چکیده:

نمونه های مختلف بسیار زیادی از مواد داربست برای کاربردهای مهندسی بافت مورد استفاده قرار گرفته اندو هیدروژل ها یک گروه از موادی را که در زمینه های مختلفی به کار می روند را شکل می دهند. هیدروژل ها شبکه های پلیمری اب دوست می باشند و یک دسته ی مهم زیست ماده ها را در زیست فناوری نشان می دهند زیرا بسیاری از هیدروژل ها، زیست سازگاری بسیار مناسبی با واکنش های التهابی حداقلی و اسیب بافت از خود نشان می دهند. مطالعات زیادی استفاده از هیدروژل ها را در کاربردهای مهندسی بافت استخوان ذکر کرده اند. در این گزارش، خلاصه ای از نمونه های مختلف پلیمرها و روش های مختلف اصلاح هیدروژل ها برای بهبود شکل گیری ان ها ارائه شده است.

نتایج حاکی از این موضوع هستند که هیدروژل ها برای بازتولید استخوان به کار می روند و اصلاح هیدروژل ها با ملکول های زیست فعال یا رویکردهای سلول گرا منجر به افزایش قابل توجه در شکل گیری استخوان جدید می شود. این موضوع حاکی از این مسئله است که استفاده از هیدروژل ها با اصلاح ممکن است گزینه ای را برای مهندسی بافت استخوان ارائه کند و در عین حال،پژوهش بیشتری برای شناسایی خصوصیات زیستی و فیزیکی نیاز است.

کلمات کلیدی: هیدروژل،پلیمر،استخوان،عامل رشد،سلول.

Abstract

Many different types of scaffold materials have been used for tissue engineering applications, and hydrogels form
one group of materials that have been used in a wide variety of applications. Hydrogels are hydrophilic polymer
networks and they represent an important class of biomaterials in biotechnology and medicine because many hydrogels
exhibit excellent biocompatibility with minimal inflammatory responses and tissue damage. Many studies
have demonstrated the use of hydrogels in bone-tissue engineering applications. In this report, the summary was
conducted on various kinds of polymers and different modification methods of hydrogels to enhance bone formation.
The results revealed that hydrogels are applied for bone regeneration and that the modification of hydrogels with
bioactive molecules or cell-based approaches resulted in significant increases in new bone formation. This suggests
that the use of hydrogels with modification may offer an option for bone-tissue engineering, and further
research is needed to identify the biological and physical properties of hydrogels.
Key words: Hydrogel, polymer, bone, growth factor, cell.

مقدمه:

نمونه های گوناگون زیادی از مواد داربست برای کاربردهای مهندسی بافت مورد استفاده قرار گرفته اند و هیدروژل ها تشکیل دهنده ی یک گروه از موادی هستند که استفاده های گسترده ای دارند (1). یک ژل به صورت یک شبکه ی سه بعدی تعریف می شود که توسط یک حلال متورم شده است و هیدروژل ها شبکه های پلیمری اب دوستی هستند که می توانند از 10 تا 20 درصد و تا صدها برابر بیشتر وزن خشک خود را در اب جذب کنند و این ویژگی به سلول ها اجازه می دهد تا به هیدروژل ها بچسبند،تکثیر شوند و متمایز گردند (2).

هیدروژل ها دسته مهمی از زیست ماده ها در زیست فناوری و دارو می باشند زیرا بسیاری از انها زیست سازگاری بسیار مطلوبی با واکنش های التهابی حداقلی و اسیب بافت دارند و در نتیجه، مطالعات زیادی در مورد کاربردهای مهندسی بافت استخوان در این زمینه انجام گرفته است (3-6). در این گزارش، خلاصه ای از نمونه های مختلف پلیمرها و روش های مختلف صلاح هیدروژل ها در برنامه های بازتولید استخوان ارائه شده است.

مواد و روش ها

پژوهش مدلین (پاب مد)در  این زمینه انجام شد و کارهای منتشر شده به زبان انگلیسی از سال 2000 تا جولای 2009 نیز در این بررسی مورد نظر قرار گرفته اند.اصطلاحات پژوهشی پیش رو در ترکیب های مختلفی مورد استفاده قرار گرفته اند: هیدروژل، پلیمر ،استخوان، عامل رشد و سلول.

با براورده شدن معیارهای زیر، متاانالیز صورت گرفت. تمام مطالعات در مورد ترمیم استخوان یا بازتولید ان که دارای هر دو گروه کنترل شده و ازمایشی بودند مورد بررسی قرار گرفتند. سنجش نتیجه ی ارزیابی بافت شناسی با تحلیل هیستومورفومتری یا ارزیابی رادیوگرافی با تراکم نسبی باید ارائه می گردید. مقادیر میانی و انحراف از معیار استخوان شکل یافته ی جدید یا تراکم رادیوگرافی هریک از موارد مطالعه ای مورد استفاده قرار گرفتند و مقادیر میانی ارزیابی شده برای بررسی تفاوت در تعداد موضوعات بین مطالعات مختلف مورد نظر قرار گرفتند. برای مقایسه ی نتایج بین گروه های ازمایش و کنترلی، نسبت ورود شانس در میانه و شکاف های اطمینان 95 درصد (CI) محاسبه گردیدند. تمام تحلیل ها با استفاده از متا انالیز جامع نسخه ی 2 انجام شدند (بیوستات،انگل وود،نیوجرسی،امریکا).

این بررسی شامل نوع پلیمر،خصوصیات هیدروژل ها مطالعات ازمایشگاهی و ازمایش های درون بدن خواهد بود.

نتایج و بحث

کیفیت نظریه

اکثر مطالعات نتایج ازمایشگاهی را گزارش کردند. مطالعات بسیاری شامل نتایج ازمایش های درون بدن می باشند. در هر حال، ازمایش های بالینی کنترل شده ی تصادفی کم و مجموعه موارد اندکی بر روی بیماران با استفاده از برنامه های هیدروژلی انجام شدند (7).

نوع پلیمر

هیدروژل ها می توانند با استفاده از مواد طبیعی،مواد ترکیبی یا ترکیبی از هر دو شکل گیرند (1). زیست ماده های طبیعی مختلفی، مانند الژینات،هیالورونیک اسید،کولاژن،فیبرین و اگارز و پلیمرهای ترکیبی مانند پلی اتیلن و پلی گلیکول پلی اتیلن و پلی گلیکول فومارات برای اماده سازی داربست های هیدروژل  مورد استفاده قرار گرفتند (8). مواد هیدروژلی باید از لحاظ زیستی سازگار باشند و محصولات تخریب غیر سمی داشته باشند. همچنین این مواد باید دارای خصوصیات مکانیکی کافی باشند و اتصال سلولی و شکل گیری بافت را بهبود بخشند (9).

زمان انعقاد

کنترل زمان انعقاد مهم است مخصوصا زمانی که ژل در درون بدن شکل می گیرد همانطور که این کار به دام افتادگی موثر افزودنی های فعال زیستی مانند عوامل رشد و سلول ها در محل به کارگیری را ممکن می سازد (10). انعقاد را می توان با تغییر pH یا دما یا افزودن مواد افزودنی کنترل کرد (11). پلیمریزاسیون یکی از تکنیک های جذاب است زیرا انعقاد به شکل بسیار سریع تحت دمای فیزیولوژیکی با حداقل تولید گرما و فضای قابل کنترل و خصوصیات زمانی رخ می دهد (12).

تجزیه

ماتریس ژل ممکن است توسط تجزیه ی ساده،هیدرولیز یا هیدرولیز انزیمی مجددا جذب شود (10). فضا برای شکل گیری بافت لازم است.از این رو، انتشار کولاژن و کانی سازی بعدی ان در شبکه های غیر قابل تجزیه محدود می باشند که منجر به تشکیل محدود بافت می شوند (9). نسبت تجزیه ی هیدروژل ها را می توان با پلیمر های مختلف و مقداری از ملکول های دارای اتصال عرضی در شبکه کنترل کرد. هیدروژل هایی که با شیوه ای که نسبت تشکیل استخوان جدید را تطبیق می دهد تجزیه می شوند ممکن است برای مهندسی بافت استخوان بسیار مطلوب باشند (3). در محصولات تجزیه ی پلیمری، قطع وزن ملکولی پالایش کلیه و تجمع احتمالی محصولات تجزیه ی وزن ملکولی بالا در سیستم رتیکولو اندوتلیال باید در زمان بکار گیری داربست های پلمیری مورد بررسی قرار گیرند.

قدرت مکانیکی

داربست های هیدروژلی در زمینه ی مهندسی بافت استخوان نیز مورد استفاده قرار می گیرند مخصوصا در نواحی ای که باری را تحمل نمی کنند (13). تراکم های اولیه ی بسیاری و طول ماکرومر بر روی تراکم اتصال عرضی شبکه تاثیر می گذارند که منجر به خصوصیات مکانیکی مختلفی می شود (9).

خصوصیات مکانیکی ممکن است با ترکیب هیدروژل ها با ذرات مواد سرامیکی مانند بتا تری کلسیم فسفات،هیدروکسی اباتیت ،ماتریس استخوان املاح یا کلسیم کربنات (14.15) افزایش یابند. معرفی هیدروکسی اباتیت نه تنها منجر به بهبود خصوصیات مکانیکی و اتصال سلولی داربست های الژینات گردید،بلکه فعالیت و زیست پذیری سلول های کاشته شده بر کمپوزیت ها را نیز ارتقا داد (14).ریزحامل ها ممکن است به عنوان انکورهای سلولی مناسب در نظر گرفته شوند و این موضوع نیز گزارش شد که انها مکانهای چسبیده به سلول را با بهبودهای بیوشیمیایی فراهم می سازند(6).

اصلاح با افزودنی های فعال زیستی

پلیمرهای تشکیل دهنده ی هیدروژل را می توان برای نمایش تحرکات بیوشیمیایی،سلولی، و فیزیکی مطلوب ساخت که فرایندهای سلولی شامل مهاجرت سلول،تکثیر و تمایز ان را هدایت می کنند (جدول1)(12).

افزودنی های فعال زیستی به هیدروژل ها افزوده می شوند که شامل پروتئین شکل شناسی (BMP) و عامل رشد فیبروبلاست می باشند (FGF((16.17). ازادسازی تدریجی عامل رشد در طی حداقل 14 روز ادامه می یابد زمانی که در هیدروژل انعقاد جای داده می شود.

ملکولهای کوچک را می توان به سرعت منتشر کرد و این ملکولها ممکن است با پلیمر برای کنترل نمای ازاد سازی امیخته شوند (5). تلاش های بسیاری برای جای گذاری کوالانسی لیگاندهای پپتید پذیرنده ی غشای سلولی در ماتریس هیدروژل برای تحریک چسبندگی،توزیع و رشد سلول ها صورت گرفته است (18). یکی از پپتیدهای چسبنده ای که بسیار مورد پژوهش و بررسی قرار گرفته است ارگ-گلی اسپ (RGD)می باشد. این پژوهش ها نشان داده است که هیچگونه اثر مخربی روی زیست پذیری سلول هایی که در محفظه قرار گرفته اند وجود ندارد و تراکم بسیار زیادی از سلول های متصل در هیدروژل های اصلاح شده ی RGD وجود دارد (9). BMP-2 با هیدروژل ها امیخته می شود، که شامل لایه هایی برای ماتریس متالوپروتئیناز می باشد و به عنوان اتصال دهنده میان زنجیره های پلیمری ترکیبی عمل می کند (17) و پپتید ترکیبی برامده از BMP با ژل الژینات امیخته شد تا برای اسیب های استخوانی به کار گرفته شود (19).

رویکرد سلول گرا

هیدروژل ها را می توان به عنوان ماتریس های عدم تحرک برای تولید محصولات زیستی مختلف مانند پروتئین ها مورد استفاده قرار داد و محیط های مناسب را برای بافت های اسیب دیده یا از بین رفته بازسازی کرد(13). داربست هایی که برای محفوظ کردن سلول ها طراحی شده اند باید قابلیت تبدیل شدن به ژل را بدون اسیب زدن به سلول ها داشته باشند و باید برای سلول های بارگذاری شده غیر سمی باشند (2). این هیدروژل ها باید اجازه ی نفوذ مواد مغذی زیستی متوسط را برای ارتقای تکثیر سلول و/یا تحریک تمایز سلول بدهند.

افزایش در تراکم ماکرو مر ممکن است منجر به شبکه ی دارای اتصال عرضی بیشتر با قدرت مکانیکی بالاتر شود. در هر حال، افزایش در تراکم های رادیکال در طول پلیمریزاسیون ممکن است به محدودیت های انتقال مواد مغذی و اکسیژن به سمت سلول های محفوظ شده گردد. علاوه بر این، این موضوع نیز نشان داده شد که زیست پذیری اولیه ی کمتر در تراکم ماکرومر بالاتر دیده می شود (2.9).

تمایل به کاهش زیست پذیری پس از چندین هفته در کشت های ازمایشگاهی دیده شد و این کاهش ممکن است تاحدی مرتبط با محتوای ماتریس خارج سلولی از سلول های محافظت شده باشد(9). ذکر این نکته ضروری است که هیدروژل های دارای تورم بالاتر تمایز سلول های ریشه ی مزانشیمی بیشتری (MSC ها) در مقایسه با هیدروژلهایی که تورم کمتر دارند از خود نشان دادند.

اثر هیدروژل ها در مدل های درون بدن

مطالعات زیادی اثر ارتقای استخوانی را کاربرد محلی با هیدروژل های مختلف در مدل های حیوانی گوناگون نشان داده اند (3.17.19). این موضوع نشان داده شد که زمانی که سلول های استرومای مغز استخوان بدلیل کمبود استخوان درشت نی در کنار ذرات ژل الژینات جای گذاری می شوند، بطور خودکار به استئوبلاست ها متمایز می شوند (19). به کار گیری ترکیب عامل رشد بافت با پیوند هیدروژل انعقاد،همراه با داربست کولاژن در کمبود استخوانی در ران موش منجر به تحریک قابل توجه مارکرهای کانی استئوبلاستی و ارتقای جداگانه ی بازتولید استخوان می شود (20). ذکر این نکته ضروری است که هیدروژل های ترکیبی BMP-2 بارگذاری شده انسانی نوترکیب شامل لایه های ماتریس متالوپروتئیناز که به عنوان ارتباط دهنده عمل می کنند، در بافت استخوانی، زمانی که ژل ها به دلیل کمبودهای زیاد در کاسه ی سر موش جای گذاری می شوند، مجددا مدل سازی می گردند (7). تفاوت ها در نسبت ورود شانس استخوان باز تولید شده میان گروه های اصلاح شده و اصلاح نشده با توجه به متاانالیز و CI 95 درصدی انها،به صورت 4.5 و 3.5-5.6 بودند (شکل 1). این اعداد نشان می دهند که اصلاح هیدروژل ها با ملکولهای زیست فعال یا رویکردهای سلول گرا منجر به بهبود قابل توجهی در شکل گیری استخوان جدید خواهد شد.

شکل 1: تفاوت ها در نسبت ورود شانس استخوان باز تولید شده میان گروه های اصلاح شده و اصلاح نشده از متا انالیز و شکاف های اطمینان 95 درصدی انها (CI 95 درصد).

نتیجه گیری:

در این گزارش خلاصه ای از نمونه های مختلف پلیمرها و روش های گوناگون اصلاح هیدروژل ها برای ارتقای تشکیل استخوان ارائه شد. نتایج نشان می دهند که هیدروژل ها برای باز تولید استخوان مورد استفاده قرار می گیرند و اصلاح هیدروژل ها با ملکول های زیست فعال یا رویکردهای سلول گرا منجر به افزایش قابل توجه در تشکیل استخوان جدید خواهد شد. این موضوع پیشنهاد می کند که استفاده از هیدروژل ها ممکن است گزینه ای را برای مهندسی بافت استخوان ارائه کند و البته پژوهش بیشتری برای شناسایی خصوصیات زیستی و فیزیکی هیدروژل ها نیاز است.

جدول 1: روش های گوناگون اصلاح هیدروژل

نوشته استفاده از هیدروژل ها در مهندسی بافت استخوان اولین بار در دندان پزشک تهران، دندانپزشک تهران، دکتر کامیار شاطری، دندان پزشک تهران، دندان پزشکی تهران، دندان پزشک گیشا، دندان پزشک حرفه ای تهران. پدیدار شد.

چکیده

این مقاله ، عملکرد گرمایی – مکانیکی ایمپلنت های دندانی  عملکردی درجه بندی شده از جنس تیاتنیوم / هیدروکسی آپاتایت (Ha/Ti)  را با روش المان محدود سه بعدی، بررسی ی کند. تنش ایجاد شده توسط نیروهای سطح جوونده برای این ایمپلنت های HA/Ti از نوع عملکردی درجه بندی شده (FG) در این مطالعه بررسی شده است تا بتوان آن ها را با تنش های مربوط با ایمپلنت های دندانی تیتانیوم، مقایسه کرد.  تاثیر گرمایی – مکانیکی تغییرات دمایی به دلیل فعالیت های دهانی روزانه نیز در این مطالعه بررسی شده است. عملکرد ایمپلنت های دندانی HA/Ti FG نیز نسبت به بیشترین تنش های ون میسز بستری شده است که در واقع یکی از شاخص های عملکردی عمومی می باشد، همچنین تنش کششی  / تنش اولیه اصلی برای مشکلات مکانیکی اتصال بین ایمپلنت و استخوان و تنش های فشردگی / تنش های اصلی سوم نیز برای جذب استخوان مورد ارزیابی قرار گرفته است. نتایج شبیه سازی ها نشان می دهد که تحت تاثیر تنها نیروی سطح جونده، ایمپلنت های FG با مقدار های مختلف از HA همراه با طول ایمپلنت، تقریبا عملکرد خوبی را ارائه می کنند در حالی که ایمپلنت های تیتانیوم تنش ون میسز بسیار بیشتری را تحمل می کنند. اما، زمانی که تنش های گرمایی نیز در نظر گرفته شود، ایمپلنت های FG که دارای HA با شاخص نمایی m=2 با کاهش دمای 20 درجه سانتی گراد، بیشترین تنش صلی اول و تنش ون میسز را در میان تمام ایمپلنت های FG و تیتانیوم تحمل می کنند.

کلمات کلیدی : مطالعه مکانیکی – گرمایی ؛ شبیه سازی های المان محدود ؛ ایمپلنت های درجه بندی شده عملکردی تیتانیوم / هیدروکسی  آپاتایت ، قانون نمایی کسری

Abstract:

This article investigates the thermal–mechanical
performance of hydroxyapatite/titanium (HA/Ti) functionally
graded (FG) dental implants with the three-dimensional
finite element method. The stresses induced by occlusal
force for the present HA/Ti FG implant are calculated
to compare with the corresponding stresses for the
titanium dental implant. Thermal–mechanical effect of
temperature variation due to daily oral activity is also
studied. The HA/Ti FG dental implant performance is
evaluated against the maximum von Mises stress, which
is the general performance indicator, the first principal/
tensile stress for mechanical failure of implant-bone-bond
and the third principal/compressive stress for bone absorption.
Simulation results indicate that under the influence
of occlusal force only, the FG implants with different
HA fraction along the implant length perform almost
equally well, while the titanium implant sustains much
higher von Mises stress. However, when thermal stress
is also considered, the FG implant having HA fraction exponential
index of m ¼ 2 with temperature decrease of
208C yields the highest first principal and von Mises
stresses among all the FG and titanium implants. 2006
Wiley Periodicals, Inc. J Biomed Mater Res 80A: 146–158,
2007
Key words: thermal–mechanical study; finite element simulation;
hydroxyapatite/titanium functionally graded dental
implant; fraction exponential rule

برای مشاهده ی مقاله ی  درمان ایمپلنت دندان در بیماران با پوکی استخوان اینجا کلیک کنید

مقدمه

ایمپلنت های دندانی یکی از رایج ترین جراحی های بالینی می باشد که برای به دست آوردن عملکرد یک دندان خراب مورد استفاده قرار می گیرد. بسیاری از موارد الزامی مانند زیست سازگاری، پایداری مکانیکی، رسانش گرمایی و غیره باید در این ایمپلنت ها فراهم شود. زیست سازگاری یکی از مهم ترین موضوعات در جراحی های ایمپلنت ها می باشد. این زیست سازگاری اشاره به حالتی دارد که محیط زیستی نسبت به حضور یک ایمپلنت واکنش نشان می دهد که نسبت به محیط زیستی یک وجود خارجی در نظر گفته می شود و ممکن است خطرناک و یا مخرب باشد. در طرف دیگر، بعضی از موارد تاثیر بسیار مثبتی بر روی محیط زیستی دارند، مانند بیوسرامیک ها، به خصوص کلسیم هیدروکسید که یک عامل زیستی فعال می باشد که ماهیت ماده زیستی طبیعی می باشد. در دنبال  رسیدن به یک ماده با زیست سازگاری بالا و در عین حال حفظ پایداری های مکانیکی، بیوسرامیک ها معمولا برای پوشش دادن ایمپلنت های فلزی مورد استفاده قرار می گیرند. مطالعه ها در رابطه با تماس بین استخوان و ایمپلنت نیز در مقاله های مختلف گزارش شده است. اگرچه در زمینه  زیست سازگاری و مقاومت ارتباط بین استخوان و ایمپلنت بهبود هایی ایجاد شده است، نیروی داخلی بیوسرامیک ها با فلز ممکن است یکی دیگر از منابع مشکلات گرمایی – مکانیکی باشد.

از نظر این موضوع که مواد زیستی طبیعی در واقع به صورت درجه بندی شده عمل می کنند، بیوسرامیک ها / فلز ها که به صورت خاص ترکیب های هیدروکسی آپاتایت / تیتانیوم (Ha/Ti) هستند و از جمله ایمپلنت های دندانی (FG) درجه بندی شده عملکردی مورد استفاده قرار می گیرند، یکی از بهترین جایگزین ها برای دندان های از دست رفته می باشند. Watari و همکارانش،  ایمپلنت های HA/Ti FG را تولید کردند و آن را در موش های ویستار، از نظر زیست سازگاری بررسی کردند. آن ها مشاهده کردند که ایمپلنت های HA/Ti FG  دارای زیست سازگاری بهتری نسبت به ایمپلنت هایی هستند که فقط ای تیتانیوم تولید شده اند. Yokuyama و همکارانش، ویژگی های مکانیکی و زیست سازگاری ایمپلنت های HA/Ti FG تولید شده با استفاده از روش تفجوشی جرقه ای ایجاد شده است را بررسی کردند و بیان کردند که با استفاده از این روش تا حد زیادی بهبود ایجاد شده است. Chu و همکارانش نیز مقاومت اتصال بین ایمپلنت و استخوان را به مقدار 159MPa اندازه گیری کردند. Zhu و همکارانش نیز مقاومت برشی اتصال در ایمپلنت های HA/Ti FG  را به صورت 6.49MPa بعد از سه ماه، اندازه گیری کردند .  Chu و همکارانش مواد HA/Ti FG را ایجاد کردند که به صورت بهینه طراحی شده و ایجاد شده بود، و بر اساس کمترین تنش گرمایی پس ماند ساخته شده بود. Hedia و Mahmound از روش المان محدود (FE) استفاده کردند تا ایمپلنت های دندانی HA/Ti FG را بهینه کنند که بر اساس تنش های ون میسز حداقلی ساخته شده بود.

شکل 1  مش کلی با شرایط بارگذاری و شرایط مرزی

در این مطالعه، روش FE سه بعدی برای مطالعه عملکرد ایمپلنت های دندانی HA/Ti FG با ارجاع به تنش های اطراف ایمپلنت ها، مورد استفاده قرار گرفته است.  ایمپلنت های تجاری تیتانیوم از سیستم Bioform در این مدل ها با استفاده از مواد HA/Ti FG جایگزین شده است.  به دلیل این که تنش های محیطی  بالاتر بر روی ایمپلنت می تواند باعث ایجاد یک احتمال بالاتر از شکست اتصال بین ایمپلنت و استخوان شود و تنش های فشردگی باعث جذب استخوان می شود، عملکرد های مکانیکی ایمپلنت ها با ارجاع به تنش های اولیه / کششی و تنش های فشردگی / سوم ، به علاوه شاخص عملکرد عمومی تنش های ون میسز بررسی می شود. مطالعه های پارامتری بر روی ترکیب های مختلف از ایمپلنت های FG بر اساس قانون نمایی Takashi و Naotake مورد استفاده قرار گرفته است.

در طرف دیگر، فرایند بلعیدن غذاهای سرد و گرم و یا آب باعث می شود که در محیط دهانی تغییرات دمایی ایجاد شود. تغییرات دمایی ممکن است در حد 20 درجه سانتی گراد باشد. مطالعه فعلی همچنین تاثیر گرمایی – مکانیکی تغییرات دمایی بر روی عملکرد ایمپلنت های دندانی FG را بررسی می کند.

جدول 1: ویژگی های مواد

مدل FE

حالت هندسی ایمپلنت ها برای دندان آسیای اول و آرواره پایین از مدل های FE ارائه شده توسط Las Casas و همکارانش به دست آمده است که از اسکن های مقطع نگاری کامپیوتری از ایمپلنت های دندانی سیستم Bioform و اسکن های CT آرواره پایین، ایجاد شده است.  این ایمپلنت ها دارای طول 13 میلیمتر و قطع 4 میلیمتر می باشد. این ایمپلنت ها یک سطح اریب موازی با بخش دیستال میانی دارد.  فرض شده است که یک لایه از استخوان اسفنجی به ضخامت 1 میلیمتر دور ایمپلنت را فرا گرفته است. در این مطالعه، تنها ایمپلنت دندانی و سیستم های دهانی اطراف آن  مدل سازی می شود. بافت های استخوانی اطراف به اندازه ای کافی هستند که توزیع تنش محلی مشابه اطراف ایمپلنت دندانی مشابه با حالت کامل آرواره پایین را ایجاد کنند. مواد مورد استفاده برای ایجاد اتصال ها تیتانیوم می باشد، در حالی که ماده مورد استفاده برای خود ایمپلنت، HA/Ti FG می باشد.

شکل 2  کسر حجمی از هیدروکسی آپاتایت در راستای طول ایمپلنت

شکل 3  تغییرات ماژول های یانگ و CTE در راستای طول ایمپلنت

شکل 5 تایید مدل فعلی نسبت به نتایج ارائه شده توسط Las Casas و همکارانش

شکل 4  روش تقسیم بندی خطی برای تغییرات CTE

شکل 6  گره های محیطی برای ارائه تنش.

مش های FE با شرایط بارگذاری مرزی و بارگذاری در شکل 1 نشان داده شده است. ابعاد برای بخش های مرتبط با آرواره ها و ایمپلنت در این شکل مشخص شده است.  دو سطح انتهایی کاملا نسبت به هر گونه حرکت، محدود هستند. یک سطح کاملا کران دار نیز بین ایمپلنت و سطح اطراف بافت های استخوانی در نظر گرفته شده است به صورتی که آن ها ، همان گره هایی را به صورت مشترک داشته باشند که در سطح تماسی وجود دارد.

نیروی سطح جونده برای هر فرد متفاوت می باشد و حتی برای یک فرد، در شرایط مختلف این شرایط تفاوت می کنند. بازه تخمین زده شده از این نیرو در حالت یک دندان کامل بین 20 تا200 N می باشد. در این مطالعه، نویسنده ها قصد دارند تا عملکرد گرمایی – مکانیکی ایمپلن های دندانی با کسر های ترکیبی مختلف را در راستای طول ایمپلنت مطالعه کنند و قصد آن ها به دست آوردن سطح تنش دقیق در طول استفاده از دندان ها نمی باشد. ازین رو یک نیروی عمودی 100N در این مطالعه در نظر گرفته شده است که نشان دهنده یک سطح جوندگی میانگین می باشد و به عنوان یک فشار یکنواخت بر روی سطح بالایی در نظر گرفته می شود ( شکل 1).

شکل 1  تنش های ون ویسز اطراف ایمپلنت که تنها تحت نیروهای جوندگی شکل می گیرند.

در طرف دیگر، بر اساس Toprali و Sasaki ، دمای دهانی در اثر فعالیت های روزانه کم و زیاد می شود، مانند بلعیدن مایعات داغ یا سرد که این تفاوت های دمایی می تواند در سطح 20 درجه سانتی گراد باشد. تنش های گرمایی سپس از طریق بار های دمایی اندازه گیری می شود که برای کل سیستم دهانی، به صورت یک بازه از 20- تا 20 درجه سانتی گراد در نظر گرفته می شود.

ویژگی های در نظر گرفته شده برای هر ماده در جدول 1 نشان داده شده است. باید به این نکته اشاره کرد که برای CTE های استخوان ها مقادیر بسیار متفاوتی توسط محقق های مختلف ارائه شده است، مثلا مقدار   توسط احمد و همکارانش، و مقدار  توسط داک و همکارانش ارائه شده است. در طرف دیگر، Toprali و Sasaki نیز از CTE های دندانی  برای استخوان لثه ای و  برای عاج های دندان مورد استفاده قرار گرفته است. تحقیقات بیشتر در مقالات دیگر نیز برای عاج دندان، مقدار  را ارائه کرده اند. به دلیل این که ترکیب ها و پیکربندی های ساختاری برای عاج ها ، مشابه با استخوان ها بسیار متفاوت هستند، CTE های دندانی با مقدار  برای CTE استخوانی در این مطالعه مورد استفاده قرار گرفته است.

شکل 8  تنش های اصل سوم اطراف ایمپلنت تحت تنها نیروی جوندگی

برای ایمپلنت های FG دندانی مختلف، ترکیب های مختلف از قانون نمایی همراه با طول ایمپلنت برای این مطالعه پارامتری مورد استفاده قرار گرفته است. توزیع نمایی به سادگی برای این مدل سازی ها مورد استفاده قرار می گیرد زیرا حجم کسری بخش های HA در یک راس و مقدار صفر در اتصال در قسمت اتصالی بین ایمپلنت و دندان در نظر گرفته می شود. به این روش، این جهش تنش در این قسمت ها ایجاد نمی شود و در نتیجه زیست سازگاری در بالاترین حالت در قسمت راس ایجاد می شود. کسر حجمی برای هیدروکسی آپاتایت،  ، به صورت زیر نشان داده می شود :

که z  و  H جایگاه عمودی و طول ایمپلنت های دندانی را نشان میدهند.  همچنین کسر حجمی برای تیتانیوم  نیز به صورت زیر نوشته می شود :

شاخص نمایی m در معادله 1 دارای مقادیر مختلف از 0.1 تا 10 می باشد تا بتوانیم یک مطالعه پارامتری را انجام دهیم. تغییرات کسر حجمی در راستای طول ایمپلنت دندانی نسبت به مقادیر مختلف m به صورت گرافیکی در شکل 2 نشان داده شده است. ویژگی های مد نظر برای ایمپلنت های FG ، یعنی ماژول یانگ E ، نسبت پواسون v  و ضریب های گرمایی C ، از ویژگی های هیدروکسی آپاتایت (HA) و تیتانیوم به دست آمده با کسر حجمی مربوطه، به صورت زیر به دست می آید :

که زیروند های t و h نشان دهنده ویژگی های تیتانیوم و هیدروکسی آپاتایت هستند. متغیر های محاسبه شده مرتبط با ماژول یانگ و ضریب افزایش گرمایی نسبت به شاخص های نمایی مختلف m در شکل 3 نشان داده شده است.

شکل 9  تنش های برشی اصلی اولیه اطراف ایمپلنت تحت تنها نیروی جوندگی

سایز گسسته این مش به صورت 0.3mm می باشد. یک تحلیل حساسیت سایز مش در این مطالعه انجام شده است. مش با سایز گسسته 1 ، 0.5 و 0.3 به ترتیب برای ایمپلنت های دندانی و بافت های استخوانی اطراف آن مورد استفاده قرار گرفته است. مشخص شده است که این مش ها با 0.5 و 0.3 میلیمتر بهترین نتایج مشابه را به دست می آورند و بیشترین تنش ون میسز به دست آمده با مش 0.5 میلیمتر سایز گسسته دارای تمایز 0.2% نسبت به مقادیر به دست آمده از مش 0.3 میلیمتر می باشند. در طرف دیگر، مش با سایز گسسته 1 میلیمتر دارای تفاوت های محسوس نسبت به مقادیر قبلی می باشد. ازین رو، مطالعه فعلی از سایز مش گسسته به صورت 0.3 میلیمتر استفاده می کند. یک مش پراکنده نیز برای بافت های استخوانی مورد استفاده قرار می گیرد که از ایمپلنت دور هستند. به صورت کلی، 199.008 المان چهار وجهی و 35.143 گره در این مدل مورد استفاده قرار گرفته است.

جدول 2

یک UFIELD غیر روتین در Abaqus برای اجرای ویژگی های مواد FG در ایمپلنت مورد استفاده قرار گرفته است. ویژگی های مواد صاف و تغییرات در ایمپلنت های دندانی با خط های بخش بندی شده جایگزین شده است، مانند تخمین های CTE که در شکل 4 نشان داده شده است. در حال حاضر یک هزار بخش برای ارائه تغییرات ویژگی های مواد مورد استفاده قرار گرفته است. با در نظر داشتن طول کلی ایمپلنت دندانی به صورت 13 میلیمتر، طول هر کدام از بخش ها به صورت 0.013 میلیمتر بسیار کوچکتر از سایز 3 میلیمتری مش می باشد. ازین رو، شبیه سازی فعلی از مواد FG می تواند به صحت کلی روش FE برای مواد همگن برسد.

تایید مدل

ویژگی مواد اولیه مورد استفاده به صورت تیتانیوم که در مطالعه Las Casas و همکارانش مورد استفاده قرار گرفته است با استفاده از مدل غیر روتین Abaqus اجرا شده است که در آن تایید ویژگی های مواد جایگزین داده های ثابت مواد باری تیتانیوم شده است.  تنها نیروی جوندگی به صورت 100N در این مدل اعمال شده است.  تنش های اولیه اصلی و تنش های سوم در راستای محیط این ایمپلنت ها در قسمت های دیستال و میانی در شکل 5 با یکدیگر مقایسه شده اند. می توان در شکل 5 مشاهده کرد که نتایج شبیه سازی های فعلی نزدیک به نتایج شبیه سازی های انجام شده توسط Las Casas و همکارانش می باشد که از نظر سطح تنش کلی و گرایش های آن می باشد. تفاوت های بین مقادر پیک ممکن است از مش ها و ویژگی های نمونه برداری مختلف از گره ها ایجاد شود، به همین دلیل منحنی های تنش نسبت به منحنی های ارائه شده از Las Casas و همکارانش بسیار روان تر هستند.

گره های محیطی معمولا برای نشان دادن تنش مورد استفاده قرار می گیرند که در شکل 5 نشان داده شده اند و تمام شکل های بعدی، در شکل 6 رسم شده است. و شکل برش های باریک شده نیز در شکل 6 نشان داده شده است.

نتایج شبیه سازی ها

شکل 9-7 نشان دهنده تنش های ون میسز، تنش اول و تنش سوم تحت تنها نیروی جوندگی برای FG های مختلف و ایمپلنت های تیتانیوم می باشد. هر کدام از نماد های موجود در این شکل ها متناسب با همان شکل تعریف می شوند. مثلا  نشان دهنده مواد FG در ایمپلنت با کسر HA با شاخص نمایی m=0.1 می باشد. ایمپلنت های FG  مختلف باعث می شوند که الگوهای بسیار مشابه از تنش های حول ایمپلنت ایجاد شود. در ارزیابی  تنش های عمومی، ایمپلنت های FG با کمترین کسر HA ، کران پایین را مشخص می کند در حالی که ایمپلنت های تیتانیومی در واقع کران بالا را مشخص می کند. در اصل، این نظم صعودی بر اساس شاخص نمایی افزایش پیدا می کند، یعنی هر چه شاخص نمایی بیشتر باشد، تنش کلی نیز بیشتر خواهد بود. این موضوع مطابق با تمایل تغییرات در ماژول یانگ می باشد و در شکل 3 نیز نشان داده شده است که هر چه شاخص نمایی بالاتر باشد، ماژول کلی یانگ نیز بیشتر خواهد بود. دلیل این موضوع این است که ایمپلنت و استخوان های اطراف آن را می توان به صورت دو فنر موازی در نظر گرفت که نیروی جوندگی را متعادل می کنند، در نتیجه هر چه ایمپلنت سفت تر باشد، سهم نیرویی که دریافت می کند بیشتر است. باید به این نکته اشاره کرد که در شکل های 9-7 ، تنش پیک در قسمت های دهانی – زبانی به دلیل سه جفت از برش های باریک شده ایجاد می شود.

باید به این نکته اشاره کرد که مقدار جبری منفی کمتر در شکل 7 نشان دهنده تنش های بالاتر فشردگی می باشد. بیشترین مقدار در راستای محیط ایمپلنت ها در جدول 2 برای تمام موارد شبیه سازی ها نشان داده شده است و نمودار هیستوگرام در شکل 10 نشان دهنده مقادیر برای ایمپلنت ها تحت تنها نیروی جوندگی می باشد. تقریبا تمام مقادیر ماکسیموم تنش نزدیک به محیط گردنی قرار دارند به جز چند مورد استثنا. بیشترین تنش ون میسز ( 8.02 MPa) ، از ایمپلنت های تیتانیوم ایجاد می شود که 40.7% نسبت به کمترین مقدار در ایمپلنت های FG که به صورت  بیشتر می باشد.

