Artykuł metodologiczny

Quasistatyczne testy mechaniczne do komputerowego wspomagania projektowania i produkcji licówek okluzyjnych przyklejonych do frezowanego materiału analogowego zębiny

1.2K wyświetleń

⸱

DOI:

10.3791/67511

⸱

20 grudnia 2024

 ,  , 
1Center for Oral Bioengineering, Institute of Dentistry, Queen Mary University of London, 2School of Engineering and Materials Science, Queen Mary University of London

W tym artykule

Podsumowanie

Quasistatyczny test obciążenia do pęknięcia z niezamocowaną kulą ze stali nierdzewnej został opracowany w celu określenia wytrzymałości na złamanie minimalnie inwazyjnych tylnych uzupełnień wspomaganych komputerowo i produkcyjnych cementowanych do materiałów analogicznych do zębiny. Test ten modeluje typowy reżim obciążenia odpowiedzialny za złamanie uzupełnień dentystycznych.

Streszczenie

W obecnych minimalnie inwazyjnych systemach leczenia, drobne preparowanie zębów i cieńsza biomimetyczna odbudowa ceramiczna są stosowane w celu zachowania witalności, estetyki i funkcji przywróconego zęba. Nowe materiały ceramiczne do projektowania wspomaganego komputerowo i wytwarzania wspomaganego komputerowo (CAD/CAM) są już dostępne. Aby zagwarantować długowieczność, lekarz stomatolog musi znać wytrzymałość mechaniczną tych nowo wprowadzonych produktów w porównaniu ze stosunkowo kruchą ceramiką na matrycy szklanej. Ponadto promowano substytut zęba w badaniach laboratoryjnych, zwłaszcza po pandemii, a jego zastosowanie wymaga większego wsparcia dowodowego.

To badanie opracowało protokół laboratoryjny dla monotonicznego testu obciążenia do złamania, aby określić wytrzymałość na złamanie licówek okluzyjnych CAD/CAM o grubości 1 mm. Matryce wzorcowe zostały wyfrezowane z wysokociśnieniowego laminatu z włókna szklanego, który ma podobny moduł sprężystości i siłę wiązania jak uwodniona zębina. Zostały one zamontowane w zaślepkach z polichlorku winylu (PVC) z zimnoutwardzalną żywicą epoksydową. Licówki okluzyjne, zwane również uzupełnieniami stołowymi, zostały wyfrezowane z dwukrzemianu litu (LD) i żywicznych bloków nanoceramicznych (RNC) i przypieczone do przygotowanych matryc wzorcowych przy użyciu podwójnie utwardzanego cementu adhezyjnego. Pozwolono im na całkowite utwardzenie poprzez przechowywanie w wodzie destylowanej przez 48 godzin w temperaturze 37 °C.

Wszystkie próbki zostały następnie umieszczone w uniwersalnej maszynie testującej i załadowane za pomocą niezamocowanej kuli ze stali nierdzewnej o średnicy 5,5 mm, która umożliwia ruch boczny, tak jak miałoby to miejsce w przypadku zębów antagonistycznych. Kompresja została zastosowana z szybkością 1 mm/min i wygenerowano wykres obciążenia-przemieszczenia. Średnia maksymalna nośność uzupełnień w grupie RNC (3 212,80 ± 558,67 N) była istotnie wyższa niż w grupie LD (2727,10 ± 472,41 N) (p < 0,05). Podczas testu nie stwierdzono odklejenia. Oba materiały CAD/CAM mogą mieć podobny rozkład wad. W miejscu załadunku stwierdzono pęknięcie stożkowe Hertza, natomiast w obu grupach stwierdzono pęknięcia promieniowe rozchodzące się od powierzchni cementu w pobliżu brzegu.

Wprowadzenie

Uzupełnienia bez metalu są teraz wysoce preferowane w uzębieniu przednim i bocznym ze względu na ich doskonałe właściwości optyczne i biokompatybilność1. Jednak główną wadą takich materiałów jest ich podatność na pękanie2. Większość ceramiki jest podatna na pęknięcia generowane przez naprężenia rozciągające, nawet przy niskim odkształceniu3. Złamania dentystycznych protez ceramicznych zwykle powstają w wyniku powolnego wzrostu pęknięć promieniowych spowodowanych długotrwałym narażeniem na naprężenia rozciągające powstające podczas żucia4. Ich słabości eskalują z wewnętrznymi wadami lub wadami w materiałach i wadami zewnętrznymi wynikającymi z produkcji i obróbki końcowej5. Wytrzymałość na zginanie, czyli zdolność do wytrzymywania naprężeń rozciągających, dentystycznych materiałów CAD/CAM można osiągnąć i porównać za pomocą standardowych testów, takich jak testy zginania jednoosiowego (zginanie 3-punktowe lub 4-punktowe) i dwuosiowe (kulka na pierścieniu, pierścień na pierścieniu i tłok na trzech kulkach). Tymczasem odporność na pękanie, czyli odporność materiału na powstawanie pęknięć, można wyprowadzić z jednokrawędziowej belki karbowej i testu wgniecenia. Jednak testy te nie mogą w pełni przewidzieć i przedstawić zachowania protez cementowych o różnych konfiguracjach anatomicznych6. Wprowadzono inne monotoniczne lub dynamiczne testy mechaniczne, aby uzasadnić ich działanie różnymi aspektami klinicznymi7,8.

Test obciążenia do złamania lub "zgniecenia korony" był szeroko stosowany w stomatologii do badania i porównywania wytrzymałości uzupełnień ceramicznych o skomplikowanych geometriach9,10. Monotoniczna jednoosiowa kompresja jest quasistatycznie wywierana na uzupełnienia w kierunku pionowym lub bocznym, aż do wystąpienia katastrofalnego pęknięcia. Wytrzymałość materiału na pękanie można określić na podstawie maksymalnej siły obciążenia, natomiast sposoby pękania, w tym miejsce i kierunek pęknięć, można badać pod mikroskopem. Dobra odbudowa powinna być w stanie wytrzymać zarówno naprężenia ściskające, jak i rozciągające spowodowane dobrowolną maksymalną siłą zgryzu, najwyższą siłą żucia generowaną przez mięśnie szczękowo-zwrotne pod wpływem biomechaniki czaszkowo-żuchwowej i szlaku odruchowego11,12, który może wynosić do 900 N w zębach tylnych3. Co więcej, bruksizm może mimowolnie zwiększyć siłę do 1,200 N w tym samym regionie13. Oprócz właściwości materiału (tj. modułu sprężystości), geometria, grubość, cement adhezyjny i rozkład wad mają wpływ na wytrzymałość każdej protezy14. Pojawiły się jednak argumenty dotyczące klinicznego znaczenia takich testów ze względu na niekliniczne duże siły i mechanizmy niepowodzenia, które nie są podobne do sytuacji klinicznych6,14. Test odporności zmęczeniowej obejmujący analizę naprężeń krokowych i stanu wewnątrzustnego może być bardziej realistycznym podejściem do przewidywania trwałości uzupełnień protetycznych7. Niemniej jednak obciążenie do pęknięcia jest nadal szybkim, prostym i powtarzalnym testem in vitro w celu porównania wytrzymałości nowych materiałów ceramicznych CAD/CAM wprowadzanych na rynek, w których dane producenta mogą nie być wiarygodne15,16,17. Wynik może odzwierciedlać tolerancję protezy na ekstremalne siły wynikające z działań parafunkcyjnych i nieoczekiwanych sytuacji klinicznych, takich jak gryzienie twardych nasion lub żwiru, co również powoduje awarię protez dentystycznych18,19,20,21.

