劉耀捷 荊兆君 江 泳

根管治療后大范圍牙體組織缺損的患牙通常采用樁核冠修復(fù)。樁核冠的遠(yuǎn)期預(yù)后與其抗折性能密切相關(guān)，影響樁核冠修復(fù)抗折性能的相關(guān)因素有：樁核的材料類型和尺寸、粘接劑、牙本質(zhì)肩領(lǐng)、冠部修復(fù)體類型、剩余牙體組織結(jié)構(gòu)、加載條件等［1］。Fokkinga 等［2］指出，加載角度可能會(huì)影響患牙的抗折性能。臨床上由于咬合狀態(tài)的復(fù)雜性，患牙的受力方向、角度和位置不盡相同，可能會(huì)對(duì)樁核冠修復(fù)后牙齒的力學(xué)性能產(chǎn)生影響，從而影響樁核冠修復(fù)患牙的治療預(yù)后。因此，有必要對(duì)受力角度和位置與患牙的抗折性能的關(guān)系進(jìn)行研究。

目前樁核冠修復(fù)生物力學(xué)常用的研究方法主要包括三維有限元分析法、光彈應(yīng)力分析法以及體外力學(xué)實(shí)驗(yàn)法。總結(jié)以往的樁核冠體外力學(xué)實(shí)驗(yàn)，實(shí)驗(yàn)對(duì)象多為各種途徑獲取的離體牙，樣本之間存在較大差異，結(jié)果的可比性和可靠性不明確，目前尚無標(biāo)準(zhǔn)化的樁核冠體外實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)可供參考［3］。

基于此，本研究擬采用一種與人牙本質(zhì)力學(xué)性能相近的材料，建立鑄造樁核冠修復(fù)上中切牙的體外模擬力學(xué)模型，研究不同加載位置與角度對(duì)修復(fù)后患牙抗折性能的影響。

1.材料和方法

1.1 主要實(shí)驗(yàn)材料和設(shè)備密胺材質(zhì)人工恒右上中切牙（日進(jìn)齒科材料昆山有限公司，中國(guó)）；0.9mm、1.0mm 直徑平行樁道預(yù)備車針（Para-Post Coltene，瑞士）；玻璃離子水門?。?M KetacCem EasyMix，美國(guó)）；硅橡膠印模材料（DMG Silagum，德國(guó)）；模型觀測(cè)儀（?？扑笰P100，中國(guó)）；自凝義齒基托樹脂（上海新世紀(jì)，中國(guó)）；電子數(shù)顯游標(biāo)卡尺（AIRAJ，德國(guó)）；電子萬能材料試驗(yàn)機(jī)（Instron 5969 50kN，美國(guó)）。

1.2 試件設(shè)計(jì)及分組

1.2.1 試件的材料選擇本研究以密胺材質(zhì)人工牙作為建立模擬力學(xué)模型的基礎(chǔ)。以往文獻(xiàn)研究顯示［4，5］，牙本質(zhì)是準(zhǔn)脆性材料，其抗拉伸性能遠(yuǎn)不如抗壓縮性能。 牙本質(zhì)的抗壓強(qiáng)度在275-300MPa 之間，拉伸強(qiáng)度在52-105MPa 之間，彈性模量在10.4-16.6GPa 之間，其抗壓強(qiáng)度與拉伸強(qiáng)度的比值約為3-6 左右。實(shí)驗(yàn)前經(jīng)材料力學(xué)性能測(cè)試，密胺的抗壓強(qiáng)度、拉伸強(qiáng)度、兩者比值和彈性模量均與牙本質(zhì)近似（見表1）。

