貼面式瓷嵌體修復上頜第一前磨牙穿髓型非齲性頸部缺損的三維有限元應力分析

馬典 錢捷

昆明醫科大學附屬口腔醫院口腔修復科，昆明 650100

非齲性頸部缺損（non-carious cervical lesion，NCCL）是指釉牙骨質界（cemental-enamal junc‐tion，CEJ）處牙體硬組織發生的慢性進行性非齲性喪失[1]，臨床發病率極高，好發于第一前磨牙。穿髓型NCCL 由于其牙體缺損大，且根管治療后牙體脆性增加，大大降低了此類患牙的抗折能力[2-3]。目前臨床對該類患牙的修復尚無標準化治療方案[4]，常見修復方式包括：根管治療后行直接充填、纖維樁伴樹脂充填、全冠、樁核冠等。直接充填修復易出現抗力不足、邊緣繼發齲、顏色匹配度差等問題[5-6]，全冠修復則因牙體預備量大，易發生頸部橫折、增加了不利型斷裂模式的概率[7-8]。貼面式嵌體（surface-mounted inlay）作為一種微創、美觀的修復方式，是頸部嵌體與唇側貼面的結合，有不同學者[9-10]將其應用于非穿髓型的楔狀缺損修復中，均表明該種修復類型具有良好的修復效果，并有利于牙體應力的改善。對于穿髓型NCCL 來說，目前尚未見貼面式嵌體修復的應用報道。

與此同時，與修復形式相比，修復材料的考量也至關重要[11]，以IPS e.max CAD（下文簡稱LD）和Lava Ultimate（下文簡稱LU）分別為代表的二硅酸鋰玻璃陶瓷與樹脂基納米陶瓷近年來在修復體中廣為使用。此外纖維樁由于具有良好的力學性能，廣泛應用于修復根管治療后機械性能下降的患牙，但關于樁的放置位置與數量，目前尚未形成共識[12]。

本文采用三維有限元分析探討穿髓型NCCL上頜第一前磨牙，經2種瓷材料貼面式嵌體及纖維樁修復后的應力情況，以期為臨床選擇微創、有效的修復方法提供參考。

1 材料和方法

1.1 實驗設備與軟件

New Tom 3G 型錐形束CT （cone beam CT，CBCT）（Verona 公司，意大利），軟件Mimics Medical 21.0 （Materialise 公司，比利時）、Geo‐magic Studio （3D Systems 公司，美國）、Solid‐Works 2021（Dassault 公司，法國）、Ansys Work‐bench 21.0（Ansys公司，美國）。

1.2 樣本選擇

選擇就診于昆明醫科大學附屬口腔醫院修復科，牙列完整、咬合關系正常的患者的1顆雙根管上頜第一前磨牙的CBCT 數據，牙體完整無齲壞、面形態完整、扁根、牙根發育完成且牙根較直，以標準DICOM 格式儲存，建立上頜第一前磨牙三維形態數據。

1.3 實驗分組

建立健康對照（HC）組、缺損未修復的缺損對照（DC）組，根據2 種貼面式嵌體材料LD、LU 以及不同的纖維樁位置［無纖維樁（NP）、頰側根管纖維樁（B）、腭側根管纖維樁（P）、頰腭側根管纖維樁（BP）］，建立8 個實驗組（LDNP、LDB、LDP、LDBP、LUNP、LUB、LUP、LUBP），如表1所示。

表1 實驗分組Tab 1 Experimental groups

1.4 模型建立

1.4.1 建立右上頜第一前磨牙三維幾何實體模型將CBCT 中DICOM 格式數據導入Mimics 軟件中，根據不同灰度值識別釉質、牙本質、牙髓腔等不同組織，形成初步的三維實體模型，導入到Geo‐magic Studio 中，進行模型的細化和組裝，以STEP 格式導入至SolidWorks 中對各結構進行裝配。在CEJ下2 mm 牙根輪廓線外均勻擴展0.2 mm模擬牙周膜，向外擴展直徑17 mm、高14 mm 圓柱體模擬牙槽骨[13]，牙槽骨外表面直徑向內2 mm為皮質骨，余為松質骨，形成右上第一前磨牙牙體及牙周組織的三維模型。

1.4.2 建立右上頜第一前磨牙穿髓型NCCL 牙體預備形及修復體模型 將所得STEP格式數據導入SolidWorks 軟件，在上頜第一前磨牙實體模型的頰側CEJ 處切除部分牙體組織，缺損范圍：寬度為3.0 mm；深度為頰舌側牙頸部直徑的1/3，最深處穿髓；高度為壁位于CEJ 中點上方2.5 mm，齦壁位于CEJ 中點下方0.5 mm；壁與齦壁夾角（即內線角）為45°。纖維樁長度設置為16.0 mm，尖端直徑為0.8 mm，末端直徑為1.6 mm，根尖保留4.0 mm 的牙膠充填，并在面水平位置截斷纖維樁。頰側采用開窗式預備方式，除頸部缺損外均勻去除0.5 mm，鄰面為淺凹形斜面，在牙體預備形上均勻增厚50 μm 模擬粘接層，在粘接層上方頸部缺損按缺損大小增厚、缺損方均勻增厚0.8 mm[14]（死髓牙遮色角度需保證的厚度）模擬貼面式嵌體，在面缺損處按缺損范圍行樹脂充填。分別將數據保存為牙體預備形、貼面式嵌體、樹脂粘接劑、牙膠、纖維樁、樹脂的STEP 格式數據文件，見圖1。

圖1 右上第一前磨牙NCCL缺損模型、預備形、修復體及牙周組織模型Fig 1 Models of NCCL, preparation, resroration and periodontal tissue in upper right first premolar

1.5 模型裝配、邊界設定、網格劃分

將上述各結構進行裝配獲得健康、缺損對照組與實驗組共10 個有限元模型，導入Ansys Work‐bench 21.0中，賦予力學參數，見表2[15-17]。所有組織均為線彈性、各向同性、均勻，牙槽骨底部固定連接、各結構之間固定接觸，對各組模型進行四面體網格劃分。

表2 材料力學參數Tab 2 Mechanics parameters of materials

1.6 實施加載

實施恒定靜態加載，大小為100 N。軸向（F1）載荷：加載于中央窩接近近遠中邊緣嵴處（2 點），每點50 N，接觸面積為1 mm2，與牙體長軸平行；側方（F2）載荷：加載于腭尖的頰斜面的頂1/3（2點）[18]，每點50 N，接觸面積為1 mm2，與牙長軸呈45°，如圖2所示。

圖2 加載示意圖Fig 2 Loading diagram

1.7 分析指標

采用最大主應力對貼面式嵌體、樹脂粘接劑、缺損尖端牙體、釉質及牙本質進行分析，在頰尖頂點進行頰尖位移量分析。

牙體缺損行固定修復時，修復形式與材料的選擇不僅要改善作為薄弱環節的缺損區域的應力情況，還要保護剩余牙體形成類似健康牙的生物力學功能。故本研究以DC 組為對照，對各實驗組缺損尖端牙體進行變化量百分數分析；以HC 組為對照，對各實驗組頰尖位移量、釉質、牙本質進行變化量百分數分析，變化量百分數小于5%認為是無差異的[19]。

2 結果

2.1 各實驗組貼面式嵌體及樹脂粘接劑應力峰值大小

修復體及樹脂粘接劑應力均表現為LD 組明顯高于LU 組，且呈現同一材料同一載荷下不同實驗組（NP、B、P、BP）之間峰值相似，如圖3、4所示，均未超過兩陶瓷材料及樹脂粘接劑的抗拉強度（LD：124 MPa[20]，LU：160 MPa[20]，樹脂粘接劑：45.1 MPa[21]）。在F1 載荷下，應力均集中于尖端壁處；而在F2 載荷下，均集中于頰側頸部邊緣，如圖5~8所示。