Wraz z ich rosnącym zastosowaniem do rehabilitacji zębów bocznych, mechaniczna wydajność licówek okluzyjnych wykonanych z frezowanych i drukowanych materiałów CAD/CAM została zbadana pod kątem różnych aspektów, w tym rodzajów materiałów, projektów protetycznych, projektu przygotowania łącznika zęba, grubości, obróbki powierzchni, klejenia kleju i systemu cementu cementowego22,23. Jednak dane są nadal ograniczone, a materiały testowe pochodzą z ceramiki na osnowie szklanej i konwencjonalnych materiałów kompozytowych CAD/CAM. Alternatywny materiał hybrydowy, żywica nanoceramiczna, jest już dostępna. Twierdzi, że łączy w sobie siłę wypełniaczy nanoceramicznych i sprężystość matrycy żywicznej, która może być odpowiednia do cienkiej, minimalnie inwazyjnej odbudowy. Jednak jego wydajność mechaniczna, zwłaszcza w okolicy trzonowców, wymaga więcej dowodów potwierdzających implikacje kliniczne.

Do tej pory badacze nie dysponowali materiałami, które mogłyby zastąpić naturalne zęby w testach laboratoryjnych. Wysokociśnieniowy laminat z włókna szklanego (National Electrical Manufacturers Association; NEMA grade G10) o nazwie handlowej Garolit został zaproponowany jako materiał analogowy zębiny do badań mechanicznych ceramiki dentystycznej od 2010 roku14. Jest to termoutwardzalny materiał kompozytowy składający się z wielu warstw włókna szklanego nasączonego żywicą epoksydową pod wysokim ciśnieniem. Może wytrzymać warunki dużego naprężenia przy podobnych właściwościach elastycznych, zmęczeniu i sile wiązania adhezyjnego jak uwodniona zębina14,24. Zapewnia przewagę nad naturalnymi zębami w zakresie przygotowania próbek, standaryzacji i autoryzacji etycznej, z oszczędnością czasu dzięki zmniejszonym obawom o bezpieczeństwo biologiczne24. Obróbkę powierzchni można wykonać poprzez wytrawianie 5% lub 10% kwasem fluorowodorowym od 60 s do 90 s i nałożenie środka sprzęgającego silan14,24. Niemniej jednak badania nad protezami cementowanymi z tego materiału są ograniczone, a wiarygodność istniejących dowodów jest nadal wątpliwa24,25.

W tym badaniu opracowano protokół laboratoryjny dla monotonicznego testu obciążenia do złamania licówek okluzyjnych o grubości 1 mm przycementowanych do matryc głównych frezowanych z materiału analogu zębiny na niezamocowanej kuli ze stali nierdzewnej. Maksymalne nośności dwóch dentystycznych materiałów CAD/CAM: dwukrzemianu litu (LD) - IPS e.max CAD i nanoceramiki żywicznej (RNC) - Lava Ultimate, przy n = 15 na grupę, określono ilościowo i porównano statystycznie za pomocą niezależnego testu t dla dwóch prób i analizy statystycznej Weibulla. Wzorce pęknięć badano również za pomocą stereoskopowej mikroskopii optycznej i skaningowej mikroskopii elektronowej. Hipoteza badawcza była taka, że jest to odpowiednia metoda modelowania niewydolności licówek okluzyjnych w zastosowaniach klinicznych. Statystyczna hipoteza zerowa zakładała, że nie powinno być różnicy w maksymalnej nośności między licówkami okluzyjnymi wykonanymi z tych dwóch materiałów.

Protokół

1. Produkcja analogu zębów

  1. Anatomicznie zmniejszyć powierzchnię zgryzową pierwszego trzonowca żuchwy typodonta (z rozwidlonym korzeniem) o 1 mm i ukosować brzeg za pomocą grubych i drobnych wierteł diamentowych.
  2. Zeskanuj przygotowany typodont za pomocą skanera laboratorium dentystycznego.
  3. Otwórz zeskanowany plik za pomocą OrthoAnalyzer w oprogramowaniu CAD. W oknie zestawu narzędzi Sculpt kliknij narzędzie Nóż do wosku i ustaw jego średnicę i poziom odpowiednio na 2,6 mm i 63 μm. Stopniowo przyciągaj każdą powierzchnię korzenia do siebie, aby połączyć rozwidlone korzenie w jeden korzeń, aby ułatwić proces mielenia (Rysunek 1).
  4. Frezuj matryce analogowe zębów z wysokociśnieniowego laminatu z włókna szklanego (n = 30) (Garolite, National Electrical Manufacturers Association [NEMA] klasa G10) za pomocą frezarki pięcioosiowej (Rysunek 2).

2. Montaż

  1. Użyj odpowiedniego oprogramowania CAD (np. Autodesk Inventor Professional 2025), aby zaprojektować przyrząd, który pasuje do części korzeniowej zęba modelu i przestrzeni wewnątrz zaślepek PCV, aby zapewnić znormalizowane położenie i orientację próbki testowej.
  2. Wydrukuj jeden przyrząd na arkusz testowy z PMMA lub podobnym materiałem modułowym za pomocą drukarki 3D.
  3. Połącz części grani i matryce z zaślepką z PVC, zwykle o średnicy wewnętrznej 25 mm, wysokości 21,5 mm i grubości ścianki 5,5 mm.
  4. Wymieszaj zimnoutwardzalną żywicę epoksydową o niskiej lepkości i wlej ją do obszaru połączenia cementowo-szkliwa zębów modelu. Należy uważać, aby nie zanieczyścić powierzchni zgryzowej zębów modelowych płynącą żywicą. Pozostaw do całkowitego zastygnięcia w temperaturze pokojowej na co najmniej 24 godziny (Rysunek 3).

3. Wytwarzanie licówek okluzyjnych

  1. Zaimportuj zeskanowany plik analogu zęba do oprogramowania CAD.
  2. W obszarze Wskazówki określ kierunek wprowadzania licówki okluzyjnej.
  3. W obszarze Interfejsy wybierz opcję Linia marginesu i zaznacz linię marginesu zeskanowanego analogu zęba. Następnie wybierz Interfejs matrycy | Zaawansowane ustawienia i dostosuj szczelinę cementową do 0,025 mm, a dodatkową szczelinę cementową do 0,050 mm.
  4. W sekcji Anatomia zaprojektuj licówkę okluzyjną o grubości 1 mm, korzystając z szablonu z Biblioteki uśmiechu i dostosuj ją za pomocą narzędzi w Sculpt.
  5. Frezuj bloki dwukrzemianu litu (IPS e.max CAD) i nanoceramiki żywicznej (Lava Ultimate) (n=15 na grupę) za pomocą frezarki pięcioosiowej i postępuj zgodnie z instrukcjami producenta (Rysunek 4).

