Journal Dental School 2012; 30(2):86-94 Original Article  

Effect of Zirconia Substructure Design on the In-Vitro Fracture Load of Molar Zirconia Core Crowns

Kaveh Seyyedan1, Amir Fayyaz2, Amin Faraghat3, Sareh Habibzadeh4*, Hassan Sazgara5

1Associate Professor, Dept. of Prosthodontics, Dental School, Shahid Beheshti University of Medical Sciences, Tehran- Iran. 2Assistant Professor, Dept. of Prosthodontics, Dental School, Shahid Beheshti University of Medical Sciences, Tehran- Iran. 3Prosthodontist. *4Corresponding Author: Assistant Professor, Dept. of Prosthodontics, International Campus Secular Dentistry, Tehran University of Medical Sciences, Tehran- Iran. E-mail: sareh.habibzadeh@gmail.com

Abstract

Objective: In the available all-ceramic systems the zirconia core is commonly fabricated as one layer with an even thickness, but the veneering porcelain has different thicknesses in different parts of the restoration and therefore, undergoes chipping and fracture more rapidly under masticatory forces. This study aimed at comparing the fracture load of all-ceramic crowns with 2 different zirconia core designs in Cercon system and in-vitro conditions. Methods: In the present experimental study, 10 metal dies of mandibular first molar were fabricated with NNB base metal alloy using lost wax technique. Ten standard zirconia cores were then fabricated with an even thickness of 0.5 mm using Cercon CAD/CAM System. Also, 10 more were fabricated in the customized form with a 1 mm labial collar and 2 mm lingual shoulder. Porcelain was applied on all samples by an expert technician using an index. The prepared crowns were placed on their respective dies and cemented with Panavia F resin cement and under the constant pressure of 25 N. Vertical compressive force was applied to the samples by means of a stainless steel ball at a crosshead speed of 0.5 mm/min using Universal Testing Machine until failure. Data were analyzed using student t test. Results: Our study results demonstrated the fracture load of 1852.11±587.9 N for zirconia core crowns with standard core design and 3332.63±916.38 N for custom design crowns. Statistical analyses demonstrated that the fracture load was significantly higher for customized core designs than the standard design cores(P<0.0001). Conclusion: Considering the obtained results we can conclude that crowns with customized core design have a greater fracture resistance than those with standard design. Key words: Fracture, Zirconia core, All-ceramic crowns. Please cite this article as follows: Seyyedan K, Fayyaz A, Faraghat A, Habibzadeh S, Sazgara H: Effect of Zirconia Substructure Design on the In-Vitro Fracture Load of Molar Zirconia Core Crowns. J Dent Sch 2012;30(2):86-94.

Received: 01.07.2011 Final Revision: 06.05.2012 Accepted: 27.05.2012

Introduction: During the past 40 years, metal ceramic restorations have always been a reliable treatment modality. This treatment is still considered among the ideal dental therapies. However, advancements in science and technology, increased demand for improving the esthetics and doubtful compatibility of metals and alloys used in metal ceramic restorations

have all resulted in growing popularity of all ceramic restorations in contemporary dentistry (1). The brittle nature of dental porcelains necessitates the need for an appropriate substructure (core) to support the veneering porcelain in all ceramic restorations. In the early nineties, partially stabilized Yttrium Oxide Tetragonal Zirconia Polycrystal (Y-TZP) was introduced as a sub-structure for all ceramic

Seyyedan K, et al 87  

restorations. Due to the transformation toughening mechanisms, zirconia has better mechanical properties compared to other core materials in full ceramic systems. Therefore, we are now witnessing an increasing trend in application of this material (2). In the majority of zirconia all ceramic systems, this substructure is fabricated via a special CAM process. Then the fabricated core is veneered with the conventional porcelains through layering or pressing technique. Zirconia core provides a good support for the veneering porcelain (3). However, factors like the thickness of veneering porcelain, limitations in the bond of veneering porcelain and zirconia core and weak nature of this bond can result in porcelain delamination, exposure of zirconia substructure or chipping of veneering porcelain and subsequent fracture and failure of zirconia fixed prosthesis (4). In the available full ceramic systems, zirconia core is commonly formed as one layer with an even thickness. Therefore, the veneering porcelain has different thicknesses in different parts of the restoration and undergoes chipping and fracture more rapidly under masticatory forces (5). Limited number of studies have evaluated the effect of core design on the fracture resistance of porcelain. Therefore, this study assessed the effect of core design on fracture resistance of veneering porcelain and compared the fracture load of all ceramic crowns in 2 different zirconia core designs in Cercon system and in-vitro conditions.

Methods: In the present experimental study, number of understudy samples was calculated to be 20 through review of previous studies (5-8), consultation with our statistician and evaluation of trial and error method; out of which, 10 received standard core design and the remaining 10a customized core design. A sound extracted

human mandibular first molar was placed and embedded in a mold containing Pattern resin (GC, Japan) in a way than acrylic resin surface was 3 mm below the CEJ. Then, an index was obtained from the tooth with silicone impression material (Zhermack, Elite® HD+ putty soft, Italy) for later use in the veneering phase. Preparation for a full ceramic crown was done using a hand piece and water and air spray up to 1 mm above the CEJ and in an anatomical form with the following characteristics: 1.8-2 mm occlusal reduction, 1.5 mm axial reduction with 8° taper, 1.5 mm radial shoulder at the preparation margin and rounded edges. Tooth surface was then covered with Easy-Vac Gasket polyethylene sheets (3A MEDES, Korea) with 2 mm thickness using a vacuum former (SCHEU minister, Germany), and by VLC light cure acrylic resin (Megatray, MegaDenta, Germany), 10 special trays were fabricated for the prepared tooth. Ten impressions were made from the tooth with Impregum impression material (3M ESPE, USA). The impressions were poured with hard wax. In the next phase, the castings were formed by the lost wax technique and NNB base metal alloy (Sankin-Dentsply, Germany). Ten master metallic dies were fabricated as such (Figure 1).

Figure 1- Metallic die with 8° taper

In order to make impression for fabrication of sample models, 20 special trays (2 special trays on each metallic die) were made using light cure acrylic resin. Twenty final impressions were

Journal Dental School 2012 88  

made from metallic dies (2 impressions from each metallic die) using Impregum impression material (3M ESPE, USA). Impressions were poured with type IVdental stone (Type IV, Fuji Rock, GC Japan). Twenty stone dies were prepared as such for the fabrication of zirconia cores. Samples were divided into 2 groups of 10 each. In the first group, after scanning the surface of stone dies, 10 standard zirconia cores were fabricated. The thickness of the copings was set at 0.5 mm. A 25 micron space was provided for the cement using a die spacer. Die coverage was 85% (Figure 2).

Figure 2- Standard zirconia core

For the customized group, the computer software did a virtual full contour wax-up for each sample and did the cut back to form a 2 mm buttressing shoulder at the lingual surface and a 1 mm reinforcing collar at the labial surface (Figure 3).

