren so auf annähernd 0,5 bis 1,5 mm beschränkt.
In jüngerer Vergangenheit wurde die gesteigerte räumliche Auflösung des akustischen Mikroskops zum Erfassen von kleinen Kariesläsionen in Abschnitten des menschlichen Zahnschmelzes verwendet. Wie bei früheren Arbeiten war jedoch ein spezielles Polieren der Zahnproben erforderlich, was die Technik ungeeignet für klinische Anwendungen macht.
Es besteht Bedarf für ein System zur Beurteilung der Zahnstruktur, mit dem der in vivo-Betrieb möglich ist und das eine überlegene Kopplungseffizienz, eine geringe Größe der Erfassungs-Ausleuchtzone und keine spezielle Vorbereitung der Zahnoberfläche in Kombination aufweist.
KURZBESCHREIBUNG
Um dazu beizutragen, die früheren Schwierigkeiten hinsichtlich der Kopplungseffizienz, der Größe der Erfassungs-Ausleuchtzone und der speziellen Oberflächenvorbereitung zu beseitigen, verwendet die vorliegende Erfindung Laser-erzeugte Ultraschalltechniken. Laser-erzeugter Ultraschall nutzt einen Kurzimpuls-Laser an Stelle eines Kontaktwandlers, um Hochfrequenz-(Breitband-) Ultraschall in einem Material zu erzeugen. Bedingt durch die Absorption der Impulsenergie an der oder nahe an der Oberfläche der Probe werden innerhalb des Materials Temperaturgradienten erzeugt, die ein rasch wechselndes Spannungsfeld erzeugen. Dieses Spannungsfeld wiederum strahlt Energie als elastische (Ultraschall-) Wellen ab. Bei niedrigen Impulsenergien ist dies ein vollständig thermoelastischer Prozess, der zu keinen Beschädigungen an dem Prüfmaterial führt. Ein Vorteil dieser Technik gegenüber früheren Verfahren ist, dass keine spezielle Vorbereitung der Zahnoberfläche erforderlich ist. Ferner kann durch Fokussieren des Laserstrahls auf die Zahnoberfläche eine sehr kleine Kontaktfläche (Erzeugungsfläche) erreicht werden. Punktdurchmessergrößen in der Größenordnung von einigen zehn Mikron werden routinemäßig erreicht.
Sowohl Zahnschmelz als auch Dentin haben starke Absorptionsbänder im langwelligen Infrarotspektrum (IR) (9 bis 11 urn). Diese optischen Eigenschaften haben bereits zu Anwendungen für Kohlendioxidlaser (CO₂) beim Verschmelzen von Zahnschmelz, Dentin und Apatit geführt. Das Verschmelzen hemmt einen nachfolgenden Läsionsfortschritt und verbessert deutlich die Verbindungsfestigkeit eines Verbundharzes mit dem Dentin. Zu Erläuterungszwecken im Hinblick auf die vorliegende Erfindung wurde ein Kurzimpuls-CO₂-Laser verwendet, um Schallwellen in einem extrahierten menschlichen Schneidezahn zu erzeugen. In einigen Fällen können andere Laser, wie zum Beispiel ein Impuls-Nd:YAG-Laser verwendet werden.
Die optische Erfassung des Ultraschalls, wie zum Beispiel durch ein Laser-Vibrometer-Interferometer, bietet eine komplementäre Technik zur Fernerfassung von Ultraschallwellen. Techniken, die auf der Erfassung der Reflexion der optischen Wellenfront von dem Zahn basieren, wie zum Beispiel Fabry-Perot-Interferometer, Mach-Zender-Interferometer, Michelson-Interferometer, Fotorefraktions-Interferometer, Interferometrie mit optischer Rückkopplung und verschiedene andere Typen von Laser-Vibrometern, sind für diffus reflektierende Oberflächen gut geeignet. Zur Erläuterungszwecken im Hinblick auf die Offenbarung hierin. wird ein Laser-Vibrometer für die Erfassung der Ankunft von Schallwellen beschrieben.
Blodgett D.W. et al. "Laser ultrasonic techniques for assessment of tooth structure", Proceedings of the SPIE, Bd. 2914, 22–27. Jan. 2000, Seiten 588–589 beschreibt die Möglichkeit der Verwendung von Ultraschall bei der Beurteilung einer Zahnstruktur und offenbart eine Vorrichtung gemäß dem Oberbegriff von Anspruch 1. Die US 4,072,851 lehrt ein Wellenform-Messinstrument zur Wellenform-Datenreduktion.
Die Vorrichtung gemäß vorliegender Erfindung ist in Anspruch 1 definiert.
Mit der Vorrichtung gemäß vorliegender Erfindung kann das folgende Verfahren zur Beurteilung einer Zahnstruktur unter Verwendung von Laser-basierendem Ultraschall durchgeführt werden. Ultraschallwellen werden unter Verwendung eines Impulslasers erzeugt. Der Strahl des Impulslasers wird auf den gewünschten Bereich auf der Oberfläche eines Zahnes fokussiert, wodurch in der Masse und entlang der Oberfläche der Zahnstruktur Ultraschallwellen erzeugt werden. Diese Schallwellen werden unter Verwendung von optischen interferometrischen Einrichtungen optisch erfasst. Schließlich werden erfasste Schallwellenformen verarbeitet, um die interne Struktur oder die Oberflächenstruktur des Zahnes zu beurteilen.
Die Vorrichtung gemäß vorliegender Erfindung ist eine Vorrichtung, die einen Impulslaser enthält, der einen Ultraschallwellenstrahl erzeugt. Der Strahl wird durch eine Linse auf einen gewünschten Bereich auf der Oberfläche eines Zahnes fokussiert, wodurch in der Masse und entlang der Oberfläche der Zahnstruktur Ultraschallwellen erzeugt werden. Optische interferometrische Erfassungseinrichtungen erfassen die innerhalb der Zahnstruktur erzeugten Schallwellen optisch und ein Oszilloskop verarbeitet die erfassten Schallwellenformen, um die interne Struktur des Zahnes zu beurteilen. Der Kurzimpulslaser arbeitet in einem Absorptionsbereich für die Zahnstruktur.
Ein Dünnfilm oder eine Beschichtung können auf der Zahnoberfläche platziert werden und der Kurzimpulslaser arbeitet dann in einem Absorptionsbereich für den Dünnfilm oder die Beschichtung.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 stellt die interne Struktur von Zahnschmelz dar.
