Ti2448分裂型根管樁對上頜中切牙應力分布影響的三維光彈應力分析

曹 曼，張春寶，高 勃

(第四軍醫大學口腔醫學院，陜西西安 710032)

樁核冠是臨床上常用的修復殘根方式，樁的材料以及樁體形態設計可以直接影響樁核冠修復效果。根管樁材料主要包括金屬樁、纖維樁和瓷樁。瓷樁雖然在美觀、生物相容性以及力學性能方面表現良好，但整體機械強度不如金屬樁且折斷率高，二次修復比較困難。纖維樁的彈性模量與牙體組織接近，在受力時可先于牙體組織發生折裂，從而起到保護牙體組織的作用。但也有承受反復的載荷和位于潮濕環境時會發生降解，與樹脂粘結劑之間粘結的不確定性等缺點。金屬樁具有良好物理特性和便于鑄造及加工等優點，但由于金屬的彈性模量遠高于牙本質，樁的末端會集中過多的應力，最終導致根折。有許多研究表明彈性模量接近于牙本質的根管樁材料可以達到保護牙根防止折裂的效果［1－2］。預成根管樁主要有平行樁、錐形樁和末端錐形樁3種基本形態。Standlee［3］等發現平行樁的抗拉強度、切應力和抗扭轉能力都優于錐形樁。一般情況下，平行樁不易導致根折，并且應力沿著樁的長軸均勻分布。然而，平行樁需要去除更多的牙體組織，不太適合牙根細小者。錐形樁雖可減少牙體組織的去除，但在根尖部會產生應力集中，導致牙根垂直折裂。末端錐形樁綜合了以上兩種形態的優點，樁的體部為平行，末端為錐形，這既達到了固位的要求，又保存了牙體組織［4］。

Ti2448(TNZS)合金是一種低彈性模量(鍛造33 GPa，鑄造42 GPa)的鈦合金，并且彈性模量與牙體組織接近，彌補了金屬樁彈性模量高及纖維樁強度低的缺點。本研究采用Ti2448合金參照Flexi－Flange系統設計樁體形態，其最大特點為樁體的下半部分有一裂隙形態，并利用三維光彈應力分析法，研究低彈性模量Ti2448分裂型根管樁對牙根應力分布的影響。

1 材料和方法

1.1 材料和設備

E－44環氧樹脂(藍星新材料無錫樹脂廠);順丁烯二酸酐(固化劑，天津市福晨化學試劑);鄰苯二甲酸二丁酯(交聯劑，天津市東正精細化學試劑廠);模具硅橡膠及交聯劑(上海晨光橡膠研究所);甘油(天津市致遠化學試劑有限公司);Ti2448合金(中國科學院沈陽金屬研究所);Co－Cr合金(上海日進齒科材料有限公司);3號纖維樁(3M公司Rely X Fiber Post，美國);409－Ⅱ型偏振光彈儀(上海晨光橡膠研究所);XMT626可編程電熱鼓風恒溫干燥箱(重慶威爾實驗設備有限公司)。

1.2 烤瓷冠制作

選用與王惠蕓所測量的人上頜中切牙形態數據 (冠、根長分別為11 mm、12 mm)相接近的離體上頜中切牙1個，常規烤瓷全冠預備，并制作烤瓷冠。水平截冠，保留1.5 mm牙本質肩領，所得冠、根分別作為殘根、樁核的原始模型。

1.3 鑄造金屬樁的制作

以Rely X 3號纖維樁為原型，硅橡膠取模，翻制蠟型，分別包埋鑄造鈷鉻合金、Ti2448根管樁各12個。打磨、拋光后，使各樁的長度為14 mm，并使其位于樁道內的長度為9 mm。分別取鈷鉻合金、Ti2448根管樁各6個切割出裂隙，裂隙高度及寬度分別為 4.5 mm 及 0.3 mm［5］(圖 1)。