4. Klejenie i cementowanie

  1. Wyczyść wszystkie matryce główne przez 90 s w maszynie ultradźwiękowej i wysusz na powietrzu. Następnie nanieść 5% kwas fluorowodorowy na powierzchnię zgryzu na 60 s, dokładnie spłukać wodą i wysuszyć na powietrzu.
  2. W przypadku grupy LD wytrawić wewnętrzną powierzchnię 5% kwasem fluorowodorowym przez 20 s, dokładnie spłukać wodą i wysuszyć na powietrzu.
  3. W przypadku grupy RNC należy ścierać powietrzem tlenkiem glinu w proszku o wielkości ziarna 50 μm przy 2 barach (200 kPa, 30 psi) przez 10 s. Nadmiar piasku usunąć alkoholem i wysuszyć na powietrzu.
  4. Nałożyć silan, uniwersalny środek wiążący, i załadować podwójnie utwardzony cement adhezyjny do wklęsłodruku uzupełnienia. Uzupełnienie należy umieścić na przygotowanych matrycach wzorcowych, ładując je pod wypełnioną silikonem głowicę kompresyjną do uniwersalnej maszyny wytrzymałościowej o obciążeniu 40 N.
  5. Utwardzaj diodą elektroluminescencyjną (LED) przy natężeniu światła w trybie normalnym 1.000-1.200 mW/cm2 przez 1-2 s. Usuń nadmiar cementu, kontynuuj utwardzanie światłem na każdej powierzchni przez 20 s i pozostaw w uniwersalnej maszynie wytrzymałościowej na 5 min.
  6. Wyjąć z uniwersalnej maszyny wytrzymałościowej i pozostawić w wodzie destylowanej o temperaturze 37 °C na 48 godzin, aby cement całkowicie się utwardził.
  7. Przed badaniem użyj drobnych markerów permanentnych, aby narysować trzy przyśrodkowo-boczne linie odniesienia (złowrogie, centralne i dekstralne) oraz trzy przednio-tylne linie odniesienia (górną, środkową i dolną) w różnych kolorach za pomocą drobnych markerów permanentnych.

5. Quasistatyczne testy mechaniczne

  1. Umieść próbkę do badań na środku dolnej płyty mechanicznej maszyny wytrzymałościowej z ogniwem obciążnikowym 5 kN ustawionym do próby ściskania.
  2. Umieść kulę ze stali nierdzewnej o średnicy 5,5 mm w centralnym dole uzupełnienia na przecięciu centralnych linii odniesienia (Rysunek 5).
  3. Umieść ochronny akrylowy pierścień wokół próbki i osłonę przed odłamkami przed maszyną testującą, aby ograniczyć latające odłamki.
  4. Opuść poprzeczkę w dół, aż prawie zetknie się ze stalową kulką i zerowym obciążeniem i przemieszczeniem.
  5. Stosować kompresję z prędkością 1 mm/min aż do pęknięcia uzupełnienia, co wskazuje na nagły spadek obciążenia. Zapisz ten ładunek (Rysunek 5).
  6. Po złamaniu zdejmij osłonę i akrylowy pierścień, a następnie ostrożnie zbierz próbkę do badań i jej fragmenty. Kolorowe linie pomagają w umieszczeniu fragmentów ceramicznych w ich pierwotnych pozycjach w celu późniejszej analizy (Rysunek 5).
  7. Umieścić następną próbkę do badań i postępować zgodnie z krokami 5.2-5.6, aż grupy będą kompletne.

6. Analiza statystyczna

  1. Wypełnij arkusze Minitab kodami materiałów i maksymalnymi wartościami obciążenia (N) pobranymi z eksperymentu odpowiednio w pierwszej i drugiej kolumnie.
  2. Przeprowadź niezależny test t dla dwóch próbek, wybierając Stat | Podstawowe statystyki | 2-próbka t. Ustaw poziom ufności na 95% i przyjmij równe wariancje.
  3. Utwórz wykres rozkładu Weibulla, wybierając opcję Statystyka | Niezawodność/Przetrwanie | Analiza dystrybucji (cenzura prawa) | Wykres identyfikatora dystrybucji. Wybierz maksymalne wartości obciążenia w polu Zmienna, zaznacz i wybierz nazwy materiałów w polu Według zmiennej, określ rozkład jako Weibull i kliknij przycisk OK.
  4. Przeprowadź analizę statystyczną Weibulla, wybierając Stat | Niezawodność/Przetrwanie | Analiza dystrybucji (cenzura prawa) | Parametryczna analiza rozkładu | Weibull | Wykresy. Wybierz wykres prawdopodobieństwa | Wyświetl przedziały ufności na powyższych wykresach i kliknij przycisk OK.

7. Analiza fraktograficzna

  1. W przypadku mikroskopii stereoskopowej zamontuj kamerę okularową i uchwyć obrazy (20x) widoków z lotu ptaka i z boku próbek za pomocą oprogramowania stereomikroskopowego.
  2. W przypadku skaningowej mikroskopii elektronowej należy przyciąć próbkę do złącza cementowo-szkliwowego (CEJ), umieścić ją w kąpieli acetonowej w myjce ultradźwiękowej, a następnie wysuszyć na powietrzu. Pozłacic i uchwyć obrazy (powiększenie 250-300) przedstawiające widoki próbek z lotu ptaka i z boku.

Wyniki

Obliczenia wielkości próby przeprowadzono przy użyciu referencyjnego oprogramowania, które wygenerowało wielkość efektu 0,39 i sugerowało minimalną wielkość próby n = 13 na grupę. Jednak w niniejszym badaniu wybrano wielkość próby n = 15, aby wykryć różnicę na poziomie 5%. Hipotezę zerową odrzucono. Mimo większej wytrzymałości na zginanie, średnie wartości maksymalnej siły obciążenia w przypadku licowych lic okluzyjnych o grubości 1 mm (n = 15 na grupę) wykonanych z materiału LD (disilikat litu: 2 727,10 ± 472,41 N) były istotnie niższe niż w grupie RNC (nanoceramika żywiczna: 3 212,80 ± 58,67 N) (p < 0,05). Parametr skali lub wytrzymałość charakterystyczna (σ) dla LD, przy prawdopodobieństwie uszkodzenia wynoszącym 63,2%, jest nieco niższa niż w grupie RNC. Jednak parametr kształtu lub moduł Weibulla (m) przedstawiony przez nachylenie wykresu prawdopodobieństwa (95% CI) dla LD był zbliżony do grupy RNC, co pokazano na Rysunku 6, co odzwierciedla fakt, że oba materiały mogą posiadać podobny rozkład wewnętrznych wad lub defektów. Wszystkie dane przedstawiono w Tabeli 1.