2 stellt die interne Struktur von Zahn-Dentin dar.
3a zeigt ein Blockschaltbild von Bauteilen, die in der vorliegenden Erfindung verwendet werden.
3b ist ein Ablaufdiagramm, das die in der vorliegenden Erfindung durchgeführten Schritte darstellt.
4 stellt einen Querschnitt eines extrahierten menschlichen Schneidezahns dar, der den Zahnschmelz, das Dentin und Pulpaabschnitte und auch eine Amalgamfüllung zeigt.
5a zeigt ein gemessenes Zeitprofil eines CO₂-Impulslasers.
5b zeigt ein gemessenes Zeitprofil eines Nd:YAG-Impulslasers.
6a zeigt eine Ultraschallwellenform für ein Zahnphantom, die in einem Zahnschmelzbereich genommen wurde.
6b zeigt eine Ultraschallwellenform für ein Zahnphantom, die in einem Zahnschmelz/Amalgam/Zahnschmelz-Bereich genommen wurde.
6c zeigt eine Ultraschallwellenform für ein Zahnphantom, die in einem Zahnschmelz/Dentin/Zahnschmelz-Bereich genommen wurde.
6d zeigt eine Ultraschallwellenform für ein Zahnphantom, die in einem Zahnschmelz/Dentin/Pulpa/Dentin/Zahnschmelz-Bereich genommen wurde.
7 stellt einen Querschnitt eines extrahierten menschlichen Schneidezahns dar.
8a zeigt eine Ultraschallwellenform für einen menschlichen Schneidezahn, die in einem Zahnschmelzbereich genommen wurde.
8b zeigt eine Ultraschallwellenform für einen menschlichen Schneidezahn, die in einem Zahnschmelz/Amalgam/Zahnschmelz-Bereich genommen wurde.
8c zeigt eine Ultraschallwellenform für einen menschlichen Schneidezahn, die in einem Zahnschmelz/Dentin/Zahnschmelz-Bereich genommen wurde.
8d zeigt eine Ultraschallwellenform für einen menschlichen Schneidezahn, die in einem Zahnschmelz/Dentin/Pulpa/Dentin/Zahnschmelz-Bereich genommen wurde.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG
Die Erzeugung und Erfassung von Ultraschallwellen bietet ein Verfahren zur Charakterisierung der Massen- und Oberflächeneigenschaften eines Materials durch Untersuchung einer Probe mit Hochfrequenz-Schallwellen. Bis zu drei Körperschallwellen können sich in einem Material ausbreiten, und zwar jede mit ihrer eigenen charakteristischen Geschwindigkeit. Wenn sich eine Ultraschallwelle ausbreitet, nimmt die Amplitude aufgrund der geometrischen Ausbreitung, Dämpfung durch Absorption und Streuung an Diskontinuitäten ab. Die Messung von Wellengeschwindigkeiten, Dämpfung und Streuung ergibt die Informationen, die zur Quantifizierung der internen Körper- und Oberflächeneigenschaften des Materials erforderlich sind. In dieser Analyse sind wir an der Wechselwirkung der Schallwellen an den Grenzflächen zwischen den harten und den weichen Zahngeweben interessiert.
Die Ausbreitung von elastischen ebenen Wellen in einem anisotropen Material wird unter Verwendung der Christoffel-Gleichung beschrieben: |Cijklljll – ρv2δik| = 0
Die Gleichung ergibt eine analytische Beziehung zwischen der Phasengeschwindigkeit v von elastischen Wellen und dem Elastizitätsmodul C_ijkl. Die Richtungs-Cosini sind durch l_i (mit i = 1, 2 oder 3) festgelegt, ρ ist die Materialdichte und δ_ik ist die Kronecker-Deltafunktion.
Die anisotrope Natur des harten Zahngewebes ist gut dokumentiert. Zahnschmelz, die harte schützende Substanz, die die Zahnkrone bedeckt, ist das härteste biologische Gewebe im Körper, um Brüchen während des Kauvorgangs (Kauen) zu widerstehen. Zahnschmelz ist aus etwa 96% anorganischem Mineral in Form von Hydroxyapatit und 4% Wasser und organischem Stoff aufgebaut. Hydroxyapatit ist ein kristallines Kalziumsphosphat, das auch in Knochen, Dentin und Zement zu finden ist. Wie 1 zeigt, ist Zahnschmelz aus Stäben 10 zusammengesetzt, die von ihrem Ursprung an dem Dentin-Zahnschmelz-Übergang zur äußeren Oberfläche des Zahnes verlaufen. Der Stab selbst ähnelt von der Form her einem Schlüsselloch, was es einzelnen Stäben erlaubt, eine starke verzahnte Struktur zu bilden. Der Kopf des Stabes hat einen Durchmesser von etwa 5 μm, während sein Schwanz nur etwa 1 μm misst. Jeder Stab ist mit Kristallen gefüllt, deren Ausrichtung 12 entlang dem Stab variiert. Am Kopf des Stabes sind diese Kristalle annähernd parallel zur Stabachse, während nahe des Schwanzes des Stabes die Kristalle beinahe senkrecht zur Stabachse ausgerichtet sind. Variationen der elastischen Eigenschaften des Zahnschmelzes werden durch Messung der Rayleigh-Geschwindigkeit als eine Funktion der Ausrichtung mit den Zahnschmelzstäben mit einem akustischen Mikroskop quantifiziert. Es wurde festgestellt, dass bei diesen Messungen die Rayleigh-Geschwindigkeit um fast 5% schwankte. In jüngerer Zeit wurde ein dreidimensionales Finite-Elemente-Modell für die prismatische Natur von Zahnschmelz entwickelt, das die Steifigkeit sowohl entlang als auch quer zu den Stäben vorhersagte, und es wurde festgestellt, dass der Elastizitätsmodul sowohl mit der Richtung als auch mit dem Volumenanteil dramatisch variiert. Genauer ausgedrückt wird die Abweichung des Elastizitätsmoduls bei annähernd ±10% parallel und ±60% senkrecht zur Ausrichtung der Kristalle geschätzt.
