我院国家临床重点专科——口腔修复科积极开展对口支援工作,派出裴锡波医师在康定甘孜州人民医院进行为期一个月的医疗支援,推进藏区口腔医疗技术的发展。 在今年5月份医疗支援甘孜州人民医院过程中,裴锡波医师诊疗藏区口腔修复疑难患者40多人次,开展了“全瓷修复体的牙体预备”、“精细印模技术”、“前牙美容修复的评估”、“活动义齿的设计原则”等修复诊疗新技术讲座,得到了当地患者和医护人员的一致好评。作为国家临床重点专科,华西口腔修复科肩负着把国际一流的口腔健康理念传播给西部、乃至全国的责任,本次支边活动不仅服务了藏区人民,也促进了藏区口腔修复医疗技术的提高。我院口腔修复科将持续派出医师开展对口支援工作,为切实提高藏区人民的口腔健康水平而不断努力。(四川大学华西口腔医学院新闻中心)
牙体组织因龋坏、外伤等因素遭到破坏,一般都可用桩核冠来修复。临床上用的桩核种类很多,有预成金属桩、铸造金属桩、陶瓷桩、纤维桩等,使用较多的是各种金属桩,但其有很多的缺点,如容易导致根折的发生、易腐蚀、美学性能差等。近年来,伴随着纤维加强树脂研究的进展,纤维桩在临床上得到了广泛地应用,它具有单一材料没有的良好性能,例如耐腐蚀、高强度、耐疲劳、高度电绝缘性和优良的生物相容性[1]。生物力学是力学与生物学之间相互结合、相互渗透、相互融合而形成的一门新兴交叉学科,是根据确定的力学原理来研究生物体中力学问题的学科。生物力学与口腔医学融合、交叉形成的口腔生物力学,以在口腔医学中研究基础性科学问题、解决临床实际问题、发展临床技术手段为主。口腔修复学领域需解决的临床问题多涉及到生物力学内容,存在着大量的生物力学问题。因此,本文拟对纤维桩修复的生物力学研究的最新进展做一综述。一、 纤维桩与其他类型桩的对比研究预成金属桩、铸造金属桩等已广泛应用于临床,但是存在容易导致根折的发生、易腐蚀、美学性能差等缺点,已经不能满足日益提高的修复要求。虽然纤维桩直到90年代才开始广泛应用于口腔临床[2],但是因为其独特的优点,特别是其优良的生物力学特点。Erik Asmussen等[3]研究了玻璃纤维桩、预成钛桩和氧化锆桩三种桩对牙体的应力,应力的大小由玻璃纤维桩、预成钛桩和氧化锆桩逐渐变小。A. Pegoretti等[4]通过三维有限元的方法,研究了一种圆柱状尖端平滑的玻璃纤维桩的三点弯曲强度。通过与金铸造桩及碳纤维桩的对比中发现,金铸造桩在桩-牙本质界面产生了最大的应力集中,玻璃纤维桩的应力值最小。作者认为这主要是因为纤维桩的刚度与牙本质十分接近,所以除了牙颈部边缘以外,玻璃纤维桩产生的应力场与正常牙十分接近。Chayanee Chatvanitkul等[5]同样运用有限元的方法,研究了不同桩核修复弯曲根管的应力分布。结果显示桩核的弹性模量越接近牙本质,其拉伸应力越小,应力主要集中于根表面;随着桩核的弹性模量的增大,拉伸应力逐渐增加,并且应力集中在桩和根尖部分。作者也得出,玻璃纤维桩和树脂核修复可以尽量的减少牙体磨除量,增加桩核合理的固位。Natercia R Silva等[6]对金属桩和纤维桩进行对比,运用三维有限元的方法测定剪切应力,结果显示金属桩产生的冠方应力集中较纤维桩大,并且纤维桩的应力分布更加均匀。Sung-Ho Jung等[7]通过动态加样实验,研究铸造桩核修复组、预成金属桩修复组、纤维桩修复组和全瓷桩修复组的边缘微渗漏及断裂模式。结果显示纤维桩修复组和全瓷桩修复组的边缘微渗漏较其他两组都小,并且纤维桩修复组的断裂模式更加有利于牙体的再治疗。Ziad Salameh等[8]也通过实验证实纤维桩修复能够优化抗折强度,改善折断模式。循证口腔医学也总结了纤维桩的优势。Joanna N. Theodosopoulou 等[9],从MEDLINE,Cochrane,和 EMBASE中分别搜索出的997,141,25篇文章进行了系统评价。其中随机对照实验结果提示,碳纤维桩生物力学上明显优于贵金属桩,玻璃纤维桩优于金属螺纹桩,但是比钛桩差,并优于石英桩。