تفاوت های موجود در نیروهای اصلی فشردگی و نیروی های کششی خیلی محسوس نیستند زیرا ما این پارامتر ها را برای تنش های ون میسز در نظر می گیریم. بیشترین تنش فشردگی سوم از ایمپلنت های FG با m=0.1(-8.82MPa) ایجاد می شود که حدود6.5% بیشتر از مقدار کمترین از ایمپلنت های FG به صورت  می باشد. بیشترین تنش کششی نیز ای ایمپلنت های تیتانیوم ایجاد می شود ( 1.39MPa) که 33.6% نسبت به کمترین مقدار از ایمپلنت های FG به صورت  بیشتر می باشد. اگرچه تفاوت های درصدی برای تنش کششی بالا می باشد، اما تفاوت مطلق بسیار کم می باشد زیرا تنش های ماکسیموم کششی برای تمام ایمپلنت ها نسبت به تنش های فشردگی بسیار کمتر هستند.

تفاوت های بسیار کمی نیز برای تنش های ماکسیموم در میان ایمپلنت های FGمشاهده شده است. ایمپلنت های FG با  بیشترین تنش های ون میسز را ایجاد می کنند  ( 5.89MPa) ، در حالی کهی ایمپلنت های FG با m=0.2 ، کمترین  مقدار را ایجاد می کنند. بالاترین تنش اصلی سوم برای تمام ایمپلنت های FG از ایمپلنت هایی به صورت  ایجاد می شود در حالی که کمترین مقدار برای ایمپلنت های FG با m=5 و 10 ، به صورت  است. بیشترین تنش اولیه از ایمپلنت های FG با m=5,10 ایجاد می شود و کمترین مقدار نیز از ایمپلنت های FG با  ایجاد می شود. تفاوت های درصدی بین بیشترین و کمترین مقدار به ترتیب برای کمترین مقادیر ماکسیموم تنش ون میسز، فشردگی و تنش کششی به صورت 3.33 ، 6.52 و  30.76 درصد می باشد. اگرچه تفاوت های درصدی برای بیشترین تنش کششی تا 30.76% بالا می باشد، اما تفاوت های مطلق هنوز در حد کمی هستند زیرا تنش های کششی معمولا مقدار کمی دارند. ازین رو، می توان بیان کرد که تنها تحت نیروی جوندگی، عملکرد مکانیکی تمام ایمپلنت های FG تقریبا به صورت معادل خوب می باشد در حالی که تیتانیوم می تواند تنش های ون میسز بسیار بیشتری را تحمل کند.

شکل 10 تنش های حول ایمپلنت به صورت ماکسیموم در قسمت ها دهانی – زبانی و قسمت های میانی – دیستال تحت تنها نیروی جوندگی

شکل 11 تاثیرات تمایی حول ایمپلنت بر روی تنش های ون میسز

شکل 12  تاثیرات دمایی حول ایمپلنت بر روی تنش اصلی سوم

شکل 13  تاثیرات دمایی حول ایمپلنت بر روی تنش برشی اول

شکل 14  تنش های محیطی ماکسیموم در قسمت های دهانی – زبانی و میانی – دیستال تحت نیروی جوندگی و بار های دمایی

تاثیر تغییرات دمایی به دلیل فعالیت های دهانی روزانه در شبیه سازی ها در بازه های دمایی 20- تا 20+ سانتی گراد نشان داده شده است و نیروی جوندگی نیز در این حالت ها در نظر گرفته شده است. تنش های حول ایمپلنت ها برای چهار ایمپلنت انتخاب شده FG و تیتانیوم در شکل 13-11 نشان داده شده است. می توان از این شکل ها مشاهده کرد که تغییرات دمایی تاثیر محسوسی بر روی نواحی گردنی نسبت به دیگر مناطق دارد.

تاثیر تغییرات دماییی بر روی تنش های ون میسز در شکل 11 نشان داده شده است. مشاهده می شود که کاهش دما باعث می شود که سطح تنش ها به صورت محسوس افزایش پیدا کند در حالی که افزایش دما باعث می شود این تنش ها تا حدی کاهش پیدا کند. باید به این نکته اشاره کرد که DT در نمودار ها نشان دهنده بار گرمایی می باشد، مثلا DT=0 به معنی این است که هیچ بار گرمایی ایجاد نشده است و DT=20 هم نشان دهنده یک بار گرمایی 20 درجه سانتی گرادی می باشد.

برای تنش های فشردگی  (شکل 12) ، افزایش دمای 20 درجه ای باعث می شود که تنش فشردگی به صورت محسوس نسبت به کاهش دما، افزایش بیشتری داشته باشد. این تاثیر بر روی نواحی گردنی در قسمت های میانی – دیستال بیشتر محسوس است.

برای تنش اصلی اول، می توان از شکل 13 مشاهده کرد که با وجود ایمپلنت های FG مختلف، بار دمایی  به صورت افزایش و کاهش باعث می شود که تنش اصلی اول در نواحی گردنی به صورت محسوس کاهش پیدا کند در حالی که در قسمت راس ها باعث افزایش می شود. و این تاثیر حتی در نواحی گردنی در قسمت های میانی – دیستال محسوس تر می باشد.

تاثیر تغییرات دمایی همچنین در شکل  14 نیز نشان داده شده است که در این شکل، مقایسه بین بیشترین مقادیر در محیط قسمت های دهانی – زبانی و قسمت های میانی – دیستال را مشاهده می کنید. می توان از شکل 14 و جدول 2 مشاهده کرد که ایمپلنت های FG با m=2 بیشترین تنش ون میسز و تنش اول را با کاهش دمایی 20 درجه تحمل می کنند ( به ترتیب 5.15 و 9.76MPa) . بیشترین تنش اصلی سوم نیز از ایمپلنت های تیتانیوم با کاهش دمایی  ایجاد می شود. ایمپلنت های FG با m=2 با کاهش دمایی هم بیشترین تنش اصلی سوم / فشردگی را در میان ایمپلنت های FG تحمل می کنند.

ایمپلنت های FG با m=0.2 بدن تغییرات دمایی نیز باعث می شود که کمترین تنش ون میسز ( 5.7MPa) ایجاد شود. ایمپلنت های FG با m=10 با کاهش دمای 20 درجه سانتی گراد ( -7.70MPa) باعث می شود که کمترین تنش اصلی سوم ایجاد شود. همچنین ایمپلنت FG به صورت m=0.1 با کاهش دمایی 20 درجه نیز باعث می شود که کمترین تنش اصلی اول (0.57MPa ) ایجاد شود.

به صورت خلاصه، کاهش دما باعث افزایش تنش می شود به خصوص تنش کششی که به صورت محسوس افزایش پیدا می کند. عملکرد مکانیکی نسبی ایمپلنت های FG و تیتانیوم تحت بار های دمایی و نیروی جوندگی نسبت به حالتی که فقط نیروی جوندگی در نظر گرفته می شود، بسیار متفاوت است.

با در نظر داشتن مقاوم خمشی 159MPa در اتصال بین استخوان و ایمپلنت،  به نظر می رسد که مشتقات به دست آمده از تنش های کششی ماکسیموم برای تمام ایمپلنت های FG و تیتانیوم که در جدول 2 مشاهده می شود، باعث نمی شوند که اتصال بین دندان و ایمپلنت آسیب ببیند. اما، ایمپلنت های FG با m=2 بیشترین احتمال از نظر شکست اتصال بین  ایمپلنت و دندان را در میان ایمپلنت های FG دارند که به دلیل تکرار یا شکست در اثر فرسودگی ایجاد می شود.

جمع بندی

تحت تنها نیروهای جوندگی، ایمپلنت های FG با کسر حجمی مختلف از HA تقریبا همه عملکرد خوبی دارند در حالی کهی تیتانیوم تنش های ون میسز بسیار بیشتری را به دست می آورد. عدم  تطابق ضریب های بسط گرمایی بین ایمپنت و استخوان میزبان باعث می شود که وقتی دمای دهانی تغییر می کند، تنش های اضافی ایجاد شود. از این مطالعه مشخص می شود که کاهش دما باعث افزایش تغییرات در تنش های ماکسیموم به صورت محسوس می شود. می تواند حتی باعث سه برابر شدن تنش های کششی شود. عملکرد ایمپلنت های دندانی از نظر تنش دمایی نسبت به حالتی که فقط نیروهای جوندگی در نظر گرفته می شود، بسیار متفاوت می باشد. زمانی که تاثیرات تغییرات دمایی در نظر گرفته می شود، ایمپلنت های FG با شاخص نمایی کسر HA به صورت m=2  بیشترین تنش ون ویسز و تنش کششی را در میان تمام ایمپلنت های FG و تیتانیوم تحمل می کند. ازین رو، تنش های گرمایی نباید برای ارزیابی عملکرد ایمپلنت های دندانی مورد غفلت قرار بگیرد.

برای دانلود کامل مقاله فارسی مطالعه گرمایی – مکانیکی ایمپلنت های دندانی عملکردی درجه بندی شده با استفاده از روش المان محدود اینجا کلیک کنید

دانلود ( Download )

برای دانلود کامل مقاله انگلیسی ( English ) مطالعه گرمایی – مکانیکی ایمپلنت های دندانی عملکردی درجه بندی شده با استفاده از روش المان محدود اینجا کلیک کنید

دانلود ( Download )

نوشته مطالعه گرمایی – مکانیکی ایمپلنت های دندانی عملکردی درجه بندی شده با استفاده از روش المان محدود اولین بار در دندان پزشک تهران، دندانپزشک تهران، دکتر کامیار شاطری، دندان پزشک تهران، دندان پزشکی تهران، دندان پزشک گیشا، دندان پزشک حرفه ای تهران. پدیدار شد.

چکیده

مقدمه: هدف این مطالعه، گزارش اثر احتمالی حضور ایمپلنت مجاور بر روی پیشرفت شکستگی عمودی ریشه (VRF) در دندان­هایی است که با روش اندودونتیک درمان شده­اند.

روش­ها: در مجموع 8 مورد شکستگی در 7 بیمار که شکستگی عمودی ریشه در آنها تشخیص داده شده بود؛ بعد از جایگذاری ایمپلنت در ناحیه مجاور شرح داده شد و مورد تجزیه و تحلیل قرار گرفت. علاوه بر این، جستجوی جامع منابع موجود با معیارهای ورود و خروج سختگیرانه­ برای تشخیص مطالعات بالینی دیگر که این سناریوی بالینی را ارزیابی کرده بودند؛ انجام شد. نتایج: تجزیه و تحلیل سری­های موردی نشان داد که زمان جایگذاری ایمپلنت برای تشخیص VRF بین 5 تا 28 ماه (به طور متوسط= 11 ماه) بود. اکثر موارد در بیماران زن که دو یا چند ایمپلنت دریافت کرده بودند؛ رخ داده بود. 6 نفر از 7 بیمار بالای 40 سال سن داشتند و میانگین سنی آنها 54 سال بود. اکثر دندان­هایی که دچار شکستگی عمودی ریشه­ شده بودند؛ دندان آسیاب کوچک[1] یا آسیاب آرواره­ بالا (8/6 دندان) بودند. تمام دندان­های شکسته شده با یک تاج دندان ترمیم شدند و کیفیت پرکردن کانال ریشه مناسب بود. بررسی سیستماتیک نشان داد که VRF ناشی از ایمپلنت هنوز مورد بررسی قرار نگرفته یا گزارش نشده است. نتیجه­گیری: بر اساس بررسی سیستماتیک منابع، این مجموعه­های موردی، اگرچه محدود هستند؛ اما اولین گزارش بالینی از وقوع احتمالی VRF ناشی از ایمپلنت در دندان­های مجاور درمان شده به روش اندودونتیک می­باشند. انجام مطالعات بالینی بیشتر به منظور روشن نمودن این پدیده بالقوه ضروری است.

کلمات کلیدی: دندان­های درمان شده به روش اندودونتیک، ایمپلنت، شکستگی عمودی ریشه­

Abstract

Introduction: This study aimed to report a possible effect
of the presence of an adjacent implant on the development
of a vertical root fracture (VRF) in endodontically
treated teeth. Methods: A series of 8 cases in 7 patients
with teeth diagnosed with VRF after the placement of
implants in the adjacent area is described and analyzed.
In addition, a comprehensive literature search with strict
inclusion and exclusion criteria was undertaken to identify
additional clinical studies that assessed this clinical
scenario. Results: The case series analysis revealed
that the time from implant placement to the diagnosis
of VRF was between 5 and 28 months (average =
11 months). The majority of cases occurred in female patients
who received 2 or more implants. Six of the 7 patients
were older than 40 years, with an average age of
54 years. The majority of teeth with VRF were premolar
or mandibular molar teeth (6/8 teeth). All fractured teeth
had been restored with a crown and had a post present,
and the quality of the root canal filling was determined
to be adequate. The systematic review revealed that
implant-associated VRF has not been investigated or reported
in the literature yet. Conclusions: Based on a
systematic review of the literature, this case series,
although limited in its extent, is the first clinical report
of a possible serious adverse event of implantassociated
VRF in adjacent endodontically treated teeth.
Additional clinical studies are indicated to shed light on
this potential phenomenon. (J Endod 2016;42:948–952)
Key Words
Endodontically treated teeth, implant, vertical root
fracture

برای خواندن مقاله ی  شکست ایمپلنت دندان: علل اتیولوژی و عوارض اینجا کلیک کنید

هنگام از دست دادن دندان در اثر آسیب، پوسیدگی دندان، بیماری پریودنتال و فقدان مادرزادی دندان، جایگزینی دندان با یک ایمپلنت دهانی ممکن است توصیه شود. زمانی که اطراف فضای خالی دندان از دست رفته توسط دندان سالم یا پروتز سالم دندان مجاور احاطه شده باشد؛ می­توان این فضا را بازسازی کرد.

حفظ ایمپلنت­ها به طور مستقیم به ادغام آنها با استخوان مربوط می­شود که به عنوان تماس نزدیک بین استخوان و ایمپلنت تعریف می­شود. مهم­ترین تفاوت بین دندان­های طبیعی و ایمپلنت، لیگامنت­های پریودنتال (PDL) و ویژگی­های منحصر به فرد این لیگامنت است که تنها در اطراف دندان­های طبیعی وجود دارند. PDL امکان توزیع استرس، تحرک، تحمل ترومای اکلوزال و تحریک­پذیری را فراهم می­آورد و از این رو به عنوان مدولاتور نیروهای اکلوزالی بیش از حد عمل می­کند. این مکانیسم مدولاسیون در ایمپلنت­های ادغام شده با استخوان وجود ندارد؛ از این رو به طور بالقوه در معرض اضافه بار اکلوزال قرار دارند.

با وجود اینکه اثرات دقیق اضافه­بار اکلوزال بر روی ایمپلنت­ها کاملا روشن نیست؛ پیشنهاد شده است که ارتباط ایمپلنت­ها با هم نه تنها باید بر اساس طرح­های اکلوزال معمول بلکه همچنین باید از نقطه نظر کاهش عوامل اضافه­بار طراحی شود. با این حال، زمانی که ارتباط بین ایمپلنت­ها به منظور جلوگیری از وارد شدن اضافه بار اکلوزالی بر ایمپلنت تغییر می­کند؛ ممکن است نیروی توزیع­شده بر دندان­های طبیعی مجاور تغییر کند.

شکستگی­های عمودی ریشه (VRFs) ممکن است در هر سطحی از ریشه آغاز شود. زیر بارهای اکلوزال، دندان­هایی که به روش اندودونتیک درمان شده­ بودند؛ مقاومت کمتری به شکستگی نشان دادند. با این حال، ارتباط اکلوزال دقیق بین ایمپلنت و دندان­هایی که به روش اندودونتیک درمان شده­اند به طور کامل روشن نشده است و احتمال خطر VRF بر روی دندان­های طبیعی ناشناخته است.

دندانپزشکی مبتنی بر شواهد یک رویکرد مراقبت از بهداشت دهان است که برای حمایت از تخصص بالینی پزشک برای هر یک از نیازها و عملکردهای درمانی بیمار، بهترین شواهد بالینی موجود را ادغام می­کند. این نوع از دندانپزشکی بر فرآیند یافتن سیستماتیک، ارزیابی و استفاده از یافته­های تحقیقاتی به عنوان پایه­ای برای تصمیم­گیری بالینی استوار است. بررسی­های سیستماتیک پایه­ای را برای اجرای دندانپزشکی مبتنی بر شواهد ایجاد می­کنند. استفاده از اصول مبتنی بر شواهد در دندانپزشکی بایستی خطاهای موجود در فرآیند تصمیم­گیری بالینی را کاهش دهد. بنابراین، با توجه به پدیده احتمالی VRF ناشی از ایمپلنت، یک بررسی مبتنی بر شواهد از منابع موجود مهم است.

ممکن است فرض شود که بروز VRF در دندان­های مجاور ایمپلنت­ها (VRF ناشی از ایمپلنت) که به روش اندودونتیک درمان شده­اند بالاتر است؛ به خصوص اگر بارهای اکلوزال عمدا توسط ایمپلنت کاهش پیدا کند در حالی که افزایش بار اکلوزال به دندان­های طبیعی مجاور توزیع شده باشد.

در این مطالعه، 8 مورد  VRFناشی از ایمپلنت شرح داده شد و مورد تجزیه و تحلیل قرار گرفت. علاوه بر این، یک بررسی سیستماتیک با هدف شناسایی و آنالیز شواهد موجود در مورد VRF ناشی از ایمپلنت، بر روی منابع در دسترس انجام شد.

مواد و روش­ها

معیارهای ورود[2] برای موارد و مطالعات انتخاب شده در بررسی سیستماتیک به شرح زیر است:

• ایمپلنت­ها مجاور دندان­های درمان­شده به روش اندودونتیک که هیچ گونه پاتولوژی اطراف ریشه­ای نداشتند؛ نصب شدند.
• بین دندان­های درمان­شده به روش اندودونتیک و دندان مقابل اتصالات اکلوزال وجود داشت.
• بعد از بارگذاری ایمپلنت، بر اساس ارزیابی بالینی و رادیوگرافیک، VRF تشخیص داده شد.
• VRF توسط ارزیابی میکروسکوپی دندان خارج شده تایید شده بود.

بررسی­ها، نظر متخصصان و مطالعاتی که به موضوع این مطالعه مرتبط نبودند؛ از جستجوی سیستماتیک منابع حذف شدند.

روش­های جستجو برای شناسایی مطالعات به منظور بررسی سیستماتیک

پایگاه داده­های الکترونیکی زیر مورد جستجو قرار گرفتند: MEDLINE با استفاده از موتور جستجوی پاب مد (http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/ pubmed) و اسکوپوس.

برای جستجوی اولیه در میان پایگاه داده MEDLINE از کلمات کلیدی زیر استفاده شد: ((شکستگی عمودی ریشه) یا دندان شکسته) و ایمپلنت. عناوین پزشکی زیر دریافت شد: (عمودی {همه زمینه­ها} و (ریشه­­ی گیاهان {اصطلاح MeSH} یا (گیاه {تمام زمینه­ها} و ریشه­ها {همه زمینه­ها}) و (شکستگی­ها، استخوان {اصطلاح MeSH} یا (شکستگی­ها (تمام زمینه­ها) و “استخوان” {تمام زمینه­ها}) یا شکستگی­های استخوان {تمام زمینه­ها} یا شکستگی {تمام زمینه­ها} یا (سندروم دندان شکسته) {اصطلاح MeSH}یا (“شکسته) {تمام زمینه­ها} و دندان {تمام زمینه­ها} و سندروم {تمام زمینه­ها} یا سندروم دندان شکسته {تمام زمینه­ها} یا (شکسته {تمام زمینه­ها} و دندان {تمام زمینه­ها}) یا دندان شکسته {تمام زمینه­ها}) و ایمپلنت {تمام زمینه­ها}.

سپس با استفاده از همین کلمات جستجوی دیگری در میان پایگاه داده اسکوپوس انجام شد. MeSH برای اسکوپوس به صورت زیر دریافت شد: (شکستگی عمودی ریشه یا دندان شکسته) و (ایمپلنت) و بدون شاخص (medline) و (محدود به DOCTYPE ، ar) و (محدود به (SUBJAREA، DENT).

متون مرتبط که در موتور جستجوی MEDLINE بدست آمده بودند؛ به صورت دستی ارزیابی شدند و لیست منابع آنها برای دریافت مقالات واجد شرایط احتمالی که هنوز توسط جستجوی الکتریکی شناسایی نشده بود مورد جستجو قرار گرفت.

جمع­آوری و آنالیز داده­ها برای بررسی سیستماتیک

مقالات شناسایی شده در جستجوی متون ابتدا بر اساس عناوین و خلاصه­ی آنها توسط دو ناظر به صورت جداگانه (I.T و E.R) مورد بررسی قرار گرفتند. در مورد مطالعات مرتبط احتمالی به منظور ارزیابی کل متن بر اساس معیارهای ورود موارد و مطالعات انتخاب شده در بررسی سیستماتیک برنامه­ریزی شد. در نهایت، مقالات واجد شرایط شناخته شده به منظور استخراج و تجزیه و تحلیل داده­ها مورد بررسی قرار گرفتند.

موارد مرتبط شناخته شده برای تجزیه و تحلیل اطلاعات جمعیت شناختی بیمار و پارامترهای ایمپلنت و  دندان­هایی که دچار شکستگی عمودی ریشه شده­ بودند؛ بررسی شدند. همچنین مطالعات مرتبط به منظور ارزیابی کیفیت روش­شناختی و ناهماهنگی آنها برای امکان تجزیه و تحلیل متا آنالیز نتایج مورد برنامه­ریزی قرار گرفتند.

جمع­آوری و تجزیه و تحلیل داده­ها برای تمام موارد

اطلاعات بدست آمده از 7 بیمار با 8 مورد VRF تایید شده در دندان­های درمان شده مجاور ایمپلنت که در یک عمل خصوصی محدود به پریودانتیکس بین سال 2010 و 2014 شرکت کرده بودند؛ جمع­آوری و مورد تجزیه و تحلیل قرار گرفت. فاکتورهای زیر برای هر بیمار بر اساس پرونده پزشکی و ارزیابی بالینی و رادیوگرافیک او ثبت شد: سن و جنس، تعداد و موقعیت ایمپلنت­ها، نوع دندانی که دچار شکستگی عمودی ریشه­ شده (به دو دسته آرواره بالا و دندان آسیاب کوچک تقسیم می­شود)، کیفیت رادیوگرافی پر شدن کانال ریشه (در مواردی که تمام کانال­های قابل مشاهده مسدود شده بود؛ کیفیت “مناسب است” تعریف شد؛ در برخی از موارد هیچ حفره­ای وجود نداشت و پر کردن کانال ریشه تا 0 و 2 میلی­متر کوتاه­تر از راس رادیوگرافی[3] خاتمه یافت؛ اگر پر کردن ریشه مطابق این معیارها نباشد کیفیت “مناسب نیست” تعریف می­شود)، زمان جایگذاری ایمپلنت و زمان بارگذاری ایمپلنت برای تشخیص VRF.

نتایج

نتایج بررسی سیستماتیک

جستجو در پایگاه MEDLINE، 16 مطالعه­ی که بین سال 1983 تا جولای 2014 منتشر شده بود را شناسایی کرد. با جستجو در پایگاه داده اسکوپوس 25 مقاله دیگر دریافت شد. جستجوی دستی هیچ مقاله مرتبط دیگری را شناسایی نکرد.

مقالات شناسایی شده (تعداد=41) بر اساس عناوین و خلاصه­ی آنها ارزیابی شدند. با این حال، بر اساس معیارهای ورود و خروج از پیش تعیین شده، تمام مقالات از مطالعه حذف شدند زیرا آنها به موضوع این مطالعه مربوط نبودند. بنابراین، جستجوی سیستماتیک متون نشان داد که در حال حاضر هیچ مطالعه­ای وجود ندارد که به ارزیابی VRF ناشی از ایمپلنت مربوط باشد. شکل 1 نتایج جستجو را نشان می­دهد.

نتایج سری­های موردی

اطلاعات مربوط به 7 بیمار با 8 مورد VRF تایید شده در دندان­های درمان شده به روش اندودونتیک جمع­­آوری و مورد تجزیه و تحلیل قرار گرفت. 5 زن و 2 مرد بین 34 سال و 65 سال (میانگین سنی= 54 سال) در مطالعه حضور داشتند. در 2 بیمار، 1 ایمپلنت، در 4 بیمار 2 ایمپلنت و در 1 بیمار 3 ایمپلنت نصب شد. در 5 بیمار، ایمپلنت­ها در مجاور دندانی که دچار شکستگی عمودی ریشه شده بود قرار داده شدند و در 2 بیمار ایمپلنت­ها در مقابل (تعداد=1) یا سمت مخالف (تعداد= 1) دندان دچار شکستگی عمودی ریشه نصب شدند.

یکی از دندان­های شکسته شده دندان آسیاب پیشین بود، 5 دندان آسیاب کوچک (4 دندان آسیاب آرواره­ای و 1 دندان آسیاب کوچک) و 2 دندان آسیاب (1 دندان در آرواره بالا و 1 دندان در آرواره پایین) بود. تمام 8 دندان شکسته شده با تاج ترمیم شدند و کیفیت رادیوگرافی پر شدن کانال ریشه مناسب بود.

زمان جایگذاری ایمپلنت تا تشخیص VRF بین 5 تا 28 ماه (به طور متوسط= 11 ماه) بود. زمان بارگذاری ایمپلنت تا تشخیص VRF بین 0 تا 22 ماه (به طور متوسط= 6 ماه) بود.

شکل 2 دندان آسیاب کوچک آرواره­ بالا درمان شده به روش اندودونتیک را نشان می­دهد که بعد از جایگذاری ایمپلنت در فضای مجاور دچار شکستگی عمودی ریشه شده بود.

بحث

این مطالعه 8 مورد شکستگی دندان را در 7 بیمار گزارش می­دهد که در آنها VRF پس از از بین رفتن دندان و جایگذاری ایمپلنت در ناحیه مجاور، به روش اندودونتیک درمان شده بود. علاوه بر این، یک بررسی سیستماتیک بر روی منابع برای ارزیابی اینکه آیا این رویداد ناگوار احتمالی قبلا گزارش شده است؛ انجام شد.

بررسی­های سیستماتیک از یک روش سیستماتیک و روش­شناسی صریح برای بررسی و بدست آوردن شواهد تحقیقاتی استفاده می­کنند تا تعصبات را کاهش داده و به طور صریح مشکلات مربوط به تکمیل شواهد شناسایی شده را پیدا کنند و کیفیت مطالعات و قابلیت ترکیب مطالعات را ارزیابی نمایند. این فرآیند سیستماتیک نیازمند جستجوی جامع متون است تا بیشتر منابع مرتبط را تا جایی که ممکن است شناسایی کند. در تحقیق حاضر، جستجوی جامع منابع در 2 پایگاه داده­ الکترونیکی و جستجوی دستی مقالات مرتبط و بررسی متون منجر به شناسایی 41 مقاله بالقوه شد. به منظور غلبه بر ناهماهنگی اطلاعات بدست آمده، معیارهای ورود و خروج سختگیرانه­ای برای ارزیابی مطالعات مورد نظر در بررسی سیستماتیک بکار برده شد. همین معیارها برای گنجاندن موارد در سری موردی مورد استفاده قرار گرفتند.

شکل 1. فلوچارتی از فرآیند جستجوی سیستماتیک

در زمان جایگذاری ایمپلنت، دندان­هایی که به روش اندودونتیک درمان شده بودند هیچ گونه آسیب اطراف ریشه­ای نداشتند؛ حضور دندان در جهت مخالف ایمپلنت و تماس اکلوزال تایید شد و VRF بعد از بارگذاری ایمپلنت تشخیص داده شد. علاوه بر این، تشخیص علت[4] VRF به یک استاندارد طلایی معتبر برای اطمینان از حضور VRF در دندان مورد بررسی نیاز دارد. در مطالعه حاضر، استاندارد طلایی انتخاب شده قابل قبول برای ارزیابی VRF (شرایط هدف)، تایید VRF بعد از بیرون آوردن دندان بود. با این حال، بعد از غربالگری اولیه 41 مقاله احتمالا مرتبط، تمام مقالات از مطالعه حذف شدند زیرا آنها به موضوع این مطالعه مربوط نبودند. از این رو، بررسی سیستماتیک منابع موجود نشان داد که پدیده­ی احتمالی VRF ناشی از ایمپلنت هنوز مورد بررسی قرار نگرفته یا گزارش نشده است. از این رو، با وجود اینکه گستر­ه­ی این مطالعه محدود بوده است اما این سری موردی اولین گزارش بالینی از این رخداد ناخوشایند جدی است.

شکل 2. بعد از قرار دادن ایمپلنت در فضای مجاور دندان آسیاب کوچک آرواره­ بالا درمان شده به روش اندودونتیک، شکستگی عمودی ریشه تشخیص داده شد. (A) دندان آسیاب کوچک دوم راست در زمان قرار دادن 2 ایمپلنت دیستال که به روش اندودونتیک درمان شده است. علائم بالینی یا رادیوگرافی پاتولوژی در دندان­ آسیاب کوچک تحت درمان با روش اندودونتیک وجود نداشت. (B) بعد از 10 ماه، بیمار با درد و جیب پریودنتال[5] عمیق در دندان آسیاب کوچک مراجعه کرد. دندان خارج شده و VRF تایید شد.

در مطالعه­ی حاضر، اکثر شکستگی­ها در بیماران زن رخ داده بود (5 نفر از 7 بیمار). تعداد بیشتر بیماران زن معمولا در مطالعاتی گزارش می­شود که اثر سن را بر روی خطر پیشرفت VRF و خطر دعوای قضایی مرتبط با VRF بعد از عمل دندانپزشکی ارزیابی می­کنند. یکی از دلایل این اختلاف جنسی ممکن است این باشد که زنان نسبتا بیشتر در جستجوی درمان­ دندان­های خود هستند.

سن بیمار ممکن است با افزایش خطر VRF همراه باشد و گزارش شده است که اکثر VRF ها در بیماران 40 تا 60 ساله رخ می­دهد. اگرچه اثر سن بر روی خطر VRF به طور کامل مشخص نیست، مطالعات متعدد ex vivo نشان می­دهند که استحکام عاج دندان و سفتی شکست[6] در بارگذاری مکانیکی با افزایش سن بیمار به طور قابل توجهی کاهش می­یابد. در این مطالعه، 6 نفر از 7 بیمار بالای 40 سال و به طور متوسط 54 سال سن داشتند که با گزارش­های قبلی پیرامون VRF مطابق است.

دندان­های طبیعی به علت لیگامنت­های پریودنتال اطراف خود، علائمی از تحریک­پذیری را نشان می­دهند که به عنوان یک مکانیسم حفاظتی در نظر گرفته می­شود. با این حال، بر خلاف دندان طبیعی، ایمپلنت­ها فاقد لیگامنت­های پریودنتال هستند و هیچ مکانیسم تحریک­پذیری برای نشان دادن نیروی بیش از حد وجود ندارد. در نتیجه، توانایی به اشتراک گذاشتن بار وارد شده بر ایمپلنت، سازگاری با نیروی اکلوزال و تحریک­پذیری در مقایسه با دندان طبیعی به طور قابل توجهی کاهش می­یابد. بنابراین، ایمپلنت­ها ممکن است در برابر اضافه بار اکلوزال بیش از حد حساس باشند. با این حال، اهمیت بالینی نیروهای اکلوزال در پیش­آگهی ایمپلنت­ها بحث برانگیز است.

به منظور کاهش اضافه بار اکلوزال ایمپلنت، یک مکانیسم پیشگیرانه (پیشگیری محافظت کننده از ایمپلنت (IPO)) پیشنهاد شده است. بر اساس این مکانیسم پیشنهادی، اضافه بار وارد شده بر پروتز متکی بر ایمپلنت[7] کاهش می­یابد و خطر ادغام استخوان با ایمپلنت به حداقل می­رسد. اصول اولیه­ی IPO، هدایت بارهای اکلوزال بر جسم ایمپلنت، کاهش نیروهای وارد شده بر ارتباطات اکلوزال و افزایش تعداد ایمپلنت­ها و قطر آنها است؛ بنابراین امکان مقاومت موفقیت آمیز ایمپلنت در برابر بارهای اکلوزال وجود دارد. ادعا شده است که یک صفحه اکلوزال گسترده ممکن است باعث تعادل نیروهای اکلوزال در طول عمل جویدن و اختلال عملکرد شود. بنابراین، IPO با کاهش ابعاد باکال لینگوال صفحه اکلوزال ایمپلنت به منظور کاهش نیروی مورد نیاز برای نفوذ یک قطعه کوچک از غذا ایجاد می­­شود. از آنجایی که ارتباط ایمپلنت بخشی از کل سیستم اکلوزالی بیمار است؛ زمان طراحی اکلوزال برای به حداقل رساندن نیروهای اکلوزال مهم است و نیروی توزیع شده بر دندان‌های طبیعی مجاور را به حداقل می­رساند.

علاوه بر این، نشان داده شد دندان­هایی که با روش اندودونتیک درمان شده­اند ممکن است سطح پایین  تحریک‌پذیری را نشان دهند که ممکن است منجر به کاهش مقاومت آنها در برابر شکستگی در مقایسه با دندان­های دائمی شود. ترکیب اضافه بار اکلوزال بیش از حد بر روی دندان­های مجاور ایمپلنت­ها و کاهش سطح تحریک­پذیری و مقاومت در برابر شکستگی این دندان­ها ممکن است به طور بالقوه به پیشرفت VRF ناشی از ایمپلنت کمک کند.

در این سری موردی، اکثر بیماران (5 نفر از 7 بیمار) 2 یا تعداد بیشتری ایمپلنت دریافت کرده بودند که به طور بالقوه نیروی وارد شده بر دندانی که دچار شکستگی عمودی ریشه شده بود را افزایش می­دهند. علاوه بر این، در 5 بیمار، ایمپلنت­ها مجاور دندانی که دچار شکستگی عمودی ریشه شده بود قرار گرفت و در 2 بیمار ایمپلنت­ها در مقابل یا جهت مخالف دندان شکسته شده نصب شدند. قابل تصور به نظر می­رسد که تغییرات اکلوزالی ناشی از نبود دندان و جایگذاری ایمپلنت نقش مهمی در پیشرفت شکستگی عمودی ریشه داشته باشد. با این حال، انجام مطالعات بالینی در مقیاس بزرگ ضروری است تا ارتباط دقیق اکلوزال بین ایمپلنت­های نصب شده و دندان شکسته شده را روشن کند. در این مطالعه، اکثر شکستگی­های عمودی ریشه در دندان آسیاب کوچک یا در دندان آسیاب آرواره­ بالا (6 نفر از 8 دندان VRF) شناسایی شدند. 2 مورد دیگر در دندان پیشین (تعداد=1) و دندان خلفی آرواره پایین (تعداد=1) شناسایی شد. این موضوع با طبقه­بندی شناخته شده موقعیت دندان­های همسان به عنوان مکان­های حساس­تر برای پیشرفت VRF بعد از درمان کانال ریشه مطابقت دارد.

در این مطالعه، تمام دندان­های VRF (تعداد= 28) قبلا با تاج ترمیم شده بودند و فضای پست داشتند. روش­های ترمیم بعد از درمان کانال ریشه مانند آماده­سازی فضای پست[8]، اتصال تروماتیک پست و گسترش پست­ها به دلیل پوسیدگی که ممکن است به حساسیت در برابر شکستگی عمودی ریشه کمک کند. در این مطالعه، فضای پست در تمام 8 مورد مشاهده شد که این تعداد از آنچه که توسط Fuss و همکارانش (62%) بالاتر است.

در تمام دندان­های VRF (تعداد=8)، کیفیت پر کردن ریشه دندان مناسب بود. گزارش­های قبلی نشان دادند که  VRFبیشتر در مواردی رخ می­دهد که پر کردن ریشه با کیفیت خوب انجام می­شود و این موضوع با نتایج این مطالعه همخوانی دارد. زمان جایگذاری ایمپلنت تا تشخیص VRF بین 5 تا 28 ماه (به طور متوسط= 11 ماه) بود. زمان بارگذاری ایمپلنت تا تشخیص VRF بین 9 تا 22 ماه (به طور متوسط= 6 ماه) بود. VRF معمولا چند سال بعد از تکمیل درمان­های اندودونتیک و پروتز تشخیص داده می­شود. تشخیص نهایی VRF ممکن است به دلیل عدم وجود خصوصیات بالینی و رادیوگرافی خاص و به دلیل وجود عوامل اتیولوژیک، دشوار باشد. از این رو، تشخیص تمایزی سایر شرایط پاتولوژیک ممکن است دشوار باشد.

این مطالعه احتمال ارتباط بین ایمپلنت مجاور و پیشرفت VRF را در دندان­های درمان شده به روش اندودونتیک ارائه می­دهد. با این حال، چندین متغیر مستقل که در این مطالعه در دسترس نبودند از قبیل، نوع پست، زمانی که دندان­های درمان شده به روش اندودونتیک ترمیم شده بودند و مدت زمانی که دندان­ها در تماس با هم هستند؛ باید در مطالعات آینده قبل از اینکه فرد بتواند رابطه علّی مستقیم را درک کند؛ کنترل شوند.

