pełna wersja do pobrania - Protetyka Stomatologiczna

Document technical information

Format pdf
Size 2.6 MB
First found Nov 13, 2015

Document content analysis

Language
Polish
Type
not defined
Concepts
no text concepts found

Persons

Le'Veon Bell
Le'Veon Bell

wikipedia, lookup

Karl M. Baer
Karl M. Baer

wikipedia, lookup

Places

Transcript

PROTET. STOMATOL., 2014, LXIV, 5, 317-328
www.prot.stomat.net
Cechy mechaniczne układu ząb–cement–wkład
koronowo-korzeniowy wykonany ze stopu Co-Cr
metodą selektywnego spiekania laserowego
The mechanical properties of the system tooth-cement-post made of Co-Cr
alloy using the selective laser sintering method
Kamila Wróbel-Bednarz1, Witold Walke2, Marcin Basiaga2
1Katedra
Protetyki Stomatologicznej Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego
Kierownik: prof. dr hab. E. Mierzwińska-Nastalska
2Katedra
Biomateriałów i Inżynierii Wyrobów Medycznych, Politechnika Śląska
Kierownik: prof. dr hab. inż. J. Marciniak
HASŁA INDEKSOWE:
wkłady koronowo-korzeniowe, wytrzymałość na
niszczenie, metoda selektywnego spiekania laserowego (SLS)
KEY WORDS:
posts, resistance to destruction, selective laser
sintering (SLS) method Streszczenie
Wstęp. W wykonawstwie wkładów koronowo-korzeniowych powszechnie stosowanymi stopami metali w grupie średniotopliwych są stopy na
osnowie kobaltu pozyskiwane metodą odlewania. Od niedawna alternatywą stała się metoda
selektywnego spiekania laserowego – SLS (ang.
selective laser sintering), dzięki niej uzupełnienia protetyczne z chromkobaltu wykazują wysoką
homogenność, czystość stopu i dopasowanie anatomiczne. Poważnym powikłaniem w leczneniu z
wykorzystaniem metalowych wkładów koronowo-korzeniowych jest złamanie korzenia spowodowane często przeciążeniem zgryzowym. Niestety w
większości przypadków nie ma możliwości powtórnego leczenia z wykorzystaniem danego zęba.
Cel pracy. Celem pracy była analiza cech mechanicznych układu ząb–cement–wkład koronowo-korzeniowy ze stopu Co-Cr wykonany metodą
SLS.
Materiał i metoda. W badaniu wykorzystano
26 bydlęcych zębów siecznych. Wkłady koronowo-korzeniowe ze stopu Co-Cr wykonane zostały
Summary
Introduction. Cobalt-based alloys are most
commonly used in prosthetic treatment with posts.
They are usually obtained by casting, but recently
a selective laser sintering (SLS) method has become an alternative. Owing to this method Co-Cr
restorations show high homogeneity, alloy purity
and precise anatomical fit. A root fracture, often
caused by the occlusal overload, is a serious complication in treatment with metal posts. Unfortunately, in the majority of cases the re-treatment
with the damaged tooth is not possible.
Aim of the study. To analyse the mechanical
properties of the tooth-cement-post made of Co-Cr alloy using the SLS method.
Material and methods. Twenty four bovine incisors were used in this study. Crown-root Co-Cr
alloy posts were made using the indirect method
with selective laser sintering. The obtained posts
were set into the roots with use of composite self-adhesive cement G-CEM Automix (GC, Japan).
The compression test was carried out employing
a MTS testing machine, Model 45.
317
K. Wróbel-Bednarz i inni
meto­dą pośrednią, z zastosowaniem selektywnego spiekania laserowego (SLS). Otrzymane wkłady osadzono w korzeniach z użyciem cementu
kompozytowego G-CEM Automix (GC, Japonia).
Test ściskania przeprowadzono z wykorzystaniem
maszyny wytrzymałościowej MTS Model 45.
Wyniki. Analizując wszystkie przeprowadzone
próby, w 90% dochodziło do odcementowania
wkładu, któremu często towarzyszyło pęknięcie
korzenia zęba. Do odcementowania na wysokości
powierzchni nośnej dochodziło przy średniej wartości siły odcementowującej wynoszącej 386,5 N.
Wartości maksymalnego obciążenia mieściły
się w przedziale 261,129 – 1009,066 N. Analiza
statystyczna wykazała istnienie korelacji między
wytrzymałością na odcementowanie, a wytrzymałością na niszczenie. Współczynnik korelacji wyniósł 0.653455 (p=0.000178).
Wnioski. Określone w badaniu cechy mechaniczne potencjalnie odpowiadają za odporność
na złamanie zęba zaopatrzonego wkładem metalowym wykonanym metodą SLS oraz trwałość