Zdjęcia z mikroskopu stereoskopowego pękniętych licówek okluzyjnych LD i RNC w widokach z góry i z boku przedstawiono odpowiednio na Rysunku 7 oraz Rysunku 8. W obu grupach badawczych zaobserwowano pierścieniowate pęknięcia powierzchniowe w miejscu przecięcia się centralnych linii referencyjnych w jamce środkowej. Pęknięcie to stanowiło w rzeczywistości część systemu pęknięć stożkowych Hertza, który rozszerza się głęboko w warstwy restauracji. Zazwyczaj składało się ono z pęknięcia zewnętrznego (OC), wewnętrznego (IC) i medianowego (MC), co pokazano na Rysunku 9. Pęknięcie radialne, powstające i rozprzestrzeniające się od powierzchni cementowania po przeciwnej stronie miejsca uderzenia, było trudne do zidentyfikowania ze względu na cienkość restauracji oraz charakter testu „crunch-the-crown”. Jednak wtórne ognisko pęknięcia spowodowane naprężeniem rozciągającym, przejawiające się jako pęknięcia radialne, można było zaobserwować w obszarze brzeżnym pozostałej części restauracji przymocowanej do modeli roboczych. Fragmenty wykazujące fraktograficzne cechy kierunku propagacji pęknięć radialnych z wtórnego ogniska pęknięcia przedstawiono na Rysunku 10. Całkowite pęknięcia masy były konsekwentnie zlokalizowane po stronie dystolingwalnej w obu grupach restauracyjnych, z wyjątkiem jednej próbki w grupie RNC, gdzie pęknięcie wystąpiło w kierunku bukkolingwalnym po stronie dystalnej.

Reprezentatywne obrazy przy większym powiększeniu wykonane za pomocą skaningowego mikroskopu elektronowego w widoku z góry i z boku dla obu grup badawczych przedstawiono na Rysunku 1 oraz Rysunku 12. Ze względu na impregnację 80% wag. nanoceramicznych wypełniaczy w 20% wag. silnie sieciowanej macierzy polimerowej, powierzchnie przełomu łusek wykonanych z RNC wykazywały chropowaty i włóknisty wygląd, który jest charakterystyczny dla deformacji plastycznej w przełomach ciągliwych. W przeciwieństwie do nich, restauracje wykonane z LD rozpadły się na wiele fragmentów, a pęknięcia propagowały z miejsc zainicjowania pęknięć (FO) w głąb warstw w sposób bezpośredni, z niewielką liczbą zakłóceń lub odchyleń toru pękania. Ponadto w niektórych próbkach, niezależnie od rodzaju materiału, w górnej prawej części, około 1 mm od linii przełomu, można było dostrzec pierwotny obszar uderzenia stalowej kulki. Świadczy to o tym, że kulka mogła przesunąć się do swojej ostatecznej pozycji, jeśli nie była idealnie ustawiona na centralnej jamce podczas obciążenia ściskającego.

figure-results-1
Rycina 1Obrazy cyfrowe z oprogramowania do komputerowego projektowania stomatologicznego przedstawiające złączony korzeń rozwidlony pierwszego trzonowca żuchwy w modelu typodontowym. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny.

figure-results-2
Rysunek 2Frezowany model główny wykonany z wysokociśnieniowej laminowanej płyty z włókna szklanego przy użyciu 5-osiowej frezarki stomatologicznej. Prosimy kliknąć tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej figury.

figure-results-3
Rycina 3Montaż matryc głównych. (A) Uchwyty zostały wykonane z drukowanego filamentu PMMA.B) Zostają one bezpiecznie umieszczone w zaślepce z PVC, aby ustandaryzować orientację i położenie analogu zęba.C) Żywica epoksydowa o niskiej lepkości, utwardzana na zimno, jest wlewana do poziomu styku cementu i szkliwa analogu zęba i pozostawiana w temperaturze pokojowej na co najmniej 24 h w celu utwardzenia. Skróty: PMMA = polimetakrylan metylu; PVC = polichlorek winylu. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny.

figure-results-4
Rysunek 4Bloki CAD/CAM po frezowaniu i wykończeniu zgodnie z instrukcjami producenta. (A) disilikat litu, (B) Nanoceramika żywiczna. Skróty: CAD = projektowanie wspomagane komputerowo; CAM = wytwarzanie wspomagane komputerowo. Aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny, kliknij tutaj.

figure-results-5
Rycina 5Quazistatyczne badanie właściwości mechanicznych. (A) Kulkę ze stali nierdzewnej o średnicy 5,5 mm umieszcza się w centralnej fosiey odbudowy.BPróbkę umieszcza się w centrum uniwersalnej maszyny wytrzymałościowej z ogniwem obciążenia 5 kN i ściska za pomocą płyty kompresyjnej z prędkością 1 mm/min, zabezpieczonej przez pierścień akrylowy i osłonę przed odłamkami. Wydłużenie (mm) oraz maksymalna siła obciążenia (N) zostaną zarejestrowane w oprogramowaniu. (C) Większe fragmenty złamanych próbek są starannie zbierane i umieszczane z powrotem w ich pierwotnym położeniu, zgodnie z kolorowymi liniami naniesionymi permanentnym markerem. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej figury.

figure-results-6
Rysunek 6Wykres prawdopodobieństwa Weibulla dla maksymalnego obciążenia powodującego pęknięcie przy 95% przedziale ufności dla licówek okluzyjnych wykonanych z LD i RNC. Maksymalny obciążenie złamania (N) przy 95% CI różniło się pomiędzy licówkami okluzyjnymi wykonanymi z LD (linia niebieska) a RNC (linia czerwona). Parametr kształtu lub moduł Weibulla (m) reprezentuje nachylenie wykresu, natomiast parametr skali lub wartość charakterystyczna wytrzymałość (σ) przedstawia wartość wytrzymałości materiałów przy prawdopodobieństwie awarii wynoszącym 63,2% (linia zielona). Parametry i linia dopasowana obrazują analizę maksymalnej wiarygodności. Skróty: LD = disilikat litu; RNC = nanoceramika żywiczna. Prosimy kliknąć tutaj, aby wyświetlić większą wersję tego rysunku.

figure-results-7
Rysunek 7Nakładki okluzyjne z dwutlenku litu i krzemu pod stereomikroskopem (20x). (A) Widok z góry; (B) widok boczny. Paski skali = 2 mm (A), 1 mm (B). Prosimy kliknąć tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tego rysunku.

figure-results-8
Rysunek 8Nakładki okluzyjne z nanoceramiki kompozytowej pod stereomikroskopem (20x). (A) Widok z góry; (B) widok boczny. Paski skali = 2 mm (A), 1 mm (B). Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny.