表1 密胺材料與牙本質(zhì)的力學(xué)性能對(duì)比

1.2.2 試件模型參數(shù)的設(shè)置在數(shù)控加工編程軟件FreeForm Modeling Plus中導(dǎo)入人工牙的三維數(shù)據(jù)，建立上中切牙樁核冠預(yù)備體的模擬力學(xué)模型（見圖1）。設(shè)定試件全長(zhǎng)17.7mm，樁長(zhǎng)13mm，根尖封閉區(qū)4.7mm，試件中心設(shè)計(jì)髓腔預(yù)備洞形及樁道結(jié)構(gòu)，其截面形態(tài)近似橢圓形，根方最低處截面尺寸約為1.43mm*1.06mm，冠方最高處截面尺寸約為2.50*1.40mm，樁道呈均勻連續(xù)的錐形，近遠(yuǎn)中面牙本質(zhì)肩領(lǐng)高度3.5mm，牙本質(zhì)肩領(lǐng)厚度平均1.5mm，最小厚度不低于1mm。預(yù)備體邊緣為內(nèi)線角圓鈍的有角肩臺(tái)，寬約0.8mm。

圖1 模擬力學(xué)模型三維結(jié)構(gòu)數(shù)據(jù)

1.2.3 試件加工成形利用密胺材質(zhì)的人工恒右上中切牙（日進(jìn)齒科材料昆山有限公司，型號(hào)A5-500），通過數(shù)控加工編程軟件，根據(jù)樣件形狀、精度等要求設(shè)計(jì)對(duì)應(yīng)的加工程序，用日本makino公司的高速加工中心F3（ 加工精度為±0.005mm），裝載直徑0.8mm 的特制鎢鋼銑刀進(jìn)行切削加工，批量制成實(shí)驗(yàn)所需的標(biāo)準(zhǔn)試件。篩選并剔除存在加工缺陷的試件，用數(shù)顯游標(biāo)卡尺測(cè)量各組試件的尺寸數(shù)據(jù)（見表2）。經(jīng)方差分析，各項(xiàng)尺寸數(shù)據(jù)差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P＞0.05）。將試件于室溫（20-25℃）下干燥保存。

表2 各組樣本試件尺寸測(cè)量數(shù)據(jù)（mm）

1.2.4 樣本試件的分組用隨機(jī)數(shù)法將48個(gè)樣本試件隨機(jī)分為A、B兩個(gè)大組，分組依據(jù)為不同的加載角度，A 組：加載力方向與牙長(zhǎng)軸的夾角為45°，B 組：加載力方向與牙長(zhǎng)軸的夾角為60°；每組根據(jù)受載點(diǎn)位置不同再隨機(jī)分為1、2、3 三個(gè)亞組，每個(gè)亞組8個(gè)樣本，加載位置分別位于牙冠舌面切緣下3mm、5mm、7mm。

1.3 樣本制備

1.3.1 樣本包埋用3層聚四氟乙烯薄膜（厚度約0.2-0.3mm）由冠根交界下方2mm至根尖均勻平整包裹試件牙根表面。丙烯酸自凝樹脂調(diào)拌均勻后注入規(guī)格約20mm*20mm*20mm自制模具，在模型觀測(cè)儀和自制定位裝置引導(dǎo)下將試件牙垂直埋入自凝樹脂中，使包埋平面位于冠根交界處下方2mm（見圖2）。將模具置于冷水中以利于散熱，待包埋材料硬固后取出試件并去除占位薄膜，相應(yīng)空隙內(nèi)注入高流動(dòng)性硅橡膠印模材料（DMG Silagum，德國(guó)），在模型觀測(cè)儀和自制定位裝置引導(dǎo)下將試件牙二次包埋，用硅橡膠印模材料模擬牙周韌帶。

圖2 樣本定位包埋

1.3.2 樁核冠制作 依次采用直徑為0.9mm、1.0mm 的平行樁道預(yù)備車針（ParaPost Coltene，瑞士）將樁道內(nèi)壁表面精修光滑。隨機(jī)選取一個(gè)試件，制作標(biāo)準(zhǔn)形態(tài)樁核蠟型，預(yù)備體唇面高度8mm，常規(guī)包埋后采用鎳鉻合金鑄造完成，噴砂（110μm Al2O3，0.4MPa），高溫蒸汽清洗，干燥，玻璃離子水門汀（3M KetacCem EasyMix，美國(guó)）粘接樁核。為保證樁核形態(tài)尺寸一致，翻制硅橡膠指示陰模，復(fù)制該標(biāo)準(zhǔn)預(yù)備體切端及舌面形態(tài)，在指示陰模引導(dǎo)下完成其余試件樁核蠟型的制作并常規(guī)包埋鑄造、修整、調(diào)磨、噴砂、清洗、干燥及粘接。