نتیجه­گیری

بر اساس مرور سیستماتیک منابع، این سری­های موردی با وجود اینکه وسعت محدودی دارند؛ اما اولین گزارش بالینی از اثر جانبی جدی جایگذاری ایمپلنت و VRF در دندان­های درمان شده به روش اندودونتیک هستند. انجام مطالعات بالینی بیشتر به منظور روشن کردن این پیچیدگی بالقوه ضروری است.

برای دانلود کامل مقاله فارسی شکستگی عمودی ریشه به دلیل نصب ایمپلنت در دندان های مجاور درمان­شده به روش اندودونتیک: یک سری موردی و بررسی سیستماتیک اینجا کلیک کنید

دانلود ( Download )

برای دانلود کامل مقاله انگلیسی ( English ) شکستگی عمودی ریشه به دلیل نصب ایمپلنت در دندان های مجاور درمان­شده به روش اندودونتیک: یک سری موردی و بررسی سیستماتیک اینجا کلیک کنید

دانلود ( Download )

نوشته شکستگی عمودی ریشه به دلیل نصب ایمپلنت در دندان های مجاور درمان-شده به روش اندودونتیک: یک سری موردی و بررسی سیستماتیک اولین بار در دندان پزشک تهران، دندانپزشک تهران، دکتر کامیار شاطری، دندان پزشک تهران، دندان پزشکی تهران، دندان پزشک گیشا، دندان پزشک حرفه ای تهران. پدیدار شد.

چکیده

در این مطالعه، یک مدل تقارن محوری عددی ارائه شده است که می توان از آن برای ارزیابی درمان های لیزری دندان استفاده کرد. این مدل باعث می شود که محاسبه توزیع دما و آسیب گرمایی به بافت های لثه که توسط تشعشع لیزر CO₂ ایجاد می شود، ساده تر انجام شود. توزیع های دمایی به دست آمده با استفاده از این مدل، با نتایج تحلیلی، آزمایشی و عددی موجود در مقالات مقایسه می شود. تطابق به دست آمده در این مقایسه ها قابل قبول می باشد. همچنین در این مطالعه نشان می دهیم نسبت به مدل های قبلی، می توان از این مدل در بازه ی گسترده تری از وقفه های زمانی و شرایط فیزیکی استفاده کرد.  به علاوه، آسیب گرمایی نیز برای توزیع دمایی ارائه شده در این مقاله، محاسبه شده است. این مدل را می توان برای بهینه سازی  پارامتر های در معرض گذاری استفاده کرد تا آسیب به پالپ ها را در کاربر لیزر برای درمان، حداقل کرد.

 ABSTRACT

A numerical axisymmetrical model which may be used for the evaluation of laser dental
treatments is presented. This model facilitates the calculations of the temperature distribution
and of thermal damage to pulp tissue caused by CO, laser irradiation. Temperature
distributions are compared with analytical, experimental, and numerical results presented in
the literature. The conformity obtained is good. It is shown that this model can be used over
a wider range of time intervals and physical conditions than a previous numerical model. In
addition, thermal damage is calculated for the temperature distributions presented in this
paper. This model can be utilized for the optimization of exposure parameters to minimize
pulp damage in the application of lasers for dental treatment.

مقدمه

از زمان معرفی لیزر در دهه ی 1960 ، این تکنولوژی باعث تعجب بسیاری از فیزیکدان هایی شده است که کاربرد این لیزر را در پزشکی بررسی کرده اند. در 1964 ، اشترن و سوگناز [21] ، گزارش کردند که پالس های لیزر یاقوت می تواند باعث بخار شدن مینا شود و در نتیجه یک دهانه شیشه  مانند ذوب شده پشت آن ایجاد کند. با توسعه ی دیگر لیزر ها یک دوره از تحقیقات گسترده در این زمینه انجام شد که در سال 1974 توسط اشترن، به صورت خلاصه بیان شد. جمع بندی ارائه شده در این خلاصه سازی این بود که لیزر احتمالا هیچ وقت نمی تواند جایگزین دریل های دندانی شود ، اما تاثیر آن می تواند در اصلاح لایه های خارجی مینا در دندان مفید باشد تا کانی زدایی و پوسیدگی های دندانی را از بین ببرد. تعدادی از نشریات نشان می دهد که توسعه ی احتمالی روش های پیش گیری دندانی را می توان با استفاده از لیزر ایجاد کرد که شامل موارد زیر می باشد :

الف ) استرلیزه کردن پوسیدگی های دندانی یا قسمت های مینای دندان که کانی زدایی شده است.

ب) ارتقای ورودی فلوراید در ماتریس مینای دندان

ج) استفاده از حفره های مداوم و یا عامل های درزگیر بر روی سطح دندان

با وجود این کاربرد های امید بخش و استفاده ی رایج از لیزر در جراحی و درمان ، پتانسیل آن ها به صورت موثر از نظر بالینی توسط دندان پزشک ها محقق نشده است. دلیل اصلی این موضوع هم ، ترس ایجاد آسیب های گرمایی به پالپ می باشد. دمای بسیار بالا در محلی که لیزر بر روی آن قرار می گیرد ایجاد می شود و رسانش گرمایی از این نواحی می تواند منجر به شکل گیری آسیب های غیر قابل بازگشت به پالپ حساس به دما شود.

بازه ی کلی انرژی ها و تراکم های توان توسط روش های مختلف درمان دندانی ایجاد می شود و ارزیابی صحیح دما و بررسی آسیب های احتمالی به پالپ از اهمیت بالایی برخوردار می باشد. کار های آزمایشی در رابطه با تحلیل آسیب گرمایی نتایج مختلفی از آسیب های مخرب گرمایی تا آسیب نسبی و گاهی عدم حضور آسیب را نشان داده است .

در این کار، یک مدل عددی توسعه پیدا کرده است که می توان از آن برای تسهیل محاسبه ی توزیع دمایی بر روی سطح دندان و در حجم آن استفاده کرد و می توان با آن آسیب  گرمایی ایجاد شده با درمان های مختلف لیزری را ارزیابی کرد. این مدل به صورت غیر متقارن ایجاد شده است و از روش تفاوت های محدود برای تخمین بخش فضایی معادله ی گرما استفاده می کند. قسمت یکپارچه سازی نیز با روش های یکپارچه سازی گام متغیر برای صحت مورد نیاز، انجام شده است. این مدل رفتار گرمایی دندان های آسیای بزرگ را توصیف می کند که تاج آن ها تحت تشعشع لیزر قرار گرفته است و یک حالت هندسی استوانه ای را برای آن ها در نظر می گیرد. بسیاری از موارد دندان های تحت تشعشع قرار گرفته است را می توان با تخمین حالت بدنه ی نیمه متنهای آن ها ارزیابی کرد : اصطلاحا قرار گرفتن در معرض تشعشع خاص کوتاه که در مقایسه با سایز و حفره بر روی دندان، کوچک هستند.

تا جایی که مشخص شده است، هیچ ابزار قابل اعتمادی وجود ندارد که بتواند یک ارزیابی کمی از درجه آسیب ایجاد شده  بر روی پالپ را برای درمان های لیزر مشخص کند. مدلی که در این قسمت ارائه شده است از میدان های گرمایی استفاده می کند تا بتواند آسیب گرمایی را  تخمین بزند و این فرض در نظر گرفته می شود که این حالت، به صورت یک فرآیند حساس به گرما پیش می رود.

مدل عددی

هدف این مدل شامل موارد زیر می باشد :

الف) ارزیابی تغییرات فضایی و دمایی دما در دندان در اثر فعالیت لیزر بر روی سطح آن.

ب) ایجاد کردن ارزیابی کمی از آسیب گرمایی به پالپ در هر نقطه

ج) تحلیل کردن تاثیر سطح تشعشع لیزر بر روی دندان ( تک پالس، قطار پالس ها، موج پیوسته).

به علاوه، این مدل باید از نظر کاربرد ساده و منعطف باشد تا امکان تغییر  پارامتر ها برای مدل های خاص وجود داشته باشد.

دانش ویژگی های گرمایی بافت های دندانی و درک تعامل بین لیزر و بافت برای به دست آوردن نتایج صحیح بسیار ضروری می باشد.

ضریب جذب لیزر CO2 در بافت های زیستی هنوز به صورت دقیق مشخص نشده است اما این فرض وجود دارد که ضریب جذب بالایی دارد. در این کار ها، جذب لیزر به صورتی در نظر گرفته می شود که تنها بر روی سطح تاثیر دارد. دولی [10] یک بازه ضریب جذب بر روی اندام صلب ارگانیک را به صورت  مشخص می کند. همچنین در ادامه بیان می کند که می توان از یک مقدار  برای تخمین های اولیه استفاده کرد. به دلیل این عمق جذب کوچک، ضریب های پراش داخلی را می توان مورد چشم پوشی قرار داد [11]. اشعه لیزر CO2 توسط تحریک مولکولی لرزشی جذب می شود و طول عمل آن کمتر از  می باشد. این یعنی که دوره تبدیل انرژی در مقایسه با مدت زمان پالس های متداول، بسیار کمتر می باشد. ازین رو می توان فرض کرد که انرژی لیزر جذب شده یک منبع گرمایی در واسط تحلیل شده می باشد. هیچ اطلاعاتی در رابطه با انعکاس اشعه لیزر Co2 از سطح دندان وجود ندارد. اشترن و بوهم فرض می کنند که مقدار بسیار کمی از انعکاس CO2 وجود دارد که به صورت  از سطح دندان می باشد. آن ها از یک تخمین ضریب انعکاس صفر استفاده کردند. در این کار، ما این فرض را برای مقایسه در نظر می گیریم.

در هر زمانی که ما از نشر پذیری در این کار استفاده می کنیم، برای مینای دندان این پارامتر را به صورت 1 در نظر می گیریم. این یک فرض منطقی می باشد زیرا جذب طول موج های مادون قرمز توسط مینا بسیار بالا می باشد. همچنین نشر مواد مشابه نیز نزدیک به همین مقدار هستند.

به صورت مشابه، یک مقدار برای ضریب همرفت نیز  می باشد. مشخص های گرمایی ساختار سخت دندانی نیز توسط براون و همکارانش بررسی شده است. همچنین برای پالپ های نرم دندانی، می توان فرض کرد که عملکرد آن ها مانند بافت های پیوندی می باشد و یا تخمین خوبی از ضریب های گرمایی را برای بافت های نرم می توان در نظر گرفت. با استفاده از داده های به دست آمده از مقالات ، ما ضریب هایی را انتخاب می کنیم که در جدول 1 نشان داده شده است که k ، c و p به ترتیب نشان دهنده ی رسانش گرمایی، ظرفیت گرمایی و تراکم می باشد.

همانطور که می توان از جدول 1 مشاهده کرد، بافت دندان یک رسانای گرمایی ضعیف می باشد. ازین رو، می توان مدل سازی را به صورتی انجام داد که یک تخمین نیمه نامتناهی برای اشعه های لیزر باریک  و مدت زمان تشعشع های کوتاه در نظر گرفت.

یک مدل نامنقارن نیز در این روش انتخاب شده است که حالت هندسی آن استوانه ای می باشد. اشعه ی لیزر بر روی سطح بالایی استوانه در راستای محور متقارن، تشعشع می کند که در شکل 1 نشان داده شده است. این مدل یک مسئله ی سه بعدی را به صورت یک مدل دو بعدی ساده می کند و یک تخمین نزدیک از حالت هندسی مولکولی ایجاد می کند.

معادله اصلی برای این مدل به صورت زیر می باشد :

که T نشان دهنده ی دما و S نیز نشان دهنده ی تمام منابع گرمایی می باشد. ما در این مطالعه فرض می کنیم که ویژگی های گرمایی در این مورد، مستقل از دما هستند. اما، به دلیل این که این مدل می تواند متشکل از سه ترکیب بافتی مختلف باشد، که حالت های هندسی آن ها در شکل 1 توصیف شده اند، یک وابستگی فضایی از ویژگی های گرمایی وجود دارد.

شکل 1  مدل نا متقارن عمومی با تمام شرایط مرزی احتمالی

حالت اولیه به صورت زیر می باشد :

شرایط مرزی به صورت شماتیک در شکل 1 نشان داده شده اند. با وجود این که تلفات انرژی ایجاد شده توسط تشعشع گرمایی و همرفت را می توان در بیشتر موارد در نظر نگرفت، می توان هر مجموعه از شرایط مرزی را انتخاب کرد تا راه حل های دقیق تری  را برای حالت های خاص ایجاد کرد.

ما در این مطالعه فرض می کنیم که منبع گرمایی ، انرژی جذب شده از لیزر می باشد که به صورت زیر تعریف می شود :

که   نشان دهنده ی تراکم توان در مرکز اشعه لیزر ، w نشان دهنده ی شعاع لیزر  ( که شدت آن به صورت  می باشد) و r هم نشان دهنده ی فاصله شعاعی از محور تقارن می باشد. تشعشع گرمایی به صورت زیر محاسبه می شود :

که e نشان دهنده ی نشر پذیری و   ثابت استفان بلتزمن و  دمای محیطی می باشد. انرژی همرفتی را می توان به صورت زیر محاسبه کرد :

که زیر وند های e ، d و p به ترتیب نشان دهنده ی بافت های مینا، عاج و  پالپ می باشند. شرایط پیوستگی نیز در مرز بین عاج – مینا به صورت زیر تعریف می شود :

و شرایط مرزی پالپ – عاج نیز به صورت زیر  مشخص می شود :

قسمت فضایی معادله ی 1 بر اساس تفاوت های متنهای مشخص می شود. بسته نرم افزاری CSMP که برای اجرای این مدل از آن استفاده کرده ایم، باعث می شود که به راحتی و سرعت بالا بتوان تغییراتی را در شرایط تشعشع ایجاد کرد. بر اساس صحت مورد نیاز، گام ادغام دمایی را می توان به صورت خودکار با گام متغیر رانگ – کوتا ( مرتبه چهار) و یا با گام متغیر میلانی ( مرتبه پنج) انجام داد.

سایز شبکه  مورد استفاده در این کار را می توان به روش های مختلف تغییر  داد. برای محاسبه های انجام شده در این کار، یک سایز متغیر شبکه مورد استفاده قرار می گیرد. این شبکه نزدیک به سطح و محور تقارن بسیار کوچک می باشد  و در راستای r  و z افزایش پیدا می کند. این شبکه متغیر  به این دلیل مورد استفاده قرار گرفته است که گرادیان های دمایی متعددی در مکان لیزر ایجاد می شود و میزان کاهش این گرادیان ها به صورت z و r افزایش پیدا می کند.

توزیع دمایی توسط این مدل برای محاسبه آسیب دمایی ایجاد شده به بافت های دندانی نرم ایجاد می شود. بافت های نرمی که تحت تاثیر گرما قرار می گیرند، تحت تغییرات دمایی شیمیایی تاثیر می گیرند که آنزیم ها و پروتئین های آن ها نیز خنثی می شود. این پدیده مرتبط با دما و زمان را می توان به صورت نرخ معادله ی به دست آمده از معادله ی آرنیوس، به دست آورد :

که  تابعی می باشد که به صورت کمی آسیب گرمایی را توصیف می کند،  نشان دهنده ی انرژی فعال سازی و A نیز ثابت روند و  ثابت سراسری گاز ها می باشد. با انتگرال گرفتن، می توان رابطه ی زیر را به دست آورد :

نشریات هنریکس و موریتز در رابطه با این موضوع، یک سهم مهم در این زمینه دارد. هنریکس فرض می کند که برای پوست خوک و بافت های زیر پوستی که می توان آن را به صورت یک فرآیند با نرخ ثابت در نظر گرفت ( با وجود این که فرایند های مختلف با نرخ های مختلف را می توان در نظر گرفت). از نتایج آزمایشی نویسنده مقادیر مختلفی را برای در نظر گرفت. این مقادیر توصیف کننده ی فرایند نرخ منفرد در بازه ای است که از بافت های سالم به تخریب می رسد تا نکروز بافت کامل شود. مقادیر به دست آمده به صورت که در بازه ی زیر قرار دارد :

الف )  ، نکروز پوستی کامل رخ می دهد

ب)  آسیب های غیر قابل بازگشت ایجاد می شود

ج)  هیچ آسیب غیر قابل بازگشتی ایجاد نمی شود.

برای ارزیابی آسیب های گرمایی به پالپ، معادله ی 9 برای هر نقطه در دندان مورد استفاده قرار می گیرد. برای تخمین اولیه، مقدار مشابه با مقادیر بالا مورد استفاده قرار می گیرد. آزمایش های بافت شناسی بیشتر نیز برای درک بهتر مقادیر برای پالپ مورد نیاز می باشد.

نتایج

1. ترکیب نتایج مدل با نتایج تحلیلی

زمانی که ما دندان را درمان می کنیم، سطح آسیب دمایی به پالپ از فرایند های گرمایی بر روی سطح دندان باید مشخص شود. این فرایند های گرمایی سطحی مبتنی بر نتایج بالینی می باشد، مثلا دمای حداقلی برای کار با مینا و یا برای ضد عفونی کردن پوسیدگی ها. ازین رو، ما باید ظرفیت این مدل برای پیش بینی  دمای سطحی مشخص کنیم. به این هدف، نتایج این مدل با نتایج تحلیلی مقایسه می شود. شما می توانید یک بدنه ی نیمه نامتناهی یک بعدی را با منبع گرمایی به صورت زیر در نظر بگیرید :

که  یک شار گرمایی یکنواخت ( در سطح بدنه نیمه نامتناهی) و  ضریب جذب با شرایط اولیه زیر می باشد :

راه حل تحلیلی معادله گرمایی به صورت زیر مشخص می شود :

که a قابلیت انتشار گرمایی می باشد که به صورت زیر  تعریف می شود. این راه حل را می توان به عنوان یک تخمین خوب از گرمایش لیزر، استفاده کرد اگر :

الف) منبع گرمایی به عنوان انرژی جذب شده توسط لیزر در نظر گرفته شود که ضریب جذب آن به صورت  می باشد.

ب) اشعه لیزر در مقایسه با عمق مد نظر بسیار گسترده باشد و تراکم توان یکنواختی در کل سطح داشته باشد.

با ارزیابی معادله 12 ، ممکن است به نظر برسد که علاوه بر وابستگی دمایی بر روی شار انرژی و مشخصه های گرمایی، یک وابستگی بر روی ضریب جذب  وجود داشته باشد. برای ساده کردن محاسبه ی مدل عددی، ما فرض می کنیم که جذب لیزر در حجم المان های پیکسلی یکنواخت هستند که تحت حدود سطح خارجی  می باشد. همانطور که در معادله ی 3a نشان داده شده است، هر پیکسل یک بخش از انرژی را مبتنی بر سطح جذب نزدیک  جذب می کند در صورتی که نیاز به دمای سطحی دقیق در بازه های زمانی کوتاه باشد. برای بازه های زمانی در مرتبه ی  و برای ضریب جذب  ، یک ضخامت تاوه جذب  انتخاب می شود ( این تاوه ، 97% از انرژی متشعشع شده از سطح  را جذب  می کند). بدنه نیمه نامتناهی یه بعدی را می توان با استفاده از تخمین عددی شبیه سازی کرد. این کار با افزایش قطع تشعشع لیزر به مقداری بیشتر از سایز دندان و ارزیابی دما در آن نقطه به صورت  انجام می شود.

شکل 2 نشان دهنده مشخصات دمایی سطحی می باشد که بر اساس راه حل های تحلیلی و عدیی به دست آمده است. تطابق این نتایج نیز مناسب بوده است.

نتایج عددی و تحلیلی نیز برای عمق های کوچک ارائه شده است که مدل نیمه نا متناهی می تواند هنوز آن را تخمین بزند. این نتایج برای در شکل 2 نشان داده شده است که نشان دهنده ی تناسب خوب بین نتایج می باشد . تمام نتایج شکل دو با استفاده از پارامتر های ارائه شده در جدول 2 محاسبه شده است. به دلیل این که می توان راه حل های تحلیلی را تنها برای بازه ی کوچکی از شرایط فیزیکی استفاده کرد ( یعنی عمق های کوچک و لیزر های پهن) ، نتایج مدل عددی باید با راه حل هایی در بازه ی گسترده تری از شرایط فیزیکی مقایسه شود.

شکل 2  مقایسه نتایج مدل عددی با نایج تحلیلی برای دمای سطحی و برای عمق های کوچک با استفاده از تشعشع لیزر

2. تحلیل و مقایسه نتایج عددی منتشر شده

بوهم و همکارانش ، یک مدل عددی ایجاد کرده اند تا بتوان توزیع دمایی در دندان را بعد زا تشعشع اشعه لیزر CO2 محاسبه کرد. گزارش شده است که در زمان محاسبه ی عددی دما بر روی سطح تحت تشعشع در طول و بعد از تشعشع، اندکی دشواری وجود داشته است .  برای بازه های زمانی کوتاه تر (مدت زمان پالس t< ) ، هیچ اطلاعاتی ارائه نشده است. . ویژگی های گرمایی برای بافت های سفت دندانی که توسط بوهم مورد استفاده قرار گرفته است، مشابه با جدول 1 می باشد. ازین رو، این داده ها در این مدل هم مورد استفاده قرار گرفته است.

شکل 3 نشان دهنده مشخصات دمایی در سطح مورد تشعشع می باشد، الف)  سطح مورد تشعشع ، ب) اتصال بین پالپ – عاج . یک تناسب خوب بین نتایج داخل دندان وجود دارد. در قسمت سطحی، دمای مشخص  شده با استفاده از این مدل اندکی بیشتر از نتایج بوهمن می باشد اما تفاوت ها در بازه های زمانی کوچکتر، بیشتر می شود. این موضوع به خصوص برای ارزیابی دمای سطحی دقیق ضروری می باشد تا بتوان فرایند های گرمایی که در سطح دندان رخ می دهند را درک کرد. ازین رو، راه حل به صورتی توسعه یافته است تا بتوان بازه های زمانی کوتاه تر را هم در نظر گرفت که این موضوع در شکل 4 نشان داده شده است. با استفاده از فرضیات فیزیکی مشابه که هیچ تلفات گرمایی به دلیل بخار شدن آب ، تشعشع گرمایی و یا همرفت وجود ندارد و با در نظر داشتن این که مینا در دمای بالا نیز محدود نمی باشد، یک افزایش  در انتهای پالس دیده می شود. این دمای بالا تقریبا 4 برابر بیشتر از دمای بیان شده توسط بوهم برای زمان های کوتاه تر از  می باشد. اما، این مقدار هنوز 29% از مقدار محاسبه شده در فرمول تحلیلی کمتر می باشد که در معادله ی 12 می توانید مشاهده کنید که از ضریب جذب    می باشد. این انحراف از راه حل های تحلیلی به صورت زیر می باشد :

الف) مکانیزم جذب مورد استفاده ، یک جذب حجمی یکنواخت بوده و مطابق با قانون بیر نیست. این موضوع بر روی نتایج در زمان های بسیار کوتاه تاثیر می گذارد قبل از این که تاثیرات نشر اهمیت پیدا کند.

شکل 3  مقایسه ی نتابج این مدل با نتایج عددی بوهم : برای الف)  سطح مورد تشعشع ، ب) اتصال بین پالپ – عاج و ج) اتصال بین مینا – عاج. پارامتر های تشعشع : انرژی جذب شده 0.7J ، قطر اشعه 0.26cm و مدت زمان پالس، 

شکل 4  مشخصات دمایی سطح مورد تشعشع در بازه های زمانی کوتاه در طول و بعد از تشعشع لیزر ( نتایج مدل برای مورد بومن)

شکل 5  مشخصات دمایی از سطح مورد تشعشع برای آزمایش های سوزوکی – تامیتا . پارامتر های تشعشع : جذب انرژی  با قطر تشعشع 0.8 سانتی متر و مدت زمان 0.1 ثانیه.

ب) مدل عددی که یک اشعه لیزر گاوسی را شبیه سازی می کند. تراکم پیک توان اشعه برابر با شار گرمایی  یکنواخت در سطح مدل تحلیلی می باشد. همچنین، شعاع این اشعه نسبت به شعاع دندان کمتر می باشد این موضوع باعث می شود که یک گرادیان دمایی شعاعی بر روی سطح ایجاد شود ؛ ازین رو، یک شار گرمایی شعاعی وجود دارد و افزایش بیشتری در نقاط ارزیابی شده ایجاد نمی شود.

3. مقایسه با کار های آزمایشی

سوزوکی و تامیتا در سال 1981 آزمایش خودشان را در رابطه با تغییراتی که روی مینا در زمان تشعشع با لیزر های کم تراکم CO2 ایجاد می شود نشان دادند. آن ها مینای دندان را تحت پالس  با قطر 8mm برای قطر اشعه برای مدت زمان  می باشد. در نتیجه، آن ها در نفوذ پذیری مینا برای غیر معدنی سازی به دست آوردند و سطح مینا نیز صاف باقی ماند بدون این که پولک ایجاد شود و با روند ذوب نیز حفره های کوچک پر شد. با ارزیابی وضعیت کریستالی و اتصال های شیمیایی و مقاومت نسبت به اسید، آن ها نشان دادند که این تغییرات مشابه تغییرات ایجاد شده در اثر گرمایش مینا تا دمای 1000 درجه سانتی گراد می باشد.

شبیه سازی آزمایش با پالس هایی با مدت زمان  و  8mm قطر ، مشخصات دمایی مطابق با شکل 5 را ایجاد می کند. بیشترین دما نیز در این حالت 953 درجه سانتی گراد میباشد. با در نظر داشتن یک دمای اولیه به صورت می باشد. این دمای محاسبه شده به صورت عددی بسیار نزدیک به 1000 درجه سانتی گراد می باشد که تاثیرات مشابه را بر روی سطح مینای دندان ایجاد می کند و توسط سوزوکی و تامیتا هم گزارش شده است . این نتایج نشان می دهد که قدرت و صحت مدل پیشنهاد شده در سطح قابل قبولی قرار دارد.

شکل 6  توزیع آسیب گرمایی برای شبیه سازی داده های بوهمن. پارامتر های تشعشع : انرژی جذب شده : 0.7J ، شعاع اشعه 0.13 سانتی متر و مدت زمان پالس، 

3. تحلیل مدل آسیب گرمایی

نقشه های آسیب گرمایی در شکل های 6 ، 7 و 8 نشان داده شده است. این آسیب های گرمایی با رسم بر روی سطح مقطع دندان در مرز مناطقی نشان داده شده است که تابع آسیب  برای آن ها محاسبه شده است.

کاملا مشخص است که جایگاه دقیق و شکل مرز آسیب ها در این شکل ها مبتنی بر تفکیک شبکه ی مورد استفاده در مدل می باشد. اما این انتظار وجود دارد که افزایش تفکیک شبکه باعث می شود که حجم منطقه انتقال کوچکتری به دست بیاوریم در حالی که حجم های نیز بر همین اساس افزایش پیدا می کند. در شکل 6 ، توزیع دمایی برای مورد بوهمن ارائه شده است. این تصاویر نشان می دهد که مناطق آسیب ندیده تا حدود 0.05cm از سطح دندان تشعشع یافته گسترش پیدا می کنند، در حالی که لبه ی بالایی پالپ از این سطح 0.375 cm دور می باشد ( شکل 3).

شکل 7  توزیع آسیب دمایی برای آزمایش های سوزوکی – تامیتا. پارامتر های تشعشع : انرژی جذب شده 10J ، شعاع اشعه 0.4cm و مدت زمان 0.1 sec

شکل 8  توزیع آسیب دمایی برای مدت زمان های مختلف پالس. پارامتر های تشعشع : انرژی جذب شده 10J ، شعاع اشعه 0.4cm ، مدت زمان پالس  و.

در شکل 7 ، توزیع آسیب دمایی برای بافت های دندانی ارائه شده است که از پارامتر های سوزوکی و تامیتا به صورت بالا استفاده شده است. مشخص شد که  ناحیه آسیب کلی تا عمق 0.1 سانتی متر را شامل می شود.

در شکل 8 ، سه توزیع دمایی برای انرژی 10J برای مدت زمان پالس 0.001 ، 1 و 10 ثانیه نشان داده شده است. در این تصویر مشخص است که افزایش تراکم توان، عمق منطقه ی آسیب زاده تا حد خاصی افزایش پیدا می کند. این موضوع قابل انتظار می باشد زیرا مدت زمان پالس لیزر افزایش پیدا می کند و تراکم توان نیز کمتر می شود و مکانیزم رسانش گرمایی به صورت موثر با منبع توان لیزر در شکل گیری دمایی رقابت می کند و در نتیجه میزان افزایش دمایی، کاهش پیدا می کند.

جمع بندی

یک مدل عددی که می توان برای ارزیابی درمان های لیزر دندانی از آن استفاده کرد، در این مطالعه ارائه شده است. این مدل باعث می شود که ما بتوانیم :

الف) تفاوت تشعشع های مختلف لیزر بر روی سطح دندان و تاثیر گرمایی آن را تحلیل کنیم.

ب)آسیب دمایی به پالپ های دندان را با استفاده از روش های مختلف محاسبه کنیم.

ج) بهینه سازی پارامتر های تشعشع لیزر  برای موثر ترین درمان با کمترین آسیب گرمایی

راه حل های مدل های ارائه شده با راه حل های تحلیلی برای مشخصات دمایی و عمقی مقایسه شدند.  افزایش دما در سطح تشعشع یافته نیز با کارهای آزمایشی مقایسه شد. یک مقایسه از نتایج برای دمای سطحی و برای دمای عمقی در دندان نیز با استفاده از دیگر مدل های عددی به دست آمد. این مقایسه ها از صحت مدل در محاسبه  ی توزیع دما در هر نقطه از دندان ، پشتیبانی می کند. برای محاسبه آسیب دمایی، این مدل از نتایج دمایی استفاده می کند در حالی که پارامتر های آسیب از داده های منتشر شده در مقالات مورد استفاده قرار می گیرند. کار های بافت شناسی برای تعیین دقیق پارامتر های آسیب برای پالپ ها مورد نیاز است تا بتوان این نواحی آسیب را به صورت دقیق تر توصیف کرد. این کار می توان به ما این امکان را بدهد تا به صورت ایمن از بازه ی گسترده تری از درمان های لیزری با حاشیه ایمنی کمتر، استفاده کنیم.

برای دانلود کامل مقاله فارسی یک مدل عددی برای توزیع دمایی و محاسبه آسیب گرمایی در دندان هایی که تحت تاثیر لیزر CO2 قرار گرفته اند اینجا کلیک کنید

دانلود ( Download )

برای دانلود کامل مقاله انگلیسی ( English ) یک مدل عددی برای توزیع دمایی و محاسبه آسیب گرمایی در دندان هایی که تحت تاثیر لیزر CO2 قرار گرفته اند اینجا کلیک کنید

دانلود ( Download )

نوشته یک مدل عددی برای توزیع دمایی و محاسبه آسیب گرمایی در دندان هایی که تحت تاثیر لیزر CO2 قرار گرفته اند اولین بار در دندان پزشک تهران، دندانپزشک تهران، دکتر کامیار شاطری، دندان پزشک تهران، دندان پزشکی تهران، دندان پزشک گیشا، دندان پزشک حرفه ای تهران. پدیدار شد.

خلاصه

از آنجایی که لیزر روشی دقیق و موثر برای اجرای بسیاری از فرآیندهای مرتبط با دندان می باشد، به رشته دندانپزشکی ورود پیدا کرد. درمان با لیزر برای غلبه بر معایب روش های درمانی مرسوم امیدوار کننده به نظر می رسد. زمانی که کاربرد لیزرهای دندانی توسعه یابد، دندانپزشک های بیشتری از این فناوری برای درمان دقیق بیماران استفاده خواهند کرد که ممکن است میزان درد و زمان بهبود را به حداقل برساند. همه جنبه های دندانپزشکی از جمله بهداشت دهان، جراحی دهان، دندانپزشکی ترمیمی و کودکان، جراحی لثه، کاشت دندان و پروتز، با استفاده از فناوری لیزر به گونه مثبتی تحت تاثیر قرار گرفته اند. کارکرد لیزرها به صورت کم تهاجمی و بدون هیچگونه نارضایتی برای بیمار، تاثیر بسزایی بر ارائه مراقبت دندان گذاشته است. این شرایط با ادامه توسعه و پیشرفت این فناوری ادامه خواهد داشت.

واژگان کلیدی: آرگون، دندانپزشکی، فلورسنس، تقویت نور به روش گسيل القايي تابش، طول موج، ایتریم، آلومینیوم، گارنت دوپ شده با نئودیمیم

ABSTRACT

Lasers were introduced into the fi eld of dentistry as they are a precise and effective way to perform many dental procedures.
Treatment with lasers provides a hope of overcoming the disadvantages of conventional dental procedures. As the applications
for dental lasers expand, greater numbers of dentists will use the technology to provide patients with precision treatment that
may minimize pain and recovery time. Every discipline of dentistry has been positively affected with the use of laser technology
including oral medicine, oral surgery, pediatric and operative dentistry, periodontics and implantology, prosthetic dentistry. The
ability of the lasers to perform less invasive procedures without any discomfort to the patients had made a tremendous impact
on the delivery of dental care. This will continue as this technology will continue to improve and evolve.
Keywords: Argon, Dentistry, Fluorescence, Light amplifi cation by stimulated emission of radiations, Wavelength neodymiumdoped:
yttrium aluminum garnet

مقدمه

واژه LASER مخفف شده عبارت Light Amplification by Stimulated Emission of Radiation یا همان تقویت نور به روش گسيل القايي تابش می باشد. مبانی لیزر اولین بار در سال 1917 زمانی که آلبرت انیشتین فیزیکدان، تئوری گسیل القایی را مطرح کرد، شناخته شد ¹. لیزرها در دندانپزشکی به عنوان فناوری جدید تلقی می شود که در دندانپزشکی بالینی برای غلبه بر برخی از مضراتی که در فرآیندهای دندانی مرسوم وجود داشت به کار گرفته شد. این فناوری برای اولین بار در سال 1960 برای کاربرد دندانپزشکی مورد استفاده قرار گرفت. با این حال کاربرد آن طی چند دهه اخیر به شدت افزایش یافت. امروزه فناوری لیزر در پخش کننده های لوح های فشرده، به عنوان پوینتر برای سخنرانی و بالاتر از همه در زمینه پزشکی و دندانپزشکی مورد استفاده قرار می گیرد. استفاده از فناوری لیزر و مزایای آن در زمینه های پزشکی و دندانپزشکی نقش بزرگی مراقبت و سلامت بیمار ایفا می کند. این مقاله به عناوینی از جمله تاریخچه لیزر، تعامل لیزر و بافت، طول موج لیزر، انواع و کاربردهای استفاده از لیزر در انواع فرآیندهای بافت نرم و سخت در دندانپزشکی می پردازد.

تاریخچه لیزرها

در سال 1960 تئودور میمن اولین دانشمندی بود که عمکلرد لیزر را نشان داد و یک وسیله لیزری معروف به لیزر یاقوتی ساخته شده از اکسید آلومینیوم را نیز توسعه داد که پرتو شدید قرمز رنگی ساطع می کرد. پس از این اختراع، محققان فعال در زمینه دندانپزشکی شروع به بررسی پتانسیل های مختلف لیزر کردند. در سال 1965 Stern و Sognnaes گزارش کردند که لیزر یاقوتی می تواند مینا را تبخیر کرده و اثرات حرارتی بر پالپ های دندانی داشته باشد. محققان از سال 1970، شروع به پیدا کردن کاربردهای بالینی لیزرهای پزشکی CO₂ و Nd:YAG (ایتریم، آلومینیوم، گارنت دوپ شده با نئودیمیم) در بافت های نرم دهانی کردند. اولین لیزری که واقعاً هم در بافت نرم و هم سخت کاربرد داشت، لیزر CO₂ بود که توسط Patel در سال 1964 اختراع شده بود ². لیزر Nd:YAG نیز در سال 1964 یک سال پس از اختراع لیزر یاقوتی توسط Geusic توسعه یافت. با این حال با وجود لیزر یاقوتی و دیگر لیزرهای آن دوره، تا مدت زمان طولانی از دیدها مخفی ماند، تا اینکه در سال 1990 اولین لیزر Nd:YAG پالسی منتشر شد که به نظر می رسید با بافت های سخت تعامل بهتری داشته باشد.

در سال 1971 اولین استفاده از لیزرها در درمان ریشه توسط Weichman و Johnson گزارش شد که از لیزر CO₂ با قدرت فروسرخ بالا برای سیل کردن مجرای نوک ریشه در شرایط آزمایشگاهی استفاده کرده بودند ². تحقیقات برای کاربردهای بیشتر با یک لیزر سازگار با همه بافت ها از جمله تهیه تاج و روکش، کاربرد در ارتودنسی، درمان ایمپلنت پیشرفته جدید شامل تقویت سینوس و پیوند استخوان ها، بازسازی بافت لثه و حتی کاربردهای لیزر درمانی سطح پایین با استفاده از لیزر ایتریم، اسکاندیوم، گالیوم، گارنت (YSGG) ادامه می یابد. بنابراین کاربردهای بالینی لیزرها ادامه دار بوده و به سرعت افزایش می یابد. در حال حاضر لیزرها برای انواع فرآیندهای مرتبط با دندانپزشکی به کار گرفته شده اند که در ادامه شرح داده می شوند.