figure-results-9
Rysunek 9Reprezentatywne cechy fraktograficzne lic a okluzyjnych. (A) LD i (B) RNC. Białe strzałki wskazują w miejscu pęknięcia pierścieniowego, gdzie Główne źródło pęknięcia powstało i rozprzestrzeniało się w wyniku ściskania kulą, generując typowe pęknięcia stożkowe Hertza z pęknięciami stożkowymi zewnętrznymi, pęknięciami stożkowymi wewnętrznymi oraz pęknięciem medianowym. Drugorzędne źródło pęknięcia wywołane naprężeniem rozciągającym znaleziono w pobliżu obszaru brzegowego. Strzałki przerywane wskazują kierunek propagacji pęknięć, gdzie w zależności od warunków obrazowania można również zauważyć inne cechy, takie jak linie zatrzymania. Paski skali = 2 mm (A), 1 mm (B). Skróty: LD = dysilikowany lit; RNC = nanoceramika żywiczna; 1° FO = pierwotne ognisko pęknięcia; 2° FO = wtórne źródło pęknięcia; OC = pęknięcie stożka zewnętrznego; IC = pęknięcia stożka wewnętrznego; MC = pęknięcie medianowe; DCP = kierunek propagacji pęknięcia; AL = linie zatrzymania. Prosimy kliknąć tutaj, aby wyświetlić większą wersję tej ryciny.

figure-results-10
Rycina 10Reprezentatywne cechy fraktograficzne fragmentów licówki okluzyjnej. (A) LD oraz (B) RNC. Wtórne ognisko pęknięcia znajdowało się blisko brzegu licówki okluzyjnej. Strzałki przerywane wskazują kierunek propagacji pęknięcia wraz z innymi cechami fraktograficznymi, takimi jak strefa zamglenia (mist zone), skręcone włókna (twisted hackle), linie Wallnera oraz linie zatrzymania. Skala = 1 mm. Skróty: LD = dysilikat litu; RNC = nanoceramika żywiczna; 2° FO = wtórne źródło pęknięcia; DCP = kierunek propagacji pęknięcia; AL = linie zatrzymania; M = strefa zamglenia; TH = skręcona tekstura (twisted hackle); WL = linia Wallnera. Aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny, kliknij tutaj.

figure-results-11
Rysunek 1Reprezentatywne obrazy SEM złamanych licówek okluzyjnych LD. (A) Widok z góry; (B) widok z boku. Biała strzałka wskazuje miejsce początkowego uderzenia stalowej kulki. Paski skali = 1 mm. Skróty: LD = dysilikat litu; SEM = skaningowy mikroskop elektronowy. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej ryciny.

figure-results-12
Rycina 12Reprezentatywne obrazy SEM pękniętych licowania okluzyjnego z RNC. (A) Widok z góry; (B) widok z boku. Paski skali = 1 mm. Skróty: RNC = nanoceramika żywiczna; SEM = skaningowy mikroskop elektronowy. Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększoną wersję tej figury.

Tabela 1. Prosimy kliknąć tutaj, aby pobrać tę tabelę.

Dyskusja

W ostatnich latach minimalnie inwazyjne licówki okluzyjne cieszą się coraz większym zainteresowaniem we współczesnej stomatologii odtwórczej. Uzupełnienia te są zwykle wykonywane z monolitycznych materiałów ceramicznych CAD/CAM na matrycy szklanej, polikrystalicznych i hybrydowych26. Zachowawcze przygotowanie zębów, łatwość dostępu i widoczności podczas preparacji zębów, pobieranie wycisków i cementowanie oraz zachowanie dziąsła brzeżnego są promowane jako zalety26,27. Obecne wytyczne zalecają grubość 1,5-2,0 mm na guzku nośnym i centralnym dole, aby zapewnić trwałość i wydajność mechaniczną28,29. Jednak ze względu na korzystne wskaźniki przeżycia eksperymentalnego, ultracienkie licówki okluzyjne o grubości 0,7-1,0 mm są obecnie szeroko stosowane jako minimalnie inwazyjne podejście odtwórcze 26,30,31.

Różnice w składnikach mikrostrukturalnych i technikach przetwarzania mogą wpływać na właściwości stomatologicznego materiału CAD/CAM, w tym właściwości fizykomechaniczne, właściwości optyczne, współczynnik rozszerzalności cieplnej (CTE) i rozpuszczalność chemiczną3. Po obróbce LD zwykle wymaga obróbki cieplnej w celu przekształcenia krystalitów metakrzemianu w całkowicie skrystalizowane kryształy dwukrzemianu litu o wytrzymałości na zginanie ~377 MPa i module sprężystości 67,2 GPa 32,33,34. Natomiast RNC nie wymagał obróbki wtórnej i miał wytrzymałość na zginanie do 200 MPa oraz moduł sprężystości 12,7 GPa34. Kilka badań wykazało, że wartości wytrzymałości na zginanie z ogólnych standardowych testów przy użyciu prostych wymiarów nie korelowały z obciążeniami niszczącymi uzupełnień dentystycznych o różnej złożonej morfologii i grubościach 15,16,17.

W tym badaniu odporność na złamania licówek okluzyjnych 1 mm wykonanych z RNC była wyższa niż w grupie LD, z podobnymi wynikami do poprzednich badań przeprowadzonych na naturalnych zębach 35,36,37. Wyższa nośność tego hybrydowego materiału może wynikać z wytrzymałości i sprężystości wypełniaczy ceramicznych i matrycy z kompozytu żywicznego, które umożliwiają harmonizację jego modułu sprężystości z zębiną (15 GPa) i materiałem analogowym zębiny (16,5 GPa), poprawiając rozkład naprężeń14,38. W badaniu tym nie uwzględniono procesu starzenia i symulacji żucia w obliczeniach, dlatego nie można było przedstawić długoterminowych wartości wytrzymałości tych uzupełnień. Jednak wskaźnik przeżycia licówek okluzyjnych wykonanych z wczesnej żywicy kompozytowej CAD/CAM jest wyższy niż LD39,40.

W przeciwieństwie do stopów dentystycznych, ceramika dentystyczna nie wykazuje rozkładu Gaussa ani normalnego rozkładu wartości wytrzymałości ze względu na zmienność rozkładu rozmiarów wad41. Ich awaria jest zwykle związana z dużą populacją wad, która na ogół waży częstotliwość awarii po prawej stronie rozkładu. W związku z tym wymagana byłaby regresja parametryczna, aby potwierdzić niezawodność wytrzymałości materiału. Zgodnie z BS EN 61649: 2008, analizę statystyczną Weibulla można zastosować przy wielkości próby tak małej, jak n = 10, ale z ograniczoną pewnością42. Duża liczebność próby, zwykle większa niż 20 osób, byłaby wymagana w celu zapewnienia wiarygodności statystycznej i mniejszych błędów oszacowania43. Materiały o niskich wartościach modułu Weibulla (m) mogą ulec uszkodzeniu lub ulegnąć uszkodzeniu w szerokim obszarze. Natomiast te o dużych wartościach są bardziej narażone na awarię w obszarze największego naprężenia ze względu na wąski rozkład wytrzymałości. Większość wartości m komercyjnej ceramiki dentystycznej mieści się w przedziale od 5 do 15 43, podczas gdy wynik obu materiałów CAD/CAM użytych w tym badaniu wynosi ~6,7, co może się różnić, gdy uwzględni się więcej próbek testowych.