在第一個(gè)樁核粘接24h 后，制作金屬全冠蠟型（唇面高度為10mm），采用鎳鉻合金鑄造金屬全冠，噴砂，清洗，干燥，粘接。同樣翻制硅橡膠指示導(dǎo)板以復(fù)制該全冠形態(tài)，重點(diǎn)是切端及舌面形態(tài)，并指導(dǎo)其余試件全冠蠟型的制作。測(cè)量記錄相關(guān)尺寸數(shù)據(jù)（見表3），經(jīng)方差分析，各項(xiàng)尺寸數(shù)據(jù)差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P＞0.05）。

表3 樁核冠試件尺寸數(shù)據(jù)（mm）

1.4 力學(xué)加載測(cè)試為避免加載過程中加載頭發(fā)生不必要的位移，在每個(gè)樣本試件加載點(diǎn)下方0.5mm 制作金屬托臺(tái)作為止點(diǎn)。將樣本試件用自制45°和60°夾具固定于萬能材料試驗(yàn)機(jī)上，加載頭直徑為2mm，于牙冠舌面相應(yīng)位置勻速加載，速率為1mm/min，加載直至樣本發(fā)生折斷，折斷時(shí)機(jī)通過試件突然出現(xiàn)碎裂或力值曲線呈斷崖式下降來判斷，記錄折裂載荷（N）及試件的折裂方式。折裂方式可以分為可修復(fù)性折裂（折裂發(fā)生于樹脂包埋平面之上）和不可修復(fù)性折裂（折裂發(fā)生于樹脂包埋平面以下或發(fā)生垂直向縱裂），根據(jù)裂紋走行可以分為橫向折裂、斜向折裂、縱向折裂。

圖3 靜態(tài)力學(xué)加載實(shí)驗(yàn)示意圖

1.5 統(tǒng)計(jì)學(xué)方法采用SPSS 26.0 處理數(shù)據(jù)，各組折裂載荷數(shù)據(jù)用Shapiro Wilk 檢驗(yàn)分析正態(tài)性，用Levene 檢驗(yàn)分析方差齊性，用雙因素析因設(shè)計(jì)的方差分析檢驗(yàn)各組間差異的顯著性及加載角度和位置的交互作用，用卡方檢驗(yàn)分析各組試件折裂形式的差異（檢驗(yàn)水準(zhǔn)α=0.05）。

2.結(jié)果

2.1 折裂載荷的對(duì)比加載過程中，A3 組的其中兩個(gè)樣本試件出現(xiàn)止點(diǎn)折斷的機(jī)械故障而使加載提前中止，所得數(shù)據(jù)不納入統(tǒng)計(jì)分析。經(jīng)檢驗(yàn)，各組折裂載荷數(shù)據(jù)符合正態(tài)分布且具有方差齊性。其中，A3組的折裂載荷平均值最高，B1組的折裂載荷平均值最低（見表4）。當(dāng)加載角度固定時(shí)，隨著加載位置由切端向頸部下移，折裂載荷值呈明顯的上升趨勢(shì)，各組之間差異具有高度統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P＜0.01）。當(dāng)加載位置固定時(shí)，隨著加載角度增大，最大載荷值有減小的趨勢(shì)，A1 和B1，A2 和B2，A3 和B3之間差異均具有高度統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P＜0.01）。

表4 各組折裂載荷值對(duì)比

2.2 加載角度和加載位置的交互影響分析加載位置和加載角度均對(duì)折裂載荷值有顯著影響，且兩者之間具有顯著的交互效應(yīng)（P＜0.01）（見表5）。