Figure 3- Customized zirconia core

The contact line of buttressing shoulder and reinforcing collar was placed 1 mm lingual to

the proximal surface half line. Other adjustments were made similar to the standard group. After completion, obtained samples were placed in Cercon heat high-temperature sintering furnace and subjected to sintering process for 6 hours to reach their ideal size and final hardness. After fabrication of zirconia cores, each sample was placed on its respective stone die and the primary seating of all cores was evaluated. Final placement of cores on their master metallic dies was done afterwards. Thus, for each metallic die 2 zirconia cores, one with standard design and the other in the customized form were available. After completion of this phase, surface treatment of zirconia cores was done from 10 mm distance with 50 micron diameter particles at 3 bar pressure with Air Abrasion device (Easy-Blast, BEGO, Germany). According to the silicone index obtained before tooth preparation veneering porcelain was applied to the models by an expert technician using Cercon ® Ceram S porcelain (Degudent, GmbH, Germany) and fired at 830°Ctemperature in a 2- step opaque firing (in 2 layers) and a single step dentin firing and glazed afterwards. In the next phase, Panavia F2.0 cement (Kurary Medical Inc, Osaka, Japan) was applied to the inner surface of cores and they were seated on their respective dies. Using a device specifically designed for this purpose, 25 N force was applied to the crown-die complex for 5 minutes. Excess cement was removed with the tip of an explorer and each surface was light cured for 40 seconds with a light curing device (CE/ISO LK-G13, Ivoclar Vivadent) to achieve final setting. To perform load testing, a polyethylene sheet with 2 mm thickness was placed on each crown to efficiently distribute the force on the surface of each sample. Then, compressive vertical static load was applied to the sample surface by means of a stainless steel ball (4 mm diameter)at a crosshead speed of 0.5 mm/min using Universal Testing Machine and continued until failure. The amount of force at which fracture occurred was

Seyyedan K, et al 89  

recorded by the machine for each sample (Figure4).

Figure 4- Application of force to the sample using UTM

Normal distribution of data for standard and customized groups was analyzed and confirmed

using Kolmogorov-Smirnov test (P=0.69). Data were statistically analyzed using SPSS version 16 software. Fracture toughness in 2 groups was compared using student t test. The hypothesis of equality of variances in the 2 groups was tested and approved with Levene’s test (P=0.12). P-values≤ 0.05 were considered statistically significant.

Results:

The mean fracture load was 1852.11±587.9 N in the standard samples and 3332.63±916.4 N in the customized samples. Student t test demonstrated the fracture load to be significantly higher in the customized group compared to the ones with standard design (P<0.0001). Data in this respect are presented in Table and Figure 1.

Table 1- Central dispersion indexes for fracture resistance (N)of samples with standard and customized designs

Standard Error

Standard Deviation

Mean NumberGroup

185.9 587.9 1852.11 10 Standard

289.9 916.4 3332.63 10 Customized

Figure 1- Mean fracture resistance (N) of the samples in 2 groups with 95% confidence interval

Macroscopic evaluation of the mode of fracture in the customized group revealed that in one sample (die number 1) fracture was in the form of a crack on the occlusal surface of crown and

separation of porcelain from the core surface was not observed. In 2 cases, fracture of zirconia core along with its veneering porcelain was noticed (Figure 5). In the remaining 7 cases,

1010N =

GROUPS

customizedstandard

95

% C

I F

RA

CT

UR

E

5000

4000

3000

2000

1000

Journal Dental School 2012 90  

bulk separation of porcelain from the core occurred (Figure 6).

Figure 5- Fracture of zirconia core along with porcelain

Figure 6- Bulk fracture of porcelain

Figure 7- Marginal chipping of the zirconia core

On the other hand, marginal chipping of the zirconia core was observed in 9 cases (except for die number 1)(Figure 7). In the standard design group, bulk separation of porcelain from the zirconia core occurred in all samples. In both

customized and standard groups, pattern of porcelain fracture was in the lingual surface and towards the mesial.

Discussion: Considering the obtained results, our suggested hypothesis regarding the increased fracture load of all ceramic crowns with custom core design compared to those with standard design is confirmed. When comparing our study findings with those of others in terms of type of model, the amount of measured force, technique of force application, pattern of porcelain fracture, technique of impression making, type of impression material used, nature of bond between porcelain and substructure material and type of cement used, the following points are worthy of further evaluation:

The amount of measured force: Coelho et al, in 2009 reported a mean fracture load of 1227±221 N for all ceramic crowns with zirconia cores that had been cemented on acrylic resin dies with Rely X resin cement (6). Sundh and Sjögren in 2004 used metallic dies and zinc phosphate cement and proposed the mean fracture load of 4114±321 N for crowns with zirconia cores (7). Tsalouchou and colleagues in 2008 reported the mean fracture load of 2135.6±330.1 N when using metallic dies and zinc phosphate cement (8). Pallis and coworkers in 2004 reported a fracture load in the range of 918-1183 N for zirconia crowns cemented with Rely X cement on acrylic resin dies (9). Based on the results of the present study, the mean fracture load was 1852.11±587.9 N for the standard and 3332.63±916.4 N for the customized group. Burke in 1992 reported the maximum masticatory force of about 800 N for natural teeth and considered the forces within this range to be compatible with clinical conditions (10).

Seyyedan K, et al 91  

According to Scherrer and de Rijk in 1993, dies with high Modulus of Elasticity result in increased fracture load of their veneering porcelain (11). The present study is no exception to this rule. Therefore, our study results are not comparable with the amount of masticatory forces or maximum bite force in a clinical context.

Porcelain fracture pattern: Porcelain fracture and delamination from the zirconia core in our study occurred in the lingual surface towards the mesial which was in accord with the finding of Posentritt et al, study in 2009 and can be due to the lingual inclination of the crown complex which can be a factor for further lingual transfer of forces (5). Regarding the marginal chipping of zirconia core at the buttressing shoulder, it seems that shear stresses developed at sharp edges and lack of adequate support of zirconia by the core material itself in that area can be the possible reasons for this problem. Fracture of the core and veneer occurred in 2 of our understudy samples. Sundh and Sjögren in 2004 stated that the risk of this mode of failure increases if metallic die or other materials with high modulus of elasticity are used as the master die. However, they also mentioned fracture of normal teeth when used as the master die (7).

Test environment: In all ceramic systems, fatigue is defined as subcritical crack propagation within the veneering material under stress and aqueous environment. Despite the high strength reported for zirconia-base ceramics, they are very sensitive to fatigue failure which in long term can significantly decrease their toughness. At present, fatigue failure due to cyclic loading or thermal loading is considered as a possible factor responsible for the failure of dental restorations (12). Further investigations are required to evaluate the amount of fracture load in zirconia-base crowns with this design in

aqueous environment and cyclic loading conditions.

Type of cement used: In the present study, Panavia F cement was used and 25 micron space was provided for cementation. Various conventional and adhesive cements have been used in different studies for the adhesion of crown to the respective die. Attia et al, in 2006 demonstrated that adhesive cements significantly increased the strength of the crown complex and its fracture load compared with conventional cements (13). In terms of cement space, Rosentritt et al, in 2009 explained that changing the cement space (from 10 to 40 micron) did not have a significant effect on the fracture load of all ceramic crowns with zirconia cores (5).

Nature of the porcelain-substructure bond and related factors: Based on the available statistics, despite great advancements in the field of dental ceramics (use of cores made of alumina and zirconia), failure rate of posterior full ceramic restorations reaches to 3-4% per year. It indicates that a very complex scenario other than catastrophic failure due to overload, plays an important role in initiation of damage to the ceramic system (6). A significant difference exists between zirconia and metals when it comes to bonding with porcelain. In metals, due to the presence of a good quality chemical bond (which is due to the adequate thickness of the oxide layer and adequate ion exchange at the interface) along with micromechanical interlocking, a good bonding forms between the metal and the veneering porcelain. However, there are no distinct findings about the bond between the veneering porcelain and the zirconia core and the wet ability rate of the zirconia core by the porcelain and the micromechanical bond between them are the only known mechanisms in this respect which make this bond weaker than the metal-ceramic bond (14). Therefore,

Journal Dental School 2012 92  

before applying the porcelain, core surface should be sandblasted according to the manufacturer’s instructions. Surface treatment: Regarding the effect of surface treatment on the physical properties of Y-TZP, Kosmac et al, in 1999 proposed sandblasting as an effective technique for improving the strength of Y-TZP in comparison with grinding in a clinical setting (15). Grinding may significantly decrease the strength and reliability of the zirconia components. On the other hand, Guess demonstrated that sandblasting with 100µm particles did not have a significant effect on the shear bond strength between zirconia and veneering porcelain in Cercon system in comparison with the systems that do not require sandblasting (16).

