唐苗寧,吳 斌,劉 懋,史學(xué)明,袁 樂,唐 雯,曹 丹,嚴(yán) 斌

在正畸治療中,施加于牙冠上的矯治力是使牙齒發(fā)生移動(dòng)的始動(dòng)因素,而牙周組織的力學(xué)響應(yīng)則是引起牙移動(dòng)和影響牙移動(dòng)速率的決定因素,其中牙槽骨中的松質(zhì)骨作為改建的主體,對(duì)牙移動(dòng)的影響尤為關(guān)鍵[1-2]。

牙槽骨作為全身改建最為活躍的骨組織,主要由皮質(zhì)骨、松質(zhì)骨和固有牙槽骨組成,其中松質(zhì)骨由羥基磷灰石、膠原和水組成,具有非均質(zhì)性、黏彈性、各向異性等特點(diǎn)。目前已有大量研究表明松質(zhì)骨具有非常復(fù)雜的力學(xué)性能,這與其具備的復(fù)雜結(jié)構(gòu)和成分直接相關(guān)[3-5]。此外,以往研究還表明牙根不同層面(根頸部、根中部及根尖部)的牙周膜存在纖維數(shù)量、形態(tài)及力學(xué)性能差異[6-7]。因而,牙槽松質(zhì)骨的力學(xué)性能應(yīng)該也會(huì)隨著牙根層面的不同有一定的差異,但是目前對(duì)牙槽松質(zhì)骨的研究較少,牙槽松質(zhì)骨的形態(tài)多樣性和結(jié)構(gòu)復(fù)雜性給其力學(xué)性能的研究帶來了挑戰(zhàn)。相較于長骨組織,牙槽松質(zhì)骨含量較少,周圍有牙根、皮質(zhì)骨及牙周膜等組織,較難分離。因而,以往研究多為對(duì)牙槽骨力學(xué)性能的整體研究[8-9],并沒有單獨(dú)研究松質(zhì)骨。同時(shí)這些研究多為動(dòng)物骨組織研究,并不能完全反映人類組織的特性。王玉東等[10-11]通過錐形束CT掃描牙槽骨,發(fā)現(xiàn)同一頜骨前牙區(qū)的牙槽松質(zhì)骨密度可能大于后牙區(qū),但掃描精度還需進(jìn)一步提升。目前對(duì)牙根不同層面牙槽松質(zhì)骨的力學(xué)性能及利用分辨率更高的micro-CT觀測微觀結(jié)構(gòu)的研究較少。以往研究表明,當(dāng)相同正畸力通過矯治器傳遞于牙周膜至牙槽松質(zhì)骨時(shí),牙槽松質(zhì)骨不同部位應(yīng)力分布差異將影響其周圍牙根的移動(dòng)方式和速率[12-13]。而功能載荷下牙齒移動(dòng)變化的準(zhǔn)確預(yù)測一直是口腔正畸生物力學(xué)研究的熱點(diǎn)問題,因此有必要深入研究牙槽骨不同部位及牙根不同層面松質(zhì)骨力學(xué)性能。

本課題組前期的研究[14-15]通過對(duì)人離體下頜骨后牙區(qū)的牙槽松質(zhì)骨進(jìn)行力學(xué)研究發(fā)現(xiàn)了后牙區(qū)局部不同牙位及牙根層面彈性模量存在差異。但是,關(guān)于前牙區(qū)牙根不同層面及前后牙區(qū)牙槽松質(zhì)骨的力學(xué)性能探索尚未涉及。利用單軸壓縮實(shí)驗(yàn)可準(zhǔn)確地測量松質(zhì)骨的彈性模量[14]。因而,本研究將在人上下頜骨的牙槽松質(zhì)骨進(jìn)行解剖分離后,通過對(duì)其進(jìn)行micro-CT掃描及影像分析,并借助單軸壓縮實(shí)驗(yàn)對(duì)同一頜骨的不同牙位(前牙區(qū)及后牙區(qū))及單個(gè)牙根的不同層面(根頸、根中及根尖部)周圍的牙槽松質(zhì)骨進(jìn)行力學(xué)測試,探索牙槽骨不同部位松質(zhì)骨的結(jié)構(gòu)和力學(xué)性能差異及影響因素,以期為建立精確的牙槽骨本構(gòu)模型提供依據(jù)。

1 材料與方法

1.1 樣本收集

樣本分別取自一名新鮮尸體的上頜骨片段(男性,35歲,無引起骨質(zhì)疏松的全身性疾病,牙齒健康,除第三磨牙外牙列完整,無牙周病)和一名新鮮尸體的下頜骨片段(男性,44歲,無引起骨質(zhì)疏松的全身性疾病,牙齒健康,除第三磨牙外牙列完整,無牙周病),尸體由南京醫(yī)科大學(xué)解剖教研室提供(南京醫(yī)科大學(xué)倫審(2020)234號(hào))。

1.2 樣本制備

為保持牙槽松質(zhì)骨的生物力學(xué)性能,將頜骨儲(chǔ)存于-20 ℃冰箱中[16-17],未浸泡甲醛溶液。1周內(nèi)進(jìn)行牙槽松質(zhì)骨樣本制備及力學(xué)測試。測試當(dāng)天將頜骨從冰箱中取出放入37 ℃水浴鍋中解凍10 min,剝離周圍軟組織后,用迷你型鋸弓(12英寸,SATA,中國)將上頜骨沿著骨縫正中鋸開,考慮樣本的珍貴性,兩個(gè)頜骨均選取左側(cè)部分進(jìn)行研究,將上下頜分別沿著前牙與后牙交界區(qū)即尖牙及第一前磨牙之間及第二磨牙后緣切分成2塊并去除多余組織及牙冠部分(圖1)。

a:左側(cè)上頜前牙區(qū);b:左側(cè)上頜后牙區(qū);c:左側(cè)下頜前牙區(qū);d:左側(cè)下頜后牙區(qū)

將制備好的單個(gè)牙槽骨塊借助切片石蠟(熔點(diǎn)56～58 ℃,華靈康復(fù)機(jī)械廠,中國)固定于低速切割機(jī)(500 r/s,IsoMet,Buehler,美國)上,并于槽內(nèi)加入適量生理鹽水以避免切割時(shí)摩擦生熱對(duì)樣本的生物力學(xué)性能產(chǎn)生影響[3]。垂直于牙根縱軸自冠方向根方進(jìn)行切割[14],依次獲得根頸、根中及根尖部水平矩形薄片各一片,厚(2.0±0.3)mm(圖2A～B)。

A,B:依次制取根頸部(a)、根中部(b)及根尖部(c)水平矩形薄片;C:分別從水平矩形薄片a,b,c中制取立方體樣本;D:前牙區(qū)共獲取6個(gè)樣本

隨后將切片的冠方做好標(biāo)記平鋪于切割臺(tái),用少量石蠟固定,沿牙根間進(jìn)行牙槽松質(zhì)骨平行切割獲得長方體,隨后將長方體兩端固定,切割出立方體樣本(圖2C),每個(gè)樣本的體積為(2.0±0.3)mm×(2.0±0.3)mm×(2.0±0.3)mm。左側(cè)上下頜骨前牙區(qū)均按照此方法分別切取6個(gè)立方體樣本(圖2D),其中根頸部、根中部及根尖部各2個(gè);后牙區(qū)由于多一個(gè)牙位,上下頜分別切取9個(gè)立方體樣本,其中根頸部、根中部及根尖部各3個(gè)。

由于牙槽松質(zhì)骨內(nèi)部的不規(guī)則性,根中部和根尖部有部分樣本存在嚴(yán)重缺損,后續(xù)研究予以舍棄。最終按照牙位進(jìn)行分組,上下頜前牙區(qū)各5個(gè)樣本,上下頜后牙區(qū)各8個(gè)樣本;按照牙根層面進(jìn)行分組,上下頜根頸部各4個(gè)樣本;上頜根中部和根尖部各4個(gè)樣本,下頜根中部和根尖部各3個(gè)樣本。制備好的樣本置于-20 ℃生理鹽水中冷凍保存,直到測試。

