荊兆君 劉耀捷 江 泳

1.前言

根管治療后牙齒的抗折能力受剩余健康牙體組織的量、牙本質(zhì)肩領(lǐng)的存在與否、牙在牙弓上的位置以及樁核的材料和設(shè)計等多方面的影響[1-3]。其中剩余健康牙體組織和牙本質(zhì)肩領(lǐng)是影響樁核冠遠期修復(fù)效果的非常重要的因素[4]。牙本質(zhì)肩領(lǐng)效應(yīng)可以分散牙體組織應(yīng)力，減小功能杠桿力，削弱錐形樁的楔應(yīng)力，降低樁就位時對根管壁施加的側(cè)向力，對根管治療后牙齒產(chǎn)生正向增強的作用，提高牙齒完整性，有效防止牙齒劈裂[5,6]。公認的牙本質(zhì)肩領(lǐng)效應(yīng)要求全冠修復(fù)體的邊緣至少包過剩余牙體組織斷面高度的1.5～2mm，且牙體組織軸面相對平行，360°包繞頸部形成“箍”的效應(yīng)[5,7-9]。大量研究顯示，具備完整牙本質(zhì)肩領(lǐng)的患牙抗折強度明顯優(yōu)于無牙本質(zhì)肩領(lǐng)或牙本質(zhì)肩領(lǐng)不完整的患牙[2,6,10-14]。眾多研究者提出，牙本質(zhì)肩領(lǐng)的高度[9,15-20]和厚度[21-24]與牙齒的抗折性關(guān)系密切，而對于牙本質(zhì)肩領(lǐng)的形態(tài)變化對樁核冠修復(fù)后抗折性能的影響尚無定論。

對于不具備完整牙本質(zhì)肩領(lǐng)的患牙，剩余冠部牙體組織的位置可能是根管治療后上頜前牙預(yù)后的重要影響因素[6]。臨床中上頜前牙牙體缺損的形式多種多樣，可能會出現(xiàn)牙冠中央或鄰面的牙體缺損[13]。鄰面齲壞發(fā)生時會導(dǎo)致缺一個或兩個鄰面壁；咬合創(chuàng)傷或唇側(cè)頸部齲壞時會導(dǎo)致缺少唇側(cè)壁；上前牙受外傷導(dǎo)致唇面到腭側(cè)頸部的折斷或腭側(cè)窩齲壞造成腭側(cè)壁缺損。據(jù)此我們對密胺模型牙進行分組，模擬臨床中可能出現(xiàn)的缺損情況，分別完成金屬樁核冠的修復(fù)，進行靜態(tài)力學(xué)加載實驗，以探討牙本質(zhì)肩領(lǐng)形態(tài)對牙齒抗折性能的影響。

2.材料和方法

2.1 主要材料和儀器 統(tǒng)一切削加工的試件牙；模型觀測儀（?？扑笰P100，中國）；包埋樹脂（上海新世紀，中國）；硅橡膠（DMG，德國）；玻璃離子水門?。?M EPSP，美國）；萬能力學(xué)加載機（Instron 5969，美國）。

2.2 中切牙預(yù)備體模型的建立和加工 建立擬行金屬樁核+金屬烤瓷全冠修復(fù)的右上中切牙預(yù)備體模型，使用數(shù)控銑床（F3，Makino，日本）安裝特制直徑0.8mm 的銑刀將密胺材質(zhì)的右上中切牙人工牙（A5-500，日進齒科材料昆山有限公司，中國）切削加工成標準試件：牙本質(zhì)肩領(lǐng)唇腭側(cè)高度4mm、近遠中高度2mm，根長14.0mm，頸部為0.5-1.0mm寬的圓角肩臺，樁道末端唇腭徑1.10mm，近遠中徑1.36mm，樁道冠方唇腭徑1.47mm，近遠中徑2.33mm，保證牙本質(zhì)肩領(lǐng)厚度至少1mm。保留5.0mm根尖封閉區(qū)，牙根內(nèi)樁長為9.0mm（見圖1）。

圖1 模型牙尺寸設(shè)計

2.3 分組 測量所有試件牙的總長度、根遠近中徑寬度、根唇腭徑寬度、肩領(lǐng)厚度，使用隨機數(shù)字表將樣本分為5 組，每組6 顆。使用單因素方差分析進行組間及組內(nèi)的差異比較，如果差異不具有統(tǒng)計學(xué)意義則分組成功，否則重新分組。

2.4 包埋 自制內(nèi)徑長*寬*高為2cm*2cm*2cm 的包埋模具。試件牙根表面均勻包繞2層聚四氟乙烯膜，約0.2mm，用以模擬牙周膜厚度。將試件牙包埋于自凝樹脂中，用自凝樹脂模擬牙槽骨。包埋過程中使用模型觀測儀和自制定位裝置（見圖2）確保試件牙牙長軸垂直于包埋平面，并指引包埋高度在釉牙骨質(zhì)界下2mm。在自凝牙托樹脂處于橡膠期時取出試件牙，將聚乙烯薄膜去除。

圖2 利用觀測儀及定位裝置進行包埋

2.6 缺損的制備 將分組后的試件進行加工,形成不同的牙本質(zhì)肩領(lǐng)形態(tài)，所有缺損部位的牙本質(zhì)肩領(lǐng)高度均為0（見圖3，深色區(qū)域代表缺損）：組1：完整肩領(lǐng)（唇腭側(cè)高度4mm，鄰面高度2mm）；組2：腭側(cè)肩領(lǐng)；組3：唇側(cè)肩領(lǐng)；組4：近中肩領(lǐng)；組5：無肩領(lǐng)。根據(jù)設(shè)計的牙本質(zhì)肩領(lǐng)形態(tài)制作相應(yīng)的缺損制備導(dǎo)板，在導(dǎo)板的引導(dǎo)下制備試件，顯微鏡下精修。

圖3 牙本質(zhì)肩領(lǐng)缺損形態(tài)

2.7 樁核的制作 依次使用直徑0.9mm、1.0mm、1.12mm 的平行樁道成型車針（ParaPost,Coltene,瑞士）將樁道壁精修光滑。所有試件牙在樁核蠟型制備導(dǎo)板的定位下，制作統(tǒng)一外形的樁核蠟型，使最終預(yù)備體的唇腭側(cè)高度為7mm，并進行鑄造加工。

2.8 樁核粘結(jié) 樁核試戴合適后噴砂（110μm Al2O3；0.5MPa）20s，試件牙和樁核進行酒精棉擦拭及高壓蒸汽清洗，干燥后使用玻璃離子水門汀進行樁核的粘結(jié)，按照說明書進行標準的調(diào)拌使用，在5kg 的加載裝置下維持粘結(jié)，從調(diào)拌到粘結(jié)完成控制在7min。

2.9 金屬冠的制作及粘結(jié) 預(yù)備體稍作修整后表面涂分離劑，制作與常規(guī)金屬烤瓷冠舌面形態(tài)一致的冠蠟型，蠟型唇腭側(cè)高9mm（切端厚2mm）。在腭側(cè)切緣下2mm中央設(shè)計2mm直徑的加載凹槽。為保證各試件的冠尺寸一致，第一個冠蠟型完成后制作硅橡膠導(dǎo)板，用以復(fù)制完成后續(xù)所有冠蠟型的制作。冠包埋鑄造完成后，試戴噴砂（110μm Al2O3，0.5MPa）20s，戴冠粘結(jié),粘結(jié)方法同樁核。

2.10 實驗室力學(xué)加載 試件在萬能力學(xué)實驗機上進行破壞實驗。使用45°夾具夾持固定試件牙，保證加載角度與牙長軸呈135°角（見圖4）。135°模擬了Ⅰ類咬合關(guān)系時上頜切牙的受力方向[4,6]。加載頭以1mm/min 的速度加載到冠舌側(cè)的加載凹槽上。通過萬能實驗機的計算機軟件記錄載荷-位移曲線，突然下降的點代表破壞載荷。

