李 琳，宋 兵，黃靖婕，韓 晶

（山海關(guān)人民醫(yī)院口腔科，河北 秦皇島 066200）

不同樁核抗折強(qiáng)度與修復(fù)后牙根抗折性的實(shí)驗(yàn)研究

李 琳，宋 兵，黃靖婕，韓 晶

（山海關(guān)人民醫(yī)院口腔科，河北 秦皇島 066200）

目的比較4種不同樁核材料的抗折強(qiáng)度以及修復(fù)上前牙后牙根的抗折性。方法實(shí)驗(yàn)一：將四組不同樁核固定于樹脂塊中，每組各8根，A1組鈷鉻合金鑄造樁、B1組玻璃纖維樁、C1組石英纖維樁、D1組CAD/CAM一體化氧化鋯樁，在萬能力學(xué)試驗(yàn)機(jī)上加載至彎曲或折裂，記錄加載力值，計(jì)算抗折強(qiáng)度。實(shí)驗(yàn)二：32顆上前牙經(jīng)根管治療后隨機(jī)分為四組，分別應(yīng)用不同樁核修復(fù)，A2組鈷鉻合金鑄造樁核、B2組玻璃纖維樁樹脂核、C2組石英纖維樁樹脂核、D2組CAD/CAM一體化氧化鋯樁核，再分別以烤瓷全冠修復(fù)。實(shí)驗(yàn)樣本包埋于樹脂塊中，在萬能力學(xué)試驗(yàn)機(jī)上加載直至試件斷裂，記錄加載力值，觀察破壞模式。結(jié)果實(shí)驗(yàn)一：樁核的抗折強(qiáng)度依次為A1組＞D1組.C1組＞B1組，4組之間的差異均有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P＜0.05)。實(shí)驗(yàn)二：樁核修復(fù)后牙根的抗折力A2組＞D2組＞B2組＞C2組，B2組與C2組之間的差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P＞0.05)，各組間差異均有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P＜0.05)。A2組的破壞模式多為不可修復(fù)性破壞，B2組全部為可修復(fù)性破壞，C2與D2組多為可修復(fù)性破壞，A2組與B2組、A2組與C2組之間的差異均有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P＜0.05)，其他各組間差異均無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P＞0.05)。結(jié)論鈷鉻合金鑄造樁核可承受較高的咬合力，而玻璃纖維樁與石英纖維樁修復(fù)后破壞性根折的發(fā)生幾率最小，CAD/CAM一體化氧化鋯樁則介于二者之間，臨床使用時(shí)應(yīng)綜合參考材料的機(jī)械性能和臨床需求選擇適合的材料。

樁核；抗折強(qiáng)度；牙根抗折性；纖維樁；氧化鋯樁

在臨床上常見大面積的牙體缺損，當(dāng)其剩余牙體組織過少難以用常規(guī)的充填或單純冠修復(fù)的方法修復(fù)時(shí)，通常選擇核樁冠修復(fù)。樁核修復(fù)作為保存殘根殘冠最主要的修復(fù)方式，近年來在臨床上得到了非常廣泛的應(yīng)用。樁核種類較多，分類沒有統(tǒng)一標(biāo)準(zhǔn)，其中鑄造樁核與纖維樁是比較常用的樁核系統(tǒng)，在不同方面各有優(yōu)劣。近年來計(jì)算機(jī)輔助設(shè)計(jì)與制作(CAD/CAM)一體化氧化鋯樁因其優(yōu)良的生物相容性和美學(xué)特性開始應(yīng)用于臨床，但它過高的彈性模量與脆性、拆除困難等缺點(diǎn)亦影響了應(yīng)用與推廣。隨著各種樁核系統(tǒng)應(yīng)用的日益廣泛，樁核修復(fù)失敗病例亦隨之增加。臨床上樁核折斷和根折都是導(dǎo)致樁核修復(fù)失敗的常見原因，而且后果通常比較嚴(yán)重，部分患牙因此無法再繼續(xù)保存。而樁核折斷和根折的發(fā)生，除了與剩余牙體本身的抗折力有關(guān)，還分別受樁核材料的抗折強(qiáng)度和彈性模量的影響。因此，本研究選擇了鈷鉻合金鑄造樁、玻璃纖維樁、石英纖維樁、CAD/ CAM一體化氧化鋯樁共4組樁核，通過力學(xué)實(shí)驗(yàn)測試樁核材料的抗折強(qiáng)度和修復(fù)后牙根的抗折力，目的是評(píng)價(jià)4組樁核的機(jī)械性能并加以比較，為臨床醫(yī)師的選擇提供實(shí)驗(yàn)上的依據(jù)。