تعامل لیزر – بافت

نور لیزر چهار نوع تعامل با بافت های هدف دارد که به خصوصیات نوری آن بافت شامل جذب، انتقال انرژی لیزر، انعکاس، پراکنش نور لیز بستگی دارد.

جذب

زمانی که لیزر به بافت تابانده می شود، جذب انرژی لیزر در بافت هدف صورت می گیرد. طول موج های مختلف لیزر، ضریب جذب های مختلفی توسط محتوای بافت دندانی از جمله آب، رنگدانه، محتوای خونی و معدنی دارد. انرژی لیزر برحسب ترکیبات بافت هدف می تواند جذب یا منتقل شود. این ترکیبات اولیه کروموفر نام دارند که می توانند نور لیزر با طول موج مشخص را جذب کنند. در کل، طول موج های بلندتر مانند لیزر اربیوم، افینیتی بالاتری با آب و هیدروکسی آپاتیت دارند. لیزر CO₂ دارای طول موج 10600 نانومتر به خوبی توسط آب جذب و تنها تا چند میکرونی سطح بافت هدف نفوذ می کند ³. طول موج های کوتاه تر بین 500 الی 1000 نانومتر به راحتی با بافت های رنگدانه دار و اجزای خون جذب می شوند. برای مثال، هموگلوبین رنگدانه ای افینیتی بالاتری برای لیزر آرگون دارد، در حالی که ملانین لیزر دیودی و Nd:YAG را جذب می کند.

شاخصه اصلی که عمق نفوذ و جذب نور لیزر در بافت هدف را تعیین می کند، طول موج لیزر مورد استفاده می باشد. بسته به طول موج مورد استفاده برخی لیزرها قادرند به یک بافت بیشتر از سایر بافت ها نفوذ کنند. در مقابل، سایر لیزرها نفوذ محدودی داشته و تنها بر سطح بافت تاثیر گذار هستند. برای مثال Nd:YAG که برای استخوان و بافت سخت به کار برده می شود، 5-2 میلی متر در بافت نفوذ می کند ³، در حالی که لیزر CO₂ نفوذ محدودی از 03/0 تا 1/0 میلی متر در بافت داشته و بنابراین برای بافت های نرم به کار برده می شود. این طول موج، عمق کافی برای ترمیم عروق لفناوی و خونی آسیب دیده و پایانه های عصبی را فراهم می کند که منجر به هموستاز مناسب و حداقل عوارض بعد از عمل می شود ³. جدول 1 طول موج نور لیزر مورد استفاده در کروموفورها و بافت های هدف آنها را نشان می دهد.

جدول 1: طول موج نور لیزر مورد استفاده و بافت هدف

Nd:YAG: ایتریم، آلومینیوم، گارنت دوپ شده با نئودیمیم، Er:YAG: اربیوم: ایتریم، آلومینیوم، گارنت، Cr:YSGG: کروم: ایتریم، اسکاندیوم، گالیوم، گارنت

انتقال

این ویژگی به طول موج نور لیزر مورد استفاده بستگی دارد. انتقال مستقیم انرژی لیزر از طریق بافت، بدون ایجاد هرگونه اثری بر بافت هدف رخ می دهد. نور لیزر Nd:YAG، آرگون و دیود از طریق آب منتقل می شود، در حالی که مایعات بافت به آسانی خانواده اربیوم و CO₂ را در سطح خارج جذب می کنند؛ بنابراین انتقال انرژی کمی در بافت های مجاور رخ می دهد ³.

انعکاس

این ویژگی لیزر منجر می شود که نور لیزر خودش را از سطح هدایت کرده و روی بافت هدف تاثیری نمی گذارد. این نور منعکس شده در صورتی که به بافتی غیر از بافت هدف مانند چشم ها منعکس شود، می تواند خطرناک باشد. هرچند یک وسیله لیزری تشخیص پوسیدگی از نور منعکس شده برای اندازه گیری میزان ساختار دندانی سالم استفاده می کند.

پراکنش نور لیزر

همچنین پراکنش نور لیزر همراه با کاهش انرژی آن و احتمالاً بدون ایجاد هرگونه اثر زیستی مفید رخ می دهد. این ویژگی می تواند منجر به آسیب های ناخواسته ناشی از انتقال حرارت به بافت مجاور ناحیه جراحی شود. هرچند یک پرتوی منحرف شده در مسیرهای مختلف، سفت کردن کامپوزیت رزین یا درمان زخم آفت را تسهیل می کند ³.

متخصصین بالینی بایستی فاکتورهای خاص مانند طول موج مناسب لیزر، قطر پرتو، حالت متمرکز یا غیر متمرکز، انرژی پالس یا خروجی نیرو، اندازه ناحیه هدف و خنک سازی بافت را قبل از استفاده لیزر در نظر بگیرند. استفاده از نواحی هدف کوچکتر منجر به افزایش انتقال حرارت از لیزر به بافت و به موازات آن، جذب بالاتر حرارت در آن ناحیه کوچک می شود. اگر پرتو لیزر از بافت هدف منشعب شود، منجر به افزایش قطر پرتو و بنابراین کاهش میزان انرژی پرتو لیزر خواهد شد.

اگر پرتو لیزری مدت زمان طولانی تری به بافت هدف تابیده شود، منجر به افزایش دمای بافت خواهد شد که این مدت زمان با نرخ تکرار حالت نشر لیزر پالس دار نیز می تواند کنترل شود.

دسته بندی لیزرها

لیزهای گازی:

• آرگون
• دی اکسید کربن

مایع:

• رنگ ها

جامد:

• Nd:YAG
• اربیوم: ایتریم، آلومینیوم، گارنت (Er:YAG)
• دیود

نیمه رسانا:

• لیزر سیلیکون هیبریدی

اکسایمرها:

• آرگون-فلوراید
• کریپتون-فلوراید
• زنون-فلوراید

طول موج لیزرهای مورد استفاده در دندانپزشکی

لیزرهای آرگون

این لیزر ماده فعالی از گاز آرگون یونیزه دارد که با یک تخلیه الکتریکی با جریان بالا انرژی زایی کرده و نور لیزر از طریق فیبر نوری در موج پیوسته منتقل و وارد حالت های پالس دار می شود. دو طول موج نشری لیزر آرگون در دندانپزشکی مورد استفاده قرار می گیرد: 488 نانومتر (آبی) و 514 نانومتر (سبز آبی). هر دو طول موج به طور ضعیفی در مینا و عاج دندان جذب می شوند که حین برش و حذف بافت های لثه یک مزیت به حساب می آید، به دلیل اینکه کمترین تداخل را با بافت سخت دندان داشته و هیچگونه آسیبی در سطح دندان ایجاد نمی کنند. هر دو طول موج برای شناسایی پوسیدگی ها به کار گرفته می شوند. زمانی که نور لیزر آرگون به دندان می تابد، فضاهای خالی به رنگ قرمز-نارنجی تیره در آمده و به راحتی از ساختارهای سالم اطراف قابل تشخیص می شود ³.

لیزرهای آرگون در جراحی لثه به کار گرفته می شوند، به دلیل اینکه آنها دارای خاصیت ضد باکتریایی علیه پرووتلا اینترمدیا و پروفیروموناس ژنژیوالیس بوده و همچنین به منظور درمان بدشکلی های عروقی مانند همانژیوم مورد استفاده قرار می گیرند. عوارض احتمالی درمان با این لیزر شامل تشکیل گرانولوما، خونریزی یا عدم بهبود زخم می باشد ^4,5.

لیزرهای دیودی

لیزر دیودی از کریستال های نیمه رسانای جامد ساخته شده از ترکیب آلومینیوم (با طول موج 800 نانومتر) یا ایندیوم (900 نانومتر)، گالیوم و آرسنیک بوجود آمده است. این طول موج ها به طور عمیقی در لایه مخاطی نفوذ کرده و به میزان بالایی بوسیله بافت های رنگدانه دار تضعیف می شود؛ هرچند هموستاز در مقایسه با لیزر آرگون آرام تر ایجاد می شود. این لیزرها بهترین لیزر جراحی بافت نرم می باشند؛ به دلیل اینکه این طول موج ها به طور ضعیفی بوسیله بافت سخت دهانی جذب می شوند، بنابراین جراحی می تواند به طور ایمن انجام شود. این لیزر برای ترمیم پلاستیک لثه، دبریدمان سالکوس لثه و فرآیند انعقاد عمیق تر در لثه یا غشای مخاطی به کار گرفته شده است. مزیت اصلی لیزرهای دیودی این است که یکی از کوچکترین ابزارها بوده و قابل حمل می باشد. این لیزرها همچنین می توانند تکثیر فیبروبلاستی را در سطوح پایین انرژی تحریک کنند ^6,7.

لیزرهای Nd-YAG

لیزر Nd:YAG دارای موادی فعال و جامد می باشد که کریستال گارنت تشکیل شده از اجزای کمیاب زمین ایتریم و آلومینیوم دوپ شده با یون های نئودیمیم می باشد. طول موج در دسترس دندانی 1064 نانومتر برای فرآیندهای بافت نرم مختلفی مانند برش و انعقاد لثه و دبریدمان سالکوس لثه در نظر گرفته شده است. این لیزر با فراهم ساختن هموستاز مناسب، زمینه عمل واضحی حین فرآیندهای بافت نرم فراهم می کند. این لیزر همچنین برای حذف پوسیدگی های اولیه به کار گرفته می شود، هرچند کارایی کمتری در مقایسه با لیزرهای Er:YAG یا اربیوم، کروم: YSSG دارد. زمانی که به صورت غیرتماسی و غیرمتمرکز استفاده شود، این طول موج می تواند برای فرآیندهایی مانند درمان زخم آفت یا بی حسی پالپ مورد استفاده قرار گیرد. هرچند به دلیل کاهش عمکلرد پالپی، گاهی اوقات آسیب به پالپ دندانی ممکن است ایجاد شود ⁸.

خانواده اربیوم

طول موج هایی که استفاده می شوند شامل موارد زیر می باشند:

اربیوم، کروم: YSGG (2780 نانومتر)

اربیوم، کروم: YSGG (2780 نانومتر) که ماده فعالی از کریستال جامد ایتریم، اسکاندیوم، گالیوم، گارنت دوپ شده با اربیوم و کروم دارا می باشد.

اربیوم: YAG (2940 نانومتر)

اربیوم: YAG (2940 نانومتر) که دارای ماده فعال از کریستال جامد ایتریم، آلومینیوم، گارنت دوپ شده با اربیوم می باشد. هر دو لیزر در حذف پوسیدگی ها به کار گرفته می شوند. لیزر حین آماده سازی، حفره حاشیه ای تیز و تمیز تولید می کند. از آنجا که عمق نفوذ طول موج لیزر کمتر است، بنابراین آسیب پالپی حداقل است. حین حذف پوسیدگی، از آنجا که لیزر دارای اثر بی حسی می باشد، بی حسی معمولاً برای بیشتر بیماران تجویز نمی شود. لیزر در حذف اندوتوکسین ها از سطح ریشه نیز نقش داشته و بنابراین دارای خاصیت ضد میکروبی نیز می باشد. این لیزرها برای بیمار راحتتر می باشد، به دلیل اینکه لرزش ایجاد شده توسط لیزر شدت کمتری در مقایسه با دریل های مرسوم با سرعت بالا می باشد. بنابراین احتمالاً تحریک درد یا نارضایتی حین عمل کمتر می باشد ^9,10.

لیزر Er-Cr:YSGG

این لیزر به طور گسترده ای در فرآیندهای اچ کردن و ترمیم به کار گرفته می شود. حین آماده سازی حفره، لیزر بدون ایجاد هرگونه ضربه در بافت سخت دندانی، سطوح سختی برای اتصال ایجاد می کند. مزیت این لیزر برای دندانپزشکی ترمیمی این است که یک ضایعه پوسیدگی در مجاورت لثه قابل درمان بوده و بافت نرم با ابزار مشابهی مجدداً کانتور می شود. علاوه بر این، انقباض بافت برای برداشتن پوشش ایمپلنت ها با این طول موج ایمن می باشد، به دلیل اینکه حین فرآیند کمترین میزان انتقال حرارت رخ می دهد. هرچند سطح خشن ایجاد شده حین فرآیند اچ کردن، دارای بازه وسیعی از قدرت اتصال مینا خواهد بود که قابل اعتماد نیست. بنابراین، فرآیند همچنان به اچ کردن با اسید نیاز دارد تا به قدرت اتصال متعادلی برسد ¹⁰.

لیزر CO₂

لیزر CO₂ تخلیه گاز هوا یا آب سرد شده حاوی مخلوط گازی با مولکول های CO₂ می باشد که به تولید پرتو نور فروسرخ کمک می کند. انرژی نور که طول موج آن 10600 نانومتر است، به خوبی توسط آب جذب و توسط یک موج بر لوله مانند توخالی به صورت پیوسته یا پالسی دریچه دار منتقل می شود. طول موج لیزر می تواند به آسانی در برش و انعقاد بافت نرم به کار برده شود که زمینه ای مناسبی برای کار فراهم می کند. این لیزر به دلیل اینکه عمق نفوذ محدودی دارد، برای درمان جراحات لایه مخاطی در نظر گرفته شده است. درد پس از عمل معمولاً حداقل است یا وجود ندارد، به دلیل اینکه لیزر درد را با القای بی حسی عصبی موضعی از طریق مسدود سازی نورون و جلوگیری از آزاد شدن واسطه های درد کاهش می دهد. لیزر CO₂ معایبی نیز دارد. به هر حال به دلیل تاخیر در بازسازی اپی تلیوم و الگوهای مختلف بسته شدن زخم، تاخیر در بهبود زخم برای چند روز رخ می دهد. علاوه بر این، از دست دادن حس لامسه نیز می تواند یک اشکال برای این جراحی در نظر گرفته شود. با وجود این، از طریق عملکرد محتاطانه تر، برداشتن بافت می تواند دقیق تر انجام شود ¹¹.

استفاده از لیزر در حساسیت بالای عاج و کنترل درد

حساسیت بالای عاج (DH) یکی از شایع ترین دلایل درد دندان ها می باشد. لیزر درمانی با سطح پایین (LLLT) برای درمان حساسیت بالای عاج مورد استفاده قرار گرفته است. این مسئله برپایه تغییرات ناشی از لیزر در شبکه انتقال عصبی در پالپ دندانی به جای تغییرات سطح عاج مواجهه یافته استوار می باشد که در مورد سایر ابعاد درمانی نیز صدق می کند.

علاوه بر اثرات موضعی بر انتقال عصبی، پیشنهاد شده است که LLLT ممکن است موجب مهار کاهشی در سیستم عصبی مرکزی شود؛ هرچند این مسئله بایستی اثبات شود ¹². لیزرهای با قدرت پایین از آزاد شدن واسطه عصبی از بافت های آسیب دیده جلوگیری می کند. به عبارتی دیگر آنها غلظت عوامل شیمیایی از جمله هیستامین، استیل کولین، سرتونین، H+ و K+ که همه واسطه های عصبی درد هستند را کاهش می دهد. لیزرهای با قدرت پایین تراکم استیل کولین، واسطه عصبی درد را از طریق افزایش فعالیت استیل کولین استراز را مهار می کند ¹².

کاربردهای لیزر برای بافت های سخت

لیزرها برای تشخیص پوسیدگی ها

این فناوری تشخیصی که در آن یک دیاگنودنت و یک لیزر دیودی 655 نانومتری به تشخیص پوسیدگی های اولیه کمک می کنند، فلورسنس ناشی از لیزر نامیده می شود. زمانی که لیزر به دندان تابیده می شود، نور توسط مواد آلی و غیرآلی موجود در بافت های دندانی و همچنین متابولیت هایی مانند پورفیرین های باکتریایی جذب می شود. این پورفیرین ها پس از تهییج توسط نور قرمز مقداری فلورسنس از خود نشان می دهند. از آنجایی که باکتری در ضایعات پوسیدگی وجود دارد، بافت های پوسیده فلورسنس بیشتری در مقایسه با بافت سالم نشان می دهد که موجب تفکیک بین ساختار دندانی سالم و پوسیده می شود. این فناوری می تواند ضایعات پوسیده اکلوزال و بین دندان ها و ضایعات مخفی زیر شیار پوش دندان را شناسایی کند. هرچند این فرآیند به نظر می رسد ایمن باشد، مطالعات بیشتر برای بررسی اثرات مفید این فناوری جدید لازم است ^13-15.

لیزرها برای حذف پوسیدگی ها و آماده سازی حفرات

لیزرهای Er:YAG ثابت شده است که در حذف پوسیدگی ها و آماده سازی حفرات در بیماران کودک و بزرگسال ایمن و موثر بوده و آسیب قابل توجهی به ساختار دندان ایجاد نکرده و موجب نارضایتی بیمار نمی شود. این وسیله همچنین به حذف ترمیم کامپوزیتی ناقص و از بین بردن ضایعات پوسیدگی انتهایی حین تکنیک حفاری (که در آن نوک لیزر یاقوت مستقیماً به سمت ضایعات پوسیدگی انتهایی زاویه گرفته است) کمک می کند؛ در حالی که لبه حاشیه های انتهایی دندان را حفظ می کند ^16,17. مبنای به کار گرفته شده فلورسنس است. زمانی که لیزر به سمت بافت هدف گیری می شود، باکتری های موجود در عاج عفونی سیگنالی برای متخصص بالینی ایجاد کرده و همچنین می تواند عمل لیزر پالس دار را برای حذف خودکار پوسیدگی ها کنترل کند.

لیزرهای مورد استفاده برای جرم گیری

لیزر Er:YAG برای حذف جرم دندان مورد استفاده قرار می گیرد، به دلیل اینکه پورفیرین های باکتریایی موجود در جرم دندانی سیگنال فلورسنس قدرتمندی از خود نشان می دهند که می تواند برای کنترل لیزرهای مورد استفاده برای سنجش به کار گرفته شود. این لیزرها در حذف لیپو پلی ساکاریدها و دیگر اندوتوکسین های سطح ریشه موثر بوده و به میزان بالایی علیه پاتوژن های دهانی مانند پورفیروموناس ژنژیوالیس و اکتینوباسیلوس اکتینومایستم کومیتانس خاصیت باکتری کشی دارد.

سفید کردن دندان با لیزر

هدف سفید کردن دندان با لیزر، دسترسی به بالاترین قدرت فرآیند سفید کردن با استفاده از موثرترین منبع انرژی و در عین حال اجتناب از هرگونه اثر زیان آور می باشد. استفاده از لیزر آرگون 488 نانومتری به عنوان منبع انرژی برای تهییج مولکول پراکسید هیدروژن مزایای بیشتری نسبت به دیگر ابزارهای حرارتی دارد. لیزر آرگون به سرعت مولکول پراکسید هیدروژن واکنشی و ناپایدار را تهییج کرده، سپس انرژی بین همه مولکول ها جذب و به حالت برانگیخته می رسد. لیزرها می توانند با استفاده از فوتواکسیداسیون مولکول های رنگی در دندان یا واکنش با ترکیبات ژل سفید کننده از طریق واکنش های فوتوشیمیایی، سفید کنندگی دندان را افزایش دهند که نتیجه آن یک سطح دندانی سفید شده می باشد ¹⁸.

فرآیندهای جراحی

طول موج های مختلف لیزر در جراحی دهان و فک و صورت مورد استفاده قرار گرفته است. از آنجایی که جذب بالایی از لیزر CO₂ در طول موج 10600 نانومتر در بافت های آب دار رخ می دهد، به طور وسیعی در فرآیندهای جراحی دهان انجام شده به صورت داخل دهانی و خارج دهانی به کار گرفته شده است. لیزرهای CO₂ برش های نسبتاٌ عمیق و دقیق ایجاد کرده و از این رو هموستاز بالایی دارند. در برش با لیزرهای اربیوم آسیب استخوانی کمی وجود دارد که منجر به ناراحتی بعد از عمل بیماران شود. مدیریت بیماران با آپنه خواب، اختلال TMJ (اختلال مفصل فکی-گیجگاهی)، ایمپلنت دندانی، ضایعات پیش توموری و جراحات فکی پس از آسیب، با توسعه جراحی لیزری به طور قابل توجهی بهبود یافته است.

در یک کارآزمایی بالینی، 250 بیمار با شرایطی مانند هیپرپلازی لثه، ضایعات خوش خیم و بدخیم، ضایعات قرمز و سفید و خون ریزی و اختلالات انعقاد، با لیزرهای CO₂ درمان شدند. نتایج بدست آمده نشان داد که لیزر CO₂ نسبت به جراحی مرسوم با چاقوی جراحی، زمینه ای بدون خون ریزی، مشکلات کمتر بعد از عمل، انعقاد بافت و دسترسی بهتر در برخی نواحی از پوسیدگی های دهانی، فراهم می سازد. مزایا در مقایسه با زخم های چاقو همچنین شامل استریل سازی زخم های محل، حداقل آسیب حین عمل و تورم بعد از عمل کمتر، عدم نیاز به بخیه در بیشتر موارد، حداقل استفاده از بی حسی موضعی و درد و ناخوشایندی کمتر بعد از عمل و پذیرش بهتر بیمار، می باشد ¹⁹.

جراحی استخوان و افزایش طول تاج

لیزر YSGG نیز برای اولی بار برای استخوان؛ از جمله برای برش، تراشیدن، کانتورینگ (اصلاح حاشیه ها) و تراشیدن بافت استخوانی دهان به کار گرفته شد. سپس این لیزر برای پیوند استخوانی، برش استخوان و کانتورینگ مجدد به منظور اصلاح نقایص و اصلاحات فیزیولوژیکی ضروری استخوان برای رسیدن به نتایج ایده آل بالینی، به کار گرفته شد. در سال 2003 لیزر YSGG اولین وسیله لیزری بود که برای طویل سازی تاج استخوانی برای رسیدن به عرض مورد نظر استفاده شد که بدون ایجاد ضایعه، بخیه یا آسیب به استخوان انجام  شد (Wang, 2002). راحتی استفاده از سیستم YSGG باعث می شود دندان پزشکان با یک ROI قوی، اکثر فرآیندهای طویل سازی تاج استخوانی را با آن انجام دهند که از لحاظ صرفه جویی در زمان ترمیم دندان نیز مهم بوده و موجب افزایش تقاضا برای دندانپزشکی زیبایی می شود.

کاربردهای لیزر در بافت های نرم

کورتاژ با لیزر

هم لیزر Nd:YAG و هم لیزر دیودی برای تراش به کار گرفته شده اند. تراش به کمک لیزر به طور قابل توجهی نتایج التهاب دهانی را از ملایم تا متوسط بهبود می بخشد. درمان غیرتهاجمی بوده و برای بیمار راحت می باشد. اثرات سودمند این لیزرها ناشی از خصوصیات باکتریایی به ویژه علیه پاتوژن های التهابی دهان مانند پورفیروموناس ژنژیوالیس و اکتینوباسیلوس اکتینومایستم کومیتانس می باشد. هرچند مطالعات اخیر نشان داده اند که مزیت اضافه ای برای این لیزرها در مقایسه با دبریدمان های مرسوم وجود ندارد.

نمونه برداری از کل توده یا بخشی از توده بوسیله لیزر

این فرآیندها در C˚100 انجام می شود. لیزرها در حالت برش یا متمرکز قرار داده شده و به صورت عمودی نسبت به بافت نگه داشته می شود و ادامه روند جراحی دنبال می شود. زمانی که نور لیزر با بافت نرم تماس پیدا می کند، تبخیر محتوای آب داخل و خارج سلولی منجر به حذف یا از بین رفتن بافت زیستی می شود. هرچند زمانی که دما از C˚200 بیشتر می شود، حرارتی بوسیله بافت ها ایجاد می شود که منجر به تقطیر تخریبی (کربنی شدن) و نکروز غیرقابل برگشت بافت ایجاد می شود.

علاوه بر این، اهداف اختصاصی در بافت نرم برای استفاده بالینی لیزرها وجود دارد؛ از جمله رنگ زدایی لثه، برداشت لثه/ ترمیم پلاستیک لثه، اپرکولکتومی، دبریدمان سالکوس لثه، انقباض سالکولار، فرآیندهای پیوند جدید به کمک لیزر، حذف بافت برآمده، پوشش پالپ، پالپوتومی و پالپکتومی، ایجاد شکاف و برداشت آبسه، حذف بافت های با تکثیر بالا، فرنکتومی، شکل دهی وستیبول و درمان زخم های آفتی راجع و تبخالی. دیگر فرآیندهای جراحی با برش که می تواند به آسانی با استفاده از لیزرها انجام شود، حذف رشدهای خوش خیم مانند فیبروما و پاپیلوما می باشد. علاوه بر این، LLLT برای ضایعات بافت نرم دهانی مانند کراتوز اصطکاکی، استوماتیت نیکوتینی، لکوپلاکی، اریتروپلاکی، کارسینوم زگیلی، به کار گفته گرفته شده است ²⁰.

نشان داده شده است که سیستم Er-Cr:YSGG (Waterlase C-100) برای آزاد کردن اتصالات فیبروزی، فیروز تحت مخاطی دهان به کار گرفته شده است. که بر فرآیند هیدروفوتونیک عمل می کند که در آن انرژی از لیزر Er-Cr:YSGG با قطرات آب بر روی بافت اثر گذاشته تا مولکول آب را تهییج کرده و با گسترش و دفع میکرویی برشی دقیق و تمیز از بافت سخت ایجاد می کند.

درمان با فوتودینامیک

درمان با فوتودینامیک (PDT)، یک واکنش بسیار قدرتمند فوتوشیمیایی ناشی از لیزر می باشد که در درمان بدخیمی های مخاط دهانی بویژه کارسینوم سلولی فلسی چند کانونی به کار می رود. به دلیل اینکه در رنگ های فعال شده با نور، فعال سازی رنگ های حساس با لیزر در درمان با فوتودینامیک موجب تولید گونه های اکسیژن فعال می شود. این ها در مقابل مستقیماً به سلول ها و شبکه عروق خونی مربوطه آسیب رسانده و نکروز و آپوپتوز را تحریک می کنند ²¹.

درمان با فوتودینامیک موجب تخریب توده سلول های توموری می شود. شواهد زیادی وجود دارد که درمان با فوتودینامیک پاسخ ایمنی میزبان را فعال کرده و ایمنی ضد توموری را از طریق فعال سازی ماکروفاژها و لنفوسیت های T، تقویت می کند. مطالعات بالینی نتایج مثبی برای درمان کارسینوم به صورت در محل (in-situ) و کارسینوم سلول فلسی در حفره دهانی با استفاده از درمان با فوتودینامیک و با نرخ پاسخ دهی حدود 90 درصد گزارش کرده اند. بخش های درمان شده تظاهراتی مانند التهاب پوست و ادم و در ادامه نکروز و جراحت از خود نشان می دهند. ضایعات زخم شده معمولاً بیش از 8 هفته زمان می برد تا به طور کامل بهبود یابند و نیاز به بی حسی کمکی در چند هفته اول می باشد. به غیر از حساسیت کوتاه مدت به نور، درمان به خوبی تحمل شده است ²².

لیزرها در دندانپزشکی کودکان

درمان با لیزرها زمانی که برای کودکان به کار گرفته شوند، سودمند هستند؛ به دلیل اینکه بر هم کنش لیزرها با بافت نرم دقیق و انتخابی می باشد. همه فرآیندهایی که قبلاً بحث شد، در کودکان نیز به همان روال درمان می شوند. لیزرها می توانند درمانی بدون نیاز به سوزن و قطعات دستی با سرعت بالا فراهم کند که موجب ناراحتی کمتر حین و پس از عمل در کودکان می شود. علاوه بر این، در مورد درمان هایی که از لیزر استفاده می شود، نیاز کمتری برای درمان های مدیریت رفتاری وجود دارد. حین درمان با لیزر در بسیاری از بیماران هموستاز می تواند بدون نیاز به بخیه برقرار شود.

جدول 2 خلاصه ای از انواع لیزرهای مورد استفاده در تخصص های مختلف دندانپزشکی را نشان می دهد.

جدول 2: کاربردهای لیزر در دندانپزشکی

DH: حساسیت بالای عاج دندان؛ Nd:YAG: ایتریم، آلومینوم، گارنت دوپ شده با نئودیمیم؛ Er:YAG: اربیوم: ایتریم، آلومینوم، گارنت؛ Cr:YSGG: کروم: ایتریم، اسکاندیوم، گالیوم، گارنت

محدودیت لیزرها

• نیاز به آموزش و تمرین بیشتر در مورد انواع لیزرها و کاربردهای مختلف بالینی آنها وجود دارد.
• نیاز به هزینه بالایی برای خرید تجهیزات، فناوری اجرایی و سرمایه گذاری برای آموزش وجود دارد.
• بیش از یک لیزر ممکن است نیاز باشد؛ به دلیل اینکه طول موج های مختلفی برای فرآیندهای مختلف مورد نیاز می باشد.

نتیجه گیری

فناوری لیزر به طور گسترده ای در دندانپزشکی به کار گرفته می شود. در صورتی که به صورت موثر و اخلاقی از آن استفاده شود، لیزر به ابزاری ضروری در بسیاری از درمان های دندانی تبدیل می شود. هرچند لیزرها محدودیت های خودشان را داشته و هرگز عصای جادویی پزشکی و دندانپزشکی نبوده اند. از آنجا که تحقیقات بیشتر در حال تداوم است، آینده لیزر در دندانپزشکی امیدوار کننده می باشد. پیدایش لیزرها برای کاربردهای مختلف در دندانپزشکی ممکن است برنامه درمانی بیماران را تحت تاثیر قرار دهد. لیزرها همچنین ممکن است در صورتی که به طور ایمن و مناسب استفاده نشود، ثابت شود که تنها توفیقی اجباری است. همانگونه که آرون رز می گوید: ” در نور مناسب، در زمان مناسب همه چیز فوق العاده به نظر می رسد”.

برای دانلود کامل مقاله فارسی لیزر در دندانپزشکی یک مطالعه مروری اینجا کلیک کنید

دانلود ( Download )

برای دانلود کامل مقاله انگلیسی ( English ) لیزر در دندانپزشکی یک مطالعه مروری اینجا کلیک کنید

دانلود ( Download )

نوشته لیزر در دندانپزشکی یک مطالعه مروری اولین بار در دندان پزشک تهران، دندانپزشک تهران، دکتر کامیار شاطری، دندان پزشک تهران، دندان پزشکی تهران، دندان پزشک گیشا، دندان پزشک حرفه ای تهران. پدیدار شد.

چکیده

هدف این تحقیق، مقایسه تاثیر پیشگیری از پوسیدگی و ماندگاری مواد پر کننده گلاس آینومر (فوجی تریاژ) و مواد رزینی ( کلیپرو) در میان کودکان 6 تا 9 سال می باشد. این آزمایش بالینی  تصادفی که درآن دهان قسمت بندی شده است 35 کودک را پوشش می دهد که دارای 140 دندان مینای کاملا خراب بودند. ارزیابی ها توسط دو ارزیاب مستقل و در بازه های زمانی 6، 12 و 18 ماه انجام شده اند و اطلاعات در ارتباط با ریسک پوسیدگی کودک و گروه سنی مقایسه شدند. روش بررسی ماندگاری کاپلان- میر و آزمون کای اسکوئر برای انجام تجزیه و تحلیل استفاده شده اند. اختلافات آماری قابل توجهی در ماندگاری نسبی و کامل مواد و ماندگاری سوراخ های بدون پوسیدگی و سوراخ های بین مواد گلاس آینومر و رزین ها مشاهده نشده است. این دو نوع ماده از نظر ماندگاری در گروه های کم سن تر تحقیق عملکرد بهتری داشته اند و پیشگیری از پوسیدگی در گروه های دارای ریسک متوسط بهتر بوده است. بعد از 18 ماه، هر دو نوع ماده دارای تاثیرات پیشگیری از پوسیدگی و ماندگاری بهتر در کودکان 6 تا 9 را نشان دادند.

کلمات کلیدی: ماندگاری موارد پرکننده ، پیشگیری ازپوسیدگی ، مواد پر کننده گلاس آینومر، مواد پر کننده رزینی

پوسیدگی دندان کودک در اثر شیر دهی برای مشاهده این مطلب کلیک کنید

A B S T R A C T

The objective of this study was to compare the retention and caries-preventive effect of glass ionomer (Fuji Triage) and resin-based (Clinpro) sealants among 6–9-year-old children. This split-mouth, randomized clinical trial covered 35 children/140 fully erupted permanent first molars. Evaluation was conducted by two independent examiners after 6, 12, and 18 months and the data were compared in relation to the children’s caries risk and age groups. The Kaplan-Meier survival method and chi-square test were used for analysis. There were no statistically significant differences in the survival of partial and fully retained sealants or in the survival of caries-free pits and fissures between glass-ionomer and resin-based sealants. In terms of retention, both sealants performed better in the younger age group at the end of the study, and showed better caries prevention in moderate caries risk children. After 18 months, both sealants had comparable retention and caries-preventive effects in 6–9-year old children.

Keywords : Sealant retention, Caries prevention, Glass ionomer sealants, Resin-based sealant

پوسیدگی مینای دندان  برای مشاهده این مطلب کلیک کنید

مقدمه

پوسیدگی دندان یکی از رایج ترین موقعیت هایی است که بر سلامت عمومی کودکان تاثیر می گذارد (1). شیوع پوسیدگی در کشورهای توسعه یافته در حال کاهش است، در حالی که در کشورهای کمتر توسعه یافته و در حال توسعه، شیوع پوسیدگی در حال افزایش است. در بریتانیا، از سال 1973 تا 2013، گسترش پوسیدگی  در کودکان 5 ساله از 72 درصد به 41 درصد کاهش یافته است و این کاهش برای کودکان 15 ساله از 97 به 46 درصد بوده است (2). در آمریکا نیز در بازه 2002 تا 2012، میزان پوسیدگی دندان  در میان کودکان و نوجوانان از 54.1 به 45.2% رسیده است (3). در مقابل، شیوع پوسیدگی دندان در دندان های شیری کودکان زیر 6 سال در عربستان سعودی به 84 درصد رسیده است و میزان شیوع آن در کودکان 9 ساله برابر 94 درصد شده است(4). پوسیدگی دندان رایج ترین دلیل برای کشیدن دندان در میان افراد 10 تا 30 سال در عربستان است و بیشترین مقدار کشیدن ها برای دندان های شیری می باشند (5). ارزیابی ها بیان می کنند که هزینه درمان تمام کودکان 14 سال و کمتر در عربستان حدود 3.9 بیلیون ریال سعودی ( بیش از 1 بیلیون دلار آمریکا) می باشد و افزایش پوسیدگی ها حدود 84 درصد شده است که این آمار شامل 6 دندان پوسیده برای هر کودک می شود. بنابراین، در صورت پیشگیری از پوسیدگی دندان (بخصوص در میان کودکان) می توان انتظار داشت مزایای مالی فراوانی تامین شود(6). بنابراین، پوسیدگی دندان در عربستان سعودی یکی از نگرانی های عمومی در میان کودکان و نوجوانان است و نیازمند راه حل های عمومی می باشد.

اگرچه پوسیدگی دندان یک بیماری قابل انتقال عفونی باکتریایی است که با توجه به سبب شناسی چند فاکتوری توصیف می شود، اما این مورد یکی از بیماری هایی است که می تواند در مراحل اولیه پیشگیری شود (7).

شاخص های پیشگیری مثل کنترل جرم و استفاده از فلوراید مناسب ( بخصوص برای سطح آسیب پذیر دندان) نمی تواند موثر باشد(8). بنابراین، شاخص های موثر تر مثل استفاده از مواد پر کننده مسدود کننده لازم می باشند(9). استفاده از مواد سوراخ دار به عنوان روش مناسب برای پیشگیری از پوسیدگی در چندین تحقیق بالینی موثر شناخته شده اند. تاکیدا، این روش برای افرادی پیشنهاد شده است که میزان پوسیدگی زیادی دارند و از جمله انها می توان به کودکان و نوجوانان عربستانی اشاره کرد (9-10). همچنین، این روش برای سطح آسیب پذیرمثل سطح مسدود شده پیشنهاد می شود. پوسیدگی های سوراخ دار حدود 90 درصد از تمام پوسیدگی ها را در کودکان و نوجوانان در بر می گیرند که عمده آنها دندان های شیری هستند(11-12). در سال 2012، رواج پر کردن دندان در آمریکا حدود 36 درصد بود در حالی که این مقدار در میان نوجوانان عربستان 9 در صد بود(13). استفاده از مواد پر کننده سوراخ دار در برنامه های درمان های دندان در مدارس برای باید در اولویت قرار بگیرد.

