Біомеханічні аспекти відновлення зубів, пролікованих ендодонтично: систематичний огляд літератури - Частина 1. Склад, мікро- та макроструктурні зміни

Didier Dietschi, Olivier Duc, Ivo Krejci, Avishai Sadan

Специфічні біомеханічні зміни, пов'язані з втратою вітальності зуба та ендодонтичного лікування, є суперечливими для практикуючого лікаря і підхід до них неоднозначний. Мета першої частини цього огляду літератури полягає в представленні огляду сучасних знань про структурні зміни і стан після ендодонтичного відновного лікування. Основний пошук містив у собі систематичний огляд бази даних PubMed/Medline за період 1990-2005 рік, з використанням окремих або комбінованих ключових слів для отримання найповнішого списку літератури; завершенням огляду стало ознайомлення з посиланнями на відповідні джерела. Повідомлялося тільки про незначні зміни у вологості тканин та їхньому складі, пов'язані з втратою вітальності або ендодонтичним лікуванням. Доведено, що втрата вітальності з подальшим правильним ендодонтичним лікуванням обмеженою мірою впливає на біомеханічну поведінку зуба. І навпаки, міцність зуба знижується пропорційно до втрати коронкової частини зуба через каріозні ушкодження або відновлювальне лікування. Таким чином, найкращий сучасний підхід під час реставрації ендодонтично вилікуваного зуба - це:

1. знизити втрату тканин, особливо в пришийковій зоні, так, щоб можна було створити ферул-ефект,

2. використовувати адгезивну підготовку як на кореневій, так і на коронковій частині для зміцнення структури зуба, що залишилася, та оптимізації стабільності й утримання реставрації, а також

3. використовувати штифт і куксу з матеріалу з фізичними властивостями, близькими до натурального дентинту

Ключові слова: ендодонтичне лікування, девітальний зуб, штифт і кукса, біомеханіка зуба, міцність зуба.

Біомеханічні порушення відновлених девітальних зубів сьогодні, як і раніше, є критичною проблемою в реставраційній та ортопедичній стоматології. Крім простих ендодонтичних або ортопедичних ускладнень, такі порушення пов'язані з мікропідтіканням, рецидивувальним каріозним ураженням, тріщинами і переломами кореня. У такій ситуації, як мінімум, потрібна заміна реставрації, або ж зуб неминуче підлягатиме видаленню. Рішення лікарів щодо вибору матеріалів або реставраційної техніки ускладнюється через велику кількість наявних варіантів; насправді, майже кожен стоматологічний матеріал досі використовували для реставрації ендодонтично вилікуваних зубів, із застосуванням прямої або непрямої техніки. Ба більше, відповідна література вказує на відсутність прийнятих клінічних стандартів і консенсусу щодо оптимального способу відновлення девітальних зубів. Насправді великий вибір методів оцінки призводить до суперечливих висновків, головним чином через те, що протоколи дослідження зазвичай вивчають лише один з аспектів поведінки реставрації або мають низьку методологічну якість. У цій царині, як і в багатьох інших галузях стоматології, необхідний систематичний огляд наявної літератури, щоб допомогти лікареві в ухваленні науково обґрунтованого рішення про лікування.

Мета першої частини огляду полягає в тому, щоб наголосити на складі та структурних змінах, що виникають унаслідок втрати життєздатності пульпи, проведення ендодонтичного лікування та виконання різноманітних реставрацій; об'єднані результати й висновки найактуальніших досліджень, проведених in vitro, призведуть до основних рекомендацій щодо вибору матеріалу та методу лікування девітальних зубів.

Метод перевірки

Стратегія пошуку включала огляд бази даних PubMed/Medline для стоматологічних журналів, з використанням таких основних ключових слів: девітальний зуб/зуби, ендодонтично лікований зуб/зуби, депульпований зуб/зуби, штифт і кукса, відновлення опори, ендокоронки і кореневий дентин. Ці основні ключові слова використовували окремо або в поєднанні з другорядними ключовими словами: літературний огляд, опір руйнуванню, адгезія, циклічне навантаження, втома та аналіз методом кінцевих елементів. Систематичний огляд охоплював літературу в періоді з 1990 по 2005 рік. Ознайомлення з посиланнями на відповідні документи (посилання на посилання) завершило огляд. Кілька старих, але основних посилань були витягнуті з бази даних літератури і навмисно включені в цей огляд. Звіти та висновки окремих досліджень були класифіковані та проаналізовані відповідно до досліджуваних параметрів або гіпотез:

Склад дентину
Фізичні характеристики дентину або реставраційного матеріалу
Опір на злам, жорсткість зуба та інші монотонні механічні випробування
Моделювання напруги з використанням поляризаційно-оптичних досліджень та аналізу методом кінцевих елементів.