Dietschi D 等[10]对1990-2005年PubMed/Medline中文章的系统评价中得出:纤维桩和复合树脂能够联合抵抗疲劳应力,是目前最优越的治疗方案。并且其修复失败后产生界面裂纹和造成严重的牙齿断裂的几率较属桩或者是全瓷桩小。 二、 不同材料纤维桩性能的研究临床上应用的纤维桩的种类比较多,现在应用较多的有碳纤维桩、玻璃纤维桩和石英纤维桩,他们在生物性能上又稍有差别。Vivian J.-J. Wanq等[11]对石英纤维桩和碳纤维桩分别运用酸蚀粘接系统和自酸蚀粘接系统的研究中发现,石英纤维桩较碳纤维桩有更高的粘接强度,酸蚀粘接系统较自酸蚀粘接系统有更高的结合强度,并且结合强度从冠方到根方有显著的减小。提示酸蚀粘接系统处理的石英纤维桩比自酸蚀粘接系统处理的碳纤维桩更好。Ayse D. Kececi等[12]研究了半透明石英纤维桩、不透明玻璃纤维桩和光电玻璃纤维桩同两种不同的双固化粘接系统(Variolink II和RelyX Unicem)的粘接结合力,结果显示不透明玻璃纤维桩与Variolink II粘接系统的结合力最大,提示结合强度会受到粘接剂类型和桩类型的影响。Mustafa Kalkan 等[13]对不透明纤维桩(Snowpost),半透性纤维桩(FiberMaster)和光电纤维桩(Everstick)这三种系统的玻璃纤维桩的研究中发现,这三种系统与牙的结合强度有显著性差异,非透光性和光电玻璃纤维桩的结合强度相近,明显高于半透性玻璃纤维桩。对玻璃纤维桩的颈段、中段和尖端的结合强度研究中发现:半透光性和光电玻璃纤维桩的颈段结合强度高于中段和尖端,但在非透光性玻璃纤维桩中无明显差异。并且所有差异与时间无关。三、 不同形态和长度的纤维桩的研究纤维桩的形态、长度等的不同对根管壁牙体组织的应力作用也可能不同。Dietschi D 等[10]对1990-2005年PubMed/Medline中文章的系统评价中提示:由于根管卵圆形外形以及根管最深部部分关键牙本质微观结构的影响,纤维桩的根方粘接是一个难点,必须要采用特殊的粘接剂。Poskus LT等[14]研究了桩的外形:圆锥形和平缓型,桩的表面外形:平行面和锯齿面,粘接剂:双固化粘接剂(Rely-X ARC)和自固化粘接剂(Cement Post)的不同,得出玻璃纤维桩的固位力不受桩的设计、表面的粗糙程度和粘接剂的类型的影响,选择锯齿状外形的桩以及自固化粘接剂对改善桩的固位力意义不大。Erik Asmussen等[3]也证实,锥形桩的应力普遍高于平行桩,增加桩的长度或者直径也能减低应力。关于纤维桩长度对生物力学的影响,也有很多研究。M.-L. HSU 等[15]对7、10和13mm的纤维桩和金属桩的三维有限元研究中得出,当桩的长度由13mm变化到7mm的过程中,纤维桩的压力模式变化不大,而金属桩的压力模式则呈现一种M型巨大变化。所以在使用金属桩的时候,要求其能够尽量长,而这样就要去除更多的牙体组织,降低牙体抗力。而纤维桩对长度的要求比较低,具有一定的优势。Necdet Adanir等[17]选择平均临床牙冠长度为9mm的上颌中切牙进行实验,对6mm(小于临床牙冠长度);9mm(等于临床牙冠长度)和12mm(大于临床牙冠长度)的三种纤维桩(Snowpost)粘接后牙体的抗折强度分析得出:6mm纤维桩组的抗折强度明显低于其他两组,而9mm与12mm纤维桩组的抗折强度无明显差异。提示临床中要避免使用长度短于临床牙冠长度的纤维桩进行修复,而和牙冠长度相等的纤维桩能够提供足够的抗折强度,并且可以尽量多的保存牙体组织,在临床应用中应当采用。Marco FERRARI等[16]用有限元的方法研究了玻璃纤维桩长度对中切牙及周围组织的压应力及拉伸应力的影响,他们选用了三种插入根管内5,7,9mm的纤维桩,结果显示所有纤维桩修复体都会影响中切牙的生物力学,增加牙根的抗折能力,但是纤维桩插入的不同长度对修复牙的生物力学几乎没有影响。Schmitter等[18]也证实了桩长度对抗折强度的影响不大。