潘穎菁，陳振宇，黃達(dá)鴻*

(1.佛山科學(xué)技術(shù)學(xué)院附屬口腔醫(yī)院·佛山市口腔醫(yī)院 修復(fù)種植科,廣東 佛山528000;2.佛山科學(xué)技術(shù)學(xué)院附屬口腔醫(yī)院·佛山市口腔醫(yī)院城南分院,廣東 佛山528000)

下頜第一磨牙是在人類咀嚼運(yùn)動(dòng)過程中發(fā)揮重要作用，相比其他恒牙，下頜第一磨牙萌出時(shí)間早，承受的咀嚼壓力大，窩溝點(diǎn)隙易發(fā)生齲壞。下頜第一磨牙的齲損、缺失將嚴(yán)重影響人們的生活質(zhì)量，以往常規(guī)使用金屬烤瓷全冠進(jìn)行修復(fù)，但是這種修復(fù)方法容易導(dǎo)致牙齦染色，色澤透度不良美學(xué)效果欠佳，并且生物相容性較差。而全瓷材料擁有與牙釉質(zhì)相似的透度和折射率，能達(dá)到最佳的美學(xué)修復(fù)效果，并且理化性質(zhì)穩(wěn)定，有著良好的生物相容性，使其越來越受到大家的青睞[1]。但是全瓷材料是一種脆性材料，在咀嚼力循環(huán)加載下會(huì)出現(xiàn)飾瓷崩瓷、牙冠松動(dòng)脫落等現(xiàn)象[2-4]。Miura等學(xué)者經(jīng)過研究報(bào)道氧化鋯全瓷冠5年成功率可達(dá) 96.9%，而引發(fā)崩瓷的主要原因就包括飾瓷層的厚度、材料的匹配度及界面的殘余應(yīng)力問題[5]。為了提高修復(fù)體的臨床留存率，口腔臨床醫(yī)生需要科學(xué)的選擇合適的全冠修復(fù)材料。本研究應(yīng)用三維有限元方法，建立全瓷冠、牙體及牙周支持組織模型，模擬日常咀嚼力分析全瓷冠及牙體的受力情況，為正確應(yīng)用全瓷冠修復(fù)牙體缺損、預(yù)防全瓷冠損壞、脫落提供理論依據(jù)。

1 材料與方法

1.1 實(shí)驗(yàn)設(shè)備計(jì)算機(jī)選擇美國(guó)戴爾公司商用臺(tái)式機(jī);螺旋CT為荷蘭飛利浦公司Brilliance 64 Slice CT System-EWB；Mimics10.0軟件為比利時(shí)Materialise公司軟件；CATIA V5軟件為法國(guó)達(dá)索飛機(jī)公司軟件；HyperMesh 10.0軟件為美國(guó)Altair公司軟件。

1.2 數(shù)字化重建實(shí)體模型使用螺旋CT掃描一顆形態(tài)正常，咬合面無明顯磨耗的下頜第一磨牙。使用Mimics10.0軟件將掃描數(shù)據(jù)導(dǎo)入，對(duì)數(shù)據(jù)進(jìn)行減點(diǎn)、去噪及拼接，最后精修得到下頜第一磨牙的三維數(shù)字化模型。將數(shù)字化模型導(dǎo)入CATIA V5功能軟件逆向生成全瓷冠修復(fù)體模型，參數(shù)為聚合度10°，頜面厚2 mm，全瓷冠頸緣厚1 mm，然后將修復(fù)體設(shè)定為厚度0.5 mm的內(nèi)側(cè)基底瓷層和外側(cè)飾瓷層，通過軟件生成0.05 mm的粘接劑層，和0.2 mm牙周膜層。

1.3 有限元網(wǎng)格劃分及參數(shù)設(shè)定應(yīng)用HyperMesh 10.0軟件,依次劃分實(shí)體模型的各部分單元,獲得三維有限元實(shí)體模型(圖1)。建立的三維有限元實(shí)體模型共93901個(gè)四面體單元，24771節(jié)點(diǎn)；飾瓷層單元36500，節(jié)點(diǎn) 8337；基底瓷層單元10233，節(jié)點(diǎn)3156；粘接層為 2548個(gè)單元，1323節(jié)點(diǎn)；基牙共38970，節(jié)點(diǎn)9072；牙周膜層為5650個(gè)單元，2883個(gè)節(jié)點(diǎn)。假設(shè)數(shù)字化模型各組分為均質(zhì)、連續(xù)，并且具有各向同性的線彈性材料。在受外力時(shí)各個(gè)界面之間不產(chǎn)生相對(duì)滑動(dòng)，且模型完全約束于牙槽骨底部。材料的力學(xué)參數(shù)見表1。雙層全瓷冠采用兩種基底瓷及2種飾瓷材料，實(shí)驗(yàn)分組情況見表2。