In the present study, core surface treatment was done from 10 mm distance with 50 micron particles at 3 bar pressure. In order to obtain better results, evaluation of the effect of sandblasting particles of different sizes (diameters) on the bond strength between the zirconia core and veneering porcelain in a specific system may be helpful.

Coefficient of Thermal Expansion (CTE): Another point that should be addressed is the different CTEs of zirconia core and veneering porcelain which has been discussed in many studies and can affect the bond strength between these two. Table 2 summarizes the physical characteristics of the core material and veneering porcelain used in this study.

Table 2- Physical characteristics of the core material and veneering porcelain

CTE

20–500 ◦C(ppm/◦C)

Young’s modulus (GPa)

Manufacturing compayn

Name of material

10.5 205 Degudent, GmbH,

Hanau-Wolfgang, Germany

Cercon Core

9.7 69 Degudent, GmbH,

Hanau-Wolfgang, Germany

Cercon Ceram S

CTEs of the substructure and veneering porcelain should be compatible. If the CTE of the substructure material is greater than that of the porcelain tangential compressive stress develops causing cracks propagating parallel to the substructure surface. If the CTE of porcelain is greater than the substructure tangential tensile stress will develop causing cracks growing from the surface of substructure towards the free surface of the veneer. The latter results in porcelain flaking. Ideally, by selecting an

appropriate substructure and porcelain material, cracks can be prevented (16). According to the manufacturer, the difference in CTEs of the zirconia core and veneering porcelain used in this study was 0.8X10¯6 K¯¹. Although this difference in CTEs and its related stresses cannot disturb the bond in metal-ceramic restorations (due to the presence of strong chemical-micromechanical bond between the framework and porcelain), it may compromise the bond strength in all ceramic

Seyyedan K, et al 93  

crowns (where the nature of the bond between zirconia core and veneering porcelain is questionable). Thermal Conductivity (TC):

The last but not least subject to consider is the thermal conductivity. Alloys have high TC (300 Wm¯¹ K¯¹) but zirconia cores act as a thermal insulator. According to the information provided by different manufacturers, TC of zirconia cores is about 2-2.2 Wm¯¹ K¯¹. TC of the veneering ceramics is also within the same range (2.39 Wm¯¹ K¯¹). Low total sum of the TCs of core and veneering porcelain results in a delay in losing the heat at the interface compared to metals and subsequent changes in the rate of porcelain and zirconia core’s linear contraction and development of thermal stresses at this area which per se may result in porcelain

delamination in time. On the other hand, different core/veneer thickness ratios at different parts of the restoration can result in development of additional stress during thermal cycles of the porcelain firing process (18).

Conclusion: This aim of this study was to evaluate the effect of zirconia core design on the in vitro fracture load of molar full ceramic crown. Considering the limitations of the present study, we can conclude that customized core design in comparison with the standard design significantly increased the fracture resistance of full ceramic crowns and failure of the restorations fabricated as such occurs in higher load levels.

References:

1. Liu PR, Essig ME. Panorama of dental CAD/CAM restorative systems. Compend Contin Educ Dent. 2008; 29:482-488.

2. Conrad HJ, Seong WJ, Pesun IJ: Current ceramic materials and systems with clinical recommendations: A systematic review, J Prosthet Dent 2007; 98:389–404.

3. Guess PC, Kuliš A, Witkowski S, Wolkewitz M, Zhang Y, Strub JR: Shear bond strengths between different zirconia cores and veneering ceramics and their susceptibility to thermocycling, Dent Mater.2008; 24: 1556-1567. Epub 2008 May 7

4. Aboushelib MN, de Jager N, Kleverlaan CJ, Feilzer AJ: Microtensile bond strength of different components of core veneered all-ceramic restorations. Dent Mater 2005;21:984–991

5. Rosentritt M, Steiger D, Behr M, Handel G, Kolbeck C: Influence of substructure design and spacer settings on the in vitro performance of molar zirconia crowns. J Dent 2009;37:978-983. Epub 2009 Aug 18

6. Coelho PG, Silva NR, Bonfante EA, Guess PC, Rekow ED, Thompson VP: Fatigue testing of two porcelain-zirconia all-ceramic crown systems. Dent Mater 2009;25:1122-1127.

7. Sundh A, Sjögren G: A comparison of fracture strength of yttrium-oxide- partially-stabilized zirconia ceramic crowns with varying core thickness shapes and veneer ceramics. J Oral Rehabil 2004;31:682-688.

8. Tsalouchou E, Cattell MJ, Knowles JC, Pittayachawan P, Mc Donald A: Fatigue and fracture properties of yttria partially stabilized zirconia crown systems. Dent Mater 2008;24:308-318. Epub 2007 Aug 6

9. Pallis K, Griggs JA, Woody RD, Guillen GE, Miller AW: Fracture resistance of three all-ceramic restorative systems for posterior applications. J Prosthet Dent 2004;91:561-569.

10. Burke FJT: Tooth fracture in vivo and in vitro. J Dent1992; 20:131-139

Journal Dental School 2012 94  

11. Scherrer SS, de Rijk WG: The fracture resistance of all-ceramic crowns on supporting structures with different elastic moduli. Int J Prosthodont 1993; 6:462-467

12. Kelly JR, Giordano R, Pober R, Clima MJ: Fracture surface analysis of dental ceramics: clinically failed restorations. Int J Prosthodont 1990; 3:430-440.

13. Attia A, Abdelaziz KM, Kern M, Freitag S: Fracture load of composite resin and feldspathic all-ceramic CAD/CAM crowns. J Prosthet Dent 2006; 95:117-123

14. Guess PC, Kulis A, Witkowski S, Wolkewitz M, Zhang Y, Strub JR: Shear bond strengths between different zirconia cores and veneering ceramics and their susceptibility to thermocycling. Dent Mater 2008;24:1556-1567.

15. Kosmac T, Oblak C, Jevnikar P, Funduk N, Marion L: The effect of surface grinding and sandblasting on flexural strength and reliability of Y-TZP zirconia ceramic. Dent Mater 1999;15:426-433.

16. Isgrò G, Wang H, Kleverlaan CJ, Feilzer AJ: The effects of thermal mismatch and fabrication procedures on the deflection of layered all-ceramic discs. Dent Mater 2005;21:649–655.

17. Bagby M, Marshall SJ, Marshall GW Jr: Metal ceramic compatibility: a review of the literature. J Prosthet Dent 1990;63:21–25.

18. Mora GP, O’Brien WJ: Thermal shock resistance of core reinforced all-ceramic crown systems. J Biomed Mater Res 1994;28:189–194.