БІОМЕХАНІЧНІ ЗМІНИ, ПОВ'ЯЗАНІ З

ВТРАТОЮ ЖИТТЄЗДАТНОСТІ ПУЛЬПИ ЗУБА АБО ЕНДОДОНТИЧНИМ ЛІКУВАННЯМ

Зміни в біомеханічних характеристиках зуба після ендодонтичного лікування можуть бути пов'язані з перетвореннями, які відбуваються в різних структурах зуба: тканинний склад, мікро- і макроструктура дентину і будова зуба.

Склад тканини

Втрата вітальності супроводжується зміною вмісту вологи в зубах, що має незначний вплив на модуль Юнга і пропорційну межу. Однак, міцність на стиск і розтягнення не пов'язані зі зміною вмісту води в зубі. Втрата вологи (9%) пов'язана зі змінами, що відбуваються у вільній воді, але не у зв'язаній воді. Тільки одне дослідження не показало жодної різниці у вмісті вологи між вітальним і девітальним зубом. Жодних відмінностей не було виявлено в поперечних зв'язках колагену вітального і девітального дентину. Інших ознак хімічних змін у результаті видалення пульпи зуба немає.

Гіпохлорит натрію і хелати, такі як етилендіамінтетраоцтова кислота (ЕДТА), циклогексан-діамінтетра-оцтова кислота (ЦДТА) та етиленглікольдіамінтетраоцтова кислота (ЕГТА), а також гідроксид кальцію зазвичай використовуються для зрошення каналів та їхньої дезінфекції, взаємодіючи з кореневим дентином, або з мінеральним компонентом (хелати), або з органічним субстратом (гіпохлорит натрію). Хелати за допомогою комплексоутворення здебільшого зв'язують кальцій, а також впливають на некологенові білки, що призводить до ерозії дентину та його розм'якшення. Гіпохлорит натрію чинить протеолітичну дію. Припускають, що він фрагментує довгі пептидні ланцюги, наприклад, колаген.

Фізичні характеристики дентину

Мікротвердість та еластичність перитубулярного та інтертубулярного дентину є різними, а також на них впливає розташування в межах зуба (зміни спостерігаються від дентиноемалевого з'єднання до плащового дентину); перитубулярний дентин має модуль пружності 29,8 ГПа, тоді як цей показник в інтертубулярного дентину коливається в межах 17,7 ГПа, (близько до пульпи) і 21,1 ГПа (близько до поверхні).

Більша частина дентину, якщо не вся, стає менш твердою в міру наближення до пульпи. Це може бути пов'язано зі зміною твердості інтертубулярного дентину.

Раніше вважалося, що модуль пружності дентину коливається від 16,5 до 18,5 ГПа. Однак нещодавні вимірювання Модуля Юнга з використанням нового оптичного вимірювального приладу дали нижчі значення (10,4 ± 2,9 ГПа); крім того, огляд літератури Kinney та ін. повідомив про великі варіації модуля пружності дентину. Відмінності також були виявлені між статичними (8,6 ± 0,86 ГПа) і динамічними (від 14,3 до 15,8 ГПа) вимірами модуля пружності. Різниця в кількості та діаметрі дентинних трубочок усередині зуба призводить до змін у мінеральній щільності, а також до відмінностей у властивостях дентину. Насправді Pashley та ін. представили низку значень твердості дентину, які були обернено пропорційні щільності дентинних канальців. Вимірювання ультра мікровдавлювання також показали вищі значення твердості та модуля пружності при впливі сил, паралельних канальцям, а не перпендикулярних. Максимальна міцність і міцність на стиск різняться залежно від орієнтації канальців. Межу міцності на розтягнення людського дентину оцінювали прямим розтягуванням і діаметральним випробуванням. Межа міцності під час розтягування була найменшою, коли сила розтягування була паралельною до орієнтації канальців, показуючи вплив мікроструктури дентину й анізотропії тканини. Література, тим не менш, не встановлює можливого впливу тканинного дозрівання/старіння і пов'язаного з ними зменшення діаметра і кількості канальців на фізичні властивості дентину.