圖1 分裂樁圖片

1.4 鈷鉻合金樁道形態的制備

取殘根原始模型，以RelyX Fiber Post3號鉆針預備長為9 mm的樁道。瓊脂取樁道形態，翻制蠟型，包埋鑄造鈷鉻合金樁24個。打磨、拋光，使各樁長度為14 mm，并標記使其位于樁道內的長度為9 mm。

1.5 環氧樹脂上頜中切牙殘根的制備

取上述鈷鉻合金樁道1個，在其冠端固定一直徑約1 cm的球形自凝塑料柄，將樁道豎直固定于水平紅蠟片中，自凝塑料柄與樁體部分別在紅蠟片的兩側，樁與殘根固定后將其用模具硅橡膠包埋，脫模后將樁與殘根分離并取出殘根，制得殘根硅橡膠陰模。將蠟熔化灌注于殘根硅橡膠陰模中，并使樁復位于熔化的蠟中。為保證能良好復位，包埋前在紅蠟片上固定3個細木棒，使其3點連線形成三角形，木棒接觸容器底部，待蠟凝固后分離樁與紅蠟殘根，即可制得一個帶樁道的殘根蠟型，重復此過程制得帶樁道的殘根蠟型24個。參照阮堅勇［6］的方法制備孔徑與樁徑一致的24孔、2 mm厚有機玻璃板。將24個鈷鉻合金樁道穿過板孔垂直固定于有機玻璃板上，并保證露出樁根部長度正好為樁道的9 mm。帶樁道的殘根蠟型倒扣固定于樁根部，分離面與有機玻璃板面緊密接觸，隨后將有機玻璃板置于一平底容器的底部，并用硅橡膠包埋。脫模后制得24個殘根蠟型的硅橡膠陰模。環氧樹脂混合溶液以環氧樹脂:順丁烯二酸酐:鄰苯二甲酸二丁酯=100∶25∶5的比例配置，澆注于24個殘根蠟型的硅橡膠陰模中，初步固化成型后脫模，按二次固化溫度曲線進行固化，再按退火曲線退火以確保無初應力。

1.6 環氧樹脂牙槽骨模型的制作

制作5 cm×4 cm×6 cm的立方形有機玻璃圍框。將殘根蠟型以間隙涂料預留牙周膜厚度0.2 mm，以大頭針固定于蠟片上，殘根分離面與蠟片緊密貼合。殘根蠟型位于圍框底部中央，灌注超硬石膏，凝固后脫模，制得預留了牙周膜間隙的牙槽骨石膏模型，再用硅橡膠取上述石膏模型的陰模，脫模后，制得預留了牙周膜間隙的牙槽骨硅橡膠陰模。環氧樹脂混合溶液以環氧樹脂∶順丁烯二酸酐∶鄰苯二甲酸二丁酯=100∶20∶5的比例配制并注入牙槽骨硅橡膠陰模內，初步固化成型后脫模，按二次固化溫度曲線進行固化，再按退火曲線退火以確保無初應力。重復此過程制得模型24個。

1.7 各部件光彈模性的組合

取上述環氧樹脂牙槽骨模型，在牙槽窩內注入室溫硫化硅橡膠，真空脫泡后，將環氧樹脂牙根插入牙槽窩內，待硅橡膠完全熟化后，用一定量的復合樹脂分別將各種金屬樁粘固于殘根的樁道內，待樹脂完全結固后，以樁核原始模型制作樹脂核，并粘結烤瓷冠。

1.8 光彈模型的加載及凍結

分別取鈷鉻合金、Ti2448兩種材料制作的分裂型、不分裂型根管樁的樁核冠修復體各6個，并各隨機分為垂直加載和45°斜向加載兩組，分別用石膏固定于加載架的底座上，并保證垂直加載時牙體長軸與地面垂直，斜向加載時牙體長軸與地面成45°。以1 kg的載荷分別加載于不同組的相應部位(垂直加載組加載于冠的頂端，斜向加載組加載于冠的舌側中部)。然后將之置于XMT626可編程電熱鼓風恒溫干燥箱內，按凍結曲線進行加載應力凍結。