表5 加載位置和加載角度的交互影響分析

2.3 折裂方式的分析所有樣本試件均表現(xiàn)為低于樹脂包埋平面的不可修復(fù)性折裂。裂紋的走行均表現(xiàn)為自舌側(cè)至唇側(cè)的橫向折裂或斜向折裂，多位于根中1/3區(qū)域，無一發(fā)生縱向折裂（見表6）。經(jīng)檢驗(yàn)，各組之間的折裂形式?jīng)]有統(tǒng)計(jì)學(xué)差異（P＞0.05）（見表7）。

表6 各組折裂方式對(duì)比

表7 卡方檢驗(yàn)結(jié)果

3.討論

本實(shí)驗(yàn)使用密胺材質(zhì)人工牙數(shù)控加工的方法制備具有完整牙本質(zhì)肩領(lǐng)的樁核冠修復(fù)上頜中切牙的模擬力學(xué)模型，并通過研究加載角度和加載位置對(duì)其抗折性能的影響，對(duì)該模擬力學(xué)模型進(jìn)行了初步的應(yīng)用。以往文獻(xiàn)多采用各種途徑收集得來的離體人牙或牛牙作為力學(xué)實(shí)驗(yàn)試樣［6，7］。有研究指出，牛牙在組分和結(jié)構(gòu)方面與人牙本質(zhì)近似，可作為離體人牙的實(shí)驗(yàn)替代品［8］。然而，離體牙在形態(tài)、尺寸、內(nèi)部結(jié)構(gòu)、缺損形態(tài)、離體時(shí)間、儲(chǔ)存方式等方面存在較大的個(gè)體差異，可能會(huì)對(duì)實(shí)驗(yàn)結(jié)果產(chǎn)生較大影響。以天然牙實(shí)驗(yàn)得出的載荷力值的標(biāo)準(zhǔn)偏差可高達(dá)50%以上［9］。同時(shí)，在臨床上很難獲得足夠數(shù)量且均一性良好的離體牙。國(guó)外有學(xué)者用一種光固化復(fù)合樹脂制作牙根類似物，用于樁核冠修復(fù)力學(xué)性能的研究，其報(bào)道的折裂載荷的變異系數(shù)在15.6%-32.6%之間［10］。本實(shí)驗(yàn)采用的密胺材料，其抗壓強(qiáng)度、拉伸強(qiáng)度以及兩者的比值與人牙本質(zhì)類似，具備耐壓不耐拉的生物力學(xué)特性。此外，密胺人工牙可通過數(shù)控機(jī)械加工精確控制，在形態(tài)、尺寸和結(jié)構(gòu)上能大大提升樣本的一致性和可重復(fù)性，從而減少手工預(yù)備等非實(shí)驗(yàn)處理因素對(duì)實(shí)驗(yàn)結(jié)果造成的干擾。采用商品化密胺人工牙建立的具有完整牙本質(zhì)肩領(lǐng)的鑄造樁核修復(fù)上中切牙模擬力學(xué)模型，實(shí)驗(yàn)所得載荷值的變異系數(shù)為6.5%-16.6%，優(yōu)于采用離體牙試件的相關(guān)研究，也優(yōu)于其他利用牙根類似物模擬的體外研究［9-12］?？梢娎么朔椒ㄔO(shè)計(jì)的模擬力學(xué)模型，其良好的均一性可在一定程度上減少樣本間差異對(duì)于實(shí)驗(yàn)結(jié)果的影響，從而提高實(shí)驗(yàn)結(jié)果的可靠性。

