Effect of Cement Type and Thickness at the Marginal Area on Stress Distribution in Monolithic Zirconia Crowns: A Finite Element Analysis

Authors

1 Associate Professor, Department of Prosthodontics, School of Dentistry, Kerman University of Medical Sciences, Kerman, Iran

2 Assistant Professor, Department of Mechanical Engineering, Higher Education Complex of Bam, Bam, Iran

3 Post-graduate Student of Dentistry, Department of Prosthodontics, School of Dentistry, Kerman University of Medical Sciences, Kerman, Iran

4 Post-graduate Student of Dentistry, Department of Orthodontics, School of Dentistry, Kerman University of Medical Sciences, Kerman, Iran

5 Student of Dentistry, School of Dentistry, Kerman University of Medical Sciences, Kerman, Iran

10.22038/jmds.2025.25701

Abstract

Background: Monolithic zirconia crowns are used for restoring aesthetics and function in the dentition. However, the stress distribution pattern in these crowns remains relatively understudied. This study aimed to investigate the effect of cement thickness and type in the margin area and 1 mm above the finish line on the stress distribution pattern in monolithic zirconia crowns.
Methods and Materials: Sixteen finite element models were made using Mimics Medical and SolidWorks software. The models simulated a human premolar tooth that was restored with a monolithic zirconia crown. Models differed according to the utilized cement (zinc phosphate, Panavia, Glass ionomer, and RelyX) and the cement thickness at the marginal area. Each model was subjected to a force of 100 N applied at a 45º angle. Finite element analysis was performed using Abaqus software, and the stress distribution and concentration areas were determined.
Results: Finite element analysis results showed that the highest stress of cement occurred when cement was present in the margin area, while the lowest stress was observed when no cement was used in this area. Zinc phosphate cement exhibited the highest tensile stress, whereas RelyX showed the least. As the elastic modulus of the cement decreased, the stress in the crown increased.
Conclusion: In monolithic zirconia crowns, when no cement is present at the margin, the lowest stress is concentrated in the cement, and the highest stress is concentrated in the crown. RelyX cement accumulates the least stress within itself, leading to higher stress concentration in the crown, whereas zinc phosphate cement absorbs the highest stress and results in the least stress concentration in the crown.
 

Keywords

Full Text

مقدمه

یکی از عوامل بیومکانیکی مهم و تأثیرگذار در افزایش موفقیت درمان‌های پروتزی، استرس (تنش) یا نحوه‌ی پخش نیرو بر واحد سطح است. اعمال تنش‌های اضافی بر سطوح تماس باعث ایجاد بار اضافی و شکست درمان می‌شود.(1) تحلیل به روش اجزای محدود[1] (FEA)، مزایای مشخصی دارد که از جمله‌ی آن‌ها می‌توان به توانایی آن در تعیین تنش‌های موجود در کل ساختار اشاره نمود. با توزیع مناسب خصوصیات مواد در گره‌ها نیز، می‌توان مواد غیرایزوتوپ و غیرهموژن را بازسازی کرد. صحت نتایج این روش به دقت اطلاعات داده شده بستگی دارد. روش FEA محدود به اشکال هندسی ساده نیست و تحلیل اشکال هندسی پیچیده‌تر نیز با این روش امکان‌پذیر است.(2) عملکرد اولیه‌ی سمان‌های چسبنده پرکردن حد فاصل دندان-رستوریشن و گیر مکانیکی رستوریشن در جایگاه خود است تا از جابجایی آن در طول جویدن جلوگیری کند.(4-3) ویژگی‌های مطلوب سمان‌های دندانپزشکی شامل حل شوندگی کم، ویسکوزیتی کم، استحکام باند بالا به مواد دندانی، استحکام فشاری و کششی بالا و فعالیت ضدپوسیدگی است.(3) فضای مارجینال سمان، شکاف بین ترمیم و ساختار دندانی است که با سمان لوتینگ پر شده و اندازه‌ی آن بر الگوی تناسب، توزیع تنش، بازسازی و طول عمر ترمیم مؤثر است.(3،4)  Mounicaو همکاران(4) دو فضای متفاوت سمان و دو نوع سمان مختلف را در توزیع تنش در سطوح اکلوزال دندان‌های بازسازی شده با دو روکش PFM  و زیرکونیای ونیر شده با پرسلن با استفاده از روش تحلیل اجزای محدود، بررسی کردند. آنها اظهار کردند در اعمال نیروهای جونده‌ی نرمال، سمان‌های رزینی سلف-ادهزیو در استفاده از روکش‌های PFM و سمان‌های گلاس‌آینومر تقویت شده با رزین در استفاده از روکش‌های زیرکونیا مزایای بیشتری در توزیع تنش در سطوح اکلوزال داشتند. Ali و همکاران(5) ،  مقادیر استحکام گیر و فراوانی الگوهای شکست در کراون‌های زیرکونیای مونولیتیک با ضخامت‌های مختلف فضای سمان متعاقب سمان با دو نوع عامل لوتینگ را بررسی کردند و به این نتیجه رسیدند که از نظر فراوانی الگوهای شکست، شکست‌های غالب از نوع ادهزیو و بین دندان و سمان است. Ha اثرات انواع مختلف سمان در الگوی توزیع تنش در کراون‌های زیرکونیای مونولیتیک در شرایط اعمال نیروهای بیشینه جویدن را با روش تحلیل اجزای محدود بررسی کردند. طبق نتایج تحقیق ایشان، سمان زینک فسفات تمرکز تنش بیشتری در لایه‌ی سمان دارد و سمان پلی‌کربوکسیلات هم تمرکز تنش بیشتری در سطح دیستال کراون زیرکونیای مونولیتیک و دندان اباتمنت ایجاد می‌کند. سمان رزینی و سمان گلاس‌آینومر، الگوهای تمرکز تنش یکسانی دارند، در حالی سمان رزینی توزیع تنش کمتری در سطح لینگوال و مزیال لایه‌ی سمان ایجاد می‌کند.(6) اخیرا روکش‌های زیرکونیوم مونولیتیک به دلیل جذابیت، دوام و زیبایی برتر به عنوان رستوریشن‌های دندانی، محبوبیت زیادی یافته‌اند. البته موفقیت این رستوریشن‌ها تا حد زیادی به نوع سمان مورد استفاده برای لوتینگ و فضای سمان که هنگام قرار دادن روکش ایجاد می‌شود، بستگی دارد.(7) سمان‌های پرکاربرد در درمان‌های دندانپزشکی سمان گلاس آینومر، سمان رزین Panavia F2.0 و سمان رزینی Relyx Universal و زینک فسفات هستند.  با این وجود در حال حاضر اثرات انواع سمان و فضاهای متفاوت مارجینال برای سمان بر الگوی توزیع تنش در روکش‌های زیرکونیوم مونولیتیک یکپارچه به طور کامل بررسی نشده‌است.(8-10) درک اثرات انواع سمان و فضاهای مارجینال برای سمان بر الگوی توزیع تنش در راستای بهبود طول عمر و میزان موفقیت این ترمیم‌ها اهمیت زیادی دارد.(8،11)