1.9 三維光彈應力分析

將應力凍結后的牙根模型沿牙體長軸唇舌方向切取厚度為3～4 mm的主應力切片(從樁釘兩側切開)，磨平拋光。在切割和打磨時均用甘油冷卻防止產熱，導致應力釋放。然后用409—Ⅱ型光彈儀觀察模型內應力分布情況，用白光和單色光源拍攝等差線條紋照片，測定各被測點(圖2)等差線條紋值(No)。根據應力光學定律公式:σ1－σ2=fN/T計算出各組模型各觀測點應力平均值，f為材料條紋值，σ1－σ2為出現一級完成條紋值所需載荷值，T為試件厚度。

圖2 切片定點示意圖

2.0 統計學分析

采用SPSS 16.0統計軟件對所得數據進行方差分析，兩兩比較用 Dunnett－t檢驗，檢驗水準α =0.05。

2 結果

不同材料及不同設計形式樁在垂直加載和斜向加載時各組根管壁、牙槽骨應力分布范圍基本一致。同一種材料不同設計形式樁之間相比，無論是鈷鉻合金，還是Ti2448，根管壁及牙槽骨各部位的應力值都是分裂型樁低于不分裂樁，差異均有統計學意義(P＜0.05)。4組間應力值相比，各部位均以鈷鉻合金不分裂型樁最高，鈷鉻合金分裂型次之，Ti2448不分裂型再次之，Ti2448分裂型最低，各組間相比差異均有統計學意義(P＜0.05)。

2.1 垂直加載、斜向加載時各組根管壁應力分布情況

垂直加載時，應力分布范圍主要集中在頸部唇側、舌側和樁的根尖端區域(圖3)，兩種設計形式的Ti2448樁在各部位的應力分布更均勻一些。各組應力值均由冠部向根尖端逐漸增加，兩種設計形式的鈷鉻合金樁根尖端區域應力值均明顯大于頸部頰、舌側(P＜0.05)，而Ti2448樁各部位應力值相比均無顯著性差異(P＞0.05)。鈷鉻合金分裂型與Ti2448不分裂型相比，在頸部唇、舌側無顯著性差異(P＞0.05)，但其余各組相比差異有統計學意義(P ＜0.05)(圖4)。

圖3 垂直加載時各組根管壁應力分布情況(F:唇側;L:舌側)

圖4 垂直加載時各組根管壁不同部位應力值(N)比較

斜向加載時，與垂直加載時不同，應力主要集中在唇側頸部，舌側根中部和樁的根尖端區域(圖5)。各組應力值均以唇側頸部最高，與舌側根中部和根尖部相比差異均有統計學意義(P＜0.05)。各組在舌側根中部與根尖端區域也有顯著性差異(P ＜0.05)(圖 6)。

圖5 斜向加載時各組根管壁應力分布情況(F:唇側;L:舌側)

圖6 斜向加載時各組根管壁不同部位應力值(N)比較

2.2 垂直加載、斜向加載時各組牙槽骨應力分布情況

垂直加載時，應力分布范圍主要集中在頸部唇側、舌側和樁的根尖部(圖7)。各組應力值均由冠部向根尖端逐漸增加，各組應力值均以根尖部最高，與唇、舌側頸部相比差異均有統計學意義(P＜0.05)。各組在唇、舌側頸部區域也有顯著性差異(P ＜0.05)(圖8)。

圖7 垂直加載時各組牙槽骨應力分布情況(F:唇側;L:舌側)

圖8 垂直加載時各組牙槽骨不同部位應力值(N)比較

斜向加載時，與垂直加載時不同，應力主要集中唇側頸部、根中部和舌側根中部(圖9)。各組應力值均以唇側頸部最高，與唇側根中部和舌側根中部相比差異均有統計學意義(P＜0.05)。兩種設計形式的鈷鉻合金樁的唇側根中部無顯著性差異(P＞0.05)，其余各組相比有顯著性差異(P ＜0.05)。鈷鉻分裂型與Ti2448不分裂型相比，在舌側根中部應力值相比無顯著性差異(P＞0.05)，其余各組相比有顯著性差異(P＜0.05)(圖10)。