 

 

 

 

86 - 94 ،1391تابستان ، 2، شماره 30دوره مجله دانشكده دندانپزشكي دانشگاه علوم پزشكي شهيد بهشتي،

طرح تحقيقاتي مصوب مركز تحقيقات علوم دندانپزشكي □

دانشكدة دندانپزشكي، دانشگاه علوم پزشكي شهيد بهشتيدانشيار گروه پروتزهاي دنداني، مركز تحقيقات علوم دندانپزشكي و. استاديار گروه پروتزهاي دنداني، مركز تحقيقات علوم دندانپزشكي و دانشكدة دندانپزشكي، دانشگاه علوم پزشكي شهيد بهشتي . متخصص پروتزهاي دنداني . الملل، دانشگاه علوم پزشكي تهران دانشكدة دندانپزشكي پرديس بيناستاديارگروه پروتزهاي دنداني، : نويسنده مسئول.

E-mail: sareh.habibzadeh@gmail.com دانشيارگروه پروتزهاي دنداني، دانشكدة دندانپزشكي، دانشگاه علوم پزشكي شهيد بهشتي.

هاي با كور بررسي تأثير نوع طراحي زيرساخت زيركونيايي در ميزان نيروي منجر به شكست روكش □زيركونيا براي دندان مولر در شرايط آزمايشگاهي

كتر حسن سازگاراد ،زاده كتر ساره حبيبد ،كتر امين فراغتد ،مير فياضا ردكت ،كاوه سيداندكتر

چكيده

هاي تمام سراميكي موجود، كور زيركونيايي به صورت رايج و به شكل يك اليه با ضخامت يكنواخت از آنجا كه در سيستم :سابقه و هدفتر دچار در نتيجه تحت تاثير نيروهاي مضغي سريع ،هاي متفاوتي داشته شود، پرسلن ونير شده در نواحي مختلف ضخامت مي هساخت

Chipping سراميكي ساخته شده با دو هاي تمام نيروي منجر به شكست روكش ه مقايسهعهدف از اين مطال .شود شكست مي در نهايتو . بوددر شرايط آزمايشگاهي Cercon كور زيركونيايي در سيستم طراحي مختلف

بـا و Lost wax technique ده عدد داي فلزي از روي دندان مولر اول مانديبل به وسـيله تكنيـك در مطالعه تجربي حاضر، :مواد و روشهاعـدد كـور Cercon CAD/CAM System، 10بـه كمـك دسـتگاه در مرحلـه بعـد . ندتهيـه شـد NNB Base Metalآليـاژ استفاده از

اي سـاخته به گونـه Customized به فرمنيز عدد ديگر 10 .ندشد ساختهمتر ميلي 5/0 نواختزيركونيايي به صورت استاندارد و به ضخامت يكها بوسـيله يـك گذاري بر روي تمامي نمونه پرسلن. داشنبمتر ميلي 2و شولدر لينگوال به ارتفاع متر ميلي 1ع كوالر لبيال به ارتفا كه داراي ندشد

و Panavia Fو به كمك سمان رزيني نيوتن 25 هاي حاصله تحت نيروي ثابت روكش. گرفت و با استفاده از ايندكس صورت تكنسين مجرببه كمـك Compressive ، نيروي عمودي Universal Testing Machineهسپس بوسيله دستگا. بر روي داي مربوط به خود قرار گرفتند

آزمـون ها به كمك آناليز داده. ها وارد شد تا شكست رخ دهد برنمونه متر بر دقيقه ميلي 5/0و با سرعت Stainless Steel گوي فلزي از جنس student t انجام گرفت.

هاي با كور زيركونيايي با نيوتن براي روكش 1852/11± 587/9: بود Fracture Loadنتايج مطالعه بيانگر اعداد زير براي ميزان : ها يافتهنشان داد كه ها بررسي آماري داده. Customizedهاي با طراحي براي روكشنيوتن 3332/63 ± 916/38طراحي كور استاندارد و

).p> 0/0001(داري از گروه با طراحي استاندارد باالتر است عنيبه طور م Customized كور براي گروه با طراحي Fracture Loadميزاندر مقايسـه بـا طراحـي Customizedهاي با طراحـي كـور كه روكششود گيري مي ينطور نتيجهدست آمده اه با توجه به نتايج ب :گيري نتيجه

.دهند استاندارد مقاومت به شكست باالتري را از خود نشان مي

سراميكي هاي تمام ، كور زيركونيايي، روكشگيشكست :كليد واژگان 7/3/1391 :تاريخ تأييد مقاله 17/2/1391: تاريخ اصالح نهايي 10/3/1390: تاريخ دريافت مقاله

Please cite this article as follows: Seyyedan K, Fayyaz A, Faraghat A, Habibzadeh S, Sazgara H: Effect of Zirconia Substructure Design on the In-Vitro Fracture Load of Molar Zirconia Core Crowns. J Dent Sch 2012;30(2):86-94

مقدمه

هاي متال سراميكي به سال گذشته رستوريشن 40در طول

عنوان يك درمان قابل اعتماد مطرح بوده، تا امروز درمان هاي سراميك يكي از درمان - هاي متال ها با روكش دندان

با اين حال با . شود ايده ال در دندانپزشكي محسوب ميهاي افزايش نياز به بهبود جنبه، پيشرفت علم و تكنولوژي

زيبايي و سازگاري ترديدآميز فلزات و آلياژهاي به كار رفته

دكتر سيدان و همكاران / 87

1391، تابستان 2، شماره 30دوره مجله دانشكده دندانپزشكي دانشگاه علوم پزشكي شهيد بهشتي،

محبوبيت سراميكي، منجر به -هاي متال يشندر رستورشده در دندانپزشكي معاصر هاي تمام سراميكي رستوريشن

.)1(است

هاي دنداني، نياز به يك به علت طبيعت شكننده پرسلن ندهمناسب براي ساپورت پرسلن ونيرشو) كور(زيرساخت

ازاوايل .شود هاي تمام سراميكي احساس مي در رستوريشن Yttrium Oxide Partially Stabilized ،90ه ده

Tetragonal Zirconia Polycrystal )TZPY- ( به عنوان .هاي تمام سراميكي معرفي شد زير ساخت براي رستوريشن

، Transformation Tougheningبه علت مكانيزم زيركونيابهتري را نسبت به ساير مواد به كار رفته مكانيكيخواص

هاي تمام سراميكي نشان داده به عنوان كور در سيستماست و به همين دليل شاهد افزايش روز افزون به كار گيري

). 2(باشيم اين ماده ميهاي تمام سراميكي زيركونيايي، اين زير در اكثر سيستم

سپس . شود ميويژه ساخته CAMساخت طي يك پروسه هاي رايج به روش كور به دست آمده توسط پرسلن

Layering يا با استفاده از تكنيكPressing شود ونير مي .كور زيركونيايي ساپورت خوبي را براي بدين ترتيب

با اين وجود عواملي ). 3(آورد پرسلن ونيرشونده بوجود ميهاي چون ميزان ضخامت پرسلن ونيرشونده، محدوديت

موجود در باند پرسلن ونيرشونده با زيركونيايي و ماهيت پرسلن و Delaminationتواند موجب ضعيف اين باند مي

پرسلن Chippingيا اكسپوز شدن زير ساخت زيركونياييونيرشونده شده، باعث شكست درماني پروتزهاي ثابت

. )4(زيركونيايي شود

موجود، كور هاي تمام سراميكي از آنجا كه در سيستمزيركونيايي به صورت رايج و به شكل يك اليه كور با

شود، پرسلن ونيرشده در ضخامت يكنواخت ساخته مي، در نتيجه تحت هاي متفاوتي داشته ي مختلف ضخامتنواح

و در نهايت Chippingتر دچار تاثير نيروهاي مضغي سريع در مورد اثر طراحي ماده كور). 5( گردد شكست مي

ت كمي صورت گرفته عاقاومت به شكست پرسلن مطالبرمتوان اثر طراحي ماده كور است كه با انجام اين پژوهش مي

بر مقاومت به شكست پرسلن ونيرشونده را مورد ارزيابي هدف از مطالعه حاضر مقايسه نيروي منجر به . قرارداد

هاي تمام سراميكي ساخته شده با دو شكست روكشدر Cerconركونيايي در سيستم طراحي مختلف كور زي .شرايط آزمايشگاهي بود

:مواد و روشها

هاي الزم، پس از تعداد نمونهدر مطالعه تجربي حاضر، و مشورت با مشاوره ) 5- 8(بررسي مطالعات انجام شده

20آزمون و خطا جمعاٌ آماري تحقيق و با بررسي به روش با عدد كور زيركونيايي 10روكش، به تفكيك شامل

كور زيركونيايي با عدد 10 و Standardطراحييك دندان سالم . در نظر گرفته شد Customized طراحيبه نحوي درون يك اول منديبل كشيده شده انسان مولر

قرار داده شد Resin Pattern (GC, Japan)مولد حاوي . دندان قرار داشت CEJ تر از متر پايين ميلي 3كه آكريل

,Putty soft ( Zhermackاده سيليكونيسپس توسط م

Italy) Elite® HD+ يك ايندكس از دندان گرفته شد تا دردر مرحله بعد با . گذاري از آن استفاده شود مرحله پرسلن

استفاده از توربين به همراه اسپري آب و هوا تراش براي CEJ متر باالتر از ميلي 1روكش تمام سراميكي تا محدوده

آناتوميكال براي روكش تمام سراميكي و با و به صورت :مشخصات زير صورت گرفت

متر تراش ديواره ميلي 1/5متر تراش اكلوزال ، ميلي 1/8-2 در ناحيه مارژين درجه، 8 تراشتقارب اگزيال با زاويه متر ميلي 1/5 با عرض Radial Shoulderتراش به صورت

. در نهايت تمامي زواياي تيز برداشته شدند. بوداتيلني هاي پلي بوسيله ورقه در مرحله بعد سطح دندان

Easy-vac Gasket (3A MEDES,Korea) 2به ضخامت Vaccum former (SCHEU به كمك دستگاه متر ميلي

minister,Germany) پوشانده شده، به كمك رزين اليت VLC (Megatray, Megadenta, Germany) ،10 وريك

. تري اختصاصي از روي دندان تراش خورده تهيه گرديد قالبگيري از سطح دندان تراش خورده بوسيله ماده

Imperegum (3M ESPE, USA) انجام گرفت و بدينها توسط موم قالب. مدآقالب از نمونه بدست 10 ترتيب

ه هاي مومي تهيه شد در مرحله بعد مدل. سخت ريخته شدند NNBو با آلياژ Lost Wax Techniqueبا تكنيك

(Sankin-Dentsply, Germany) Base Metal ريخته Masterعدد داي فلزي به عنوان 10بدين ترتيب . شدند

Metallic Die 1 شكل( تهيه شد.(

هاي نمونه، با ساخت مدل مجددا براي قالبگيري جهت بر (عدد تري اختصاصي 20استفاده از رزين اليت كيور،

. ساخته شد) روي هر مدل فلزي دو تري اختصاصي

88/زيركونيايي و ميزان نيروي منجر به شكست نوع طراحي

1391، تابستان 2، شماره 30دوره مجله دانشكده دندانپزشكي دانشگاه علوم پزشكي شهيد بهشتي،

، 3M ESPE,USA)( Imperegum به وسيله ماده همچنيناز هر (مد آهاي فلزي بدست عدد قالب نهايي از روي مدل 20

ها بوسيله گچ مخصوص قالب). داي فلزي دو قالب گرفته شد سيستم(Type IV, Fuji Rock,GC Japan) اسكن

Cercon، عدد داي گچي براي 20به اين ترتيب . ريخته شدند .ساخت كورهاي زيركونيايي تهيه شدند

درجه 8داي فلزي با زاويه تقارب تراش -1شكل

و تقسيم شدند؛ درگروه اول تايي10ها به دو گروه نمونهعدد كور 10 هاي گچي، اسكن از سطح داي پس از

متر، ميلي 0/5با ضخامت Standard زيركونيايي به صورت %85 فضاي الزم جهت سمان و در نهايت ميكرون 25

.)2شكل( ندساخته شد Die Spacer پوشش داي بوسيله

standardكور زيركونيايي گروه -2شكل

، نرم افزار به صورت (Customized) براي گروه دومكرده، به Full Contour Waxupمجازي، هر نمونه را

Buttressing گرديد كه در سطح لينگوال،Cut Back نحوي

Shoulder و در سطح ليبيال متر ميلي 2 به ارتفاع ،Reinforcing Collar بوجود آيد متر ميلي 1 به ارتفاع

و Buttressing Shoulder محل تالقي . )3شكل(Reinforcing Collar اي بود پروگزيمال به گونه درسطح

تر از نيمه سطح پروگزيمال قرار لينگوالي متر ميلي 1كه

انجام و Standard ساير تنظيمات مشابه با گروه. گرفت Cerconهاي حاصل در دستگاه از اتمام كار، نمونهپس

Heat ساعت تحت پروسه 6قرار داده شده، برايSintering قرار گرفتند تا به سايز ايده آل و سختي نهايي

.خود رسيدند

Customizedكور زيركونيايي گروه -3شكل ي، هر نمونه بر روي داي يپس از تهيه كورهاي زيركونيا

نشست اوليه كليه كورها ه، مربوط به خود قرار گرفت گچي در مرحله بعد نيز نشست نهايي كورها بر روي. ارزيابي شد

Master Metallic Die بنابرين دراين مرحله . انجام گرديدبه ازاي هر داي فلزي دو عدد كور زيركونيايي يكي با

Customized و ديگري به صورتStandard طراحي Surface Treatment ،پس از تكميل اين مرحله. وجود داشت

Air (Easy-Blast,BEGO,Germany) بوسيله دستگاهAbrasion 10ي از فاصله يكورهاي زيركونيا بر روي

صورت bar 3ميكرون و با فشار 50 متر، با قطر ذرات ميليها توسط يك گذاري بر روي تمام نمونه پرسلن. گرفت

تكنسين مجرب و با توجه به ايندكس سيليكوني كه قبل از ®Cercon تراش از دندان تهيه شده بود، بوسيله پرسلن

Ceram S (Degudent,GmbH, Germany) جه با دروو ) در دو اليه(درجه در در دو مرحله پخت اوپك 830پخت

يك مرحله پخت دنتين انجام و سپس مرحله گليز صورت .گرفت

Panavia در مرحله بعد سطح داخل هر كور بوسيله سمان

F2.0 (Kurary Medical Inc, Osaka , Japan) ،پر شدهسپس به كمك . بر روي داي مربوط به خود قرار گرفت

25اي كه براي اين منظور طراحي شده بود، نيروي لهوسيدقيقه بر روي مجموعه داي و روكش 5نيوتن براي مدت

در ادامه اضافات سمان به كمك نوك سوند . اعمال گرديد Light Cure (CE/ISO برداشته شده، به كمك دستگاه

LK-G13, Ivoclar Vivadent) 40، به هر سطح به مدت .نهايي صورت پذيرفت Setting تا شد ثانيه نور تابانده

دكتر سيدان و همكاران / 89

1391، تابستان 2، شماره 30دوره مجله دانشكده دندانپزشكي دانشگاه علوم پزشكي شهيد بهشتي،

به ، يك ورقه پلي اتيلني Load Testingانجام برايمتر بر روي هر روكش قرار گرفت تا نيرو ميلي 2ضخامت