تحقیق حاضر با هدف تعیین اثرات سمان‌های مختلف و فضاهای متفاوت مارجین سمان بر توزیع تنش در روکش‌های زیرکونیوم مونولیتیک با استفاده از روش تحلیل اجزای محدود، انجام شد.

 

مواد و روش‌ها

به منظور دستیابی به ابعاد آناتومی دندان، یک دندان پرمولر پایین با شکل و ابعاد آناتومی نرمال از میان تعدادی دندان انتخاب و به کمک روش CBCT اسکن شد. جهت تهیه مدل سه‌بعدی از دندان، مدل اسکن شده ابتدا وارد نرم‌افزار تجاری Mimics Medical 20.0 (Materialise, Leuven, Belgium) شد تا قسمت‌های عاج، مینا و پالپ دندان در این محیط به صورت مجزا مشخص شوند.(12)

در نرم‌افزار Mimics، دندان از محیط سایر مواد اطراف آن جدا شد. سپس جهت تهیه مدل مناسب برای انجام آنالیز اجزای محدود، نمونه مورد بررسی از محیط نرم‌افزار Mimics وارد محیط نرم‌افزار مدلینگ Solidworks 2021(SolidWorks Corp., USA) شد. در این نرم‌افزار هم امکان تهیه مدل‌های مناسب برای آنالیز اجزای محدود و هم امکان شبیه‌سازی ترمیم‌های مختلف روی دندان وجود دارد. استخوان اطراف دندان مطابق با متوسط ابعاد آناتومی ارائه شده در سایر مقالات شامل لیگامنت پریودنتال، استخوان کورتیکال و اسفنجی نیز مدل شد.(14 ،13) در شکل 1-الف یک نمونه از مدل شبیه‌سازی شده نشان داده شده‌است. پس از اتمام مدلینگ در محیط نرم‌افزار سالیدورکس، مدل‌ها وارد محیط نرم‌افزار تحلیل اجزای محدود Abaqus (Simulia, Providence, RI) شدند تا اثر بارهای اکلوزالی روی تمرکز تنش‌ها در ترمیم‌های مختلف، بررسی شود.

به منظور دستیابی به اهداف این طرح، 16 مدل برای انجام آنالیز اجزای محدود در نظر گرفته‌شد:

  1. دندان ترمیم شده با تاج سرامیکی سمان شده با زینک فسفات با ضخامت صفر در ناحیه مارژین و یک میلی‌متر بالای فینیش لاین (اینترنال مارژین).
  2. دندان ترمیم شده با تاج سرامیکی سمان شده با زینک فسفات با ضخامت صفر در ناحیه مارژین و50 میکرومتر در ناحیه یک میلی‌متر بالای فینیش لاین (اینترنال مارژین).
  3. دندان ترمیم شده با تاج سرامیکی سمان شده با زینک فسفات با ضخامت 50 میکرومتر در ناحیه مارژین و صفر در ناحیه یک میلی‌متر بالای فینیش لاین.
  4. دندان ترمیم شده با تاج سرامیکی سمان شده با زینک فسفات با ضخامت 50 میکرومتر در ناحیه مارژین و 50 میکرومتر در ناحیه یک میلی‌متر بالای فینیش لاین.
  5. دندان ترمیم شده با تاج سرامیکی سمان شده با پاناویا با ضخامت صفر در ناحیه مارژین و یک میلی‌متر بالای فینیش لاین.
  6. دندان ترمیم شده با تاج سرامیکی سمان شده با پاناویا با ضخامت صفر در ناحیه مارژین و50 میکرومتر در ناحیه یک میلی‌متر بالای فینیش لاین.
  7. دندان ترمیم شده با تاج سرامیکی سمان شده با پاناویا با ضخامت 50 میکرومتر در مارژین و صفر در ناحیه یک میلی‌متر بالای فینیش لاین.
  8. دندان ترمیم شده با تاج سرامیکی سمان شده با پاناویا با ضخامت 50 میکرومتر در ناحیه مارژین و 50 میکرومتر در ناحیه یک میلی‌متر بالای فینیش لاین.
  9. دندان ترمیم شده با تاج سرامیکی سمان شده با گلاس اینومر با ضخامت صفر در ناحیه مارژین و یک میلی‌متر بالای فینیش لاین.
  10. دندان ترمیم شده با تاج سرامیکی سمان شده با گلاس اینومر با ضخامت صفر در ناحیه مارژین و50 میکرومتر در ناحیه یک میلی‌متر بالای فینیش لاین.
  11. دندان ترمیم شده با تاج سرامیکی سمان شده با گلاس اینومر با ضخامت 50 میکرومتر در ناحیه مارژین و صفر در ناحیه یک میلی‌متر بالای فینیش لاین.
  12. دندان ترمیم شده با تاج سرامیکی سمان شده با گلاس اینومر با ضخامت 50 میکرومتر در ناحیه مارژین و 50 میکرومتر در ناحیه یک میلی‌متر بالای فینیش لاین.
  13. دندان ترمیم شده با تاج سرامیکی سمان شده با ریلای ایکس با ضخامت صفر در ناحیه مارژین و یک میلی‌متر بالای فینیش لاین.
  14. دندان ترمیم شده با تاج سرامیکی سمان شده با ریلای ایکس با ضخامت صفر در ناحیه مارژین و50 میکرومتر در ناحیه یک میلی‌متر بالای فینیش لاین.
  15. دندان ترمیم شده با تاج سرامیکی سمان شده با ریلای ایکس با ضخامت 50 میکرومتر در ناحیه مارژین و صفر در ناحیه یک میلی‌متر بالای فینیش لاین.
  16. دندان ترمیم شده با تاج سرامیکی سمان شده با ریلای ایکس با ضخامت 50 میکرومتر در ناحیه مارژین و 50 میکرومتر در ناحیه یک میلی‌متر بالای فینیش لاین.

در شکل 2 یک مقطع باکولینگوالی از مدل‌های  بالا نشان داده شده‌است که برای هر مدل همان‌طور که در بالا اشاره شد چهار سمان با جنس‌های مختلف در نظر گرفته‌شد تا اثر ضخامت و جنس سمان مورد بررسی قرار گیرد.

در تمام ترمیم‌های نشان داده شده در شکل 2، ضخامت سمان در ناحیه بالاتر از یک میلی‌متری فینیش لاین برابر با 80 میکرون لحاظ شد. علاوه بر این در حالتی که سمان در ناحیه فینیش لاین برابر با 50 میکرون بود، ضخامت سمان در زیر سطح اکلوزال (بالاتر از یک میلی‌متری فینیش لاین) برابر با 130 میکرون در نظر گرفته شد. در واقع این حالت شبیه‌سازی حالتی هست که کمی سمان در ناحیه مارژین باقی می‌ماند و این منجر به ایجاد فضای بیشتری در ناحیه بالایی می‌شود.

ابعاد کراون با در نظر گرفتن یک میلی‌متر ضخامت برای کراون در ناحیه سرویکال و دو میلی‌متر ضخامت در ناحیه کاسپ‌ لحاظ شد. در تمام نمونه‌ها از یک کراون سرامیکی با هندسه‌ای مشابه تاج دندان طبیعی برای کراون استفاده شد. یک بار توزیع شده به شدت 100 نیوتن تحت زاویه 45 درجه نسبت به محور طولی بر روی یک ناحیه کوچک از کاسپ جهت شبیه‌سازی بارهای فانکشنال لحاظ شد. سطوح مزیال و دیستال استخوان مقطع خورده به صورت ثابت در نظر گرفته شد (شکل 3). خواص مواد در نظر گرفته شده در این مطالعه به صورت همگن و ایزوتروپیک شبیه سازی شد (جدول 1). پس از مشخص شدن شرایط مرزی، المان‌بندی نمونه‌ها انجام شد. مدل‌های هندسی با استفاده از المان‌های چهاروجهی مرتبه دو (تتراهدرال) مش‌بندی شدند. این نوع المان‌ها انعطاف‌پذیری بیشتری در مش‌بندی ساختارهای پیچیده ایجاد کرده و باعث بهبود دقت تحلیل اجزای محدود می‌شوند. تحلیل حساسیت به مش یک مرحله مهم در تحلیل اجزای محدود (FEA)  است که اطمینان می‌دهد نتایج عددی مستقل از اندازه و چگالی مش هستند. دقت نتایج FEA به نوع، اندازه و استراتژی ریز کردن المان‌ها بستگی دارد، بنابراین انجام مطالعه همگرایی(convergence study)  ضروری است تا مشی بهینه با توازن بین دقت و زمان محاسباتی انتخاب شود. در این مطالعه، تحلیل همگرایی مش برای بررسی تأثیر اندازه المان بر دقت توزیع تنش در دندان انجام شد. این تحلیل شامل مراحل زیر بود:

ابتدا یک مش درشت بر روی مدل اعمال شد و شبیه‌سازی‌های اولیه انجام گرفت. ریز کردن تدریجی مش با کاهش اندازه المان‌ها و افزایش تعداد نودها و المان‌ها انجام شد. معیارهای همگرایی نتایج حاصل از مش‌های مختلف بر اساس حداکثر تنش در سمان انجام شد. نتایج نشان داد که پس از رسیدن به یک سطح خاص از ریز شدن مش، کاهش بیشتر اندازه المان‌ها تأثیر ناچیزی بر تغییر مقدار تنش دارد، که نشان‌دهنده همگرایی عددی بود. مش درشت به دلیل داشتن المان‌های کمتر و تفکیک نامناسب گرادیان تنش، منجر به ‌برآورد تنش‌های موضعی بیشتری شد. مش بسیار ریز به‌طور چشمگیری زمان محاسبات را افزایش داد، بدون اینکه بهبود قابل‌توجهی در دقت نتایج داشته باشد. مش بهینه در نقطه‌ای انتخاب شد که تغییر مقدار تنش بین دو مش متوالی کمتر از 3% بود، که تضمین‌کننده دقت و کارایی محاسباتی است. از آنجایی که تفاوت ابعاد اجزای ترمیم مثل سمان و عاج یا استخوان خیلی زیاد است تغییرات اندازه المان‌ها به صورت تدریجی از ریز در قسمت‌های خیلی کوچک به درشت در قسمت‌های بزرگ تغییر یافت. در نهایت نمونه‌ها بعد از آنالیز همگرایی مش با تعداد تقریبی 105000 المان و 164000 گره، مش‌بندی شدند شکل (1-ب). جهت انطباق بهتر سطوح، نوع تماس در اجزا به صورت Surface to Surface تعریف شد و در نهایت آنالیز اجزای محدود انجام و نتایج به صورت کانتورهای تنش جهت مقایسه نمونه‌ها نمایش داده شد.

 

یافته‌ها

از آنجا که عاج، سمان و سرامیک‌ها در گروه مواد Brittle دسته‌بندی شده‌اند و به دلیل اینکه مواد ترد در مقابل تنش‌های کششی ضعیف هستند، در این تحقیق حداکثر تنش‌های کششی در کراون، عاج و سمان مبنای مقایسه‌ نمونه‌ها  قرار گرفت.  نتایج نشان داد که در فضای مارجین صفر میکرونی و یک میلی‌متر بالای فینیش لاین صفر میکرون، حداکثر تنش در سمان‌های زینک فسفات، پاناویا، گلاس‌آینومر و RelyX به ترتیب برابر با 9/8، 2/8، 8/3 و 4/3 مگاپاسکال بود. در ضخامت مارجین معادل 50 میکرون و یک میلی‌متر بالای فینیش لاین معادل صفر میکرون، حداکثر تنش در سمان‌های زینک فسفات، پاناویا، گلاس‌آینومر و RelyX به ترتیب برابر با 7/35، 1/36، 6/51، 2/53 مگاپاسکال بود. در مارجین صفر میکرونی و یک میلی‌متر بالای فینیش لاین 50 میکرون، در همین سمان‌‌ها حداکثر تنش برابر با 9/16، 9/14، 5/7 و 7/6 مگاپاسکال و در ضخامت مارجین معادل 50 میکرون و یک میلی‌متر بالای فینیش لاین معادل 50 میکرون، به ترتیب  3/48، 6/47، 9/35 و 1/35 مگاپاسکال بدست آمد (نمودار 1). براساس نمودار 1، بیشترین تنش کششی در سمان در حالتی رخ داد که سمان از جنس زینک فسفات بود و ضخامت آن در ناحیه فینش لاین 50 میکرون و یک میلی‌متر بالای فینیش لاین صفر بود و در حالتی که ضخامت سمان در ناحیه فینیش لاین و یک میلی‌متر بالای فینیش لاین صفر بود، کمترین تمرکز تنش را در سمان داشت، به خصوص زمانی که جنس سمان RelyX بود. همچین از این نمودار معلوم می‌شود که سمان زینک فسفات با بیشترین مدول الاستیسیته، بیشترین تنش را در خود متمرکز می‌کند و سمان RelyX با کمترین مدول الاستیسیته کمترین تنش را در خود متمرکز می‌کند. همچین نتایج اجزای محدود نشان داد در حالتی که در ناحیه‌ی مارژین، سمان وجود دارد بیشترین تمرکز تنش در سمان در ناحیه‌ی سرویکال و در سمت لینگوال رخ می‌دهد و در دو حالت دیگر هم، محل تمرکز تنش در لبه‌ی پایینی و در سمت لینگوال است (شکل 4).  در نمودار 2، مقادیر حداکثر تنش کششی در کراون نسبت به نوع سمان استفاده شده و شرایط ضخامت آن در ناحیه فینیش لاین و یک میلی‌متر بالای آن نشان داده شده است. طبق این نمودار، در ضخامت مارجین صفر میکرون و یک میلی‌متر بالای فینیش لاین صفر، تنش در کراون به ازای استفاده از سمان زینک فسفات، پاناویا، گلاس اینومر و RelyX به ترتیب برابر با 6/54، 7/54، 7/55 و 0/56 مگاپاسکال و در ضخامت مارجین 50 میکرون و یک میلی‌متر بالای فینیش لاین صفر به ترتیب معادل 5/33، 9/32، 6/32، 6/33 مگاپاسکال، در مارجین صفر میکرونی و یک میلی‌متر بالاتر فینیش لاین50  میکرون و در همین سمان‌ها برابر 2/42، 1/43، 2/49 و 8/50 مگاپاسکال و در مارجین 50 میکرون  و یک میلی‌متر بالای فینیش لاین معادل 50 میکرون، میانگین حداکثر تنش در سمان‌های زینک فسفات، پاناویا، گلاس‌آینومر و RelyX به ترتیب برابر 8/39، 0/40، 1/46 و 0/47 مگاپاسکال اندازه‌گیری شد. طبق نتایج نمودار 2، کمترین تنش کششی در کراون در حالتی رخ می‌دهد که بستری از سمان بین کراون و عاج وجود داشته باشد و در حالتی که ضخامت سمان در ناحیه‌ی مارجین صفر است، بیشترین تمرکز تنش در کراون ثبت گردید. همچنین، استفاده از سمان زینک فسفات با بیشترین مدول الاستیسیته تنش کمتری در کراون ایجاد کرد و با کاهش مدول الاستیسیته، تنش در کراون افزایش یافت.