takiej odbudowy protetycznej w jamie ustnej w
odcinku przednim. Wkłady koronowo-korzeniowe
ze stopu Co-Cr wykonane metodą SLS wykazują
wysoki stopień dopasowania do tkanek zęba.
Results. In all the analysed tests post decementation occurred in 90% of cases. It was often
accompanied by root fracture. Post decementation at the bearing surface level occurred with
an average force of 386.5 N. Destructive load
values ranged from 261.129 to 1009.066 N. The
statistical analysis showed correlation between
the decementation strength and the compressive
strength of the sample. The correlation coefficient
was 0.653455 (p = 0.000178).
Conclusions. Mechanical properties identified
in the study potentially determine the fracture resistance of the tooth with metal posts made with
use of SLS method and the durability of restoration in the anterior area of the mouth.
Wstęp
stałych uwzględniane są stopy wysokoszlachetne, szlachetne i nieszlachetne, w zależności od
składu. Wykorzystuje się stopy z zawartością
pierwiastków: Au, Ag, Ti, Cr, Co, Ni. Aby stop
metalu mógł być użyty w rekonstrukcji tkanki
ludzkiej powinien spełniać wymagania stawiane wszystkim biomateriałom. Ponadto istnieją
szczegółowe wytyczne co do właściwości fizykochemicznych warunkujących wymaganą
odporność korozyjną, szczególnie w środowisku jamy ustnej (2, 3). Stopy metali znajdujące zastosowanie w protetyce stomatologicznej
charakteryzują się satysfakcjonującymi właściwościami fizyko-chemicznymi i mechanicznymi, niemniej w znacznej mierze zależy to od
Metale są najlepiej i najdłużej znaną grupą
materiałów stosowanych w medycynie. W latach sześćdziesiątych dwudziestego wieku zaobserwowano szeroki rozwój badań nad tymi
materiałami oraz pierwsze próby normalizacji
w aspekcie użytku medycznego. Dzięki długiemu okresowi obserwacji klinicznej, licznym badaniom materiałowym oraz nieustannemu polepszaniu cech użytkowych metale są
obecnie powszechnie stosowane w medycynie
rekonstrukcyjnej (1). W protetyce stomatologicznej wykorzystywane są różne stopy metali. W rehabilitacji z zastosowaniem uzupełnień
318
PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2014, LXIV, 5
Wkłady koronowo-korzeniowe
składu danego stopu, obecności zanieczyszczeń, temperatury i techniki wytwarzania (4,
5). Stopy homogenne, o małym stopniu uziarnienia, z mniejszą ilością zanieczyszczeń wykazują większą wytrzymałość mechaniczną i
odporność korozyjną (6). Powszechnie stosowanymi w protetyce stomatologicznej stopami metali w grupie średniotopliwych są stopy
na osnowie kobaltu (7). Wykazują one wysoką
biozgodność w środowisku tkankowym i płynach ustrojowych. Charakteryzują się również
dobrą odpornością na korozję wżerową i szczelinową, jak również naprężeniową oraz zmęczeniową (8-11).
W ujęciu mechanicznym ząb odbudowany
wkładem koronowo-korzeniowym zachowuje
się inaczej pod wpływem przeciążenia zgryzowego niż ząb z zachowaną żywa miazgą (12).
Takie czynniki jak: średnica wkładu, jego długość, efekt obejmy, rodzaj cementowania mają wpływ na trwałość tego typu uzupełnień w
jamie ustnej. Współczynnik L/D (długość do
średnicy) opisywany w piśmiennictwie również ma wpływ na wytrzymałość wkładu i jest
do niej wprost proporcjonalny. W piśmiennictwie poruszany jest problem złamania korzenia
zaopatrzonego metalowym wkładem koronowo-korzeniowym. Zjawisko to opisywane jest
nawet w publikacjach z lat 80. Według badaczy
tego typu powikłania są przyczyną do szukania
alternatywy dla tego typu uzupełnień (13-15).
Na podstawie przeglądu piśmiennictwa z lat
1984-2003 Fokkinga i wsp. (16) stwierdzili, że
w przypadku wkładów metalowych obserwuje
się więcej niepowodzeń niż w przypadku wkładów kompozytowych wzmacnianych włóknem
szklanym (ang. Fiber Reinforced Composite,
FRC), które manifestują się złamaniem korzenia. W badaniach Newman i wsp. (17), w których
określano właściwości mechaniczne wkładów
prefabrykowanych i metalowych stwierdzono,
że wkłady metalowe wykazują lepsze właściwości i znoszą wyższe obciążenia. Zaznaczono
jednak, że w przypadku złamania, powikłania
PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2014, LXIV, 5