圖4 力學(xué)加載圖示

2.11 破壞類型分析 將試件的破壞模式進行如下分類（見圖5）:Ι型為環(huán)形折裂；Ⅱ型為斜行折裂；Ⅲ型為縱行折裂。其中當折裂線位于包埋材料內(nèi)時,則為不可修復(fù)性折裂。

圖5 環(huán)形折裂；斜行折裂；縱行折裂

2.12 統(tǒng)計分析 使用統(tǒng)計學(xué)軟件SPSS 21.0單因素方差分析檢測試件的標準一致性；對各小組的破壞載荷平均值進行單因素方差分析，并使用LSD－t 法對各小組進行兩兩比較（α=0.05）。

3.結(jié)果

3.1 各組樣本外形數(shù)據(jù)的統(tǒng)計分析 隨機分組后,使用0.01mm精確度的游標卡尺測量各樣本的外形數(shù)據(jù)（表1),使用單因素的方差分析進行檢驗。經(jīng)檢驗,5組試件牙的總長度、根遠近中徑寬度、根唇腭徑寬度、肩領(lǐng)厚度等差異均無統(tǒng)計學(xué)意義（P>0.05),可以認為各組樣本均來自同一總體。

隨著科學(xué)技術(shù)的發(fā)展，施工機械設(shè)備的科技含量也在不斷提升，這就在一定程度上給施工企業(yè)的管理工作提出了更高的要求，在工作過程中想要將機械設(shè)備的工作效率提高，那么在控制施工技術(shù)人員操作能力的同時，還需要做好機械設(shè)備的更新，在選擇設(shè)備過程中，要選擇能耗低、安全性能高、施工效率高、養(yǎng)護成本低的設(shè)備[5]。

表1 樣本外形數(shù)據(jù)表

3.2 各組破壞載荷分析 各組試件牙的破壞載荷均值、標準差等如表2、圖6 所示，組1 最高,為（804.59±110.95）N；組3 最 低，為（431.25±100.45）N。單因素方差分析顯示，組1 與其他4 組的破壞載荷存在差異，且均具有統(tǒng)計學(xué)意義（P<0.05）。當牙本質(zhì)肩領(lǐng)不完整時，組2 破壞載荷最高，為（598.4±110.40）N，與組3 存在統(tǒng)計學(xué)差異（P=0.008），與組4統(tǒng)計學(xué)差異無意義（P=0.322）。

表2 破壞載荷數(shù)據(jù)表

圖6 箱線圖顯示各組最大負載力（破壞載荷）的最小值、中位數(shù)及最大值

3.3 折裂模式 本實驗各組試件牙折裂模式分布見表3。其中組1均為環(huán)形折裂，組2有2例是環(huán)形折裂，另外4例是斜行折裂，組3、4、5均為鄰面縱行折裂。

表3 折裂模式分布表

4.討論

本研究主要探討不同牙本質(zhì)肩領(lǐng)形態(tài)對上頜中切牙抗折性的影響。目前實驗室模擬研究的樣本多選用人類離體牙，但是離體時間、保存方法和牙齒之間的差異性很難把控，個體間差異大[25]。本研究選擇商品化的密胺樹脂人工牙模擬根管治療后的天然牙，按照統(tǒng)一的尺寸規(guī)格標準進行加工制作,避免了牙根形態(tài)、結(jié)構(gòu)、質(zhì)地差異因素對抗折性的影響,在樣本一致性上具有一定的優(yōu)勢。人類牙本質(zhì)的壓縮強度為69～348MPa[26],拉伸強度為 62.7±5.7MPa[27],彎曲強度為 142.8±17MPa[28]。所用人工牙密胺材料（日本株式會社）的壓縮強度為186～225MPa,拉伸強度為59～78MPa，彎曲強度為88～118MPa。相較于其他人工材料，密胺材料與牙本質(zhì)的力學(xué)性能更相近，可在一定程度上反映人類牙齒的性能。