1 材料與方法

1.1 實(shí)驗(yàn)對(duì)象 選擇3個(gè)月之內(nèi)拔除的上前牙32顆，納入標(biāo)準(zhǔn)：牙根完整無齲壞，無充填體或修復(fù)體，無裂紋，牙根長度和形態(tài)基本一致，根管沒有明顯彎曲或閉鎖，未做過根管治療，在10倍顯微鏡下觀察牙根無隱裂，浸泡在0.9%的鹽水中備用。

1.2 實(shí)驗(yàn)材料 根充糊劑(Septodont，法國)；牙膠尖(Densply，美國)；Contax兩步法自酸粘結(jié)劑(DMG，德國)；LuxaCore樹脂核材料(DMG，德國)；PermaCem樹脂粘結(jié)劑(DMG，德國)；鈷鉻鑄造合金(Bego，德國)；CAD/CAM一體化氧化鋯(西諾德，德國)；玻璃離子水門汀(美卡，德國)；ParaPost Fiber Lux玻璃纖維樁(康特，瑞士)；MACRO-LOCK石英纖維樁(RTD，法國)；自凝樹脂(上海齒科材料公司)。

1.3 實(shí)驗(yàn)方法

1.3.1 實(shí)驗(yàn)一 測試四組樁核的抗折強(qiáng)度，分組為A1組鈷鉻合金鑄造樁、B1組玻璃纖維樁、C1組石英纖維樁、D1組CAD/CAM一體化氧化鋯樁。實(shí)驗(yàn)步驟：①自制32個(gè)直徑20 mm的正方形樹脂模塊并于中央備直徑約5 mm深約12 mm的洞形。②選取康特1.5 mm的玻璃纖維樁和RTD4#石英纖維樁8根，再以RTD4#石英纖維樁為模板，包埋鑄造制作鈷鉻合金鑄造樁和一體化氧化鋯樁各8根，用自凝塑料分別粘結(jié)于模塊中央，固定深度為9 mm。③力學(xué)加載實(shí)驗(yàn)：將試件模塊底座固定于力學(xué)實(shí)驗(yàn)機(jī)上，加載頭貼緊模塊表面垂直于樁核長軸的方向加載，加載速度為1 mm/min，持續(xù)加載直至樁核折斷或彎曲，記錄試樣破壞時(shí)最大載荷值，同時(shí)根據(jù)樁核直徑計(jì)算其抗折強(qiáng)度。

1.3.2 實(shí)驗(yàn)二 32顆上前牙經(jīng)根管治療后隨機(jī)分為四組，分別應(yīng)用不同樁核修復(fù)：A2組鈷鉻合金鑄造樁核、B2組玻璃纖維樁樹脂核、C2組石英纖維樁樹脂核、D2組CAD/CAM一體化氧化鋯樁核，測試四組樁核修復(fù)后的牙根抗折力。①牙體制備：將準(zhǔn)備好的離體牙在釉牙本質(zhì)界處垂直于牙體長軸方向截冠，拔髓，常規(guī)預(yù)備根管，沖洗，干燥，根充糊劑加牙膠尖進(jìn)行根管充填，牙膠暫封，在0.9%鹽水中保存?zhèn)溆?。②樁核與全冠的制作：將離體牙隨機(jī)分為4組，每組8顆。A2組鈷鉻鑄造樁核：首先應(yīng)用4#P鉆預(yù)備根管，限制深度為8 mm，取模制作鈷鉻合金鑄造樁核8根，應(yīng)用玻璃離子水門汀粘固于根管內(nèi)，要求樁核的核部分高度為4 mm，近遠(yuǎn)中及唇舌徑為4.5 mm。然后制作鎳鉻合金烤瓷冠，玻璃離子水門汀粘結(jié)。B2組玻璃纖維樁樹脂核與C2組石英纖維樁樹脂核：分別選取康特1.5 mm的玻璃纖維樁和RTD4#石英纖維樁8根，應(yīng)用配套的麻花鉆制備根管，限制深度為8 mm，應(yīng)用Contax自酸粘結(jié)劑和LuxaCore樹脂核材料將纖維樁粘固于根管內(nèi)，常規(guī)堆核，核的大小同A組，再行全瓷冠牙體預(yù)備，硅橡膠取模制作全瓷冠，PermaCem樹脂粘結(jié)劑粘結(jié)。D2組CAD/CAM一體化氧化鋯樁核：應(yīng)用4#P鉆預(yù)備根管，限制深度為8 mm，常規(guī)取模制作CAD/CAM一體化氧化鋯樁核，制作完成后應(yīng)用PermaCem樹脂粘結(jié)劑粘結(jié)，樁核尺寸同上，然后制作全瓷冠，樹脂粘結(jié)劑粘結(jié)。③試件制作完成：在牙根外周包裹一層醫(yī)用膠布，用自凝樹脂將樣本包埋，包埋平面位于冠緣下2 mm，待自凝塑料凝固后取下試件，去掉膠布，然后在窩洞內(nèi)注入硅橡膠用以模擬牙周膜，再次放入試件直至印模材完全凝固。④力學(xué)加載實(shí)驗(yàn)：將試件底座固定于力學(xué)實(shí)驗(yàn)機(jī)上加載，加載位置為樣本牙舌側(cè)切中1/3交界處，加載方向與樣本牙長軸呈45°角，加載速度為1 mm/min，持續(xù)加載至試件斷裂，記錄試件發(fā)生斷裂時(shí)的加載力，然后去除樣本外自凝樹脂，觀察試件的破壞模式。樣本破壞模式分為可修復(fù)性破壞和不可修復(fù)性破壞，牙根縱裂和發(fā)生在根尖1/3和根中1/3的折裂為不可修復(fù)性破壞，發(fā)生在根頸1/3的折裂以及樁核松動(dòng)脫落或折斷均為可修復(fù)性破壞。