są poważniejsze w porównaniu z wkładami
typu FRC. Akkayan i wsp. (18) na podstawie
swoich badań dowiedli, że w przypadku zębów
zaopatrzonych wkładami metalowymi złamania zakwalifikowane są jako nienaprawialne.
W ujęciu właściwości mechanicznych samego
wkładu Bittner i wsp. (19) wysnuwają wniosek,
że sztywniejsze wkłady koronowo-korzeniowe
mogą zapewnić lepsze wsparcie dla korony, a
nawet korzystniejszą koncentrację i dystrybucję naprężeń, jednak przy przeciążeniu skutki
mogą być nieodwracalne, ponieważ dochodzi
do złamania korzenia.
Wkłady koronowo-korzeniowe ze stopów
metali są powszechnie wykonywane metodą
odlewania. Zastosowanie w medycynie metody szybkiego prototypowania – RP (ang. rapid prototyping) opisane zostało przez zespół
Mankowich i wsp. w 1990 roku (20). Odmianą
RP jest selektywne spiekanie laserowe – SLS
(ang. selective laser sintering), a precyzyjniej
bezpośrednie spiekanie laserowe metalu (ang.
direct metal laser sintering – DMLS), które od
niedawna stało się alternatywą klasycznej metody odlewowej. Jest to sposób wytwarzania
wynaleziony przez naukowca z Uniwersytetu
w Teksasie Carla Deckarda w 1989 roku (21,
22). W metodzie SLS wykorzystywany jest fizyczny model obiektu generowany z programu
typu CAD (projektowanie wspomagane komputerowo, ang. Computer Assisted Design),
wykorzystywanego obecnie w projektowaniu
uzupełnień protetycznych. Projekt zapisywany
jest w formie pliku stereolitograficznego (.stl)
i za pomocą kompatybilnego oprogramowania
komputerowego dzielony cyfrowo na poszczególne warstwy. Dodatkowo model CAD może
być tworzony na podstawie danych pozyskanych z tomografii komputerowej oraz rezonansu magnetycznego, z różnicą w wymiarach
sięgającą tylko 1,79%. Dzięki temu wytwarzane w tej technologii uzupełnienia protetyczne
pozwalają zapewnić wysoki stopień dopasowania, z uwzględnieniem wszelkich odmienności
319
K. Wróbel-Bednarz i inni
Ryc. 1. Skaner 3Shape (Wieland, Niemcy).
anatomicznych indywidualnych dla danego pacjenta (23). W metodzie SLS obiekt budowany jest w osi poziomej, warstwa po warstwie z
proszku metalowego, termoplastycznego lub
ceramicznego, którego cząstki spiekane są ze
sobą wiązką lasera kontrolowanego komputerowo. Proces odbywa się w osłonie gazowej, pod ciśnieniem 7000 hPa. Każda kolejna
warstwa obiektu o grubości 0,1 mm łączy się
z poprzednią dzięki laserowemu stopieniu jej
powierzchni. Spiekanie laserowe jest procesem wysokotemperaturowym z dokładnością
wynoszącą 10 µm. Dzięki temu uzupełnienie
otrzymane tą metodą nie zawiera zanieczyszczeń (24-26). Warstwowa produkcja umożliwia
wykonanie wzoru o złożonej geometrii w przestrzeni trójwymiarowej i coraz częściej wykorzystywana jest w wytwarzaniu indywidualnych uzupełnień o kształcie anatomicznym, w
tym nawet implantów oraz rusztowań dla komórek kościotwórczych (27-29).
Cel pracy
Celem pracy była analiza cech mechanicznych układu ząb–cement–wkład koronowo-korzeniowy ze stopu Co-Cr wykonany metodą
SLS, wyznaczonych na podstawie próby na
ściskanie, w warunkach in vitro.
320
Ryc. 2. Program DentalDesigner Premium
(Wieland, Niemcy) – obraz cyfrowy wkładu;
a – powierzchnia nośna wkładu, b – projekcja
wargowo-podniebienna, c – projekcja mezjo-dystalna.
Materiał
W badaniu wykorzystano 26 bydlęcych zębów siecznych, które opracowano według zasad leczenia endodontycznego. Kanały wypełniono metodą kondensacji gutaperki na ciepło.
Tak przygotowane korzenie przechowywano
w wodzie destylowanej. Kolejny etap polegał
na opracowaniu powierzchni nośnej zęba, zachowując określoną długość korzenia (18 mm).
PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2014, LXIV, 5
Wkłady koronowo-korzeniowe
Ryc. 3. Wkład koronowo-korzeniowy wykonany
ze stopu metalu Co-Cr.
Ryc. 5. Próbka układu ząb–cement–wkład koro­
nowo-korzeniowy.
Kanały korzeniowe opracowano mechanicznie
z wykorzystaniem systemu wierteł kalibrowanych (GC, Japonia). Wszystkie kanały przygotowano w taki sam sposób osiągając średnicę ø1,7 mm na wysokości powierzchni nośnej,
PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2014, LXIV, 5
Ryc. 4. Geometryczny schemat próbki układu
ząb–cement–wkład koronowo-korzeniowy.
długość 12,9 mm, z zachowaniem zbieżności
dowierzchołkowej.
Wkłady koronowo-korzeniowe ze stopu CrCo wykonane zostały meto­dą pośrednią, z zastosowaniem metody selektywnego spiekania
laserowego (SLS) przy współpracy z laboratorium protetycz­nym Techdent w Warszawie. Do
ich wytwo­rzenia niezbędne było wymodelowanie wkła­du koronowo-korzeniowego z żywicy
akry­lowej Patern Resin (GC, Japonia) w oparciu o ogólnie przyjęte zasady, z uwzględnieniem anatomii uzupełnienia protetycznego. Tak
przygotowany wkład z skano­wano za pomocą
skanera laserowego 3shape i-mes (Wieland,
Niemcy) (ryc. 1). Obraz pod­dano analizie i
korektom w programie kompu­
terowym do
projektowania uzupełnień prote­tycznych
DentalDesigner Premium (Wieland, Niemcy)
(ryc. 2). Na podstawie obrazu cyfrowego wykonano wkłady koronowo-korzeniowe metodą
selektywnego spiekania proszku metalowego.
Mieszanka metali posiadała określony skład
procentowy: Co – 62,9%, Cr – 24,9%, Mo –
4,8%, W – 5,6%, Si – 1,1% (ryc. 3). Otrzymane
w ten sposób wkłady osadzono w kanałach
321
K. Wróbel-Bednarz i inni
korzeniowych wykorzystując sa­moadhezyjny
cement kompozytowy G-CEM Automix (GC,
Japonia) (ryc. 4). Przygotowane próbki osadzono w bloczkach akrylowych, co umożliwiło ich
późniejszy montaż w maszynie wytrzymałościowej (ryc. 5).
Metoda
Test ściskania przeprowadzono z wykorzystaniem maszyny wytrzymałościowej
MTS Model 45 w Katedrze Biomateriałów
i Inżynierii Wyrobów Medycznych Wydziału
Inżynierii Biomedycznej Politechniki Śląskiej
w Zabrzu. Próbki osadzane były w uchwycie
maszyny pod kątem 135o względem kierunku
przyłożonej siły. Prędkość przesuwu trawersy
wynosiła 0,5 mm/min (ryc. 6). Badanie trwało do momentu zniszczenia próbki. Podczas
przeprowadzanoia testu rejestrowane były następujące parametry: czas trwania badania, obciążenie opisujące siłę oddziałującą na próbkę
podczas badania, naprężenie, jako stosunek siły
do powierzchni badanej próbki, odkształcenie
jako odległość między określonymi punktami
zmieniającą się pod wpływem deformacji, wydłużenie próbki podczas badania. Na podstawie
danych liczbowych wyznaczono wytrzymałość
na niszczenie oraz odcementowanie.
Wyniki badań poddano analizie statystycznej. W tym celu przygotowano statystyki opisowe dla każdego z badanych parametrów. W
analizie zależności wyznaczono współczynnik
korelacji Pearsona.
Ryc. 6. Pozycja próbki osadzonej w maszynie wytrzymałościowej podczas testu na ściskanie.
towarzyszyło pęknięcie korzenia zęba. W jednym przypadku doszło do złamania wkładu
wewnątrz korzenia 3,1 mm poniżej powierzchni nośnej zęba. W przypadku odcementowania
wkładu Co-Cr z korzenia w każdym przypadku wkład nie był całkowicie pokryty cementem
(ryc. 8). W przypadku odcementowania wkładu
koronowo-korzeniowego nie dochodziło do jego deformacji.
Wyniki
Przebieg badania zapisywany był w postaci wykresu przedstawiającego zależność pomiędzy obciążeniem, a wydłużeniem (ryc. 7).
Dane liczbowe rejestrowanych parametrów
zestawiono w tabeli I. Analizując wszystkie
przeprowadzone próby, w 90% dochodziło
do odcementowania wkładu, któremu często
322
Ryc. 7. Wykres obrazujący zależność pomiędzy
obciążeniem a wydłużeniem dla układu ząb–cement–wkład Co-Cr.
PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2014, LXIV, 5
Wkłady koronowo-korzeniowe
T a b e l a I . Wartości parametrów rejestrowanych podczas testu na ściskanie badanych próbek
Parametr
Czas [s]
Maksymalne
obciążenie [N]
Wytrzymałość
na niszczenie [MPa]
Maksymalne
naprężenie [MPa]
Siła
odcementowująca [N]
Wytrzymałość na
odcementowanie [MPa]
Wydłużenie
[mm]
Odkształcenie
[mm/mm]
Moduł sprężystości
przy ściskaniu [MPa]
Średnia
Min.
Maks.
SD
356,52
141,0300
654,022
130,6433
483,32
261,129
1009,066
158,275
17
9
36
5
17,0756
9,2000
35,6478
5,3837
386,5015
158,6790
695,7347
127,3664
14
6
25
4,5
2,82
1,175
5,45
0,955
0,196
0,08
0,364
0,072
374
151
621
129
Ryc. 8. Próbka ząb–cement–wkład Co-Cr po zniszczeniu; a – odcementowanie wkładu na wysokości
powierzchni nośnej zęba, b – ząb z odcementowanym wkładem i ze złamaną boczną ścianą zęba, c – podłużne pęknięcie ścian korzenia, d – odcementowany wkład koronowo-korzeniowy, e – ząb ze złamanym
