任伯義 廉云敏 高嵐 王璞

氧化鋯因其優(yōu)越的力學(xué)性能及美學(xué)性能和良好的生物相容性，已在口腔修復(fù)臨床得到廣泛應(yīng)用[1]，臨床和有限元研究均表明其可以用于后牙三單位以上的固定橋修復(fù)[2]。

在對全瓷材料強(qiáng)度的研究中，Kelly等[3]提出對于全瓷固定橋可以無飾瓷設(shè)計，只在氧化鋯支架上上釉，可以避免飾瓷崩裂的問題，同時又增加了全瓷修復(fù)的制作空間和尺寸，提高全瓷修復(fù)體的強(qiáng)度，所以后牙全鋯固定橋修復(fù)是一個相對理想的選擇。

目前，已有基牙肩臺寬度對于全鋯冠抗壓縮破壞力的研究[4]，然而基牙肩臺寬度對于全鋯固定橋抗折破壞力影響的報道中，卻缺乏量化的研究。

本實驗是通過研究后牙三單位全鋯固定橋基牙不同肩臺寬度對其抗折破壞力的影響，為臨床全鋯固定橋牙體預(yù)備以及修復(fù)體制作提供參考。

1 材料與方法

1.1 主要材料與設(shè)備

賽瓷氧化鋯塊、250i全瓷切削機(jī)(愛迪特)；牙體標(biāo)準(zhǔn)模型(星星齒科公司)；加成硅橡膠牙科印模材(金馬克公司，意大利)；GEO Natural牙科鑄造蠟(Renfert GmbH，德國)；樹脂水門汀(DMG公司，德國)；鎳鉻金屬(基爾巴赫公司，德國)；萬能材料試驗機(jī)(ETM504C,深圳萬測實驗設(shè)備)；雙臂噴砂機(jī)(JG-5833，精工醫(yī)療公司)；中頻鑄造機(jī)(JG2-50C，天津醫(yī)療設(shè)備公司)；高溫?zé)Y(jié)爐(維真兄弟公司)；茂福爐(天津醫(yī)療設(shè)備公司)；掃描儀(3Shape，TRIOS 2，丹麥)；VITA烤瓷爐(VITA，V60 i-Line， 德國)。

1.2 實驗方法

1.2.1 金屬代型制作 通過對標(biāo)準(zhǔn)下頜模型進(jìn)行設(shè)計，參考《口腔修復(fù)學(xué)》教材中的基牙預(yù)備原則進(jìn)行牙體預(yù)備(圖 1)。

選取模型為下頜第一磨牙缺失，第二前磨牙和第二磨牙為基牙的三單位固定橋設(shè)計。

圖 1 實驗?zāi)Ｐ褪疽鈭D

將設(shè)計好的底座以及基牙預(yù)備體利用加成硅橡膠印模材制備印模，選擇專用的鑄造蠟以1∶1的比例加工底座及基牙預(yù)備體(第二前磨牙和肩臺寬度分別為刃狀、0.5 mm、1.0 mm的第二磨牙，共4 個)蠟型，常規(guī)包埋、鑄造、打磨、噴砂完成金屬代型的制作(圖 2A)。

1.2.2 硅橡膠牙周膜制作 用加成硅橡膠在基牙金屬代型的根部制作厚度約為0.5 mm的硅橡膠牙周膜，用于模擬天然基牙的動度。根據(jù)實驗設(shè)計制作第二前磨牙和肩臺寬度分別為刃狀、0.5 mm、1.0 mm的第二磨牙的硅橡膠牙周膜4 個，備用(圖 2B)。

圖 2 全鋯固定橋的制作

1.2.4 全鋯固定橋的抗折力學(xué)實驗 嚴(yán)格按照樹脂水門汀粘接劑的使用說明粘接全鋯固定橋，使用直徑6 mm的加載頭，采用10 KN的力值傳感器，加載頭以0.5 mm/min的恒定速度逐漸增大負(fù)荷，垂直加載于第一磨牙遠(yuǎn)中頰尖上(圖 3)，通過計算機(jī)監(jiān)測負(fù)載位移曲線，當(dāng)修復(fù)體碎裂時負(fù)荷位移曲線突然下降，記錄此時的負(fù)荷作為修復(fù)體的臨界載荷，進(jìn)行統(tǒng)計學(xué)分析(圖 4)。

1.3 統(tǒng)計學(xué)分析

圖 3 抗壓縮破壞力實驗

圖 4 斷裂的全鋯固定橋

2 結(jié) 果

2.1 各組全鋯固定橋的抗折破壞力

A組(刃狀肩臺)：(4457.33±564.06) N；B組(0.5 mm肩臺)：(6439.65±551.32) N；C組(1.0 mm肩臺)：(6513.00±609.38) N。

2.2 統(tǒng)計結(jié)果

各組實驗數(shù)據(jù)均符合正態(tài)分布及方差齊性，對各組全鋯固定橋的實驗數(shù)據(jù)進(jìn)行單因素方差分析(表 1)：各組間的抗折強(qiáng)度有統(tǒng)計學(xué)意義(P<0.05)，即組間存在差異。用Student-Newmen-Keuls進(jìn)行組間的兩兩比較(表 2)，A組與B組、A組與C組之間差異有統(tǒng)計學(xué)意義(P<0.05)；而B組與C組之間差異無統(tǒng)計學(xué)意義(P>0.05)。