1.4 統(tǒng)計(jì)學(xué)方法 應(yīng)用SPSS 13.0軟件，對(duì)實(shí)驗(yàn)一樣本抗折強(qiáng)度與實(shí)驗(yàn)二樣本抗折力的計(jì)量數(shù)據(jù)進(jìn)行單因素方差分析，并以獨(dú)立樣本t檢驗(yàn)法進(jìn)行組間比較；對(duì)實(shí)驗(yàn)二樣本的破壞模式采用χ2檢驗(yàn)，并以Fisher確切概率法進(jìn)行組間比較，各項(xiàng)分析的檢驗(yàn)水準(zhǔn)均為α=0.05。

2 結(jié)果

2.1 實(shí)驗(yàn)一四組樁核抗折強(qiáng)度的比較 A1組抗折強(qiáng)度為(274.6±32.9)MPa，B1組為(173.5±21.5)MPa，C1組為(202.9±26.3)MPa，D1組為(239.7±24.8)MPa，各組抗折強(qiáng)度A1組＞D1組＞C1組＞B1組，方差分析結(jié)果顯示差異有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(F=37.212，P＜0.05)。進(jìn)一步行獨(dú)立樣本t檢驗(yàn)，組間兩兩比較差異均有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P＜0.05)。

2.2 實(shí)驗(yàn)二四組樁核修復(fù)后牙根抗折力的比較 A2組抗折力為(1009.5±102.0)N，B2組為(431.3±56.9)N，C2組為(404.9±60.5)N，D2組為(807.8±68.0)N，各組抗折力A2組＞D2組＞B2組＞C2組，方差分析結(jié)果顯示差異有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(F=21.228，P＜0.05)。進(jìn)一步行獨(dú)立樣本t檢驗(yàn)顯示，A2組與D2組、D2組與B2組比較差異均有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P＜0.05)，但B2組與C2組比較差異無統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P＞0.05)。

2.3 實(shí)驗(yàn)二四組樁核修復(fù)后樣本破壞模式的比較 A2組牙根折裂都發(fā)生在根尖及根中部，多為不可修復(fù)性破壞；D2組樁核多發(fā)生在牙根頸部，折裂多為可修復(fù)性破壞；B2、C2兩組纖維樁的根折全部發(fā)生在牙根頸部，除石英纖維樁出現(xiàn)1例縱裂外均為可修復(fù)性破壞，見表1。A2組可修復(fù)性破壞率為12.5%、B2組為100.0%、C2組為87.5%、D2組為62.5%，多組間卡方檢驗(yàn)指出可修復(fù)破壞率差異有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(χ2=15.931，P＜0.05)。組間進(jìn)一步行Fisher確切概率法分析顯示，A2組與B2、A2組與C2組比較差異均有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P＜0.05)。

?