Przyszłe badania stomatologiczne, w których więcej uwagi wzbudzają kwestie bezpieczeństwa biologicznego i przepisy dotyczące praw człowieka44 , mogą w większym stopniu opierać się na materiałach zastępczych do badań eksperymentalnych in vitro . Badanie to promuje stosowanie zmielonego materiału analogowego zębiny wykonanego z tkanego włókna szklanego impregnowanego żywicą epoksydową na polimetakrylanie metylu (PMMA), które ma niższą wytrzymałość mechaniczną i problemy z odklejaniem45. Poliamid wypełniony włóknem szklanym został również zasugerowany jako kolejny substytut materiału w eksperymentach laboratoryjnych24. Niemniej jednak te syntetyczne materiały mogą nie być w stanie całkowicie zastąpić naturalnych zębów, mimo że mają podobne właściwości elastyczne i zdolność wiązania. Niedawne badanie wykazało, że korony z dwukrzemianu litu cementowane laminatem epoksydowo-szklanym lub poliamidem wypełnionym włóknem szklanym wykazywały wyższą odporność zmęczeniową niż w przypadku połączenia z naturalną zębiną25.

To badanie nie może porównywać takich wyników, ponieważ nie obejmowało naturalnych zębów w grupie kontrolnej. Jednak porównując dwa lub więcej różnych materiałów licówek, użycie sztucznego modelu dla naturalnych zębów wykazuje zwiększoną powtarzalność i nie ma problemów z dostarczaniem, przechowywaniem, sterylizacją lub przenoszeniem chorób. Jedynym problemem laminatu ze szkła epoksydowego jest jego twardość powierzchni, co utrudniało proces frezowania, zwłaszcza przy rozwidleniu korzeni. Uproszczenie polegające na zastosowaniu pojedynczego korzenia nieanatomicznego bez więzadła przyzębia nie zmienia nośności uzupełnienia46. Konieczne są dalsze badania, aby w pełni uzasadnić właściwości mechaniczne tych materiałów zastępczych i ich właściwości wiązania z innymi materiałami odtwórczymi za pomocą różnych podejść.

Badanie to podkreśla również możliwość wykorzystania niezamocowanej kuli ze stali nierdzewnej jako wgłębnika do monotonicznego jednoosiowego testu ściskania. W testach laboratoryjnych zastosowano kilka rodzajów wgłębników stałych, w tym, tłokowe, półkulkowe i kulkowe w kształcie 14,47,48,49,50. Mogą one jednak powodować niepożądane naprężenia w jednym miejscu badanych materiałów. Ponadto nie modeluje pozycji klinicznej, w której guzki antagonistów mogą poruszać się do 0,5 lub 1 mm mimośrodowo51,52. W przeciwieństwie do stałego wgłębnika, kulka ze stali nierdzewnej użyta w tym badaniu może nieznacznie się przesuwać, aby zetknąć się i rozproszyć naprężenia do środka protezy, zapobiegając gromadzeniu się naprężeń na pojedynczej pochyłej powierzchni. Podobnie jak w przypadku poprzednich badań, badania fraktograficzne wykazały, że obciążenie do pęknięcia przy obciążeniu monotonicznym może nie być w stanie w pełni odwzorować podpowierzchniowego systemu pęknięć pochodzących z powierzchni wiążącej przeciwległej do miejsca obciążenia 6,14. Jednak w tym badaniu w obu grupach odtwórczych można było zaobserwować podpowierzchniowe pęknięcia promieniowe na brzegach, co wskazuje na częste uszkodzenie protezy ceramicznej w wyniku długotrwałego codziennego użytkowania53,54. Dlatego zwrócenie uwagi na proces obróbki brzegu protezy małoinwazyjnej jest niezbędne, aby nie tworzyć wad zewnętrznych lub defektów, które mogłyby eskalować zdarzenia awarii.

W ramach ograniczeń tego badania można wywnioskować, że licówki okluzyjne 1 mm wykonane z nanoceramiki żywicznej CAD/CAM mają lepszą odporność na pękanie niż konwencjonalny dwukrzemian litu. Mimo to oba wykazały odpowiednią wytrzymałość na złamanie przy dobrowolnej i mimowolnej maksymalnej sile zgryzu i są obiecującymi materiałami do odbudowy zębów bocznych w ramach minimalnie inwazyjnego schematu. Quasistatyczne testy mechaniczne w tym badaniu mogą dać wskazówkę co do wytrzymałości dentystycznych materiałów odtwórczych CAD/CAM, prawdopodobnie na wczesnym etapie po umieszczeniu, dzięki maksymalnej nośności przy obserwowaniu klinicznie istotnych systemów pęknięć. Nowsze materiały odtwórcze, takie jak zaawansowany krzemian litowo-glinowy (LAS), dwukrzemian litu wzmocniony tlenkiem cyrkonu (ZLS) i inne materiały analogowe do zębów, mogą być dalej badane dzięki proponowanym ustawieniom laboratoryjnym w warunkach sztucznego starzenia i symulacji warunków jamy ustnej.

Oświadczenia

Autorzy nie mają do zadeklarowania konfliktu interesów.

Podziękowania

To badanie otrzymało finansowanie z Wydziału Stomatologii Uniwersytetu Mahidol w Bangkoku, Tajlandia. Autorzy dziękują dr Erice Di Federico ze Szkoły Inżynierii i Materiałoznawstwa oraz dr Thomasowi Kelly'emu ze Szkoły Geografii na Queen Mary University of London za ich ekspercki wkład techniczny i wskazówki w tej pracy.