本實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)了兩種特制固定夾具，用于控制靜態(tài)加載過程中加載頭與試件牙長(zhǎng)軸之間的角度。多數(shù)研究認(rèn)為，在上頜中切牙的靜態(tài)加載實(shí)驗(yàn)中，加載頭應(yīng)施加45°-50°的斜向載荷，以模擬正常Ⅰ類咬合關(guān)系時(shí)上下頜中切牙之間的成角［11,13］。據(jù)報(bào)道，在我國(guó)成年人群體中，上下頜中切牙間角平均為116°-132°之間［14］, 相當(dāng)于上頜中切牙受到咬合力與牙長(zhǎng)軸的交角為48°-64°。上頜中切牙位于牙弓前端，功能運(yùn)動(dòng)時(shí)受到外力多為傾斜側(cè)向力。錯(cuò)畸形、牙周炎、咬合創(chuàng)傷等原因常導(dǎo)致上前牙前傾移位，引起上下中切牙間角發(fā)生變化，有可能對(duì)樁核冠修復(fù)患牙的力學(xué)特性產(chǎn)生影響?；诖?，本實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)了45°和60°的加載角度，以研究不同加載角度與試件牙抗折性能及折裂方式之間的關(guān)系。結(jié)果顯示，當(dāng)加載位置保持恒定時(shí)，加載力與試件長(zhǎng)軸的夾角越大，即與試件長(zhǎng)軸越趨于垂直，其抗折性能越弱，受力后越容易發(fā)生折裂，該結(jié)論與Loney的離體牙研究結(jié)論相符［15］，即加載角度越接近牙長(zhǎng)軸，平均破壞載荷越大，反之則越小。另有研究表明，無論使用何種樁核材料或修復(fù)設(shè)計(jì)，施加斜向載荷實(shí)驗(yàn)組的抗折強(qiáng)度均低于軸向載荷組［16］。當(dāng)前牙受到唇舌向的水平側(cè)向力時(shí)最易發(fā)生折裂，受到切齦向力則不易折裂。當(dāng)從舌面向唇面加載時(shí)，加載力的水平分力會(huì)使受載牙根唇舌側(cè)產(chǎn)生有害的應(yīng)力集中，使唇側(cè)牙根及牙槽骨成為受載牙的轉(zhuǎn)動(dòng)軸心［17］。有限元應(yīng)力分析研究也發(fā)現(xiàn)，加載方向會(huì)顯著改變牙體內(nèi)部應(yīng)力的大小和分布。當(dāng)外力趨向于和牙長(zhǎng)軸垂直時(shí)，牙頸部應(yīng)力也隨之增大［18］。在水平載荷下，牙本質(zhì)的應(yīng)力集中最為明顯，樁核冠修復(fù)后牙齒產(chǎn)生的變形量和應(yīng)力峰值是垂直載荷下的兩倍以上［19］。由此可見，當(dāng)咬合力與牙齒長(zhǎng)軸的交角變大時(shí)，牙體內(nèi)部的應(yīng)力增大，整體的抗折性能下降，進(jìn)而對(duì)患牙的遠(yuǎn)期預(yù)后產(chǎn)生不利影響。

本實(shí)驗(yàn)還對(duì)各組試件牙的折裂方式進(jìn)行了分析。所有試件的折裂線均位于包埋樹脂平面以下，即發(fā)生了不可修復(fù)性折裂，該研究結(jié)果與既往離體牙的研究相符［22,23］。折裂線多起始于牙根舌側(cè)，向唇側(cè)和根尖方向延伸［24］。與以往相關(guān)的模擬研究［10］和離體牙研究［25］類似，折裂方式多表現(xiàn)為水平折裂或斜行折裂，折裂線大多位于試件牙根的頸1/3和中1/3區(qū)域，部分試件的折裂線延伸至根尖1/3。本實(shí)驗(yàn)所有試件均未出現(xiàn)臨床常見的牙根縱裂，這可能與牙本質(zhì)肩領(lǐng)的完整性有關(guān)。有研究表明，使用鑄造樁核修復(fù)并有2mm完整牙本質(zhì)肩領(lǐng)能夠顯著提高根管治療后上中切牙的抗折強(qiáng)度，且相比于牙本質(zhì)肩領(lǐng)缺失的患牙，可以減少受力后發(fā)生牙根縱裂的幾率［26］。本實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，加載角度和加載位置對(duì)于試件牙的折裂方式?jīng)]有顯著影響。這可能是由于鎳鉻鑄造樁核的彈性模量（154-210GPa）遠(yuǎn)大于試件牙的彈性模量，在受力時(shí)兩者彎曲變形量不一致，導(dǎo)致應(yīng)力分布不均勻，造成局部應(yīng)力集中并沿金屬樁向根尖方向傳導(dǎo)，繼而引起不可修復(fù)性根折。360°完整且高度、厚度充足的牙本質(zhì)肩領(lǐng)可以有效承擔(dān)更多的外部應(yīng)力，減少牙根縱向折裂的產(chǎn)生。但即使存在完整的冠部牙本質(zhì)肩領(lǐng)，依然不能阻止不可修復(fù)性折裂的發(fā)生，這也說明相對(duì)于牙本質(zhì)肩領(lǐng)，樁核材料可能是影響患牙折裂方式的更加關(guān)鍵的因素。