Wie 2 zeigt, ist Dentin 20 das harte Gewebe, das den Körper eines Zahnes bildet. Anders als Zahnschmelz, der eine beinahe weiße Farbe hat, erscheint Dentin beinahe gelblich. Dentin ist ein lebendes Gewebe, das normalerweise nicht der Umgebung in der Mundhöhle ausgesetzt ist. Wie Knochen ist Dentin hauptsächlich aus einer organischen Matrix aus Kollagenfasern (20%), anorganischen Hydroxyapatit-Kristallen (70%) und etwa 10% Wasser aufgebaut. Mit 20% weniger Mineral als Zahnschmelz 22 ist Dentin weicher und leicht elastisch. Dentin 20 selbst wird auf der Basis der Zeit seiner Entwicklung und der histologischen (mikroskopischen) Eigenschaften des Gewebes als primäres, sekundäres und tertiäres eingeteilt. Primäres Dentin ist der Hauptbestandteil der Krone und der Wurzel, während sekundäres Dentin sich nur nach dem Zahndurchbruch (das heißt wenn der Zahn zu funktionieren beginnt) bildet und an die Pulpa angrenzt. Tertiäres oder reparatives Dentin schließlich tritt in Reaktion auf das Vorhandensein einer Verletzung der Pulpa 24 auf. Die Struktur des Dentins 20 ist aus S-förmigen Röhrchen aufgebaut, die von dem Dentin-Zahnschmelz-Übergang zum Dentin-Pulpa-Übergang verlaufen. Jedes dieser Röhrchen hat einen Durchmesser von etwa 1–3 μm und ist von einer Matrix aus nadelförmigen Hydroxyapatitkristallen in einer Proteinmatrix umgeben, die hauptsächlich aus Kollagen aufgebaut ist.
Der dritte Bestandteil eines Zahnes ist die Pulpa 24, bei der es sich um das weiche Bindegewebe handelt, das in dem zentralen Abschnitt jedes Zahnes angeordnet ist. Sie ist sowohl aus einer Krone (Kronenteil) und einer Wurzel (Wurzelteil) aufgebaut. Die Pulpa 24 enthält spezialisiertes Bindegewebe, das aus dünnwandigen Blutgefäßen, Nerven und Nervenenden zusammengesetzt ist, die in dem Dentin 20 eingeschlossen sind.
Um die Analyse zu vereinfachen, werden Zahnschmelz, Dentin und Pulpa als elastisch isotrop charakterisiert. Für isotrope Materialien müssen nur zwei Massenwellen berücksichtigt werden, nämlich in Längsrichtung und scherend. Durch die Christoffel-Gleichung lässt sich zeigen, dass die Geschwindigkeit dieser beiden Wellen gegeben ist durch:
worin E der Elastizitätsmodul und μ der Schermodul ist. Die Schallgeschwindigkeit und die Dichte für die verschiedenen Bestandteile eines Zahnes sind in Tabelle 1 aufgeführt. Wenn eine beliebige mehrphasige Struktur, wie zum Beispiel ein Zahn, beurteilt wird, müssen sowohl die Schallgeschwindigkeit als auch die Schallimpedanz jeder Schicht berücksichtigt werden. Die Schallimpedanz Z ist definiert als: Z = √Eρ = ρvlängs
Wenn eine Schallwelle von einem Medium in ein anderes übergeht (das heißt von dem Zahnschmelz in das Dentin), wird ein Teil der Welle reflektiert und der verbleibende Teil wird (unter Vernachlässigung anderer Verluste) übertragen. Die Intensität der reflektierten Schallstrahlung I_r unter der Annahme einer ebenen Wellenausbreitung an der Grenzfläche zwischen zwei unterschiedlichen Medien mit Schallimpedanzen Z₁ Z₂ ist gegeben durch:
worin Γ der Reflexionskoeffizient ist und I_i die Intensität der einfallenden Strahlung. Aufgrund der Energieerhaltung ist die Intensität der übertragenen Schallstrahlung I_t: It = Ii – Ir
Die Kenntnis der relativen reflektierten und übertragenen Intensitäten an jeder Materialgrenzfläche in einer Zahnstruktur hilft bei der Interpretation der endgültigen Ultraschallwellenform.
Eine effiziente Ultraschallerzeugung ist von den Absorptionseigenschaften des Materials bei der optischen Wellenlänge des Impulslasers abhängig. Zahnschmelz und Dentin haben eine starke Absorption in dem 9-11μm-Bereich aufgrund des Phosphats in dem Kohlenstoff-Hydroxyapatit (CAP). Absorptionskoeffizienten von 5500, 8000, 1125 und 825 cm^–1 bei 9,3, 9,6, 10,3 bzw. 10,6 μm wurden festgestellt. Diese entsprechen Absorptionstiefen zwischen 1,25 und 12 μm.
Wie 3a zeigt, wird ein Impuls-CO₂-Laser 30 (10,6 μm mit einer Anstiegszeit von 50 ns) verwendet, um Schallwellen in einem menschlichen Zahn 32 zu erzeugen. Der Impulslaser 30 ist durch eine Linse 34 auf eine Punktgröße in der Größenordnung einiger Zehn Mikron auf der Zahnoberfläche fokussiert. Die Ausgangsleistung des Impulslasers 30 wird unter Verwendung einer Polarisierungsoptik geregelt, um eine zerstörungsfreie (thermoelastische) Schallwellenerzeugung sicherzustellen. Der Kurzimpulslaser arbeitet in einem Absorptionsbereich der Zahnstruktur. In einer anderen Ausführungsform können ein Dünnfilm oder eine Beschichtung auf der Zahnoberfläche angeordnet werden und der Kurzimpulslaser arbeitet dann in einem Absorptionsbereich des Dünnfilms oder der Beschichtung.
Die optische Erfassung der Schallwellenankunft wird unter Verwendung eines Laser-Vibrometers 36 erreicht. Das Ausgangssignal von dem Vibrometer 36 ist proportional zu der Oberflächenverschiebung des Zahnes 32. Ultraschallmessungen können in einer epizentralen Konfiguration genommen werden, in der die Quelle/Laser 30 und der Empfänger/Vibrometer 36 auf entgegengesetzten Seiten des Zahnes 32 sind. Des weiteren können Ultraschallmessungen genommen werden, bei welchen die Quelle/Laser 30 und der Empfänger/Vibrometer 36 auf der gleichen Seite des Zahnes 32 sind.