Materiały

Lista materiałów użytych w tym artykule
NazwaFirmaNumer katalogowyKomentarze
Druk 3D (SLA)  Formlabs, Somerville, MA, USAOprogramowanie CAD Form3+
3Shape Dental Designer 3Shape A/S, Kopenhaga, DaniaOprogramowanie CAD do analogów zębów i licówek
5% kwas fluorowodorowy Ivoclar Vivadent, Schaan, LiechtensteinIPS Ceramiczny żel do trawienia
Proszek z tlenku glinuRonvig Dental Mfg. A/S, Daugaard, Dania
Uniwersalne oprogramowanie do testowania materiałów Bluehill Oprogramowanie Instron Mechanical Testing Systems, Norwood, MA, USA
Oprogramowanie CamLabLite Bresser UK Ltd, Kent, Wielka BrytaniaOprogramowanie do stereomikroskopii
Zimnoutwardzalalna żywica epoksydowa o niskiej lepkości Struers SAS, Champigny-sur-Marne, Francja
Cement żywiczny podwójnie utwardzalny 3M, Saint Paul, MN, USARely X Ultimate Adhesive Resin Cement
nbsp;ToupTek Photonics Co., Ltd., Hangzhou, Chiny
Wysokociśnieniowe dyski laminowane z włókna szklanego  (G10)PAR Group Ltd, Lancashire, Wielka Brytania
IPS e.max CADIvoclar Vivadent, Schaan, LiechtensteinYB54G9/605330Niska przezierność, A3, C14
Skaner laboratoryjny 3Shape A/S, Kopenhaga, DaniaD900L
Lava Ultimate3M ESPE, Saint Paul, MN, USA9541467/3314A3-LTNiska przezierność, A3, 14L
Dioda elektroluminescencyjna (LED) utwardzająca światło Instrument medyczny Woodpecker, Guilin, Chiny
Frezarka Kamera VHF AG, Amnnerbuch, NiemcyVHF S2
Minitab 18 Minitab Inc, State College, PA, USA
nQuery Advisor Wersja 9.2.10 Statistical Solutions Ltd., CA, USAOprogramowanie statystyczne
Zaślepka z polichlorku winylu Plastic Pipe Shop Ltd, Stirling, Wielka Brytania25 mm X 21,5 mm;
Skaningowy mikroskop elektronowy Tescan, Brno, RepublikaTescan Vega
Silane środek sprzęgający 3M, Saint Paul, MN, USARelyX Ceramic Primer
Autodesk Inventor Professional 2024Autodesk, San Francisco, CA, USAOprogramowanie CAD do
powlekarki próżniowej Jig Sputter   Quorum, East Sussex, Wielka BrytaniaNapylarka MiniQS
Stata18 StataCorp LLC, College Station, TX, USA
Mikroskop stereoskopowy Carl Zeiss AG, Oberkoche, NiemcyZeiss Stemi 508
Typodont pierwszy trzonowiec żuchwy Frasaco GmbH, Tettnang, NiemcyANA-4 Z3RN-36
Uniwersalny środek do zabezpieczania zębów   3M, Saint Paul, MN, USAUniwersalny klej Scotch Bond
Uniwersalna maszyna wytrzymałościowaInstron Mechanical Testing Systems, Norwood, MA, USAIntron 5900-84 
Aparat okularowy & Czeska