سپس با .به طور موثري بر سطح هر نمونه پخش شود Universal Testing Machineاستفاده از دستگاه

(Zwick, UIM,Germany) عمودي نيرويStatic به به كمك گوي فلزي از جنس Compressiveصورت

Stainless Steel 5/0 متر و با سرعت ميلي 4و به قطر ووارد تا بروز شكست متر بر دقيقه، بر سطح هر نمونه ميلي

.)4شكل(عدد مرتبط با هر نمونه توسط دستگاه ثبت گرديد

نحوه اعمال نيرو بر روي نمونه بوسيله دستگاه -4شكل

UTM هاي هاي مرتبط با گروه تبعيت از توزيع نرمال داده

-Kolmogorovبا آزمون Customizedاستاندارد و

smirnov 69/0(ارزيابي و به تأييد رسيد=P .( داده ها بامورد ارزيابي SPSS Version 16استفاده از نرم افزار

وبراين اساس، استحكام شكست دو گروه با ندتقرار گرففرض برابري . ارزيابي شد student t استفاده از آزمون

بررسي و Levene'sها در دو گروه نيز با آزمون واريانسميزان خطاي نوع اول، در اين ). P=12/0(به تأييد رسيد

كمتر و P-valueتعيين شده، مقادير 05/0تحقيق برابر .دار در نظر گرفته شد زان، معنيمساوي اين مي

:ها يافته

براساس نتايج تحقيق، ميانگين نيروي منجر به شكست در نيوتن و انحراف 11/1852هاي گروه استاندارد برابر نمونه

همچنين، . نيوتن بوده است 9/587معيار آن نيز برابر هاي گروه ميانگين نيروي منجر به شكست نمونه

customized نيوتن و انحراف معيار آن نيز 63/3332برابرنشان داد student tآزمون . نيوتن برآورد گرديد 4/916

هاي گروه ميزان نيروي منجر به شكست در نمونهCustomized داري بيشتر از گروه به صورت معني

Standard 0001/0(بوده استP< .(1 جدولها در اين داده ).1، نمودار 1جدول ( اند نشان داده شده 1و نمودار

براساس نيوتن customizedو standardهاي دو گروه هاي پراكندگي مركزي استحكام شكست در نمونه شاخص - 1 جدول

خطاي معيار انحراف معيار ميانگين تعداد گروه

Standard 10 11/1852 9/587 9/185 Customized 10 63/3332 4/916 9/289

هاي دو گروه براساس نيوتن ميانگين استحكام شكست در نمونه% 95فاصلة اطمينان - 1نمودار

در گروه ،چشمي الگوي شكستگي از طرف ديگر، در بررسي

Customized 1شماره داي ( ها و در يكي از نمونه( ،

1010N =

GROUPS

customizedstandard

95%

CI

FR

AC

TU

RE

5000

4000

3000

2000

1000

90/زيركونيايي و ميزان نيروي منجر به شكست نوع طراحي

1391، تابستان 2، شماره 30دوره مجله دانشكده دندانپزشكي دانشگاه علوم پزشكي شهيد بهشتي،

شكستگي تنها به صورت ايجاد ترك در سطح اكلوزال روكش ديده شد و هيچگونه جدا شدگي پرسلن از سطح

مورد شكستگي كور زيركونيايي در دو. كور مشاهده نگرديد و در )5شكل(به همراه پرسلن ونيرشونده مشاهده شد

از سطح كور جدا Bulkمورد ديگر پرسلن به صورت هفت .)6شكل ( شده بود

شكستگي كور زيركونيايي به همراه پرسلن -5شكل

Bulkشكستگي پرسلن به صورت -6شكل

پريدگي لبه كور زيركونيايي -7شكل

از طرف ديگر پريدگي لبه كور زيركونيايي بجز يك مورد در . )7 شكل( نمونه ديگر مشاهده شد 9، در )1شماره داي (

ها پرسلن به ، در تمامي نمونه Standardگروه با طراحيدر . از سطح كور زيركونيايي جدا شده بود Bulk صورت

الگوي شكستگي ،Standardو Customized هر دو گروه .پرسلن در سمت لينگوال و متمايل به مزيال دندان ديده شد

:بحث

نتايج به دست آمده، فرضيه مطرح شده مبني بر با توجه به هاي تمام سراميكي روكش Fracture Load افزايش ميزان

در مقايسه با كورهاي با Customizedبا طراحي كور با تحقيق اين مقايسه در. شود تاييد مي، طراحي استاندارد

گيري مدل، ميزان نيروي اندازه نوع لحاظ به ها پژوهش سايرروش و الگوي شكسته شدن پرسلن،، اعمال نيرو شده، نحوه

باند بين پرسلن و ماده زيرساخت نوع ماده قالبگيري، ماهيت : است بررسي قابل زير و نوع سمان به كار رفته، نكات :ميزان نيروي اندازه گيري شده

Coelho 221، در مطالعه خود 2009درسال و همكاران ± براي Fracture Loadبه عنوان متوسط نيوتن را 1227با كور زيركونيايي كه بر روي هاي تمام سراميكي روكش

شده بودند سمان Rely Xهاي رزيني توسط ماده داي، از 2004در سال Sjögrenو Sundh). 6(دندرك گزارش

4114 ±321داي فلزي و سمان زينك فسفات استفاده كرد و برايست نيروي منجر به شك نيوتن را به عنوان متوسط

Tsalochou ). 7(هاي با كور زيركونيايي مطرح كرد روكش

نيوتن را هنگام 2135/6 ± 330/1 ،2008و همكاران در سال استفاده از داي فلزي و سمان زينك فسفات گزارش كردند

)8.( Pallis هاي ، براي روكش2004و همكاران نيز در سالهاي رزيني بر روي داي Rely Xزيركونيايي كه با سمان

نيوتن را گزارش 918 - 1183متصل شده بودند، نيرويي بين ، ميانگين نيروي منجر فعلي براساس نتايج تحقيق). 9(كردند

±587/9هاي گروه استاندارد برابر به شكست در نمونههاي ميانگين نيروي منجر به شكست نمونهونيوتن 1852/11

نيوتن برآورد 3332/63 ±916/4برابر Customizedگروه .گرديد

Burke 800در حدود ضغيحداكثر نيروي م ،1992در سال از طرف ديگري گزارش كرد ويعهاي طب براي دندان نيوتن را

دكتر سيدان و همكاران / 91

1391، تابستان 2، شماره 30دوره مجله دانشكده دندانپزشكي دانشگاه علوم پزشكي شهيد بهشتي،

با شرايط دراين محدوده را سازگار نيروهاي به دست آمدهدر de Rijkو Scherrer طبق نظر .)10(كلينيكي دانست

بااليي Modulus of Elasticity هايي كه ، داي1993سال دارند منجر به افزايش نيروي منجر به شكست پرسلن

و مطالعه ) 11(شوند شونده بر روي آنها مي روكش متصلنتايج به بنابرين. حاضر نيز از اين قاعده مستثني نيست

دست آمده ازاين مطالعه قابل مقايسه با مقادير نيروهاي ويدن در شرايط كلينيكي مضغي يا بيشترين نيروي حين ج

.نيست

: الگوي شكسته شدن پرسلن

در مورد الگوي شكسته شدن و جداشدگي پرسلن از سطح كور زيركونيايي كه در اين مطالعه در سطح لينگوال و

و Rosentritt متمايل به مزيال اتفاق افتاد، مطابق با تحقيقشيب به سمت لينگوال مجموعه ، 2009همكاران در سال

تواند در اين مورد موثر بوده، به عنوان عاملي روكش ميدر .)5(ر نيرو به سمت لينگوال عمل نمايدجهت هدايت بيشت

