CAD/CAM陶瓷冠动态载荷下疲劳实验与数值研究

医学信息学解锁26（2021）100730CAD/CAM陶瓷冠在动态载荷下的疲劳实验与数值研究Khaled Bataineh*，Mohammad Al janaideh约旦科技大学机械工程系，约旦A R T I C L EI N FO关键词：CAD/CAM陶瓷牙冠疲劳有限元法二硅酸聚合物渗透陶瓷YZ-HT氧化锆3y-TZPA B S T R A C T本研究的目的是评估9种新的CAD/CAM陶瓷材料用于第一磨牙修复的疲劳寿命。本研究提供了一种直接的方法，将实验室疲劳数据转化为可用于预测临床失效的信息。进行了数值和实验研究，以估计修复材料的疲劳寿命。通过CT扫描建立第一磨牙修复体的三维模型。将生成的3D实体模型转移到商业有限元软件ANSYS 18.1中进行有限元分析（FEA）。采用有限元法对9种修复材料的疲劳寿命进行了估算。材料有：多晶氧化锆（高透光性掺杂钇YZ-HT氧化锆的四氧化锆多晶）、IPS e.max ZirCAD在1450° C下烧结，IPS e.max ZirCAD在1650° C下烧结，IPS e.max ZirCAD在1530° C下烧结3 Y-TZP（ZENOZr（ZW），3 Y-TZP（ZENO Zr（ZW）喷砂）;二硅酸锂（LD）和聚合物渗透陶瓷（PIC）。使用两种类型的载荷来模拟咬合载荷：轴向载荷和斜向载荷。实验结果表明，所有试样均在同一位置断裂，即稍偏离尖点间的对称裂隙面。所有材料除了由PIC制成的牙冠在100 N的力下在不到一周内失效之外。喷砂提高了长期疲劳抗力。与1650℃烧结的3 Y-TZP相比，在1450 ℃烧结的3 Y-TZP在开始时具有更好的抗疲劳性，并且显著下降。与其他陶瓷CAD/CAM材料相比，3 Y-TZP（在1530℃下烧结）制成的牙冠具有更好的抗疲劳最后还是发现具有不同成分、不同处理和不同后处理的材料具有不同的初始疲劳强度，并且它们在经受循环载荷时的强度降低变化显著。1. 介绍修复体已被用于替代牙齿结构的损伤。外观、生物相容性、耐磨性、颜色稳定性、抗断裂性、技术敏感性和抗疲劳性是成功修复材料的主要期望特性全瓷修复体满足大多数先前标准[1，2]。然而，全瓷修复体的主要缺点是易断裂、边缘适应性、技术敏感性和对侧牙列过度磨损[3，4]。据报道，一些放置在后部的陶瓷假体在临床使用一段时间后失效[5为了克服这种失效问题，最近已经开发了几种修复材料CAD/CAM陶瓷的开发提供了额外的强度和更均匀的结构，提高了保持力和寿命。[8在CAD/CAM陶瓷中，氧化锆因其生物相容性和高弯曲强度而成为一种有吸引力的选择[11，12]。氧化锆的弯曲强度范围为650至1200MPa。二硅酸锂（LD）具有优异的美学特性和颜色稳定性[13]。另一方面，与氧化锆相比，其强度值较低此外，由于它的脆性，它很容易断裂[14]。最近开发了一种稍微更具延展性的材料，即聚合物渗透陶瓷（PIC），以提高纯陶瓷的抗断裂性。疲劳破坏是牙体修复失败的主要原因。因此，疲劳强度被认为是牙科修复体的所有机械性能中最关键的。修复体的成功和存活主要取决于修复体材料的抗疲劳性，以及载荷的大小和类型，修复体的厚度，* 通讯作者。 约旦科技大学，P O BoX 3030，Irbid，22110，Jordan。电子邮件地址：k. just.edu.jo（K.Bataineh）。https://doi.org/10.1016/j.imu.2021.100730接收日期：2021年8月3日;接收日期：2021年9月6日;接受日期：2021年9月6日2021年9月9日网上发售2352-9148/©2021的 自行发表通过Elsevier 公司这是一个开放接入文章下的CCBY-NC-ND许可证（http://creativecommons.org/licenses/by-nc-nd/4.0/）中找到。可在ScienceDirect上获得目录列表医学信息学期刊主页：www.elsevier.com/locate/imuK. Bataineh和M. 贾奈代医学信息学解锁26（2021）1007302表1所用材料、其制造商、后处理操作的描述。表面粗糙度和水泥材料的剪切强度。