圖9 斜向加載時各組牙槽骨應力分布情況(F:唇側;L:舌側)

圖10 斜向加載時各組牙槽骨不同部位應力值(N)比較

3 討論

本實驗通過模擬人口頜系統的解剖特點，選用形態符合人上頜中切牙解剖形態的尺寸和外形的離體牙，建立尺寸與離體牙比例為1∶1上頜中切牙殘根的光彈模型。針對不同組織采用相應材料制作，通過調整模型材料中固化劑含量改變模型的彈性模量，使模型牙根、牙槽骨、牙周膜的彈性模量之比基本符合口腔組織的真實情況。結果表明樁材料對牙根及牙周支持組織應力分布有明顯的影響。在牙槽骨內部以及根管壁界面，隨著樁材料彈性模量的降低，各觀測點應力平均值呈現下降趨勢(各組同一觀測點的應力值鈷鉻合金樁＞Ti2448合金樁)。Ti2448不分裂型樁相比于鈷鉻不分裂型樁在根管壁界面以及牙槽骨內部的應力分布較均勻一致，各觀測點應力平均值較小。由此可以推測低彈性模量Ti2448樁在承載后易于發生彈性形變，將載荷部分轉化為彈性勢能，有效的降低根管壁界面的應力，減少了傳遞給牙根及其牙周支持組織的應力。彈性模量與牙體組織接近的鑄造Ti2448分裂型根管樁可以達到保護牙根防止折裂的效果。

Henry和Bower［7］研究發現根管樁對牙根的應力主要決定于樁的形態結構。Flexi預成根管樁系統主體結構為末端錐形樁，樁體的下半部分存在一裂隙，既達到了固位要求，又保存了牙體組織［8－10］。研究［10－13］表明該系統根管樁固位良好，對牙根牙本質的應力分布均勻。由于樁在根管口的相應位置有一凸緣結構，增加了樁的抗疲勞特性。本實驗的根管樁形態設計參照Flexi－Flange系統，為了便于加工進行了改變。以Rely X Fiber Post 3號纖維樁為原型，硅橡膠取模，翻制蠟型，包埋鑄造鈷鉻合金、Ti2448根管樁，并切割出裂隙。

結果表明樁體形態設計對牙根及牙周支持組織應力分布有明顯的影響。垂直加載時，在根管壁界面的應力值顯示，兩種設計形式的鈷鉻合金樁根尖端區域的應力值均明顯大于頸部頰、舌側(P＜0.05)，而兩種設計形式的Ti2448樁各部位應力值相比均無顯著性差異(P＞0.05)。由以上結論可以推測分裂式設計可以在粘結時排出多余粘結料，有效的降低了粘結時的應力，使分裂設計的Ti2448樁牙頸部的應力明顯降低。分裂型設計的低彈性模量Ti2448樁在承載后其末端的裂隙發生彈性形變，起到了緩沖作用，因此，根尖部的應力明顯低于其余各組。

用金屬做樁已有很長的歷史，雖然金屬樁具有高強度，但因其彈性模量遠大于牙本質有引起根折的可能。新型 β 型鈦合金 Ti2448(Ti－24Nb－4Zr－7.9Sn)，與純鈦及國內外開發的同類合金相比具有較低的彈性模量且接近牙本質(12～18.6 GPa)，具有良好的生物力學相容性。該材料兼容了金屬樁強度高及纖維樁彈性模量低的優點。汪娜等［5］研究了不銹鋼、純鈦、金合金、Ti2448三種不同彈性模量材料及不同形態根管樁對牙根及樁/牙本質界面應力分布的影響，結果表明在樁/牙本質界面，隨著樁材料彈性模量的降低，Von Mises應力峰值逐漸降低。此外，無論是無分裂形態還是分裂形態的Ti2448合金樁在樁/牙本質界面都表現為更加均勻一致的應力分布，并且應力峰值相比于其他三類樁材料最低。這與本實驗的結果基本一致。這種分裂型設計的低彈性模量Ti2448根管樁也許能成為臨床上的理想樁釘。

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