不同樁核系統修復下頜第一磨牙殘根的生物力學分析

朱 鎮，王 謎，張惠利*

(1.吉林大學口腔醫院，吉林 長春130021；2.鎮江市口腔醫院)

樁核冠為牙冠大面積缺損的重要修復方式[1-2]。牙本質肩領可提高樁核冠修復中牙齒抗折性[3]，但完整牙本質肩領常難以獲得。因此，適用于缺少完整牙本質肩領的殘根的樁核系統是臨床熱點問題。此外，適當的牙尖斜度有利于提高咀嚼效能，但也會產生較大側向力[4]。因此，對于剩余牙體組織薄弱者，牙尖斜度的設定值得探尋[5]。

本研究在下頜第一磨牙數字化模型的基礎上[6-7]，建立不同牙尖斜度與不同樁核材料相匹配的有限元分析實驗組模型，并加載垂直向載荷來模仿口腔內的咬合力。分析剩余牙體組織的應力分布情況，用以篩選出合適無牙本質肩領的樁核系統。

1 材料與方法

1.1 實驗材料及軟件

通過利用CBCT軟件模擬出下頜第一磨牙[6]，[CATPart(Computer aided three-dimensional part,計算機輔助三維部件)格式]。使用Mimics 10.01軟件和Geomagic studio 12.0構建牙體牙髓結構。運用CATIA V5R21系統模擬出單顆牙的牙體組織、牙周組織及牙槽骨等結構。該模型各部分復合天然牙體形態，各組分邊界線清晰平滑。

1.2 模型建立

1.2.1對照組模型建立 將上述模型導入Unigraphics NX 12.0軟件，將牙尖斜度分別調整為 10°、20°、30°(近中、遠中舌尖)。于該兩牙尖牙尖嵴上自牙尖頂至中央窩做一平行于牙體長軸的截面。牙尖斜度以該截面上牙尖嵴的中點與水平面的夾角為參考并進行測量[8]。

1.3 網格劃分

使用ANSYS Workbench 18.2自由網格工具中的10節點四面體單元生成網格，得到復雜網格模型。

1.4 模型實驗條件及參數的設定

實驗中均運用均質、連續、各向同性的線彈性材料，受力后變形較小。將牙槽骨外周每一側設置為自由邊界，并將底部設置為完全約束。設置模型內各部分結構為綁定接觸關系，且過程中各部分結構間無相對位移，各單元間足夠穩定。全瓷冠選擇 IPS e.max CAD材料，粘接劑則用 Relyx Unicem。

1.5 應力加載

將200 N的垂直向靜態載荷以小面形式加載到模型咬合面的頰尖舌斜面、舌尖頰斜面中點共5個點[9-10]，即每處為40 N。

1.6 分析評價

按照實驗設計，利用ANSYS Workbench 軟件處理并得到相應的結果。

2 結果

2.1 有限元模型的建立

在前期實驗結構基礎之上，建立斷端完全位于齦下的下頜第一磨牙殘根模型，繼而建立不同牙尖斜度與不同樁核材料相匹配的修復體模型，并與臨床實際情況相符，具有良好的幾何相似性。

2.2 牙體組織應力峰值

經垂直向應力加載后的對照組及實驗組的應力峰值見表1。

表1 下頜第一磨牙von Mises 應力和最大主應力峰值(MPa)

2.3 牙體組織應力分布

2.3.2實驗組牙體組織應力分布 三種材料樁核冠的10°組的剩余牙體組織牙釉質von Mises應力

集中區主要位于近遠中面；20°和 30°組的應力集中區主要位于近中舌側，如圖1。但三種材料樁核冠的牙本質von Mises應力集中區有所不同，見圖1，鈷鉻樁核冠組中10°組的應力集中區位于近中鄰面頸部、根分叉區及近遠中根尖部，20°組的應力集中區主要位于近中牙頸部，且隨著牙尖斜度增大，更趨向于頸部、近中根尖和遠中根中下部。純鈦樁核冠組中10°組的應力集中區主要位于近中鄰面頸部、根分叉區及近遠中根中下部；20°組的應力集中區主要位于近中牙頸部和遠中根中部；30°組的應力集中區主要位于近中頸部、近中根尖及遠中根中下部。纖維樁樹脂核全瓷冠組中10°組的應力集中區主要位于近遠中頸部、根分叉區及遠中根中下部；20°和 30°組的應力集中區主要位于近中頸部、根分叉區、遠中根中下部及近中鄰面。對于剩余牙體組織最大應力，實驗組牙釉質所受應力均主要集中在軸角處，且隨牙尖斜度的增加逐漸趨向于近遠中舌側，應力峰值也呈上升趨勢，見圖2。且所有實驗組的牙本質所受應力均主要集中在根分叉區，但鈷鉻組在遠中根的中下部仍有應力分布，纖維樁樹脂核全瓷冠組在頸部及遠中根中下部也有分布，見圖2。

圖1 實驗組修復后牙釉質、牙本質 von Mises 應力分布

圖2 實驗組修復后牙釉質、牙本質最大主應力分布

3 討論

口腔修復中，牙本質肩領是樁核冠修復的重要影響因素。但臨床上多不能獲得完整連貫的牙本質肩領，這就使樁核修復系統的選擇變得至關重要。本實驗通過 CBCT成功構建出缺少牙本質肩領的下頜第一恒磨牙殘根模型，并建立了不同樁核材料與不同牙尖斜度匹配的修復體模擬修復。

實驗組剩余牙體組織的應力峰值低于牙體組織的斷裂強度33-50 MPa，由此證明實驗所選的3種樁核系統均可作為備選修復方式。并且，所有組別中，牙釉質與牙本質的兩個應力峰值均隨牙尖斜度的升高而增大，提示牙尖斜度增加會使應力加大，并可能增加牙修復后剩余牙體組織斷裂的風險[11-13]。因此，可通過適當降低牙尖斜度以提升其最終治療效果。

本研究中牙釉質的von Mises 應力和最大主應力峰值在同一牙尖斜度下，均為纖維樁樹脂核>純鈦樁核>鈷鉻樁核。其中純鈦和鈷鉻的應力分布集中區均隨著牙尖斜度的增大向近舌側趨近。而纖維樁的應力分布集中在近遠中舌側，但其峰值位于近中舌側。這提示，選擇纖維樁修復方式其頸部牙釉質的斷裂風險要高于鑄造樁核修復。

本研究選用的鈷鉻樁核、純鈦樁核和纖維樁其彈性模量分別是205 GPa、112 Gpa及40 Gpa，其中鈷鉻、純鈦樁核的彈性模量顯著高于天然牙本質，而纖維樁只略高于牙本質的彈性模量。結果表明，相同牙尖斜度時，純鈦樁核、鈷鉻樁核、纖維樁樹脂核其三者的牙本質的von Mises應力和最大主應力峰值依次遞減。這可能是因為純鈦與鈷鉻樁核的彈性模量不同所致。此外，導致應力分布不同的原因也與彈性模量有關。如鑄造樁是將應力沿著樁體自身向下傳遞，因而應力更易集中于根尖部位，當產生過大咀嚼力時則有斷裂風險[14-16]。而纖維樁樹脂核與上述二者不同，其整體彈性模量與天然牙體組織相近，使得其應力更集中于牙頸部。而實驗中無牙本質肩領的殘根，其應力集中在頸部更為多見。

通過本研究得知，在選擇金屬鑄造樁時要避免根部牙本質的過度切削，以提高根部牙體組織的抗折能力。而在使用纖維樁樹脂核修復時，則應注意保護頸部剩余的牙體組織。而從臨床應用角度分析，雖然纖維樁存在頸部牙體組織斷裂的風險，但其導致的斷裂較鑄造樁導致的剩余牙體組織斷裂更便于再次修復，所以其更適合于此種缺損方式的修復。