Received: June 26, 2013, Revised: August 18, 2013, Accepted: August 21, 2013 ISSN 1598-4478 (Print) / ISSN 2233-7679 (Online)
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Correspondence to: Jae-Hong Kim
Department of Health Science Specialized in Dental Laboratory Science and Engineering, Graduate School, Korea University, 161, Jeongneung-ro, Seongbuk-gu, Seoul 136-703, Korea
Tel: +82-2-940-2762, Fax: +82-2-909-3502, E-mail: [email protected] Copyright © 2013 by the Korean Society of Dental Hygiene Science
Lithium Disilicate (IPS e.max CAD) 코어와 전장 도재 사이의 전단결합강도에 관한 연구
김기백ㆍ김재홍
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고려대학교 일반대학원 보건과학과 치의기공전공
A Study on the Shear Bond Strength of Veneering Ceramics to the Lithium Disilicate (IPS e.max CAD) Core
Ki-Baek Kim and Jae-Hong Kim †
Department of Health Science Specialized in Dental Laboratory Science and Engineering, Graduate School, Korea University, Seoul 136-703, Korea
The purpose of this study was to investigate the shear bond strength between various commercial all-ceramic system core and veneering ceramics, and evaluate the clinical stability by comparing the conventional metal ceramic system. The test samples were divided into three groups: Ni-Cr alloy (metal bond), yttria-stabilized, tetragonal zirconia polycrystal (Y-TZP) (zirconia bond), lithium disilicate (lithium disilicate bond). The veneering porcelain recommended by the manufacturer for each type of material was fired to the core. After firing, the specimens were subjected to shear force in a universal testing machine. Load was applied at a crosshead speed of 0.50 mm/min until failure. Average shear strengths (mega pascal) were analyzed with a one-way analysis of variance and the Tukey test (α=0.05). The mean shear bond strength±SD in MPa was 44.79±2.31 in the Ni-Cr alloy group, 28.32±4.41 in the Y-TZP group, 15.91±1.39 in the Lithium disilicate group. The ANOVA showed a significant difference among groups (p＜0.05). None of the all-ceramic system core and veneering ceramics could attain the high bond strength values of the metal ceramic combination.
Key Words: Dental computer-aided design and computer-aided manufacturing, Lithia disilicate, Bond strength, Zirconium oxide
서 론
심미적인 치아 보철치료에 대한 환자들의 요구가 높아지 면서 최근 금속도재관에 비해 심미적이고 제작이 간단한 전 부도재관이 임상에서 널리 사용되고 있다. 전부도재관은 금 속도재관에 비하여 도재가 갖는 투명성으로 인해 보다 자연 치와 유사하게 표현되는 뛰어난 심미성과 생체 친화성, 생 체 안정성, 화학적 안정성, 높은 압축강도, 치아와 비슷한 열 팽창계수를 갖는 등 여러 가지 장점이 있어 임상 치과 영역 에서 관심이 집중되고 있다 1,2) . 더불어 computer-aided
design and computer-aided manufacturing (CAD/CAM) 기술의 발달은 높은 기계적 강도와 생체 적합성을 갖는 전 부도재수복물의 사용을 더욱 증가시킬 수 있는 가능성을 열 어주고 있다. CAD/CAM 시스템의 발전으로 치과기공소를 거치지 않고 당일 수복이 가능하게 되어 빠른 치료를 원하 는 환자들의 높은 관심을 받고 있다. 특히 CEREC system (Sirona Dental system GmbH, Bensheim, Germany)을 이 용한 전부도재수복물의 제작은 그 과정을 단순화시킴으로 써 효율적일 뿐만 아니라 신뢰할 만한 결과를 보여준다 3) .
2006년 Ivoclar Vivadent사(Amherst, NY, USA)에서 전
Group Material
Manufacturer
Core Veneer
MB Bellabond plus Ni-Cr alloy Vita VM13 BEGO, Bremen, Germany
Vita Zahnfabrik, Bad SäCkingen, Germany
ZB IPS e.max ZirCAD IPS e.max Ceram A2 Ivoclar Vivadent, Schaan, Liechtenstein
LB IPS e.max CAD LT IPS e.max CAD Crystall Add On Ivoclar Vivadent, Schaan, Liechtenstein MB: metal bond, ZB: zirconia bond, LB: lithium disilicate bond.
Table 1. List of Materials (N=10)
부도재 보철물에 사용되는 재료로 lithum disilicate ceramic 을 치과 시장에 선보였다. 오늘날 치과의사와 환자의 요구 조건에 부합한 강도와 심미성이 우수하기에 널리 치과 보철 물로 제작되고 있다. Lithum disilicate ceramic는 ingot의 형태로 press fit (IPS e.max Press; Ivoclar Vivadent, Amherst, NY, USA)으로 전부도재 하부구조물로 제작되기 도 하며, block의 형태는 치과 CAD/CAM system (IPS e.max CAD; Ivoclar Vivadent, Amherst, NY, USA)을 통 해 절삭하여 치과 보철물로 제작된다 4,5) . Block 형태로 시판 되는 IPS e.max CAD (Ivoclar Vivadent, Schaan, Liech- tenstein)는 한번의 CAD/CAM 작업으로 제작되므로 치과 기공소 작업과정이 없고, 최소 삭제량으로 치아의 교합력에 견딜 수 있는 충분한 강도를 지녔으며, 심미적이고 제작 과 정의 간소화로 임상에서의 활용도가 증가되고 있다 6) . CEREC system으로 제작된 단일구조 전부도재관은 공장에 서 생산된 절삭 가능형의 단일 구조 세라믹 블록을 사용하 는데, 강화된 물리적 성질로 파절에 대한 저항성이 높지만 심미성이 떨어지며, 절삭(milling)으로만 제작되기에 정밀 한 보철 수복물의 완성도는 떨어지게 마련이다. 이러한 결 점을 보완하고 정밀한 보철 수복물의 완성과 인접 자연치아 와의 조화를 위해 전장도재의 축조가 필요하다 7) . 그리하여 치경부나 접촉면의 최종보철물 형태를 보완하기 위해 IPS e.max CAD Crystall/Add On (Ivoclar Vivadent, Schaan, Liechtenstein)을 사용한다.
전부도재관의 코어와 전장도재 계면의 결합실패는 임상 연구에서 많이 보고되고 있으며, 특히 이중구조 치과용 지 르코니아 전부도재관은 코어는 파절되지 않고 전장도재만 떨어져 나가는 파절양상이 대부분인 것으로 보고되고 있고, lithium disilicate의 경우 코어나 전장도재의 파절이 실패의 주 원인이었다 8,9) . 코어와 전장도재간의 실패가 발생하는 원 인으로는 첫째로, 구조적인 미세균열로 인해 일어난다. 치 과용 세라믹은 구조적으로 탄성 에너지를 흡수하는 능력에 제한적이기 때문에 미세균열이 있는 경우 비교적 낮은 외력 에도 파절될 수 있다. 또한 코어와 전장도재 간의 상이한 열
팽창계수에 의해 발생되고, 전장도재의 firing shrinkage, 열 혹은 stress에 의해 야기되는 계면에서의 결정입자의 변형 등이 실패의 원인이 될 수 있다 10) . 따라서 전부도재관의 장 기간의 안정적인 결과를 얻기 위해서는 전장도재간의 결합 력이 중요하지만 아직까지 lithium disilicate로 제작된 코어 와 전장도재 간의 전단결합 강도에 대한 연구는 극히 드물다.
이에 본 연구의 목적은 치과 임상 분야에서 적용되고 있 는 2종의 치과용 세라믹 코어와 전장도재 사이의 전단결합 강도를 측정하고, 전통적인 금속도재관의 결합강도 결과값 을 토대로 상대적 비교 평가의 자료로 활용하고자 한다.
재료 및 방법
1. 연구재료
1) 실험 재료
전부도재관 코어재료인 반 소결된 zirconia block (IPS e.max ZirCAD; Ivoclar Vivadent, Schaan, Liechtenstein) 과 lithium disilicate ceramic block (IPS e.max CAD LT;
Ivoclar Vivadent, Schaan, Liechtenstein)를 이용하였다. 금 속도재관 코어재료인 비귀금속 합금 Ni-Cr base metal alloy (Bellabond Plus; BEGO, Bremen, Germany)를 사용 하였다. 금속도재군(metal bond, MB)을 대조군으로 지정하 였고, 실험군은 지르코니아군(zirconia bond, ZB)과 lithi- um disilicate군(lithium disilicate bond, LB)으로 분류하였 다(Table 1).
2) 시편 제작
(1) 금속도재관(MB) 시편 제작
1975년 Schmitz와 Schulmeyer 11) 의 연구에서 사용된 시
편의 모양을 참고하여 자체 제작한 실리콘 몰드를 이용하여
가로 5 mm, 세로 5 mm, 높이 13 mm가 되도록 pattern resin
(GC Corporation, Tokyo, Japan)으로 직사각기둥 시편을
제작하였다. 이를 통상적인 방법으로 매몰, 소환, 주조하였
Fig. 1. Schematic diagram shows experimental setup and spe- cimen.
Fig. 2. Experimental setup and shear bond test in universal test- ing machine (Model 3345; Instron, Canton, MA, USA). Z: speci- men zig, C: core, V: veneer.
Shear bond
strength (MPa) = Maximum applied force (N) Bonded cross-sectional area (mm 2 ) 으며, 절단용 디스크를 사용하여 시편을 분리시키고 절단면
을 부드럽게 다듬은 후, 모든 시편의 표면에 400, 600 grit silicone carbide 연마지(Buehler Ltd., Lake Bluff, IL, USA)로 균일하게 표면을 연마하였다.
(2) 전부도재관(ZB, LB) 시편 제작
금속도재관 시편과 동일한 모양으로 직사각기둥 시편을 제작하였다. ZB군은 블록의 수축률을 고려하여 최종 소성 후 가로 5 mm, 세로 5 mm, 높이 13 mm가 되도록 반소결 상 태의 지르코니아 블록을 low speed diamond disc를 이용하 여 절단하였다. 완전 소결 과정은 CEREC in-lab system (Sirona, Bensheim, Germany)의 전용 퍼니스(in-Fire, Sirona)에서 제조사의 지시사항에 의거하여 시행하였다.
LB군은 IPS e.max CAD LT block (Ivoclar Vivadent, Schaan, Liechtenstein)을 CEREC MCXL milling machine (Sirona)으로 작업하여 총 10개의 lithium disilicate ceramic core를 제작하였다. Milling된 blue stage의 도재관 을 furnace (P300; Ivoclar Vivadent, Schaan, Liechten- stein)에서 850 o C로 약 30분 동안 소성하여 결정화 과정 (crystalization)을 거쳐 완성하였다. 완성된 전부도재관 시 편은 400, 600 grit silicon carbide 연마지(Buehler Ltd.)를 이용하여 금속시편과 같은 형태로 맞추었으며, 초음파 세척 기에서 10분 세척 후 건조하였다.
(3) 도재 축성
시편마다 동일한 접촉면과 크기를 갖는 도재 축성을 위해 실리콘 몰드를 제작하여 각각 시편에 전장도재를 축성하였 다. 금속도재관 전장도재는 VITA VM13 (Vita Zahnfabrik,
Bad Säckingen, Germany)을 이용하였고, 전부도재관 전장 도재는 지르코니아(IPS e.max Ceram; Ivoclar Vivadent, Schaan, Liechtenstein), lithium disilicate (IPS e.max CAD Crystall/Add On)로 각각 축성하였다. 도재의 수축량을 감 안하여 모든 시편을 약 2회에 걸쳐서 제조사의 소성 스케줄 에 의거하여 최종적으로 전장도재가 가로 4 mm, 세로 5 mm, 높이 4 mm의 직사각기둥의 형태가 되도록 조정하였 고 연마작업으로 마무리하였다. 한 명의 숙련된 치과기공사 가 작업하고, 450∼900 o C 소성온도로 제조사의 지시에 따 라 소성하였다(Fig. 1).
2. 연구방법
1) 전단결합강도 측정
하중이 코어와 전장도재 사이의 접착면과 동일한 방향으 로 전달되도록 전단결합강도 측정용 지그에 고정한 뒤, 전단 결합강도 측정기 universal testing machine (Model 3345;
Instron, Canton, MA, USA)을 이용하여 crosshead speed 0.5 mm/min로 파절이 일어날 때까지 전단력을 가하여 최대 적용력(N)을 측정하고 다음의 식을 이용하여 전단결합강도
(MPa)를 계산하였다(Fig. 2).
2) 파절면 관찰
전단결합강도 측정 후 파절면 양상을 알아보기 위해 세라 믹의 단면을 실체현미경(KH-7700; Hirox, Tokyo, Japan) 을 이용하여 관찰하였다.
3) 통계분석
전단결합강도의 평균과 표준편차를 계산하고, 각 군의 결
합강도간의 유의성을 검증하기 위해 SPSS 12.0 통계처리
Group
MB ZB LB
1 46.18 28.87 14.96
2 48.89 29.43 13.43
3 44.86 27.96 17.67
4 43.11 26.62 15.81
5 45.89 24.15 17.18
6 43.12 31.67 15.36
7 40.17 27.35 16.23
8 45.87 37.77 14.32
9 44.88 28.26 17.22
10 44.97 21.13 16.95
Mean±SD 44.79±2.31
a28.32±4.41
b15.91±1.39
ba,b
Data with the different letters are significantly different at 0.05 significance level.