所有樣本的破壞載荷從431.25±100.45N（組3）到804.59±110.95N（組1）不等，與其他以人類離體牙為樣本的研究結(jié)果相近[4,13,18]。從破壞載荷來看，牙本質(zhì)肩領(lǐng)完整組（組1）的抗折力最大，與牙本質(zhì)肩領(lǐng)缺損組（組2、3、4）和無肩領(lǐng)組（組5）的破壞載荷差異均具有統(tǒng)計學(xué)意義。這些結(jié)果可能很好的解釋了完整牙本質(zhì)肩領(lǐng)的存在可以增強根管治療后牙齒的抗折能力[4,13,14]。當牙齒缺損量大，不能保證360°完整牙本質(zhì)肩領(lǐng)時，部分牙本質(zhì)肩領(lǐng)的存在也在一定程度上增加牙齒的抗折性[1,6,11,29]。研究結(jié)果顯示，無肩領(lǐng)組與腭側(cè)肩領(lǐng)組的破壞載荷差異有統(tǒng)計學(xué)意義（P=0.012），而與唇側(cè)肩領(lǐng)組（P=0.898）、近中肩領(lǐng)組（P=0.111）的差異無統(tǒng)計學(xué)意義，其中無肩領(lǐng)組（439.10±116.36N）和唇側(cè)肩領(lǐng)組（431.25±100.45N）的破壞載荷極其相近。另外，腭側(cè)肩領(lǐng)組的破壞載荷為598.46±110.40N，優(yōu)于近中肩領(lǐng)組（537.61±95.37N）和唇側(cè)肩領(lǐng)組，且與唇側(cè)肩領(lǐng)組的差異有統(tǒng)計學(xué)意義。由此看來，牙本質(zhì)肩領(lǐng)的形態(tài)是影響抗折性的重要因素。從剩余牙本質(zhì)肩領(lǐng)的形態(tài)來說，腭側(cè)肩領(lǐng)比唇側(cè)肩領(lǐng)的抗折能力強，這與其他學(xué)者的研究結(jié)果一致[4,6,20]。產(chǎn)生這一結(jié)果的原因可能是實驗中模擬的是上頜切牙在正常咬合時受到的力，來自腭側(cè)的45°根向力，使得唇側(cè)組織受到壓應(yīng)力，腭側(cè)組織受到拉應(yīng)力。研究表明牙本質(zhì)是抗壓不抗拉的[30]，所以斷裂多起源于腭側(cè)冠緣玻璃離子粘結(jié)界面最薄弱處，然后通過粘結(jié)界面向唇面根方擴展[20]。另外，有學(xué)者用有限元的方法進行分析，認為相較于唇側(cè)肩領(lǐng)，腭側(cè)肩領(lǐng)對減小根部牙本質(zhì)峰值應(yīng)力、減小應(yīng)力集中更有意義[31]。也有相反的觀點，認為唇側(cè)的牙本質(zhì)肩領(lǐng)抗折能力更強[13,32]，或者肩領(lǐng)的位置對牙齒抗折性沒有顯著影響[33]。這種研究結(jié)果的差異可能源于修復(fù)設(shè)計的不同。Naumann的實驗[13]中頸部肩臺的位置是平齊的而不是沿釉牙骨質(zhì)界（CEJ），在唇腭面肩臺與CEJ之間留有大量未預(yù)備的牙體組織，這可能會改變牙齒的抗折力。另一研究中未進行冠修復(fù)[32]，加載力直接作用于預(yù)備體上，沒有冠修復(fù)的狀態(tài)下牙本質(zhì)肩領(lǐng)不能發(fā)揮“箍”的效應(yīng)[7]，牙齒的抗折性也將發(fā)生變化。