3 討 論

3.1 關(guān)于不同樁核材料的抗折強(qiáng)度 在樁核修復(fù)中樁核折斷的發(fā)生會(huì)直接導(dǎo)致修復(fù)的失敗，而樁核彎曲會(huì)使核出現(xiàn)微動(dòng)，進(jìn)而破壞粘結(jié)劑的粘結(jié)作用，造成微滲漏的發(fā)生[1]，最終也會(huì)導(dǎo)致修復(fù)失敗。樁核材料的抗折強(qiáng)度則是影響樁核折斷和彎曲的決定性因素。本實(shí)驗(yàn)一中4組樁核材料的抗折強(qiáng)度鈷鉻合金樁最高，其次依次為一體化氧化鋯樁、石英纖維樁、玻璃纖維樁，4組的抗折強(qiáng)度經(jīng)統(tǒng)計(jì)學(xué)分析差異均有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義，表明鈷鉻樁和氧化鋯樁能夠承受更大的咬合力。而兩組纖維樁抗折性能較弱，因此，雖然玻璃纖維樁的抗折強(qiáng)度值也可滿足一般臨床要求，臨床使用纖維樁尤其是玻璃纖維樁應(yīng)避免應(yīng)用于有異常咬合力的患牙。此外值得一提的是，實(shí)驗(yàn)中氧化鋯樁組全部發(fā)生斷裂，沒有樁核出現(xiàn)彎曲，而其他各組都有樁的彎曲現(xiàn)象出現(xiàn)，這一結(jié)果提示氧化鋯樁的彈性限度較小，脆性較大，受力時(shí)容易折斷，在臨床應(yīng)用中也應(yīng)該注意避免過大的側(cè)向咬合力。同時(shí)也因這一特性，氧化鋯樁不易出現(xiàn)彎曲，所以發(fā)生微滲漏的可能性比較小。由于樁核材料抗折強(qiáng)度在修復(fù)中的重要性，近年來很多學(xué)者致力于研究提高樁核材料的抗折性能，一些實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明樁的直徑越大，抗折強(qiáng)度越高，修復(fù)牙抗折力越大[2-3]，所以在不影響牙根抗折力的前提下，應(yīng)盡量增加樁的直徑以提高其抗折強(qiáng)度。

3.2 關(guān)于不同樁核材料對(duì)根折的影響 根折是樁核修復(fù)中最嚴(yán)重的并發(fā)癥之一，根折的發(fā)生導(dǎo)致很多患牙被拔除，而樁核材料的正確選擇能夠大大減少根折的發(fā)生率。在Raygot等[4]的研究中傾向于選擇更堅(jiān)硬不易折斷的樁核系統(tǒng)，這樣即使樁的直徑較小也能夠達(dá)到所需強(qiáng)度，牙體組織可以得到更多的保留，牙根的抗折力更強(qiáng)。而近年來的大量研究則認(rèn)為，如果樁的彈性模量比牙本質(zhì)的彈性模量高出許多,樁核修復(fù)體承受較大咬合力時(shí)，應(yīng)力集中在樁的末端，根尖區(qū)的牙體首先發(fā)生折裂，彈性模量與牙本質(zhì)相接近的樁因在牙根內(nèi)應(yīng)力分布比較均勻，受力時(shí)應(yīng)力較分散，根尖區(qū)牙體發(fā)生折裂的可能性會(huì)相應(yīng)降低[5-7]。目前認(rèn)為樁的彈性模量不超過牙本質(zhì)彈性模量值的2倍時(shí)根折發(fā)生概率較小[8]。本實(shí)驗(yàn)二的結(jié)果也證實(shí)了這一點(diǎn)。本實(shí)驗(yàn)中彈性模量最高的鈷鉻合金樁修復(fù)后牙根抗折力也最高，但牙根折裂全部發(fā)生在根尖及根中1/3，為不可修復(fù)性破壞，完全無法進(jìn)行再次修復(fù)。氧化鋯樁彈性模量接近鈷鉻合金，但因它脆性較大，承受較大咬合力時(shí)樁易首先發(fā)生折斷，牙根反而受到保護(hù)，本實(shí)驗(yàn)中其修復(fù)后的抗折力低于鈷鉻樁組高于兩組纖維樁，出現(xiàn)了2例樁的折斷，牙根折裂多發(fā)生在牙根頸部，多為可修復(fù)性破壞，但氧化鋯樁的折斷預(yù)后較差，因氧化鋯樁幾乎無法用鉆針拆除[9]，所以氧化鋯樁折斷后患牙很難能夠再次修復(fù)。而彈性模量最接近牙本質(zhì)的玻璃纖維樁和石英纖維樁雖然修復(fù)后牙根抗折力相對(duì)較小，但折裂全部發(fā)生在牙根頸部，除石英纖維樁組出現(xiàn)1例縱裂外均為可修復(fù)性破壞，此外，玻璃纖維樁組亦出現(xiàn)2例樁的折斷，石英纖維樁組出現(xiàn)1例樁的折斷，由于纖維樁可用專用的工具拆除，所以在拆除后還可以再次修復(fù)。綜合以上實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示，玻璃纖維樁和石英纖維樁修復(fù)后不易發(fā)生根中和根尖區(qū)的折裂，在相同的牙體條件下比鈷鉻樁和氧化鋯樁更利于保護(hù)牙根，與一些學(xué)者研究的結(jié)果相一致[10-12]，所以在臨床上修復(fù)比較薄弱的根管時(shí)，應(yīng)該傾向于選擇纖維樁修復(fù)。此外，實(shí)驗(yàn)中鈷鉻樁組出現(xiàn)了1例樁的脫落，分析原因可能與金屬樁的粘結(jié)劑選擇有關(guān)，玻璃纖維樁組中還出現(xiàn)1例纖維樁與樹脂核之間的破壞導(dǎo)致的核冠脫落，分析可能是由于纖維樁與核之間的粘結(jié)界面比較薄弱，在臨床工作中應(yīng)注意增強(qiáng)這些薄弱界面的粘結(jié)力。