弹性模量、断裂韧性、弯曲强度和疲劳材料商业名称（制造商）工艺参考强度是影响成功的主要机械性能，治疗（3YTZP）3mol%氧化钇稳定的四氧化锆多晶（3YTZP）3mol%氧化钇稳定的四氧化锆多晶氧化钇稳定的四氧化锆多晶（IPS e.maxZirCAD，Ivoclar-Vivadent，列支敦士登）(IPS e.maxZirCAD，Ivoclar-Vivadent，Liechtenstein）（氧化锆Cercon®DeguDent，Hanau-Wolfgang，德国）3 Y-TZP在1450℃3 Y-TZP在1650 ℃将试样抛光，在1350℃下烧结 6 h。表面粗糙度小于0.2μ m[30个][30个][29日]有限元分析（FEA）结果在临床实践中具有重要价值[6，15]。FEA允许研究人员在进行昂贵且耗时的体外实验之前研究新修复材料及其设计的机械行为及其可行性和可靠性。有限元分析提供了在咀嚼期间预测牙齿咬合的各个区域中的应力分布的可能性，否则不可能进行体内测量[16]。尽管疲劳失效是修复失败的主要原因，但只有少数研究使用FEA对修复牙齿进行疲劳分析[17结果3Y-TZP ZENO Zr（ZW）维兰德牙科从制造商处收到[三十一]从静态研究中获得的结果并不能提供实际的直接有用的结果用于临床应用和寿命预测。例如，Dal Piva3y-TZP3mol%氧化钇稳定的四氢氧化锆Pforzheim，DZENO Zr（ZW）维兰德，牙科，普福尔茨海姆，DIPS e.max ZirCADIvoclar-Vivadent在其中间部分用30μm二氧化硅涂层氧化铝颗粒喷砂。在测试之前，每个棒经受四次击发循环(930摄氏度，900度，890度，880摄氏度）。将预烧结的e.max ZirCAD切片用SiC纸（P2500）湿抛光，并在100 ° C下进一步烧结2小时。1530摄氏度（加热速率为200℃/h）。[三十一][22日]等人[21]提出了一项有趣的研究，使用3D-FEA研究了整体式全后牙冠的不同材料的牙槽骨和骨水泥内衬中的应力分布。他们发现，根据材料的弹性模量，在膨胀和胶结线中的应力分布存在差异。仅进行静态测试，其结果对于预测口腔条件下牙科修复材料的实际失效具有非常有限的价值。牙科材料疲劳研究数量有限的主要原因是与此类测试相关的耗时和成本。Wendler等人[22]证实，牙科修复材料环境下的疲劳强度数据，而不是静态强度数据。氧化锆YZ HT：高透光钇部分稳定四氧化锆多晶体（YZ-HT）Vita Zahnfabrik YZ-HT光盘烧结（Vita Zyrcomat;Vita），如制造商推荐的。[32个]因此，他们提出了一项研究，以提供当前牙科CAD/CAM材料在循环双轴弯曲下的机械疲劳参数，并评估其预测临床断裂行为的适用性。高分子渗透陶瓷（（ Enamic® ，VITAZahnfabrik，BadSckingen，抛光后的试样表面粗糙度小于0.2[29日]为了在临床上预测牙齿修复的长期存活率，需要四个主要步骤这些步骤是：a）获得fa-来自实验室测试的tigue数据，b）确定实际的多状态二硅酸锂e.德国）IPSe.max® CAD，微米级烧结根据[29日]在口腔负荷下实际牙冠修复体中的应力，以及c）使用max® CAD（LD）IvoclarVivadent，Schaan，列支敦士登制造商的指示。抛光，表面粗糙度较小采用合适的疲劳失效理论预测轴承的寿命在口腔环境中典型地发现的组合的高度复杂的应力状态下，d）使用适当的理论来关联高度复杂的应力状态， 控制小于0.2μm* 弹性模量和泊松比的[33 ]第33段。双轴疲劳实验室数据转化为实际的牙科修复体疲劳行为。牙科材料的疲劳数据（从以前的研究中获得）通常通过样本的实验室测试获得，表2第一磨牙修复模型的材料特性。