Bibliografia

  1. Makhija, S. K., et al. Dentist material selection for single-unit crowns: Findings from the National Dental Practice-Based Research Network. J Dent. 55, 40-47 (2016).
  2. Shenoy, A., Shenoy, N. Dental ceramics: An update. J Conserv Dent. 13 (4), 195-203 (2010).
  3. Anusavice, K. J., Shen, C., Rawls, H. R. Phillips' Science of Dental Materials. 12th Edition, Saunders. , 12th Edition, Saunders. (2013).
  4. Thompson, V. P., Rekow, D. E. Dental ceramics and the molar crown testing ground. J Appl Oral Sci. 12 (spe), 26-36 (2004).
  5. Zhang, Y., Sailer, I., Lawn, B. R. Fatigue of dental ceramics. J Dent. 41 (12), 1135-1147 (2013).
  6. Kelly, J. R. Clinically relevant approach to failure testing of all-ceramic restorations. J Prosthet Dent. 81 (6), 652-661 (1999).
  7. Valandro, L. F., Cadore-Rodrigues, A. C., Dapieve, K. S., Machry, R. V., Pereira, G. K. R. A brief review on fatigue test of ceramic and some related matters in Dentistry. J Mech Behav Biomed Mater. 138, 105607(2023).
  8. Selvaraj, H., et al. Systematic review fracture resistance of endodontically treated posterior teeth restored with fiber reinforced composites- a systematic review. BMC Oral Health. 23 (1), 566(2023).
  9. Josephson, B. A., Schulman, A., Dunn, Z. A., Hurwitz, W. A compressive strength study of an all-ceramic crown. J Prosthet Dent. 53 (3), 301-303 (1985).
  10. Josephson, B. A., Schulman, A., Dunn, Z. A., Hurwitz, W. A compressive strength study of complete ceramic crowns. Part II. J Prosthet Dent. 65 (3), 388-391 (1991).
  11. Bakke, M. Bite force and occlusion. Semin Orthod. 12 (2), 120-126 (2006).
  12. Koc, D., Dogan, A., Bek, B. Bite force and influential factors on bite force measurements: a literature review. Eur J Dent. 4 (2), 223-232 (2010).
  13. Flanagan, D. Bite force and dental implant treatment: a short review. Med Devices (Auckl). 10, 141-148 (2017).
  14. Kelly, J. R., Rungruanganunt, P., Hunter, B., Vailati, F. Development of a clinically validated bulk failure test for ceramic crowns. J Prosthet Dent. 104 (4), 228-238 (2010).
  15. Alghazzawi, T. F. Flexural strengths, failure load, and hardness of glass-ceramics for dental applications. J Prosthet Dent. 128 (3), 512.e1-512.e9 (2022).
  16. Alghazzawi, T. F. Relation of crown failure load to flexural strength for three contemporary dental polymers. Polymers (Basel). 15 (21), 4312(2023).
  17. Alghazzawi, T. F., Janowski, G. M., Eberhardt, A. W. An experimental study of flexural strength and hardness of zirconia and their relation to crown failure loads. J Prosthet Dent. 131 (2), 320-328 (2024).
  18. Peterson, I. M., Pajares, A., Lawn, B. R., Thompson, V. P., Rekow, E. D. Mechanical characterization of dental ceramics by hertzian contacts. J Dent Res. 77 (4), 589-602 (1998).
  19. Johansson, A., Omar, R., Carlsson, G. E. Bruxism and prosthetic treatment: A critical review. J Prosthodont Res. 55 (3), 127-136 (2011).
  20. Reitemeier, B., Hänsel, K., Kastner, C., Weber, A., Walter, M. H. A prospective 10-year study of metal ceramic single crowns and fixed dental prosthesis retainers in private practice settings. J Prosthet Dent. 109 (3), 149-155 (2013).
  21. Marchan, S. M., Joseph Smith, W. A. A Preliminary investigation into the dietary and oral practices associated with fractured teeth and prostheses in a Trinidadian population. J Int Soc Prev Community Dent. 8 (5), 402-408 (2018).
  22. Albelasy, E., Hamama, H. H., Tsoi, J. K. H., Mahmoud, S. H. Influence of material type, thickness and storage on fracture resistance of CAD/CAM occlusal veneers. J Mech Behav Biomed Mater. 119, 104485(2021).
  23. Ladino, L., Sanjuan, M. E., Valdez, D. J., Eslava, R. A. Clinical and biomechanical performance of occlusal veneers: A scoping review. J Contemp Dent Pract. 22 (11), 1327-1337 (2021).
  24. Chen, Y., et al. Which dentine analogue material can replace human dentine for crown fatigue test. Dent Mater. 39 (1), 86-100 (2023).
  25. Dalla-Nora, F., Da Rosa, L. S., Pereira, G. K. R., Valandro, L. F., Rippe, M. P. Is dentin analogue material a viable substitute for human dentin in fatigue behavior studies. J Mech Behav Biomed Mater. 150, 106312(2024).
  26. Ladino, L., Sanjuan, M., Valdéz, D., Eslava, R. Clinical and biomechanical performance of occlusal veneers: A scoping review. J Contemp Dent Pract. 22, 1327-1337 (2022).
  27. Edelhoff, D., Ahlers, M. O. Occlusal onlays as a modern treatment concept for the reconstruction of severely worn occlusal surfaces. Quintessence Int. 49 (7), 521-533 (2018).
  28. Gierthmuehlen, P. C., Spitznagel, F. A., Koschate, M., Bonfante, E. A., Prott, L. S. Influence of ceramic thickness and dental substrate on the survival rate and failure load of non-retentive occlusal veneers after fatigue. J Esthet Restor Dent. 36 (2), 373-380 (2024).
  29. Politano, G., Van Meerbeek, B., Peumans, M. Nonretentive bonded ceramic partial crowns: Concept and simplified protocol for long-lasting dental restorations. J Adhes Dent. 20 (6), 495-510 (2018).
  30. Alghauli, M., Alqutaibi, A. Y., Wille, S., Kern, M. Clinical outcomes and influence of material parameters on the behavior and survival rate of thin and ultrathin occlusal veneers: A systematic review. J Prosthodont Res. 67 (1), 45-54 (2023).
  31. Jurado, C. A., Tsujimoto, A., Molisani, J., Fu, C. C., Sadid-Zadeh, R. Fracture resistance of chairside CAD-CAM lithium disilicate occlusal veneer with various designs after mechanical aging. J Prosthodont. , (2024).
  32. Willard, A., Gabriel Chu, T. -M. The science and application of IPS e.Max dental ceramic. Kaohsiung J Med Sci. 34 (4), 238-242 (2018).
  33. Lawson, N. C., Bansal, R., Burgess, J. O. Wear, strength, modulus and hardness of CAD/CAM restorative materials. Dent Mater. 32 (11), e275-e283 (2016).
  34. Sonmez, N., et al. Evaluation of five CAD/CAM materials by microstructural characterization and mechanical tests: a comparative in vitro study. BMC Oral Health. 18 (1), 5(2018).
  35. Maeder, M., et al. Load-bearing capacities of ultra-thin occlusal veneers bonded to dentin. J Mech Behav Biomed Mater. 95, 165-171 (2019).
  36. Ioannidis, A., et al. Ultra-thin occlusal veneers bonded to enamel and made of ceramic or hybrid materials exhibit load-bearing capacities not different from conventional restorations. J Mech Behav Biomed Mater. 90, 433-440 (2019).
  37. Andrade, J. P., et al. Effect of different computer-aided design/computer-aided manufacturing (CAD/CAM) materials and thicknesses on the fracture resistance of occlusal veneers. Oper Dent. 43 (5), 539-548 (2018).
  38. Rees, J. S., Jacobsen, P. H. The elastic moduli of enamel and dentine. Clin Mater. 14 (1), 35-39 (1993).
  39. Schlichting, L. H., Maia, H. P., Baratieri, L. N., Magne, P. Novel-design ultra-thin CAD/CAM composite resin and ceramic occlusal veneers for the treatment of severe dental erosion. J Prosthet Dent. 105 (4), 217-226 (2011).
  40. Magne, P., Schlichting, L. H., Maia, H. P., Baratieri, L. N. In vitro fatigue resistance of CAD/CAM composite resin and ceramic posterior occlusal veneers. J Prosthet Dent. 104 (3), 149-157 (2010).
  41. Quinn, J. B., Quinn, G. D. A practical and systematic review of Weibull statistics for reporting strengths of dental materials. Dent Mater. 26 (2), 135-147 (2010).
  42. British Standards Institution. BS61649: Weibull analysis. , British Standards Institution. London. (2009).
  43. Sadighpour, L., Geramipanah, F., Raeesi, B. In vitro mechanical tests for modern dental ceramics. Front Dent. 3 (3), 143-152 (1970).
  44. Constantin, A. Human subject research: International and regional human rights standards. Health Hum Rights. 20 (2), 137-148 (2018).
  45. Zafar, M. S. Prosthodontic applications of polymethyl methacrylate (PMMA): An update. Polymers (Basel). 12 (10), 2299(2020).
  46. Dal Piva, A. O., Tribst, J. P., Borges, A. L., de Melo, R. M., Bottino, M. A. Influence of substrate design for in vitro mechanical testing. J Clin Exp Dent. 11 (2), e119-e125 (2019).
  47. Zhang, Y., Kim, J. W., Bhowmick, S., Thompson, V. P., Rekow, E. D. Competition of fracture mechanisms in monolithic dental ceramics: flat model systems. J Biomed Mater Res B Appl Biomater. 88 (2), 402-411 (2009).
  48. Corazza, P. H., Feitosa, S. A., Borges, A. L., Della Bona, A. Influence of convergence angle of tooth preparation on the fracture resistance of Y-TZP-based all-ceramic restorations. Dent Mater. 29 (3), 339-347 (2013).
  49. Omori, S., Komada, W., Yoshida, K., Miura, H. Effect of thickness of zirconia-ceramic crown frameworks on strength and fracture pattern. Dent Mater J. 32 (1), 189-194 (2013).
  50. Alammari, M. R., Abdelnabi, M. H., Swelem, A. A. Effect of total occlusal convergence on fit and fracture resistance of zirconia-reinforced lithium silicate crowns. Clin Cosmet Investig Dent. 11, 1-8 (2019).
  51. Schuyler, C. H. Freedom in centric. Dent Clin N Am. 13 (3), 681-686 (1969).
  52. Tiwari, B., Ladha, K., Lalit, A., Dwarakananda Naik, B. Occlusal concepts in full mouth rehabilitation: an overview. J Indian Prosthodont Soc. 14 (4), 344-351 (2014).
  53. Skjold, A., Schriwer, C., Gjerdet, N. R., Øilo, M. Fractographic analysis of 35 clinically fractured bi-layered and monolithic zirconia crowns. J Dent. 125, 104271(2022).
  54. Øilo, M., Gjerdet, N. R. Fractographic analyses of all-ceramic crowns: A study of 27 clinically fractured crowns. Dent Mater. 29 (6), e78-e84 (2013).

Przedruki i uprawnienia

Tagi

Odtworzenia CAD/CAMwytrzymałość na pękanienanoceramika żywicznadisilikrany lituuniwersalna maszyna wytrzymałościowatesty ściskaniastereomikroskopia
Quasistatyczne testy mechaniczne do komputerowego wspomagania projektowania i produkcji licówek okluzyjnych przyklejonych do frezowanego materiału analogowego zębiny
Skontaktuj się z nami
Poleć bibliotece

Prywatność

Warunki korzystania z usługi

Zasady

Prawa autorskie © 2026 MyJoVE Corporation. Wszelkie prawa zastrzeżone.