در شکل 5 محل تمرکز حداکثر تنش و نحوه‌ی توزیع این تنش‌ها در کراون در حالت‌های مختلف نشان داده شده‌است. همان‌طور که از این شکل معلوم می‌شود در تمام حالت‌ها محل تمرکز تنش در مارجین سرویکال و در سمت لینگوال است. برای مشاهده‌ی بهتر این محل، یک نیمه مقطع از کراون طوری زده شده که ناحیه‌ی سرویکالی سمت باکال کراون حذف گردد. نتایج اجزای ‌محدود نشان داد تنش‌ها در عاج و استخوان حمایت کننده‌ی دندان متأثر از جنس سمان و ضخامت آن در ناحیه‌ی مارجین نبوده و بیشترین تمرکز تنش کششی در عاج برابر با 6/30 مگاپاسکال و در لبه‌ی کرست و در سمت لینگوال رخ داد (شکل 6-الف) همچنین بیشترین تنش کششی در استخوان هم برابر با 7/18 مگاپاسکال و در لبه‌ی کرست سمت باکال اندازه‌گیری شد (شکل 6-ب).

 

بحث

در حال حاضر مطالعات کافی درباره‌ی اثرات کاربرد روکش‌های زیرکونیوم مونولیتیک و ضخامت‌های مختلف فضای سمان در الگوی توزیع تنش در این درمان‌ها وجود ندارد. هدف از این تحقیق پر کردن این شکاف در اطلاعات کنونی با انجام یک تحلیل اجزای محدود برای درک چگونگی تعامل این متغیرها و تأثیر بر عملکرد کلی این بازسازی‌ها است. در تحقیق حاضر میزان و ناحیه تمرکز تنش کششی در فضاهای مختلف مارجین بررسی شد. آگاهی درباره‌ی توزیع تنش در کراون‌های سرامیکی با ضخامت‌های مختلف سمان به کلینیسین‌ها کمک می‌کند تا تطابق روکش را دقیق‌تر تنظیم کرده و از شکستگی یا باندینگ تاج پیشگیری کنند.(23)

طبق نتایج این تحقیق، بیشترین تنش کششی در سمان در شرایط وجود سمان در ناحیه مارژین با ضخامت 50 میکرون و صفر در یک میلی‌متری بالای فینیش لاین، دیده شد و در حالتی که ضخامت سمان در ناحیه‌ی مارجین و یک میلی‌متر بالای فینیش لاین  صفر بود، کمترین میزان تمرکز تنش در سمان دیده شد. علت آن را می‌توان از دید مکانیک توجیه کرد که وقتی سمان در این ناحیه وجود ندارد خمش ایجاد شده در ناحیه سرویکال ناشی از بار مایل 100 نیوتنی از طریق کراون به عاج منتقل می‌شود و سمان در قسمت بالا از این خمش محفوظ می‌ماند و تنش کمتری را در خود متمرکز می‌کند و این خمش منجر به تمرکز تنش بیشتری در کراون می‌شود. از طرف دیگر، سمان زینک فسفات با بیشترین مدول الاستیسیته، تنش‌های ماکزیمم کششی بیشتری را در خود متمرکز کرد و سمان RelyX با کمترین مدول الاستیسیته، کمترین تنش‌ را در سمان متمرکز کرد. همچنین وجود ضخامت سمان به میزان 50 میکرون در یک میلی‌متری بالای فینیش لاین هم مقادیر تنش‌های ماکزیمم در حد وسط دو گروه دیگر، به همراه داشت. این نتایج ارتباط مستقیم مدول الاستیسیته سمان با مقادیر تنش‌های ماکزیمم در آن را نشان می‌دهد. این نتایج با یافته های  تحقیق Chung و همکاران(24) ، که نوع سمان تاثیر بیشتری نسبت به فضای سمان در تنش دارد، مشابه بود. تحقیق aH و همکاران(6) ، نیز نشان داد که سمان زینک فسفات تمرکز تنش بیشتری در لایه سمان دارد.