搪瓷）3 Y-TZP（ZENO Zr）（喷砂）210 0.32（ZC）[三十一]材料杨氏泊松屈服强度弯曲强度抗压强度剪切强度ref（GPa）比率（ν）（MPa）（MPa）（MPa）（MPa）压头（机械性能类似于84.10.3311.538460[34个]3 Y-TZP（1450℃烧结）2100.321200[30个]3 Y-TZP（1650℃烧结）2100.32980[30个]3 Y-TZP（1530℃烧结）205.20.231039[22日]3 Y-TZP（ZENO Zr）（收到时）2100.32742 ±39[三十一]氧化钇稳定的四氧化锆多晶146. （十一）787 ±100900[29日]高透光四氧化锆2100.32650[32个]掺钇多晶（YZ-HT）LD95.90.23356.7[29日]高分子渗透陶瓷30.1（1.8）0.23135.8（8.3）[29，PIC第三十五章】牙本质18.60.31105.526712–138[34个]双固化树脂水泥厚度0.0580.3034.4[34个]对于全氧化锆，模具（4级石膏）140.3529[34个]K. Bataineh和M. 贾奈代医学信息学解锁26（2021）1007303图1.一、所用修复材料的疲劳强度S-N 曲线。图二、修复的第一磨牙的3D模型，（a）压头（b）牙冠（d）粘合树脂粘固剂（e）牙本质（f）牙根。仔细制备，并在受控条件下进行测试，使用指定尺寸的试样（通常为2X2X 25 mm3），在3点或4点弯曲机器测试，高度抛光，在室温下。期望实际牙冠修复体的疲劳数据与实验室获得的值相匹配是不现实的。一些差异包括[36]：材料成分、失效基础和可变性。制造：方法，热处理，表面状态，应力集中。• 环境：温度、应力状态、松弛时间。• 设计：尺寸、形状、寿命、应力状态、速度。Marin [37]确定了量化表面条件、尺寸、载荷类型、温度和其他杂项影响的因素。实验室测试中的应力状态是单轴应力状态，而口腔环境下的应力状态是多维应力状态。由于在牙冠修复中发现的凹槽和不规则性的存在，特别是在凹版表面中，存在无限数量的高应力集中区域的位置。的值 在不连续性附近的应力显著增加。在动态载荷下，有些材料··K. Bataineh和M. 贾奈代医学信息学解锁26（2021）1007304=图3.第三章。所用模型的边界条件和施加载荷（箭头）， 来自两个不同视图：近中/颊侧（上）和远中/舌侧（下）。对缺口的存在不完全敏感，因此缺口灵敏度值应该通过实验确定。据作者所知，目前尚无CAD/CAM牙科材料灵敏度的已发表实验值。实验测试数据多为单轴应力，而牙冠中的应力是多轴应力。应力必须从多轴应力状态转换为单轴应力状态。最大主应力用于与实验单轴应力值进行比较。基于S-N曲线的应力寿命与总寿命有关，不区分起始和扩展。基于零的（（施加载荷，然后移除;载荷比为0）用于模拟咬合力。在咀嚼周期中，咬合力从零到最大值不等，因此存在平均应力，并通过使用平均应力校正来解释。大多数实验数据都介于古德曼和格伯基于Goodman理论的平均应力修正通常是脆性材料的一个很好的选择。修正因子用于解释实际牙冠修复体与测试条件之间的差异。然后，应用疲劳强度因子（所有药物因子的K f乘积）来降低疲劳强度（从样品试验中获得的疲劳强度），并且必须小于1。从高度受控的条件下获得的实验室疲劳数据，不能直接用于预测牙冠修复的长期存活。为了在临床上预测牙齿矫正的长期生存，还需要三个必要的步骤，在下面的章节中解释。Alves等人[23]最近通过实验评估并比较了由玻璃或多晶CAD-CAM陶瓷系统制造的整体式牙冠的疲劳性能。他们发现Trans YZ具有最佳的疲劳性能。他们研究的主要局限性是他们使用了高度简化的牙冠见图4。 修复的第一磨牙的网格。形状（半球形）。如何将实验室获得的疲劳参数转化为信息，这是K. Bataineh和M. 贾奈代医学信息学解锁26（2021）1007305图五、静力试验 的有限元解与试验结果的比较。可以用来直接预测临床失败吗回答这个问题的困难已经得到承认[24考虑到先前研究的上述严重局限性，本研究的目的是通过使用FEA工具克服这些局限性，该工具能够模拟实际修复体设计，并使用基于修改先前发表的原始疲劳数据的高级失效理论预测长期生存率。这是在预测修复材料疲劳性能领域的第一个完整和准确的研究，提出了一种直接的方法来关联疲劳数据和临床故障。本研究评价了CAD/CAM陶瓷整体冠修复材料在临床应用中典型咬合载荷下的抗疲劳性能。本研究中选择的牙科材料涵盖了目前市场上广泛的修复材料。零假设是不同牙科CAD/CAM材料之间的长期存活率没有差异（即，具有不同的组成和不同的热处理）。2. 