1.鄭州大學第一附屬醫(yī)院口腔修復科 鄭州 450052；2.許昌市中心醫(yī)院口腔科 許昌 461001
[摘要] 目的 研究下頜第一前磨牙僅用纖維樁主樁和主樁與輔樁聯(lián)合應用時，牙體及修復體所受應力大小分布的影響。方法 選擇19顆正常的離體下頜第一前磨牙，應用錐形束CT（CBCT）掃描，獲取圖像，選取扁形單根管前磨牙1顆，經(jīng)根管治療及樁道預備此牙后，再次以相同條件進行CBCT掃描，利用三維有限元法建立只應用主樁的分析模型A及主樁與輔樁聯(lián)合應用的模型B，分析不同載荷情況下牙體和修復體上的應力大小及分布情況。結果 當受到與牙體長軸成相同角度的載荷時，模型A和模型B的牙體組織和樁上的應力大小及分布無明顯差異。同等大小的載荷，隨著加載角度增大，模型A和模型B牙體組織上應力均明顯增大。結論 輔樁對修復體應力的影響不大，但隨著加載角度的增大，修復體上應力明顯增大。
對于根管治療后固位形和抗力形欠佳的殘根，樁核冠修復已經(jīng)成為醫(yī)生的首選。纖維樁具有和牙本質相近的彈性模量，能有效預防根折，即使根折也利于二次修復[1]。然而，預成纖維樁難以與形狀不規(guī)則根管匹配，過厚的粘接劑會造成纖維樁脫粘接[2]。為了解決此問題，將纖維樁主樁與輔樁聯(lián)合使用，使不規(guī)則的樁道與樁更好地匹配。
目前，關于纖維樁主樁與輔樁聯(lián)合修復時對前磨牙牙體及修復體應力的分析，尚未見報道。本實驗采用錐形束CT（cone-beam CT，CBCT）掃描與計算機輔助軟件，建立下頜第一前磨牙樁核冠三維有限元模型，模擬并分析不同加載條件下輔樁對修復體及牙體應力的影響，為臨床應用提供理論依據(jù)。
1，材料和方法
1.1 CBCT數(shù)據(jù)的獲取
根據(jù)王惠蕓的資料[3]，選擇接近標準的離體下頜前磨牙19顆，將其固定于牙合架上，應用CBCT垂直于牙體長軸進行掃描，層厚0.1 mm，形成橫斷面圖像358張，以DICOM格式導出。
1.2 根管治療及樁道預備
從首次掃描得到的牙體圖像中排除Vertucci分類中Ⅱ型~Ⅷ型和其他不規(guī)則變異鈣化根管的前磨牙，篩選出一顆根管形態(tài)為扁形的Ⅰ型單根管前磨牙，并將其從唇面釉牙骨質界弧形頂?shù)墓诜? mm處截冠，進行根管治療及樁道預備，為了獲得與臨床情況相似的樁道形態(tài)，將完成樁道預備后的牙體再次以相同的位置和方法進行CBCT掃描。
1.3 CBCT圖片的處理及初步建模
將兩次掃描得到的DICOM格式的斷層圖像導入Mimics軟件中，提取所選定用于仿真試驗的第一前磨牙的原始形態(tài)和預備過的樁道形態(tài)。牙體、牙膠和樁道的幾何邊界通過控制軟件的閥值來區(qū)分，閾值范圍為1 553~3 071。將提取出來的第一前磨牙的原始形態(tài)和預備過的形狀以點云的形式輸出，導入Geomagic軟件，形成原始牙體和制備牙體的多邊形模型。
使用Geomagic studio軟件將兩次掃描得到的牙體位置統(tǒng)一到一處。將對齊之后的原始牙體形態(tài)生成多面體，轉成CAD格式輸出。將制備牙體和牙膠尖的點云數(shù)據(jù)同時導入Geomagic studio軟件中，進行補洞和光滑處理，最后輸出根管預備體形態(tài)的CAD模型，通過Geomagic studio的處理，最終得到試驗用原始牙體的CAD模型，以及經(jīng)樁道制備過的牙體模型。
1.4 建立纖維樁主樁和輔樁、全瓷冠、修復體肩臺及核的幾何模型
將得到的牙體CAD模型導入CATIA，并根據(jù)法國RTD公司的Matchpost石英纖維樁主樁和Fibercone輔樁的參數(shù)建立纖維樁主樁和輔樁的CAD模型，模擬牙體預備、樁核冠制作等過程，設計肩臺位于釉牙骨質線上1.5 mm處，全瓷冠咬合面厚度2 mm，頸緣為寬度1 mm，內(nèi)角圓鈍的90°直角肩臺，軸面聚合度5°；牙本質肩領高度1.5 mm，預備體點線角圓鈍。
根據(jù)預備前牙體外形、預備體外形、樁道形態(tài)、主樁和輔樁外形，通過一系列布爾運算，分別得出牙冠、牙體、牙膠尖、樹脂核、纖維樁等部分CAD模型。根據(jù)圣維南定律[4]，自釉牙骨質界根方1 mm處建立一包繞牙根方形牙槽骨以及0.2 mm厚度的牙周膜。