1.3 影像學(xué)分析

首先借助掃描電鏡(Phenom XL G2,Eindhoven,荷蘭)觀察牙槽松質(zhì)骨的微觀形態(tài)。隨后借助micro-CT(Scanco Medical,Bassersdorf,瑞士)對(duì)樣本進(jìn)行掃描成像,CT參數(shù)值設(shè)置為(55 kVp,72 μA,15.6 μm)[18-19],并將獲取的DICOM格式斷層影像數(shù)據(jù)導(dǎo)入Mimics軟件(V20.0,Materialise,比利時(shí))選擇閾值為“bone”進(jìn)行三維重建,測量骨密度指標(biāo)骨體積分?jǐn)?shù)(bone volume/total volume(%),BV/TV(%))。

1.4 單軸壓縮實(shí)驗(yàn)

采用雙立柱臺(tái)式電子萬能材料試驗(yàn)機(jī)(Bluehill Universal,美國)。因樣本較小,對(duì)研究設(shè)備精度要求較高,采用100 N(公差為0.01 N)的測壓元件。以測壓長度作為輸入,由設(shè)備軟件測量位移可滿足精度要求,測出的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)更可靠[14]。將樣本冠方朝上平放于研究臺(tái)中央,為防止試樣干燥,避免溫度、濕度的影響,在測試過程中保持室內(nèi)溫度20 ℃,并用適量生理鹽水濕潤樣本。設(shè)定預(yù)加載階段0.1 mm/min勻速下降至壓力顯示為0.1 N為上壓盤接觸樣本,即刻應(yīng)變清零以精確計(jì)算位移。隨后以0.1 mm/min加載速率進(jìn)行單軸壓縮實(shí)驗(yàn)(圖3),根據(jù)實(shí)驗(yàn)載荷-位移數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換得到應(yīng)力-應(yīng)變曲線,使用GraphPad Prism(Version 8.0,GraphPad Software,美國)進(jìn)行圖像處理,包括去除噪點(diǎn),平滑曲線,擬合曲線等,并計(jì)算彈性模量,為準(zhǔn)確進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析,將所得彈性模量進(jìn)行對(duì)數(shù)轉(zhuǎn)換。

箭頭方向?yàn)閴嚎s方向

1.5 統(tǒng)計(jì)學(xué)方法

利用SPSS(Version 26.0,IBM,美國)分析實(shí)驗(yàn)結(jié)果,定量資料以均數(shù)±標(biāo)準(zhǔn)差表示,同一頜骨的前牙及后牙兩組間比較使用獨(dú)立樣本t檢驗(yàn),根頸、根中和根尖多組間比較采用單因素方差分析,若差異具有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義, 則進(jìn)行多重比較,P<0.05為差異具有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。

2 結(jié) 果

2.1 影像學(xué)結(jié)果分析

2.1.1 掃描電鏡結(jié)果 牙槽松質(zhì)骨內(nèi)含骨小梁呈疏松多孔狀,可見多個(gè)哈弗系統(tǒng)、骨髓腔和不規(guī)則分布的膠原纖維(圖4)。

圖4 掃描電鏡下牙槽松質(zhì)骨的微觀形態(tài)

2.1.2 三維重建結(jié)果 利用micro-CT斷層影像分別三維重建上、下頜前牙區(qū)及后牙區(qū)牙根的不同層面(根頸、根中、根尖區(qū))牙槽松質(zhì)骨內(nèi)部骨小梁圖像,典型圖像見圖5。BV/TV測量分析顯示同一頜骨的牙槽松質(zhì)骨密度前牙區(qū)>后牙區(qū);同時(shí)發(fā)現(xiàn)根頸部的牙槽松質(zhì)骨密度>根中部,且根中部的牙槽松質(zhì)骨密度>根尖部(表1)。

表1 人牙槽骨不同部位松質(zhì)骨骨密度指標(biāo)BV/TV

圖5 Mimics三維重建的牙槽骨不同部位松質(zhì)骨微觀結(jié)構(gòu)