圖3 貼面式嵌體最大主應力峰值Fig 3 Maximum principal stress of surface-mounted inlay

圖4 樹脂粘接劑最大主應力峰值Fig 4 Maximum principal stress of resin adhesive layer

圖5 貼面式嵌體最大主應力F1載荷應力云圖Fig 5 Maximum principal stress of surface-mounted inlay under F1 load

圖6 貼面式嵌體最大主應力F2載荷應力云圖Fig 6 Maximum principal stress of surface-mounted inlay under F2 load

圖7 樹脂粘接劑最大主應力F1載荷應力云圖Fig 7 Maximum principal stress of resin adhesive layer under F1 load

圖8 樹脂粘接劑最大主應力F2載荷應力云圖Fig 8 Maximum principal stress of resin adhesive layer under F2 load

2.2 各組缺損尖端牙體應力峰值大小

缺損尖端牙體位置如圖9綠色區域所示（即由NCCL 區域齦壁與壁構成的45°V 型區域），DC組與各實驗組在不同載荷下，缺損尖端應力峰值均位于缺損尖端壁釉牙本質交界處，如圖10、11 所示。由表3 可知，與DC 組對比，各修復組缺損尖端各應力峰值均有明顯下降，表現為LD 組下降范圍（48.55%~88.06%）大于LU 組（56.49%~77.11%），同一材料不同修復組之間變化量相似。此外，釉質與牙本質抗拉強度分別為46.9 MPa[22]、40~86.5 MPa[23]，各實驗組均在正常范圍內。

圖9 缺損尖端牙體位置Fig 9 Position of defective tip

圖10 缺損尖端牙體最大主應力F1載荷應力云圖Fig 10 Maximum principal stress of defective tip under F1 load

圖11 缺損尖端牙體最大主應力F2載荷應力云圖Fig 11 Maximum principal stress of defective tip under F2 load

表3 缺損尖端牙體最大主應力峰值和各實驗組較DC組的變化量Tab 3 Maximum principal stress of defective tip and changes in each experimental group compared to group DC

2.3 各組的頰尖位移量大小

由表4 可知，與HC 組相比，2 種材料中NP、B、P組頰尖位移量的變化量無明顯差異（絕對值＜5%），而BP 組呈現明顯下降趨勢（在F1 載荷下，LDBP組下降28.90%，LUBP組下降25.89%；在F2載荷下， LDBP組下降8.30%， LUBP組下降6.37%）。

表4 不同載荷下頰尖位移量和各實驗組較HC組的變化量Tab 4 Buccal displacement under different load and changes in each experimental group compared to group HC

2.4 各組的釉質應力峰值大小

圖12 釉質最大主應力F1載荷下的應力云圖Fig 12 Maximum principal stress of enamel under F1 load

圖13 釉質最大主應力F2載荷下的應力云圖Fig 13 Maximum principal stress of enamel under F2 load

表5 釉質最大主應力峰值和各實驗組較HC組的變化量Tab 5 Maximum principal stress of enamel and changes in each experimental group compared to group HC

2.5 各組的牙本質應力峰值大小

HC 組應力峰值位于腭側牙頸部區域，DC 組應力峰值位于缺損尖端壁釉牙本質交界處，各實驗組在F1 載荷下集中于缺損尖端壁，在F2 載荷下集中于頰側缺損下方頸1/3區域，如圖14、15所示。牙本質最大拉伸強度為40~86.5 MPa[23]，各實驗組均在正常范圍內。與HC 組相比，各實驗組應力峰值基本均呈現下降趨勢，由此可見，2種材料的下降幅度基本一致（表6）。