korzeniem 3,6 mm poniżej powierzchni nośnej, f – odłamana część koronowa wkładu.
Do odcementowania wkładu na wysokości powierzchni nośnej dochodziło przy
średniej wartości siły odcementowującej
PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2014, LXIV, 5
wynoszącej 386,5015 N (min=158,6790 N,
max=695,7347 N, SD=127,3664). Wartości
maksymalnego obciążenia mieściły się
323
K. Wróbel-Bednarz i inni
Ryc. 9. Wykres rozrzutu dla parametrów: wytrzymałość na odcementowanie i wytrzymałość na
niszczenie.
Ryc. 10. Wykres rozrzutu dla parametrów: wytrzymałość na odcementowanie i moduł sprężystości przy ściskaniu.
T a b e l a I I . Współczynniki korelacji pomiędzy wytrzymałością a odkształceniem i wydłużeniem
Wytrzymałość
Odkształcenie
Wydłużenie
r
-0,0783
-0,0693
p
0,743
0,771
w przedziale 261,129-1009,066 N. Maksymalne
wartości naprężenia zarejestrowane podczas
badania dla całego układu wyniosły od 9,2000
do 35,6478 MPa. Porównując wymiar początkowy i wyjściowy próbki stwierdzono, że jej
wydłużenie wyniosło średnio 2,82 mm, a wartość odkształcenia, czyli odległości pomiędzy
określonymi punktami zmieniającej się pod
wpływem deformacji równa była średnio 0,196
mm/mm (min=0,08, max=0,364). W analizie
wyników wykluczono te z prób, w których doszło do przemieszczenia próbki podczas obciążania. Na podstawie wyników otrzymanych
dla parametrów: maksymalne obciążenie i siła
odcementowująca wyznaczono wartości wytrzymałości na niszczenie zawierające się w
przedziale 9-36 MPa oraz wytrzymałości na
odcementowanie wynoszące średnio 14 MPa.
Ponadto określono moduł sprężystości badanego układu wyznaczony przy ściskaniu. Wartość
średnia wyniosła 374 MPa (zakres: 151-621
324
MPa). Analiza statystyczna wykazała istnienie korelacji między wytrzymałością na odcementowanie, a wytrzymałością na niszczenie. Współczynnik korelacji wyniósł 0.653455
(p=0.000178) (ryc. 9). Z uwagi na zależność
matematyczną podobną korelację przedstawiają parametry: maksymalne obciążenie i siła odcementowująca. Ponadto analiza statystyczna
wykazała istnienie korelacji między wytrzymałością na odcementowanie, a parametrem
moduł sprężystości przy ściskaniu przy współczynniku korelacji r=0,49806 (p=0,025) (ryc.
10). Nie stwierdzono zależności między wytrzymałością, a odkształceniem i wydłużeniem
(p > 0,05) (tab. II).
Dyskusja
We współczesnym piśmiennictwie można
odnaleźć wiele prac na temat odmiennej charakterystyki biomechanicznej w odniesieniu
PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2014, LXIV, 5
Wkłady koronowo-korzeniowe
do zębów z zachowaną żywą miazgą i leczonych endodontycznie, zaopatrzonych wkładem koronowo-korzeniowym. Leczenie endodontyczne zęba z założenia wiąże się z usunięciem tkanek miękkich – miazgi zęba. Leczeniu
takiemu towarzyszy również częściowe zniesienie twardych tkanek poprzez opracowanie
ubytku, wykonanie otworu trepanacyjnego,
czy chemiczne oraz mechaniczne opracowanie kanałów korzeniowych. Z powodu utraty
twardych tkanek biomechanika zęba leczonego endodontycznie zmienia się niekorzystnie
(5, 30, 31). Ponadto, do osłabienia struktur zębowych przyczynia się zmniejszenie ilości kolagenu oraz zjawisko dehydratacji, powstałe
na skutek zatrzymania krążenia miazgowego
(32). Zęby leczone endodontycznie powinny
zostać odbudowane w sposób umożliwiający
ich długoczasową obecność w jamie ustnej, z
jednoczesnym zachowaniem jak największej
ilości zdrowych tkanek (33). Należy zwrócić
uwagę, że preparacja pod wkład koronowo-korzeniowy powoduje dodatkowe osłabienie
korzenia poprzez zmniejszenie ilości zębiny
korzeniowej (34). Dlatego celowe wydaje się
przeprowadzanie analizy zachowania odbudowanych zębów pod wpływem sił zgryzowych
oraz w przypadku przeciążenia w warunkach
in vitro.
W licznych badaniach określa się siły zgryzowe w warunkach fizjologicznych. Ich wartości średnie w odcinku przednim wynoszą 7-150
N. Uszczegóławiają to Kshirsagar i wsp. (35)
określając przedział wartości sił zgryzowych
w odcinku przednim w zakresie 30-270 N.
Według niektórych autorów uśrednione siły