從卡方Fisher′S 精確概率法的檢驗結(jié)果看，樣本破壞模式與肩領(lǐng)完整性及缺損部位密切相關(guān)（P<0.001）。完整肩領(lǐng)組發(fā)生的是CEJ 下4-6mm 環(huán)形折斷/裂；腭側(cè)肩領(lǐng)組有2例環(huán)形折裂，4例從腭側(cè)頸部到唇側(cè)CEJ 下3-4mm 的斜行折裂；其余3 組均為鄰面縱行折裂（達CEJ 下3-5mm）。當存在360°完整牙本質(zhì)肩領(lǐng)時，冠-樁核-粘接劑-牙體組織是一個整體，應(yīng)力通過樁均勻分散到根部[6]。而當肩領(lǐng)不完整時，應(yīng)力集中在薄弱環(huán)節(jié)，通常是在冠邊緣[13]。實驗中5 組試件均為不可修復(fù)性折裂，這可能是因為實驗中選用的是鑄造金屬樁核。Jasjit Kaur等人對上頜中切牙進行樁核冠修復(fù)，比較不同樁核材料修復(fù)的抗折性，結(jié)果提示鑄造金屬樁的抗折強度高于纖維樁，但前者90%為不可修復(fù)性折裂，而后者僅有10%為不可修復(fù)性折裂[34]。以往研究表明金屬樁比纖維樁能承受更大的載荷，但更易發(fā)生不可修復(fù)性折裂[2,33]。破壞模式的差異可能和樁核材料與牙本質(zhì)彈性模量的匹配度有關(guān)：纖維樁的彈性模量與牙本質(zhì)接近，通過樹脂粘接劑的粘結(jié)，形成一個牙體-粘接劑-纖維樁同質(zhì)體，咀嚼產(chǎn)生的應(yīng)力可以在樁核、牙根中比較均勻地傳遞；而鑄造金屬樁的彈性模量較高，粘固后不同界面之間易產(chǎn)生應(yīng)力集中點，從而發(fā)生不可修復(fù)性折裂[2,34]。

本文研究了牙本質(zhì)肩領(lǐng)不同形態(tài)對上頜中切牙抗折性的影響，對于臨床具有一定的指導(dǎo)意義。本實驗結(jié)果提示我們在臨床操作過程中應(yīng)注意保留牙本質(zhì)肩領(lǐng)的完整性，同時要認識到不同位置的牙本質(zhì)肩領(lǐng)缺損對抗折強度的影響不盡相同。當牙體組織大量缺損時，腭側(cè)牙本質(zhì)肩領(lǐng)缺損對于牙齒的抗折性能影響更大，這有助于我們評估不同缺損患牙的修復(fù)效果及長期預(yù)后，并為我們的修復(fù)選擇提供指導(dǎo)。但需要指出的是，本實驗采用密胺樹脂人工牙模擬天然牙，人工材料和人類牙體組織在力學(xué)性能上存在一定差異，而且人工牙缺乏正常的牙根形態(tài)，并不能完全反映天然牙的情況。本研究采用的是體外靜態(tài)加載實驗，沒有模擬所有的口腔條件，包括濕度、溫度、化學(xué)變化和疲勞效應(yīng)等，不能排除這些因素對牙齒抗折性的影響。另外，本實驗的研究對象是上頜中切牙，所有結(jié)果都是基于這一條件，關(guān)于其他牙位和受力方式的情況有待被進一步研究。而基于密胺人工牙的體外力學(xué)模型，有待進一步完善，其準確性、有效性也有待進一步研究和驗證。

5.結(jié)論

基于本體外模擬實驗的有限條件下，對于采用鑄造金屬樁核冠修復(fù)的上頜中切牙，得出如下結(jié)論：

(1）有完整牙本質(zhì)肩領(lǐng)的破壞載荷高于無完整牙本質(zhì)肩領(lǐng)（缺損1/2）、無牙本質(zhì)肩領(lǐng)的樣本。

(2）對于上頜中切牙，牙本質(zhì)肩領(lǐng)不完整，牙體缺損1/2時，腭側(cè)壁的存在對提高抗折性意義更大。

(3）破壞模式與牙本質(zhì)肩領(lǐng)的形態(tài)密切相關(guān)。