王 丁 李 寧

民航總醫(yī)院口腔科，北京 100123

樁核修復(fù)是口腔科臨床中保存殘根和殘冠最常用的修復(fù)方法，樁核的修復(fù)材料主要有金屬樁核、氧化鋯樁核、纖維樁核，不同的樁核材料各有優(yōu)缺點(diǎn)，其中金屬樁核和氧化鋯樁核與根管的適合性好，但其彈性模量與牙本質(zhì)相差較多，在受到過大應(yīng)力時(shí)容易發(fā)生根折，且在繼發(fā)根尖感染時(shí)不容易取出[1-2]。纖維樁彈性模量與牙本質(zhì)接近，承受過大應(yīng)力時(shí)不易發(fā)生根折，繼發(fā)根尖感染時(shí)容易取出，但其與根管適合性差，發(fā)生粘接失敗的概率較高[3-4]。近年來3D 打印技術(shù)的發(fā)展，尤其是金屬打印技術(shù)及多孔材料的發(fā)展，為樁核材料的發(fā)展和改進(jìn)提供了新的思路[5]。本課題組在前期的研究中證實(shí)，選擇性激光燒結(jié)多孔樁孔隙率為40%時(shí)具有與牙本質(zhì)相近的彈性模量（研究結(jié)果尚未發(fā)表），以及較高的饒曲強(qiáng)度和屈服強(qiáng)度。為了探討多孔樁較傳統(tǒng)樁在粘接強(qiáng)度方面是否有所提升，本研究采用微推出實(shí)驗(yàn)進(jìn)行不同材質(zhì)及形態(tài)的樁核粘接強(qiáng)度的比較，為臨床中提高樁核粘接的成功率提供新的思路和方法。

1 材料與方法

1.1 材料及儀器

預(yù)成纖維樁（法國(guó)RTD），氧化鋯瓷塊（ST-Color，中國(guó)愛爾創(chuàng)），激光打印機(jī)（南京wiiboox），萬能力學(xué)試驗(yàn)機(jī)（美國(guó)Instron），樁核樹脂（DMG，德國(guó)LuxaCore Z-Dual，），Ti6Al4V（南京明善）。

1.2 樁核制備方法

1.2.1 選擇性激光燒結(jié)Ti6Al4V 實(shí)心樁的制取 參考文獻(xiàn)[6-8]選取預(yù)成纖維樁10 根，編碼，長(zhǎng)度17 mm，錐度2 度。使用3-shape 掃描儀獲取10 根預(yù)成纖維樁的STL 數(shù)據(jù)，使用minics 軟件進(jìn)行重建和修正，得到預(yù)成纖維樁的幾何外形。將獲得的數(shù)據(jù)模型導(dǎo)入3-matic 軟件，進(jìn)行相關(guān)參數(shù)的設(shè)計(jì)，沿著預(yù)成纖維樁的長(zhǎng)軸方向，設(shè)計(jì)成柱狀，生成樁的實(shí)心模型。最終的數(shù)據(jù)模型導(dǎo)入選擇性激光燒結(jié)設(shè)備，設(shè)置打印參數(shù)：激光功率200 W，掃描速度250 mm/s，燒結(jié)厚度50 μm，激光光斑直徑75 μm，掃描間距65 μm，使用Ti6Al4V金屬顆粒，在氬氣的保護(hù)下，最終打印出實(shí)心結(jié)構(gòu)的Ti6Al4V 樁。將獲取的Ti6Al4V 樁去除支架，去除多余粉末，熱處理，超聲蕩洗3 min，獲得最終的Ti6Al4V實(shí)心樁。見圖1A。

1.2.2 選擇性激光燒結(jié)Ti6Al4V 多孔樁的制取 將選擇性激光燒結(jié)Ti6Al4V 實(shí)心樁中獲得的實(shí)心數(shù)據(jù)模型使用軟件進(jìn)行多孔化設(shè)計(jì)，設(shè)置孔隙率40%，通過布加爾運(yùn)算生成最終的多孔結(jié)構(gòu)樁的數(shù)據(jù)模型，其余設(shè)計(jì)和制作方法同Ti6Al4V 實(shí)心樁。最終獲得多孔結(jié)構(gòu)的Ti6Al4V 樁。見圖1B。

1.2.3 二氧化鋯樁的制取 將選擇性激光燒結(jié)Ti6Al4V實(shí)心樁獲得的數(shù)據(jù)模型，導(dǎo)入Cerec 3.8 軟件，使用數(shù)控切削設(shè)備（DWX-520，日本Roland DG）切削氧化鋯瓷塊，獲得初胚，在燒結(jié)爐中（Vicce K8，北京泰利）高溫?zé)Y(jié)90 min，得到二氧化鋯樁。見圖1C。