MB: metal bond, ZB: zirconia bond, LB: lithium disilicate bond.
Table 2. Mean of Fracture Strength and Standard Deviation (MPa)
Material Sum of square Mean square Degree of freedom F-ratio p-value
Between groups 4,198.101 2 2,099.051 235.425 0.001
Within group 240.732 27 8.916 - -
Sum 4,432.833 29 - - -
Table 3. Result of one-way ANOVA Data of Shear Strengths
Fig. 3. Stereoscopic microscope image shows fractured surfaces of specimens. (A) Metal bond group, (B) zirconia bond group, (C) lithium disilicate bond group.
프로그램(SPSS Inc., Chicago, IL, USA)을 사용하여 일원 분산분석(one-way ANOVA)을 통해 시행하였고, 집단 간 의 차이를 다중비교분석의 하나인 Tukey's honestly signi- ficant difference test 방법을 통해 사후분석하였다. 제1종 오류의 수준은 0.05로 정하였다.
결 과
1. 전단결합강도
각 실험군의 평균 전단결합강도와 표준편차는 Table 2와
같다. 금속도재관(MB) 대조군에서는 44.79±2.31 MPa, 지 르코니아 전부도재관(ZB) 실험군은 28.32±4.41 MPa, lithium disilicate 전부도재관(LB) 실험군은 15.91±1.39 MPa로 나타났다. 평균 전단결합강도는 MB군, ZB군, LB 군 순으로 컸다. 각 실험군 전단결합강도에는 통계적으로 유의한 차이가 있었다(p＜0.05, Table 3). 각 집단 간의 유의 한 차이를 본 결과, ZB군과 LB군 간에만 유의한 차이를 보 이지 않았고, 나머지 집단 간에는 유의한 차이를 보였다(p
＜0.05).
2. 파절양상
MB 대조군에서는 주로 접착성 파절(adhesive failure)양 상이 관찰되었으며, ZB와 LB 실험군에서는 혼합형 파절 (mixed failure)의 양상을 보였다. 모든 실험군에서 응집성 파절(cohesive failure)은 발견되지 않았다(Fig. 3).
고 찰
환자들의 심미성에 대한 기대와 수요가 증가함으로써 점
차 귀금속 및 비귀금속을 포함하지 않은 수복물에 대한 요
구가 증가하고 있다. 또한 최근 들어서 전부도재수복물의
적용범위가 넓어지면서 전치부를 전부도재 수복물로 수복
하거나, 심지어 구치부까지 수복하는 경우가 증가하고 있
고, 이에 따라 강도가 개선된 도재 수복용 재료가 등장하고
있다 12) . 더불어 치과 CAD/CAM 기술의 발달은 높은 기계
적 강도와 생체 적합성을 갖는 전부도재관의 사용을 더욱
증가시킬 수 있는 가능성을 열어주고 있다. 현재 사용 중인
대표적인 전부도재관은 열가압성형 방법을 이용하는 유리- 세라믹의 전부도재, 슬립성형을 이용한 알루미나 강화 전부 도재, 치과 CAD/CAM의 지르코니아 및 lithium disilicate 계열 전부도재 수복물 등이 있다 13) .
새로운 전부도재관 시스템의 코어-전장도재의 결합강도 와 실패양상에 대한 정보는 전부도재관의 임상 적용 시 내 구성을 예측하는 데 도움을 준다 14) . 이는 접착된 두 가지 재 료가 분리될 때까지 전단력을 가하여 최대 적용력을 횡단면 적으로 나누어 결합력을 계산하는 것으로, 비교적 간단하고 결과를 빠르게 얻을 수 있는 장점이 있다. 따라서 보다 정확 한 결과를 얻기 위해서는 시편의 형태, 하부구조물과 전장 도재 사이의 접촉면적, 전단결합강도 측정 시 사용되는 응 력이 접촉면을 누를 때의 속도 등을 고려한 실험설계가 중 요하다.
금속도재관의 경우 적절한 코어와 전장도재의 전단결합 강도는 25 MPa 이상을 적당한 결합이라고 보며 15) , 지르코 니아 전부도재관은 실험장비, 전장 도재의 열팽창계수 차이 및 표면조건에 따라 3.4∼61 MPa 7) 로 다양하게 나타난다고 발표하였으며, glass ceramic과 glass infiltrated alumina ceramic의 전단 결합강도는 23∼41 MPa이 사용 가능한 전 단결합강도라고 보고하였다 16) . 또한 2005년에 Derand 등 17) 의 연구에 의하면 임상적으로 받아들여지는 전부도재관의 전단결합강도는 20∼40 MPa 정도로 보고하였다.