圖14 牙本質最大主應力F1載荷應力云圖Fig 14 Maximum principal stress of dentine under F1 load

圖15 牙本質最大主應力F2載荷下的應力云圖Fig 15 Maximum principal stress of dentine under F2 load

表6 牙本質最大主應力峰值和各實驗組較HC組的變化量Tab 6 The maximum principal stress of dentine and changes in each experimental group compared to group HC

3 討論

本研究貼面式嵌體修復形式設計出發點為：1）微創修復，剩余牙體預備量??；2）牙體大面積受壓應力，可有效改善牙體應力分布；3）對于此類根管治療后的變色死髓牙，該修復體的設計形式與厚度（0.8 mm）可在保證修復體強度的同時又可兼顧美觀恢復；4）貼面式嵌體固位形式為頸部嵌體機械固位聯合唇側貼面大面積粘接固位，有研究[24]提出，釉質環粘接面積占總邊界粘接面積的70%，釉質粘接面積50%即可提供可靠的粘接強度；本實驗模型預備在頸部缺損以上進行深度為0.5 mm 的牙體預備，可保證足夠的釉質粘接面積。在此基礎上，通過三維有限元分析法對牙體及修復體各部分進行應力分析，發現缺損未修復組缺損尖端的牙體、釉質最大主應力等指標明顯高于健康組，且均超過各牙體結構的抗拉強度，說明未修復組在正常負載狀態下面臨極大的牙體斷裂風險；而進行貼面式嵌體修復的各實驗組，牙體各結構應力峰值與健康組相近，表明在正常負載狀態下具有良好的力學性能及抗折性能。因此貼面式嵌體應用于穿髓型NCCL 的臨床修復中，可達到類似天然牙的生物力學強度，符合近年來提出的微創仿生的修復理念[25]。

在本研究中，與LU 組相比，LD 組可承擔更多的應力，從而明顯改善作為薄弱環節的缺損尖端牙體的應力。這與材料的彈性模量不同相關，LD彈性模量高出LU約9倍，當彈性模量越高硬度越大時能承受更大的應力與應變，此時向周圍組織傳遞的應力減小，可對牙體組織形成保護作用，這與較多學者[19,26]的研究結果一致，他們都表示彈性模量高的玻璃陶瓷容易在陶瓷內部集中更多的應力，而彈性模量低的樹脂基納米陶瓷往往會將更多的應力傳遞到牙齒結構，進而使患牙面臨更大的斷裂風險。但有研究提出，與牙體組織相近的低彈性模量材料有利于應力傳導與分散，解釋其可能原因為，當彈性模量相近的不同結構組合在一起時，更容易形成力學性能相近的復合體，在應力傳導過程中不易在各結構界面處出現應力集中的現象[27]，但目前對于修復材料彈性模量高低的最佳選擇尚無定論。獲取可靠的粘接固位是關乎微創修復長期成功的必要因素[11]，本實驗選擇樹脂類水門汀，50 μm 厚度的粘接層厚度設置在寧未來[28]的實驗中優于其他的厚度設置，雖然LD 組樹脂粘接劑應力峰值高于LU 組樹脂粘接劑1.6~2.5 MPa，但這一較小的差距使得無法預測粘接效果方面是否會出現明顯差異。此外，在材料成分方面，LD 含高達質量分數60%的玻璃相[29]，采用氫氟酸酸蝕與硅烷化的預處理方式，而LU 在質量分數80%納米陶瓷填料中含大量氧化鋯顆粒，預處理方式通常選擇噴砂。有學者[30]通過對LD 與LU 在粘接前進行不同方式的預處理來探索粘接強度的變化，發現經氫氟酸與硅烷化處理后，LD 粘接強度明顯高于LU（P＜0.05），而經噴砂處理后，二者粘接強度未出現明顯差異（P>0.05）。綜上，雖然LD 組修復體應力峰值較高，但遠小于其極限拉伸強度值，在實驗條件下不會發生斷裂，并且改善缺損處牙體應力集中效果明顯，粘接效果可靠，建議IPS e.max CAD應作為貼面式嵌體修復的較優材料。