圖1 不同樁核

1.3 微推出試件的制備

選取圓柱形模具（高度20 mm，直徑10 mm），將樁核置于模具中央，使用樹脂樁進(jìn)行包埋。使用精密切片機(jī)進(jìn)行切割，切割厚度2 mm，切割精度0.1 mm，切割速度400 r/min，切割壓力50 N，沿垂直于樁的長(zhǎng)軸的方向使用金剛砂片進(jìn)行切割，從樁的頂端向根尖方向切取3 片厚度2.0 mm 的試件，切取位置選取樁的中上2/3，留取切割后界面無明顯裂隙和氣泡的試件切片。切割過程中持續(xù)使用蒸餾水進(jìn)行冷卻。按不同材質(zhì)和形態(tài)分為二氧化鋯樁組、實(shí)心樁組和多孔樁組，每組選取完整的試件10 個(gè)。見圖2。

圖2 三組微推出試件

1.4 微推出實(shí)驗(yàn)測(cè)量粘接強(qiáng)度

將試件的根端朝上置于萬能力學(xué)試驗(yàn)機(jī)的中空?qǐng)A柱形樣品臺(tái)上，使用直徑為1.2 mm 的不銹鋼加壓頭，加載位置位于樁的中心位置，加壓頭不與樁核樹脂接觸。使用萬能力學(xué)試驗(yàn)機(jī)對(duì)試件中心的樁進(jìn)行垂直加載，載荷逐步加大，加載速度為1.0 mm/min，直至樁從樁核樹脂中推出，試件破壞。記錄粘接強(qiáng)度（即壓縮應(yīng)力在最大值的壓縮載荷）。見圖3。

圖3 微推出實(shí)驗(yàn)

1.5 觀察粘接的破壞模式

使用體視顯微鏡觀察粘接界面的破壞情況。破壞模式可分為3 個(gè)類型。①粘接界面的破壞：粘接破壞發(fā)生在樁核樹脂與樁的界面。②粘接內(nèi)部的破壞：粘接破壞發(fā)生在樁核樹脂或樁的內(nèi)部。③混和粘接破壞：粘接破壞同時(shí)發(fā)生在上述兩種部位。對(duì)微推出實(shí)驗(yàn)的不同樁的粘接破壞模式的例數(shù)進(jìn)行記錄。

1.6 統(tǒng)計(jì)學(xué)方法

采用SPSS 21.0 對(duì)所得數(shù)據(jù)進(jìn)行統(tǒng)計(jì)學(xué)分析，計(jì)量資料采用均數(shù)±標(biāo)準(zhǔn)差（）表示，組間比較采用單因素方差分析，組間兩兩比較采用LSD-t 檢驗(yàn)，計(jì)數(shù)資料采用例數(shù)表示，組間比較采用R×C 列聯(lián)表的χ2檢驗(yàn)，多組率的兩兩比較采用Bonferroni 方法校正。以P ＜0.05 為差異有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。

2 結(jié)果

2.1 三組粘接強(qiáng)度比較

實(shí)心樁組和多孔樁組的粘接強(qiáng)度均高于二氧化鋯樁組，且多孔樁組高于實(shí)心樁組，差異有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P ＜0.05）。見表1。

表1 三組粘接強(qiáng)度比較（MPa，）

表1 三組粘接強(qiáng)度比較（MPa，）

注：與二氧化鋯樁組比較，aP ＜0.05；與實(shí)心樁組比較，bP ＜0.05

2.2 三組破壞情況比較

三組破壞情況比較，差異有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P ＜0.05）。進(jìn)一步兩兩比較顯示，多孔樁組粘接界面破壞率低于二氧化鋯樁組，粘接內(nèi)部破壞率高于二氧化鋯樁組，混合粘接破壞率高于二氧化鋯樁組，差異有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義（P ＜0.017）。見表2。

表2 三組破壞情況比較

3 討論

影響不同樁與水門汀之間的粘接強(qiáng)度[9-10]的因素包括，①樁的材質(zhì)：分為復(fù)合樹脂類樁與非復(fù)合樹脂類樁，樹脂類樁可以與樹脂水門汀形成化學(xué)結(jié)合，提高其粘接強(qiáng)度。②樁的表面結(jié)構(gòu)：表面越粗糙，粘接強(qiáng)度越高，材料性質(zhì)、加工工藝等均能影響樁的表面粗糙度。另外，使用噴砂、酸蝕等方法可以增加其粗糙度。③樁的精密度和適合性[11]：制作精度越高，適合性越好，其粘接強(qiáng)度越高。④樁的表面處理[12-13]：通過化學(xué)改性，增加纖維樁、氧化鋯樁等與樹脂的親和性，可增加粘接強(qiáng)度。