نتایج اجزای محدود نشان داد کمترین تنش کششی در کراون در حالتی رخ می‌دهد که بستری  از سمان بین کراون و عاج در ناحیه مارجین  وجود دارد و در حالتی که ضخامت سمان در ناحیه‌ی مارجین صفر است، بیشترین تمرکز تنش در کراون رخ می‌دهد. همچنین، استفاده از سمان زینک فسفات با بیشترین مدول الاستیسیته تنش کمتری در کراون ایجاد کرده و با کاهش مدول الاستیسیته، تنش در کراون افزایش می‌یابد. براین اساس، مدول الاستیسیته سمان ارتباط معکوسی با تنش‌های کششی در کراون دارد که با نتایج Franco و همکاران(25) ، که گزارش دادند تمرکز تنش در کراون به صورت ممتد است و ربطی به نوع سمان ندارد، مغایرت دارد. ابعاد ایده‌آل پیشنهاد شده برای فضای سمان از 20 تا 40 میکرون برای هر دیواره متفاوت بود و این ابعاد مستلزم آن است که قطر داخلی یک روکش باید حدود 40 تا 80 میکرون بیشتر از قطر دندان تراش خورده باشد. اگر فضای ماده‌ی چسبنده بسیار باریک باشد، نشست نامناسب روکش طی فرآیند سمان محتمل بوده و نیز در صورت عریض بودن فضای عامل چسبنده، روکش بر روی دندان در طول عملکرد هم دچار جابجایی می‌گردد.(26) نتایج تحقیق Wilson و همکاران(27) ، نشان داد که فضای مناسب سمان، سبب تسهیل نشست کراون در فرایند سمان خواهد شد.

در فضای سمان مارجینال به میزان صفر میکرون، هنگامی که کراون در موقعیت نهایی خود قرار می‌گیرد، سمان اضافی راهی برای خروج از ناحیه‌ی مارجینال نخواهد داشت. این شرایط سبب نشستن ناکامل روکش به دلیل کمبود فضا و نیز اعمال فشار هیدرولیک در زیر روکش می‌گردد که در نهایت سبب می‌شود نشستن روکش با مشکلاتی روبرو شود.(28) در نتیجه، افزایش فضا بین سطح دندان تراش خورده و سطح رستوریشن، سبب کاهش نواحی تنش تشکیل شده در حین فرآیند سمان و بهبود تطابق و گیر رستوریشن می‌گردد، که نتیجه‌ی آن به صورت کاهش تنش‌های کششی در تحقیق حاضر نشان داده شده است. از طرف دیگر، هنگام استفاده از ضخامت فضای سمان 50 میکرون در روکش‌ها، فضای اضافی برای نفوذ سمان در ناحیه‌ی سرویکال نسبت به ناحیه‌ی اکلوزال طی پروسه‌ی نشاندن روکش فراهم شده و در نتیجه، ضخامت فیلم سمان کاهش یافته و به دنبال کاهش فشار هیدرولیک، پخش مساوی سمان و نیز کاهش تداخلات نشاندن روکش روی می‌دهد.(17) با این حال، مدول الاستیسیته ساختارهای ساپورت کننده در الگوی توزیع تنش و استحکام شکست رستوریشن‌ها تأثیرگذار است. همچنین، مدول الاستیسیته زیرکونیا حدود GPa 220، مدول الاستیسیته سمان حدود GPa 6-8 و مدول الاستیسیته عاج حدود GPa 10-16 بوده و در کل، مدول الاستیسیته کمتر سمان به نفع استحکام شکست بالای رستوریشن‌های روکش زیرکونیا می‌باشد.(29, 30) در ضخامت‌های بالای سمان، ناحیه‌ی حدفاصل افزایش یافته و میزان قفل شدگی ناحیه‌، فعالیت باندینگ و استحکام شکست رستوریشن هم افزایش می‌یابد.(32, 31) البته در تحقیق حاضر، تنش‌های کششی بیشینه در شرایط استفاده از ضخامت‌های سمان به میزان 50 میکرون در یک میلی‌متر بالای فینیش لاین نسبت به ضخامت سمان صفر در این ناحیه و در حالت ضخامت سمان مارجین 50 میکرون، ملاحظه شد که می‌تواند با مدول الاستیسیته سمان‌های مورد استفاده مرتبط باشد. علاوه بر این، تماس فیزیکی بین دندان و سرامیک سبب ایجاد تطابق مناسب و بهبود استحکام شکست سمان شده و نیز مواد با تطابق بهتر تنش‌ها را به نحو مطلوب‌تری انتقال می‌دهند. در روش‌های قدیم بدلیل انقباض مواد، امکان ساخت رستوریشنی با فضای مارجین صفر وجود نداشت، ولی امروزه بدلیل استفاده از روش CAM/ CAD می‌توان فضای مارجین را صفر انتخاب نمود. هر چند از نظر کلینکی حذف لایه سمان از ناحیه مارجین بعد از سمان کردن رستوریشن کار خیلی سختی است ولی با توجه به مزایایی که این حالت از نظر کاهش تنش در سمان ایجاد می‌کند، می‌توان با روش‌هایی از جمله ایجاد سوراخ در سطح اکلوزال و یا ایجاد شیار در دیواره اگزیالی، راهی را برای فرار سمان اضافه ایجاد کرد و یا اینکه از مقدار کمتری سمان داخل کراون استفاده نمود.

در تحقیق حاضر، از سمان‌های پاناویا، زینک فسفات، گلاس‌آینومر و RelyX در ضخامت‌های مختلف لایه‌ی سمان استفاده شد. در بررسی Ha و همکاران(6)، هم الگوهای توزیع تنش یکسانی در سمان‌های گلاس‌آینومر و رزینی دیده شد ولی سمان‌های زینک فسفات و پلی‌کربوکسیلات توزیع تنش وسیع‌تری داشته و نیز مقادیر تنش‌های مرتبط با آنها در روکش زیرکونیای مونولیتیک و لایه‌ی سمان بیشتر بود. در تحقیق حاضر هم، مقادیر نسبتاً یکسانی از تنش‌های کششی در کراون در مارجین‌های صفر میکرون سمان به ثبت رسید. به نظر می‌رسد مواد با مدول الاستیسیته کمتر سبب توزیع تنش‌های کمتر در لایه‌ی سمان شده و تنش‌های اندکی به دندان تراش خورده منتقل می‌کنند، طوری که در تحقیق حاضر هم کمترین مقادیر تنش‌های ماکزیمم در کاربرد سمان RelyX با کمترین مدول الاستیسیته به ثبت رسید. در تحقیق اخیر، استفاده از عوامل مختلف لوتینگ با مقادیر متفاوت مدول الاستیسیته در الگوی توزیع تنش کراون‌های زیرکونیای مونولیتیک، لایه‌های سمان و دندان اباتمنت مؤثر بوده و کاربرد سمان رزینی به عنوان ماده‌ی لوتینگ روکش‌های زیرکونیای مونولیتیک در این تحقیق پیشنهاد گردید. همچنین در سایر مطالعات نیز استفاده از سمان رزینی در روکش‌های زیرکونیای مونولیتیک توصیه شده است.(6)