2.2 單軸壓縮實(shí)驗(yàn)結(jié)果

以0.1 mm/min加載速率下的人牙槽松質(zhì)骨單軸壓縮的應(yīng)力-應(yīng)變曲線,初始階段應(yīng)力隨著應(yīng)變的增加呈穩(wěn)定上升趨勢,應(yīng)力和應(yīng)變呈非線性關(guān)系,至應(yīng)變約為4%時(shí)應(yīng)力趨于穩(wěn)定(圖6)。所得到的擬合直線的斜率即可近似等于該區(qū)間內(nèi)牙槽松質(zhì)骨的彈性模量,人上頜各部分牙槽松質(zhì)骨的彈性模量為340～805 MPa,下頜各部分的牙槽松質(zhì)骨的彈性模量為107～730 MPa。經(jīng)計(jì)算得出彈性模量平均值(表2)。

表2 牙槽骨不同部位松質(zhì)骨彈性模量

圖6 單軸壓縮人牙槽松質(zhì)骨應(yīng)力-應(yīng)變曲線

將所得牙槽松質(zhì)骨彈性模量進(jìn)行l(wèi)og2對(duì)數(shù)轉(zhuǎn)換統(tǒng)計(jì)分析,發(fā)現(xiàn)上下頜不同牙位(前牙、后牙區(qū))存在差異(P<0.05)(表3),上下頜前牙區(qū)的牙槽松質(zhì)骨彈性模量>后牙區(qū);牙根不同層面(根頸、根中及根尖部)存在差異(P<0.01)(表4),再進(jìn)一步分析發(fā)現(xiàn)上頜和下頜的牙槽骨松質(zhì)骨彈性模量均為根頸部>根中,根中部>根尖部(P<0.05)(圖7)。

表3 牙槽骨不同牙位松質(zhì)骨彈性模量(log2)結(jié)果

表4 牙槽骨牙根不同層面松質(zhì)骨彈性模量(log2)結(jié)果

圖7 人牙槽不同牙位松質(zhì)骨彈性模量(log2)結(jié)果

3 討 論

本研究的目的主要是探究人上下頜不同牙位及牙根不同層面周圍牙槽松質(zhì)骨的結(jié)構(gòu)特點(diǎn)和力學(xué)性能。在以往的研究中,牙槽松質(zhì)骨的彈性模量在340～1 131 MPa之間變化[14-15],本研究通過單軸壓縮實(shí)驗(yàn)獲得的人牙槽松質(zhì)骨的彈性模量為107～805 MPa,與既往研究結(jié)果接近。本研究在矢狀方向上將牙槽松質(zhì)骨分為前牙區(qū)和后牙區(qū),在垂直方向上將牙槽松質(zhì)骨分成根頸、根中和根尖3組,分別發(fā)現(xiàn)不同牙位和牙根層面周圍牙槽松質(zhì)骨彈性模量均存在一定差異。前牙區(qū)的牙槽松質(zhì)骨彈性模量大于后牙區(qū),根頸部牙槽松質(zhì)骨彈性模量大于根中部,且根中部大于根尖部。同時(shí)micro-CT測量結(jié)果發(fā)現(xiàn)牙槽骨不同部位松質(zhì)骨密度具有相同差異,由此推斷牙槽松質(zhì)骨的彈性模量可能與牙槽松質(zhì)骨密度有關(guān)。此結(jié)果對(duì)于臨床上不同部位正畸牙移動(dòng)時(shí)施加力的大小選擇具有一定的指導(dǎo)意義,同時(shí)對(duì)于微種植體支抗的植入位置的選擇有一定的參考意義,但還需要進(jìn)一步的研究來驗(yàn)證。