Відмінності в мікрозначеннях твердості між вітальним і девітальним дентином симетричних зубів через 0,2-10 років були відсутні або були незначними. У літературі не підтримується широко поширена думка про те, що девітальний дентин стає особливо слабким і ламким. Також вважається, що прогресуюче зменшення об'єму пульпи, заміна первинного дентину вторинним або третинним, може стати причиною зниження стійкості до руйнування в результаті старіння девітальних зубів; це припущення також не підтверджується або навіть не оцінюється в літературі.

Як згадувалося раніше, продукти, що використовуються для іригації та дезінфекції каналів, взаємодіють з мінеральним і органічним вмістом, а потім значно знижують модуль пружності дентину, міцність на вигин і мікротвердість. І навпаки, дезінфікуючі засоби, такі як евгенол і формокрезол, збільшують міцність дентину на розтягнення завдяки коагуляції білка та хелатуванню за допомогою гідроксиапатиту (евгенол); однак твердість не зазнає впливу під час обробки останніми продуктами.

Міцність на злам і жорсткість зуба

Основні зміни в біомеханіці зубів пов'язані з втратою тканини після каріозного процесу, перелому або препарування порожнини, включно з порожниною доступу перед ендодонтичним лікуванням. Втрата структури зубів під час препарування порожнини з використанням консервативного доступу впливає на жорсткість зубів лише на 5%; вплив подальшої обробки каналу та його обтурації або призводить до зменшення опору руйнуванню, або мало впливає на біомеханіку зубів. За логікою, підготовка каналу впливає на біомеханіку зуба пропорційно до кількості видаленої тканини і, можливо, також хімічною або структурною зміною за допомогою ендодонтичних іригаторів.

Найбільше зниження жорсткості зубів відбувається внаслідок додаткового препарування, особливо внаслідок втрати крайових гребенів; у літературі повідомляють про зниження жорсткості зубів на 14-44% і на 20-63% після препарування оклюзійної та мезіально-оклюзійно-дистальної (МOD) порожнин відповідно. Було додатково досліджено вплив структури, що залишилася, на жорсткість і деформацію ендодонтично лікованих зубів під навантаженням; було показано, що порожнина ендодонтичного доступу в поєднанні з препаруванням MOD призводить до максимальної крихкості зуба. Глибина порожнини, ширина і конфігурація пришийкової частини є дуже важливими факторами, що визначають зниження жорсткості зубів і ризик перелому. (Мал. 1).

Мал. 1. Порівняння механічних змін у результаті ендодонтичного лікування та конфігурації порожнини. (А) Неушкоджений зуб; (B) порожнина ендодонтичного доступу і терапія; (C) розміщення штифтів; (D) оклюзійна підготовка; (Е) - консервативна 2-поверхнева підготовка; (F) інвазивна 2- або 3-поверхнева підготовка. Червона лінія вказує на зміни в жорсткості та опорі руйнуванню, пов'язані з вищезазначеними конфігураціями

Доведено, що ферул-ефект і велика кількість залишкової тканини загалом підвищують стійкість зуба до перелому. Насправді вважають, що мінімальний, необхідний для стабілізації реставрованого зуба, діаметр ферула 1 мм. Ширина уступу і край коронки, мабуть, не впливають на міцність на злам.

РЕСТАВРАЦІЙНІ МАТЕРІАЛИ І МЕТОДИ ТА ЇХНІЙ ВПЛИВ НА БІОМЕХАНІКУ ЗУБА

Фізико-хімічні властивості реставраційних матеріалів

Штифти показують різні модулі еластичності залежно від напрямку сили, у разі анізотропних матеріалів, тобто штифтів із полімерних волокон, або поводяться приблизно однаково за різних напрямків деформації з ізотропними матеріалами, такими як метал і кераміка. Метали та кераміка, які використовують для виготовлення штифтів, мають модулі еластичності, які помітно вищі, ніж у дентину (від 110 ГПа для титану до 200 ГПа для неіржавкої сталі та від 200 ГПа для цирконію до 300 ГПа для оксиду алюмінію). Обґрунтуванням використання більш жорстких або міцних матеріалів завжди було зміцнення зуба.