3D 打印技術(shù)作為一種快速成型技術(shù)，可以將數(shù)字化模型轉(zhuǎn)變成實(shí)物。3D 打印技術(shù)具有加工精度高、制造效率高、原料利用率高、設(shè)計(jì)制作的范圍廣等優(yōu)勢(shì)，隨著技術(shù)的逐步成熟，3D 打印技術(shù)越來越多地應(yīng)用在口腔醫(yī)學(xué)領(lǐng)域[14-17]，包括外科手術(shù)導(dǎo)板、固定義齒、全口義齒、開髓導(dǎo)板等。

近年來，研究人員越來越多地關(guān)注多孔結(jié)構(gòu)的材料[18-19]，通過將金屬進(jìn)行多孔化設(shè)計(jì)，同時(shí)利用3D 打印技術(shù)高精度的優(yōu)勢(shì)，制作多孔結(jié)構(gòu)的金屬物件，其應(yīng)用也愈加廣泛。口腔科研究人員使用激光燒結(jié)技術(shù)，設(shè)計(jì)并制作合理孔隙率、不同孔隙大小、不同孔隙外形的多孔金屬，作為骨修復(fù)材料或者種植體，取得了良好的修復(fù)效果[20]。有研究發(fā)現(xiàn)，通過設(shè)計(jì)不同的孔隙結(jié)構(gòu)和調(diào)整孔隙率，可以使Ti6Al4V 的彈性模量更佳接近骨組織或者牙體組織，可以有效地減少界面應(yīng)力和分散應(yīng)力[21]。且在本課題組的前期研究中，通過設(shè)計(jì)不同空隙率的Ti6Al4V 樁，使用三點(diǎn)彎曲試驗(yàn)進(jìn)行彈性模量的分析，發(fā)現(xiàn)在Ti6Al4V 樁的孔隙率為40%時(shí)，其彈性模量接近于牙本質(zhì)的彈性模量，因此本研究中多孔樁的空隙率設(shè)計(jì)為40%。

微推出實(shí)驗(yàn)最初用于測(cè)試樣本橫向切片的剪切粘接強(qiáng)度，后被應(yīng)用于口腔領(lǐng)域，測(cè)定樁與根管的粘接強(qiáng)度，即樁與水門汀和水門汀與牙本質(zhì)之間的剪切強(qiáng)度[22-24]。微推出實(shí)驗(yàn)可以對(duì)較小區(qū)域的粘接強(qiáng)度進(jìn)行測(cè)定，可以更加客觀地評(píng)估樁的粘接強(qiáng)度[25-26]。本研究為評(píng)估樁與水門汀之間的粘接強(qiáng)度的改變，設(shè)計(jì)將樁包埋在樁核樹脂中，使用微推出實(shí)驗(yàn)，測(cè)定不同樁與樁核樹脂的粘接強(qiáng)度。

本研究結(jié)果顯示，實(shí)心樁組和多孔樁組的粘接強(qiáng)度均高于二氧化鋯樁組，且多孔樁組高于實(shí)心樁組。選擇性激光燒結(jié)Ti6Al4V 實(shí)心樁由于使用激光燒結(jié)層層堆疊而成，其技術(shù)本質(zhì)是金屬的顆粒狀溶附和堆積，在樁核的表面形成砂紙樣粗糙結(jié)構(gòu)，因此其粘接強(qiáng)度明顯提升。將Ti6Al4V 燒結(jié)的樁進(jìn)行多孔化設(shè)計(jì)后，其樁核表面的孔隙增多，孔隙變大，在粘接過程中，樁核樹脂會(huì)滲透進(jìn)入Ti6Al4V 的孔隙中，推測(cè)其在與樁核樹脂的粘接界面中形成了粗大致密的樹脂突，機(jī)械嵌合作用加強(qiáng)，故粘接強(qiáng)度較實(shí)心樁有明顯提升。且由于粘接強(qiáng)度的提升，粘接破壞發(fā)生在樁核樹脂內(nèi)部的占比越來越高，故粘接內(nèi)部破壞和混合粘接破壞的例數(shù)越來愈多。

本研究結(jié)果發(fā)現(xiàn)，使用選擇性激光燒結(jié)制作的實(shí)心Ti6Al4V 樁及其多孔結(jié)構(gòu)的Ti6Al4V 樁，較傳統(tǒng)的二氧化鋯樁，粘接強(qiáng)度明顯提升，為臨床中提高樁的粘接強(qiáng)度提供了新的思路。