3.3 缺陷與不足 本研究因?qū)嶒?yàn)條件有限，沒有進(jìn)行疲勞加載和溫度循環(huán)實(shí)驗(yàn)，雖然在現(xiàn)有的實(shí)驗(yàn)條件下，已盡量反映臨床情況，但并不能準(zhǔn)確模擬口腔的溫度、濕度、酸堿度等條件以及牙齒復(fù)雜的受力情況，因此，本實(shí)驗(yàn)的研究結(jié)果還需要通過長期的臨床觀察來加以驗(yàn)證。

綜上所述，鈷鉻合金鑄造樁核可承受較高的咬合力，修復(fù)后牙根抗折力最大，但發(fā)生根折的幾率也最大，且多數(shù)沒有再修復(fù)的可能。而玻璃纖維樁與石英纖維樁修復(fù)后破壞性根折的發(fā)生概率最小，修復(fù)失敗后再次修復(fù)的可能性最大，氧化鋯樁則介于二者之間，樁的折斷比較常見。臨床使用時(shí)應(yīng)綜合參考材料的機(jī)械性能和臨床需求選擇適合的材料。

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Experiment research on fracture resistance of different post-cores and fracture strength of roots restored withdifferent post-cores.

LI Lin,SONG Bing,HUANG Jing-jie,HAN Jing.Department of Stomatology,Shanhaiguan

People's Hospital,Qinhuangdao 066200,Hebei,CHINA

ObjectiveTo compare the fracture resistance of four different post-core materials and fracture strength of maxillary anterior tooth roots restored with these four different materials.MethodsTest one:4 different post-core systems were embedded in the resin blocks,with 8 blocks in each group.Material in GroupA1 was Cr-Co alloy,glass fiber in Group B1,quartz fiber in Group C1,and CAD/CAM zirconium in Group D1.The loads were fixed on the universal testing machine and loaded until bending or fracture,instantaneous force was recorded,then fracture resistance was calculated.Test two:32 maxillary anterior teeth which accepted root canal therapy were divided into 4 groups with different post-cores:Group A2 Cr-Co alloy post-core,Group B2 glass fiber post resin core,Group C2 quartz fiber post resin core,and Group D2 CAD/CAM zirconium post-core,which were then restored with porcelain full crown.The experimental samples were embedded in the resin blocks.The loads were fixed on the universal testing machine and loaded until fracture.The instantaneous force was recorded and failure patterns were observed.ResultsTest one:the fracture resistance of post-cores were Group A1＞Group D1＞Group C1＞Group B1,and the differences between four groups were all statistically significant(P＜0.05).Test two:The fracture strength of roots restored with post-cores were Group A2＞Group D2＞Group B2＞Group C2.The difference between Group B2 and Group C2 was not statistically significant(P＞0.05),but differences between the other groups were all significant (P＜0.05).The failure patterns in Group A2 were mostly irreparable,in Group B2 were all repairable,in Group C2 and D2 were mostly repairable.The differences between Group A2 and Group B2,Group A2 and Group C2 were both statistically significant(P＜0.05),while differences between the other groups were not statistically significant(P＞0.05).ConclusionCr-Co alloy post-core can bear a higher bite,but the risk of destructive root fracture in repaired glass fiber post and quartz fiber post are the lowest,and CAD/CAM zirconium post is between the two.The mechanical properties and clinical needs should be taken into consideration when choosing a suitable material in clinical use.

Post-core;Fracture resistance;Fracture strength of roots;Fiber post;Zirconium post

R783.3

A

1003—6350（2014）24—3596—04

10.3969/j.issn.1003-6350.2014.24.1405

2014-07-2)

李 琳。E-mail：1752484471@qq.com