Das Ausgangssignal des Vibrometers 36 wird zu einem Hochgeschwindigkeits-Digitalisierungsoszilloskop 37 zur Aufzeichnung des Ultraschallereignisses geleitet. Die Erfassung der Ultraschallwellenform wird durch einen Hochgeschwindigkeits-Fotodetektor ausgelöst, der aus einer Fotodiode 38 und einem Ausgangskoppler 39 besteht, der eine Abtastung des Ausgangsimpulses des Impulslasers 30 sieht. Die Abtastung des Ausgangslaserimpulses erlaubt sehr exakte Laufzeitmessungen der Schallwellen. Ferner wurde eine Durchschnittswertbildung mehrerer Wellenformen vorgenommen, um den Rauschabstand (SNR) zu verbessern.
3b ist ein Ablaufdiagramm, das die in der vorliegenden Erfindung durchgeführten Schritte zeigt. Unter Verwendung der in 3a gezeigten Konfiguration werden Ultraschallwellen durch einen Impulslaser erzeugt 310. Der Strahl des Impulslasers wird in einem gewünschten Bereich auf die Oberfläche eines Zahnes fokussiert 320. Die Erfassung der resultierenden Schallwellenformen innerhalb des Zahnes wird durch einen Hochgeschwindigkeits-Fotodetektor ausgelöst, der das Ausgangssignal des Impulslasers abtastet 330. Ein Laser-Vibrometer wird verwendet, um innerhalb der Zahnstruktur erzeugte Schallwellenformen optisch zu erfassen 340. Die von dem Laser-Vibrometer aufgezeichneten Daten werden anschließend zu einem Hochgeschwindigkeits-Digitalisierungsoszilloskop weitergeleitet 350. Die Abtastung des Impulslasers erlaubt dem Oszilloskop sehr exakte Zeitmessungen hinsichtlich der Entstehung des Ultraschallstrahles. Die erfassten Schallwellenformen werden anschließend bearbeitet, analysiert und von dem Oszilloskop angezeigt 360.
Die Verarbeitung der Resultate schließt die Analyse der Spitzenwerte und Täler der resultierenden Wellenformen gegen die Zeit ein. Bestimmte Eigenschaften einer Zahnstruktur können auf der Grundlage der Ankunftszeiten und der Amplitude der Ankunft von bestimmten Wellenformen bestimmt werden. Die Verarbeitung erfolgt durch eine Verarbeitungseinrichtung, die einen Computer enthält, der mit den Eigenschaften der normalen Zahnstruktur programmiert ist.
Ein Vorteil der vorliegenden Erfindung ist ihre Fähigkeit, den Gesundheitszustand der gesamten Zahnstruktur zu beurteilen. Eine Anwendung liegt darin, dass es möglich ist, die Grenzflächen der verschiedenen, in einem Zahn natürlich vorkommenden Übergänge aufzulösen. Darüberhinaus können wertvolle Diagnoseinformationen dadurch bestimmt werden, dass man die Dicken der verschiedenen Bestandteile kennt oder zumindest schätzt, die einen Zahn bilden. Beispielsweise ist erforderlich, die Ränder einer Reparaturstelle abzubilden, um eine mangelhafte Verbindung oder Hohlräume zwischen dem Reparaturmaterial und dem Dentin zu erfassen. Mit herkömmlichen Röntgentechniken ist es schwierig, Risse zu erfassen und Grenzflächen zwischen harten Medien sichtbar zu machen. Der Grund dafür liegt darin, dass Röntgen nur eine zweidimensionale Projektion der internen Struktur (das heißt eine Silhouette) ergibt. Darüberhinaus ist ein hochauflösendes Abbildungsverfahren erforderlich, um Zahnzerfall in dem frühen Stadium zu erfassen. Wenn der Zerfall früh genug erfasst werden kann, kann der Prozess überwacht werden und intervenierende Maßnahmen, wie zum Beispiel Fluoridspülungen und kontrollierte Diät können eingeleitet werden, was dazu beitragen kann, dass sich der Zahn selbst remineralisiert. Gegenwärtig verwendete Röntgen-Abbildungstechnik ist nicht in der Lage, den Verfall in einem ausreichend frühen Stadium zu erfassen, um eine invasive Kavitätspräparation, gefolgt von einer Reparatur mit einem synthetischen Material zu vermeiden. Laser-Ultraschall kann verwendet werden, um frühe Stadien des Verfalls sowohl in dem Körper als auch auf der Oberfläche des Zahnes zu entdecken. Zu weiteren klinischen Anwendungen zählen die Sichtbarmachung von Wurzelhautdefekten, die Lokalisierung von intraossealen Läsionen und die Bestimmung des Ausmaßes der knöchernen Integration zwischen einem Zahnimplantat und dem umgebenden Knochen.
Zur besseren Verdeutlichung der vorliegenden Erfindung werden die Ergebnisse der Verwendung der vorliegenden Erfindung an einem Zahnphantom und einem extrahierten menschlichen Schneidezahn dargelegt und erörtert.
Ein Mittel, die von einer tatsächlichen Zahnstruktur erhaltene Schallsignatur besser zu verstehen, ist der Aufbau eines Zahnphantoms, das aus akustisch ähnlichen Materialien hergestellt ist. Ein Querschnitt eines extrahierten menschlichen Schneidezahns ist in 4 gezeigt. Der Zahnschmelz 40, das Dentin 42, die Pulpa 44 und eine Amalgamfüllung 46 sind markiert. Um den Aufbau zu vereinfachen, wurde ein separates Zahnphantom für vier verschiedene Schallwege durch den Zahnschnitt konstruiert. Diese Wege schließen Zahnschmelz, Zahnschmelz/Amalgam/Zahnschmelz, Zahnschmelz/Dentin/Zahnschmelz und Zahnschmelz/Dentin/Pulpa/Dentin/Zahnschmelz ein.