Buttressingي در ناحيهيخصوص پريدگي لبه كور زيركونيا

Shoulder هاي رسد استرس ، به نظر مي Shear بوجود آمده توسط هاي تيز و عدم ساپورت مناسب زيركونيا در لبه

توانند داليلي بر پريدگي لبه خود ماده كور در آن ناحيه، مي .زيركونيا باشند

درخصوص شكسته شدن مجموعه كور و پرسلن هاي اين مطالعه اتفاق مورد از نمونه 2ونيرشونده كه در

كند كه ، عنوان مي2004در سال Sjögrenو Sundh افتاد، Modulusدر صورت استفاده از داي فلزي يا ساير مواد با

of Elasticity باال به عنوانMaster Die امكان اتفاق ،شود؛ اين درحالي است كه وي افتادن اين پديده بيشتر مي

ي را هنگام كاربرد به عنوان يعهاي طب شكسته شدن دندانMaster Die 7(ه است گزارش كرد.(

:شرايط محيط آزمايش

هاي به رشد ترك Fatigueهاي تمام سراميكي، در سيستموتحت تاثير Subcritical موجود در ماده ونير به صورت

رغم يعل. شود شرايط استرس و رطوبت، اطالق ميStrength هاي بااليي كه براي سراميك Zirconia-base

كه Fatigue Failure گزارش شده است، اين مواد نسبت بهمنجر به اي هظتواند به طور قابل مالح در طوالني مدت مي

در حال . باشند كاهش استحكام آنها شود، بسيارحساس مييا Cyclic Loading ناشي از Fatigue Failureحاضر

Thermal Loading به عنوان يك عامل احتمالي مرتبط با ،). 12(باشد مي هاي دندانپزشكي مطرح شكست رستوريشن

تحقيقات آينده كه به بررسي ميزان به انجام بنابراين نيازFracture Load هاي روكشirconia-Base با اين طراحي

، احساس بپردازند Cyclic Loadingو در شرايط رطوبت . شود مي

:نوع سمان به كار رفته

ميكرون 25و فضاي Panavia F ه از سمانعدر اين مطالدر مورد ماده سمان، در مقاالت . جهت سمان استفاده شد

و Conventional هاي متفاوتي هم از نوع مختلف از سمان مربوطه جهت اتصال روكش بر روي داي Adhesive هم

، در 2006درسال و همكاران Attia. استفاده شده استبه طور Adhesiveهاي خود نشان داد كه سمان همطالعمجموعه روكش و در Strengthيري موجب افزايش چشمگ

در مقايسه با Fracture Loadنهايت افزايش ميزان همچنين در مورد ).13(شوند مي Conventionalانواع

و همكاران Rosentritt فضاي مورد نياز جهت سمان كردن،از (در فضاي سمان ، بيان كردند كه تفاوت2009در سال

، اثر چشمگيري بر ميزان نيروي منجر به )ميكرون 40تا 10هاي تمام سراميكي با كور زيركونيايي شكست روكش

). 5( نداشته استباند بين پرسلن و ماده زيرساخت و عوامل موثر بر ماهيت

:آن رغم پيشرفت چشمگير در علي، بر اساس آمار موجود

Strength ي از يبه كارگيري كورها(هاي دنداني سراميكهاي ، ميزان شكست درمان روكش)جنس آلومينا و زيركونيا

در سال % 4-3تمام سراميكي در ناحيه خلفي به حدود اين مساله بيانگر اين نكته است كه يك سناريوي . رسد مي

ناشي Catastrophic Fractureبسيار پيچيده بجز ، نقش مهمي در شروع آسيب به سيستم Overloadاز

زيركونيا و بين اختالف آشكاري ).6(كند مي سراميكي ايفادر فلزات از يك طرف . وجود دارد پرسلن در باند با فلزات

كه ناشي از (مناسب به علت وجود باند شيميايي با كيفيت ها در ناحيه ضخامت مناسب اليه اكسيد و تبادل مناسب يون

ميكرومكانيكي از طرف Interlockingو ) باشد اينترفيس ميديگر، اتصال مناسبي بين فلز و پرسلن ونيرشونده بوجود

آيد؛ درحالي كه در مورد باند پرسلن به زيركونيا هنوز مي Wetabilityهاي مشخص وجود نداشته، ميزان يافته

92/زيركونيايي و ميزان نيروي منجر به شكست نوع طراحي

1391، تابستان 2، شماره 30دوره مجله دانشكده دندانپزشكي دانشگاه علوم پزشكي شهيد بهشتي،

كورزيركونيايي توسط پرسلن و باند ميكرومكانيكال بين آنها به عنوان تنها مكانيزم شناخته شده مطرح است كه در

بنابرين ). 14(باشد تر مي يفعسراميك، ض - بر باند فلزبراقبل ازاضافه كردن پرسلن، سطح كور را بايد با توجه به

.كرد Sandblastسازنده دستورات

:آماده سازي سطحيماده سازي آ Surface Treatment) (تاثير در زمينه و همكارانY-TZP ، Kormacبر خواص فيزيكي سطحي

در مقايسه با را Sandblasting ، پروسه 1999در سال Grinding در بهبود افزايش وثربه عنوان يك تكنيك مدر حالي ). 15( دانستنددر كلينيك Y-TZPاستحكام

توجه لممكن است منجر به كاهش قاب GrindingكهStrength و Reliabilityاز طرف . اجزا زيركونيايي شود

با قطر Sandblasting كه پروسه نشان دادGuess ديگر Shear Bond تاثير چشمگيري بر ميزان µm100ذرات

Strength ين زيركونيا و پرسلن ونيرشونده در سيستم ب

Cercon هاي كه در آنها از در مقايسه با سيستم

Sandblasting 16( استفاده نشده است ، ندارد.( 10له سطحي كورها از فاص سازي مادهدراين مطالعه آ

صورت bar 3ميكرون و با فشار 50 متر، با قطر ذرات ميلينتيجه براي به دست آوردن كهرسد البته به نظر مي .گرفت

توان به بررسي تاثير قطر مختلف ذرات پروسه بهتر ميSandblasting بين كور زيركونيايي استحكام باند بر ميزان

.پرداختو پرسلن ونير شونده در يك سيستم خاص

Coefficient of Thermal)ضريب انبساط حرارتي

CTE) -Expansion: مطلب ديگر كه بايد به آن توجه داشت تفاوت ضريب انبساط

كور زيركونيايي و پرسلن ونيرشونده بين (CTE) حرارتياست كه در مقاالت بسياري به آن اشاره شده است و

د بين كور و تواند به نوبه خود بر ميزان استحكام بان ميبه طور اجمالي 2 جدول شمارهدر .پرسلن اثر بگذارد

خصوصيات فيزيكي ماده كور و پرسلن ونير شونده به كار ).2جدول ( فته در اين مطالعه اشاره شده استر

خصوصيات فيزيكي ماده كور و پرسلن ونيرشونده - 2جدول

CTE

20–500 ◦C(ppm/◦C)

Young’s modulus (GPa)

نام ماده كارخانه سازنده

5/10 205 Degudent, GmbH,

Hanau-Wolfgang, Germany

Cercon Core

7/9 69 Degudent, GmbH,

Hanau-Wolfgang, Germany

Cercon Ceram S

و پرسلن ونيرشونده بايد Substructure ماده CTE بين CTE تناسب وجود داشته باشد؛ به اين صورت كه چنانچه