表1 有關(guān)材料的力學(xué)參數(shù)[6-7]

表2 不同材料和工況的實(shí)驗(yàn)分組

參照參考文獻(xiàn)對(duì)下頜第一磨牙沿牙體長(zhǎng)軸方向垂直和水平對(duì)全瓷冠遠(yuǎn)中頰尖內(nèi)1 mm處的區(qū)域[8]施加401.4N的最大咬合力(圖1)，通過軟件計(jì)算獲得不同飾瓷層基底瓷層組合的全瓷冠應(yīng)力云圖，并分析各個(gè)組分的應(yīng)力分布情況，計(jì)算不同材料組合的雙層全瓷冠的應(yīng)力值。

圖1 各組分有限元模型

2 結(jié)果

2.1 應(yīng)力分布全瓷修復(fù)單元各部分應(yīng)力分布云圖見圖2-9。在垂直向應(yīng)力下，雙層全瓷冠應(yīng)力主要集中在加載點(diǎn)對(duì)應(yīng)區(qū)域周圍(見圖2-4)；在水平向應(yīng)力下，飾瓷層應(yīng)力仍集中在加載點(diǎn)附近，而基底瓷層和粘接劑層的應(yīng)力極值已轉(zhuǎn)移至加載點(diǎn)側(cè)的頸部邊緣附近(見圖4-5)，而基牙的應(yīng)力極值區(qū)域更是轉(zhuǎn)移至加載側(cè)頸部根分叉區(qū)域(見圖6)，加載點(diǎn)區(qū)域附近的應(yīng)力值極大的降低。

2.2 不同組分VonMises值不同組別VonMises值見表2。飾瓷層的應(yīng)力極值位于應(yīng)力加載點(diǎn)附近，各組別差別很?。粦?yīng)力傳導(dǎo)到基底瓷層已降低95%以上，而基底瓷彈性模量較大，除SHOFU-LAVA組外基底瓷層應(yīng)力傳導(dǎo)變化均小于8%，但不同組別飾瓷層與基底瓷界面間應(yīng)力值差值有明顯差異；粘接劑層VonMises較小，已不足初始應(yīng)力值得0.2%，但粘接劑界面所受應(yīng)力遠(yuǎn)大于粘接劑本身； 各組別基牙的應(yīng)力值幾乎相同。

圖2 全瓷冠基牙單元應(yīng)力分布 圖3 飾瓷層應(yīng)力分布

圖4 基底瓷層應(yīng)力分布 圖5 粘接劑層應(yīng)力分布

圖6 基牙應(yīng)力分布

3 討論

在全瓷雙層冠廣泛應(yīng)用過程中，發(fā)現(xiàn)咀嚼肌發(fā)達(dá)，頜力大的患者更容易出現(xiàn)飾瓷層崩瓷，甚至基底冠破損的的問題。為了研究全瓷材料雙層冠的力學(xué)問題，課題組采用有限元法可以最大限度的對(duì)各種形態(tài)修復(fù)體在復(fù)雜工況下進(jìn)行力學(xué)分析，并通過數(shù)字化模型計(jì)算出對(duì)應(yīng)的應(yīng)力、位移等數(shù)據(jù)，高效精確的進(jìn)行力學(xué)分析[9-10]。

從飾面瓷、基底瓷的應(yīng)力分析可見其均未超過極限強(qiáng)度，說明全瓷材料雙層冠可以替代金屬烤瓷冠在保證強(qiáng)度的前提下改善美觀及生物安全性。但是口腔是一個(gè)復(fù)雜環(huán)境，全瓷材料在唾液水環(huán)境、冷熱溫度交替及循環(huán)咀嚼應(yīng)力的條件下容易發(fā)生材料老化現(xiàn)象，在低于其斷裂強(qiáng)度的應(yīng)力作用下也可以出現(xiàn)材料的疲勞破損。目前臨床常用氧化鋯材料撓曲強(qiáng)度可達(dá)1200 MPa，但氧化鋯材料在溫度和應(yīng)力的作用下可發(fā)生材料的t-m相變，出現(xiàn)微裂紋并逐漸擴(kuò)展，最終導(dǎo)致材料破損[11]；研究顯示經(jīng)過5年的臨床應(yīng)用氧化鋯強(qiáng)度可下降50%。并且氧化鋯透度低，難以模擬天然牙釉質(zhì)的紋理及色澤，在美學(xué)修復(fù)上有難以彌補(bǔ)的缺陷。而二硅酸鋰玻璃陶瓷雖然強(qiáng)度僅為300-400 MPa，但經(jīng)過燒結(jié)處理可以達(dá)到530MPa[12]，并且不會(huì)隨著應(yīng)力有明顯的衰減，足夠滿足日常的咀嚼需求；同時(shí)具有良好透度和色澤，能基本滿足模擬天然牙的美學(xué)需求。

表3 不同組分全瓷冠VonMises值

對(duì)于全瓷雙層冠最外層的飾瓷層強(qiáng)度較低，與基底瓷結(jié)合欠佳，且熱膨脹系數(shù)、力學(xué)性能不匹配，容易出現(xiàn)飾瓷層崩脫的現(xiàn)象。當(dāng)應(yīng)力加載區(qū)周圍應(yīng)力高度集中，可形成錐狀裂紋。當(dāng)應(yīng)力足夠大或者疲勞應(yīng)力長(zhǎng)期累積可引發(fā)裂紋擴(kuò)展，最終導(dǎo)致飾瓷崩瓷[13]。飾瓷彈性模量越低，抵抗形變能力越弱，這種趨勢(shì)越明顯。為了減少崩瓷現(xiàn)象可考慮使用高彈性模量的飾瓷，減小飾瓷-基底瓷界面的應(yīng)力差值，從而減小界面間的形變位移，降低崩瓷的可能性。同時(shí)氧化鋯基底燒結(jié)飾瓷的崩瓷率是要遠(yuǎn)高于金屬烤瓷冠和玻璃陶瓷冠的[14]，所以可以考慮更換修復(fù)材料，減少飾瓷的使用。

應(yīng)力經(jīng)過飾瓷層的傳導(dǎo)分散，基底瓷的VonMises值已經(jīng)下降了95%以上，而基底瓷的彈性模量較高，加載后的的形變遠(yuǎn)小于飾瓷，故基底瓷破損的可能性大大降低。而對(duì)于不同飾瓷基底瓷組合，基牙的VonMises值基本不變，說明修復(fù)體的材質(zhì)選擇對(duì)基牙的應(yīng)力影響較小。粘接劑層應(yīng)力隨基底瓷和飾瓷彈性模量大小變化，二者彈性模量越大，粘接劑層所受應(yīng)力越小，但因總體應(yīng)力值偏小，差異幾可忽略不計(jì)。但粘接界面的應(yīng)力值均較大，加之唾液水解、循環(huán)應(yīng)力載荷等因素容易導(dǎo)致粘接失效，故需要提高粘接劑本身以及粘接界面的強(qiáng)度。氧化鋯材料耐化學(xué)腐蝕，很難進(jìn)行表面處理，目前采用的噴砂工藝又容易導(dǎo)致其表面破壞出現(xiàn)裂紋[15]；而且目前常用的偶聯(lián)系統(tǒng)與氧化鋯表面結(jié)合不良，難以達(dá)到良好的界面處理效果。IPS e.max系列玻璃陶瓷，含有玻璃相，可以通過酸蝕處理增加微機(jī)械鎖結(jié)，同時(shí)偶聯(lián)劑可與晶體形成良好的化學(xué)鍵合，增強(qiáng)樹脂水門汀-基底冠的粘接強(qiáng)度，達(dá)到良好的粘接效果，減少邊緣微滲漏，減少因粘接失效引起的修復(fù)失敗，極大的保證了修復(fù)體的長(zhǎng)期穩(wěn)定性。

當(dāng)修復(fù)體受到側(cè)向甚至是水平向應(yīng)力的時(shí)候，修復(fù)單元各組分VonMises值均有一定程度的增加，但仍在可耐受的斷裂強(qiáng)度范圍內(nèi)；基牙的應(yīng)力集中區(qū)轉(zhuǎn)移至牙頸部近根分叉水平，VonMises值也增加到約2.7倍，提示側(cè)向應(yīng)力仍是增加修復(fù)體破損率的一個(gè)不利因素，尤其對(duì)于基牙和牙周組織的健康影響更大，應(yīng)盡量減少。

近年來全瓷冠材料不斷發(fā)展改進(jìn)，已成為臨床常用的理想修復(fù)材料，它逼真的色澤外觀，優(yōu)良的生物相容性使之獲得臨床醫(yī)師的青睞。本實(shí)驗(yàn)中IPS e.max二硅酸鋰組具有高彈性模量能抵抗飾瓷層直接施加高應(yīng)力的形變影響，同時(shí)具有同等的熱膨脹系數(shù)，在飾瓷基底瓷界面的應(yīng)力差值接近與零，可最大限度的降低全瓷冠崩瓷的可能性。在有足夠修復(fù)體厚度的前提下，此組合既有良好的透明度保證了仿真修復(fù)體的美觀，又具有足夠的強(qiáng)度，并且自身性質(zhì)有利于提高樹脂水門汀粘接性能，保證了修復(fù)體的長(zhǎng)期穩(wěn)定性，為臨床提升修復(fù)質(zhì)量、提高臨床修復(fù)成功率及患者滿意度提供了新的嘗試方向。