عدم امکان تعمیم کامل نتایج در شرایط بالینی ناشی از کاربرد تکنیک آنالیز اجزای محدود، لحاظ ضریب کشسانی خطی مواد و فرض همگن بودن ساختارها از جمله محدودیت‌های این مطالعه بود.

 

نتیجه‌گیری

با توجه به محدودیت‌های این تحقیق، روش اجزای محدود در بررسی اثر نوع  و ضخامت سمان در ناحیه‌ی مارجین و یک میلی‌متر بالای فینیش لاین  بر الگوی تنش در روکش‌های زیرکونیوم مونولیتیک نشان داد بیشترین مقادیر تنش در سمان، زمانی رخ داد که در ناحیه‌ی مارجین سمان وجود داشت و کمترین مقدار در حالت ضخامت سمان صفر در مارجین، ایجاد شد. زینک فسفات، بیشترین تنش‌ کششی و سمان Rely X، کمترین مقدار را در سمان ایجاد کرد. در شرایط ضخامت سمان معادل صفر در ناحیه‌ی مارجین، بیشترین تنش‌ در کراون ایجاد شد. سمان زینک فسفات، تنش‌ کمتری در کراون ایجاد کرد. با کاهش مدول الاستیسیته سمان، تنش در سمان کاهش و در کراون افزایش می‌یابد. لذا کمترین تنش‌ در سمان در کاربرد سمان‌های Rely X و گلاس‌آینومر و در کراون، در کاربرد سمان‌های زینک فسفات و پاناویا ایجاد شد.

 

تشکر و قدردانی

این مقاله برگرفته از پایان‌نامه دانشجویی دوره تخصص دانشکده دندانپزشکی دانشگاه علوم پزشکی کرمان با شماره 249/1403 می‌باشد که با همکاری و حمایت مرکز تحقیقات بیماری‌های دهان و دندان دانشگاه علوم پزشکی کرمان و بخش مهندسی مکانیک دانشکده فنی و مهندسی مجتمع آموزش عالی بم انجام گرفت. بدینوسیله از معاونت‌های محترم پژوهشی هر دو دانشگاه جهت همکاری با این تحقیق تقدیر و تشکر می‌گردد.

 

تضاد منافع

تضاد منافعی وجود ندارد.

 

 