wynoszą 222 N. Rosentritt i wsp. (36) zwracają uwagę, że u pacjentów z bruksizmem generowane są w odcinku przednim łuku zębowego siły sięgające nawet 300 N, a siła potrzebna do złamania zęba ludzkiego nieleczonego
endodontycznie wynosi 600 N. W przeprowadzonym badaniu śrenie wyniki maksymalnego obciążenia zawierały się w przedziale
PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2014, LXIV, 5
261,129-1009,066 N, co potencjalnie warunkowałoby odporność na złamanie zęba zaopatrzonego wkładem metalowym wykonanym metodą SLS oraz trwałość takiej odbudowy protetycznej w jamie ustnej w odcinku przednim.
W badaniach Rosentritt i wsp. (37) dla zębów
niezaopatrzonych wkładem zakres sił wynosił
średnio 270 N (235-335 N) i nie różniły się pod
kątem wytrzymałości z zębami odbudowanymi
wkładami metalowymi, dla których wartości te
wyniosły średnio 340 N (310-445 N).
Podobne badania przeprowadzili Maccari i
wsp. (38) oceniając wytrzymałość układu ząb–
cement–wkład na podstawie maksymalnych sił
niszczących. Dla wkładów typu FRC wynosiły one 92 N i dla metalowych odlewanych
208 N. Autorzy zwracają uwagę na fakt, że w
przypadku wkładów FRC powikłania w postaci uszkodzenia wkładu umożliwiały leczenie
protetyczne. W grupie z wkładami metalowymi w 7 na 10 przypadków nie było możliwe
dalsze wykorzystanie zęba i kwalifikowano go
do ekstrakcji. Dzieje sie tak, ponieważ wkłady
elastyczne uginają się pod wpływem przeciążenia i może dojść wtedy do zniszczenia uzupełnienia, podczas gdy korzeń przeważnie pozostaje nieuszkodzony i możliwe jest powtórne
leczenie protetyczne z jego wykorzystaniem.
Lasilla i wsp. (39) stwierdzają, że moduł sprężystości wzmacnianych wkładów kompozytowych zbliżony jest do opisujących zębinę,
co odpowiada za fenomen kompensacji naprężeń we wkładzie. Wkłady metalowe posiadają wysokie wartości modułu Younga, przez
co może dochodzić do koncenrtacji naprężeń
i ostatecznie do uszkodzenia zęba. Wkładom
koronowo-korzeniowym przypisuje się funkcję pochłaniania energii i dystrybucji naprężeń
wewnątrz wkładu, co sprzyja ochronie przed
złamaniem korzenia. Wartość modułu sprężystości wkładów FRC (20-30 GPa) zbliżona jest
do właściwości opisujących zębinę (~18 GPa)
i odmienna w porównaniu do wkładów na bazie złota (50-80 GPa), stopów nieszlachetnych
325
K. Wróbel-Bednarz i inni
metali (110-190 GPa) (40). W ujęciu mechanicznym założeń biokompatybilności wkłady
typu FRC są materiałem z wyboru w odbudowie zębów leczonych endodontycznie (13).
W przeprowadzonych badaniach w przypadku
odcementowania wkładu często dochodziło do
podłużnego złamania korzenia. Należy jednak
zwrócić uwagę na fakt, że w niniejszym badaniu do odcementowania wkładu dochodziło
przy wartości siły średnio o połowę niższej niż
niszcząca, która w konsekwencji doprowadzała do złamania korzenia. Można więc wysnuć
wniosek, że potencjalnie możliwe byłoby powtórne leczenie protetyczne z wykorzystaniem
korzenia zęba.
We współczesnym piśmiennictwie spotyka
sie również opinię, że wkłady ze stopów metali są w stanie zapewnić lepsze podparcie dla
korony protetycznej i bardziej jednolitą dystrybucję naprężeń w układzie ząb-cement-wkład
(19). Należy także zwrócić uwagę na fakt, że
wkłady metalowe znoszą większe obciążenia
niż wkłady kompozytowe, a powikłania w postaci odcementowania wkładu typu FRC może
doprowadzić do mikroprzecieku bakteryjnego i
w konseksencji do zakażenia w obrębie tkanek
okołowierzchołkowych, co może uniemożliwić
powtórne leczenie protetyczne (41).
Wnioski
1.Wkłady koronowo-korzeniowe ze stopu CoCr wykonane metodą SLS wykazują wysoki
stopień dopasowania do tkanek zęba.
2.Wkłady koronowo-korzeniowe wykonane ze
stopu Co-Cr metodą SLS wykazują znaczną
wytrzymałość na siły niszczące znosząc obciążenie w zakresie sił fizjologicznych występujących w odcinku przednim.
3.W przypadku wystąpienia przeciążenia, które
doprowadza do uszkodzenia układu ząb–cement–wkład koronowo-korzeniowy powtórne leczenie protetyczne z wykorzystaniem
danego zęba może okazać się niemożliwe z
326
uwagi na częste występowanie pęknięcia w
obrębie korzenia.