Tangential از پرسلن بيشتر باشد، Substructure ماده

Compressive Stress آيد كه منجر به ايجاد و بوجود مي نسبت به هايي مي شود كه به صورت موازي افزايش ترك

Substructureقضيه نچه عكس اينچنا. دنشو گسترده ميباشد، Substructure پرسلن بيشتر از CTE اتفاق بيفتد و

خواهيم Tangential Tensile Stress شاهد شكل گيريكند كه از سطح ماده ي كمك مييها گيري ترك بود كه به شكل

Substructure يابند خارجي پرسلن گسترش ميسطح به .در حالت ايده . شود پرسلن منجر ميFlaking پديده اخير به

توان از و پرسلن متناسب، مي Substructureال و با انتخاب .)16(بوجود آمدن ترك پيشگيري كرد

كور CTEبا توجه به اطالعات شركت سازنده، اختالف بين اين مطالعه و پرسلن ونيرشونده در ييزيركونيا

1-K 6-10×8/0 باشد، اگر چه اين اختالف ميCTE وهاي هاي بوجود آمده توسط آن در رستوريشن استرس

كند ايجاد نمي جزء دو سراميك، خللي در باند بين اين –متال

دكتر سيدان و همكاران / 93

1391، تابستان 2، شماره 30دوره مجله دانشكده دندانپزشكي دانشگاه علوم پزشكي شهيد بهشتي،

ميكرومكانيكي بين فريم - به علت وجود باند قوي شيميايي(هاي تمام سراميكي ، ولي در مورد روكش)ورك و پرسلن

بين كور زيركونيايي و پرسلن ونير جايي كه ماهيت باند(تواند استحكام باند را به ، مي)شونده زير سؤال است

).17( بيندازد مخاطره : TC) -(Thermal Conductivityهدايت گرمايي

نكته آخر كه بايد به آن توجه داشت در مورد هدايت در حالي . است ( Thermal Conductivity, TC) ييگرما

Wm-1K-1( بااليي برخوردار هستند TCفلزات از ژكه آليابر . كنند ي به عنوان عايق عمل ميي، كورهاي زيركونيا)300

هاي مختلف، ميزان اساس اطالعات به دست آمده از سازندهTC كورهاي زيركونيايي Wm-1K-1 2/2 -2 باشد مي .

درهمين محدوده TC هاي ونيرشونده نيز داراي سراميككور و TCتركيب پايين مجموعه . )Wm-1 K-1 39/2( هستند

پرسلن ونيرشونده موجب تاخير در از دست دادن حرارت ، بروز تغيير در ات شدهفلز در ناحيه اينترفيس در مقايسه با

ميزان انقباض خطي پرسلن و كور زيركونيايي و بوجود

شود هاي حرارتي در اين ناحيه را موجب مي آمدن استرستواند موجب دالميناسيون پرسلن در ميكه به نوبه خود از طرف ديگر تغيير در نسبت ضخامت . طول زمان شود

روكش، پرسلن ونيرشونده در نواحي مختلف كور بههاي تواند موجب بوجود آمدن استرس اضافي در سيكل مي

). 18(حرارتي مراحل پخت پرسلن شود

:گيري نتيجه

طراحي كور تاثير نوع هدف از اين تحقيق، تعيينهاي زيركونيايي بر ميزان نيروي منجر به شكست روكش

تمام سراميكي ساخته شده براي دندان موالر درشرايطهاي موجود در با در نظر گرفتن محدوديت. آزمايشگاهي بود

شود كه طراحي كور به مطالعه حاضر، اين طور استنتاج مي (Standard)انواع رايج در مقايسه با Customizedصورت

هاي تمام سراميكي را به طور ، مقاومت به شكست روكشآنهاي به دست آمده، در مقادير داري باال برده، روكش معني

.شوند باالتري از نيرو دچار شكست ميReferences

1. Liu PR, Essig ME. Panorama of dental CAD/CAM restorative systems. Compend Contin Educ Dent 2008;29:482-

488.

2. Conrad HJ, Seong WJ, Pesun IJ. Current ceramic materials and systems with clinical recommendations: A

systematic review. J Prosthet Dent 2007;98:389–404.

3. Guess PC, Kuliš A, Witkowski S, Wolkewitz M, Zhang Y, Strub JR. Shear bond strengths between different

zirconia cores and veneering ceramics and their susceptibility to thermocycling, Dent Mater 2008; 24:1556-1567.

Epub 2008 May 7

4. Aboushelib MN, de Jager N, Kleverlaan CJ, Feilzer AJ. Microtensile bond strength of different components of core

veneered all-ceramic restorations. Dent Mater 2005;21:984–991

5. Rosentritt M, Steiger D, Behr M, Handel G, Kolbeck C. Influence of substructure design and spacer settings on the

in vitro performance of molar zirconia crowns. J Dent 2009;37:978-983. Epub 2009 Aug 18

6. Coelho PG, Silva NR, Bonfante EA, Guess PC, Rekow ED, Thompson VP. Fatigue testing of two porcelain-

zirconia all-ceramic crown systems. Dent Mater 2009;25:1122-1127.

7. Sundh A, Sjögren G. A comparison of fracture strength of yttrium-oxide- partially-stabilized zirconia ceramic

crowns with varying core thickness shapes and veneer ceramics. J Oral Rehabil 2004;31:682-688.

8. Tsalouchou E, Cattell MJ, Knowles JC, Pittayachawan P, Mc Donald A. Fatigue and fracture properties of yttria

partially stabilized zirconia crown systems. Dent Mater 2008;24:308-318. Epub 2007 Aug 6

9. Pallis K, Griggs JA, Woody RD, Guillen GE, Miller AW. Fracture resistance of three all-ceramic restorative

systems for posterior applications. J Prosthet Dent 2004;91:561-569.

10. Burke FJT. Tooth fracture in vivo and in vitro. J Dent1992; 20:131-139

94/نوع طراحي زيركونيايي و ميزان نيروي منجر به شكست

1391، تابستان 2، شماره 30دوره مجله دانشكده دندانپزشكي دانشگاه علوم پزشكي شهيد بهشتي،

11. Scherrer SS, de Rijk WG. The fracture resistance of all-ceramic crowns on supporting structures with different

elastic moduli. Int J Prosthodont 1993;6:462-467.

12. Kelly JR, Giordano R, Pober R, Clima MJ. Fracture surface analysis of dental ceramics: clinically failed

restorations. Int J Prosthodont 1990;3:430-440.

13. Attia A, Abdelaziz KM, Kern M, Freitag S. Fracture load of composite resin and feldspathic all-ceramic

CAD/CAM crowns. J Prosthet Dent 2006; 95:117-123.

14. Guess PC, Kulis A, Witkowski S, Wolkewitz M, Zhang Y, Strub JR. Shear bond strengths between different

zirconia cores and veneering ceramics and their susceptibility to thermocycling. Dent Mater 2008;24:1556-1567.

15. Kosmac T, Oblak C, Jevnikar P, Funduk N, Marion L. The effect of surface grinding and sandblasting on flexural

strength and reliability of Y-TZP zirconia ceramic. Dent Mater 1999;15:426-433.

16. Isgrò G, Wang H, Kleverlaan CJ, Feilzer AJ. The effects of thermal mismatch and fabrication procedures on the

deflection of layered all-ceramic discs. Dent Mater 2005;21:649–655.

17. Bagby M, Marshall SJ, Marshall GW Jr. Metal ceramic compatibility: a review of the literature. J Prosthet Dent

1990;63:21–25.

18. Mora GP, O’Brien WJ. Thermal shock resistance of core reinforced all-ceramic crown systems. J Biomed Mater

Res 1994;28:189–194.