[1] Finite Element Analysis

References

  1. Dennison JB SD. Prediction and diagnosis of clinical outcomes affecting restoration margins. J Oral Rehabil 2012; 39(4): 301-18.
  2. Mahmoodi M, Saeedi A, Hashemipoor M, Amini P. Effect of Oval Posts on Stress Distribution in Endodontically Treated Teeth: A Three-Dimensional Finite Element Analysis. J Mashhad Dent Sch 2017; 41(3): 251-62.
  3. Libby G, Arcuri MR, LaVelle WE, Hebl L. Longevity of fixed partial dentures. J Prosthet Dent 1997; 78(2): 127-31.
  4. Mounica Y, Behera S, Arunachalam S, Srikanth L, Deepthi MN, Susmita M. Influence of Different Cements and Cement Thickness on the Stress Distribution under Occlusal Surfaces of Porcelain-fused-to-metal and Porcelain-fused-to-zirconium Crowns: A Finite Element Analysis. J Contemp Dent Pract 2023; 23(12): 1224-9.
  5. Ali RH, Kassim M. The Influence of Cement Spacer Thickness on Retentive Strength of Monolithic Zirconia Crowns Cemented with Different Luting Agents (A Comparative in-vitro Study). Indian J Forensic Med Toxicol 2021;15(1).
  6. Ha SR. Biomechanical three-dimensional finite element analysis of monolithic zirconia crown with different cement type. J Adv Prosthodont. 2015; 7(6): 475-83.
  7. Lee H, Park, S., Noh, G. Biomechanical analysis of 4 types of short dental implants in a resorbed mandible. J Prosthet Dent. 2019; 121(4): 659-70.
  8. Zhang YR DW, Zhou XD, Yu HY. . Review of research on the mechanical properties of the human tooth. Int J Oral Sci. 2014; 6(2): 61-9.
  9. De Angelis F, D'Arcangelo C, Buonvivere M, Rondoni GD, Vadini M. Shear bond strength of glass ionomer and resin-based cements to different types of zirconia. J Esthet Restor Dent. 2020; 32(8): 806-14.
  10. Lee J, Park H, Lee J, Seo H. Shear Bonding Strength of Three Cements Luted on Pediatric Zirconia Crowns and Dentin of Primary Teeth. J Korean Acad Pediatr Dent 2018; 45(3): 314-23.
  11. Abdo SB, Eldarrat AH. Fracture resistance of overtly flaring root canals filled with resin-based obturation material. Dent Res J (Isfahan) 2013; 10(1): 59-64.
  12. Saber SE, Abu El ,Sadat S, Taha A, Nawar NN, Abdel Azim A. Anatomical Analysis of Mandibular Posterior Teeth using CBCT: An Endo-Surgical Perspective. Eur Endod J. 2021; 6(3): 264-70.
  13. Rodrigues FP LJ, Silikas N, Ballester RY, Watts DC. Sequential software processing of micro-XCT dental-images for 3D-FE analysis. Dent Mater. 2009; 25(6): e47-e55.
  14. Rowe AJ, Rayfield EJ. The efficacy of computed tomography scanning versus surface scanning in 3D finite element analysis. PeerJ 2022; 10: e13760
  15. Lazari PC, Oliveira RCND, Anchieta RB, Almeida EOD, Freitas Junior AC, Kina S, et al. Stress distribution on dentin-cement-post interface varying root canal and glass fiber post diameters. A three-dimensional finite element analysis based on micro-CT data. J Appl Oral Sci 2013; 21(6): 511-7.
  16. Salehi Shahraki F, Zamani Z, Rahaeifard M. Analysis of Dental Bridges under Thermomechanical Loading. J Mashhad Dent Sch 2023; 47(3): 283-300.
  17. Yoshida N, Koga Y, Peng CL, Tanaka E, Kobayashi K. In vivo measurement of the elastic modulus of the human periodontal ligament. Med Eng Phys 2001; 23(8): 567-72.
  18. Zysset PK, Guo XE, Hoffler CE, Moore KE, Goldstein SA. Elastic modulus and hardness of cortical and trabecular bone lamellae measured by nanoindentation in the human femur. J Biomech 1999; 32(10): 1005-12.
  19. Matori KA, Sayyed MI, Sidek HAA, Zaid MHM, Singh VP. Comprehensive study on physical, elastic and shielding properties of lead zinc phosphate glasses. J Non-Cryst Solids 2017; 457: 97-103.
  20. Vafaee F, Khoshhal M, Rezaei A, Sooltani F, Jalalzadeh M, Yalpaniyan A, et al. Multiple in vitro analyses of fracture resistance in maxillary central incisors restored with fiber posts. Iran Endod J 2010; 5(3): 125-30.
  21. Al-Taee L, Deb S, Banerjee A. An in vitro assessment of the physical properties of manually- mixed and encapsulated glass-ionomer cements. BDJ Open 2020; 6(1): 12.
  22. Tolidis K, Papadogiannis D, Papadogiannis Y, Gerasimou P. Dynamic and static mechanical analysis of resin luting cements. J Mech Behav Biomed Mater 2012 ;6: 1-8.
  23. Rezende CE, Borges AF, Gonzaga CC, Duan Y, Rubo JH, Griggs JA. Effect of cement space on stress distribution in Y-TZP based crowns. Dent Mater 2017; 33(2): 144-51.
  24. Chung SY, Lee H, Chae YK, Jung YS, Jo SS, Lee KE. Stress distribution in pediatric zirconia crowns depending on different tooth preparation and cement type: a finite element analysis. BMC Oral Health 2022; 22(1): 550.
  25. Franco-Tabares S, Stenport VF, Hjalmarsson L, Johansson CB. Limited Effect of Cement Material on Stress Distribution of a Monolithic Translucent Zirconia Crown: A Three-Dimensional Finite Element Analysis. Int J Prosthodont 2018; 31(1): 67–70.
  26. Alansary F, Ibraheem A. The Effect of Die Spacer Thickness on Retentive Strength of all Zirconium Crowns (An In vitro Study). Int J Med Res Health Sci 2019; 8(1): 22-7.
  27. Wilson PR. Effect of increasing cement space on cementation of artificial crowns. J Prosthet Dent 1994; 71(6): 560-4.
  28. Abdullah L, Ibraheem A. The Effect of Finishing Line Designs and Occlusal Surface Reduction Schemes on Vertical Marginal Fit of Full Contour CAD/CAM Zirconia Crown Restorations (A comparative in vitro study). Int J Dent Oral Health 2017; 4(1): 1-6.
  29. Hoang LN, Thompson, GA, Cho SH., Berzins DW, Ahn KW. Die spacer thickness reproduction for central incisor crown fabrication with combined computer-aided design and 3D printing technology: an in vitro study. J Prosthet Dent 2015; 113(5): 398-404.
  30. Guazzato M, Albakry M, Ringer SP, Swain MV. Strength, fracture toughness and microstructure of a selection of all-ceramic materials. Part II. Zirconia-based dental ceramics. Dent Mater 2004; 20(5): 449-56.
  31. Nakamura K, Mouhat M, Nergård JM, Lægreid SJ, Kanno T, Milleding P, et al. Effect of cements on fracture resistance of monolithic zirconia crowns. Acta Biomater Odontol Scand 2016; 2(1): 12-9.
  32. Asai T KR, Fukushima M, Okiji T. Effect of overglazed and polished surface finishes on the compressive fracture strength of machinable ceramic materials. Dent Mater J 2010; 29(6): 661-7.
Journal of Mashhad Dental School
Volume 49, Issue 1
March 2025
Pages 1-15

Files

History

  • Receive Date: 15 January 2025
  • Revise Date: 04 March 2025
  • Accept Date: 05 March 2025

Share

How to cite

Statistics