4.W przypadku odcementowania wkładu koronowo-korzeniowego pod wpływem przeciążenia bez uszkodzenia tkanek zęba potencjalnie możliwe jest jego ponowne osadzenie
w danym zębie.
Piśmiennictwo
1. Nałęcz M., Błażewicz S., Stoch L.:
Biocybernetyka i inżynieria biomedyczna 2000, Biomateriały – tom 4, Akademicka
Oficyna Wydawnicza Exit, 2003.
2. Artopoulou I. I., O’Keefe K. L., Powers J.
M.: Effect of core diameter and surface treatment on the retention of resin composite cores to prefabricated endodontic posts. J
Prosthodont., 2006, 15, 3, 172-179.
3. Marciniak J.: Austenitic steel: a basic implant
material in traumatic and orthopedic surgery.
Ortop Traumatol Rehabil., 2000, 2, 2, 52-58.
4. Majewski S., Pryliński M.: Materiały i technologie współczesnej protetyki stomatologicznej. Wydawnictwo Czelej, 2013.
5. Pryliński M., Majewski S.: Rekonstrukcja
protetyczna zębów po leczeniu endodontycznym. Wydawnictwo Elamed, 2013.
6. Craig R. G.: Materiały stomatologiczne.
Urban &Partner, 2006.
7. Zielińska R., Dejak B., Suchorzewski A.:
Porównanie właściwości zębów odbudowanych wkładami koronowo-korzeniowymi lanymi i standardowymi kompozytowymi wzmacnianymi włóknani szklanymi na
podstawie piśmiennictwa. Protet. Stomatol.,
2010, LX, 1, 37-43.
8. Marciniak J., Kaczmarek M., Ziębowicz A.:
Biomateriały w stomatologii. Wydawnictwo
Politechniki Śląskiej, 2008.
9. Yamanaka K., Mori M., Chiba A.: Dynamic
recrystallization of a biomedical Co–Cr–Wbased alloy under hot deformation. Materials
Science and Engineering: A, 2014, 592,
PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2014, LXIV, 5
Wkłady koronowo-korzeniowe
comp., 173-181.
10.Yamanaka K., Mori M., Kuramoto K., Chiba
A.: Development of new Co–Cr–W-based
biomedical alloys: Effects of microalloying and thermomechanical processing on
microstructures and mechanical properties.
Materials&Design, 2014, 55, comp., 987-998.
11.Yoda K., Suyalatu, Takaichi A., Nomura N.,
Tsutsumi Y., Doi H., Kurosu S., Chiba A.,
Igarashi Y., Hanawa T.: Effects of chromium
and nitrogen content on the microstructures and mechanical properties of as-cast Co–
Cr–Mo alloys for dental applications. Acta
Biomater., 2012, 8, 7, 2856-2862.
12.Özkurt Z., Kazazoğlu E.: Clinical success of
zirconia in dental applications. J Prosthodont.,
2010, 19, 1, 64-68.
13.Plotino G., Grande N. M., BedinivR., Pameijer
C. H., Somma F.: Flexural properties of endodontic posts and human root dentin. Dent
Mater., 2007, 23, 9, 1129-1135.
14.Schmitter M., Hamadi K., Rammelsberg P.:
Survival of two post systems-five-year results
of a randomized clinical trial. Quintessence
Int., 2011, 42, 10, 843-850.
15.Stewardson D. A., Shortall A. C., Marquis P.
M., Lumley P.J.: The flexural properties of endodontic post materials. Dent. Mater., 2010,
26, 8, 730-736.
16.Fokkinga W.A., Kreulen C.M., Vallittu P.K.,
Creugers N.H.: A structured analysis of in vitro failure loads and failure modes of fiber,
metal, and ceramic post-and-core systems.
Int. J. Prosthodont., 2004, 17, 4, 476-82.
17.Newman M. P., Yaman P., Dennison J., Rafter
M., Billy E.: Fracture resistance of endodontically treated teeth restored with composite
posts. J Prosthet Dent., 2003, 89, 4, 360-367.
18.Akkayan B., Gülmez T.: Resistance to fracture of endodontically treated teeth restored
with different post systems. J Prosthet Dent.,
2002, 87, 4, 431-437.
19.Bittner N., Hill T., Randi A.: Evaluation of a
one-piece milled zirconia post and core with
PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2014, LXIV, 5
different post-and-core systems: An in vitro
study. J Prosthet Dent., 2010, 103, 6, 369-379.
20.Winder J., Bibb R.: Medical rapid prototyping
technologies: state of the art and current limitations for application in oral and maxillofacial surgery. J Oral Maxillofac Surg., 2005,
63, 7, 1006-1015.
21.Mazzoli A.: Selective laser sintering in biomedical engineering.Med Biol Eng Comput.,
2013, 51, 3, 245-256.
22.Borsuk-Nastaj B., Młynarski M: Zastosowanie
technologii selektywnego topienia laserem
(SLM) w wykonawstwie stałych uzupełnień
protetycznych. Protet. Stomatol., 2012, LXII,
3, 203-210.
23.Gittard S. D., Narayan R. J.: Laser direct writing of micro– and nano-scale medical devices. Expert Rev Med Devices., 2010, 7, 3,