四、 纤维桩粘接系统的研究Francesca Zicari 等[19]研究了PAN、CLF、VAR、UNI和EGC几种粘接剂,结果CLF的结合强度最高(14.60±3.63MPa),主要因为CLF中以磷酸盐为官能团的单体物质,这种分子能够与嵌合层相结合,而且其在水中很稳定,这种结构能有效的提高长期结合力。而UNI和EGC的封闭作用强于其他三种。Luca Giachetti等[20]比较了双固化粘接系统(Excite DSC and RelyX ARC)、自粘接双固化系统(RelyX Unicem)和光固化系统(Excite DSC and Tetric Flow)这三种粘接系统对半透明纤维桩的粘接强度的影响。结果在根尖的结合强度比较中,光固化系统最小,但与其他两个系统没有统计学差异;而在冠方和根中份,自粘接双固化系统的结合强度最低,差距具有统计学意义。最终得出双固化系统和光固化系统与根管间的界面结合力没有差别,更加适合于透明纤维桩的粘接。Fulya Toksoy Topcu等[22]研究了玻璃纤维桩和碳纤维桩用自酸蚀粘接系统(ClearfilTM SE Bond and Optibond all-in-one),全酸蚀粘接系统(XP BondTM)和双固化粘接系统(MaxcemTM)粘接后的结合强度,结果显示,不管是哪一类粘接剂,玻璃纤维桩较碳纤维桩提供的固位力强。Ebru zsezer Demiryürek等[21]对5种表面处理剂(5% NaOCl;Sikko Tim;17% EDTA;37%磷酸;10%的柠檬酸)处理根管,自酸蚀树脂粘接剂粘接后,纤维桩与根管的结合强度进行分析。结果发现表面处理能够提高纤维桩和牙本质的结合强度。其中Sikko Tim处理组的结合强度最高(16.52 ± 1.73),而Sikko Tim处理不能很好的去除根方牙本质玷污层,提示在运用自酸蚀树脂粘接剂时,不推荐去除玷污层通畅牙本质小管。因为用自酸蚀树脂粘接剂时,牙本质会形成过分的酸蚀,影响了微拉伸应力,最终对树脂粘接产生不利的作用。同时,自酸蚀树脂粘接剂的粘接效能的提高主要是靠形成嵌合层,而不是树脂进入牙本质小管形成的树脂突。R. DE SANTIS等[23]运用拉伸实验分析碳纤维桩与树脂粘接剂的粘接界面应力分布情况,发现在粘接长度的中份的压力分布是最小的,而压力最大处位于粘接面最高处。粘接的平均结合强度为25MPa,最大结合强度为50MPa。作者认为这种优化的力传导和高的固位特性主要是由于采用了碳纤维桩的设计。五、 对箍效应的研究Laurent Pierrisnard 等[24]通过有限元法研究发现,不管是拉伸应力还是压缩应力,其最大值主要集中在颈部区域,颈部的拉伸应力在存在箍结构时小于140Pa,而丧失箍结构时增加到超过230Pa。从而得出,颈部箍结构在减少应力防止牙折中起决定性作用。Schmitter等[18]研究了纤维桩的箍结构高度对修复体的折断强度的影响,结果显示增加箍结构的高度或者用树脂粘接能够显著增加抗折强度,提示在箍结构高度不足的情况下,最好选用树脂对纤维桩进行粘接。Jonas Alves de Oliveira等[26]对粘接了碳纤维桩的不同箍结构高度剩余的牙体进行研究,其设立了阳性对照组(金属桩,箍结构高度为0mm),箍结构高度为0mm、1mm、2mm、3mm及阴性对照组(无桩)六个组,其抗折强度分别为1022.82 N,、1008.22 N、 1292.52 N、 1289.19 N、1255.38 N和1582.11N,结果显示:剩余箍结构的高度对根管治疗牙用碳纤维桩修复后的抗折强度影响不大;并且在没有箍结构时,金属桩与碳纤维桩的抗折强度没有显著差异。Giuseppe Varvara等[27]也将箍结构剩余分为0-、2-、4-、5-mm,对比研究钴铬金属桩、碳纤维桩与未用桩修复牙体的抗折强度,结果显示,箍结构高度的增加都能产生更大的抗折强度,未用桩修复的牙体的抗折强度明显低于用钴铬金属桩或者碳纤维桩修复的牙体,但是钴铬合金桩修复后牙体的折断状态很严重。六、 展望纤维桩具有金属桩所无法比拟的优越性,纤维桩和树脂类核联合使用,可以使最终的修复体更加接近天然牙的本来结构。