이를 기준으로 본 연구의 결과를 살펴보면 금속도재관 대 조군(MB군)은 40∼48 MPa의 분포를 보였다. 다른 여러 연 구의 수치를 비교하였을 때 적정한 전단결합강도를 나타내었 지만, 금속도재 간 전단결합실험에 대한 2011년 Ishibe 등 18) 의 연구에 의하면 하부 물질과 전장도재 간 순수한 전단력 을 가하기는 어렵다는 것을 지적했다. 응력은 세라믹의 말 단 지점에 불연속적인 형태로 존재하고, 하부물질과 세라믹 간에 열수축계수의 부조화에 의한 계면 간 잔존응력이 존재 하게 된다고 한다. 또한 De melo 등 19) 의 연구에서는 전단결 합강도는 합금의 조성과 열팽창계수, 그리고 산화막 두께와 같은 다양한 실험요소에 의해 오차가 발생된다고 하였기에 본 실험 결과를 뒷받침할 수 있다.
전부도재관 실험군(ZB, LB군)은 21∼31 MPa, 13∼17 MPa 범위의 전단결합강도를 보였고, 두 실험군 모두 혼합 형 파절양상을 나타내었다. 이와 같은 파절양상은 Aboushelib 등 7) 의 결과와 유사한 결과를 보였다. 또한 ZB군은 임상적 으로 받아들여지는 전단결합강도 범위(20∼40 MPa) 내 분 포를 보였으나, LB군은 임상허용 범위에 못 미치는 경향을 나타냈으며 통계적으로 유의한 차이를 보이지 않았다(p＞
0.05). Lithium disilicate 전부도재관의 경우는 임상허용 최
소 전단결합강도 결과는 발표된 바 없지만, Dundar 등 16) 의 glass ceramic 결합강도 연구결과에 비추어 볼 때 임상에서 사용하기엔 부족한 수치를 나타내었다. 결합강도에 영향을 주는 인자는 하중속도, 응력분산유형, 두께 비율, 결합면의 길이와 넓이 등 20) 다양하기 때문에 실험실에서 측정한 전단 결합강도의 절대치를 임상적 결과로 확대 해석하기에는 다 소 무리가 있으므로, 상대적 비교 평가의 자료로 활용되어 야 할 것으로 생각된다 21) . 또한 전단결합강도 시험은 비교적 간단하고 결과를 빠르게 알 수 있지만, 반면 결과를 직접 추 정할 수 없고, 편차가 크다는 것을 고려해야 한다.
본 실험에서 사용한 시편은 임상적인 치과 보철물의 형태 를 반영하지 못했으며, 구강 내 상황을 감안하지 못한 한계 점도 있다. 좀 더 유효한 결과를 얻기 위해서는 구강 내 환경 을 재현한 실험연구나 임상연구가 필요할 것으로 판단된다.
요 약
본 연구는 심미 치과보철물에 사용되는 지르코니아, li- thium disilicate 코어와 전장도재 사이의 전단결합강도를 측정하고, 금속도재관을 대조군으로 설정하여 비교하였다.
직사각기둥 모양의 시편을 각각 10개씩 제작하여 코어와 전 장도재 사이의 전단결합강도를 측정한 후 파절면의 양상을 실체현미경을 통해 관찰하였다. 제한된 조건하에 시행된 실 험을 통하여 심미보철 분야에 널리 적용되고 있는 치과용 세라믹 코어의 전단결합강도를 확인하였으며, 측정 후 비교 분석된 결과는 다음과 같다.
2종의 치과용 세라믹 코어와 전장도재 간에 전단결합강 도는 금속도재관의 전단결합강도와 유의한 차이가 있었다 (p＜0.05). 본 실험 결과를 토대로 ZB군은 임상적으로 받아 들여지는 전단결합강도 범위 내 분포를 보이지만, LB군은 임상허용 범위에 못 미치는 결과값을 보였다. 금속도재관과 달리 지르코니아, lithium disilicate 전부도재관은 모두 혼 합형 파절양상을 보였다.
결론적으로 전단결합강도 실험에 사용된 시편이 임상적
인 치과보철물의 형태와는 달리 실험을 위한 시편의 형태로
제작되어 임상적 결과를 반영하지 못했으며 구강 내의 상황
과도 다르다는 한계점을 가지고 있다. 추후에는 이를 보완
하여 치과보철물과 유사한 형태의 시편을 이용한 전단결합
강도의 측정과 구강 내 조건을 고려한 추가 실험이 필요하
다고 생각된다.
References