343-356.
24.Eshraghi S., Das S.: Micromechanical finite-element modeling and experimental characterization of the compressive mechanical properties of polycaprolactone-hydroxyapatite
composite scaffolds prepared by selective laser sintering for bone tissue engineering. Acta
Biomater., 2012, 8, 8, 3138-3143.
25.Kolan K. C., Leu M. C., Hilmas G. E., Velez
M.: Effect of material, process parameters,
and simulated body fluids on mechanical properties of 13-93 bioactive glass porous constructs made by selective laser sintering. J
Mech Behav Biomed Mater., 2012, sep., 13,
14-24.
26.Mangano F., Bazzoli M., Tettamanti L.,
Farronato D., Maineri M., Macchi A.,
Mangano C.: Custom-made, selective laser
sintering (SLS) blade implants as a non-conventional solution for the prosthetic rehabilitation of extremely atrophied posterior mandible. Lasers Med Sci., 2013, 28, 5, 12411247.
27.Figliuzzi M., Mangano F., Mangano C.: A
novel root analogue dental implant using CT
scan and CAD/CAM: selective laser melting
327
K. Wróbel-Bednarz i inni
technology. Int J Oral Maxillofac Surg., 2012,
41, 7, 858-862.
28.Mangano F. G., Cirotti B., Sammons R. L.,
Mangano C.: Custom-made, root-analogue
direct laser metal forming implant: a case report. Lasers Med Sci., 2012, 27, 6, 1241-1245.
29.Wu G., Zhou B., Bi Y., Zhao Y.: Selective laser sintering technology for customized fabrication of facial prostheses. J Prosthet Dent.,
2008, 100, 1, 56-60.
30.Bassir M. M., Labibzadeh A., Mollaverdi F.:
The effect of amount of lost tooth structure and restorative technique on fracture resistance of endodontically treated premolars. J
Conserv Dent., 2013, 16, 5, 413-417.
31.Heydecke G., Butz F., Strub J. R.: Fracture
strength and survival rate of endodontically
treated maxillary incisors with approximal cavities after restoration with different post and
core systems: an in-vitro study. J Dent., 2001,
29, 6, 427-433.
32.Winter W., Karl M.: Dehydration-induced
shrinkage of dentin as a potential cause of
vertical root fractures. J Mech Behav Biomed
Mater., 2012, 14, 1-6.
33.Watanabe M. U., Anchieta R. B., Rocha E.
P., Kina S., Almeida E. O., Freitas A. C. Jr.,
Basting R. T.: Influence of crown ferrule heights and dowel material selection on the mechanical behavior of root-filled teeth: a finite
element analysis. J Prosthodont., 2012, 21, 4,
304-311.
34.Clavijo V. G., Reis J. M., Kabbach W., Silva
A. L., Oliveira Junior O. B., Andrade M. F.:
Fracture strength of flared bovine roots restored with different intraradicular posts. J Appl
Oral Sci., 2009, 17, 6, 574-578.
328
35.Kshirsagar R., Jaggi N., Halli R.: Bite force measurement in mandibular parasymphyseal fractures: a preliminary clinical study.
Craniomaxillofac Trauma Reconstr., 2011, 4,
4, 241-244.
36.Rosentritt M., Fürer C., Behr M., Lang R.,
Handel G.: Comparison of in vitro fracture
strength of metallic and tooth-coloured posts
and cores. J Oral Rehabil., 2000, 27, 7, 595601.
37.Rosentritt M., Sikora M., Behr M., Handel G.:
In vitro fracture resistance and marginal adaptation of metallic and tooth-coloured post
systems. J Oral Rehabil., 2004, 31, 7, 675681.
38. Maccari P. C., Cosme D. C., Oshima H.
M., Burnett L. H. Jr., Shinkai R. S.: Fracture
strength of endodontically treated teeth with
flared root canals and restored with different
post systems. J Esthet Restor Dent., 2007, 19,
1, 30-36.
39.Lassila L. V., Tanner J., Le Bell A. M., Narva
K., Vallittu P. K.: Flexural properties of fiber reinforced root canal posts. Dent. Mater.,
2004, 20, 1, 29-36.
40.Boschian Pest L., Cavalli G., Bertani P.,
Gagliani M.: Adhesive post-endodontic restorations with fiber posts: push-out tests and
SEM observations. Dent Mater., 2002, 18, 8,
596-602.
41.Bateman G., Ricketts D. N., Saunders W. P.:
Fibre-based post systems: a review. Br Dent
J., 2003, 195, 1, 43-48.
Zaakceptowano do druku: 25.09.2014 r.
Adres autorów: 02-006 Warszawa, ul. Nowogrodzka 59.
© Zarząd Główny PTS 2014.
PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2014, LXIV, 5

Similar documents

×

Report this document