材料和方法2.1. CAD/CAM材料九种修复CAD/CAM材料的疲劳行为，包括（掺杂钇的高半透明四氧化锆多晶体YZ-HT氧化锆、3摩尔%氧化钇稳定的四氧化锆多晶体3Y-TZP（在1450℃烧结的IPS e.max ZirCAD）、在1530 ℃烧结的IPSe.max ZirCAD、在1650 ℃烧结的IPS e. max ZirCAD、3 Y-100%氧化钇稳定的四氧化锆多晶体3 Y-TZP）。对TZP（ZENO Zr（ZW））、二硅酸锂（LD）、氧化锆增强硅酸锂玻璃陶瓷（ZLS）和聚合物渗透陶瓷（PIC）进行了评价。表1列出了本研究中所选CAD/ CAM陶瓷材料的详细信息。表2列出了所用修复材料的静态力学性能。此外，所研究的牙冠材料的疲劳强度与寿命周期（S-N）的关系是从图1和图2所示的表1和表2中列出的先前研究中获得的。1.一、2.2. 修复冠通过3D扫描仪获取下第一磨牙牙冠的3D模型，如图2所示。模型由牙冠、粘固剂层和模具（牙本质）组成。将模型的立体光刻（STL）文件导入商业实体建模软件（SolidWorks 2018，DS SolidWorks Corp，USA）。将模型导入有限元软件ANSYS 18。1（ANSYS，Inc.， USA）。使用由具有类似于搪瓷的机械性能的材料制成的6 mm半球形压头。图2示出了修复性第一磨牙组件的3D模型。模拟了50μ m厚的粘性树脂水泥层咬合力的大小和方向是决定整体式后牙全冠修复长期成功的重要因素。研究了两种类型的载荷，第一种类型：作用在齿轴上的压缩力，第二种类型：斜向载荷。负载使角度为75度。 图 3显示第一磨牙的模型在倾斜载荷下。如图3所示，将模型固定在底面。假设1个临床年寿命对应于100万次循环。有限元模型由301，070个四节点四面体单元组成。利用ANSYS的摩擦接触特性模拟了压头与咬合面之间的物理相互作用。模拟了几个摩擦力值。此外，还假设冠与牙本质之间通过粘接树脂水门汀的粘接达到了良好的粘接效果。通过ANSYS提供的粘结接触模拟牙冠和粘固剂层之间的接触。类似地，通过ANSYS功能提供的粘结接触来模拟粘固剂层和牙本质表面之间的物理相互作用。如图4所示，由于咬合面的高度复杂特征，在咬合区域产生了更精细的网格密度。模拟了咬合面与压头的摩擦接触。此外，牙冠被假定为与牙本质完美结合。确定了轮齿各部位的应力分布。静态有限元分析结果与疲劳应力-寿命（S-N）行为进行后处理，以确定防止疲劳失效的安全系数并预测修复材料的寿命。最后得出9种CAD/CAM材料制作的整体式后牙全冠的临床寿命。2.3. 牙冠制备和测试在这项研究中，静态测试实验进行验证的有限元模型。使用半球形压头模拟咬合载荷进行静态测试实验。制造了9个样品。建立了模拟实际实验装置的三维有限元模型。样品制备方法总结如下：制备9个硅树脂印模（3 M ESPE，美国），以复制第一下颌磨牙（Nissin DentalModel，日本）制备的塑料牙齿，所有印模均倒入IV型石膏模具（Dentona石膏材料，德国）中。然后扫描来自九个记录印模之一的每个母模（Dentsply Sirona in EosXF，United States），并使用CAD/CAM系统（Sirona CAD/CAM McX 5铣床软件inlab sw16.1）设计锆全轮廓牙冠。对于氧化锆，所得到的咬合冠厚度为1.4 mm。近端壁厚为0.8 mm，水泥厚度为50μ m。为设计的牙冠生成STL文件并发送到铣削单元。在本体外研究中，使用的氧化锆材料为YZ-HT氧化锆。 所有样本均按照K. Bataineh和M. 贾奈代医学信息学解锁26（2021）1007306=见图6。a）用于调节接触区域的牙冠安装，b）将样品放置在测试机中，c）断裂牙冠的上视图制造商在加工过程结束后。将牙冠固定并用双固化树脂粘固剂Panavia F粘固在石膏模具上（Kuraray America Inc，USA）。然后对所有牙冠施加静态压缩载荷，直至断裂。压头放置在咬合面上并进行调整，使其与牙冠有三个接触点然后用钢对冠进行轴向压缩载荷球形压头位于中央窝，直至断裂。选择3.8mm的球形压头半径。在计算机控制的机电万能试验机（型号WDW-20）中以0.5mm/min的十字头速度施加载荷。3. 结果对于所研究的材料，S-N曲线直接和间接地从以前的疲劳研究中获得。所研究的材料的挠曲强度按以下顺序为PIC（Enamic，VITAZahn-fabrik，Bad Säckingen，Germany）（135.6 MPa）LD（IPS e.max®CAD，Ivoclar Vivadent，Schaan，列支敦士登）（356 MPa）YZ HT（维塔·扎恩法布里克）（650 MPa ）3Y-TZP （ZENO Zr （ZW ）Wieland，Dental，Pforzheim，D，（收到时）（742 MPa）3Y-TZP（ZENO Zr （ZW ）Wie-land ，Dental ， Pforzheim， D，（喷砂）（787 MPa）Y-TZP（氧化锆Cercon® DeguDent，Hanau-Wolfgang，德国）（900 MPa）3Y-TZP（IPS e. max ZirCAD，Ivoclar-Vivadent，列支敦士登）（在1650 ℃下烧结）（980 MPa）3Y-TZP（IPS e. maxZirCAD Ivoclar-Vivadent）（在1530 ℃下烧结）（1039 MPa）3Y-TZP（IPS e.max ZirCAD，Ivoclar-Vivadent，列支敦士登）（在1450 ℃下烧结）（1200 MPa）。<<<<<<<<为研究了所有材料，观察到疲劳极限范围在单调弯曲强度的37%和55%对9个牙冠施加载荷直至断裂。有限元分析中的压头被完美地调整为与冠部有三个接触点，类似于实验装置。断裂载荷范围为2350 -2450 N。实验静态失效和有限元分析预测的静态失效之间的比较如图5所示，结果非常一致。此外，图5a中呈现的照片示出存在三个接触点。据观察，断裂是通过从牙本质到牙冠基底分裂成两个部分，有时是更多部分而发生的（图1）。 6 c）。对于三尖点加载配置上的特定球形压头图6显示了静态破坏区域的照片，该区域位于咬合面的中央窝。有限元分析成功地预测了失效区域，即位于咬合面中央窝的最大拉应力区域值得一提的是，根据脆性材料的破坏理论，最大拉应力是破坏的原因 图 7表明有限元分析结果与实验结果吻合良好。几种CAD/CAM在不同应力值下的应力分布轴向载荷见图7。在轴向载荷为100 N时，最大主应力为35.8 MPa，而LD冠在轴向载荷为600 N时，最大主应力为245 MPa。Y-TZP材料的应力分布是相同的（见图7 c和d，因为弹性模量和泊松比是相同的）。在800 N的斜向载荷下，Y-TZP材料的最大主应力为451 MPa。ANSYS软件具有估算疲劳寿命的能力。图8显示了在两种载荷条件下（轴向和倾斜），本研究中测试的牙冠的预期寿命。结果表明，不同冠修复材料的疲劳寿命之间存在显著差异，拒绝了零假设。FEA预测，除PIC制成的牙冠外，所有研究材料在100 N轴向载荷下的疲劳寿命均超过10年。此外，在180 N的轴向载荷下，由多晶氧化锆制成的冠存活时间超过10年。在450 N轴向载荷下，除Y-TZP（ZC）全冠寿命不足1个月外，其余全冠寿命均在10年以上。对于LD制作的冠，轴向载荷应小于210 N，寿命为10年。PIC材料制作的牙冠抗疲劳性能较差，仅能承受150 N的疲劳载荷，寿命可达10年。类似的行为在123 N的斜向载荷作用使牙冠倾斜在150 N的疲劳载荷下，YZ-HT氧化锆全冠和LD全冠的寿命可达10年以上，而PIC全冠的寿命预计不到1周。研究材料的升序列于表3中。它K. Bataineh和M. 贾奈代医学信息学解锁26（2021）1007307见图7。 轴向载荷下的最大拉伸应力，a）LD（载荷=600 N），b）PIC（载荷=100 N，c）3 Y-TZP（在1450 ℃烧结，载荷=800 N，d）3 Y-TZP，喷砂后， 载荷=800 N。显示了初始强度（抗弯强度），100万时的强度周期，以及长期（7年）后的强度。所研究材料的低周（循环次数10，000）疲劳强度顺序为3Y-TZP（1450 ℃烧结）>3 Y-TZP（1530℃烧结）>3 Y-TZP（1650℃烧结）>Y-TZP（ZC）>3 Y-TZP(ZENO Zr）（喷砂）>3 Y-TZP（ZENO Zr）（原样）>ZC>（YZ-TZP）HT）无菌检查。数值计算了两种加载条件下双固化水泥石的抗剪粘结强度图9显示了在不同载荷条件下，使用有限元分析的三种修复材料在粘结界面处的最大剪切应力分布。在150 N斜向载荷作用下，LD、PIC和YZ-HT氧化锆陶瓷的最大剪切应力分别为6 MPa、11.64 MPa和3.56 MPa这些值远低于水泥的剪切粘结强度。在210 N的轴向载荷下，剪切应力分别为3.8 MPa，7.6 MPa，2.2 LD、PIC和YZ-HT氧化锆分别为MPa，远低于所用骨水泥材料的极限剪切粘结强度。与轴向载荷相比，斜向载荷下的剪切应力更高4. 讨论恢复失败以前调查的静态测试分析。这些研究结果不适合于预测化合物的寿命近年来，人们普遍认识到疲劳破坏是修复失效的主要原因，应采用疲劳分析代替静力分析。因此，疲劳分析研究的例子在参考文献中找到。[17不幸的是，现有数量有限的研究中，大多数只关注获得牙科材料在实验室环境中的疲劳行为，而不是获得放置在口腔环境中的实际牙釉质的长期存活从疲劳实验室研究中获得的结果不能为临床应用和实际修复体的寿命预测提供实际的直接有用的更糟糕的是，实验室测试的结果不幸的是，在实际修复临床条件下，比较结果（使用原始数据）可能无效也就是说，在疲劳实验室测试中，材料A的寿命预计会比材料B长，但在临床情况下，寿命的差异可能并不显著，甚至在其他情况下，材料A制成的修复体的寿命可能会比材料B短。采用应力-寿命曲线（Wohler）表征疲劳性能抗循环荷载[27]。它给出了应力幅（σa）与失效循环次数（N）之间的关系，适用于无缺口试样。S-N曲线显示了疲劳极限，并且可以预测作为疲劳载荷的函数的循环次数。值得一提的是，在之前的研究中使用了几种方法和手段来获得表1所列材料的寿命与疲劳强度数据。主要差异是样本尺寸、横截面、表面粗糙度、定义为σmax/σmin的应力比、试验机类型、载荷类型; 3点弯曲、4点弯曲。据观察，对于某些材料，在文献中报告了相同机械性能的宽范围值。造成这些偏差的因素很多，其中包括试样厚度、接触点[28]。最重要的因素是失效准则的概率。使用63%-5%的失效概率值获得疲劳数据。讨论这些测试的准确性超出了本报告的范围。K. Bataineh和M. 贾奈代医学信息学解锁26（2021）1007308图8.第八条。在两种载荷条件下测试牙冠的疲劳寿命，a）轴向载荷（高循环），b）寿 命 开 始 时的缩放，c）倾斜载荷。study.只要可用，就使用对应于最低失效ZC和PIC的曲线拟合似乎是相当好（R2=0.88），而LD的该因子为0.69 [29]。如前所述，标准实验室样本的疲劳数据（S-N）需要进一步处理。首先，通过参考文献[36]中提供的公认理论评估并应用修正系数（解释实际牙冠和样本实验室测试之间的差异），以降低疲劳强度（SN）。利用最大主应力将牙冠折损中的多轴应力值转换为单轴应力。通过在这些区域附近生成超高网格密度，可以准确评估牙冠修复体（特别是凹雕表面）中发现的（不规则、缺口、瑕疵、缺陷和表面圆度）引起的应力集中（见图4）。这称为几何应力集中系数（kt）。为了准确地确定疲劳行为，应确定疲劳应力集中（kf）。由于对缺口的敏感性降低，疲劳应力集中系数kf从Kt降低。敏感性因子在文献中找不到，因此未在本研究中应用。忽略敏感性因素被认为是一种保守的方法。CAD/CAM加工引入了制造后难以抛光的缺陷和粗糙表面。这种粗糙度是导致观察到的CAD/CAM材料机械强度降低的原因[30]。如前所述，脆性材料的破坏是由于最大主应力[35，36]。使用有限元分析法评估不同冠材料的压缩和拉伸应力值（最大和最小主应力）。通过比较加载过程中达到的最大拉伸应力与其疲劳强度（由修改后的应力-寿命（S-N）曲线表示）来估计牙冠材料（脆性材料）的疲劳寿命。进行网格独立测试以确保FEA结果不依赖于单元尺寸。为了评估修复体的寿命，提供有价值的文献资料，指导制造商，帮助临床医生，在评估修复体疲劳行为时需要考虑许多因素。关键因素是材料疲劳数据、牙冠修复体的设计（厚度、形状、不规则性、制造工艺、凹版的表面光洁度和咬合负荷）。有限元分析预测，不同的修复材料具有不同的抗疲劳性，因此拒绝零假设。本研究的结果与之前的研究一致，即与LD和PIC材料相比，多晶氧化锆材料具有更高的疲劳性能[38]。根据上一节中的结果，循环载荷降低修复体强度的速率取决于微观结构、成分和热处理工艺。例如，石化公司的强度没有大幅度下降。由于其微观结构中存在聚合物，它几乎保持平坦[39]。LD遭受了巨大的力量K. Bataineh和M. 贾奈代医学信息学解锁26（2021）1007309表3对比材料强度的升序研究在文献中发现的机械性能。对这种多样性的解释是由于实验测试依赖于许多按弯曲强度升序排列材料（初始强度）PIC（Enamic®，VITAZahnfabrik，BadSckingen，Germany）（135.6MPa）LD（IPS e.max® CAD，Ivoclar Vivadent，Schaan，列支敦士登）（356 MPa）YZ HT（VitaZahnfabrik）（650MPa）3Y-TZP（ZENO Zr（ZW））维兰德，牙科，普福尔茨海姆，D，（收到时）(742MPa）的压力3Y-TZP（ZENO Zr（ZW））Wieland，牙科，Pforzheim，D，（喷砂）（787MPa）Y-TZP（氧化锆Cercon®DeguDent，Hanau-Wolfgang，德国）(900MPa）的压力3YTZP（IPS e.maxZirCAD，Ivoclar-Vivadent，Liechtenstein）（在1650℃下烧结）（980 MPa）3Y-TZP（IPS e.maxZirCAD Ivoclar-Vivadent）（在1530℃下烧结）(1039MPa）的压力3YTZP（IPS e.maxZirCAD，Ivoclar-Vivadent，Liechtenstein）（在1450℃下烧结）（1200 MPa）疲劳极限（一年）（MPa）的升序PIC（Enamic®，VITAZahnfabrik，BadSüackingen，Germany）（30.7MPa）LD（IPS e.max® CAD，Ivoclar Vivadent，Schaan，列支敦士登）（78.9 MPA）Y-TZP（氧化锆Cercon®DeguDent，Hanau-Wolfgang，Germany）（229.5 MPa）YZ HT（Vita Zahnfabrik）(340MPa）的压力3YTZP（IPS e.maxZirCAD，Ivoclar-Vivadent，Liechtenstein）（在1450℃下烧结）（460 MPa）3Y-TZP（ZENO Zr（ZW））Wieland，牙科，Pforzheim，D，（接收时）（470 MPa）3Y-TZP（ZENO Zr（ZW））Wieland，牙科，Pforzheim，D，（喷砂）（540 MPa）3YTZP（IPS e.maxZirCAD，Ivoclar-Vivadent，Liechtenstein）（在1650℃下烧结）（540 MPa）3Y-TZP（IPS e.maxZirCADIvoclar-Vivadent）（在1530℃下烧结）（680MPa）的压力长期生存（7年以上）的升序PIC（Enamic®，VITAZahnfabrik，BadS？ckingen，Germany）LD（IPS e.max® CAD，Ivoclar Vivadent，Schaan，列支敦士登）Y-TZP（氧化锆Cercon®DeguDent，Hanau-Wolfgang，德国）YZ HT（Vita Zahnfabrik）3Y-TZP（ZENO Zr（ZW））维兰德，牙科，普福尔茨海姆，D，（收到时）3YTZP（IPS e.maxZirCAD，Ivoclar-Vivadent，列支敦士登）（在1450℃下烧结）3YTZP（IPS e.maxZirCAD，Ivoclar-Vivadent，列支敦士登）（在1650℃下烧结）3Y-TZP（ZENO Zr（ZW））Wieland，牙科，Pforzheim，D，（喷砂）3Y-TZP（IPS e.maxZirCAD Ivoclar-Vivadent）（在1530℃下烧结）变量影响结果的关键因素是样本大小、样本横截面、样本表面光洁度、加载类型（接触点数量）和试验机[40]。FEA能够预测失效区域的位置。FEA能够预测全瓷冠材料的寿命，并发现与以前的实验和临床观察结果相匹配。本研究虽然在很大程度上成功地模拟了临床情况，特别是口腔咀嚼系统的受力方向，但也存在一定的局限性。本研究的局限性可总结如下：未考虑低温降解、对存在缺口和不规则性的敏感性以及pH变化的影响5. 