1.5 建立有限元模型
將所需模型零件導入CATIA裝配體文件中，進行裝配形成最終的分析模型（圖1）。將所得stp格式的數(shù)據(jù)導入ANSYS Workbench，對每一個模型賦予相應的材料參數(shù)。新建固定連接，最終形成僅應用纖維樁主樁的樁核冠修復體三維有限元模型A與纖維樁主樁與輔樁聯(lián)合應用的模型B（圖2）。模型A共劃分311 845個四面體單元，184 759個節(jié)點；模型B共劃分316 159個四面體單元，186 355個節(jié)點。
圖 1 最終裝配完成模型圖
Fig 1 Assembled model
圖 2 三維有限元模型
Fig 2 Three-dimensional finite elementmodel
1.6 邊載約束條件及加載方式
對牙體和修復體材料的性質進行各向同性、均勻連續(xù)性、線彈性及小變形假設。相關參數(shù)見表1[5-8]。牙槽骨固定約束，各解剖結構間固定連接，恒定靜態(tài)載荷，分別與牙體長軸成0°、45°、90°在頰尖舌斜面三角嵴的中點進行面加載，載荷值142 N。
1.7 分析方法及指標
采用美國通用有限元分析軟件ANSYS Workbench8.0進行計算和分析。本實驗選用最大主應力、等效應力及剪切力分析指標。
2，結果
2.1 應力分布特征
本實驗核與粘接劑設定為同一種樹脂材料，故將其作為一個整體進行研究。不同加載角度下加載模型A和B中牙體、樁、樹脂的等效應力、最大主應力及剪切應力峰值情況祥見表2和3。
（1）同種加載角度下，模型B與模型A相比較，牙體組織上的等效應力與最大主應力峰值略有降低，高應力區(qū)范圍略有減小，應力的分布也更趨向均勻，但差別并不明顯（圖3~8）。
（2）0°加載時，模型A、B中牙體的等效應力集中于舌側頸部，最大主應力分布在唇側頸部。45°與90°加載時，模型A、B中牙體等效應力均集中在牙根徑1/3唇、舌側表面，應力向樁-牙本質界及根方逐漸減小，最大主應力位于舌側頸部表面。隨著應力與牙體長軸加載角度的增大，模型A與B牙體組織上應力均呈明顯增大的趨勢。90°加載時可對修復體造成破壞性的影響（圖3~8）。
（3）樹脂上的剪切應力主要集中于樁尖的部位。在同種加載角度下，模型A與B中樹脂上剪切力值相差不大，同一模型剪切力峰值隨著加載角度的增加明顯增大。
（4）樁的應力主要集中在頸部和根尖，且小于牙體組織。在同種加載角度下，模型A與B中樁上的最大主應力與等效應力相差不大，同一模型在不同加載角度下，隨著加載角度的增加應力明顯增大。
（5）纖維樁輔樁對扁形根管的前磨牙應力的影響不顯著，相比較纖維樁輔樁對修復體應力的影響來說，加載角度的影響更大。
圖 3 0°加載時模型A與B中牙體組織的等效應力分布云圖
Fig 3 The distribution of Von-Mises stresson
the tooth in models A and B with 0° loading angels
圖 4 0°加載時模型A與B中牙體組織的最大主應力分布云圖
Fig 4 The distribution of maximum principalstress
on the tooth in models A and B with 0° loading angels
圖 5 45°加載時模型A與B中牙體組織的等效應力分布云圖
Fig 5 The distribution of Von-Mises stresson
the tooth in models A and B with 45° loading angels
圖 6 45°加載時模型A與B中牙體組織的最大主應力分布云圖
Fig 6 The distribution of maximum principalstress
on the tooth in models A and B with 45° loading angels
圖 7 90°加載時模型A與B中牙體組織的等效應力分布云圖
