1. Введение

Реставрация зубов после эндодонтического лечения традиционно выполнялась посредством установки полных искусственных коронок нередко с использованием штифтов и культевых вкладок, призванных восполнить утраченный объем дентина

[1][2][3]

Эндокоронка, впервые представленная Р.Pissis в 1995 году, стала изящной альтернативой, воплощением консервативного подхода. Изначально задуманная как монолитная керамическая конструкция, имитирующая коронку-штифт, но без самого штифта, идея эндокоронки получила развитие благодаря А.Bindl и W.Mormann (1999), распространившим ее применение на случаи значительного разрушения коронковой части моляров и премоляров

[4][5][6][7][8]

Сохраняя структуру зуба, эндокоронки незаменимы в случаях, когда коронка зуба укорочена, ретенция для полной коронки недостаточна, а межокклюзионное пространство ограничено

[9]

Развитие прочных и долговечных зубопротезных материалов позволило минимизировать окклюзионное препарирование, воплощая принципы минимально инвазивного подхода в области жевательных зубов

[10]

В арсенале материалов для создания эндокоронок имеются: диоксид циркония, дисиликат лития, усовершенствованный дисиликат лития и другие современные составы. Благодаря CAD/CAM технологиям, зубные протезы из этих материалов, поставляемых в виде блоков, могут быть выточены на станке и подвергнуты скоростному обжигу прямо в кабинете врача-стоматолога, позволяя завершить лечение за один визит

[11]

Однако протезированию эндокоронками имеются существенные ограничения. Толщина реставрации, модуль упругости материала, особенности дизайна препарирования, парафункциональные привычки пациента — все это может стать причиной разрушения керамики

[12]

Поэтому изучение распределения напряжений в тканях зуба и эндокоронки, выполненной из различных материалов, с разной окклюзионной толщиной и подвергнутой скоростному или традиционному обжигу следует признать весьма актуальным с позиций стоматологической науки и практики. Для этого наилучшим методом исследования является метод конечных элементов (МКЭ), который позволяет математически смоделировать геометрию и условия нагружения анализируемой зубопротезной конструкции и протезируемого зуба и проанализировать уровни напряжений и деформаций в любом компоненте модели

[13]

Керамика из диоксида циркония или дисиликата лития стали золотым стандартом для компьютерного изготовления зубных протезов

[14][15]

Целью настоящего исследования является изучение целесообразности проведения отечественных разработок керамики на основе диоксида циркония, дисиликата лития и его модификаций путём проведения сопоставительного анализа методом конечных элементов напряжений и деформаций в зубах, протезированных эндокоронками из керамики Tessera, в сравнении с дисиликатом лития (IPS e.max CAD, Ivoclar Vivadent, Лихтенштейн) и диоксидом циркония при различной скорости спекания керамики и различном дизайне эндокоронок.

2. Методы и принципы исследования

Для построения математической модели был использован эндодонтически пролеченный моляр нижней челюсти. Препарирование полости зуба проведено с формированием дивергированных сглаженных стенок полости зуба, ровным дном из текучего светоотверждаемого композита, с окклюзионной редукцией и созданием наружного скоса стенок. (рисунок 1).

Подготовку данных о топологии конечно-элементной расчетной схемы, вычисление напряжений в элементах, распределение нагрузок в элементе, а также рисование расчетных схем производили с использованием специального прикладного программного комплекса (Ansys LS-DYNA, время: 5×10-6 сек., 107 циклов).

Для описания расчетного элемента были использованы объемные десяти-узловые конечные элементы, представленные на рисунке 2.

Для проведения расчетов использовали значения модуля Юнга и коэффициента Пуассона для каждого материала и компонента зуба (Таблица 1). Для керамических материалов параметры были взяты из предыдущего нашего исследования, в котором проводилось их исследование на акустическом микроскопе

[16]

Упругие свойства тканей зуба, гуттаперчи и текучего композита были взяты из исследования Meng Q. С соавт., 2021 [17].

В качестве глобальной системы координат при составлении расчетной схемы была выбрана правая декартова система.

Твердотельная модель с сеткой конечных элементов приведена на рисунке 3.

Для оценки прочности материалов в сложных условиях напряжения применялся линейный статический метод конечных элементов, максимальные напряжения по фон Мизесу (mvM) в зубе и в реставрационных материалах оценивались отдельно в МПа.

3. Основные результаты

Результаты конечно-элементного анализа максимальных напряжений по фон Мизесу (mvM) представлены в таблицах 2, 3, 4, 5, 6, 7. На рисунках 5, 6, 7 показаны 3D-модели распределения максимальных напряжений при вертикальной и угловой нагрузках. Цветовая шкала от красного до синего соответствует областям с высоким и низким уровнем стресса.