Materialien mit ähnlichen Schallgeschwindigkeiten und -impedanzen wie die verschiedenen Bestandteile eines echten Zahnes sind in Tabelle 1 aufgeführt. Relativ gute Übereinstimmungen wurden für Zahnschmelz, Pulpa und Amalgam gefunden. Nur eine Übereinstimmung für Dentin erwies sich als schwierig. Wie Tabelle 1 zeigt, hat Zinn sehr ähnliche Schallgeschwindigkeiten, jedoch eine wesentlich höhere Schallimpedanz. Diese größere Impedanz ergibt nicht die gewünschten Grenzflächeneigenschaften zwischen den verschiedenen Bestandteilen des Zahnphantoms. Borsilicatglas andererseits hat wesentlich schnellere Schallgeschwindigkeiten, jedoch eine besser vergleichbare Schallimpedanz. Da es der Zweck dieser Untersuchung war, die Grenzflächeneigenschaften zwischen den unterschiedlichen Zahngeweben besser zu verstehen, wurden Ähnlichkeiten hinsichtlich der Schallimpedanz als wichtiger als Schallgeschwindigkeiten betrachtet. TABELLE 1
Ein Vergleich der Reflexionskoeffizienten zwischen den Grenzflächen eines echten Zahnes und denjenigen des Zahnphantoms ist in Tabelle 2 aufgeführt. TABELLE 2
Ein Impuls-CO₂-Laser wird verwendet, um Schallwellen in dem extrahierten menschlichen Schneidezahn zu erzeugen. Das gemessene Zeitprofil eines CO₂-Lasers, das in 5a gezeigt ist, gibt eine Impulsanstiegszeit von 50 ns an. Ein bemerkenswertes Merkmal dieses Impulses ist der lange Schwanz (etwa 1,5 μs). Da nur der Anstieg des Anfangsimpulses für die Hochfrequenzkomponenten der Ultraschallwellen verantwortlich ist, wirkte sich dieser Schwanz nicht auf die Ultraschallmessungen aus.
Die Ultraschallerzeugung in den Zahnphantomen wird unter Verwendung eines Nd:YAG-Impulslasers (18 ns Impulsbreite) bewerkstelligt. Das gemessene Zeitprofil eines Nd:YAG-Impulses ist in 5b dargestellt. Die mangelhaften Absorptionseigenschaften von Aluminium in den Zahnphantomen bei 10,6 μm schlossen die Verwendung des CO₂-Lasers aus. In beiden Fällen sind die Impulslaser auf Punktgrößen in der Größenordnung von einigen Zehn Mikron fokussiert und die Ausgangsleistung des Impulslasers wird unter Verwendung einer Polarisationsoptik geregelt, um eine zerstörungsfreie (thermoelastische) Schallwellenerzeugung sicherzustellen.
Ein Pfad-stabilisiertes Interferometer des Michelson-Typs wird verwendet, um die Ultraschallwellen-Ankünfte in den Zahnphantomen zu erfassen. Dieser Interferometer-Typ ist für sub-Nanometer-Verschiebungsamplituden empfindlich, die für thermoelastisch erzeugten Ultraschall typisch sind. Michelson-Interferometer sind für Objekte mit Spiegelreflexionen von der Oberfläche des Objekts besser geeignet. In jedem Fall wird die vordere Oberfläche des Zahnphantoms poliert, um einen optimalen Betrieb des Interferometers zu gewährleisten. Da Zähne keine Spiegelreflexion aufweisen, wird ein anderes Erfassungsschema umgesetzt. Zu den für diffus reflektierende Oberflächen geeigneten optischen Erfassungsschemata zählen Fabry-Perot-, Mach-Zender-, fotorefraktive Interferometer und Interferometer mit optischer Rückkopplung sowie verschiedene Arten von Laser-Vibrometern. Für diese Messungen wird ein handelsübliches Laser-Vibrometer verwendet. Wie bei dem Michelson-Interferometer hat dieses Laser-Vibrometer ein zur Oberflächenverschiebung proportionales Ausgangssignal.
ERGEBNISSE ZAHNPHANTOM
6a zeigt eine gemessene thermoelastische Ultraschallwellenform von einem Stück Aluminium (8,5 mm dick). Dies stellt eine ideale Wellenform durch den Zahnschmelz eines Zahnes dar, wenn der Zahnschmelz tatsächlich isotrop wäre. Das Eintreffen der ersten Längswelle (L1) und Scherwelle (S1) sind markiert. Gestreutes Licht von dem Impulslaser bezeichnet den Beginn der Ultraschallwellenform. Dieser Anfangs-Laserimpuls ist auf allen Zahnphantom-Wellenformen sichtbar. Die Aluminium-Wellenform ergibt auch eine Grundlinie für die anderen drei Zahnphantom-Wellenformen (6b–d). Jede dieser Wellenformen ist aufgrund von Reflexionen an den Grenzflächen der verschiedenen Schichten der Zahnphantome deutlich unterschiedlich. Bei jeder Wellenform wurde der Durchschnitt aus 100 mal gebildet, um den Rauschabstand zu verbessern.
Die in 6b gezeigte gemessene Wellenform von dem zweiten Zahnphantom simuliert, was bei einem Zahn mit einer Amalgamreparatur (Füllung) gefunden würde. Dieses Phantom ist aus einem 1,95 mm dicken Stück Kupfer (Amalgam), das sandwichartig zwischen zwei Stücke Aluminium (Zahnschmelz), 1,95 mm und 1,25 mm dick, eingelegt ist, aufgebaut. Die erste Längs-Eintreffzeit t_L1 tritt auf bei
Die zweite Schallwellenankunft tritt auf, wenn die Längswelle das dünne Aluminiumstück (Zahnschmelz) nach der Reflexion an der Zahnschmelz-Amalgam-Übergangsstelle (EAJ) ein zweites Mal durchquert. Dieses zweite Eintreffen tritt auf bei:
Die nächsten beiden Schallwellenankünfte resultieren aus zusätzlichen Durchquerungen des dicken Stückes aus Aluminium und des Kupfers. In jedem Fall sind die Schallwellenankünfte in dem Zahnphantom ausgeprägter, als dies für einen echten Zahn erwartet würde, und zwar aufgrund des größeren Reflexionskoeffizienten an der Aluminium/Kupfer-Übergangsstelle (Γ = 0,176 gegenüber Γ = 0,081). Die erste Scher-Ankunft ist mit S1 bezeichnet.
Die Ultraschallwellenform für das Aluminium/Glas/Aluminium-(Zahnschmelz/Dentin/Zahnschmelz)-Zahnphantom ist in 6c dargestellt. Die erste Längs-Ankunft (L1) wird durch den Beginn der positiven Steigung in der Wellenform identifiziert. Wie bei dem vorhergehenden Phantom entspricht diese Ankunft einem direkten Schallweg für die Längswelle durch das Zahnphantom. In diesem Zahnphantom ist der erste Abschnitt aus Aluminium (Zahnschmelz) 1,95 mm dick, das Glas (Dentin) ist 3,3 mm dick und der letzte Abschnitt des Zahnschmelzes ist 1,25 mm dick. Die zweite Längs-Ankunft (DEJ1) tritt auf, nachdem die Längswelle den dünneren Abschnitt aus Zahnschmelz (Aluminium) nach der Reflexion an dem Dentin-Zahnschmelz(Glas/Aluminium)-Übergang (DEJ) ein zweites Mal durchquert. Nachfolgende Längswellenankünfte sind ebenfalls aufgrund der zusätzlichen Durchquerungen des dicken Stückes aus Zahnschmelz (Aluminium) und Dentin (Glas) nach Reflexionen an dem DEJ sichtbar. Die Amplitude jeder dieser Schallwellenankünfte ist kleiner als in dem vorhergehenden Zahnphantom aufgrund der engeren Übereinstimmung der Schallimpedanz der Materialien und des folgenden kleineren Reflexionskoeffizienten (Γ = 0,026). Der DEJ wäre in einem echten Zahn aufgrund des größeren Reflexionskoeffizienten (Γ = 0,18) stärker sichtbar.