它们的强度和弹性模量均与牙本质接近,并且可以通过树脂类粘接剂,与牙本质之间达到很强的粘接效果,与牙体最终形成一个协调的整体,使应力沿着牙根均匀分布,提高了修复后牙齿的抗折强度。可以预见,随着纤维桩生物力学性能的不断改进,纤维桩会更加广泛地应用于口腔临床。[参考文献][1] 杜珍, 汲平. 纤维桩的分类及性能特点. 口腔颌面修复学杂志 2007; 8(3): 227-232[2] Freilich MA, Karmaker AC, Burstone CJ, et al. 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陶瓷作为口腔修复材料具有极佳的生物相容性、优良的化学稳定性和耐磨损性,尤其是其独特的美学性能是金属材料和其他高分子材料无法比拟的。1962 年,Weinstein等[1 ]发明了瓷附熔金属技术,将金属基底结构的强度和瓷的美学性能有机地结合在一起,制作出具有一定美学效果的金瓷冠桥修复体。这一技术目前已成熟且在口腔修复体的制作中得到广泛应用。但是由于贱金属(镍铬合金)存在易被氧化的倾向而显现出龈灰线的现象,另一方面义齿的金瓷边缘中金属和瓷同时接触龈缘,导致修复体边缘着色,影响义齿远期疗效的缺点。随着物质文化水平的提高,人们对口腔修复已不满足仅仅恢复其生理功能,而要求更好的审美效果。这些因素都促进了美学效果更高的全瓷冠的研制和应用。全瓷冠因与牙釉质接近的透明度和折射率,其外观颜色与天然牙相差无几,可达到最佳美学效果,加之其良好的生物相容性,不断提高的强度和韧性,越来越受到青睐。现在全瓷修复已经成为固定修复中一种重要的修复手段,全瓷材料广泛应用于全冠、贴面、嵌体、桩核和固定桥的制作。与此同时,临床全瓷修复体的修复成功率也在不断上升,研究表明,全瓷修复体修复失败率平均为5%,以下对常见的问题的原因进行探讨。一 瓷裂高强度、良好的适合性与可以接受的美学效果,是固定修复体所必须的。尽管全瓷材料在测试时有很高的强度,但在受到拉应力时由于其表面的裂纹和微裂使之易于折裂。瓷裂也是全瓷修复失败的主要原因之一。Charles J[2]从22个关于瓷裂的临床研究中发现:总共4277例全瓷冠中有338例瓷裂,约占总数的7%。因研究持续时间不同,瓷裂的发射率也有所区别,其中1到4年研究有18例,平均瓷裂率为5%;而5年及以上的研究4例,平均瓷裂率为13%。 1 瓷层厚度的影响 全瓷修复体由体瓷和饰面瓷两部分组成。Liu YH 等[3]对不同厚度比例的IPS Empress 2 核瓷和饰面瓷进行抗弯强度的研究,结果表明,饰面瓷的抗弯强度明显低于核瓷,不同厚度比例的核瓷和饰面瓷对修复体抗弯强度的影响并不明显,但是核瓷厚度比例大的修复体较少出现瓷层间分离的现象。国内有学者认为,无论何种修复体,铸瓷的瓷层厚度不得小于 0. 8mm, 否则极易使弯曲变形超过 0. 1%,造成修复体的碎裂。 2 瓷表面处理的影响核瓷内冠与外部涂层材料的结合直接影响到整个瓷修复体的强度,内冠的清洁度和粗糙度对内冠与外部涂层材料的结合至关重要。不同的内冠材料有不同的处理方法,Albakry M[5]认为喷砂能增加核瓷表面的粗糙度,有利于两层瓷之间的结合。他同时认为,上釉并不能增加铸瓷材料的强度,而抛光能明显改善材料强度,喷砂和研磨对修复体强度没有明显影响。这可能是由于抛光产生了高度光洁的表面,减少了缺陷裂纹,抛光过程中在材料表面形成的压缩层也有助于阻止微裂纹的扩展,喷砂、研磨也能在材料表面形成类似的压应力层,而上釉过程中,加热使内部压应力释放造成的强度下降与锐裂纹减少对强度的改善相互抵消。3 牙体预备影响 相对于金属烤瓷修复来说,为了保证全瓷系统的强度,牙体预备的量需要更多些。冯海兰[6]认为全瓷贴面颈部边缘一般为 0.5~0.6 mm的无角肩台,唇面预备量一般为 0.7~0.8 mm,切端预备量一般为 1.0 mm。如果不需进行过多的遮色,颈部边缘一般预备在龈上。全瓷嵌体或高嵌体的牙尖和面的预备量分别为 2 mm和 1.5 mm;峡部宽度至少为 1.5 mm;外展度需较金属嵌体者大,约 12~15°;面边缘和龈边缘避免形成斜面。 全瓷冠修复时后牙 面的预备量一般为 1.5 mm,后牙牙尖和前牙切端一般为 2 mm,唇面、 颊面一般为 1~1.5 mm;边缘为直角肩台 (内线角圆钝 )或深无角肩台,宽度至少为 1 mm。Troedson M 等[7]采用二维有限元方法,研究了边缘设计对于瓷贴面应力分布的影响,结果发现,在相同条件下不同颈缘设计承受的应力差异较小,在龈缘预备时,推荐使用凹型或直角型肩台设计。Proos KA 等[8]应用有限元法研究了颈缘设计及基牙聚合角对前磨牙全瓷冠应力分布的影响,结果显示,基牙聚合角较小,颈缘凹面半径较大时,有助于减小最大拉应力的数值。一般认为全瓷修复体在不影响修复体修复形态和强度的情况下,需最大程度上保护牙体组织。4 全瓷材料的选择 Siogren G等[9 ].对普通诊所 46 名患者的 98 个 Di2cor全瓷冠平均 6 年后进行了临床评价,结果显示在 98 个全瓷冠当中,有82%的满意率。有51%的全瓷冠的边冠缘密合度良好。有14个Dicor 全瓷冠发生折裂,Dicor 全瓷冠最优良的特性就是其良好的透光性和色泽。但Dicor 的长期使用效果尤其是抗碎性能尚需进一步完善。DeniG[10 ]对20位患者37个IPS2 Empress全瓷冠追踪2年观察显示 ,满意达94. 6 % ,只有 1 例发生冠折裂 ,而且无论冠边缘位于龈上或平齐龈缘 ,龈组织的健康无明显差异 ,表明 IPS2Empress 全瓷冠近期修复效果良好 ,失败率较低。氧化锆是一种具有三种存在形式的多晶材料。在它的熔点(2680℃)时, 它以立方体结构存在, 而在 2370℃时, 它会变形为四方晶相, 强度可达上千兆帕。固定局部义齿建议选择氧化锆, 因为氧化锆与氧化铝基和二矽酸锂基陶瓷相比具有最高的破坏载荷。5 瓷全冠在口腔中位置的影响在口腔中,因为前牙容易受到剪切力的作用,而后牙承受的咬合力比较大,这些因素,都会影响到全瓷冠在口腔中的效果。Probster L.[11] 对96个瓷全冠长达56周的观察中看到,只有一例磨牙冠出现了瓷裂。Segal[12]对 546 例 In-ceram全瓷冠 6 年的成功和失败病例进行比较,结果显示有 541 例成功,5 例失败。总的成功率为 99. 1 %( n = 541),失败率为 0. 9 %( n = 5),前牙冠成功率与失败率分别为 98. 9 %和 1. 1 %;后牙冠成功率与失败率分别为 99. 2 %和 0. 8 %。二 修复体脱落随着全瓷粘结材料的发展,全瓷修复体的固位有了很大的提高。Charles J[2]研究发现修复体脱落率约为2%。其中粘结剂的选择和粘结过程中的操作是影响全瓷修复体固位的关键因素。巢永烈[13] 主张粘接应使用树脂粘结剂,粘结前对粘界面的处理随全瓷材料的不同有差别,粘结面的喷砂、 氢酸氟酸蚀、 硅烷化处理、 硅喷涂为常采用的措施。对于硅酸盐类陶瓷而言,由于含有玻璃相结构,氢酸氟酸蚀可以获得粗糙的粘结面;硅烷偶联剂与粘结面中的氧化硅结合形成硅氧烷,加上树脂类粘结剂,可以获得良好的粘结强度和边缘封闭效果。对于氧化铝陶瓷或者氧化镁陶瓷,有些含有少量的氧化硅,有些则不含氧化硅,因此喷砂可以形成粗糙的表面,可以使用树脂粘结剂或者磷酸锌、 玻璃离子粘固剂,获得较好的粘结效果。如果采用硅喷涂加上偶联剂,也可以增强粘结效果。对于氧化锆陶瓷修复体,由于自身的强度极高 ,如果修复体的固位型良好 ,可以使用树脂粘结剂或者磷酸锌粘固剂、 玻璃离子粘固剂中任何一种,均可以获得良好的效果。多余的粘接剂应彻底清除,否则对牙龈的刺激很大,可出现牙龈炎、 牙周炎。对于透明度高的全瓷修复体,应事先用试色糊剂选择不同颜色的粘接剂,以期达到粘接后的美观效果。综上所述, 在全瓷修复中的任何一个环节中出现问题, 都有可能导致最后全瓷修复的失败。陶瓷材料及其制作方法现正处于一个发展的过程中, 要完善地处理好在修复过程中每一个可能出现的问题还需要不断地研究和探索。