Fig 7 The distribution of Von-Mises stresson
the tooth in models A and B with 90° loading angels
圖 8 90°加載時模型A與B中牙體組織的最大主應力分布云圖
Fig 8 The distribution of maximum principalstress
on the tooth in models A and B with 90° loading angels
3，討論
3.1 樁核冠修復對修復體應力的影響
作用于牙冠咬合面的應力通過牙冠和樁核與粘接劑界面?zhèn)鬟f。在本研究采用的各種加載條件下，應力較高的區(qū)域主要集中于牙頸部，而且應力向樁-牙本質界及根方逐漸減小。由于石英纖維樁和所用樹脂的彈性模量與牙本質接近，樁與樹脂吸收和分散載荷的能力較強，對牙體應力傳遞的影響小，應力主要通過冠傳遞到根部的牙本質上，集中于牙根頸部外面，與宋亮等[4]得出的結果一致。從應力峰值可以看出，模型A和B中牙本質的等效應力峰值均大于樁，可以有效地減少牙根縱折。吳菲等[9]、Romeed等[10]對不同樁核材料的研究表明，樁自身承受的應力與樁本身的彈性模量呈正比，牙本質上的應力水平與樁的彈性模量呈反比。彈性模量大的樁容易導致應力集中，增大不可修復性根折發(fā)生的概率。低彈性模量的樁承受應力的能力較低，但能夠很好地傳遞應力。石英纖維樁在受到較大的載荷時，能夠與牙體一起彎曲，故與根管壁有較大的接觸面積，使應力沿著根管壁均勻地傳導，因此石英纖維樁核冠修復后牙體主要在牙頸部折斷，便于二次修復，同時也證明了牙頸部比較薄弱的殘根慎用與牙本質彈性模量比較接近的樁進行修復。
3.2 不同加載角度對樁核冠修復體應力的影響分析
承受較大的載荷時，纖維樁發(fā)生彎曲，使粘接劑受到剪切力的作用。剪切力過大將會破壞樹脂水門汀和纖維樁以及牙本質粘接界面[11]。樹脂粘接劑的粘接力為15~30 MPa。在本實驗條件下，0°和45°加載時，模型A和B中粘接層上的剪切應力峰值均比其可承受的粘接力小；90°加載時，兩個模型上的應力分別高達19.24和19.95 MPa，可能對粘接界面造成破壞性的影響。
牙本質的拉伸強度為 50~100 MPa。本實驗條件下，0°和45°加載時，模型A和B中牙體上的最大主應力峰值均比其可承受的強度小；而90°加載時，兩個模型牙體上的最大主應力峰值分別高達97.48和97.38 MPa，也就是說無論是否使用輔樁，90°加載時均會對牙體組織造成根折性的破壞。
3.3 纖維樁主樁與輔樁聯(lián)合應用對修復體應力影響的分析
本研究顯示的纖維樁輔樁對修復體應力分布的影響較小，支持樁的作用主要是為修復體提供固位力，在提高牙體組織抗折力方面的影響較小這一觀點。雖然很多學者[12]提出纖維樁能提高牙體組織的抗折性，但還是有學者[1]認為根管中的樁主要作為一種固位設計，從生物力學的角度分析，處于牙根中性區(qū)位置的樁在功能性運動中所承受和傳遞的應力均比較小。由此得出纖維樁的作用為改變修復體的固位力。
本實驗結果表明，是否使用纖維樁輔樁對提高牙體組織的抗折力影響較小，可能與以下因素有關：1）本實驗所用纖維樁輔樁為單根，對于根管較大的扁形殘根，多根輔樁的聯(lián)合應用，可能會使輔樁的效果更加明顯。2）牙本質肩領的存在可以有效抵抗牙根頸1/3處牙本質內(nèi)的最大拉應力和壓應力。牙本質肩領和剩余牙體組織的量對殘根樁核冠修復的預后療效的影響遠比樁、核及冠材料的選擇重要[13-14]。本實驗設計高度為1.5 mm的完整的牙本質肩領，可能會弱化樁在修復體中的作用。3）本實驗所用石英纖維樁彈性模量比牙本質的彈性模量稍小，具有良好的應力傳導，對牙體組織應力分布趨勢的影響較小。4）大量的研究表明，由過厚的粘接劑導致的聚合收縮或粘接劑強度低而導致的界面破壞而產(chǎn)生的微滲漏都會影響樁核冠的修復效果[1,15]。本研究由于條件限制，無法模擬粘接劑層過厚而導致的收縮應力和微滲漏，且所用粘接劑的彈性模量與纖維樁接近，強度較高。這些原因均使粘接劑厚度對樁核冠修復的作用降低，輔樁的作用不明顯。
來源：原創(chuàng) 張曉，等 國際口腔醫(yī)學雜志