在研究中，纖維樁—牙本質界面應力均勻，所受拉應力與其周圍根管壁牙本質應力分布情況基本一致（1~8 MPa），遠小于以往研究[31]報道的纖維樁的抗彎強度741 MPa，因此可認為纖維樁不會出現斷裂。在同一修復材料中，可發現不同的纖維樁位置對各結構應力峰值無明顯影響，表明纖維樁的使用并未產生使牙體應力分散、傳導的作用。這與Skupien 等[32]提出，樁的使用可避免因頸部缺損導致的頸部應力集中，而有利于應力向其他區域傳導這一觀點相反。但也有觀點認為，樁可為核與冠提供固位，在提供抗力方面作用微弱。此外，在任何修復中，牙本質肩領作為關鍵因素將影響修復體長期修復預后[33]。本實驗側向載荷位于腭尖頰斜面，將其分解后水平分力指向腭側，而腭側存在完整的頸周牙本質及牙本質肩領，能有效對抗側向力、減少應力集中，進而提高牙體抗力，在此條件下也弱化了纖維樁的作用。在探索前牙殘根不同牙本質肩領保留對牙體抗力影響時，不同的研究中均得出保留腭側肩領組患牙抗折強度僅次于360°環形肩領組，再次表明受力側牙本質肩領建立的重要性。然而在頰尖位移量方面，頰腭根纖維樁組明顯低于健康組及其余修復組，因纖維樁的彈性模量明顯高于牙髓及牙膠，相應抵抗變形的能力增大，可減少對粘接界面的破壞，進而減少脫粘接事件的發生，這與趙凌等[34]觀點一致。但無纖維樁組、單根管纖維樁組也可達到與健康牙相當的位移量，故建議單獨行貼面式嵌體修復即可，若考慮放置纖維樁，則建議雙根管放置。

對于釉質，健康組與各修復組在斜向載荷下，最大主應力峰值高達50~55 MPa（面加載點周圍），小范圍超過釉質極限抗拉強度46.9 MPa。按照最大主應力原則，當最大主應力超過抗拉強度時，相應結構將發生不同程度的裂紋。釉質作為最外層結構，首先承擔咀嚼力量且脆性較高，但因其斷裂韌性低于下方牙本質，故牙本質對其具有緩沖保護作用，可阻止裂紋向內部發展，在維持牙齒功能、預防牙髓癥狀、牙折裂等方面存在重要意義。同時有研究提出，釉質抗拉強度可高達75.8 MPa，遠高于本實驗中的釉質應力峰值，故研究中各組模型釉質層是否會出現裂紋尚需驗證。

在缺損組中發現，牙體各結構最大主應力峰值在斜向載荷下均高于健康組，而軸向載荷下與健康組相近，這表明，斜向載荷是NCCL 發展惡化的重要刺激因素，提示在關注修復材料與修復形式的同時，還應重視患牙咬合接觸情況，建議在合理范圍內通過減小牙尖斜度來降低側向力。

由于本實驗所用有限元分析方法的特殊性，僅采用一個模型，雖然此標本在形態上具有很強的代表性，但尚需更多研究標本來證實本研究所得初步結果。此外，對穿髓型NCCL 缺損范圍設定單一，未對更多的缺損范圍進行分析?？谇痪捉肋\動為動態負載過程，而本實驗采用恒定靜態載荷，與口內實際情況存在一定差異，并且研究中僅探討修復材料、牙體結構應力與彈性模量、泊松比之間的關系，未考慮口腔溫度、唾液環境、循環咀嚼力等對材料疲勞性能的影響，因此在未來還應通過多種體內外研究探索貼面式瓷嵌體在穿髓型NCCL修復中的應用效果。

利益沖突聲明：作者聲明本文無利益沖突。