復(fù)合樹脂、陶瓷嵌體對(duì)MOD缺損牙體組織修復(fù)體界面應(yīng)力及其分布的影響

劉小舟，賈興亞，張忠提

(中國醫(yī)科大學(xué)附屬口腔醫(yī)院，沈陽110002)

1 材料與方法

1.1 模型樣本選擇 中國醫(yī)科大學(xué)附屬口腔醫(yī)院口腔頜面外科提供的一顆下頜第一磨牙，來源于1例因牙周病拔除下頜第一磨牙的42歲成年女性患者，形態(tài)完整、無齲、無充填體。本研究通過醫(yī)院倫理委員會(huì)審核，患者知情同意。

1.2 數(shù)據(jù)獲取及三維有限元模型建立 將該顆下頜第一磨牙進(jìn)行錐形束CT(Kavo公司，德國)掃描，提取DICOM文件導(dǎo)入MIMICS軟件(Materialise公司，比利時(shí))，在MIMICS軟件中得到牙體組織的三維圖像。根據(jù)臨床上MOD缺損形態(tài)，設(shè)計(jì)兩種MOD缺損模式，即MOD缺損(以最低點(diǎn)為準(zhǔn)合面深度為1.5 mm，模型A)、MOD缺損+箱裝洞形(以最低點(diǎn)為準(zhǔn)合面深度為1.5 mm，箱狀洞形齦壁1 mm，模型B)，根據(jù)牙體組織形態(tài)切割下來的部分即為缺損修復(fù)部分(修復(fù)體)。將MIMICS軟件中得到牙體組織的三維圖像導(dǎo)入Hyperworks軟件(Altair Engineering Inc公司，美國)， 按照上述設(shè)計(jì)的兩種洞型進(jìn)行切割，并劃分網(wǎng)格。模型A、B單元數(shù)分別為147 505和150 593，結(jié)點(diǎn)數(shù)分別為30 715和31 670，單元類型均為C3D4。

1.3 復(fù)合樹脂、陶瓷嵌體修復(fù) 采用復(fù)合樹脂、陶瓷嵌體修復(fù)模型A、B缺損牙體。假設(shè)粘接劑層薄至忽略不計(jì)，復(fù)合樹脂、陶瓷嵌體與牙體組織之間是相互接觸并緊密連接的，各材料均為均質(zhì)、連續(xù)且各項(xiàng)同性的線彈性材料。有限元模型各牙體組織及修復(fù)材料的彈性模量及泊松比見表1。

表1 有限元模型各牙體組織及修復(fù)材料的彈性模量及泊松比

1.4 應(yīng)力及其分布情況分析 采用直徑為10 mm的半球?qū)δＰ虯、B施加靜態(tài)載荷，載荷大小為400 N，垂直于半球球心。采用有限元分析軟件ABAQUS(SIMULIA公司，美國)在計(jì)算機(jī)上進(jìn)行線性靜態(tài)應(yīng)力分析，設(shè)定牙體組織模型底面所有節(jié)點(diǎn)限制全部約束，X、Y、Z軸3個(gè)方向上的動(dòng)度為0。分析模型A、B修復(fù)體界面應(yīng)力(以坐標(biāo)軸為參考，與受力方向相切的兩個(gè)方向上的力為剪切應(yīng)力1、2，垂直方向的力為拉伸應(yīng)力)及其分布情況。

2 結(jié)果

2.1 模型A、B應(yīng)力 同種模型狀態(tài)下，復(fù)合樹脂嵌體修復(fù)MOD缺損牙體組織修復(fù)體界面剪切應(yīng)力1、2和拉伸應(yīng)力均小于陶瓷嵌體。同種材料修復(fù)狀態(tài)下，模型B牙體組織修復(fù)體界面剪切應(yīng)力1、2均大于模型A，拉伸應(yīng)力稍小于模型A。見表2。

表2 模型A、B的剪切應(yīng)力1、剪切應(yīng)力2及拉伸應(yīng)力(MPa)

2.2 模型A、B應(yīng)力分布情況 在力的載荷下，復(fù)合樹脂、陶瓷嵌體修復(fù)的模型A、B牙體組織修復(fù)體界面剪切應(yīng)力1、2和拉伸應(yīng)力的分布趨勢(shì)相似，均集中在牙體組織載荷附近的外邊緣，牙體組織修復(fù)體界面剪切應(yīng)力1、2和拉伸應(yīng)力均從鄰近加載區(qū)域的應(yīng)力集中處向缺損底部逐漸減小。

3 討論

齲壞或磨損等原因造成的牙體缺損形式復(fù)雜，影響修復(fù)體設(shè)計(jì)形態(tài)的因素很多。對(duì)缺損的牙體組織進(jìn)行合理修復(fù)設(shè)計(jì)及材料選擇，在保存較多的剩余健康牙體組織的基礎(chǔ)上使修復(fù)后的牙體在受力時(shí)獲得分布更為合理的生物力學(xué)是臨床研究的重點(diǎn)。已有學(xué)者采用有限元法評(píng)價(jià)材料修復(fù)MOD缺損后牙體組織的受力情況，但觀察的指標(biāo)均為Von Mises應(yīng)力[5～11]和(或)最大主應(yīng)力[12]，其中Von Mises應(yīng)力是整體模型的一種結(jié)果，并不能說明具體情況。為了與臨床實(shí)際情況更接近，本研究簡(jiǎn)化了粘接劑層，并采用與Dejak等[2]相似的方法，在建模軟件中建立牙體組織和修復(fù)體的接觸單元，計(jì)算兩者界面的剪切應(yīng)力和拉伸應(yīng)力，其中剪切應(yīng)力為垂直于接觸面的應(yīng)力，因此計(jì)算出兩個(gè)方向的剪切應(yīng)力1和剪切應(yīng)力2。

對(duì)于MOD缺損狀態(tài)，已有研究表明修復(fù)用嵌體較直接樹脂充填可獲得更大抗力，應(yīng)力分布更接近天然牙[1,2,5,10,13,14]。本研究結(jié)果顯示，同種材料修復(fù)狀態(tài)下，模型B牙體組織修復(fù)體界面剪切應(yīng)力1、2均大于模型A，拉伸應(yīng)力稍小于模型A；說明模型B受力時(shí)更容易發(fā)生破壞，抗力較差。本研究陶瓷嵌體修復(fù)模型B后的剪切應(yīng)力最大，達(dá)106 MPa；說明MOD嵌體箱裝洞形的設(shè)計(jì)增大了修復(fù)體和牙體組織粘接界面的剪切應(yīng)力，使牙體組織在受力情況下的抗折力降低，更容易發(fā)生破壞。這與Tekce等[15]的研究結(jié)論相似。楊欣諭等[11]研究表明，髓壁高度減小以及齦壁寬度增加會(huì)導(dǎo)致應(yīng)力值隨之增大，即修復(fù)體體積增大時(shí)牙體組織受到一定載荷時(shí)的應(yīng)力值也會(huì)隨之增加。分析原因，可能是由于牙體預(yù)備導(dǎo)致健康牙體組織減少，修復(fù)體體積增大，最終引起牙體本身的抗力降低。因而在牙體預(yù)備的過程中，應(yīng)盡可能保留剩余的健康牙體組織，以增加其抗力。本研究結(jié)果顯示，同種模型狀態(tài)下，復(fù)合樹脂嵌體修復(fù)MOD缺損牙體組織修復(fù)體界面剪切應(yīng)力1、2和拉伸應(yīng)力均小于陶瓷嵌體。可能與復(fù)合樹脂嵌體的彈性模量與牙本質(zhì)相近，因而在牙體組織內(nèi)應(yīng)力分散得更好有關(guān)。與Ausiello等[16]的研究結(jié)論一致。

研究證實(shí)，采用計(jì)算機(jī)輔助設(shè)計(jì)/計(jì)算機(jī)輔助制作(CAD/CAM)復(fù)合樹脂嵌體和陶瓷嵌體分別修復(fù)MOD缺損時(shí)，在一定載荷下復(fù)合樹脂嵌體修復(fù)牙體的抗折力較大[4]； CAD/CAM復(fù)合的樹脂材料微拉伸強(qiáng)度大于陶瓷材料[17]。本研究結(jié)果顯示，在力的載荷下，復(fù)合樹脂、陶瓷嵌體修復(fù)的模型A、B牙體組織修復(fù)體界面剪切應(yīng)力1、2和拉伸應(yīng)力的分布趨勢(shì)相似，均集中在牙體組織載荷附近的外邊緣，牙體組織修復(fù)體界面剪切應(yīng)力1、2和拉伸應(yīng)力均從應(yīng)力集中處向缺損底部逐漸減小。說明在作用力相同的情況下，復(fù)合樹脂和陶瓷修復(fù)牙體缺損后受力模式相似，修復(fù)后出現(xiàn)的問題也可能相同，如繼發(fā)齲、修復(fù)體折斷等。本研究假設(shè)粘接劑層無限薄，忽略粘接劑層內(nèi)受到的應(yīng)力，將粘接劑與牙體組織和粘接劑與修復(fù)材料之間的應(yīng)力統(tǒng)一為本實(shí)驗(yàn)的牙體組織和修復(fù)體之間界面受到的應(yīng)力。此外，牙體組織在口腔內(nèi)受到的咀嚼力非常復(fù)雜，本實(shí)驗(yàn)僅研究了靜態(tài)載荷下的剪切和拉伸應(yīng)力分布，其他載荷未做考慮，因而仍需進(jìn)一步實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證。

綜上所述，復(fù)合樹脂、陶瓷嵌體對(duì)MOD缺損牙體組織修復(fù)體界面應(yīng)力分布的影響相似，復(fù)合樹脂嵌體修復(fù)MOD缺損牙體組織修復(fù)體界面剪切應(yīng)力和拉伸應(yīng)力均小于陶瓷嵌體。建議在修復(fù)MOD這類較大缺損時(shí)，盡可能保留較多的剩余健康牙體組織，并選擇彈性模量與牙本質(zhì)相近的復(fù)合樹脂材料進(jìn)行修復(fù)，以避免過大的應(yīng)力集中，減小牙體組織和(或)修復(fù)體折斷概率，從而降低修復(fù)失敗率。