结论从高度受控条件下获得的实验室疲劳数据不能直接用于预测牙冠修复的长期存活采用有限元法对8种修复材料在两种动载荷作用YZ-HT氧化锆修复材料的静态强度的有限元分析实验结果表明，所有试样均在同一位置断裂，该位置略微偏离尖点之间的对称裂隙面。此外，有限元分析结果表明，0.05毫米的双固化水泥厚度可以承受两种类型的负载条件下施加在咬合面。整体冠的临床寿命取决于材料的微观结构，从而拒绝无效假设。在210 N轴向载荷和150 N斜向载荷下，所有多晶氧化锆和LD陶瓷修复材料的疲劳寿命均超过10年在100N的轴向载荷下，PIC制作的冠的寿命约为2个月。与其他陶瓷材料相比，YZ-HT氧化锆的疲劳强度表现出优越的性能此外，LD的疲劳寿命高于PIC。预测的寿命和失效模式与实验数据和临床观察结果吻合较好有限元分析结果表明，最大主应力位于咬合面的中央窝。根据弯曲强度选择修复材料牙齿可能会导致意想不到的结果。所有研究人员的力量材料随循环加载而降低，取决于组成、处理和后处理，具有不同的降低速率。应进行更多的研究，以调查低温降解的影响。对发表的实验室疲劳数据质量的评估应 进行全面研究。 未来的研究应该在循环荷载作用下，混凝土的强度在开始时降低，一天后强度开始趋于平稳。对于多晶氧化锆材料，在经受疲劳载荷时确实会发生软化，但降低速率（斜率）根据热处理、后处理和制造商而显著变化。例如，3 Y-TZP在喷砂后，其初始强度有所提高，但最重要的是，长期疲劳强度的提高更高。此外，在1450 ℃烧结的3 Y-TZP具有较好的初始强度，与在1650℃下烧结的材料相比，喷砂处理使Y-TZP陶瓷材料的疲劳性能提高了至少20%。与1650 ℃烧结的3 Y-TZP陶瓷相比，1450℃烧结的3 Y-TZP陶瓷具有更高的初始疲劳强度。但与在1650 ℃下烧结的那些相比，在1450 ℃下烧结的1450 ℃的微结构结果的强度损失快得多。有趣的是，在1650℃烧结的Y-TZ比在1450 ℃烧结的Y-TZ更能承受循环载荷，更高的强度。据观察，对于特定重点研究CAD/CAM陶瓷材料的低温降解“或”老化“对其长期结构稳定性的影响临床意义牙冠材料的决定应基于准确的临床寿命估计。伦理声明作者声明，这项工作是在没有对人类或动物进行实验的情况下进行的。竞合利益作者声明，他们没有已知的可能影响本文所报告工作K. Bataineh和M. 贾奈代医学信息学解锁26（2021）10073010图9.第九条。牙本质-粘合剂界面处的最大剪切应力分布，左）倾斜载荷= 150 N，右）轴向载荷= 210 N，a）LD，b）PIC，c）YZ-HT氧化锆。确认作者要感谢应用牙科科学系教授Isra Albakri博士在监督样品制备方面所做的工作，帮助编写样品制备方法，以及她在各种技术问题上的建议引用[1] 孙德赫A，莫林M，S jogrenG. 氧化钇部分稳定氧化锆全瓷桥在贴面和机械疲劳试验后的抗断裂性。牙科材料2005;21（5）：476-82。[2] YilmazH，Aydin C，Gul BE. 牙科陶瓷核的弯曲强度和断裂韧性。口腔修复杂志2007;98（2）：120-8.[3] ZaeloM，et al. CAD/CAM技术制作磨牙全瓷冠的抗折强度和抗疲劳性能《修复牙学杂志》2008;17（5）：370-7。[4] Blatz MB.全瓷后牙矫正的长期临床成功。Quintessence Int 2002;33（6）.[5] Chen C等，不同厚度的CAD/CAM树脂纳米陶瓷（RNC）和CAD陶瓷的抗断裂性。牙科材料2014;30（9）：954-62。[6] 应用有限元模型和应力-强度干涉理论评估全瓷冠的可靠性。计算机生物医学2013;43（9）：1214-20。[7] Sailer I等，一项对全陶瓷和金属陶瓷重建的生存率和并发症发生率进行至少3年观察期的系统综述。第二部分：固定义齿。 临床口腔种植体研究2007;18：86-96。[8] Guess PC等人，单片CAD/CAM二硅酸锂与贴面Y-TZP牙冠：疲劳后失效模式和可靠性的比较。 Int J Prosthod2010;23（5）.[9] RekowE，et al. 牙科陶瓷的性能：改进的挑战 JDent Res 2011;90（8）：937-52。K. 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