Die in 6d dargestellte letzte Ultraschallwellenform zeigt das Zahnschmelz/Dentin/Pulpa/Dentin/Zahnschmelz-(Aluminium/Glas/Teflon/Glas/Aluminium-)-Zahnphantom. Dieses Zahnphantom ist aus 1 mm dicken Stücken aus Aluminium für den Zahnschmelz, 3,5 mm dicken Stücken aus Glas für das Dentin und einem 1,75 mm dicken Stück aus Teflon für die Pulpa aufgebaut. Der untere Rauschabstand dieser Wellenform wird der gesteigerten Komplexität und Dicke dieses Zahnphantoms im Vergleich zu den drei vorhergehenden zugeschrieben. Wie vorher entspricht die erste Längswellenankunft (L1) einem einzelnen Durchgang der Längswelle durch das Phantom. Die nächsten beiden Schallwellenankünfte (DEJ) entsprechen zusätzlichen Durchgängen durch den Zahnschmelz (Aluminium). Wie vorstehend sind diese Reflexionen aufgrund des kleinen Reflexionskoeffizienten an dem Übergang sehr klein. Die nächste Schallwellenankunft entspricht einer Reflexion an dem Dentin-Pulpa-Übergang (DPJ). Die Amplitude dieser Reflexion ist aufgrund des größeren Reflexionskoeffizienten weit stärker ausgeprägt.
ERGEBNISSE MENSCHLICHER SCHNEIDEZAHN
Laser-basierende Ultraschallmessungen wurden an einem extrahierten menschlichen Schneidezahn durchgeführt. Vor den Messungen wurde der Zahn in einer physiologischen Salzlösung gelagert, um dazu beizutragen, die mechanischen Eigenschaften des Zahngewebes zu erhalten. Nachdem die Messungen vollendet waren, wurde der Schneidezahn entlang der Ausbreitungsrichtung der Ultraschallwellen gespalten, um die Position der internen Grenzflächen innerhalb des Zahnes zu bestimmen. Ein Querschnitt des Schneidezahns ist in 7 gezeigt, in der der Zahnschmelz 70, tote Trakte 72, Dentin 74, Pulpa 76 und Zement 78 dargestellt sind. Der Dentin-Zahnschmelz-(DEJ), Dentin-Pulpa-(DPJ) und Dentin-Zement-(DCJ)-Übergang sind ebenfalls sichtbar. Zusätzlich ist ein Dentinbereich vorhanden, der tote Trakte enthält. Ergebnisse von Messungen, die an vier verschiedenen Stellen durch den Zahn vorgenommen wurden, sind hier dargestellt. Die Messstellen sind in 7 mit (1), (2), (3) bzw. (4) bezeichnet. Des weiteren ist die Dicke jeder harten und weichen Zahnschicht in Tabelle 3 aufgeführt. TABELLE 3
8a–8d zeigen die Schallwellenformen, die an den in 7 gezeigten Messstellen jeweils bestimmt wurden.
Die erste Messstelle wurde durch den oberen Abschnitt des Zahnes genommen und ihre Wellenform ist in 8a gezeigt. In diesem Bereich würde sich ein gerader Weg durch den Zahn nur durch Zahnschmelz ausbreiten. Die erste Längs-Schallwellenankunft (L) tritt bei etwa 1,08 μs auf, was geringfügig länger als die unter der Annahme einer Längsgeschwindigkeit von 6,25 mm/μs erwarteten 0,98 μs (siehe Tabelle 2) ist. Wie vorstehend erörtert ist es jedoch bekannt, dass die Wellengeschwindigkeit in Zahnschmelz aufgrund der anisotropen Natur der elastischen Eigenschaften variiert. Die Anisotropie ist in diesem Bereich des Zahnes besonders ausgeprägt, da sich die Ultraschallwellen sowohl parallel als auch senkrecht zu den Zahnschmelzstäben ausbreiten. Ein interessantes Merkmal dieser Wellenform ist das Vorhandensein von zwei großen Schallwellenankünften und bei 1,48 μs und 1,98 μs. Diese Ankünfte werden der Schallwellenstreuung von der oberen Oberfläche des Zahnes zugeschrieben, die unmittelbar oberhalb der Messstelle liegt. Dieses Phänomen verdeutlicht die Schwierigkeiten bei der Interpretation von Körpermessungen nahe Grenzflächen. Die Schallwellenankunft bei 2,2 μs liegt sehr nahe an der erwarteten Wellenankunftszeit der ersten Scherwelle (S). Schallwellenankünfte bei 2,5 μs und später entsprechen Reflexionen und Streuung von der internen Struktur des Zahnes und lassen sich nicht ohne weiteres interpretieren.
Die zweite Messstelle liegt annähernd 4 mm unterhalb der Oberseite des Zahnes und ihre Wellenform ist in 8b dargestellt. In diesem Bereich breiten sich die Schallwellen durch zwei DEJs und einen Bereich toter Trakte in dem Dentin aus. Die erste Längsankunft (L) tritt bei etwa 1,8 μs auf. Diese Zeit entspricht einer plötzlichen negativen Veränderungen der Neigung. Ferner ist in der Wellenform eine Wellenankunft markiert, die bei 2,03 μs auftritt (durch eine positive Neigungsänderung bezeichnet). Als Grund dafür wird ein zusätzlicher Umlauf durch den Zahnschmelz auf der linken Seite des Dentins vermutet, der durch Reflexionen an dem DEJ verursacht wird. Diese Ankunft ist ausgeprägter als in dem Zahnphantom (6b) aufgrund des größeren Reflexionskoeffizienten an dem DEJ. Die vorhergesagte Ankunftszeit für diese Reflexionen an dem DEJ ist 1,9 μs. Die Schallwellenankunft bei 2,25 μs wird Reflexionen an den Grenzflächen der toten Trakte zugeschrieben. Tote Trakte sind durch den Tod von Odontoblasten gekennzeichnet, was zu Dentinröhrchen führt, die Abfall und Hohlräume aufweisen. Aus diesem Grund erscheinen tote Trakte schwarz, wenn Zähne geschnitten und im Durchlicht betrachtet werden. Man erwartet, dass das Vorhandensein von Abfall und offenen Räumen in den Röhrchen die mechanischen Eigenschaften des Dentins wesentlich beeinflusst, was zu großen Reflexionen an den tote Trakte-Übergängen (DTJ) führt. Dieser Unterschied der mechanischen Eigenschaften trägt zu der großen Schallwellenankunft bei (ähnlich dem, was an dem Dentin-Pulpa-Übergang zu sehen ist). Der DTJ ist wahrscheinlich auch für die nächste Schallwellenankunft bei 2,9 μs verantwortlich. Die letzte markierte Wellenankunft bei 3,27 μs entspricht der erwarteten Ankunftszeit für die Scherwelle (S) von 3,2 μs. Auch hier sind einige Schwankungen zwischen den vorhergesagten und gemessenen Schallwellenankunftszeiten zu erwarten, obgleich nun die Ausbreitungsrichtung weit gehend parallel zur Ausrichtung der Zahnschmelzstäbe ist. In diesem Bereich des Zahnes verlaufen die Dentinröhrchen beinahe senkrecht zur Ausbreitungsrichtung der Wellen.
Die dritte Messstelle liegt wesentlich weiter unten am Zahn und ihre Wellenform ist in 8c dargestellt. In diesem Bereich laufen die Schallwellen durch Dentin, Pulpa und eine geringe Menge Zement. Die mechanischen Eigenschaften (das heißt Schallwellengeschwindigkeiten und Dichte) von Zement sind nicht bekannt. Für Analysezwecke wird angenommen, dass die mechanischen Eigenschaften von Zement ähnlich denjenigen von Zahnschmelz sind. Auf der Grundlage dieser Annahme wird die erste Längswellenankunft bei 1,1 μs erwartet, was geringfügig länger als die gemessene Ankunftszeit von 0,94 μs ist. Diese verzögerte Ankunftszeit wird sowohl einer Verschlechterung der mechanischen Eigenschaften der Pulpa sowie der Ungewissheit hinsichtlich der mechanischen Eigenschaften des Zements zugeschrieben. Eine zweite schwache Ankunft ist bei 1,27 μs zu erkennen (gekennzeichnet durch die Neigungsänderung der Wellenform). Diese Ankunft fällt mit der erwarteten Reflexion an dem DCJ zusammen. Die nächsten drei erkennbaren Merkmale treten bei 1,54 μs, 1,98 μs und 2,17 μs auf. Aufgrund der Amplitude dieser Wellenankünfte wird angenommen, dass sie durch Reflexionen an dem DPJ bedingt sind. Die nächste Wellenankunft bei 2,48 μs liegt sehr nahe an der für die Ankunft der ersten Scherwelle bei 2,2 μs erwarteten und zeigt die erwartete plötzliche Neigungsänderung, wie sie bei dem Dentin/Pulpa/Dentin-Zahnphantom bei der Scherwellenankunft festgestellt wurde.
Die vierte Messstelle liegt nahe der Basis des Schneidezahns und ihre Wellenform ist in 8d dargestellt. An dieser Stelle lief die Schallwelle durch zwei Schichten aus Zement und Dentin sowie eine einzelne Schicht Pulpa. Die erste Längsankunft (L) tritt bei etwa 1,23 μs auf, was erneut langsamer als die erwartete Ankunftszeit von 0,95 μs ist. Die nächste Ankunft tritt bei 1,52 μs auf und ist durch Reflexionen an dem DPJ bedingt. Anders als bei der Messung an der dritten Stelle sind nur zwei Wellenankünfte durch Reflexionen an dem DPJ bedingt, da die gesamte Durchgangszeit in der Pulpa und dem Dentin auf der linken Seite der Pulpa identisch ist. Die abschließende Ankunft ist durch die Hauptscherwelle (S) bedingt und tritt bei 2,34 μs auf. Wie auch bei der Längswelle ist diese Ankunftszeit langsamer als die vorhergesagte Zeit von 1,89 μs, was wiederum der Verschlechterung der Pulpa zugeschrieben wird.
Fehlerquellen sollten untersucht werden, um die Genauigkeit der Endergebnisse zu bestimmen. Es wurde geschätzt, dass der Fehler bei der Durchführung von Laser-Ultraschallmessungen geringer als 1% ist, wenn Phänomene, wie etwa Schalldiffraktion und Zeitablaufspräzision von der Laserausrichtung berücksichtigt werden. Für Messungen an speziell vorbereiteten Proben wurde ein Fehler von 0,08% bei Dickenmessungen geschätzt. Für die hierin dargestellten Resultate ist der Fehler der Dickenmessungen größer, da ein Zahn eine sehr unregelmäßige Form hat und Ungewissheiten hinsichtlich des exakten Schallweges aufgrund einer möglichen Kippung des Zahnes während der Messung auftreten können. Es ist wahrscheinlicher, dass ein 3–4%-Fehler bei der Dickenmessung von Strukturen innerhalb eines Zahnes (das heißt des Zahnschmelzes, des Dentins, der Pulpa und des Zements) vorliegt. Ein weiterer Gesichtspunkt ist die Bestimmung der exakten Ankunftszeit der ersten Längswelle. Wie 8a–d zeigt, ist die Ankunftszeit der ersten Längswelle bedingt durch Rauschen in dem Laser-Vibrometersignal nicht immer deutlich. Dies wirkt sich jedoch nicht auf die Bestimmung von nachfolgenden Wellenankünften aus. Eine weitere Fehlerquelle ist die Unsicherheit der exakten Wellengeschwindigkeiten in den verschiedenen harten und weichen Zahngebieten. Der Elastizitätsmodul in Zahnschmelz ist sowohl von der Ausrichtung der Kristalle sowie von dem Volumenanteil abhängig und kann um über 10% variieren.
Bis ein besseres Verständnis für diese Faktoren vorliegt, wird eine vollständige Charakterisierung von Zahnschmelz schwierig sein. Das Problem wird jedoch stark vereinfacht, wenn Messungen in dem Zahnschmelz/Dentin-Bereich eines Zahnes vorgenommen werden. In diesem Bereich sind die Kristalle des Zahnschmelzes vorherrschend entlang der Richtung der Schallwellenausbreitung ausgerichtet, was die Ungewissheit des Elastizitätsmoduls reduziert. Dies ermöglicht es, exaktere Schätzungen der Zahnschmelzdicke durchzuführen. Die s-förmigen Röhrchen im Dentin tragen auch zu Ungewissheiten des Elastizitätsmoduls bei. Auch hier sind in bestimmten Bereichen diese Röhrchen parallel zur Ausbreitungsrichtung der Schallwellen ausgerichtet, was die Analyse vereinfacht. Auch mit den Ungewissheiten bei den Modulen zeigen die hier dargestellten Messungen, dass DEJ, DPJ, DCJ und DTJ unterscheidbar sind und Schätzungen der Dicke jeder dieser Strukturen vorgenommen werden können. Diese Schätzungen sind gegenwärtig unter Verwendung einer anderen bekannten Technik nicht möglich. Ferner wirken sich Ungewissheiten hinsichtlich der Dicke der Zahnstruktur nicht auf die Fähigkeit aus, Hohlräume innerhalb eines Zahnes zu entdecken.
Die Anwendung von Laser-Ultraschall auf die in vitro-Beurteilung der internen Struktur von Zähnen wurde hierin dargelegt und es wurde gezeigt, dass sie wesentliche Vorteile gegenüber den Arbeiten nach dem Stand der Technik aufweist. Bei Laser-Ultraschall wird ein Kurzimpulslaser verwendet, um in der Zahnstruktur zerstörungsfrei breitbandige Hochfrequenz-Schallwellen zu erzeugen. Anders als frühere Versuche, die interne Struktur von Zähnen unter Verwendung von herkömmlichen Kontaktwandlern zu charakterisieren, erfordert die Laser-Erzeugung von Ultraschall keine spezielle Oberflächenvorbereitung. Die Kenntnis der Schallwellengeschwindigkeiten in den und der Reflexionskoeffizienten zwischen den verschiedenen Zahnstrukturen erlaubt es, die interne Struktur des Zahnes zu rekonstruieren. Die optische Erfassung der Schallwellen bietet eine komplementäre kontaktlose Technik, für die keine spezielle Oberflächenvorbereitung erforderlich ist. Ein weiterer Vorteil der optischen Erfassung ist, dass die Erfassungs-Ausleuchtzone ohne weiteres auf einige zehn Mikron reduziert werden kann, was eine hohe räumliche Empfindlichkeit bei der Zahndarstellung ermöglicht.
In der vorliegenden Erfindung wurden die Dentin-Zahnschmelz-, Dentin-Pulpa- und Zement-Dentin-Grenzflächen aufgelöst. Es wurde gezeigt, dass die gemessenen Schallwellenankunftszeiten allgemein mit den erwarteten Ankunftszeiten übereinstimmen. Die größte Fehlerquelle in dieser Analyse ist wahrscheinlich durch die großen Variationen der mechanischen Eigenschaften der harten Zahngewebe bedingt. Die anisotrope Natur des Zahnschmelzes wurde gut dokumentiert. Diese Variationen werden die exakte Bestimmung der internen Struktur eines Zahnes immer in gewisser Weise erschweren. Gute Schätzungen von räumlichen Variationen in der Dicke der Zahngewebe wurden jedoch hierin dargelegt und diese Messungen haben gezeigt, dass die Technik der vorliegenden Erfindung in der Anwesenheit von Anomalien in einem Zahn, wie zum Beispiel toten Trakten, sehr empfindlich ist. Ferner war es möglich, die Dentin-Zahnschmelz-, Dentin-Pulpa- und Dentin-Zement-Grenzfläche sowie tote Trakte in dem Dentin aufzulösen.
In den folgenden Patentansprüchen sollen jegliche Einrichtungplus-Funktion-Absätze die hierin beschriebenen Strukturen als die angeführten Funktionen erfüllend einschließen und nicht nur strukturelle Äquivalente, sondern auch äquivalente Strukturen. Daher versteht es sich, dass die vorstehende Beschreibung eine Erläuterung der vorliegenden Erfindung darstellt und nicht als Einschränkung auf die offenbarten spezifischen Ausführungsformen auszulegen ist, und dass Modifikationen an den offenbarten Ausführungsformen sowie andere Ausführungsformen in den Schutzumfang der beigefügten Patentansprüche eingeschlossen sein sollen. Die Erfindung ist durch die folgenden Patentansprüche definiert.

Claims

Vorrichtung zum Beurteilen der Zahnstruktur unter Verwendung von Laser-basierendem Ultraschall, enthaltend: einen Impulslaser (30); eine Linse (34) zum Fokussieren des Strahles des Impulslasers (30) auf einen gewünschten Bereich auf der Oberfläche eines Zahnes (32), wodurch in der Körpermasse und auf der Oberfläche der Zahnstruktur Ultraschallwellen erzeugt werden; eine optische interferometrische Erfassungseinrichtung (36) zum optischen Erfassen der innerhalb und auf der Oberfläche der Zahnstruktur erzeugten Schallwellenformen; und ein Oszilloskop (37) zum Aufzeichnen der erfassten Schallwellenformen, gekennzeichnet durch eine Verarbeitungseinrichtung, die einen Computer zum Analysieren der Ankunftszeiten und Intensitäten von Wellenfronten innerhalb einer Wellenform aufweist, um die innere und/oder oberflächliche Struktur des Zahnes (32) zu beurteilen, welcher Computer mit Kenngrößen der normalen Zahnstruktur programmiert ist, wobei die Vorrichtung in einer Konfiguration angeordnet werden kann, in der der Laser (30) und die optische interferometrische Erfassungseinrichtung (36) auf der gleichen Seite des Zahnes (32) sind.
Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Impulslaser (30) aus einem Kurzimpuls-CO₂-Laser (30) besteht.
Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Impulslaser (30) aus einem Kurzimpuls-Laser (30) besteht, der so ausgelegt ist, dass er im Absorptionsbereich der Zahnstruktur arbeitet.
Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass sie ferner einen Hochgeschwindigkeits-Fotodetektor (38) enthält, der die Erfassung der Schallwellenformen innerhalb und auf der Oberfläche der Zahnstruktur auslöst, indem er das Ausgangssignal des Impulslasers (30) abtastet.