受實(shí)驗(yàn)條件所限，本研究存在一定的局限性。密胺試件雖經(jīng)標(biāo)準(zhǔn)化制備，仍無法完全模擬牙本質(zhì)的生物力學(xué)特性。天然牙本質(zhì)由于牙本質(zhì)小管的存在，通常被認(rèn)為是各向異性材料，而密胺材料為各向同性材料，因此基于密胺材料建立的體外力學(xué)模型所獲得的抗折力值尚不能作為臨床修復(fù)失敗臨界載荷值的唯一參考，其準(zhǔn)確性、有效性尚待進(jìn)一步研究和驗(yàn)證，但一定程度上可以預(yù)測(cè)牙齒抗折強(qiáng)度變化的趨勢(shì)。本實(shí)驗(yàn)使用的密胺材質(zhì)人工牙未模擬出正常的牙根形態(tài)，其對(duì)于樁核的粘接性能和力學(xué)傳導(dǎo)與天然牙也存在差異，可能會(huì)對(duì)實(shí)驗(yàn)結(jié)果特別是折裂模式產(chǎn)生一定影響，有待后續(xù)研究進(jìn)一步完善。另外，本實(shí)驗(yàn)采用靜態(tài)加載的方法研究抗折性能，而實(shí)際口腔環(huán)境和功能受力情況十分復(fù)雜，后續(xù)應(yīng)進(jìn)一步驗(yàn)證循環(huán)載荷下的疲勞力學(xué)特性。此外，體外力學(xué)實(shí)驗(yàn)僅為真實(shí)情況的簡(jiǎn)化模擬，若要得出更加符合臨床實(shí)際的結(jié)論，需結(jié)合相關(guān)的三維有限元應(yīng)力分析和大量的隨機(jī)臨床對(duì)照研究。

綜上所述，本研究利用力學(xué)性能與牙本質(zhì)近似的密胺材質(zhì)人工牙，建立了鑄造樁核冠修復(fù)上中切牙的體外模擬力學(xué)模型，并通過研究加載位置與加載角度對(duì)鑄造樁核冠修復(fù)上中切牙抗折性能的影響，對(duì)建立的模型進(jìn)行了初步的應(yīng)用。獲得的研究結(jié)論如下：1.在靜態(tài)加載條件下，加載角度和加載位置對(duì)鑄造樁核冠修復(fù)上中切牙的抗折性能有顯著影響，且兩者之間存在交互效應(yīng)。加載角度越接近牙齒長(zhǎng)軸，患牙的抗折強(qiáng)度越大；加載位置越靠近牙冠切緣，患牙的抗折強(qiáng)度越小。2.加載角度和加載位置對(duì)于鑄造樁核冠修復(fù)上中切牙的折裂模式?jīng)]有顯著影響，均呈現(xiàn)不可修復(fù)性折裂。3.臨床上鑄造樁核冠修復(fù)上中切牙時(shí)，除要考慮剩余牙體組織能否形成牙本質(zhì)肩領(lǐng)以外，還要考慮上、下前牙之間的咬合關(guān)系對(duì)遠(yuǎn)期療效的影響，在臨床中應(yīng)當(dāng)充分評(píng)估擬修復(fù)牙的咬合狀態(tài)，選擇合適的樁核冠修復(fù)方案。