مواد پرکننده رزینی گزینه موثری در پیشگیری از پوسیدگی هستند(14). به هر حال، این مواد در برابر رطوبت حساس هستند. در مقابل، مواد گلاس آینومر  دارای این مزیت هستند که در برابر رطوبت مقاوم هستند و آزاد سازی فلوراید در آنها به صورت پیوسته انجام می شود. به هر حال، تاثیر این مواد بر پیشگیری از پوسیدگی همچنان سوالاتی را بیان می کند که دلیل آن مقدار ماندگاری نامناسب است.(15-16) اگر چه تحقیقات بالینی زیادی  انجام شده است تا شواهدی را در مورد تاثیر ماندگاری و پیشگیری از پوسیدگی در دو نوع ماده مورد استفاده ارائه کنند(16-18)، اما شواهدی وجود ندارد که بیان کنند کدام ماده برای پوسیدگی در اولویت نسبت به ماده دیگر است(19-20). بنابراین، هدف این تحقیق  بالینی تصادفی مقایسه تاثیر پیشگیری از پوسیدگی و ماندگاری مواد پر کننده گلاس آینومر (فوجی تریاژ) و مواد رزینی (کلیپرو) در میان کودکان 6 تا 9 سال می باشد. فرضیه خنثی بررسی شده بیان می کند که اختلافی در تاثیر پیشگیری از پوسیدگی و ماندگاری مواد گلاس آینومر و مواد رزینی در کودکان 6 تا 9 سال وحود ندارد.

مواد و روش ها

جمعیت تحقیق

مجوزهای اخلاقی برای انجام این تحقیق از کمیته اخلاق انسانی در دانشکده مرکز تحقیقات دندانی (CDRC) دانشگاه کینگ سعود (NF2260) گرفته شده است.

85 کودک در دانشکده مرکز تحقیقات دندانی (CDRC) دانشگاه کینگ سعود ( KSU) حضور یافتند و تحت آزمایشات غربالگری قرار گرفتند و توسط یک ارزیاب با تجربه با استفاده از آینه دهانی معاینه شدند. معیار حضور در تحقیق برای کودکان منتخب عبارتند از : سلامت مشارکتی کودکان 6 تا 9 سال و تخریب تمام چهار دندان شیری با سوراخ های عمیق و فاقد پوسیدگی و مواد پر کننده با dmft >1 از میان 85 کودکی که مورد بررسی قرار گرفتند، 42 کودک این معیارها را داشتند و 35 کودک از تحقیق باز ماندند. در اولین ویزیت انجام شده از دندانپزشک، سابقه مشکلات دندانی و پزشکی مورد بررسی قرار گرفتند. بعد از تشریح چگونگی انجام تحقیق، رضایت نامه کتبی از والدین کودکان گرفته می شود. دندان های کودکان معاینه می شوند و تمام والدین اطلاعات مربوط به دندان های کشیده شده کودکان را در منشورهای دندانپزشکی و با توجه به معیار تشخیصی سازمان بهداشت جهانی سلامت دهان(21) پر می کنند. خطر پوسیدگی دندان بر اساس شاخص dmft برای هر بیمار بیان می شود. عکس های دندان برای تمام کودکان در اولین ویزیت  و با توجه به طرح درمانی گرفته می شوند. اگر شواهدی مبتنی بر وجود انسداد یا سطوح مجاور آن در دندان های شیری وجود داشته باشد، کودکان از تحقیق خذف می شوند. دلایل دیگر برای محرومیت کودکان شامل وجود شیار و پوسیدگی احتمالی و خرابی مینای دندان می باشند

جدول زیر از تعداد مواد مورد استفاده در سمت راست دهان آورده شده است. یک اپراتور تمام روش های بالینی را انجام می دهد و از یک ماده آبکی و مسواک مدور استفاده می کند. سطوح انسدادی برای چهار دندان شیری به صورت کامل با آب شستشو داده می شوند.

اولین دندان های شیری با استفاده از نوارهای پارچه ای از هم جدا می شوند ( نوار های پارچه اس  دیستک ، مونترال ، کانادا) و از یک دستگاه خارج کننده  توسط دستیار استفاده می شود. مواد پر کننده با استفاده از تکنیک تقسیم دهان استفاده می شوند. دو دندان شیری در یک طرف دهان با استفاده از مواد کلینپرو( (Clinpro^TM Sealant, 3M ESP E, St. Paul, MN, USA پر می شوند که یک ماده سبک با ویسکوزیته پایین و آزاد کننده فلوراید است. دو دندان روبه رویی نیز با استفاده از ماده فوجی تریاژ(GC Fuji Triage, GC,توکیو – ژاپن) پر می شود که یک ماده شیمیایی دارای ویسکوزیته کم و آزاد سازی پایین گلاس آینومر است. ساختار شیمیایی  مواد ازمایش شده در جدول 1 نشان داده شده است.

جدول 1. ساختار شیمیایی مواد آزمایش شده

کلیپرو با توجه به دستورالعمل سازنده مورد استفاده قرار می گیرد. سطح مسدود خشک می شود و 35 درصد اسید فسفریک توسط مسواک وارد سوراخ ها می شود. هر کدام از دندان ها به مدت 30 ثانیه  بررسی می شوند و سپس 10 ثانیه توسط سرنگ بدون چربی شستشو داده می شوند. مواد پر کننده به مدت 30 ثانیه توسط دستگاه سبک(Elipar^TM SIC), 3M ESP E پر می شوند. هر کدام از مواد با استفاده از ابزار دندانپزشکی کنترل می شوند تا اطمینان حاصل شود که پوشش نرم بین سطح دندان و ماده ایجاد شده است و  سوراخ ها پر شده اند. مناطق مسدود توسط کاغذ های تنفسی (Coltene Whaledent, Cuyahoga Falls, OH, USA) کنترل می شوند تا اطمینان ایجاد شود که تماسی بین سطوح مسدود وجود ندارد. مواد سفید رنگ فوجی تریاژ نیز با توجه راهنمای سازنده روی دندان های متقابل استفاده می شوند. سطوح مسدود توسط دستگاه آزمایش حفره ای GC به مدت 10 ثانیه بررسی می شوند و سپس توسط  مواد کاغذی خشک می شوند. مواد پر کننده به طور مستقیم در سطوح مسدود استفاده می شوند. یک مسواک نرم قابل شستشو برای پخش کردن مواد به داخل سوراخ ها استفاده می شود. سپس، قسمت های حاشیه ای با استفاده از آینه  دندانی کنترل می شوند و وجود مواد پر کننده رزینی بررسی می شوند. سایر آزمایشات دندانی با توجه به برنامه های آزمایش فردی کودکان حاضر در برنامه انجام می شوند. تمام کودکان و والدین آنها برای انجام برنامه های مشابه هدایت می شوند که این برنامه ها شامل دستورالعمل های بهداشتی ، استفاده از خمیر دندان  فلورایدی و مشاوره غذایی می شود.

ارزیابی

تمام شرکت کنندگان برای انجام ارزیابی از ماندگاری مواد پر کننده یا عدم پوسیدگی بعد از 6،12 و 18 ماه توسط دو ارزیاب با تجربه و دقیق مورد بررسی قرار می گیرند. ارزیاب ها به دلیل وجود دو ماده مشابه بررسی دقیق انجام می دهند و سپس یک گزارش جدید برای پیشگیری از جهت گیری های ارزیاب از ارزیابی های قبلی ارائه می شود. تمام مواد سوراخ ها با استفاده از دستگاه دندانپزشکی بررسی می شوند تا ماندگاری مواد تائید شوند. ماندگاری مواد با توجه به روش اولیس و بردوس به سه گروه تقسیم می شوند که عبارتند از ” ماندگاری کامل = ماندگاری نهایی مواد در سطوح انسدادی” ، ” خرابی نسبی = وجود مواد دارای شکاف ” و ” خرابی کامل = عدم وجود ماده در سطح مسدود”. پوسیدگی ها بعد از خشک شدن  سطوح مسدود با استفاده از ابزار دندانپزشکی و با توجه به  معیار تشخیصی سازمان جهانی یهداشت و سلامت دهان  ارزیابی می شوند. بعد از ارزیابی در هر ویزیت، ژل فلوراید ( فلوراید فسفات اسیدی1.23 درصد) برای هر کدام از کودکان مورد استفاده قرار می گیرد.

برای انجام مقایسه،در این تحقیق، کودکان با توجه به سن و خطر پوسیدگی به دو دسته تقسیم می شوند. دو گروه سنی شامل 6 تا 7 سال و 8 تا 9 سال می شوند. دو این دو دسته بندی، شدت خطر پوسیدگی با توجه به روش اولیوس و بردوس به گروه های پر خطر (HR; dmft score of >4).، خطر متوسط(MIR; dmft score of 1—4) تقسیم می شوند.

شکل1. فلوچارت طرح تحقیق و تعداد شرکت کننده ها و دندان ها در دوره تحقیقی

تحلیل آماری

اطلاعات مورد استفاده در این تحقیق با استفاده از نرم افزار SPSS نسخه 20 (IBM, Armonk, NY, USA). تحلیل می شوند. تحلیل ماندگاری گاپلان مایر نیز برای مقایسه میزان ماندگاری و پیشگیری از پوسیدگی برای هر دو ماده مورد استفاده قرار می گیرد. آزمون رتبه های بالا برای بررسی اهمیت ماندگاری بین دو نوع ماده استفاده می شود. مقدار P برابر0.05 تعیین شده است. برای تایید نتایج به دست آمده برای ارزیاب ها جهت ارزیابی بالینی و وجود پوسیدگی، آزمون کاپا استفاده می شود. شکل 1 نشان دهنده فلوچارت طرح تحقیق و تعداد شرکت کننده ها و دندان ها در دوره تحقیقی است.

نتایج

نتایج دوره آزمایش انجام شده در مورد وضعیت ماده پر کننده نشان دهنده نتایج خوب بین ارزیابان است و مقدار کایا برای ماندگاری مواد 0.87 و برای وجود پوسیدگی 0.90 است. آزمون کاپانیز نشان دهنده نتایج خوب بین ارزیابی با مقدار 0.84 است.140 دندان در 35 کودکبا میانگین سنی 7.2 سال (بازه 9-6 سال) مورد ارزیابی قرار گرفتند. 7 کودک در مدت 1.5 سال بعد از برنامه به علت عدم تماس کنار گذاشته اند.

جدول 2 و شکل های 2 و 3 نشان دهنده درصدهای ماندگاری در مواد دارای ماندگاری نسبی و کامل و همچنین درصدهای ماندگاری در سوراخهای دندان های شیری در دوره 18 ماهه با استفاده از تحلیل ماندگاری کاپلان- مایر هستند. درصد ماندگاری نسبی و نهایی در دو ماده به طور میانگین برابر 17.2 ماه است. در مواد کلینپرو، درصد ماندگاری پوسیدگی های بدون سوراخ برای مواد فوجی تریاژ برابر 85.7% است که میانگین ماندگاری برای 17.2 ماه است، در حالی که مواد کلینپرو دارای درصد 88.9% است و میانگین ماندگاری برابر 17.4 ماه است. آزمون رتبه بالا نشان داد که اختلاف قابل توجهی در میزان ماندگاری و تاثیر پیشگیری از پوسیدگی با توجه به الگوی ماندگاری وجود ندارد.

جدول2. درصد ماندگاری، میانگین، خطای استاندارد برای مواد دارای ماندگاری کامل و نسبی و سوراخ های پوسیدگی در دندان های شیری در دوره 18 ماه

شکل2. مقایسه درصد ماندگاری گلاس آیونومر های دارای ماندگاری نسبی و کامل در دوره 18 ماهه

شکل3. مقایسه درصد سوراخی برای مواد گلاس آیونومر ها و رزین ها در دوره 18 ماهه

میزان ماندگاری برای هر دو ماده در گروه های خطر مختلف در 6، 12 و 18 ماه در جدول 3 نشان داده شده است. در مجموع، در بازه 18 ماه، اختلاف آماری قابل توجهی در ماندگاری بین مواد فوجی تریاژ و کلینپرو مشاهده نشده است(p=O.648. به هرحال، مواد فوجی تریاژ و کلینپرو از نظر ماندگاری در کودکان گروهHR عملکرد بهتری در مقایسه با گروهMR دارند. هر دو ماده در گروه های کم سن تر عملکرد آماری بهتری در مقایسه با گروهMR دارند. هر دو ماده در گروه های مسن تر عملکرد آماری بهتری در 18 ماهگی دارند (P=0.005).

جدول3. مقایسه تاثیر پیشگیری از پوسیدگی گلاس آیونومر ( فوجی تریاژ) و مواد رزینی در گروه های سنی مختلف

نکته: تعداد دندان ها، TR= ماندگاری نهایی ، PI= خرابی نسبی، TL= خرابی نهایی، NIR = خطرات متوسط، HR= گروه پر خطر

جدول4. مقایسه تاثیر پیشگیری از پوسیدگی گلاس آیونومر ( فوجی تریاژ) و مواد رزینی در گروه های سنی مختلف

نکته: تعداد دندان ها، TR= ماندگاری نهایی ، PI= خرابی نسبی، TL= خرابی نهایی، NIR = خطرات متوسط، HR= گروه پر خطر

تاثیرات پیشگیری از پوسیدگی  مواد پر کننده دندان ها در گروه های مختلف خطر در بازه های 6، 12 و 18 ماه در جدول 4 نشان داده شده اند. اختلاف آماری قابل توجهی در تاثیرات پیشگیری از پوسیدگی  مواد پر کننده فوجی تریاژ و کلینپرو در پایان تحقیق مشاهده نشده است (p=O.711). پوسیدگی ها محدود به مینا هستند و حفره ای در دو گروه مشاهده نمی شود. هر دو ماده  دارای عملکرد پیشگیری از پوسیدگی بهتر در گروه های MR در مقایسه با گروه های HR هستند و مهم ترین اختلافات برای 12 و 18 ماه مشاهده می شود (12<0.05). به هر حال، مواد کلیمپرو دارای تاثیرات پیشگیری از پوسیدگی بهتری در سنین بالاتر است، در حالی که مواد فوجی تریاژ در هر دو گروه تاثیرات مشابه دارند.

بحث

فرضیه خنثی بررسی شده در این تحقیق پذیرفته شده است، زیرا اختلافی در تاثیر پیشگیری از پوسیدگی و نگهداری بین گلاس آینومر و پوشش های رزینی در بین کودکان 9-6 سال در دوره 18 ماه وجود ندارد.

موفقیت مواد پوششی عمدتا مبتنی بر تاثیر آنها بر پیشگیری از پوسیدگی دندان و نگهداری از آنها می باشد(23). معمولا، مواد پوششی رزینی پرکاربردترین مواد هستند(24). کارایی این مواد بستگی به محافظت میکرو از طریق پوشش های مینای دندان دارد که نتیجه خوردگی اسیدی ایجاد می شود.به هر حال، مواد پوششی در برابر رطوبت حساس هستند و ویژگی های هیدروفیلی گلاس آینومر باعث می شود تا این مواد در صورت عدم وجود آلودگی بخار، جایگزین مناسبی برای مواد پوششی رزینی باشند(24). پوشش های رزینی در این تحقیق به عنوان کنترل مثبت در نظر گرفته شده اند زیرا کارایی آنها در پیشگیری از پوسیدگی به خوبی مشخص شده است(25). تحقیق کنونی از طراحی تقسیم دهان استفاده کرده است تا بتواند موقعیت های دهانی و کاهش متغییرها را بررسی کند، زیرا هر کودک با هر دو نوع پوشش بررسی می شوند. به علاوه، هر دو نوع پوشش مورد استفاده در این تحقیق مواد آزاد کننده فلوراید و پر کننده مجدد هستند(26). می توان تاثیر پیشگیری از پوسیدگی را از طریق این مواد متعادل ساخت. در این تحقیق، مانع لاستیکی برای جداسازی استفاده نشده است زیرا 4 نوع پوشش باید در یک جلسه ویزیت در دهان قرار داده شوند و استفاده از گیره و لاستیک در هر قسمت از دهان باعث ایجاد مشکلاتی برای کودکان می شود که کاهش مشارکت قسمت ها می شود. لوله های نخی و دفع کننده بزاق نگه داشته شده توسط کمک دندانپزشک در این تحقیق برای جداسازی استفاده می شوند، این روش در بسیاری از تحقیقات منتشر شده مورد استفاده قرار گرفته است. همچنین، نشان داده شده است که جداسازی توسط مانع لاستیکی یا لوله های نخی تاثیر یکسان دارند و منجر به نسبت نگهداری یکسان می شوند. بعد از هر جلسه ویزیت از فلوراید استفاده می شود زیرا این ماده می تواند تا ریسک زیاد پوسیدگی دندان تعدیل شود. تاثیر احتمالی فلوراید بر کارایی مواد پوششی در پیشگیری از پوسیدگی دندان در هر دو نوع پوشش همراه باشند( 29-30). به هر حال، در این تحقیق اختلافی در تاثیر پیشگیری از پوسیدگی بین دو نوع ماده پوششی مشاهده نشده است زیرا فلوراید برای تمام کودکان استفاده شده است و غلظت و نوع ماده مشابه بوده است. اگرچه 7 نفر از شرکت کنندگان مراحل تحقیق را دنبال کردند، جهت گیری های سائیدگی به عنوان مسئله اصلی در نظر گرفته نشده اند زیرا اطلاعات مربوط به آنها در تحلیل های آماری مورد استفاده قرار نگرفته است.

تحقیق کنونی نشان داد که بعد از 18 ماه، درصد ماندگاری نسبی و کامل پوشش های فوجی تریاژ و کلینپر و به ترتیب برابر 89.6-92.9 درصد بوده است و اختلاف قابل توجهی بین آنها مشاهده نشده است. این درصد ها بالاتر از درصدهای به دست آمده از سایر تحقیقات هستند که گزارش کردند که میزان ماندگاری 24 ماهه برای پوشش های رزینی و گلاس آینومر به ترتیب 50 و 73 درصد هستند. نتایج قابل مقایسه ای در یک تحقیق دیگر گزارش شده اند که در آن مواد پوششی در محیط مدرسه فراهم آورده شده اند که با توجه به آن بیان شده است که 93.8 درصد از پوشش های رزینی بعد از 3 ماه به طور کامل از بین رفته اند. یک تحقیق بالینی و سایر تحقیقات میدانی بیان کردند که حفظ پوشش های رزینی بیشتر از پوشش های گلاس آینومر هستند( 32-34). در هر دو پوشش، مقدار ماندگاری بالاتر بیان شده در این تحقیق می تواند به این دلیل باشد که هر دو نوع پوشش در شرایط کنترل شده و بدون رطوبت و توسط مشابه استفاده شده اند. اگرچه دندان مورد استفاده در این تحقیق به طور کامل خراب شده است، در یک تحقیق دیگر درصد ماندگاری برای پوشش های رزینی و گلاس آینومر در یک دوره 24 ماهه بررسی شده است و پیشنهاد شده است که در مواردی که انتظار آلودگی بزاق می رود، پوشش های گلاس آینومر می تواند گزینه بهتری باشد(35). بسیاری از تحقیقات آزمایشگاهی به عدم وجود اختلاف قابل توجه بین رسوب پوشش، نفوذ و یا اصلاح مواد در شرایط خشک اشاره کرده اند( 36-38). به هر حال، یکی از تحقیقات انجام شده نشان داد که پوشش فوجی تریاژ سازگاری بیشتر در مقایسه با پوشش کلینپرو در محیط های مرطوب و آلوده دارد (35).

پوسیدگی های متراکم بدون حفره و پوسیدگی های حفره ای در بین پوشش های فوجی تریاژ و کلینپرو نشاهده نشده است.

در تحقیق کنونی، اختلاف قابل توجهی بین  ماندگاری پوسیدگی  و پوسیدگی های سوراخ دار بین مواد فوجی تریاژ و کلیمپرو مشاهده نشده است. همچنین، در یکی از تحقیقات میدانی انجام شده اختلاف قابل توجهی بین میزان ماندگاری پوسیدگی های بدون سوراخ و سوراخ دار بین مواد پوشش دهنده رزینی و گلاس آپنومر بعد از دو سال مشاهده نشده است( 30). در یکی از تحقیقات دیگر هم اختلاف زیادی بین دو نوع پوشش مشاهده نشد( 33) . به هر حال، یک تحقیق بالینی نشان داد که پوشش های گلاس آینومر کارایی بیشتری در پیشگیری از پوسیدگی در مقایسه با مواد رزینی دارند(32). نتایج حاصل از تحقیق بالینی همراستا با نتیجه گیری های مرورهای سیستماتیک قبلی و متاتحلیل های مقایسه کننده نوع پوشش می باشند( 19-20).

از نظر ماندگاری و نگهداری، هر دو ماده پوشش عملکرد بهتری را در گروه سنی 6 تا 7 سال دارند. دلیل آن می تواند وجود حفره در میناهای نابالغ باشد و این عامل به نگهداری پوشش کمک می کند (23-39).گزارش شده است که بهترین زمان برای استفاده از مواد پوششی به محض خراب شدن است (40)، در غیر این صورت، پوشش ها کمی بعد از قرارگیری در دهان بر اساس مایعات دهانی آلوده کننده سطح خراب می شوند. محققان قبلی گزارش کرده اند برنامه های پر کردن در مدرسه برای کودکان باید از مهد کودک و کلاس اول شروع شود زیرا اکثر آنها دارای دندان های مینای خراب هستند(41).به هر حال، برنامه های پر کردن در مدارس ، کنترل بزاق – روشنایی و سازگاری بیمار و دوره های بعد از درمان کمتر دارند(31). در این تحقیق، هر دو ماده پر کننده فوجی تریاژ و کلینپرو عملکرد بهتری از نظر نگهداری در کودکان گروه HR در مقایسه با گروه MR دارند. یک تحقیق انجام شده بر روی کودکان چینی که به مقایسه پیشگیری از پوسیدگی و ماندگاری مواد پر کننده در گروههای پر خطر و کم خطر پرداخته است، اختلافی بین پوسیدگی برای گروه ماده مشاهده نکرده است. مرور سیستماتیک اخیر نتیجه گیری کرده است که مواد رزینی خطر افزایش پوسیدگی را تا 48 ماه در مقایسه با دندان های بدون مواد کاهش می دهند. یک تحقیق دیگر نیز گزارش کرد که مواد پر کننده برای کودکان پر ریسک موثر هستند.در تحقیق ما، پوسیدگی ها در دندان های شیری شرکت کنندگان  برای دسته بندی شرکت کنندگان به دو گروه کم خطر و پر خطر استفاده می شوند و نتایج نشان داد که هر چقدرdmft مواد بیشتر باشد، خطر افزایش پوسیدگی هم افزایش می یابد. هر دو ماده استفاده شده در این تحقیق تاثیر پیشگیری از پوسیدگی بیشتری در کودکان گروه خطر متوسط دارند. این نتیجه همراستا با نتایج تحقیقات قبلی است که در آنها تجربه پوسیدگی پایه با افزایش پوسیدگی در ارتباط است( 22-33-43) . گزارش شده است که اختلاف زیاد در کاهش پوسیدگی با پیشگیری از پوسیدگی در بین افراد در ارتباط است(44) . این تحقیق در بین کودکان گروههای پرخطر انجام شده است و می توان نتایج بالا را برای آنها تشریح کرد.

ویژگی های پیشگیری از پوسیدگی مواد پر کننده با شیوه جداسازی آنها از سوراخ های دندان و توانایی آنها برای آزادسازی فلوراید در ارتباط است. یکی از مزایای اصلی گلاس آینومر مربوط به آزادسازی فلوراید است. همچنین، گزارش شده است که دو هفته بعد از استفاده از مواد، دفعاتی که فلوراید توسط مواد فوجی تریاژ آزاد می شود 9 برابر موادپر کننده رزینی است و توانایی پر کردن فلوراید نیز برای این مواد بیشتر است(45) . علاوه بر این، مواد آینومر باعث افزایش غلظت فلوراید در مایع دهانی به بیشتر از مقدار موجود در مواد رزینی می شود و این در حالیست که هر دو نوع ماده ویژکی دفاعی بیشتری در دندان های مجاور دندان مینا دارند(46). به علاوه، فوجی تریاژ، مقاومت مینا را افزایش می دهد و نشت کمتری را در دندان های پر نشده از فلوراید در مقایسه با سایر مواد پر کننده آینومری نشان می دهند(47-48).

اگرچه پوسیدگی ها در حاشیه کمتر هستند و ماندگاری آنها در مواد رزینی در این تحقیق کنترل شده کمتر هستند، اما گلاس آینومر نتایج بهتری را به خصوص برای کودکان پر خطر نسان می دهند.به هر حال، ارزیابی های بیشتر از هر نوع ماده در یک دوره گسترده نیازمند ارزیابی پوسیدگی در دندان های فاقد ماده پر کننده می باشند.

تعداد کم شرکت کنندگان یکی از محدودیت های این تحقیق است، زیرا یافتن کودکان دارای 4 دندان کاملا خراب کار دشواری است که دلیل آن پیشگیری زیاد از پوسیدگی دندان در میان کودکان عربستانی است. به علاوه، دوره زمانی 18 ماه می تواند دوره کوتاهی در نظر گرفته شود، اما دوره مراقبت باید به گونه ای باشد که خطر حذف شرکت کنندگان کمتر شود.

نتیجه گیری

با توجه به محدودیت های این آزمایش بالینی ، نتیجه گیری شده است که بعد از 18 ماه هر دو ماده آزاد کننده فلوراید ( فوجی تریاژ و کلیمپرو) دارای تاثیرات ماندگاری و پیشگیری از پوسیدگی بهتری در کودکان 6 تا 9 سال در گروه دارای خطرات متوسط هستند.

REFERENCES

1) Petersen PE, Bourgeois D, Ogawa H, Estupinan-Day S, Ndiaye C. The global burden of oral diseases and risks to oral health. Bull World Health Organ 2005; 83: 661-669.

2) Murray JJ, Vernazza CR, Holmes RD. Forty years of national surveys: An overview of children’s dental health from 1973-

2013. 2013. Br Dent J 2015; 219: 281-285. 3) Kumar JV, Tavares V, Kandhari P, Moss M, Jolaoso IA. Changes in caries experience, untreated caries, sealant prevalence, and preventive behavior among third-graders in New York state, 2002-2004 and 2009-2012. Public Health Rep 2015; 130: 355-361.

4) Alagili DE. A systematic review of population-based dental caries studies among children in Saudi Arabia. Saudi Dent J 2013; 25: 3-11.

5) Alesia K, Khalil HS. Reasons for and patterns relating to the extraction of permanent teeth in a subset of the Saudi population. Clin Cosmet Investig Dent 2013; 5: 51-56.

6) Marghalani AA, Alsahafi YA, Alshouibi EN. The cost of dental caries in Saudi Arabia. Putting numbers into context. Saudi Med J 2014; 35: 93-94.

7) Harris NO, Garcia-Godoy F. Primary Preventive Dentistry. 6th ed. New Jersey: Pearson Education; 2004.

8) Ripa LW. Occlusal sealants: rationale and review of clinical trials. Int Dent J 1980; 30: 127-139.

9) Welbury R, Raadal M, Lygidakis NA. EAPD guidelines for the use of pit and fissure sealants. Eur J Paediatr Dent 2004; 5: 179-184.

10) Beauchamp J, Caufield PW, Crall JJ, Donly KJ, Feigal R, Gooch B, Ismail A, Kohn W, Siegal M, Simonsen R. Evidencebased clinical recommendations for the use of pit-and-fissure sealants. A report of the American Dental Association Council on Scientific Affairs. Dent Clin North Am 2009; 53: 131-147.

11) Qi XQ, Zhang BX, Zhang L, Rao KQ. Report on the 3^rd National Oral Health Epidemiological Survey. Beijing: The People’s Medical Publishing House; 2008. p. 60-63.

12) Brown LJ, Selwitz RH. The impact of recent changes in the epidemiology of dental caries on guidelines for the use of dental sealants. J Public Health Dent 1995; 55: 274-291.

13) Al Agili DE, Niazy HA, Pass MA. Prevalence and socioeconomic determinants of dental sealant use among schoolchildren in Saudi Arabia. East Mediterr Health J 2012; 18: 1209-1216.

14) Silverstone LM, Hicks MJ, Featherstone MJ. Oral fluid contamination of etched enamel surfaces: An SEM study. J Am Dent Assoc 1985; 110: 329-332.

15) Borsatto MC, Corona SA, Alves AG, Chimello DT, CatirseAB, Palma-Dibb RG. Influence of salivary contamination on marginal microleakage of pit and fissure sealants. Am J Dent 2004; 17: 365-367.

16) Poulsen S, Beiruti N, Sadat N. A comparison of retention and the effect on caries of fissure sealing with a glass-ionomer and a resin-based sealant. Community Dent Oral Epidemiol 2001; 29: 298-301.

17) Beiruti N, Frencken JE, van’t Hof MA, van Palenstein Helderman WH. Caries-preventive effect of resin-based and glass ionomer sealants over time: a systematic review. Community Dent Oral Epidemiol 2006; 34: 403-409.

18) Ninawe N, Ullal NA, Khandelwal V. A 1-year clinical evaluation of fissure sealants on permanent first molars. Contemp Clin Dent 2012; 3: 54-59.

19) Mickenautsch S, Yengopal V. Caries-preventive effect of glass ionomer and resin-based fissure sealants on permanent teeth: an update of systematic review evidence. BMC Res Notes2011; 4: 22.

20) Mickenautsch S, Yengopal V. Caries-preventive effect of highviscosity glass ionomer and resin-based fissure sealants on permanent teeth: A systematic review of clinical trials. PLoS One 2016; 11: e0146512.

21) Oral health survey. Basic Methods. 4th ed. Geneva: World Health Organization; 1997. p. 40.

22) Oulis CJ, Berdouses ED. Fissure sealant retention and caries development after resealing on first permanent molars of children with low, moderate and high caries risk. Eur Arch Paediatr Dent 2009; 10: 211-217.

23) Waggoner WF, Siegal M. Pit and fissure sealant application: Updating the technique. J Am Dent Assoc 1996; 127: 351-361.

24) Simonsen RJ. Pit and fissure sealant: review of the literature. Pediatr Dent 2002; 24: 393-414.

25) Ahovuo-Saloranta A , Forss H, Walsh T, Hiiri A, Nordblad A, Mäkelä M, Worthington HV. Sealants for preventing dental decay in the permanent teeth. Cochrane Database of Syst Rev 2013; 3: CD001830.

26) Salmerón-Valdés EN, Scougall-Vilchis RJ, Alanis-Tavira J, Morales-Luckie RA. Comparative study of fluoride released and recharged from conventional pit and fissure sealants versus surface prereacted glass ionomer technology. J Conserv Dent 2016; 19: 41-45.

27) Eidelman E, Fuks AB, Chosack A. The retention of fissure sealants: rubber dam or cotton rolls in a private practice. ASDC J Dent Child 1983; 50: 259-261.

28) Lygidakis NA, Oulis KI, Christodoulidis A. Evaluation of fissure sealants retention following four different isolation and surface preparation techniques: four years clinical trial. J Clin Pediatr Dent 1994; 19: 23-25

29) Liu BY, Xiao Y, Chu CH, Lo EC. Glass ionomer ART sealant and fluoride releasing resin sealant in fissure caries prevention —results from a randomized clinical trial. BMC Oral Health 2014; 14: 54.

30) Liu BY, Lo EC, Chu CH, Lin HC. Randomized trial on fluorides and sealants for fissure caries prevention. J Dent Res 2012; 91: 753-758.

31) Oba AA, Dülgergil T, Sönmez IS, Doğan S. Comparison of caries prevention with glass ionomer and composite resin fissure sealants. J Formos Med Assoc 2009; 108: 844-848.

32) Ulusu T, Odabas ME, Tuzuner T, Baygin O, Sillelioglu H, Deveci C, Gokdogan FG, Altuntas A. The success rates of a glass ionomer cement and a resin-based fissure sealant placed by fifth-year undergraduate dental students. Eur Arch Paediatr Dent 2012; 13: 94-97.

33) Chen X, Liu X. Clinical comparison of Fuji VII and a resin sealant in children at high and low risk of caries. Dent Mater J 2013; 32: 512-518.

34) Chen X, Du MQ, Fan MW, Mulder J, Huysmans MC, Frencken JE. Caries-preventive effect of sealants produced with altered glass-ionomer materials, after 2 years. Dent Mater 2012; 28: 554-560.

35) Antonson SA, Antonson DE, Brener S, Crutchfield J, Larumbe J, Michaud C, Yazici AR, Hardigan PC, Alempour S, Evans D, Ocanto R. Twenty-four month clinical evaluation of fissure sealants on partially erupted permanent first molars: glassionomer versus resin-based sealant. J Am Dent Assoc 2012; 143: 115-122.

36) Topaloglu Ak A, Riza Alpoz A. Effect of saliva contamination on microleakage of three different pit and fissure sealants. Eur J Paediatr Dent 2010; 11: 93-96.

37) Peng Y, Stark PC, Rich A Jr, Loo CY. Marginal microleakage of triage sealant under different moisture contamination. Pediatr Dent 2011; 33: 203-206.

38) Al-Jobair A. Scanning electron microscope analysis of sealant penetration and adaptation in contaminated fissures. J Indian Soc Pedod Prev Dent 2013; 31: 169-174.

39) Reddy VR, Chowdhary N, Mukunda KS, Kiran NK, Kavyarani BS, Pradeep MC. Retention of resin-based filled and unfilled pit and fissure sealants: A comparative clinical study. Contemp Clin Dent 2015; 6(Suppl 1): S18-23.

40) Feigal RJ, Musherure P, Gillespie B, Levy-Polack M, Quelhas I, Hebling J. Improved sealant retention with bonding agents: a clinical study of two-bottle and single-bottle systems. J Dent Res 2000; 79: 1850-1856.

41) Phipps KR, Ricks TL, Blahut P. Permanent first molar eruption and caries patterns in American Indian and Alaska Native children: challenging the concept of targeting second grade for school-based sealant programs. J Public Health Dent 2013; 73: 175-178.

42) Tikhonova S. Sealing pits and fissures of permanent molars in children and adolescents is effective in controlling dental caries. J Am Dent Assoc 2015; 146: 409-411.

43) Makhija SK, Childers NK, Lauten J, Dorantes CE, Chafin T, Dasanayake AP. Evaluation of initial caries score and caries incidence in a public health sealant program: a retrospective study. Pediatr Dent 2006; 28: 420-424.

44) Leskinen K, Ekman A, Oulis C, Forsberg H, Vadiakas G, Larmas M. Comparison of the effectiveness of fissure sealants in Finland, Sweden, and Greece. Acta Odontol Scand 2008; 66: 65-72.

45) Bayrak S, Tunc ES, Aksoy A, Ertas E, Guvenc D, Ozer S. Fluoride release and recharge from different materials used as fissure sealants. Eur J Dent 2010; 4: 245-250.

46) Cagetti MG, Carta G, Cocco F, Sale S, Congiu G, Mura A, Strohmenger L, Lingström P, Campus G ; Italian Experimental Group on Oral Health. Effect of fluoridated sealants on adjacent tooth surfaces: A 30-mo randomized clinical trial. J Dent Res 2014; 93(7 Suppl): 59S-65S.

47) Haznedaroglu E, Sozkes S, Mentes AR. Microhardness evaluation of enamel adjacent to an improved GIC sealant after different enamel pre-treatment procedures. Eur J Paediatr Dent 2014; 15: 397-400.

48) Kucukyilmaz E, Savas S. Evaluation of shear bond strength, penetration ability, microleakage and remineralisation capacity of glass ionomer-based fissure sealants. Eur J Paediatr Dent 2016; 17: 17-23.

برای دانلود کامل مقاله فارسی ماندگاری و تاثیر پیشگیری از پوسیدگی مواد پر کننده گلاس آینومر و رزینی» اینجا کلیک کنید

دانلود ( Download )

برای دانلود کامل مقاله انگلیسی ( English ) ماندگاری و تاثیر پیشگیری از پوسیدگی مواد پر کننده گلاس آینومر و رزینی» اینجا کلیک کنید

دانلود ( Download )

نوشته ماندگاری و تاثیر پیشگیری از پوسیدگی مواد پر کننده گلاس آینومر و رزینی» اولین بار در دندان پزشک تهران، دندانپزشک تهران، دکتر کامیار شاطری، دندان پزشک تهران، دندان پزشکی تهران، دندان پزشک گیشا، دندان پزشک حرفه ای تهران. پدیدار شد.

چکیده

هدف: توسعه یک مدل ریاضی برای آماده سازی روت کانال (کانال ریشه) با استفاده از مته اندودنتيکس.

روش: فرآیند مسدودسازی از پر کردن حفره روت کانال با استفاده از گوتا پرچا گرمادهی شده و نرم شده تشکیل می شود؛ هدف از اینکار، بدست آوردن یک درزبند (مهر و موم) سیال محکم بیت دیوارهای کانال و گوتا پرچای پر شده، است. انجام هر گونه فرآیند مسدودسازی قبل از اینکار، مستلزم آماده سازی روت کانال است و باید بافت مرده، زیرلایه ها و پسمانده ها را از روت کانال پوسیده شده جدا سازیم. پارامترهای هندسی مختلف شامل شمع مخروطی زاویه نسبی برای سوگیری برش عرضی بین دو صفحه، ثابت تقارن قطبی و شیب برای مته اندودنتيکس و غیره هستند. در این مطالعه، پارامترهای هندسی بدست می آیند. پارامترهای عملکردی مختلفی مانند ارزیابی عمر مته اندودنتيکس، مؤلفه های نیروی برشی (مماس و نرمال)، میزان جداسازی زیرلایه، گشتاور ایجاد شده توسط مته اندودنتيکس و غیره نیز بصورت موفقیت آمیز بدست می آیند. عمر مته اندودنتيکس بر مبنای دو رویکرد برآورد می شود که عبارتند از: سرعت و ساییدگی حجمی.

نتیجه گیری: مدل ریاضی توصیف شده برای متخصصان اندودنتيکس (عصب کشی)، محققان، مهندسان طراحی و افراد دیگر مفید می باشد. با اینحال کاربردپذیری مدل ریاضی توصیف شده، محدود به فرضیه مطالعه حاضر بود. شکاف بین «روت کانالی که باید آماده می شد» و «مته اندودنتيکس» در هنگام آماده سازی، صفر بود. فرض میشود که وزن مته اندودنتيکس، سرعت چرخش و میزان جداسازی زیرلایه ثابت باشند. اثبات شد که مدل ریاضی برای مته اندودنتيکس (که در بالا ذکر شد)، ابزار مؤثری برای مطالعه آماده سازی روت کانال است. ما پارامترهای هندسی و پارامترهای عملکردی مختلفی را استخراج کردیم.

کلمات کلیدی: مدل ریاضی، آماده سازی روت کانال، مته اندودنتيکس، تحلیل نیرو

A B S T R A C T

Aim: To develop the mathematical model for root canal preparation using Endodontic file.
Method: The process of obturation consist of the filling of the root canal cavity using heated and softened guttapercha
to get the fluid tight seal in between the canal wall and filled gutta-percha. Any obturation process to
perform before it requires the preparation of the root canal which involves the removing dead tissue, substrates
and debris from the decayed root canal. The various geometric parameters viz. Taper, relative angle for orientation
of cross-section between two planes, pitch and polar symmetry constant of the Endodontic file etc.
Geometric parameters are derived. The various performance parameters like Endodontic file life assessment,
cutting force components (tangential and normal), substrate removal rate, torque exerted by Endodontic file etc
are also derived successfully. The Endodontic file life is estimated based on two approaches viz. speed and
volumetric wear approach.
Conclusion: The mathematical model described is helpful for the Endodontic experts, researchers, design engineers
etc. However the applicability of the described mathematical model limited to assumption of study. The
gap between root canal to be prepared and Endodontic file is zero while preparation. The Endodontic file weight,
speed of rotation and substrate removal rate is assumed to be constant. The mathematical model for Endodontic
file discussed above proved to be efficient tool for studying the root canal preparation. The various geometric
parameters and the various performance parameters are derived.

Keywords:
Mathematical model
Root canal preparation
Endodontic file
Force analysis

1. مقدمه

درمان روت کانال، یکی از اقدامات کلینکی است که به بهبود دندان های پوسیده و دردناک کمک میکند. درمان روت کانال به منظور نجات دندان هایی انجام میشود که دچار عفونت شده اند یا تا حدودی آسیب دیده اند. در دندانپزشکی، معالجه روت کانال، مسدودسازی نامیده میشود. فرآیند مسدودسازی شامل پر کردن حفره روت کانال با استفاده از گوتا پرچایی است که گرمادهی و نرم شده است تا بصورت یک درزبند سیال محکم در بین دیواره کانال و گوتا پرچای پر شده در بیاید. هر فرآیند مسدودسازی که قبل از این انجام شود مستلزم آماده سازی روت کانال است و باید بافت مرده، زیرلایه ها و پسمانده ها را از روت کانال پوسیده جدا سازیم تا یک حفره مناسب ایجاد کنیم تا هر دندانسازی بتواند آنرا بصورت مؤثر پر کند (تصویری از حفره روت کانال آماده شده معمول/مناسب در شکل 3 نشان داده شده است). ما برای فرآیند آماده سازی از مته های ساخته شده از نیتنل استفاده کردیم (هندسه مته اندودنتيکس استفاده شده برای آماده سازی روت کانال در شکل 1 نشان داده شده است). نیتنل یک آلیاژ زیست-پذیر (زیست-سازگار) است که بصورت گسترده بعنوان یک ماده زیستی برای تولید مته اندودنتيکس نیتنل در زمینه اندودنتيکس استفاده می شود. امروزه ابزارهای نیتنل منفرد را می توانیم برای انواع مختلفی از نیازهای کاری به منظور آماده سازی روت کانال مورد استفاده قرار دهیم (به جدول 1 نگاه کنید).

در طی استفاده از مته اندودنتيکس، حفره روت کانال در مقابل چرخش های مته مقاومت می کند (مته اندودنتيکس که برای آماده سازی وارد روت کانال شده است را در شکل 2 می بینید) که این را از طریق استفاده از روغن های روان کننده می توانیم به حداقل برسانیم. بعلت اینکه شکست ممکن است به پارامترهای مختلفی بستگی داشته باشد بنابراین پیش بینی شکست (شکستن مته) می تواند دشوار باشد. باید در هنگام ایجاد حفره توجه زیادی به شکل حفره روت کانال داشته باشیم چون این عاملی است که بیشترین تأثیر را بر روی عمل قفل شدگی و شکست مته در کانال دارد که می توانیم آنرا بر حسب پیچش تعریف کنیم. زمانیکه مته با انحنا در کانال می چرخد خمش رخ میدهد و بنابراین مته می شکند. برای پیش بینی فشارهای که منجر به شکستن مته می شوند می توانیم از مدل ترکیبی پیچش و خمش استفاده کنیم. پدیده شکست ناشی از خستگی در موارد مته اندودنتيکس مشاهده می شود چون مقاومت خستگی دوره ای کاهش می یابد و مقاومت خستگی پیچشی مته سبب خستگی دوره ای و بنابراین شکست خستگی پیچشی می شود. ما باید یک مدل ریاضی را توسعه دهیم که بتواند پارامترهای هندسی و پارامترهای عملکرد را بصورت دقیق برآورد کند. پارامترهای هندسی و عملکردی برای پیگیری رفتار مته اندودنتيکس در روت کانال در طی فرآیند آماده سازی، مفید هستند.

رویکردهای مختلفی در مقالات موجود مورد استفاده قرار گرفته است که عبارتند از: مدلهای تجربی که بر مبنای برازش منحنی (خم آمایی) و مقادیر قراردادی هستند، مدل های رگرسیون و مدلسازی ریاضی با استفاده از نرم افزار MATLAB. حتی با اینکه فرمولبندی برای محاسبه عمر مته اندودنتيکس وجود دارد اما ما بر این اساس نمی توانیم در مورد ابعاد مته به منظور جلوگیری از شکست (شکستن مته) تصمیم گیری کنیم. دندانسازان بعضی اوقات از مته برای انجام بیش از یک درمان روت کانال استفاده می کنند و پیش بینی شکست دشوار می گردد. برندهای مختلف مته اندودنتيکس دارای طراحی های تجاری و نامگذاری های مختص به خود هستند و بنابراین ما صرفاً باید برندهای مختلف را از لحاظ بسندگی برای داشتن بهترین عملکرد درمان، با هم مقایسه کنیم.

شکل 1. هندسه مته اندودنتيکس که برای آماده سازی روت کانال استفاده می شود.

2. مواد و روشها

مدل ریاضی برای فرآیند آماده سازی روت کانال با استفاده از مته اندودنتيکس به دو بخش اصلی تقسیم می شود: یک مدل ریاضی که پارامترهای هندسی را توصیف میکند و یک مدل ریاضی که پارامترهای عملکرد را توصیف میکند.

2.1 یک مدل ریاضی که پارامترهای هندسی را برای مته اندودنتيکس توصیف میکند

مدلهای ریاضی پارامترهای هندسی از نقطه نظر «تشکیل حفره روت کانال» مهم هستند. پارامترهایی مانند شمع مخروطی مته اندودنتيکس، زاویه نسبی تعریف کننده سوگیری های برش عرضی مته اندودنتيکس، شعاع مته و غیره از مهمترین پارامترهای هندسی تأثیرگذار بر تشکیل یک حفره مناسب هستند. رابطه شعاع مته و شمع مخروطی (تیغه باریک شونده) مته در تبدیل داخلی رابطه موجود، مهم است. هندسه ساده شده مته اندودنتيکس برای مدل ریاضی در شکل 4 نشان داده شده است.

2.2 مدلی برای شمع مخروطی مته اندودنتيکس

مته اندودنتيکس برای تمیز کردن و شکل دهی کانال و ایجاد برش های عرضی استفاده می شود. شعاع در هر نقطه ای در امتداد طول مته توسط فرمول زیر بدست می آید:

2.3 مدلی برای زاویه نسبی (z)

زاویه نسبی (z)  برای سوگیری برش عرضی در بین دو صفه که به اندازه فاصله z از هم دور هستند را می توانیم بصورت زیر بیان کنیم

بر حسب شیب مته اندودنتيکس و ثابت تقارن قطبی، رابطه زیر را بدست می آوریم

2.4 شعاع در فاصله خاص z اط نوک مته اندودنتيکس

شعاع در فاصله خاص z از نوک مته اندودنتيکس با استفاده از رابطه زیر و با در نظر گرفتن شمع مخروطی مته بدست می آید

2.5 مدلی برای ارزیابی زاویه نسبی Ψ

زاویه نسبی Ψ را می توانیم با استفاده از رابطه زیر محاسبه کنیم

2.6 یک مدل ریاضی که پارامترهای عملکرد را برای مته اندودنتيکس توصیف میکند

پارامترهای عملکرد توصیف شده در این بخش مربوط به پدیده شکست مته اندودنتيکس هستند. مته اندودنتيکس بخاطر خستگی ناشی از عمل قفل شدگی کانال نسبت به حرکت مته اندودنتيکس، دچار شکست می شود. بنابراین پارامترهای مربوط به شکست های خستگی مختلف را مورد بررسی قرار می دهیم. سه چارچوب دکارتی سه بعدی سیستم مرجع که برای ارزیبای پارامترهای عملکرد در نظر گرفته شده، در شکل 5 نشان داده شده است.

2.7 مدل تحلیل نیروی برشی

نیروی برشی دارای دو مؤلفه است که یکی از آنها مماس بر برش عرضی دایره ای مته و دیگری یک مؤلفه نرمال است.

مؤلفه مماسی f_t نیروی برش تیغه مته اندودنتيکس بصورت زیر بدست می آید

مؤلفه نرمال نیروی برش تیغه مته اندودنتيکس توسط رابطه زیر بدست می آید

نیروی برش توسط رابطه زیر بدست می آید

بین مته اندودنتيکس و دیواره روت کانال اصطکاک بوجودمی آید که سطح تماس آن  است و سطح تماس برش نامیده میشود؛ نیروی ناشی از اصطکاک هم نیروی اصطکاک نامیده می شود که در سطح تماس روی مته اندودنتيکس اعمال می شود و بصورت زیر بدست می آید

مؤلفه نیروی نرمال بر روی سطح پوسیدگی هم عمل می کند و توسط f_w نشان داده می شود

مؤلفه های مماس و نرمال را می توانیم بر حسب شمع مخروطی t_z و دورترین شعاع مته r₀ بدست آوریم

در طی فرآیند تمیز کردن و شکل دهی روت کانال، پارامترهای وزن مته، سرعت چرخش و شدت جریان واریزه[3]، ثابت در نظر گرفته می شوند. با ادامه آماده سازی کانال، عمق برش کاهش می یابد و ساییدگی خطی مته افزایش می یابد. برای یافتن عمر اندودنتيکس دو روش وجود دارد: روش اول بر مبنای سرعت مته و روش دوم بر مبنای ساییدگی حجمی مته اندودنتيکس است.

جدول 1. علائم مورد استفاده برای مته اندودنتيکس

شکل 2. مته اندودنتيکس که برای آماده سازی وارد روت کانال شده است

شکل 3. حفره روت کانال آماده شده معمول/مناسب با مته هایی که برای آماده سازی استفاده می شوند.

شکل 4. هندسه ساده شده مته اندودنتيکس برای مدل ریاضی.

شکل 5. چارچوب دکارتی سه بعدی سیستم مرجع که برای ارزیابی پارامترهای عملکرد در نظر گرفته شده است.

2.8 ارزیابی عمر با استفاده از رویکرد سرعت

در طی ارزیابی عمر مته اندودنتيکس، فرض شد که وزن وارد شده بر روی مته اندودنتيکس، سرعت چرخش آن و سرعت جریان واریزه ای که از روت کانال بیرون می آید، ثابت هستند. عمر مته اندودنتيکس توسط معادله زیر بدست می آید

2.9 ارزیابی عمر با استفاده از رویکرد ساییدگی حجمی

ساییدگی حجمی بصورت زیر بدست می آید

با معرفی نیروی متراکم کننده w که روی مته اندودنتيکس اعمال می شود و ثابت تناسب C₁ بین نیروی متراکم کننده اعمال شده روی مته اندودنتيکس و مؤلفه نرمال نیروی برش، خواهیم داشت:

که w_d تابع ساییدگی حجمی بی بُعد است و بصورت زیر بدست می آید

بنابراین عمر مته اندودنتيکس بر حسب تابع ساییدگی حجمی بی بُعد w_d و با استفاده از رویکرد ساییدگی حجمی بصورت زیر بدست می آید

2.10 مدلی برای میزان جداسازی زیرلایه (SRR)

با آرایش مجدد معادله (12)، سطح برش بصورت زیر بدست می آید

ما می دانیم که سطح برش تابعی از عمق آماده است و بنابراین

اگر  را حل کنیم و a_c را جانشین سازی کنیم، خواهیم داشت

با معرفی ثابت تناسب C₃ بین میزان نفوذ در هر چرخش و عمق آماده سازی کانال، خواهیم داشت

2.11 مدلی برای محاسبه گشتاور ایجاد شده توسط مته اندودنتيکس

با در نظر گرفتن معادلات مربوطه (26)، (27) و (28) برای سطح برش، و مؤلفه های مماس و نرمال نیروی برش، خواهیم داشت:

رابطه مؤلفه افقی نیروی برش و مؤلفه های مماس را می توانیم بصورت زیر بیان کنیم

با وارد کردن معادلات (26)، (27) و (28) در معادله (29)، خواهیم داشت

معادله گشتاور بصورت زیر بدست می آید

که

2.12 عمل قفل شدگی ایجاد شده توسط دیواره کانال

دیواره کانال دارای یک عمل قفل شدگی است که می توانیم آنرا بر حسب مقاومت ایجاد شده p بیان کنیم؛ این عمل توسط رابطه زیر بدست می آید

3. بحث

مدل ریاضی برای مته اندودنتيکس (که در بالا توضیح دادیم) بعنوان یک ابزار مؤثر برای مطالعه آماده سازی روت کانال، اثبات شد. پارامترهای هندسی مختلف عبارتند از: شمع مخروطی، زاویه نسبی Ψ(z) برای سوگیری برش عرضی بین دو صفحه، شیب و ثابت تقارن قطبی مته اندودنتيکس و غیره. پارامترهای هندسی را توضیح داده ایم. پارامترهای عملکردی مختلفی مانند ارزیابی عمر مته اندودنتيکس، مؤلفه های نیروی برش (مماس و نرمال)، میزان جداسازی زیرلایه، گشتاور ایجاد شده توسط مته اندودنتيکس و غیره نیز بصورت موفقیت آمیز بدست آمدند.

مدل ارائه شده برای شعاع مته اندودنتيکس را در معادلات (1) و (4) بیان کرده ایم، که به برآورد شعاع در هر فاصله ای (z) از نوک مته اندودنتيکس کمک میکنند. شعاع مته اندودنتيکس یک پارامتر هندسی مهم است چون آماده سازی و شکل دهی حفره روت کانال به استفاده مناسب از قطر بستگی دارد. خصوصیات مته اندودنتيکس که توسط تولیدکنندگان ارائه شده است بر حسب قطر مته است که در امتداد طول مته متغیر خواهد بود چون مته بصورت مخروطی است. زاویه نسبی Ψ(z) برای سوگیری برش عرضی بین دو صفحه – که به اندازه فاصله z از هم دور هستند – با استفاده از معادلات (2)، (3) و (5) برآورد می شود. مؤلفه نیروی برش مماس، مؤلفه نیروی برش نرمال و نیروی برش بترتیب توسط معادلات (6)، (7) و (8) بیان شده است. اهمیت نیروی برش در جداسازی (برداشتن) زیرلایه روت کانال است. جداسازی اولیه زیرلایه با کمک نیروی برش اعمال شده توسط مته اندودنتيکس انجام میشود.

ارزیابی عمر مته اندودنتيکس با استفاده از رویکرد سرعت و رویکرد ساییدگی حجم بترتیب توسط معادلات (13) و (14) بیان شده است. بعضی اوقات در حین استفاده از مته اندودنتيکس به منظور آماده سازی روت کانال، مته بعد از استفاده مکرر دچار شکست می شود. برای اینکه زمان دقیق شکست مته را بدانیم باید عمر مته اندودنتيکس را بر حسب تعداد چرخش هایی ارزیابی کنیم که مته قبل از شکست انجام میدهد. اگر پزشک دندانساز عمر مته را بداند پس در هنگام استفاده از مته در کانال از شکست مته اجتناب خواهد کرد. اگر عمل قفل شدگی توسط روت کانال بر روی مته بیشتر رخ دهد شکست مته زودتر رخ خواهد داد. فشار قفل شدگی ایجاد شده توسط روت کانال در مقابل چرخش مته اندودنتيکس توسط معادله (32) بدست می آید. با اینحال میزان جداسازی  زیرلایه، عامل مهمی برای ارزیابی ظرفیت حفاری مته اندودنتيکس است. میزان جداسازی زیرلایه توسط معادلات (22)، (23) و (25) بدست می آید. گشتاور مته اندودنتيکس توسط معادله (31) بدست می آید. هر چه مقدار گشتاور بیشتر باشد نیروی برش هم بزرگتر خواهد بود. بعلاوه اگر مقدار گشتاور بیشتر باشد می توانیم از چرخش مته اندودنتيکس حتی برای عمل های قفل شدگی نسبتاً زیاد هم مطمئن شویم.

بنابراین پارامترهای عملکرد، پارامترهایی هستند که بیشترین کمک را به جداسازی مؤثر زیرلایه، بافت مرده، و واریزه از روت کانال (که باید آماده و پر شود) می کنند. از طرف دیگر، پارامترهای هندسی، پارامترهایی هستند که بیشترین کمک را به شکل دهی کانال و تشکیل حجم مناسب حفره می کنند. پس از آماده سازی حفره مناسب، دندانساز می تواند آنرا با کمک مواد زیست-پذیری همچون گوتا پرچا پر کند.

4. نتیجه گیری

مدل ریاضی توصیف شده برای متخصصان اندودنتيکس، محققان، مهندسان طراحی و افراد دیگر مفید است. با اینحال کاربردپذیری مدل ریاضی توصیف شده، محدود به فرضیه مطالعه حاضر است. شکاف بین روت کانال (که باید آماده شود) و مته اندودنتيکس در حین آماده سازی، صفر است. ما فرض کرده ایم که وزن مته اندودنتيکس، سرعت چرخش، و میزان جداسازی زیرلایه، ثابت هستند. اثبات شد که مدل ریاضی برای مته اندودنتيکس (که در بالا توضیح دادیم)، ابزار مؤثری برای مطالعه آماده سازی روت کانال است. ما پارامترهای هندسی و پارامترهای عملکردی مختلف را بدست آوردیم.

برای دانلود کامل مقاله فارسی یک مدل ریاضی برای آماده سازی روت کانال با استفاده از مته اندودنتيکس اینجا کلیک کنید

دانلود ( Download )

برای دانلود کامل مقاله انگلیسی ( English ) یک مدل ریاضی برای آماده سازی روت کانال با استفاده از مته اندودنتيکس اینجا کلیک کنید

دانلود ( Download )

نوشته یک مدل ریاضی برای آماده سازی روت کانال با استفاده از مته اندودنتيکس اولین بار در دندان پزشک تهران، دندانپزشک تهران، دکتر کامیار شاطری، دندان پزشک تهران، دندان پزشکی تهران، دندان پزشک گیشا، دندان پزشک حرفه ای تهران. پدیدار شد.

چکیده

این مقاله بررسی میکند که آیا استخوان میتواند به داخل یک ایمپلنت فلزی رشد کرده و کیفیت و کمیت خود را در اوایل دوره پس از کاشت حفظ کند. 12 ایمپلنت دندانی پیچی تیتانیومی یک تکه (گروه کنترلی) و 12 ایمپلنت دندانی ترکیبی با دهانه­های جانبی مارپیچی متصل به کانال درونی توخالی (گروه آزمایشی) پس از 2 ماه ترمیم بعد از استخراج به صورت دو طرفه در هر 4/1 از حوزه­های P3, P4, M1 فک پایین 4 سگ از نژاد بیگل قرار داده شدند. برچسب­های فلورسنت استخوان جهت ارزیابی کمی بافت­های استخوانی به ترتیب در هفته دوم و چهارم دوره پس از کاشت استفاده شدند. سه ساختار کنترلی و ایمپلنت استخوانی هر حیوان از دو حیوان در هفته­های سوم و ششم بعد از ترمیم پس از کاشت تشریح شدند. نمونه­های کلسیم­زدایی نشده هر ساختار تحلیلی به ترتیب برای بافت­شناسی جهت اندازه­گیری تماس استخوان با ایمپلنت (BIC) و موضع سطحی استخوان (BA) و همچنین دندانه­گذاری نانو و اسکن توسط میکروسکوپ الکترونی  جهت ارزیابی ماژول ارتجاعی (E) و ترکیب استخوان پوشش دهنده ایمپلنت آماده­ شدند. مقدار زیادی بافت استخوانی جدید در سطح گروه­های ایمپلنتی مشاهده شد. بافت­های استخوانی به آسانی در هفته سوم ترمیم پس از کاشت در دهانه­های جانبی و کانال درونی توخالی ایمپلنت آزمایشی رشد می­کنند. مقادیر E بافت­های استخوانی جدید به اندازه بافت­های استخوانی عادی رشد داشتند. نتایج بدست­آمده نشان می­دهد که ایمپلنت ترکیبی جدید می­تواند به داخل معماری درونی رشد کند که این موضوع پایداری سامانه ایمپلنتی را با تقویت یکپارچگی ایمپلنت با سطح استخوان افزایش می­دهد.

واژه­های کلیدی: ایمپلنت دندانی ، بازسازی استخوان ، دندانه­گذاری نانو

بقای طولانی مدت ایمپلنت های دندانی مجاور (ADI) در بیماران مبتلا به پیش دیابت برای مشاهده این مطلب کلیک کنید

A B S T R A C T

The current study examined whether bone can regenerate into an open space fabricated inside the metal implant and maintain its quantity and quality at the early post-implantation healing periods. 12 conventional one piece screw type titanium dental implants (control group) and 12 hybrid dental implants with spiral side openings

(0.58 mm wide) connected to hollow inner channel (experimental group) were bilaterally placed in each quadrant at the P3, P4 and M1 positions in mandible of 4 adult beagles following 2 months of post-extraction healing. Fluorescent bone labels to qualitatively evaluate newly formed bone tissues were administered at 2 and 4 weeks of post-implantation periods, respectively. 3 control and 3 experimental bone-implant constructs for each animal were dissected from 2 animals at each 3 and 6 weeks of post-implantation healing periods. Undecalcified specimens were prepared from each construct for histological analyses to measure bone-to-im- plant contact (BIC) and interfacial bone area (BA), and also for nanoindentation and scanning electron micro- scopy to assess elastic modulus (E) and composition of bone tissues surrounding the implants, respectively. A substantial amount of newly formed bone tissues were observed at the implant interfaces of both implant groups. Bone tissues successfully regenerate through the side openings and hollow inner channel of the experimental implant as early as 3 weeks of post-implantation healing. The E values of the newly formed bone tissues were measured comparable to those of normal bone tissues. The current results indicate that the new hybrid implant can conduct bone regeneration into the inner architecture, which likely improves stability of the implant system by enhancing integrity of implant with interfacial bone.

روش انجام ایمپلنت برای مشاهده این مطلب کلیلک کنید

1. مقدمه

نرخ موفقیت عمل جراحی ایمپلنت بیش از %94 است که این امر باعث میشود سالانه بیش از یک میلیون عمل انجام شده و موارد بالینی افزایش یابد (چاریوا و همکاران، 2012؛ پیترسون و همکاران، 2014؛ گرینشتاین و کاوالرو، 2014). این نرخ موفقیت بالا زمانی تضمین می­شود که کیفیت و کمیت استخوان محل جراحی جهت کاشت ایمپلنت مساعد باشد. هرچند، اکثر بیمارانی که نیازمند ایمپلنت­های دندانی هستند به دلیل مشکلات استخوانی دهان که دلیل استخراج اولیه دندان و در نتیجه نبود استخوان شده است، با کمبود استخوان روبرو هستند (گرینشتاین و کاوالرو، 2014؛ تونتی و همکاران، 2008). برای مثال، استخراج دندان و آتروفی ایجاد شده بر اثر تاخیر درمان می­تواند باعث از دست دادن برآمدگی لثه درونی بالایی شود (وانگ و لنگ، 2012؛ هاروویتز و همکاران، 2012). از این رو تقاضای زیادی برای ایمپلنتی وجود دارد که بتواند همزمان با حفظ پایداری خود تاثیر کیفیت و کمیت استخوان اطراف ایمپلنت را کاهش دهد.

فرآیند پیوند استخوانی نیازمند قرارگیری مستقیم استخوان در سطح ایمپلنت بدون تماس با بافت نرم است (برونسکی، 1988؛ برینمارک و همکاران، 1977؛ باسهارت و همکاران، 2017). علاوه بر پیوند استخوانی در سطح ایمپلنت، بازسازی و رشد استخوان به درون ایمپلنت دندانی توخالی نیز معرفی شد که می­تواند ثبات سامانه ایمپلنتی را افزایش دهد (ساکاچی، 2000). مشاهده شد که استخوان در حفره­های عرضی دیواره­های استوانه­ای پیکره توخالی داخلی رشد میکند (پیاتلی و همکاران، 1999؛ تاکشیتا و همکاران، 1996). نرخ بقای این سامانه ایمپلنت دندانی توخالی بیش از %85 است (تلمن و همکاران، 2006؛ کاروسیس و همکاران، 2004). هرچند، این سامانه ایمپلنت توخالی  با خطر ساختاری کم­ثباتی جهت تحمل بار به دلیل داشتن حفره­های جانبی و استوانه­ای توخالی با کف باز پیکره ایمپلنتی روبرو است (بنکه و همکاران، 2002؛ هلم و همکاران، 2001؛ بوسر و همکاران، 1997).

اخیرا، ایمپلنت دندانی جدیدی با دهانه­های جانبی مارپیچ متصل به کانالهای داخلی توخالی و دهانه­های بالایی تولید کرده­ایم (شکل 1). این ایمپلنت ترکیبی از شیار بالایی، دهانه­های جانبی به شیارها در قسمت میانی و کف بسته شده با قسمت شیار پایینی تشکیل شده است. فرضیه ما این است که این معماری ترکیبی از شیارها و دهانه­ها میتواند باعث رشد درونی موفقیت­آمیز استخوان به فضای داخلی شده و ثبات مکانیکی سامانه ایمپلنت دندانی را افزایش دهد. از این رو هدف مقاله پیش رو بررسی این موضوع است که آیا استخوان میتواند به داخل فضای ساخته شده در ایمپلنت­های فلزی رشد کرده و کیفیت و کمیت خود را در اوایل دوره ترمیم پس از کاشت حفظ کند.

شکل 1. (A) ایمپلنت­های دندانی تیانیومی یک تکه مرسوم (گروه کنترلی) و (B) ایمپلنت­های دندانی ترکیبی یک تکه با دهانه­های جانبی مارپیچ (گروه آزمایشی)، (C) طرح­های مهندسی هر طرح ایمپلنت، (D) دهانه­های مارپیچ متصل به کانال­های درونی توخالی (واحد: mm). عکس­های بالینی (پانل بالایی) و رادیوگرافی (پانل پایینی) فرآیند کاشت. (E)، (H) محل استخراج پس از 8 هفته از ترمیم پس از کاشت. (F)، (I) ایمپلنت­های آزمایشی، (G)، (J) ایمپلنت­های کنترلی.

2. مواد و روش­ها

2.1. مدل حیوانی

چهار سگ بالغ از نژاد بیگل با وزن 12-10 کیلوگرم (12 ماهه)در این مقاله استفاده شده­اند. تمامی حیوان­ها دندان­های کاملی داشتند. پروتکل تحقیقات حیوانی توسط موسسه منابع حیوانی آزمایشگاهی دانشگاه ملی سئول تایید شده است (SNU-170414-13).

2.2. ایمپلنت­های دندانی

از ایمپلنت­های دندانی تیتانیومی یک تکه (3.5 mm قطر و 8 mm طول) با کانال­های توخالی داخلی با سطحی مستحکم و حکاکی شده با اسید (SLA) (شینهونگ، سئول، کره) به عنوان گروه کنترلی در آزمایشات حیوانی استفاده شدند (شکل 1 A,C). سپس ایمپلنت­های دندانی ترکیبی با اصلاح ایمپلنت­های دندانی مرسوم جهت داشتن دهانه­های جانبی مارپیچ متصل به کانال درونی توخالی به عنوان گروه کنترلی تولید شدند (شکل 1 B,D). بعد (0.58 mm طول) دهانه­های جانبی مارپیچ با اشاره به مقالات قبلی مشخص می­شود که از رشد داخلی استخوان در ایمپلنت­های تیتانیومی پرمنفذ (اندازه­های منفذ 0.309، 0.632 و 0.956 mm) استفاده میکنند (تانیگوچی و همکاران، 2016). در نتیجه تحقیقات انجام شده نشان میدهد که ایمپلنتی با منفذ 0.632 mm بیشترین قدرت مکانیکی، ثبات بالا و رشد درونی سریع دو هفته­ای پس از کاشت را ارائه میدهد. بسیاری از مقالات دیگر نیز از ایمپلنت­های فلزی منفذدار با اندازه­ای بین 0.5 mm و 0.7 mm استفاده کرده­اند که رشد درونی قابل توجهی به داخل منفذ دشاته­اند (وانگ و همکاران، 2017؛ شاه و همکاران، 2016).

2.3. فرآیند جراحی

حیوانات تحت بیهوشی کلی قرار گرفته و محل جراحی نیز با لیدوکائین هیدروکلرید %2 و 1:100000 اپی­نفرین بی­حس شد (لینسوپان، فرانسه). تمامی دندان­های آسیا و آسیای کوچک (P1-M1) به صورت دوطرفه کشیده شدند (شکل 1 E,H). بعد از 2 ماه دوره ترمیم پس از استخراج، ایمپلنت­های دندانی طبق مدل split-mouth به صورت دوطرفه در هر 4/1 از مواضع P3, P4, M1 فک بالا قرار داده شدند (شکل 1 F,G,I,J). پس از کاشت، یک پیچ مجاورتی در دهانه بالایی متصل به کانال درونی توخالی هر ایمپلنت قرار داده شد. سپس از یک سرپوش ترمیمی مخصوص پلاستیکی جهت پوشش قسمت مجاورتی ایمپلنت دندانی یک تکه استفاده شد که قسمت بالایی بافت نرم لثه را به نمایش می­گذارد. از برچسب­های استخوانی فلورسنت جهت ارزیابی کیفی استخوان تازه تشکیل شده و بازسازی ایمپلنت­های مجاور استفاده شد. از زیلنول نارنجی (سیگما سن لولئیس، MO) و کالسین سبز (سیگما سن لولئیس، MO) به ترتیب در هفته دوم و چهارم دوره پس از کاشت استفاده شد (شکل 2). دو حیوان در هفته سوم و دو حیوان باقی­مانده در هفته ششم پس از کاشت فدا شدند.

2.4. توموگرافی میکرو محاسبه شده (میکرو CT)

فک پایین توسط اره الماسی و داخل مایع به صورت بلوکی برداشت شدند (EXAKT، نوردرستد، آلمان). فک­ها داخل بفر فرمالین خنثی %10 قرار داده شده و بوسیله تعدادی محلول اتانول و با افزایش غلظت خشک شدند. سپس، بلوک­ها داخل فیلم­های رزین قرار داده شده و توسط میکرو-CT (SkyScan1172-D، کونتیچ، بلژیک) با وکسل μm³ 16× 16×16 در شرایط یکسان اسکن 100 kV، 100 μA، 0.4 درجه چرخش در هر تابش، 5 فریم در هر تابش و زمان نمایش 885 ms اسکن شدند. تصاویر اسکن شده با همان اندازه وکسل بازسازی شدند. حوزه سطحی ایمپلنت و استخوان تا 300 μm از سطح ایمپلنت با استفاده از نرم­افزار تصویربرداری جدا شدند (تصویر J، NIH) تا تصویری سه بعدی از بافت استخوانی التیام یافته اطراف ایمپلنت آزمایشی بدست آید (شکل 2G).

شکل 2. بافت­شناسی سامانه ایمپلنت پس از سه و شش هفته از ترمیم پس از کاشت در گروه­های آزمایشی (A) (B) (H) و گروه­های ایمپلنت (L) (D) (E) (K). (A) (D) (H) (K) به ترتیب مناطق بزگنمایی شده کادرهای قرمز در (B) (E) (I) (L) میباشند. (C) (F) (J) (M) تصاویر فلورسنت بافت­های استخوانی تازه تشکیل شده­ای هستند که در مدت دو هفته با زیلنول نارنجی (قرمز) و در مدت چهار هفته پس از کاشت با کالسین (سبز) ، علامت­گذاری شده­اند. (G) تصویر Micro-CT بافت استخوانی ترمیم شده 300 μm دربرگینده ایمپلنت آزمایشی در هفته سوم. ایمپلنت و استخوان به صورت دیجیتالی از هم جدا شده­ اند.

2.5. بافت­شناسی و تحلیل هیستومورفومتریک

ایمپلنت استخوانی کلسیم­زدایی نشده در رزین در جهت دهان-زبان به صورت عرضی تشریح شده و با استفاده از یک سامانه برش و آسیاب به ضخامت نهایی کمتر از μm 50 رسیدند (EXAKT Apparatebau، نوردرستد، آلمان). تمامی فرآیندها با آب انجام شدند. نمونه­های تشریح شده توسط محلول­های مختلف رنگ­آمیزی شدند (Polyscience آمریکا) (شکل 2). در هر دو گروه کنترلی و ایمپلنت آزمایشی، تماس ایمپلنت با استخوان (BIC, mm) در امتداد خط شیار ایمپلنت (شکل 3A، خط زرد) اندازه­گیری شد، و حوزه سطحی ایمپلنت-استخوان (BA, mm²) نیز به عنوان حوزه پایینی نوک شیار و خط شیار بعدی بین شیارهای ایمپلنت شناخته شده است (شکل 3B، حوزه سبز). در گروه ایمپلنت آزمایشی، BIC و BA دهانه­های جانبی و کانالهای پایینی پیچ نیز در امتداد خطوط داخلی (شکل 3A، خط قرمز) و به عنوان بافتهای استخوانی درون ایمپلنت اندازه­گیری شدند. درصد BIC (BIC(%)) با محاسبه نسبت BIC به طول خط شیار و درصد BA (BA(%)) نیز با نسبت BA به حوزه کلی شیار بدست آمد. BIC (%) و BA (%) رشد درونی استخوان به داخل دهانه­های جانبی و کانال­های داخلی توخالی با استفاده از نسبت BIC به طول کلی خطوط سطحی و نسبت BA به حوزه کلی زیر پیچ محاسبه شدند.

شکل 3. نمای شماتیک مناطق اندازه­گیری­شده برای تحلیل هیستومورفومتریک. مناطق اندازه­گیری (A) تماس استخوان با ایمپلنت (BIC) و (B) حوزه سطحی استخوان-ایمپلنت (BA) که با خط زرد مشخص شده است: طول کلی سطح ایمپلنت، خط قرمز: طول کلی دهانه­های جانبی و کانال درونی توخالی، منطقه سبز: حوزه استخوانی تازه تشکیل­شده مجاور شیار، منطقه زرد: منطقه استخوانی تازه تشکیل شده در دهانه­های جانبی و کانال درونی توخالی (رشد درونی). (C) شیب جابجایی باردندانه­گذاری نانو استفاده شده برای ماژول کاهش­یافته (E_r). اسکن تصاویر میکروسکوپ الکترونی (sem) (d)سطح مجاور ایمپلنت و استخوان خارج از شیارها، (g) درون دهانه­های جانبی همان سامانه ایمپلنت آزمایشی، و (e) (h) اشکال هرمی بافت استخوانی (نقطه قرمز در (d) و (g)). (f) (i) تحلیل طیف سنجی پراکندگی انرژی (eds) تصاویر sem مناطق دندانه­گذاری نانو. غلظت بالای کلسیم (cA) و فسفر (p) نشانگر تشکیل بافت استخوانی جدید در مجاورت سطح فلزی ایمپلنت میباشد. اوج پلاتینیوم (pt) از فرآیند پوششی سطح نمونه ایجاد می­شود.

2.6 دندانه­گذاری نانو

نمونه­های بدست­آمده به غیر از موارد بافت­شناسی پس از جلا دادن با خمیر الماس 1μm و جلادهنده­ای کند تحت دندانه­گذاری نانو قرار گرفتند (بولر، لیک بلاف،IL). در کل 12 ساختار ایمپلنت-استخوان که شامل سه نمونه از هر گروه کنترلی و ایمپلنت آزمایشی در هفته سوم و ششم پس از کاشت موفقیت­آمیز می­شود، جهت دندانه­گذاری نانو معرفی شدند.

مقادیر ماژول ارتجاعی (E) بافت استخوانی قبل از کاشت و رشد درونی به داخل ایمپلنت با داخل کردن نوک دندانه­گذار هرمی الماس بکروویچ اندازه­گیری شدند (Ubi-1، هیسیترون، مینیاپولیس، MN). دندانه­گذار با کنترل بار نرخ کنترلی 300 μN/s و با پیک بار 3000 μN اداره شد. طیف عمق ورود بار524.25  ± 108.7 nm   بود. در طی فرآیند خالی کردن بار پس از نگه داشتن آن به مدت 30 ثانیه، ماژول ارتجاعی دندانه­گذاری نانو (E) از طریق معادله زیر (1) بدست آمد (الیویر و فار، 2004).

E_r (ماژول کاهش یافته) از شیب فشار-جابجایی بدست می­آید. E_s ماژول ارتجاعی (E) نمونه و v نشانگر نسبت پویسون است. در دندانه­گذار الماسی معمولا از مقادیر E_i=1141 GPa و v_i = 0.07 استفاده می­شود. نسبت پویسون استخوان 0.3 قرار داده شد.

دندانه­گذاری در سطح بافت استخوان مجاور شیار ایمپلنت (منطقه سبز (BA) در شکل 3B) و بافت استخوانی موجود (μm300<) ایمپلنت (قبلی) گروه­های کنترلی و ایمپلنت آزمایشی انجام شد. در گروه آزمایشی، دندانه­گذاری­های اضافی برای بافت­های استخوانی جدید رشد یافته در دهانه­های جانبی و کانال­های داخلی توخالی زیر پیچ (رشد درونی) انجام شد (منطقه زرد(BA) در شکل 3B). مناطق دندانه­گذاری با مقایسه تصاویر ساختارهای ایمپلنت-استخوان مشخص شدند، که توسط میکروسکوپ نوری دندانه­گذار نانو و میکروسکوپ فلورسنت جهت شناسایی بافت­های استخوانی تازه تشکیل شده در دوره ترمیم پس از کاشت ثبت شده­اند (شکل 2CFJM).

شکل 4. مقایسه (A) درصد تماس استخوان با ایمپلنت (BIC(%))، (B) مناطق سطحی ایمپلنت و استخوان (BA (%))، (C) ماژول ارتجاعی دندانه­گذاری نانو، (E) مقادیر مناطق مختلف در هفته­های سوم و ششم. p < 0.031

2.7. میکروسکوپ الکترونی اسکن انتشار میدانی (FE-SEM)

جهت تایید یافته­ها، تصویربرداری توسط FE-SEM (S-4700، هیتاچی، توکیو، ژاپن) مجهز شده به طیف­سنج اشعه x توزیع­کننده انرژی (EDX) انجام شد (EMAX H7200، هوبیرا کیوتو، ژاپن). نمونه­ها جلا داده شده و به مدت 120 ثانیه تحت پوشش پلاتینیومی قرار گرفتند. شرایط عملیاتی FE-SEM در انرژی نوری الکترونی 10 kV قرار داده شد. پردازش دیجیتال تصویر و تحلیل­ها در مناطق دندانه­گذاری انجام شدند (شکل 3D-1).

2.8. تحلیل آماری

مقاله پیش رو 12 ساختار کنترلی و 12 ساختار ایمپلنت آزمایشی (3 ایمپلنت دندانی کنترلی و آزمایشی از هر حیوان) از دو حیوان در هفته سوم و ششم دوره ترمیم پس از کاشت بدست آورده است. در کل 23 برش (5 مورد کنترلی و 6 مورد آزمایشی در هفته سوم، و 6 مورد کنترلی و 6 مورد آزمایشی در هفته ششم). در کل از 12 برش (3 مورد کنترلی و 3 مورد آزمایشی در هفته­های سوم و ششم) در امر دندانه­گذاری استفاده شده است. همانطور که در مقالات قبلی نشان داده شده است مقادیر خطاهای اندازه­گیری در فرآیند جستجوی سطح دندانه­گذاری و داده­های خارج از محدوده آماری ، حذف شده­اند (هافلر و همکاران، 2000؛ کیم و همکاران ، 2010). از این رو، داده­های دندانه­گذاری نانو کسب شده از 3552 مورد دندانه­گذاری (748 شیار و 651 منطقه موجود برای گروه­های کنترلی و 704 مورد رشد درونی، 783 شیار و 666 منطقه موجود برای گروه آزمایشی) در تحلیل فعلی گنجانده شده­اند. تحلیل دوطرفه و سپس آزمایش Tukey-Kramer Post hoc برای هر یک از متغیرهای وابسته (BIC(%))، BA (%)، و (E)در دوره پس از کاشت انجام شد (هفته سوم و ششم)، و مناطق مربوطه (رشد درونی، شیار، موجود) به عنوان متغیرهای مستقل در هر گروه ایمپلنتی (کنترلی و آزمایشی) قرار داده شدند. اهمیت آماری p < 0.05 میباشد.

3. نتایج

تمامی موارد کاشتی با موفقیت انجام شده و هیچ مشکلی در دوره ترمیم پس از کاشت دیده نشد. بافت­های استخوانی تازه تشکیل شده در سطوح استخوان-ایمپلنت هر دو گروه­ها در هفته سوم و ششم دوره ترمیم پس از کاشت مشاهده شد (شکل 2). در گروه ایمپلنت آزمایشی، استخوان جدید با موفقیت توانست به دهانه­های جانبی و کانال­های درونی توخالی رشد کند، که این موضوع باعث ایجاد پل­هایی بین استخوان­های آلوئولار اطراف ایمپلنت شد. تصاویر میکروسکوپی فلورسنت به وضوح بافت­های استخوانی جدید قرمز مجاور به شیارهای ایمپلنتی را در هفته سوم و ترکیب بافت­های استخوانی قرمز و سبز را در هفته ششم دوره ترمیم پس از کاشت نشان می­دهد. در گروه­ آزمایشی، بافت­های استخوانی تازه تشکیل شده در دهانه­های جانبی و کانال­های داخلی نیز همانند مناطق شیاری برچسب­گذاری شدند.

جدول 1مقایسه درصد BIC (%) و BA (%)، و ماژول ارتجاعی (E) مناطق مختلف موجود در گروه­های کنترلی و ایمپلنت آزمایشی (شیار_C کنترلی و آزمایشی) در دوره پس از کاشت (هفته سوم و ششم). داده­ها به صورت ± میانگین انحراف معیار هر پارامتر ارائه شده­اند.

مقادیر BIC (%) وBA (%) مناطق شیاری تفاوت چندانی بین گروه کنترلی (شیار_C) و گروه آزمایشی (شیار_E) در هفته سوم و ششم (0.433 >P) (اشکال 3 و 4A,B) نداشتند، با وجود اینکه از هفته سوم تا ششم افزایش یافته­ بودند (0.053>P) (جدول 1). منطقه رشد درونی (رشد درونی_E) BIC (%) و BA (%) بسیار کمتری نسبت به شیار (شیار_E) مناطق گروه آزمایشی در هفته سوم و ششم (0.027>P) داشت، در حالی که این مقادیر در هفته سوم و ششم تفاوت چندانی نداشتند (0.437>P). مقادیر BIC (%) و BA (%) تفاوت چندانی بین شیار_E و رشد درونی_E در هفته سوم (0.126>P) نداشتند، در حالی که  منطقه رشد درونی_E در هفته ششم مقدار بسیار کمتری نسبت به منطقه شیار داشت (0.001>P).

مناطق موجود (4.622 GPa±18.925) مقادیر (E) ماژول ارتجاعی بسیار بیشتری نسبت به سایر مناطق مستقل از گروه­های ایمپلنتی و دوره­های پس از کاشت (0.001>P) داشتند. مقادیر E مناطق شیار_E بسیار بیشتر از مناطق شیار_C بودند (0.001>P) در حالی که این مقدار برای رشد درونی_E بسیار کمتر از هر دو منطقه شیاری در هفته سوم بود (0.031>P) (شکل 4C). منطقه رشد درونی_E مقادیر E بسیار کمتری نسبت به منطقه شیار_E (0.003=P) داشت، در حالی که تفاوت چندانی با شیار_C در هفته ششم نداشت (0.099= P). غلظت بالای کلسیم (Ca) و فسفر (P)، که ترکیبات اصلی استخوان میباشند، در مناطق دندانه­گذاری نانو در هفته سوم پس از کاشت شناسایی شدند (شکل 3F,1). نسبت % اتمی Ca/P در شیار_E، رشد درونی_E و مناطق موجود به ترتیب 1.42 (14.42/20.27)، 1.37 (13.97/19.13)، و 1.65 (18.2/30.12) میباشند.

4. بحث

ایمپلنت دندانی ترکیبی جدید به نوعی طراحی شده است که دهانه­های جانبی استوانه­ای و کانالهای داخلی توخالی را ترکیب کند، که باعث رشد درونی استخوان به داخل ایمپلنت میشود. دهانه­های جانبی از قسمت میانی ایمپلنت دندانی پیچی مرسوم به داخل شیارها سوراخ می­شوند. از این رو، این طرح مفهومی را میتوان در هر ایمپلنتی به کار برد. شیارهای قسمت بالایی در تماس با منطقه استخوانی پریوستئال می­توانند باعث ثبات سامانه ایمپلنت ترکیبی شوند که مانند سامانه ایمپلنتی در شرایط اولیه بارگذاری است. رشد درونی استخوان در فضای داخلی ایمپلنت ترکیبی با تماس استخوان با سطوح ایمپلنتی در طول شرایط بارگذاری باعث تقویت ثبات اولیه می­شود. همچنین، شیارهای کف بسته موجود در قسمت میانی و پایینی برای ارائه قدرت بالای مکانیکی به ایمپلنت و افزایش تحمل بار آن و تقویت تماس ایمپلنت با استخوان طراحی شده­اند. از این رو، این ترکیبات معماری جدید به خطر احتمالی عدم ثبات ایمپلنت­های توخالی پیشین غلبه می­کنند، که از ظروف توخالی استوانه­ای کف باز تشکیل شده­اند. با اینکه قسمت شیار بالایی در مطالعات حیوانی فعلی 3.5 mm میباشند، پیشنهاد میشود که این اندازه جهت اجتناب از خسارت به استخوان به 4 mm تغییر یابد (کیم، 2017؛ استانداردسازی، 2007). به علاوه، از آنجایی که کانال داخلی به دهانه بالایی و جانبی متصل است، می­توان از دارودهی محلی جهت تقویت بازسازی و رشد استخوان به سمت فضای آزاد بهره برد. تمرکز مقاله فعلی بر روی تایید کاربرد این ساختار ترکیبی در افزایش یکپارچگی پیکره ایمپلنتی با بافت استخوانی رشد یافته در داخل و سطح ایمپلنت است.

همانطور که با برچسب­های فلورسنت دیده می­شود بافت­های جدید استخوانی به طور مداوم در مناطق شیاری با ترمیم پس از کاشت طولانی افزایش یافتند (شکل 2). استخوان سطحی مجاور شیارها به دلیل جراحی­های شدید کاشت آسیب دیده­اند (باسهارت و همکاران، 2017؛ اینسوا و همکاران، 2017). بازده فعال استخوان با تعویض استخوان آسیب دیده با استخوان اولیه و سپس با استخوان بالغ ثانویه تحریک میشود. جذب استخوانی پس از کاشت در مدل حیوانی حدود دو هفته به طول می­انجامد (برگلاند و همکاران، 2003؛ باسهارت و همکاران، 2017). طول مدت چرخه بازسازی استخوان که شامل فعالسازی و جذب و سپس تشکیل می­باشد در سگ­ها حدود 12 هفته است (گرتو و همکاران، 1995). این مشاهدات در مقاله پیش رو به این معنی هستند که، قرارگیری بافت­های استخوانی جدید در شیارها باعث افزایش تماس استخوان و ایمپلنت و ترمیم 6 هفته­ای پس از کاشت میشود.

عجیب­ترین یافته این مقاله بافت­های استخوانی جدید رشد یافته در دهانه­های جانبی و اتصال یافته به کانال درونی توخالی در هفته سوم ترمیم پس از کاشت میباشد (شکل 2). بافت­های استخوانی ترابکولار در دهانه­های جانبی و کانال­های داخلی شبیه تشکیل استخوان میباشد، که از استخوان سطحی اطراف ایمپلنت رشد میکند. در حالی که بافت­های استخوانی جدید در فضاهای داخلی در هفته سوم دیده می­شود، تماس ایمپلنت با استخوان و مناطق مختلف افزایش چندانی نداشته و تا هفته ششم حفظ شدند. قبلا اظهار شده است که سطح تماس بالای استخوان ترابکولار جهت تقویت بازده استخوان دسترسی بیشتری برای سلولهای استخوانی دارد (سیمن، 2013؛ آلن و همکاران، 2011). همانند معماری ترابکولار، فضای باز داخلی ایمپلنت ترکیبی باعث تقویت رگ­زایی و اکسیژن­رسانی و ارائه متابولیت جهت بکارگیری سلولهای استخوانی برای افزایش بازده استخوان بدون تغییر مقدار استخوان میشود. به مطالعات بیشتری نیاز داریم تا آنژیوژن­های درگیر در بازسازی و رشد استخوان و فضای باز داخلی که نهایتا با استخوان پر می­شود را بیابیم.

مقادیر بسیار کم (E) ماژول ارتجاعی دندانه­گذاری نانو بافت­های استخوانی سطحی موجود نشان می­دهد که بافت­های استخوانی سطحی تازه تشکیل شده، محتوای معدنی کمتری دارند. بازسازی فعال بافت استخوانی جدید رشد یافته به داخل فضای باز داخلی باعث ایجاد بافت­های استخوانی با محتوای معدنی و مقادیر(E) کمتر میشود. قبلا اشاره شده است که بلوغ استخوان ترابکولار در سطح ایمپلنت را میتوان پس از 8 هفته ترمیم بعد از کاشت مشاهده کرد (باسهارت و همکاران، 2017). هرچند، در این مقاله مشاهده کردیم که بافت­های استخوانی تازه تشکیل شده قدرت برابری با بافت­های استخوانی عادی داشته و مقادیر (E) بالاتری از 5 GPa مستقل از دوره ترمیم پس از کاشت داشتند. یک یافته قابل توجه این است که مقادیر E مناطق شیاری ایمپلنت ترکیبی در هفته سوم ترمیم پس از کاشت بسیار بیشتر از مناطق شیاری گروه کنترلی بودند (شکل 4C). این نتایج به این معنی است که فضاهای باز به ترکیبات معدنی بافت­های استخوانی سطحی جدید مجاور دهانه­های جانبی در مراحل اولیه یکپارچه­سازی استخوانی کمک میکنند.

نسبت اتمی % Ca/P شیار_E و رشد درونی_E بسیار کمتر از مناطق موجود بودند. این نتایج با مقادیر کمتر E دندانه­­گذاری نانو اندازه­گیری شده در شیارها و مناطق رشد درونی نسبت به مناطق موجود، همخوانی دارند. اظهار کرده­ایم که بازده فعال استخوان در سطح ایمپلنت-استخوان باعث ایجاد بافت­های استخوانی جوان­تر میشود که باعث ایجاد ویژگیهای مکانیکی کمتر استخوان­های سطحی نسبت به استخوان­های موجود جدا از ایمپلنت با روشهای درمانی و دوره­های ترمیم پس از کاشت متفاوت (کیم و همکاران 2016b) و بازسازی و رشد استخوانی هدایت شده (جانسون و همکاران 2018) مناطق مستقل دهانی و زبانی میشود. همچنین مشاهده شد که بافت­های استخوانی سطحی در ایمپلنت­های منفذدار ویژگیهای بالغ کمتری داشتند (شاه و همکاران، 2016، 2019). ایمپلنت منفذدار Ti6AI4V توسط چاپگر سه بعدی و تکنیک ذوب نوری الکترونی (EBM) تولید شده و در اپی­فیز استخوان ران گوسفند قرار داده شد. بافت­های استخوانی سطحی مجاور سطوح نرم ایمپلنت رشد یافته داخل سطح منفذدار EBM نسبت % اتمی Ca/P کمتر و محتوای ارگانیک، کانال­های استخوانی در هر حفره استخوانی و چگالی استخوانی بیشتری نسبت به بافت­های استخوانی محلی بودند. این مشاهدات مدرن بر مبنای اسکن میکروسکوپ الکترونی نشانگر این میباشند که بافت­های استخوانی جدید ترکیباتی جوان­تر در سطح ایمپلنت-استخوان و داخل منافذ ایمپلنت دارند. از سوی دیگر، بارگذاری مشبک به طور مداوم با حفظ ثبات مکانیکی سامانه ایمپلنت باعث تحریک بازسازی فعال استخوان سطحی تا 5 سال پس از ترمیم کاشت میشود (بالداساری و همکاران، 2012؛ پیاتلی و همکاران، 2014). بافت­های استخوانی با محتوای معدنی کم و محتوای ارگانیک بالا ویژگیهای ایستا و ویسکوالاستیک پویای وابسته به زمان بیشتری دارند (کیم و همکاران، 2015؛ 2016b؛ لس و همکاران، 2004؛ ویگوئت کارین و همکاران، 2006). از این رو، این نتایج شناختی ارائه میدهند که، بافت­های استخوانی سطحی جدید مزایایی در جذب و توزیع انرژی بارگذاری در سامانه­های ایمپلنتی دارند، و این موضوع نقش مهمی در موفقیت بلندمدت سامانه ایمپلنتی دارد. تحقیقات آتی میبایست روابط بین تغییرات ترکیبی و ساختاری بافت­های استخوانی سطحی و ثبات مکانیکی سامانه ایمپلنتی را ارزیابی کنند.

از این رو، محدودیت این مقاله این است که ثبات مکانیکی سامانه ایمپلنتی ارزیابی نشده است. به طور قطع مشخص نشده است که آیا رشد درونی استخوان باعث تقویت قدرت تحمل بار ایمپلنت ترکیبی در مقایسه با ایمپلنت کنترلی پیچی مرسوم می­شود. هرچند، یافته­های فعلی اهمیت کمیت و کیفیت بازسازی و رشد استخوان در فضای باز داخلی و همچنین قرارگیری استخوان در سطوح ایمپلنتی مجاور شیارها را تایید میکنند که عوامل مهمی جهت حفظ ثبات سامانه ایمپلنتی در بارگذاری میباشند. یک محدودیت دیگر این است که نتایج فعلی بدون بارگذاری داخلی در سامانه­های ایمپلنتی بدست آمده­اند. مشاهده شده است که بارگذاری میتواند باعث تحریک بازسازی در سطح ایمپلنت شود (بالداساری و همکاران، 2012) اما تاثیرات آن بر رشد درونی استخوان در فضای داخلی ایمپلنت بررسی نشده است. تمرکز مقاله پیش رو بر فرآیند اولیه ترمیم پس از کاشت و پیش از بارگذاری عملی بوده است.

5. نتیجه­گیری

اندازه و معماری دهانه­های جانبی مارپیچ و کانال درونی توخالی در قسمت میانی ایمپلنت دندانی ترکیبی یک تکه باعث رشد درونی استخوان در اوایل دوره ترمیم پس از کاشت می­شود. بافت استخوانی جدید رشد یافته در فضای داخلی کیفیت قابل مقایسه با بافت استخوانی عادی داشت. کمیت استخوان جدید در قسمت شیار ایمپلنت ترکیبی شبیه کمیت ایمپلنت پیچی مرسوم بود. دهانه­های جانبی نیز می­توانند باعث افزایش کیفیت بافت­های استخوانی جدید در اوایل دوره ترمیم پس از کاشت شوند. این نتایج مهر تاییدی بر تاثیرگذاری مفهوم فضای باز در ایمپلنت­های ترکیبی جدید به عنوان سکویی جهت رشد فعال استخوان میباشند. موارد بکارگیری آتی میتواند شامل دارودهی محلی از طریق حفره بالایی ایمپلنت ترکیبی جهت درمان لانه­گزینی و تقویت بازسازی و رشد استخوان در مناطقی با استخوان کمتر، نقص حیاتی اندازه و بلند کردن سینوس باشد. با موفقیت این رویکردها، سامانه ترکیبی فعلی میتواند باعث گسترش مفهوم مرسوم یکپارچگی استخوانی شود.

برای دانلود کامل مقاله فارسی بازسازی و رشد استخوان به داخل دهانه های جانبی و کانال تو خالی ایمپلنت¬ دندانی اینجا کلیک کنید

دانلود ( Download )

برای دانلود کامل مقاله انگلیسی ( English ) بازسازی و رشد استخوان به داخل دهانه های جانبی و کانال تو خالی ایمپلنت¬ دندانی اینجا کلیک کنید

دانلود ( Download )

نوشته بازسازی و رشد استخوان به داخل دهانه های جانبی و کانال تو خالی ایمپلنت­ دندانی اولین بار در دندان پزشک تهران، دندانپزشک تهران، دکتر کامیار شاطری، دندان پزشک تهران، دندان پزشکی تهران، دندان پزشک گیشا، دندان پزشک حرفه ای تهران. پدیدار شد.

ABSTRACT

A great deal of effort and resources are currently being directed
at developing an evidence-based approach to healthcare delivery.
The success of the evidence-based movement will depend upon
the provision of necessary support to help GDPs achieve change.
This paper aims to give an overview of current knowledge on what
types of interventions are most effective at changing health
professionals’ clinical practices. Barriers to change are highlighted
and the implications for the development of evidence-based
dentistry are considered. Further research on organisational,
social and personal influences affecting the application of
evidence-based practice is necessary.

درمان ایمپلنت دندان در بیماران با پوکی  برای خواندن این مقاله اینجا کلیک کنید

شکست ایمپلنت دندان: علل اتیولوژی و عوارض  برای خواندن این مقاله اینجا کلیک کنید

تلاش و منابع زیادی به توسعه یک رویکرد مبتنی بر شواهد برای ارائه مراقبت های بهداشتی تخصیص داده شده است. موفقیت جنبش مبتنی بر شواهد بستگی به ارایه پشتیبانی لازم برای کمک به GDP در دست یابی به تغییر دارد. هدف این مقاله ارایه دانش فعلی در خصوص موثر ترین مداخلات در عملیات بالیتی متخصصان بهداشت و درمان می باشد. موانع تغییر برجسته تر شده و پیامد های مربوطه برای توسعه دندانپزشکی مبتنی بر شواهد در نظرگرفته می شوند. تحقیقات بیشتر در خصوص اثرات سازمانی، اجتماعی و شخصی موثر بر کاربرد شیوه های مبتنی بر شواهد لازم است.

تاکید زیادی بر توسعه رویکرد مبتنی بر شواهد برای مراقبت ها و درمان های بالینی وجود دارد. این رویکرد مزیت های بالقوه زیادی را در خصوص کیفیت مراقبت از بیماران ارایه می کند. عنصر اصلی درمان مبتنی بر شواهد برای متخصصان سلامت برای تغییر رویه های بالینی بر طبق بهترین شواهد علمی نیاز است. در دندانپژشکی، جنبش مبتنی بر شواهد در مراحل اولیه توسعه خود قرار دارد. در حال حاضر بر جمع آوری و تحلیل شواهد موجود در خصوص طیفی از درمان های دندانی و مداخلات تاکید می شود. علاوه بر دستور العمل های مربوط به درمان و مراقبت های موثر، درک عوامل موثر بر قابلیت دندانپزشکان برای تغییر شیوه های بالینی برای استفاده از شواهد لازم است. بدون درک شیوه تغییر عملیات بالینی دندانپزشکان، دندانپزشکی مبتنی بر شواهد کم تر حاصل شده است. هدف این مقاله بررسی مداخلات موثر موفق در تغییر شیوه های بالینی است. موانع تغییر در نظر گرفته شده و پیامد های مربوط به استفاده از دندانپزشکی مبتنی بر شواهد بررسی خواهد شد.

مداخلات تغییر عملیات حرفه ای

اگرچه منابع زیادی صرف تحقیقات بالینی می شود، توجه کمی به پیاده سازی شواهد تحقیقاتی به مراقبت های بالینی معطوف شده است. یک سری از مداخلات برای تغییر شیوه های بالینی حرفه ای از طریق انتشار یافته های تحقیقاتی استفاده شده است. این موارد شامل استفاده از رهبران فکر، آموزش پزشکی و دندان پزشکی، انتشار دستور العمل ها، پیشرفت آموزشی، حسابرسی و بازخورد می باشد. مطالعات مروری برای ارزیابی موثر ترین مداخلات در ارتقای تغییرات پایدار در رفتار بالینی صورت گرفته است. به خصوص، دو مطالعه اخیر به بررسی مداخلات بهبود عملکرد حرفه ای پرداخته و اطلاعات مفیدی را در اختیار گذاشته اند.

هدف اولین مقاله، بررسی نگرش های سیستمی راهبرد های مختلف انتشار و پیاده سازی یافته های تحقیقاتی به منظور شناسایی شواهد برای اثر بخشی راهبرد های مختلف می باشد.بررسی دقیق منابع نیز ارایه می شود. مقالات شناسایی شده تحت ارزیابی کیفیت دقیق قرار می گیرند. هجده مقاله مروری دارای معیار های مربوطهبودند. در دومین مقاله، اطلاعات در 44 مقاله سیستمی در مورد مداخلات انتشار و پیاده سازی مطرح شده است.برخی از این مداخلات موسوم به بازنگری های کوچران هستند. مداخلات به بازنگری های با راهبرد های گسترده طبقه بندی می شوند( بهبود اموزش پزشکی، انتشار و پیاده سازی دستور العمل ها)، بررسی مداخلات به منظور بهبود رفتار خاص (مراقبت پیشگیرانه، تجویز و رفتارهای دیگر). بررسی و مداخلات خاص (انتشار مطالب آموزشی، های وسیع آموزشی، رهبران فکری محلی، ممیزی و بازخورد، یادآوری – دستی یا کامپیوتری و مداخلات دیگر).

یافته های مربوط به هر دو مطالعه در جدول 1 نشان داده شده است. بیشتر مقالات مروری به شناسایی بهترین پیشرفت ها در عملکرد بالینی در نتیجه مداخلات پرداخته اند اگرچه مداخله تحت شرایط موثر نیست. موثر ترین مداخلات، شامل تحقیقات آموزشی هستند و از این روی بقیه موارد نظیر جلسات آموزشی تعاملی و چند وجهی در نظر گرفته می شوند. انتشار منفعل اطلاعات از طریق توزیع مواد آموزشی یا مشارکت در جلسات آموزشی در شیوه های بالینی مربوطع غیر موثر است. هر دو مقاله مروری حاکی از آن است که هیچ گونه گلوله سحر آمیز برای تغییر شیوه های بالینی وجود ندارد. طیف وسیعی از مطالعات در هر دو مقاله مروری، بر اساس تحقیقات با حرفه های پرستاری و پزشکی می باشند. هر دو مقاله مروری به این نتیجه رسیده است که مداخلات چند بعدی بر اساس ارزیابی موانع بالقوه می باشند.

جدول1: اثرات مداخلات برای تغییر شیوه های بالینی از مرور سیستماتیگ

 موانع پیاده سازی تغییر در شیوه های بالینی

مداخلات با هدف موانع تغییر، اثر قابل توجهی بر روی شیوه های بالینی متغیر دارند. به این ترتیب شناسایی موانع بالقوه کاهنده فعالیت متخصصان بالینی برای اجرای شواهد تحقیقاتی در زمینه های بالیتی بسیار مهم است.جدول 2 فهرستی از موانع را نشان می دهد که موجب محدود سازی پیاده سازی شواهد تحقیقاتی در مراکز بالینی می شود. عوامل پیش گیرنده در تغییر شیوه های بالینی ، شامل دانش و نگرش پزشکان تقاضای بیمار، محیط عمل و ابعاد گسترده تر سیستم های سلامت از جمله بودجه و محیط اجتماعی است.

طیف وسیعی از موانع بالقوه را می توان از طریق مداخلات آموزشی حل شده اند. طیف وسیعی از مسائل محیطی، ساختاری و سازمانی، مستلزم تغییر سیاست رادیکال برای تسهیل توانایی متخصصان برای تغییر شیوه های بالینی است.

 عوامل موثر بر تغییرات در شیوه های دندانپزشکی

تحقیقات لازم برای ارزیابی پیاده سازی شواهد تحقیقاتی در شیوه های بالینی عمدتا بر تخصص پزشکی استوار است. مطالعات کمی به بررسی فرایند تغییر در شیوه های دندان پزشکی پرداخته اند. اگرچه بسیاری از عوامل مشابه با شیوه های پزشکی هستند، با این حال تفاوت های چشم گیری در شیوه های پزشکی و دندان پزشکی از حیث ساختار های سازمانی و بودجه وجود دارد. به منظور بحث در مورد عوامل موثر بر تغییرات در عملیات دندان پزشکی، بررسی مطالعات خاص در این زمینه لازم است. اگرچه این مطالعات تحت روش های مرور سیستمی قرار نگرفته اند با این حال موانع تغییر به سمت رویکرد مبتنی بر شواهد باید بررسی شود. عوامل موثر بر شیوه های های بالینی دندان پزشکی منعکس کننده موانع تغییر در منابع پزشکی است.

بیماران بر تصمیمات درمانی دندان پزشکی تاثیر می گذارند. بحث با بیماران و ارزش های بیماران دو عامل موثر بر فلسفه های درمان است بیماران هم چنین بر روش های درمانی ویژه نظیردرمان پریودنتال و اندونتال اثر دارند. نظرات بیمار و ترس پزشک از دعوی حقوقی، بر شیوه های رادیو گرافی تاثیر زیادی نهاده است.

دانش و نگرش متخصصان در قبال گزینه های درمانی بر تصمیمات درمانی اثر دارد. نگرش و دانش دندان پزشکی پیشگیرانه با پذیرش مواد پر کننده دندان همبستگی دارد. احساسات عزت نفس و وجدان عوال دیگر موثر بر فلسفه های درمان می باشند.

در سطوح کاربردی، طیف وسیعی از عوامل موثر بر تصمیمات بالینی وجود دارد. محیط سازمانی و اجتماعی شرایط عملی بر انتشار اطلاعات و فعالیت های آموزشی تاثیر دارد. در شرایط گسترده تر، تهمیدات بودجه ای بر تصمیمات درمانی در دندانپزشکی اثر دارند. محدودیت هادر خدمات سلامت ملی موجب محدود شدن پذیرش فنون جدید و مراقبت های پیش گیرانه می شود. استفاده از یک متخصص بهداشت با استفاده و دانش مواد پر کننده ارتباط دارد.

دانش یک عامل مهم موثر بر تصمیمات درمانی است. نوع استفاده از این دانش بسیار مهم است. درک شیوه انتشار اطلاعات آموزشی در حرفه دندان پزشکی، اطلاعات ضروری در خصوص فرایند تغییر مهم است. پذیرش مواد پر کننده با تعداد خواندن مقالات مجله ایف تعداد جلسات محلی و تلفیق با حامعه دندان پزشکی مهم است. در مطالعه پذیرش، مشارکت در آموزش مداوم با استفاده از مواد پر کننده ارتباط دارد. رفتار های فنی دندان پزشکان مرتبط با رادیولوژی موضعی تحت تاثیر آموزش است. شیوه های اندودنتال نیز تحت تاثیر آموزش دانشگاهی است.

شیوه تحویل و ارایه این آموزش نیز می تواند بسیار مهم باشد. دوره های آموزشی عملی برای دندان پزشکان نشان دهنده یک رویکرد تعاملی موثر در کارازمایی های مداخله ای است. با این حال موانع شرکت در دوره های اموزشی شامل زمان از دست رفته است. رفع این موانع در صورتی بسیار مهم است که دندان پزشکان در این دوره ها شرکت کنند. دستور العمل های بالینی نیز باید برای رسیدن به تغییر از طریق دستور العمل های غیر موفق برای درمان دندانی استفاده شوند. برخی از شیوه ها و عمل های دندانی موجب افزایش استفاده از مهارت ها از طریق حسابرسی بالینی می شود. در صورتی که رویکرد چند بعدی برای آموزش در مطالعات مداخله ای موثر باشد، می توان فرض کرد که دندان پزشکان شرکت کننده در فعالیت های آموزشی به بسیاری از شواهد به روز دسترسی دارند. این که آیا تغییر شیوه ها لازم است یا خیر بایستی تحقیقات بیشتر انجام شوند.

 اهمیت نتایج برای پیاده سازی دندانپزشکی مبتنی بر شواهد

اهمیت این اطلاعات برای پیاده سازی دندان پزشکی مبتنی بر شواهدآینده چیست؟ یافته های مرور سیستمی بیانگر آن است که شیوه های بالینی تحت تاثیر عوامل متعدد است. بدیهی است که تصمیمات در شیوه های بالینی نباید بر اساس تنها تفکر منطقی باشد. با این حال در درک ما از فرایند تغییر شیوه های بالینی توسط متخصصان به خصوص دندان پزشکان، شکاف هایی وجود دارد. دستور العمل مراقبت های درمانی موثر حاکی از آن است که تلاش برای تغییر بایستی مستلزم تحلیل تشخیصی برای شناسایی عوامل موثر بر تغییرات پیشنهادی است.

طیف وسیعی از شواهد و موانع وجود دارند که موچب محدود شدن توانایی متخصصان برای تغییر شیوه بالینی معمول آن ها می شوند و در صورتی حل می شوند که جبنش دندان پزشکی مبتنی بر شواهد منجر به نتایج معنی دار شود.

مرور سیستمی مداخلات برای ارتقای تغییرات در شیوه های بالینی نشان دهنده محدودیت های رویکرد های فعلی است. انتشار اطلاعات از طریق توزیع مواد آموزشی و دستور العمل های آموزشی و دستور المل های بالینی و شرکت در جلسات اموزشی اثر بسیار کمی داشته است. این روش بر هر دو برنامه های آموزشی کارشناسی ارشد و کارشناسی غالب است. رویکرد های چند وجهی تعاملی اثر بلند مدت بر روی ایجاد تغییرات در شیوه های بالینی پزشکی دارند. مربیان دندان پزشکی باید شیوه ترکیب فنون را به توسعه حرفه ای برای دندان پزشکی ارایه می کند. ارزیابی جامع و دقیق اثرات بر روی شیوه های بالینی دوره های ارشد نیاز است.

طیف وسیعی از موانع محدود کننده تغییر شیوه های بالینی وجود دارد و از این روی جنبش های مبتنی بر شواهد می تواند به نتایج مطلوب دست پیدا کند. سازمان های حرفه ای و گروه های مصرف کننده باید با حوزه بهداشت و سلامت برای حذف موانع آشنایی داشته باشند. اصلاحات مربوط به سیستم دندانپزشکی قبل از تغییرات معنی دار نیاز است.

در نهایت، بدیهی است که مرور جدید ترین شواهد در خصوص مداخلات دندانی و اشاعه دستور العمل های بالینی اثر بسیار محدودی بر روی شیوه های بالینی متخصصان دندان پزشکی دارد. در حال حاضر، اطلاعات بسیار کمی در مورد عوامل موثر در تعیین شیوه های بالینی و توانایی به روز رسانی بر اساس شواهد معاصر وجود دارد. تحقیقات برای روشن سازی فرایند تغییر در شیوه های موثر لازم است. تحقیقاتی برای ارزیابی مکانیسم های پشتبانی کننده لازم برای دست یابی به تغییرات لازم است.

برای دانلود کامل مقاله فارسی دندانپزشکی مبتنی بر شواهد مروری بر چالش ها در عملکرد حرفه ای متغیر اینجا کلیک کنید

دانلود ( Download )

برای دانلود کامل مقاله انگلیسی ( English ) دندانپزشکی مبتنی بر شواهد مروری بر چالش ها در عملکرد حرفه ای متغیر اینجا کلیک کنید

دانلود ( Download )

نوشته دندانپزشکی مبتنی بر شواهد: مروری بر چالش ها در عملکرد حرفه ای متغیر اولین بار در دندان پزشک تهران، دندانپزشک تهران، دکتر کامیار شاطری، دندان پزشک تهران، دندان پزشکی تهران، دندان پزشک گیشا، دندان پزشک حرفه ای تهران. پدیدار شد.

چکیده

در این مقاله ما اولین نتایج تحقیقاتی گسترده ای را ارائه خواهیم کرد که هدف از انجام آن درک بهینه ی ایمپلنت های دندانی است در این زمینه به شماری از تکنیک ها، موفقیت ها و شکست های حاصل شده در کشور برزیل اشاره خواهیم کرد و در عین حال دلایل احتمالی برای بروز تلفات را نیز عنوان خواهیم کرد (ناشی از مشکلات مربوط به تشخیص خطاهای ساخت و تولید برندهای مختلف پیشنهادی در بازار برزیل). یکی از مواردی که در حال حاضر مشهود است نقصان جزئیات در مورد تحلیل های عنصری به مرحله ی اجراء گذشته شده ی ایمپلنت ها است، نه تنها در کشور برزیل بلکه در بسیاری از گزارشات تحلیلی منتشر شده در نشریات بین المللی که به این موضوع اختصاص پیدا کرده اند مساله عدم ارائه ی جزئیات تکمیلی امری مشهود است. در حال حاضر شمار معناداری گزارش در مورد ترکیب ساخت و نمای ظاهری ایمپلنت های دندانی وجود دارد، اما در حالت کلی این گزارشات با نقصان هایی همراه هستند از جمله اینکه به اندازه کافی تست انجام نداده اند تا نتایج حاصله دارای اعتبار باشند و در عین حال به گزارش رویه ی اجرائی با جزئیات تکمیلی نپرداخته اند تا جامعیت آنها را تضمین کند که این امر برای اینکه ما را قادر کند تا میان نتایج منتج شده به مقایسه بپردازیم فاکتوری کلیدی خواهد بود. یکی از مشکلات مشخص شده در این زمینه عبارت است از استفاده از یک هندسه ی غیر استاندارد در برخی از تجهیزاتی که با این نیازمندی روبرو هستند که دارای شکل یا ابعادی ویژه برای انجام تحلیل ها باشند. مشکل دیگر عبارت است از تعیین خطای تخمینی مرتبط با نتایج ارائه شده.

در اینجا ما مروری خلاصه خواهیم داشت بر تاریخچه ی ایمپلنت دندانی، به شماری از مشکلات مواجه شده در تحلیل های عنصری اشاره خواهیم کرد و دو مجموعه ی اندازه گیری را ارائه خواهیم کرد، یکی برای تحقیق در مورد تبعات ناشی از هندسه ی غیر استاندارد برخی از تجهیزات مورد استفاده در این زمینه و دیگری مقایسه ی تحلیل های عنصری به مرحله ی اجراء گذشته توسط ابزارهای مختلف.

کلمات کلیدی: ایمپلنت دندانی، تحلیل عنصری، SEM/EDS,WDS

بقای طولانی مدت ایمپلنت های دندانی مجاور (ADI) در بیماران مبتلا به پیش دیابت برای خواندن این مطلب کلیک کنید

ABSTRACT

In this paper we present the first results of a broad research line aiming a better
understanding about dental implants as the number of procedures, successes and failures
in Brazil and possible reasons of losses (from problems on diagnose to fabrication
defects from different brands offered in the Brazilian market).
One thing that is already evident is the lack of details of the performed
elemental analysis of implants, not only in Brazil but also on the majority of reported
analyses published on international journals dedicated to the field. There are already a
significant number of reports about the composition of dental implants and its surfaces,
but in general they have not performed tests enough to validate the results nor reported
the procedure with sufficient details establishing their comprehensiveness, which is
critical to enable a comparison between those results. One detected problem is the using
of a non standard geometry in some equipment that require special shapes or dimension
for the analysis. The other is the determination of the uncertainties to be associated to
the results.
Here we will perform a brief review of the dental implant history, of some
problems found in the elemental analysis and will present two sets of measurements,
one to investigate the consequences of using nonstandard geometries and another
comparing elemental analyses made with different instruments.

نتیجه 5 سال‌‌ مطالعه کوهورت گذشته نگر برای مقایسه‌ افراد سیگاری و غیر‌ سیگاری که تحت توانبخشی ایمپلنت ساپورت تمام قوس فکی با استفاده از روش All-on-4 برای خواندن این مطلب کلیک کنید

• مقدمه

اولین مورد ثبت شده از ایمپلنت دندانی مربوط به  2000 سال قبل از میلاد مسیح بود، که در آن از طلا، پلاتین و پورسیلن استفاده شده بود. تمدن مایا در میان بسیاری از پیشرفت های علمی ایجاد شده، اولین تمدنی بود که از  ایمپلنت های دندانی درون کاشت استفاده کرد[1].

در طول سالیان، مواد مختلفی برای ایمپلنت دندانی آزمایش شده اند از جمله، مولیبدونوم-کبالت-کرومیوم و آلیاژهای نیکل-کرومیوم-آهن،فولاد ضدزنگ و فلزهایی نظیر  طلا، پلاتین و نقره. اما در نتیجه ی جذب ثانوی بالای peri-implant توسط استخوان، موفقیت های کلینیک بدست آمده در میان مدت و طولانی مدت برای این مواد بسیار اندک بود[2].

یافته های مربوط به مفهوم پیوند استخوانی تنها در سال 1965 در کشور سوئد توسط Brånemark  محقق شد. Brånemark  رهبری یک گروه تحقیقاتی در دانشگاه گوتنبرگ را بر عهده داشت. تحقیق اصلی Brånemark عبارت بود از انتشار میکرو خون در استخوان درشت نی خرگوش، در مشارکت با یک محفظه ی نوری کوچک تیتانیومی، که با استفاده از عمل جراحی، برای ارزیابی تامین خونی در استخوان جاسازی شده بود. بعد از مدتی، زمانی که او تلاش کرد تا محفظه را حذف کند، Brånemark متوجه شد که این امر غیر ممکن است بدلیل اینکه محفظه در استخوان یکپارچه شده بود، این گواهی بود بر اینکه یکپارچه سازی بین این فلز و استخوان به خوبی انجام شده است بدون اینکه فلز پس زده شود[3].

مفهوم پیوند استخوانی سپس به عنوان پیوند ساختاری مستقیم و اتصال کارکردی بین استخوان زنده  و سطح یک ایمپلنت حمل کننده ی بار تعریف شد[4].

قدم بعدی Brånemark عبارت بود از اینکه اکتشاف خود را در زمینه ی توان بخشی و اصلاح دهانی مورد استفاده قرار دهد، او برای این منظور از تیتانیوم برای ساخت ایمپلنت دندانی استفاده کرد. از این زمان به بعد این مساله مورد توجه قرار گرفت که موفقیت های کلینیکی مربوط به جایگذاری ایمپلنت دندانی مستقیما مرتبط است با وقوع پدیده ی پیوند استخوانی و نوع مواد مورد استفاده[3].

تیتانیوم علاوه بر اینکه یک ماده ی زیست سازگار است یعنی با بافت های زنده سازگاری دارد و دارای این قابلیت است که پذیرش بیولوژیک توسط استخوان را داشته باشد، دارای ویژگی های ذاتی دیگری نیز می باشد که سودمند هستند از جمله وزن ویژه ی اندک، نسبت بالای پایداری/ وزن، مقاومت در برابر فرسودگی و شکستگی و قابلیت ارتجاعی اندک. دیگر مزایای تیتانیوم از مقاومت شیمیایی عالی آن حاصل می شود که به واسطه ی لایه اکسیدی سطحی بوجود می آید که از فلز در برابر اکسیداسیون محافظت کرده و پیوند استخوانی را اجازه می دهد[5].

به موازاتی که مفهوم یکپارچگی استخوانی و مزایای مربوط به استفاده از تیتانیوم برای اصلاح و توانبخشی دهانی کشف شد، شمار ایمپلنت های دندانی تولیدی و جایگذاری شده در بیمارن بدون دندان هر ساله با افزایش قابل توجهی روبرو شد. در حال حاضر کشور برزیل دومین بازار بزرگ در جهان برای ایمپلنت می باشد که بنابر گزارش(ABIMO)  یا انجمن برزیلی تجهیزات پزشکی و دندانی و صنعت فراوردهای تدارکی در هر سال 5/2 میلیون ایمپلنت مورد استفاده قرار می گیرد، همانگونه که انتظار می رود این میزان تا 5 میلیون ایمپلنت تا سال 2020 افزایش پیدا خواهد کرد[6].

علیرغم پیشرفت های قابل توجه در زمینه ی جایگذاری ایمپلنت دندانی، شمار شکست ها در این زمینه اگرچه کوچک است اما همچنان معنادار تلقی می شود، تصویر صریح و دقیق این شکست همچنان ناشناخته است نه تنها در کشور برزیل بلکه در سرتاسر جهان این مساله عمومیت دارد[7]. درصد شکست های گزارش شده از 5/1 درصد تا 5/3 درصد متغیر بود که بسته به نوع منبع تا 10 درصد هم افزایش پیدا می کرد[8]. یک مطالعه ی انجام شده در جمعیت سوئد نشان داد که تلفات اولیه ی ایمپلنت در 4/4 درصد بیماران اتفاق می افتاد و تلفات دیرهنگام ایمپلنت در 2/4 درصد بیماران رخ می داد(تا 9 سال پس از جایگذاری ایمپلنت). در مجموع در حدود 6/7 درصد بیماران حداقل یک ایمپلنت خود را از دست می دادند[9].

شکست در ایمپلنت های جایگذاری شده با فاکتورهای متعددی مربوط است از جمله: فاکتورهای بدنی بیماران(بهداشت دهان، کشیدن سیگار، مصرف بیش از حد الکل،پوکی استخوان، دیابت)؛ فاکتورهای بیولوژیک(کمیت و کیفیت استخوان، عفونت های همجوار، ورم لثه، یکپارچگی و بی عیبی عروقی)؛ فاکتورهای مرتبط با ایمپلنت(زیست سازگاری یا سازگاری با بافت های زنده، مساحی سطحی، ترکیب شیمیایی، آلودگی یا عدم خلوص سطحی، شکل هندسی ایمپلنت، حالت آب پذیری ایمپلنت)، فاکتورهای مرتبط با جراحی(آسیب های جراحی، آلودگی در حین عمل جراحی، شرایط بارگیری ایمپلنت، ثبیت و جایگذاری نامناسب ایمپلنت)، و یا حتی تشخیص اشتباه بیماری[11و10].

روش های مناسب برای کاشت موفق ایمپلنت برای خواندن این مطلب کلیک کنید

• الزامات مورد نیاز برای یک پیوند استخوانی موثر

بدلیل واکنش پذیری بسیار بالای تیتانیوم، و دارا بودن میل ترکیبی بالا با اکسیژن، یک لایه ی نازک از اکسید تیتانیوم موضعی به موازاتی که تیتانیوم در معرض هوا قرار می گیرد، سطح آن را پوشش می دهد(در زمانی معادل 30 میلی ثانیه). این لایه بطور معمول ترکیبی است از TiO2با ضخامتی که از 1 تا 2 نانومتر متغیر است و به دلیل اینکه دارای یک ساختار پایدار و فشرده است به آن غشاء انفعالی یا کم اثر پذیر گفته می شود، که دلالت دارد بر مقاومت بالا ی آن به خوردگی و تحلیل در محلول های فیزیولوژیکی. ویژگی های زیست سازگاری تیتانیوم به این غشاء انفعالی یا کم اثر پذیر نسبت داده می شوند[13و12].

به منظور ارتقاء پیوند استخوانی استفاده از روکش های متفاوت و تیمارهای مختلف سطح ایمپلنت مورد ارزیابی قرار گرفته است. موفقیت های کلینیکی جایگذاری نه تنها به مواد ایمپلنت وابسته است بلکه به چگونگی طراحی، نوع تیمار سطحی و کیفیت سطح آن نیز بستگی دارد[5].

در حال حاضر انواع مختلفی از تیمارهای سطحی وجود دارد از جمله حک کردن اسیدی، پاشش پلاسما، شن پاشی و هیدروکسی آپاتیت پاشی[18و17و16و13و5]،  از این روش ها برای اصلاح ترکیب شیمیایی و مساحی سطح ایمپلنت استفاده به عمل می آید.

فاکتورهایی نظیر تمیز کردن، ساخت، استیریل کردن، بسته بندی و تیمارهای سطحی می توانند منجر به ایجاد آلودگی شوند[14]. حتی در شرایطی که در کمیت های کوچک اعمال شوند این احتمال وجود دارد که منجر به ایجاد تغییر در زیست سازگاری ایمپلنت شوند و این قابلیت را بهبود بخشیده یا منجر به بدتر شدن وضعیت آن شوند. زمانی که در کمیت های بزرگ عرضه شوند ممکن است باعث ایجاد اختلال در شکل گیری لایه ی اکسید تیتانیوم شوند و به دنبال آن ایجاد مزاحمت در پیوند استخوانی را به دنبال داشته باشند [15].

روشی دیگر برای افزایش موفقیت های کلینیکی از طریق مساحی و افزایش سطح تماس میان استخوان و ایمپلنت محقق می شود. هدف از ایجاد یک سطح ناهموار بزرگتر ایمپلنت همچنین عبارت است از ارتقاء پروسه ی معالجه ی استخوانی[16].

دو فاکتوری که پیش از این در مورد آنها بحث شد یعنی شیمی و مساحی سطحی، فاکتورهای بهم مرتبط می باشند، یعنی اینکه اطلاح یکی بدون ایجاد تغییر در دیگری غیر ممکن می باشد، تراش دادن یکی از فاکتورهای مفید و لازم در توصیف سطح ایمپلنت می باشد.

یک پروژه ی چند زمینه ای با مشارکت چند رشته ی علمی با هدف درک مطلوب تر مسائل مرتبط با ایمپلنت دندانی، شامل شماری پروسه های سالیانه در کشور برزیل است که به برسی موفقیت ها، شکست ها و دلایل بلقوه ی تلفات ایمپلنت (ناشی از مشکلات تشخیص برندهای متفاوت تولیدی که در بازار برزیل پیشنهاد داده می شوند) می باشدکه در دانشگاه فدرال ریو دی جانیرو با حضور شرکت کنندگانی با تخصص ها و مهارت های مختلف نظیر اساتید علمی، متخصصین کارگذاری ایمپلنت و دانشجویان رشته ی دندان پزشکی و موسسات شیمی و فیزیک ابداع شده است.

ایده ی مطرح در این زمینه عبارت بود از پوشش دادن بسیاری از زمینه های مشکلات موجود در پروسه های مختلف:

1. ارزیابی و تحقیق برای کشف شمار موفقیت ها، شکست ها و تلفات ایمپلنت
2. تحلیل مواد ایمپلنت به عنوان اقدامی در جهت تعیین آلودگی های احتمالی یا کاستی های ساختاری که می توانند مسئول شکست یا تلفات ایمپلنتی باشند.
3. تحقیق و برسی با هدف تشخیص همبستگی میان پروسه های تشخیصی با شکست های بروز پیدا کرده در این عرصه.
4. در انتها ما قصد داریم شماری قانون را برای نفوذ سلامتی پیشنهاد دهیم تا از این طریق فرایند های نرمال جایگذاری ایمپلنت در برزیل را راه اندازی کنیم.

در این مقاله ما مروری خواهیم داشت بر تعیین مولفه های ایمپلنتی. تحلیل مواد ایمپلنت با استفاده از شیوه های مختلف مقادیر قابل توجهی داده را فراهم آورده است[18و17و16و5] اما در حالت کلی روش های تحلیلی با جزئیات مورد بحث قرار نگرفته اند. این امر از این جهت حائز اهمیت است که تا زمانی که هر پروسه (ماشین) از پرتوافکنی های کاوشی(الکترون، پروتون) و سطوح انرژی متفاوتی استفاده می کنند، لایه های موادی  مورد تحقیق در نتیجه ی پروسه های افت قدرت امواج و پروسه های جذب امواج می تواند متفاوت باشند. ما همچنین نتایج شماری از تحلیل های انجام شده ی خودمان را نیز ارائه خواهیم کرد تا از این طریق شماری از جنبه های کلیدی تحلیل های عنصری را ارزیابی کرده باشیم.

• تعیین ترکیبات ایمپلنت

همانگونه که در آیتم قبلی ذکر شد، لایه ی سطحی ایمپلنت تیتانیومی برای پیوند استخوانی ضروری و بنیادی می باشد. متعاقبا، زمانی که ترکیب ایمپلنت تجزیه و تحلیل می شود، انتخاب تکنولوژی و روش می بایست متمرکز بر بدست آوردن اطلاعات از عمق صفر تا عمق چند میکرون باشد.

راه رسیدن به این هدف انتخاب با دقت انرژی و ماهیت جسم پرتاب شونده است، به عبارت دیگر انجام یک انتخاب بر پایه ی ضرایب فرسایش انرژی موج فوتون ها و توقوف قدرت الکترون ها.

تکنولوژی های اغلب استفاده شده در تعیین ترکیب ایمپلنت عبارتند از تکنولوژی های مبتنی بر فلورسانس اشعه ی ایکس متفرق کننده ی انرژی( EDXRF یا EDS؛ که مورد اخیر می تواند در ترکیب با کاوش میکروسکپ الکترونی، SEMمورد استفاده قرار گیرد)، طیف بینی فتوالکترونی اشعه ی ایکس(AES)[18و17و16و5].

فلورسانس اشعه ی ایکس متفرق کننده ی طول موج(WDS or WDXRF) تکنیکی است که می تواند برای تعیین ترکیب شیمیایی نیز مورد استفاده قرار گیرد، اگرچه در مطالعات انجام شده در حوزه ی ایمپلنت به آن اشاره ای نشده است.

1. طیف بینی متفرق کننده ی انرژی(EDS): این سیستم بر پایه ی فلورسانس اشعه ی ایکس تولید شده توسط فوتون ها یا الکترون ها استوار است(زمانی که در ترکیب با SEM قرار دارند). این سیستم قادر است انرژی فوتون ها و ویژگی های یک جزء خاص را مشخص کند. عمق تحلیل ها در محدوده ی μm قرار دارد. شماری تجهیزات تجاری در دسترس وجود دارند که عبارتند از: Hitachi مدل TM-3000(آمریکا،) و JEOL مدل JXA-8900RJ (ژاپن)[19].
2. طیف بینی فتوالکترونی اشعه ی ایکس(XPS): بر پایه ی تاثیرات فتوالکترونی و استفاده از پرتو اشعه ی ایکس برای پرتو افکندن به یک نمونه جهت اندازه گیری انرژی جنبشی تولید شده توسط الکترون ها. عمق ماکزیمم تحلیل ها معادل 10 نانومتر می باشد.  در این زمینه تجهیزات تجاری در دسترس قرار دارند که عبارتند از: کاوشگر سیگما مدلThermo-VG  (انگلستان)و تحلیل گر الکترونی CLAM2 مدل VG Microtech (انگلستان) [20].
3. انکسار اشعه ی ایکس(XRD): تکنیکی است مبتنی بر موج/مضاعف اشعه ی ایکس برای بدست آوردن اطلاعاتی در مورد ساختار مواد کریستالی. عمق ماکزیمم تحلیل در محدوده ی زیر میکرون قرار دارد. در این زمینه تجهیزات تجاری وجود دارند که عبارتند از: پراش سنج اشعه ی ایکس D/Max Ultima(ژاپن)؛ Shimadzuمدل Lab X XRD-6000(ژاپن)، بطور واضح روش های مورد نیاز برای نمونه های کریستالی[21].
4. طیف بین الکترونی Auger یا(AES): بر پایه ی تولید الکترون های Auger. شامل تحریک سطح نمونه با یک پرتو الکترونی متمرکز که منجر به حذف الکترون های Auger از سطح می شود. عمق متوسط تحلیل تقریبا معادل 5 نانومتر می باشد. در این زمینه تجهیزات تجاری در دسترس قرار دارند که عبارتند از: الکترونیک فیزیکی، مدل PHI650(آمریکا)[22].
5. طیف بینی متفرق کننده ی طول موج(WDS or WDXRF): در اینجا توسط اشعه ی ایکس به نمونه پرتو افکنی می شود و فوتون های فلورسانس تولید می شوند. از یک کریستال برای تحلیل انرژی فوتون و در نتیجه تعیین اجزاء استفاده  به عمل می آید. عمق تحلیل ها در محدوده ی میکرومتر قرار دارد. در این زمینه تجهیزات تجاری در دسترس ما قرار دارند از جمله: Bruker مدل S8 Tiger(آمریکا)[23].

تمامی روش های ذکر شده ی قبلی نیازمند هندسه ی استاندارد نمونه در غالب فرم دیسک هستند بجز در موارد XPS و AES که این ویژگی ها در نظر گرفته نمی شوند. در تلاشی برای دایر کردن پروسه ای استاندارد جهت ارزیابی برندهای مختلف ایمپلنت های دندانی ما کار خود را با دو پروسه آغاز کردیم: EDS (در ترکیب با SEM) و WDS که در دانشگاه در دسترس ما قرار داشت. هر دو شیوه بر مبنای ردیابی اشعه ی ایکس فلورسانس تولید شده در نمونه و تعیین انرژی آن عملکرد دارند. تفاوت میان دو روش عبارت است از: منبع پرتو افکنی؛ عمق تحلیل(در حدود نانومتر nm برای SEM/EDS  و میکرومترμm برای WDS)، تفکیک پذیری یا رزولوشن(بالاتر برای WDS) و زمینه ی پرتوافکنی(پایین تر برای SEM/EDS در نتیجه ی کارائی تحریک بالاتر).

3.1 مواد و روش ها

به عنوان اولین ارزیابی ما از شیوه های ارزیابی EDS/SEM وWDS استفاده کردیم. در هر دو دستگاه ما پنج نمونه با آلیاژ برنج را ارزیابی کردیم(سه نمونه به شکل سیلندرهای کوچک، قابل مقایسه با ابعاد ایمپلنت، یک نمونه به شکل دیسک و یک نمونه به شکل براده(بسته بندی شده به شکل دیسک). به عنوان اقدامی در جهت ارزیابی تاثیرات هندسه های مختلف غیر استاندارد. ما همچنین یک ایمپلنت دندانی قدیمی دورانداخته شده را مورد سنجش قرار دادیم تا از این طریق تفاوت های میان نتایج بدست آمده از هر دو تجهیزات را در ایمپلنت واقعی برسی کرده باشیم.

از آنجائیکه ایمپلنت های دندانی ضرورتا یک پیچ خوردگی می باشند، هندسه ی آنها کاملا جدا از دیسک های مورد نیاز معمول می باشد(شعاع آن از 5 میلی متر تا 50 میلی متر متغیر است و ضخامت ماکزیمم آن 47 میلی متر می باشد)، در ادامه نکته ی مهم این بود که در این مورد تحقیق شود که آیا تجهیزات بطور رضایت بخشی با هندسه ی ایمپلنت کار می کنند یا خیر. اگر نیاز به برش تراش باشد، رویه مورد نظر می تواند ترکیب یا ساختار نمونه ی مورد برسی را اصلاح کند.

ویژگی های پنج نمونه ی برنجی عبارتند از: 1) یک دیسک با قطر 40 میلی متر و ضخامت 7 میلی متر، 2) سه سیلندر کوچک با ابعاد مشابه ایمپلنت(01/4 میلی متر قطر و 11 میلی متر طول) و 3) براده(هر تراشه به طور میانگین دارای طولی معادل 3/2 میلی متر می باشد)که به شکل دیسک بسته بندی شده است. نمونه ها به ترتیب در تصویر 1a,b,c نشان داده شده اند. آخرین نمونه یک ایمپلنت قدیمی دورانداخته شده با سطح اشباع شده ی شیمیایی است.

تصویر 1نمونه ی برنجی با اشکال هندسی متفاوت

تجهیزات مورد استفاده برای WDXRF عبارت بود از یک Bruker S8 Tiger مدل1 kW (ماساچوست، آمریکا) از لابراتوار تاثیر الکترون و پروتون(LIFE)، از حوزه ی فیزیک و شیمی دانشگاه فدرال ریو دی جانیرو(UFRJ). ابزار ولتاژ ماکزیمم 50 kV و 50 mA با قدرت محدود شده تا 1kW را اجازه می داد. لایه ی مورد تجزیه تحلیل می توانست به عمقی معادل میکرون نمونه های مطالعاتی دست پیدا کند. برای اندازه گیری سیلندرها و ایمپلنت ها از یک دیسک کربنی به عنوان مبناء استفاده شد، به همراه نمونه ی فیکس شده و پوشش داده شده با یک غشاء 3525 Ultralene با ضخامت 4μm از SPEX SamplePrep (تصویر 2). برای تجزیه تحلیل از نرم افزار QUANT-EXPRESS استفاده شد.

تصویر 2: آماده سازی نمونه برای سیلندر و ایمپلنت در WDS

تمامی نمونه ها همچنین در یک تجهیزات SEM/EDS از Hitachi مدل TM3000(توکیو، ژاپن) در ترکیب با ژنراتور اسکن Bruker و ردیاب اشعه ی ایکس (ماساچوست، آمریکا) از لابراتوار اسکن میکروسکپ الکترونی از بخش تکنولوژی شیمی و مواد (STMQ) از انستیتو مهندسی هسته ای(IEN) مورد تجزیه تحلیل واقع شدند. در طول فرایند کشف داده ای، نمونه در محلی با حمایت های تجهیزاتی استاندارد نگه داشته شد. تمامی اندازه گیری ها با استفاده ازدرشت نمایی مشابه  (300X)به مرحله ی اجراء رسید. برای تجزیه و تحلیل داده ای از نرم افزار QUANTAX 70استفاده شد.

• نتایج و بحث

نتایج بدست آمده از نمونه های برنجی در هر دو شیوه ی SEM/EDS وWDS در قالب نمودار ترسیم شده در تصویر 3ارائه شده است.

مهمترین اجزاء ردیابی شده همانگونه که انتظار می رفت عبارتند از مس و روی. در هر دو روش برای تمامی نمونه های برنجی، سرب نیز ردیابی شد که در مورد نمونه ی براده ای از غلظت بالاتری برخوردار بود. این مورد را می توان به خوبی در تصویر 4 مشاهده کرد. این مورد را می توان با استفاده از پروسه های ساخت و تولید توضیح داد. تراشه هایی که دارای تماس بیشتری با ابزار برش بودند می توانستند به عنوان منبعی از بار مطرح باشند.کربن در SEM/EDS ردیابی شد اما در WDS این ردیابی انجام نشد که با کریستال های مناسب برای ردیابی مقادیر اندک اجزاء Z تجهیز نشده بود. دیگر اجزاء ردیابی شده با تکمیل فرایند نرمال سازی تا 100 درصد عبارتند از: Na,Sn, Fe, As, Si, Ca, S, Cl, Ni, Al , O

تصویر 3: اجزاء اصلی ردیابی شده برای نمونه های برنجی با هندسه های متفاوت در EDS و WDS

تصویر 4: مقایسه ی تصویر سطح سه نمونه با هندسه ی مختلف. نقطه های سفید متناظر هستند با سرب: a) دیسک، b) سیلندرc)براده. سرب از فراوانی بیشتری در سطح براده برخوردار است.

مس یکی از اجزایی بود که در هر دو روش از غلظت بالاتری برخوردار بود. مقدار اندازه گیری شده در SEM/EDS برای سیلندرهای 1و2و3 به ترتیب عبارت بود از 65/51 درصد، 73/46 درصد و 2/50 درصد این در حالی بود که براده مقدار 81/48 درصد را ارائه می کرد و دیسک نیز مقدار 93/47 درصد را با میانگین عدم اطمینان 5/1 درصد ارائه می کرد. به عبارت دیگر غلظت مس بدست آمده در WDSبرای سیلندرهای 1و2و3 به ترتیب عبارت بود از75/65 درصد،57/64 درصد و 37/64 درصد  و مقدار02/60 درصد برای براده و مقدار 24/61 درصد برای دیسک با عدم اطمینان حول 55/0 درصد (این مقادیر با استفاده از نرم افزارهای تحلیلی برآورد شده است) در هر دو مورد استفاده از یک اعشار برای داده ها معتبر تر خواهد بود اما ما تصمیم گرفتیم شمار ارقام تدارک دیده شده توسط نرم افزار را حفظ کنیم. نتایج بدست آمده از WDS برای سیلندرها یک رابطه ی نزدیکتر را با یکدیگر ارائه می کرد که در عین حال از عدم اطمینان بزرگتر بود. نتایج بدست آمده برای سیلندرها در EDS نشان دهنده ی نوسانی حول 4 درصد می باشد که می تواند مرتبط با غلظت های متفاوت آلاینده ها در هر کدام از سطح های نمونه ای باشد.

تحلیل های متفاوت نشانگر دیگر اجزاء (Na, Sn, Fe, As, Si, Ca, S, Cl, Ni,Al , O) با مقادیر متفاوت در هر نمونه است با غلظت های بسیار پایین و عدم اطمینان مشابه با مقادیر یافت شده. این مورد می بایست به نحو مطلوب تری مورد ارزیابی واقع گردد.

هر دو نرم افزار عدم اطمینانی مرتبط با اندازه گیری را نشان می دادند. میانگین عدم اطمینان مربوط به اندازه گیری هر جزء از نمونه برای EDS عبارت است از 5/1 درصد از برای مس،9/0 برای Zn و 3/3 درصد  برای C و 5/0 درصدبرای Pb. این مقادیر برایWDS عبارتند از: 55/0 درصد برای مس، 39/0 درصد برای Zn، 15 درصد برای Pb. مغایرت های میان غلظت های یافت شده در هر دو روش را می توان با استفاده از این حقیقت که داده های SEM/EDS  به یک لایه ی نازک تر در مقایسه WDS اشاره دارند، توجیه کرد این مساله با اجزاء سطحی که در هسته ی درونی حضور ندارند،این اجازه را می دهد که ردیابی شوند.

با در نظر گرفتن ویژگی های ذکر شده در بخش بالا، این امکان وجود دارد که این نتیجه گیری را داشته باشیم که برای هر دو روش با در نظر گرفتن نسبت مشابه از غلظت عنصری برای تمامی نمونه ها، تصدیق هندسه ی سیلندر رضایت بخش خواهد بود، اما با یک عدم اطمینان بزرگتر از مورد آماری تدارک دیده شده توسط نرم افزار.

بعد از اعتبار سنجی هندسه ی غیر مرسوم، یک ایمپلنت دورانداخته شده با استفاده از هر دو روش ارزیابی شد. نتایج این ارزیابی در جدول 1 ارائه شده است. با توجه به نتایج به دست آمده از EDS این امکان وجود دارد که شاهد این موضوع باشیم که سطح ایمپلنت مرکب است از Ti, C و O، یک نتیجه ی معتبر که در بسیاری از منابع نیز ذکر شده است، این در حالی است که TiO2 یک لایه ی موضعی است که در تمامی سطوح ایمپلنتی حضور دارد و C بیشترین آلاینده ی یافت شده می باشد[18و17و16و5]. نتایج WDSنشان دهنده ی غلظت پایه ی6/98 درصد برا ی تیتانییوم به همراه غلظت بسیار اندک Si, S و Al می باشد. باید به این نکته اشاره کرد که O و C به واسطه ی محدودیت های تجهیزاتی درWDS  ردیابی نشدند.

جدول 1- مقایسه ی میان تحلیل های EDS وWDS از یک ایمپلنت به دور انداخته شده

• نتیجه گیری

نتایج تشریح کننده ی تحلیل عنصری ایمپلنت دندانی بسیار ویژه هستند که بسته به نوع تکنیک، معانی پرتوافکنی و انرژی انتخابی، به خوبی انتخاب ناحیه ی مورد نظر بر روی نمونه دارای تاثیر هستند. برای لایه های سطحی، مهمترین ناحیه برای ایمپلنت دندانی، میکروسکپ الکترونی در ترکیب با تحلیل های EDS یک تکنیک مناسب خواهد بود اما نیازمند برخی توجهات است بخصوص زمانی که عدم اطمینان ارزیابی می شود، از استفاده ی انحصاری از نتایج آماری تدارک دیده شده توسط تجهیزات، ممانعت به عمل می آورد و در مورد قابلیت ساخت یا تولید، بازبینی مجدد انجام می دهد.

استفاده از روش دوم تحت عنوان WDS، از طرف دیگر این اجازه را به ما می دهد که لایه های عمیق تر نمونه را تجزیه و تحلیل کنیم. اما در این خصوص می بایست توجهات خاصی را معطوف شکل هندسی نمونه کرد. ترکیبی از هر دو روش این اجازه را می دهد که ارزیابی های کامل تری از ایمپلنت های دندانی صورت بگیرد: لایه ی سطحی، نشان دادن اکسیداسیون و ویژگی های پوششی به خوبی نشان دادن ویژگی های هسته ی تیتانیومی مورد استفاده برای ایمپلنت. مرحله ی بعدی مطالعات ما عبارت است از ارزیابی لایه ی سطحی ایمپلنت زمانی که در معرض اتمسفر قرار می گیرد. و سپس ارزیابی برندهای مختلف پیشنهاد شده در بازار برزیل.

REFERENCES

1. CM Abraham. A brief historical perspective on dental implants, their surface coatings and treatments. Open Dent. J. 2014; 8:50–55.
2. Lee JH, Frias V, Lee KW, Wright RF. Effect of implant size and shape on implant success rates: a literature review. J Prosthet Dent. 2005; 94:377-81.
3. CN Elias. Factors affecting the success of dental implants [Internet]. Rijeka: InTech [cited 2017 Sep 25]. Available from: http://www.intechopen.com/books/implant-dentistry-a-rapidly-evolvingpractice/factors-affecting-the-success-of-dental-implants.
4. P-I Brånemark. Osseointegration [Internet]. Associated Brånemark Osseointegration Centers [cited 2017 Set 25]. Available from: http://branemark.se/osseointegration/.
5. GAA Castilho, MD Martins, WAA Macedo. Surface characterization of titanium based dental implants. Brazilian Journal of Physics. 2006; 36(3B):1004-1008
6. Jornal da Cidade [Internet]. ABIMO [cited 2017 Sep 26]. Available from: https://abimo.org.br/?clippings=jornal-da-cidade.
7. LMN Alves,LRC Hidalgo, LS Conceição, GM Oliveira, KRF Borges, WG Passos. Implants complications: a literature review. J Orofac Invest. 2017; 4(1):20-
8. 8. L Vidyasagar, P Apse. Dental Implant Design and Biological Effects on Bone-Implant Interface. Stomatologija, Baltic Dental and Maxillofacial Journal. 2004; 6:51-54.
9. Derks J, Hakansson J, Wennstrom JL, Tomasi C, Larsson M, Berglundh T. Effectiveness of implant therapy analyzed in a Swedish population: early and late implant loss. J Dent Res. 2015; 94:44S–51S. doi: 10.1177/0022034514563077.
10. A Revathi, AD Borrás, AI Muñoz, C Richard, G Manivasagam. Degradation mechanisms and future challenges of titanium and its alloys for dental implant applications in oral environment. Materials Science and Engineering: C. 2017; 76:1354-68.
11. AB Fadanell, AC Stemmer, GC Beltrão. Early Oral Implant Failures.

Rev Odonto Cienc Fac Odonto/PUCRS. 2005; 20(48):170-6. 12. JE Ellingsen. A study on the mechanism of protein adsorption to TiO2. Biomaterials 1991; 12:593–596.

13. P Mandracci, F Mussano, P Rivolo, S Carossa. Surface treatments and functional coatings for biocompatibility improvement and bacterial adhesion reduction in dental implantology. Coating. 2016; 6:7.
14. CARF Tavares, WR Sendyk, AB Matos, A Sansiviero. Surface contamination of osseointegrated implants: current state of art. Rev Inst Ciênc Saúde. 2005; 23(2):139-149.
15. HE Placko, S Mishra, JJ Weimer, LC Lucas. Surface Characterization of titanium-based implant materials. Int J Oral Maxillofac Implants. 2000; 15:355–63.
16. BR Chrcanovic, AR Pedrosa, MD Martins. Chemical and topographic analysis of treated surfaces of five different commercial dental titanium implants. Materials Research. 2012; 15(3):372-382.
17. BS Kang, YT Sul, SJ Oh, HJ Lee, T Albrektsson. XPS, AES and SEM analysis of recent dental implants. Acta Biomater. 2009; 5:2222–9.
18. M Morra, C Cassinelli, G Bruzzone, A Carpi, GD Santi, R Giardino, M Fini. Surface chemistry effects of topographic modification of titanium dental implant surfaces: 1. surface analysis. Int J Oral Maxillofacial Implants. 2003; 18:40–5
19. Brouwer, N. P., 2010. Theory of XRF- Getting acquainted with the principles. 3rd Edition. PANalytical B.V.,2, 8-25. Almelo, The Netherlands. ISBN:90- 9016758-7.
20. Briggs, D. (1981). Handbook of X-ray Photoelectron Spectroscopy C. D. Wanger, W. M. Riggs, L. E. Davis, J. F. Moulder and G. E.Muilenberg Perkin-Elmer Corp., Physical Electronics Division, Eden Prairie, Minnesota, USA, 1979. 190 pp. Surf. Interface Anal., 3: v. doi:10.1002/sia.740030412
21. M. Emrich, D. Opper, 2013. XRD for the analyst: Getting acquainted with the principles. 2nd Edition. PANalytical B.V. Almelo, The Netherlands. ISBN:978-90-809086-0-4.
22. Auger Electron Spectroscopy [Internet]. Minneapolis, Physical Electronics [cited 2017 Sep 26]. Available from: https://www.phi.com/surfaceanalysis-techniques/aes.html.
23. XRF think forward Bruker AXS GmbH S8 TIGER Operator’s Manual, 2009. Karlsruhe, Germany. DOC-M80-EXX032 V3.

برای دانلود کامل مقاله فارسی در مورد تحلیل عنصری ایمپلنت دندانی اینجا کلیک کنید

دانلود ( Download )

برای دانلود کامل مقاله انگلیسی ( English ) در مورد تحلیل عنصری ایمپلنت دندانی اینجا کلیک کنید

دانلود ( Download )

نوشته در مورد تحلیل عنصری ایمپلنت دندانی اولین بار در دندان پزشک تهران، دندانپزشک تهران، دکتر کامیار شاطری، دندان پزشک تهران، دندان پزشکی تهران، دندان پزشک گیشا، دندان پزشک حرفه ای تهران. پدیدار شد.