3 討 論

隨著氧化鋯材料在口腔科領(lǐng)域的應(yīng)用，全瓷修復(fù)體的應(yīng)用也越來越廣泛。通過先進(jìn)的牙科計算機(jī)輔助設(shè)計與制造(CAD/CAM)技術(shù)的引入，以及氧化鋯的力學(xué)實驗研究，使得氧化鋯對于三單位固定義齒成為一個可行的治療選擇[5]。但氧化鋯具有脆性，在臨床上將修復(fù)體黏固于基牙后，修復(fù)體所受的咬合力不易充分轉(zhuǎn)移和分散，會產(chǎn)生應(yīng)力集中，導(dǎo)致修復(fù)體破裂[6]，所以應(yīng)特別注意修復(fù)體形態(tài)設(shè)計、制作工藝等問題[7]，本實驗也是以此為思路，旨在尋找提高全鋯固定橋抗折破壞力的方法。

表 1 單因素方差分析結(jié)果

表 2 SNK法

3.1 牙周膜因素

眾多的全瓷固定橋抗折力學(xué)實驗都選用了剛性支持的代型作為基礎(chǔ)，用來研究固定橋斷裂時的力值。然而，必須注意的是體外的實驗室數(shù)據(jù)與實際臨床情況的差別，因為它沒有模擬基牙牙周韌帶的運動[8]?？紤]到這一情況，對于一個全瓷的固定橋?qū)嶒炓矐?yīng)采取的移動性基牙進(jìn)行實驗。在臨床，當(dāng)加載咬合力時，牙齒會發(fā)生偏轉(zhuǎn)，而實驗室研究中使用剛性的金屬模型可能增加固定橋的測試負(fù)載力值[3,9]。因為在斷裂強(qiáng)度實驗中，試件是固定在剛性的金屬模具上，固定橋受力時的彎曲應(yīng)變是由2 個沒有移動的基牙所支持，這減少了連接體的拉伸表面的應(yīng)力，從而間接地增加了斷裂強(qiáng)度的力值[10]。Nomoto等[11]通過有限元分析發(fā)現(xiàn)用彈性橡膠材料模擬牙周韌帶的固定橋斷裂測試，可以更加接近于臨床特征。人體牙周膜的彈性模量的研究表明，牙周膜的彈性模量0.2 Mpa，泊松比0.48，硅橡膠的彈性模量0.15 MPa，泊松比0.46，彈性橡膠材料模擬牙周膜是可行的[11]。很多文獻(xiàn)對于模擬牙周韌帶的寬度的記錄，通常位于在0.4～1 mm之間[12-14]，本實驗設(shè)計了厚度為0.5 mm的硅橡膠材料，以求最大限度達(dá)到仿真和仿生的效果。

3.2 肩臺因素

全瓷修復(fù)體的頸緣形態(tài)涉及美觀，適合性及強(qiáng)度等問題。根據(jù)固定義齒基牙預(yù)備的原則，全瓷修復(fù)體建議預(yù)備一定厚度的肩臺為宜，但是在臨床實際工作中，確實有時難以預(yù)備出一定寬度的肩臺，比如臨床牙冠過長，牙頸部縮窄明顯，或者牙體嚴(yán)重傾斜，預(yù)備一定厚度的肩臺后切割牙體組織過多，導(dǎo)致牙髓損傷或牙體硬組織強(qiáng)度下降，違背微創(chuàng)原則。

Beuer等[15]研究表明，具有一定寬度肩臺設(shè)計的氧化鋯修復(fù)體，有更高的斷裂強(qiáng)度，關(guān)于氧化鋯修復(fù)體基牙預(yù)備的研究表明，固定橋斷裂于固位體靠近連接體的區(qū)域，臨床上需注意牙體預(yù)備時靠近缺隙的基牙肩臺寬度要足夠[6]，基牙過薄的肩臺會增加固定橋斷裂的危險，降低固定橋的強(qiáng)度[16]。

3.3 連接體因素

在三單元全瓷固定橋的臨床與實驗室研究中，連接體區(qū)域可以被視為一種斷裂風(fēng)險因素[3]。丁旭等[19]通過三維有限元分析認(rèn)為連接體是應(yīng)力集中區(qū)。 Kelly等[20]報道，在磨牙區(qū)的3 個單位固定橋應(yīng)力集中在連接體。el-Ebrashi等[21]利用二維光彈法顯示固定橋應(yīng)力集中在連接體處，具有較高的拉應(yīng)力。以上報道說明，全瓷固定橋連接體是應(yīng)力集中區(qū)，所以連接體設(shè)計的合理性就尤為重要，較為直觀的便是其橫截面積的設(shè)計。

全瓷固定橋連接體橫截面積方面的研究很多，丁旭等[19]認(rèn)為在橋體長度不變的情況下，隨著連接體面積的增加，連接體最大應(yīng)力有逐漸減小的趨勢。Proos等[22]通過二維有限元分析得出固定橋連接體橫截面積增加其應(yīng)力集中的現(xiàn)象就會相對分散。Studart等[23]在對三單位氧化鋯固定修復(fù)體實驗的研究表明，在連接體橫截面積不小于12 mm2的情況下，由于其具有足夠大的初始強(qiáng)度，其20 年的失敗率在5%以下。很多文獻(xiàn)推薦連接體橫截面積為16 mm2會有優(yōu)異的臨床表現(xiàn)[17,24-25]，所以本實驗連接體橫截面積設(shè)計為16 mm2，以確保全鋯固定橋的具有充分的強(qiáng)度。

4 結(jié) 論

全鋯固定橋基牙肩臺寬度為0.5 mm和1.0 mm的抗折破壞力顯著優(yōu)于刃狀肩臺，建議臨床全鋯固定橋基牙肩臺預(yù)備在0.5 mm以上。