参 考 文 献[1] Weinstein M, Katz S, Weinstein AB. Fused porcelain-to-metal teeth. US Patent , No130529821 19621[2] Charles J. Goodacre, Guillermo Bernal, Kit ichai Rungcharassaeng, et al. Clinical complicat ions in fixed prosthodontics [J]. J Prosthet Dent , 2003, 90: 31- 41[3] Liu YH, Feng HL, Bao YW, et al. Effect of coredent in thickness ratio on the flexure strength of IPS Empress II heat- pressed all- ceramic restorative material [J]. Beijing Da Xue Xue Bao, 2007, 39(1): 64- 66[4] 张富强. 口腔修复基础与临床[M]. 上海: 上海科学技术文献出版社, 2004: 248- 261[5] Albakry M, Guazzato M, Swain MV. Biaxial flexural strength and microstructure changes of two recycled pressable glass ceramics [J]. J Prosthodont , 2004, 13 (3):141- 149[6] 冯海兰. 关于全瓷修复应用的一些问题[J]. 中华口腔医学杂志2006;141(6):339-341[7] Troedson M, Derand T. Effect of margin design, cement polymerization, and angle of loading on stress in porcelain veneers[J]. J Prosthet Dent , 1999, 82(5): 518- 524[8] Proos KA, Swain MV, Ironside J, et al. Influence of margin design and taper abutment angle on a restored crown of a first premolar using finite element analysis[J]. J Prosthodont ,2003, 16(4): 442- 449[9] Sjogren G, Lant to R , Tillberg A. Clinical evaluation of all-ceramic crowns (Dicor) in general practice. J Prost het Dent , 1999 ,81 :2772284[10] Gemalmaz D , Ergin S. Clinical evaluation of all-ceramic crowns. J Prost het Dent , 2002 ,87 :1892196[11] Probster L. Four year clinical study of glass-inltrated, sintered alumina crowns. J Oral Rehabil 1996;23:147-51.[12] Segal BS. Ret rospective assessment of 546 all-ceramic anterior and posterior crowns in a general practice. J Prost het Dent ,2001 , 85 :5442550.[13] 巢永烈.全瓷修复的临床应用研究[J].实用医院临床杂志 2007;4(2)16-18 裴锡波