骨小梁是牙槽松質(zhì)骨的主要結(jié)構(gòu),在松質(zhì)骨力學(xué)響應(yīng)中的主要作用已在以往的研究中得到證實(shí)[20-22]。本研究在單軸壓縮實(shí)驗(yàn)過程中發(fā)現(xiàn),應(yīng)力隨著應(yīng)變的增加不斷增大,應(yīng)力-應(yīng)變曲線接近形成一條平緩上升的直線,隨著應(yīng)力的不斷增加,最終骨小梁內(nèi)部的彈性纖維無法抵抗,發(fā)生塑性形變,這可以解釋在極限應(yīng)變附近彈性模量的劇烈變化。隨后趨于結(jié)構(gòu)改變后一段平穩(wěn)的變化,這可能和其內(nèi)部骨小梁具有不同的排列角度,以及直立的骨小梁被壓縮后因其中的膠原纖維等成分產(chǎn)生形變有關(guān)。在極限應(yīng)變處應(yīng)力-應(yīng)變曲線斜率的顯著變化可能表明,在正畸治療過程中,在到達(dá)極限應(yīng)變點(diǎn)之前實(shí)現(xiàn)牙槽松質(zhì)骨的有效應(yīng)變是可行的。即在正畸治療中運(yùn)用較小的力量可能是更有效和充分的。在正畸力的作用下,牙槽松質(zhì)骨接收鄰近的牙周膜傳遞的力量后發(fā)生改建,適當(dāng)?shù)牧κ沟醚栏車难啦鬯少|(zhì)骨表面發(fā)生直接骨吸收,從而使得牙向著吸收側(cè)移動(dòng);過大的力使得牙槽骨髓腔側(cè)發(fā)生透明樣變從而導(dǎo)致間接骨吸收,待透明樣變完全清除后才能發(fā)生牙移動(dòng)[23-24],因此希望通過對(duì)牙槽松質(zhì)骨的力學(xué)性能研究為臨床中最適正畸力的施加提供參考。

在口腔正畸有限元分析和仿真研究中,牙周組織的仿真一直是研究的重點(diǎn)[12]。目前,常用的牙槽骨模型主要有兩種:均勻模型和非均勻模型。仵健磊等[13]通過研究發(fā)現(xiàn)非均勻牙槽骨模型能更好地反映真實(shí)牙槽骨中的骨質(zhì)特征差異,更有利于獲得準(zhǔn)確的分析結(jié)果。而目前對(duì)牙槽骨力學(xué)性能的研究多將其視作均勻化結(jié)構(gòu)進(jìn)行整體研究,且研究的結(jié)果之間存在較大差異[3,12-13]。而牙槽骨由皮質(zhì)骨、松質(zhì)骨和固有牙槽骨等組成,組成復(fù)雜,需要對(duì)牙槽骨的各結(jié)構(gòu)成分分別進(jìn)行研究以提高牙槽骨復(fù)合材料模型的準(zhǔn)確性。松質(zhì)骨作為改建的主體,血運(yùn)豐富,其生物力學(xué)性能對(duì)正畸牙移動(dòng)具有重要意義。本研究通過樣本制備過程去除牙周膜、牙骨質(zhì)、固有牙槽骨及皮質(zhì)骨等的影響,以實(shí)現(xiàn)對(duì)人牙槽松質(zhì)骨進(jìn)行單獨(dú)力學(xué)性能研究并分析可能影響其力學(xué)性能的因素,其結(jié)果更為精確,為建立基于部位差異性的牙槽骨本構(gòu)模型提供研究依據(jù),有利于實(shí)現(xiàn)正畸牙移動(dòng)的精準(zhǔn)仿真。

本研究仍存在一定的局限性,由于人體樣本較為珍貴,本研究的樣本量較少,后續(xù)需要進(jìn)一步增加樣本驗(yàn)證。此外,對(duì)于牙槽松質(zhì)骨的力學(xué)性能研究為體外研究,盡管進(jìn)行了生理鹽水保濕等處理,仍較難模擬出人體內(nèi)復(fù)雜的生物環(huán)境。

綜上,本研究采用人牙槽松質(zhì)骨為樣本,結(jié)合微觀結(jié)構(gòu)觀察和單軸壓縮實(shí)驗(yàn),得到以下結(jié)論:①人牙槽松質(zhì)骨壓縮應(yīng)力-應(yīng)變曲線呈非線性。②人上頜各部分牙槽松質(zhì)骨的彈性模量為340～805 MPa,下頜各部分的牙槽松質(zhì)骨的彈性模量為107～730 MPa。③同一頜骨的牙槽松質(zhì)骨彈性模量前牙區(qū)>后牙區(qū);根頸部>根中部,根中部>根尖部,人牙槽松質(zhì)骨的彈性模量大小可能與牙位和牙根層面及骨密度有關(guān)。這對(duì)于構(gòu)建更為精準(zhǔn)的牙槽骨仿真模型具有參考價(jià)值,有助于實(shí)現(xiàn)正畸牙移動(dòng)的精確預(yù)測。