4. Обсуждение

На основе полученных данных можно выявить определенные закономерности. Модуль Юнга (ГПа) — это мера жесткости материала. Чем он выше, тем труднее материал деформируется под нагрузкой. Диоксид циркония обладает высоким модулем упругости (210–220 ГПа). Благодаря высокой жесткости он работает как «щит», принимая нагрузку на себя и распределяя её по своей структуре, тем самым минимизируя передачу напряжения на подлежащие ткани зуба.

Силикатная керамика обладает более низким модулем упругости (105–106 ГПа). Она более «гибкая» по сравнению с циркониевой керамикой. Из-за большей деформации она хуже гасит нагрузку, пропуская её глубже. В результате, напряжения выше и в самой эндокоронке, и в тканях зуба. Таким образом, высокий модуль упругости материалов может поглощать большее напряжение и уменьшать распределение напряжения в зубе. Это согласуется с другими научными работами

[17][18][19][20][21][22][23][24][25]

Следует упомянуть несколько ограничений нашей работы. Адгезивный слой характеризуется сложной структурой, при этом его толщина по сравнению с другими тканями зуба и ортопедической конструкции является незначительной. Кроме того, современные керамические материалы обладают высокой адгезионной прочностью, что позволяет рассматривать цементный слой и реставрацию как единое целое, практически не влияющее на общее распределение напряжений в системе [26]. В связи с этим адгезивный слой в данной конечно-элементной модели отдельно не учитывался. Помимо этого, не моделировались периодонтальная связка, кортикальная и губчатая костная ткань. Предыдущие исследования отмечают, что независимо от условий нагрузки, кортикальная и губчатая кость демонстрируют низкую чувствительность к изменениям свойств реставрационных материалов [27], [28], [29]. С учетом этих данных можно предположить, что исключение костной ткани и периодонтальной связки из модели не оказывает существенного влияния на сравнительную оценку напряжений в зубе и эндокоронке, что соответствует цели настоящего исследования. Вместе с тем, результаты следует интерпретировать с осторожностью, поскольку отсутствие моделирования периодонта исключает учет его демпфирующих свойств и физиологической подвижности зуба. Также исследование анализировало только распределение напряжений в зубе с эндокоронкой под статической нагрузкой в фазе закрывания жевательного цикла. Это не может точно отражать реальные клинические ситуации. Будущие исследования должны учитывать такие детали, как и результаты динамического нагружения c включением периодонтальной связки и костной ткани. Также необходимы долгосрочные клинические испытания для подтверждения результатов данной научной работы.

5. Заключение

Полученные в ходе настоящего исследования результаты свидетельствуют о том, что разработка и внедрение отечественных стоматологических керамических материалов в Российской Федерации является научно и клинически обоснованным направлением. Проведённый сопоставительный анализ методом конечных элементов показал, что биомеханическое поведение реставраций в значительной степени определяется не только классом материала, но прежде всего его упругими характеристиками и соответствием модуля упругости реставрации механическим свойствам твёрдых тканей зуба. Эндокоронки из диоксида циркония с окклюзионной толщиной 2–3 мм демонстрируют наилучшие биомеханические свойства, эффективно распределяя нагрузку и минимизируя напряжения в тканях зуба, особенно при опасной косой нагрузке. Материалы силикатной керамики, обладающие более низким модулем упругости, показывают более высокие напряжения как в реставрации, так и в зубе. Таким образом, при ограниченной толщине реставрации или высокой жевательной нагрузке предпочтительнее применение диоксида циркония, тогда как при достаточном объёме тканей оба класса материалов могут быть клинически применимы. Особый интерес представляет новый представитель группы силикатной стеклокерамики — CEREC Tessera (Dentsply Sirona, США), относящийся к материалам усовершенствованного литий-силикатного типа. Несмотря на сравнительно недавнее появление данного материала на стоматологическом рынке и ограниченное количество долгосрочных клинических наблюдений, результаты численного моделирования показали, что эндокоронки, изготовленные из CEREC Tessera, демонстрируют напряжённо-деформированное состояние, сопоставимое с таковым для хорошо изученного и клинически зарекомендовавшего себя литий-дисиликатного материала IPS e.max CAD (Ivoclar Vivadent, Лихтенштейн). Это указывает на адекватность механических характеристик нового материала и подтверждает его потенциальную клиническую состоятельность.

В совокупности полученные данные позволяют сделать вывод о том, что создание отечественных стоматологических керамик на основе диоксида циркония, литий-дисиликатных систем и их модификаций, включая усовершенствованные литий-силикатные стеклокерамики, является перспективным и оправданным направлением. Развитие собственных технологий производства подобных материалов может обеспечить снижение зависимости от импортных заготовок, расширение ассортимента клинически применимых CAD/CAM-материалов и формирование научной базы для дальнейших экспериментальных и клинических исследований.

The additional file for this article can be found as follows: