Porównanie ceramicznych i kompozytowych wkładów koronowych w oparciu o metodę elementów skończonych

PROTET. STOMATOL., 2008, LVIII, 1, 40-48 Porównanie ceramicznych i kompozytowych wkładów koronowych w oparciu o metodę elementów skończonych Comparison of ceramic and composite inlays with the finite element analysis Beata Dejak Z Zakładu Protetyki Katedry Protetyki i Zaburzeń Czynnościowych Fizjologii Narządu Żucia Uniwersytetu Medycznego w Łodzi Kierownik: prof. dr hab. M. Romanowicz HASŁA INDEKSOWE: ceramiczne wkłady, kompozytowe wkłady, naprężenia kontaktowe w połączeniu cement-ząb, 3D metoda elementów skończonych, zmodyfikowane kryterium zniszczenia von Misesa KEY WORDS: ceramic inlay, composite inlay, contact stresses in tooth-cement adhesive interface, 3D finite element analysis, modified von Mises failure criterion Streszczenie Cel pracy. Porównanie naprężeń zredukowanych wg zmodyfikowanego kryterium zniszczenia von Misesa w zębach trzonowych żuchwy odbudowanych wkładami kompozytowymi i ceramicznymi. Analizie poddano również naprężenia kontaktowe w połączeniu tych wkładów z tkankami zębów. Metoda. Badanie przeprowadzono metodą elementów skończonych z użyciem elementów kontaktowych. Stworzono 6 trójwymiarowych modeli zębów pierwszych trzonowych: A nienaruszonego zęba, B zęba z wkładem z kompozytu True Vitality o module elastyczności 5,4GPa, C zęba z wkładem z kompozytu Herculite HRV (9,5GPa), D zęba z wkładem z kompozytu Charisma (14,5GPa), E zęba z wkładem z kompozytu Z100 (21GPa), F zęba z wkładem ceramicznym IPS Empress o module elastyczności 65GPa. Każdy model obciążono ciśnieniem działającym na powierzchnię żującą, które odpowiadało sumarycznej sile 200N wywieranej na ząb trzonowy żuchwy podczas fazy zamykania cyklu żucia. Obliczono naprężenia zredukowane według zmodyfikowanego kryterium zniszczenia von Mises (mvm) występujące w badanych wkładach, cemencie kompozytowym i w tkankach zęba. Analizie poddano naprężenia kontaktowe na styku cementu z tkankami zęba. Wyniki. W ceramicznym wkładzie F wartości zredukowanych naprężeń mvm były około 2-krotnie większe niż we wkładach kompozytowych B-D. Natomiast w Summary Aim of the study was to compare equivalent stresses of modified von Mises failure criterion in mandibular molars restored with composite resin and ceramic inlays and to analyse contact stresses in cement-tooth adhesive interfaces of these inlays. Material and methods. The study was carried out applying a 3-dimensional (3-D) finite element analysis with use of contact elements. Six 3-D models of first molars were created: A intact tooth; B tooth restored with composite resin inlay True Vitality with an elastic modulus of 5.4 GP; C tooth with composite resin inlay Herculite HRV (9.5 GPa); D tooth with composite resin inlay Charisma (14.5GPa); E tooth with composite resin inlay Z100 (21 GPa); and F tooth restored with a ceramic IPS Empress inlay with an elastic modulus of 65 GPa. Each model was subjected to pressure which was equivalent total force of 200N exerted on the occlusal surface, acting on the molar during the closing phase of mastication. The equivalent stresses of the modified von Mises (mvm) failure criterion, occurring in the tested inlays, composite resin cement layer and tooth tissues were calculated. Contact stresses in the cement-tissue adhesive interface were analysed. Results. In ceramic inlay F, the values of equivalent mvm stresses were nearly 2 times higher than in composite resin inlays B D. In the luting agent bonding ceramic inlay F, these stresses reached the values 2 3 times lower than that around the composite resin inlay 40

Wkłady koronowe cemencie kompozytowym łączącym wkład ceramiczny z zębem (F) naprężenia mvm osiągnęły 2-3 razy mniejsze wartości niż wokół wkładów kompozytowych B-C. Wokół wkładu ceramicznego F naprężenia kontaktowe rozciągające były mniejsze 1,8-krotnie, a ścinające 1,7-krotnie niż wokół wkładu kompozytowego o niskim module elastyczności B. W szkliwie otaczającym badane wkłady na powierzchni stycznej dalszej naprężenia przekroczyły wytrzymałość tej tkanki na rozciąganie. Wnioski. Naprężenia zredukowane według zmodyfikowanego kryterium zniszczenia von Mises w ceramicznych wkładach były większe niż w kompozytowych. Wraz ze wzrostem modułu elastyczności materiałów wkładów malały naprężenia zredukowane w cemencie kompozytowym spajającym te uzupełnienia z zębami. Redukcji ulegały także naprężenia kontaktowe rozciągające i ścinające w połączeniu cementu z tkankami. Wkłady ceramiczne potencjalnie mają lepsza szczelność brzeżną niż kompozytowe. Wkłady powinny być wykonywane z materiałów o wysokim module elastyczności. B C. Around ceramic inlay F, contact tensile stresses were lower by 1.8 times and shear stresses by 1.7 times than those around the composite resin inlays of low elastic modulus B. In the enamel surrounding the distal proximal surface of the tested inlays, the stresses exceeded the tissue strength. Conclusions. The stresses of modified von Mises failure criterion in ceramic inlay were higher than those in composite resin inlays. With the increased elastic modulus of inlay materials, the values of the equivalent stress were decreasing in the luting cement. Contact tensile and shear stresses on the cement-tissue adhesive interface decreased as well. Ceramic inlays demonstrated potentially better marginal integrity than composite resin inlays. Inlays should be made of materials of a high elastic modulus. Wstęp Estetyczną odbudowę rozległych ubytków klasy II MOD w zębach tylnych można wykonać miedzy innymi za pomocą wkładów kompozytowych lub ceramicznych. Według jednych autorów, wkłady ceramiczne zachowują lepiej anatomiczny kształt powierzchni i wykazują lepszą integrację brzeżną (1, 2), a także lepiej stabilizują pozostałą strukturę zęba niż kompozytowe (3, 4). W innych badaniach stwierdzono większą szczelność uzupełnień kompozytowych (5) oraz większą wytrzymałość zębów z wkładami kompozytowymi (6, 7, 8). Jeszcze inne doniesienia wykazały, że odporność na złamania zębów z oboma wkładami estetycznymi była zbliżona (9, 10, 11), podobnie jak odporność na zmęczenie (12) i szczelność brzeżna (13). Ani wkłady kompozytowe ani ceramiczne nie przywracają początkowej odporności tkanek zębów na złamanie (7, 10, 11, 14). Dotychczasowe badania nie rozstrzygnęły, jaki materiał wkładu zapewni najlepszą wytrzymałość i szczelność odbudowie zęba. Celem pracy było porównanie naprężeń zredukowanych wg zmodyfikowanego kryterium zniszczenia von Misesa w zębach trzonowych żuchwy odbudowanych wkładami kompozytowymi i ceramicznymi oraz analiza naprężeń kontaktowych w połączeniu tych wkładów z tkankami zębów. Tworzenie modeli zębów do obliczeń MES Badanie naprężeń w zębach pierwszych trzonowych żuchwy z wkładami wykonanymi z różnych materiałów przeprowadzono metodą elementów skończonych (MES) (15). Wykonano skan powierzchni żującej zęba pierwszego trzonowego prawego żuchwy skanerem laserowym Cercon brain (DeguDent, Hanau, Germany) i przetworzono go za pomocą oprogramowania Cercon design. Zbiory Full Scan zawierające współrzędne punktów na powierzchni okluzyjnej badanego zęba wprowadzono do programu ANSYS 10 (ANSYS wersja 10; ANSYS Inc, Canonsburg, Pa). Wybrane punkty powierzchni żującej w płaszczyznach czołowych, co 0,1 mm, połączono krzywymi. Na podstawie tych linii utworzono powierzchnię okluzyjną badanego zęba. Na powierzchni bocznej zęba, wzdłuż jego długiej osi, odmierzono odcinki 1mm. Tkanki zęba zeszlifowywano o 1 mm i skanowano poszczególne przekroje poprzeczne. Na każdym skanie korony zaznaczono linię szkliwno-zębinową. Punkty na obwodzie przekrojów poprzecznych zęba i na granicy szkliwno-zębinowej wprowadzono do programu Ansys i połączono krzywymi. Na ich podstawie utworzono powierzchnie przekrojów zęba w płaszczyznach horyzontalnych. Po złączeniu tych powierzchni oraz powierzchni okluzyjnej powstała PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2008, LVIII, 1 41

B. Dejak bryła modelu zęba z wyodrębnionym szkliwem, zębiną i komorą zęba. Wokół korzeni zamodelowano ozębną o grubości 0,2 mm. W ten sposób powstał komputerowy trójwymiarowy model nietkniętego zęba trzonowego żuchwy (A) (ryc.1a). W preprocesorze programu Ansys stworzono bryłę wkładu o szerokości 3,5 mm i głębokości 2,5 mm isthmusa, z boksami o wymiarach 1,5 mm i 4,5 mm (16). Bryłę tą otoczoną warstwą 0,1 mm cementu nałożono i dodano do modelu zęba (ryc. 1b). Wykonano modele zębów z wkładami kompozytowymi właściwościach: B kompozytu True Vitality (DeMat, St.Maria, Calif), C Herculite HRV (Kerr, Orange, Calif.), D Charisma (Kulzer, Friedrichsdorf, Germany), E Z100 (3M, St. Paul, Minn.). Stworzono również model zęba F z wkładem z ceramiki leucytowej IPS Empress (Ivoclar, Vivadent AG, Schaan, Lichtenstein). Wkłady były zespolone ze strukturami zęba cementem kompozytowym o właściwościach Variolink II (Ivoclar, Vivadent AG, Schaan, Lichtenstein). Dane materiałowe Wprowadzono wartości modułów elastyczności i współczynników Poissona dla szkliwa (17), zębiny (18), ozębnej (19), kompozytu True Vitality 5,4GPa (20), Herculite HRV 9,5GPa (20), Charisma 14,1G- Pa (21), Z100 21GPa (21), ceramiki IPS Empress 65GPa (22) i cementu Variolink II 8,3 (23). Dane zestawiono w tabeli I. Przyjęto wartości wytrzymałości na rozciąganie i ściskanie dla szkliwa (24, 25), zębiny (25, 26) oraz dla materiałów kompozy- Ryc. 1. Komputerowe trójwymiarowe modele badanych zębów; a model A nienaruszony ząb pierwszy prawy trzonowy żuchwy, b model B ząb trzonowy żuchwy odbudowany wkładem koronowym. T a b e l a I. Dane materiałów użytych w modelach zębów trzonowych żuchwy odbudowanych wkładami z różnych materiałów Materiał Moduł elastyczności (GPa) Współczynnik Poisson a Wytrzymałość na rozciąganie (MPa) Wytrzymałość na ściskanie (MPa) Szkliwo 72,7 0,33 11,5 384 Zębina 18,6 0,31 105 297 Ozębna 0,05 0,45 - - Kompozyt True Vitality 5,4 0,24 32 189 Kompozyt Herculite HRV 9,5 0,24 39 246 Kompozyt Charisma 14,1 0,24 41 293 Kompozyt Z100 21 0,24 54,4 448 Ceramika IPS Empres 65 0,19 24,8 149 Cement Variolink II 8,3 0,35 45,1 178 42 PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2008, LVIII, 1

Wkłady koronowe towych: True Vitality (20), Herculite HVR (20, 27), Charisma (20), Z100 (21, 27), ceramiki IPS Empress (28) i cementu kompozytowego (29). Założono, że materiały użyte w modelu były elastyczne, homogenne, kruche, ale miały różną wytrzymałość na ściskanie i rozciąganie. Podział modeli na elementy skończone W celu dokonania obliczeń każdy model zęba podzielono na 20-węzłowe bryłowe elementy (Solid 186). W modelu zęba A użyto 24 298 elementów złączonych w blisko 35 176 węzłach, w modelach zębów z wkładami B-F było po 67 680 elementów złączonych w 91 207 węzłach. W połączeniu cementu z tkankami wokół wkładów, użyto par połączonych elementów kontaktowych Targe170 i Conta174. Utwierdzenia modeli i obciążenia Modele utwierdzono w węzłach na zewnętrznej powierzchni ozębnej korzeni zębów trzonowych żuchwy. Modele obciążono ciśnieniem o wartości 2,82MPa działającym na ich powierzchnie żujące. Obciążenie odpowiadało sile 200N działającej na ząb trzonowy żuchwy podczas miażdżenia pokarmu w fazie zamykania cyklu żucia (30). Obliczenia Symulacja kontaktowa przeprowadzona metodą elementów skończonych jest analizą nieliniową. W programie ANSYS zastosowano automatyczny podział na kroki. W modelach zębów trzonowych z różnymi wkładami obliczono składowe naprężeń (naprężenia normalne, naprężenia styczne, główne). Tkanki zębów i ceramika są materiałami, które charakteryzują się inną wytrzymałością na rozciąganie i na ściskanie. Jednym z kryteriów używanych do oceny wytężenia takich materiałów w złożonych stanach naprężeń jest zmodyfikowane kryterium von Misesa (mvm) (31). Według tego kryterium materiał ulegnie zniszczeniu, gdy wartości naprężeń zredukowanych mvm przekroczą wartość wytrzymałości tego materiału na rozciąganie. Dla każdego modelu obliczono naprężenia zredukowane mvm w szkliwie, zębinie, ceramice wkładu i cemencie. Rozkład tych naprężeń przedstawiono w postaci map w poszczególnych materiałach modeli. Maksymalne wartości naprężeń zestawiono w tabeli II. Obliczono kontaktowe naprężenia ściskające, rozciągające i ścinające w połączeniu pomiędzy cementem i tkankami wokół badanych wkładów. Przedstawiono je graficznie w postaci map na powierzchniach kontaktu wkładów z tkankami w modelach. Maksymalne wartości kontaktowych naprężeń rozciągających zestawiono w tabeli III. Naprężenia kontaktowe rozciągające porównano z wytrzymałością na rozciąganie połączenia cementu kompozytowego Variolink ze szkliwem i zębiną T a b e l a I I. Maksymalne wartości naprężeń zredukowanych według zmodyfikowanego kryterium zniszczenia von Misesa (mvm) w materiałach badanych modeli zębów trzonowych żuchwy odbudowanych wkładami koronowymi z różnych materiałów (MPa) Symbol modelu Model zęba trzonowego (z) Naprężenia mvm we wkładzie (MPa) Naprężenia mvm w cemencie (MPa) Naprężenia mvm w szkliwie(mpa) Naprężenia mvm w zębinie (MPa) A Bez wkładu - - 10,22 4,23 B E=5,4GPa 3,97 6,48 20,35 8,35 C E=9,5GPa 4,43 4,77 19,98 6,05 D E=14,1GPa 5,18 3,62 19,71 5,34 E E=21GPa 6,05 2,61 19,45 5,06 F Z wkładem ceramicznym E=65GPa 8,83 2,17 18,91 5,11 PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2008, LVIII, 1 43

B. Dejak Ryc. 2. Rozkład i wartości naprężeń zredukowanych według zmodyfikowanego kryterium von Misesa w modelu zęba odbudowanego kompozytowym wkładem koronowym B (Mpa) (maksymalne wartości oznaczone kolorem czerwonym); a w szkliwie, b w zębinie, c w kompozycie wkładu, d w cemencie kompozytowym. (32), a naprężeń kontaktowych ścinających z wytrzymałością na ścinanie połączenia cementu kompozytowego Variolink z tkankami (33). Wyniki W modelu (A) największe wartości naprężeń zredukowanych według zmodyfikowanego kryterium von Misesa (mvm) 10,22 MPa powstały w bruździe centralnej, w szkliwie. W zębinie naprężenia osiągnęły maksymalną wartość 4,23 MPa (tabela II). Naprężenia w tkankach nietkniętego zęba nie przekroczyły wytrzymałości szkliwa i zębiny na rozciąganie (24, 26). W strukturach zębów odbudowanych wkładami kompozytowymi B-E naprężenia zredukowane mvm były blisko 2 krotnie większe niż w nietkniętym zębie A (tabela II). Największe naprężenia w szkliwie wystąpiły w modelu B zęba odbudowanego kompozytowym wkładem o niskim module elastyczności. Ich maksimum 20,35MPa powstało w przydziąsłowym szkliwie, w dystalnej części zęba (rys. 2a) W zębinie naprężenia mvm dochodzące do 8,35MPa pojawiły się wzdłuż językowo-dokomorowej krawędzi ubytku (rys. 2b). W kompozytowym wkładzie B o małym module elastyczności naprężenia mvm były najmniejsze spośród badanych modeli (rys. 2c), a w kompozycie Z100 o wysokim module Young a wzrosły o 53% (tabela II). Im mniejszy był moduł elastyczności materiału wkładu tym większe naprężenia powstawały w wokół nich (tabela II). Maksymalne naprężenia za- 44 PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2008, LVIII, 1

Wkłady koronowe Ryc. 3. Rozkład i wartości naprężeń kontaktowych w połączeniu cementu kompozytowego z tkankami zęba wokół wkładu kompozytowego B (MPa); a naprężenia kontaktowe ściskające i rozciągające (naprężenia rozciągające oznaczone kolorem niebieskim), b naprężenia kontaktowe ścinające (maksymalne wartości oznaczone kolorem czerwonym). Ryc.4. Rozkład i wartości naprężeń zredukowanych według zmodyfikowanego kryterium von Misesa w modelu zęba odbudowanego ceramicznym wkładem koronowym F (MPa) (maksymalne wartości oznaczone kolorem czerwonym); a w ceramice wkładu, b w cemencie kompozytowym. obserwowano w cemencie łączącym kompozytowe uzupełnienia z zębem, blisko powierzchni żującej (ryc. 2d). Na styku cementu z tkankami, wzdłuż ścian osiowych wkładu B pojawiły się naprężenia kontaktowe rozciągające o wartości 2,468 MPa (tabela III) (ryc. 3a). Wzdłuż ściany językowej, blisko brzegu tego wkładu wystąpiły także maksymalne naprężenia kontaktowe ścinające 1,611 MPa (tabela III) (ryc. 3b). W ceramicznym wkładzie F naprężenia zredukowane mvm były ponad 2 krotnie większe niż w we wkładzie kompozytowym B (tabela II). Ich maksimum zlokalizowane zostało na krawędzi wkładu po stronie policzkowej i w bruździe centralnej (ryc. 4a). Wartości naprężeń mvm w cemencie wokół wkładu ceramicznego były 3 krotnie niższe niż w materiale łączącym zęby z wkładem kompozytowym B (tabela II) i zlokalizowane na stycznej powierzchni zęba (ryc. 4b). Naprężenia kontaktowe rozciągające w połączeniu cementu z tkankami wokół wkładu ceramicznego F były blisko 2 razy niższe niż wokół wkładu B (ryc. 5a) (tabela III). Naprężenia kontaktowe ścinające uległy redukcji o 40% (ryc. 5b) (tabela III). PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2008, LVIII, 1 45

B. Dejak Ryc. 5. Rozkład i wartości naprężeń kontaktowych w połączeniu cementu kompozytowego wokół wkładu ceramicznego F z tkankami zęba (MPa); a naprężenia kontaktowe ściskające i rozciągające (maksymalne naprężenia rozciągające oznaczone kolorem granatowym), b naprężenia kontaktowe ścinające (maksymalne wartości oznaczone kolorem czerwonym). T a b e l a I I I. Największe naprężenia kontaktowe rozciągające, ściskające i ścinające w połączeniu cementu kompozytowego z zębami trzonowymi wokół wkładów z różnych materiałów (MPa) Symbol modelu B C D E F Model zęba trzonowego z E=5,4GPa E=9,5GPa E=14,1GPa E=21GPa Z wkładem ceramicznym E=65GPa Naprężenia kontaktowe rozciągające (MPa) Naprężenia kontaktowe ściskające (MPa) Naprężenia kontaktowe ścinające (MPa) 2,46 4,27 1,61 1,56 5,10 1,42 1,49 5,61 1,29 1,40 6,18 1,16 1,34 7,82 0,96 Dyskusja Naprężenia zredukowane we wkładach rosły wraz ze wzrostem modułu elastyczności materiału tych uzupełnień (tabela II). We wkładzie ceramicznym naprężenia zredukowane według zmodyfikowanego kryterium von Mises były blisko 2krotnie większe niż we wkładach kompozytowych. W badaniu przyjęto, że kompozyty i ceramika wkładów były materiałami homogennymi i nie miały żadnych artefaktów wewnętrznych. Przy takim załażeniu, w badanym obciążeniu naprężenia w kompozytowych i ceramicznych wkładach nie przekroczyły wytrzymałości tych materiałów (20, 28). Im bardziej sztywny był wkład, tym mniejsze naprężenia zredukowane powstawały wokół niego (tabela II). W cemencie łączącym wkłady ceramiczne z tkankami naprężenia mvm były 2-3 krotnie niższe niż wokół kompozytowych wkładów (tabela II). Wraz ze wzrostem modułu elastyczności wkładów, malały także naprężenia kontaktowe rozciągające i ścinające w połączeniu cementu ze strukturami zęba (tabela III). Wokół wkładów ceramicznych naprężenia rozciągające były prawie 2krotnie mniejsze niż wokół wkładów kompozytowych o niskim module elastyczności. W badanym obciążeniu, w żadnym przypadku nie przekroczyły one wytrzymałości połączenia cementu ze szkli- 46 PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2008, LVIII, 1

Wkłady koronowe wem na rozciąganie i ściskanie (32, 33). Uzyskane wyniki są zgodne z rezultatami badań 2D MES Magne i Belser a (34), według których naprężenia w połączeniu wkładu z zębem maleją wraz ze wzrostem sztywności materiału wkładu. Zatem odbudowa zęba wkładem porcelanowym o wysokim module Young a powoduje, wzrost sztywności korony i redukuje naprężenia rozciągające na styku tkanek z wkładem. Dlatego wkład ceramiczny potencjalnie zapewnia bardziej szczelne połączenie z zębem niż wkład kompozytowy (34). Potwierdzają to kliniczne obserwacje Manhart i wsp. (1) i Thordrup i wsp. (2). Wyniki przeprowadzonych badań są sprzeczne z doniesieniami Ausiello i wsp. (35) Według tych autorów rekonstrukcja ubytku MOD ceramicznym wkładem wywołuje większe i nierównomierne naprężenia w ścianach ubytku zęba. Natomiast wokół wkładów kompozytowych naprężenia były podobnie rozłożone jak w zdrowym zębie (35). W strukturach zębów z wkładami naprężenia mvm były blisko 2-krotnie większe niż w nietkniętym zębie. Im większy był moduł elastyczności materiału wkładu tym mniejsze wartości naprężeń mvm powstały w szkliwie i w zębinie. W przydziąsłowym szkliwie, na powierzchni stycznej dalszej zębów, wokół wszystkich badanych uzupełnień, wartości naprężeń przekroczyły wytrzymałość tego materiału na rozciąganie. Cienkie szkliwo może ulec uszkodzeniu w tym miejscu, co może stać się przyczyną nieszczelności wokół wkładów. W badaniach in vitro, zarówno wkłady kompozytowe jak i ceramiczne po cyklicznych obciążeniach traciły szczelność brzeżną na powierzchniach proksymalnych (5, 36, 37, 38). Pomiędzy ceramicznymi wkładami a tkankami obserwowano powstanie mikroszczelin (39). Wnioski 1. Im większy jest moduł elastyczności materiału wkładu tym mniejsze wartości naprężeń zredukowanych zmodyfikowanego kryterium von Misesa występują w cemencie kompozytowym spajającym te uzupełnienia z zębami. Wokół wkładów ceramicznych są one 2-3 krotnie mniejsze niż wokół kompozytowych. 2. Wraz ze wzrostem modułu elastyczności materiałów wkładów maleją naprężenia kontaktowe rozciągające i ścinające w połączeniu cementu z tkankami wokół wkładów. Wkłady ceramiczne są potencjalnie bardziej szczelne niż kompozytowe. 3. Im większy jest moduł elastyczności materiału wkładu tym mniejsze wartości naprężeń zredukowanych według zmodyfikowanego kryterium von Misesa występują w tkankach zębów. Szkliwo otaczające kompozytowe i ceramiczne wkłady, w proksymalnych częściach zęba jest narażone na zniszczenie. 4. Wkłady powinny być wykonywane z materiałów o wysokim module elastyczności np. z ceramiki. Wkłady kompozytowe należy wykonywać z materiałów o module elastyczności większym od zębiny. Piśmiennictwo 1. Manhart J., Chen H., Neuerer P., Scheibenbogen- Fuchsbrunner A., Hickel R.: Three-year clinical evaluation of composite and ceramic inlays. Am. J. Dent. 2001, 14, 2, 95-99. 2. Thordrup M., Isidor F., Horsted- Bindslev P.: Comparison of marginal fit and microleakage of ceramic and composite inlays, an in vitro study. J. Dent. 1994, 22, 3, 147-153. 3. Mehl A., Kunzelmann K., Folwaczny M., Hickel R.: Stabilization effects of CAD/CAM ceramic restorations in extended MOD cavities. J. Adhes. Dent. 2004, 6, 3, 239-345. 4. Bremer B., Geurtsen W.: Molar fracture resistance after adhesive restoration with ceramic inlays or resin-based composites. Am. J. Dent. 2001, 14, 4, 216-220. 5. Soares C., Martins L., Fernandes Neto A., Giannini M.: Marginal adaptation of indirect composites and ceramic inlay systems. Oper. Dent. 2003, 28, 6, 689-694. 6. Soares C., Martins L., Pfeifer J., Giannini M.: Fracture resistance of teeth restored with indirect-composite and ceramic inlay systems. Quintessence. Int. 2004, 35, 4, 281-286. 7. St-Georges A., Sturdevant J., Swift E. Jr, Thompson J.: Fracture resistance of prepared teeth restored with bonded inlay restorations. J. Prosthet. Dent. 2003, 89, 6, 551-557. 8. Brunton P., Cattell P., Burke F., Wilson N.: Fracture resistance of teeth restored with onlays of tree contemporary tooth-colored resin-bonded restorative materials. J. Prosthet. Dent. 1999, 82, 167-171. 9. da Silva S., Hilgert L., Busato A.: Fracture resistance of resin-based composite and ceramic inlays luted to sound human teeth. Am. J. Dent. 2004, 17, 6, 404-406. 10. Cotert H., Sen B., Balkan M.: In vitro PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2008, LVIII, 1 47

B. Dejak comparison of cuspal fracture resistances of posterior teeth restored with various adhesive restorations. Int. J. Prosthodont. 2001, 14, 4, 374-378. 11. Dalpino P., Francischone C., Ishikiriama A., Franco E.: Fracture resistance of teeth directly and indirectly restored with composite resin and indirectly restored with ceramic materials. Am. J. Dent. 2002, 15, 6, 389-394. 12. Shor A., Nicholls J., Phillips K., Libman W.: Fatigue load of teeth restored with bonded direct composite and indirect ceramic inlays in MOD class II cavity preparations. Int. J. Prosthodont. 2003, 16, 64-69. 13. Dietschi D., Moor L.: Evaluation of the marginal and internal adaptation of different ceramic and composite inlay systems after an in vitro fatigue test. J. Adhes. Dent. 1999, 1, 1, 41-56. 14. Santos M., Bezerra R.: Fracture resistance of maxillary premolars restored with direct and indirect adhesive techniques. J. Can. Dent. Assoc. 2005, 71, 8, 585. 15. Zienkiewicz O., Tylor R.: Finite element method. Volume1. The basis. Wyd 5. Oxford. Butterworth-Heinemann. 2000, p. 87-110. 16. Banks R.: Conservative posterior ceramic restorations. A literature review. J. Prosthet. Dent. 1990, 63, 619-626. 17. Habelitz S., Marshall S., Marshall G., Balooch M.: Mechanical properties of human dental enamel on the nanometre scale. Arch. Oral. Biol. 2001, 46, 2, 173-183. 18. Craig R., Peyton F.: Elastic and mechanical properties of human dentin. J. Dent. Res. 1958, 37, 710-718. 19. Rees J., Jacopsen P.: Elastic modulus of the periodontal ligament. Biomaterials 1997, 18, 14, 995-999. 20. Eldiwany M., Powers J., George L.: Mechanical properties of direct and postcured composites. Am J. Dent. 1993, 6, 5, 222-224. 21. Willems G., Lambrechts P., Braem M., Celis J., Vanherle G.: A classification of dental composites according to their morphological and mechanical characteristics. Dent. Mater 1992, 8, 310-319. 22. Albakry M., Guazzato M., Swain M.: Biaxial flexural strength, elastic moduli, and x-ray diffraction characterization of three pressable all-ceramic materials. J. Prosthet. Dent. 2003, 89, 4, 374-80. 23. Magne P., Perakis N., Belser U., Krejci I.: Stress distribution of inlay-anchored adhesive fixed partial dentures. A finite element analysis of influence of restorative materials and abutment preparation design. J. Prosthet. Dent. 2002, 87, 516-527. 24. Giannini M., Soares C., Carvalho R.: Ultimate tensile strength of tooth structures. Dent. Mat. 2004, 20, 322-329. 25. Craig R., Powers J., Wataha J.: Materiały stomatologiczne. Wyd. 1, Urban & Partner, Wrocław 2000, p. 22-24. 26. Sano H., Ciucchi B., Matthews W., Pashley D.: Tensile properties of mineralized and demineralized human and bovine dentin. J. Dent. Res. 1994, 73, 1205-1211. 27. Lee S., Greener E.: Effect of excitation energy on dentine bond strength and composite properties. J. Dent. 1994, 22, 175-181. 28. Leone E., Fairhurst C.: Bond strength and mechanical properties of dental porcelain enamels. J. Prosthet. Dent. 1967, 18, 22, 155-159. 29. White S., Yu Z.: Compressive and diametral tensile strengths of current adhesive luting agents. J. Prosthet. Dent. 1993, 69, 568-572. 30. Gibbs C., Mahan P., Lundeen H., Brehnan K., Walsh E., Holbrook W.: Occlusal forces during chewing and swallowing as measured by sound transmission. J. Prosthet. Dent. 1981, 46, 443-449. 31. De Groot R., Peters M., De Haan Y., Dop G., Plasschaert A.: Failure stress criteria for composite resin. J. Dent. Res. 1987, 66, 12, 1748-1752. 32. Hikita K., Van Meerbeek B., De Munck J., Ikeda T., Van Landuyt K., Maida T., Lambrechts P., Peumans M.: Bonding effectiveness of adhesive luting agents to enamel and dentin. Dent Mater. 2007, 23, 1, 71-80. 33. Abo-Hamar S., Hiller K., Jung H., Federlin M., Friedl K., Schmalz G.: Bond strength of a new universal self-adhesive resin luting cement to dentin and enamel. Clin. Oral. Investig. 2005, 9, 3, 161-167. 34. Magne P., Belser U.: Porcelain versus composite inlays/ onlays, effect of mechanical loads on stresses distribution, adhesion and crown flexure. Int. J. Periodontics. Restorative. Dent. 2003, 23, 6, 543-555. 35. Ausiello P., Rengo S., Davidson C., Watts D.: Stress distributions in adhesively cemented ceramic and resin-composite Class II inlay restorations, a 3D FEA study. Dent. Mater. 2004, 20, 862-872. 36. Soares C., Celiberto L., Dechichi P., Fonseca R., Martins L.: Marginal integrity and microleakage of direct and indirect composite inlays, SEM and stereomicroscopic evaluation. Pesqui. Odontol. Bras. 2005, 19, 4, 295-301. 37. Peixoto R., Poletto L., Lanza M., Buono V.: The influence of occlusal finish line configuration on microleakage of indirect composite inlays. J. Adhes. Dent. 2002, 4, 2, 145-150. 38. Gerdolle D., Mortier E., Loos-Ayav C., Jacquot B., Panighi M.: In vitro evaluation of microleakage of indirect composite inlays cemented with four luting agents. J. Prosthet. Dent. 2005, 93, 6, 563-570. 39. Isidor F., Brondum K.: A clinical evaluation of porcelain inlays. J. Prosthet. Dent. 1995, 74, 2, 140-144. Zaakceptowano do druku: 15.XI.2007 r. Adres autorki: 92-213 Łódź, ul. Pomorska 251. Zarząd Główny PTS 2008. 48 PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2008, LVIII, 1