Однак нині ця концепція піддається сумніву через наявні обмеження адгезивної підготовки в кореневому каналі або між штифтом і фіксувальним цементом. Великі варіації існують щодо фізичної та втомної стійкості полімерних штифтів. Статична або динамічна поведінка полімерних штифтів залежить від складу (типу волокна і щільності), а також від процесу виготовлення і, зокрема, від якості поверхні розділу смола-волокно. Було продемонстровано, що штифти, в яких застосовується силанізація волокон, набагато краще поводяться за циклічних навантажень. У дослідженні in vitro, присвяченому вивченню фізичних властивостей різних штифтів, було зроблено висновок, що ідеальна конструкція штифта містить циліндричну коронкову частину і конічну апікальну частину.

Фізичні властивості основного матеріалу також можуть впливати на характеристики супраструктури протеза. Однак не існує мінімальних фізичних вимог до штифтів або реставраційних матеріалів, які можна використовувати для відновлення опори девітального зуба; для виготовлення штифтів і куксів існує тенденція до використання матеріалів, механічні властивості яких ближчі до властивостей тканин зуба.

Міцність на злам, жорсткість зуба та інші монотонні механічні випробування

У разі литих штифтів і кукс точна адаптація підвищує опір до руйнування, але водночас збільшується і тяжкість ушкодження кореня, яка може призвести до видалення зуба. Під час використання реставрацій з амальгами або золота на ендодонтично лікованих зубах доведено, що ліпше перекривати горбики, бо це збільшує жорсткість зуба і опір на злам. За відсутності перекриття горбків реставрації з полімерного композиту з адгезією до дентину й емалі демонстрували механічні властивості (опір на злам і жорсткість) набагато ближчі до незміненого зуба, ніж реставрації з амальгами. Однак реставрувати ендодонтично ліковані зуби з 2 або 3 поверхневими порожнинами з консервативним доступом, без покриття бугрів, поки що не вважається доцільним.

Під час порівняння опору на злам зубів, реставрованих цирконієвою керамікою і полімерно-волокнистими штифтами, було виявлено вищу резистентність зубів, відновлених волокнистими штифтами; крім того, зуби з керамічними штифтами руйнувалися здебільшого через переломи штифтів і коренів, у той час як в інших зразках спостерігалися тільки переломи коронкової частини конструкції. В іншому дослідженні не було виявлено відмінностей в опорі на злам різних систем штифтів і куксих куксих, але знову спостерігалася вища частота критичних переломів коренів у разі використання керамічних штифтів. Newman і співавт. повідомили, що стійкість до руйнування зубів, відновлених золотими штифтами була вищою, ніж у зубів, відновлених полімерно-волокнистими штифтами; але водночас важчі переломи спостерігалися в зубах із металевими штифтами. Паралельні штифти так само виявилися сприятливішими щодо характеру перелому кореня. Ортопедичні конструкції з титанових штифтів з композитною куксою показали найбільшу стійкість на злам, за ними слідують штифти з кварцового волокна і скловолокна, а цирконієві штифти показали найменший опір; але знову ж таки, критичні переломи спостерігалися тільки за умови використання жорсткіших металевих і керамічних штифтів. Також було доведено, що наявність коронки послаблює вплив матеріалу штифта за наявності ефекту ферула.

Монотонні тести були розроблені для оцінювання впливу різних матеріалів, комбінацій матеріалів і методів реставрації на стійкість зубів до екстремальних навантажень; цей підхід імітує дуже специфічні типи ушкодження або напруження, наприклад, ті, які спостерігають під час травм, під елементами кріплення знімних протезів або штифтами й куксою під час видалення тимчасової коронки. Фактично, більшість клінічних невдач, що призводять до руйнування матеріалу і тканин зуба, можна віднести до фізіологічних жувальних або парафункціональних сил під час повторних впливів упродовж тривалого часу, також відомих як втома, яку буде описано в другій частині огляду літератури.

Моделювання оклюзійних деформацій і жувальної функції

На цьому рівні робляться спроби моделювати і контролювати, прямо або побічно, розвиток і розподіл функціональних напружень у зубо-реставраційній системі з використанням різних технічних і методологічних засобів.

Поляризаційно-оптичні дослідження.

Цементовані штифти викликали менше навантаження, ніж штифти з різьбою. Конструкція штифта також виявилася важливим фактором у дослідженнях фотопружності. Циліндро-конічні штифти з плоскою різьбою і пазами спричинили сприятливіший розподіл напруги зі слабшими краями на вершині, тоді як суто конічні штифти діяли як клин під час зростаючого навантаження. В іншому дослідженні циліндричні штифти продемонстрували високу апікальну напругу за вертикального або похилого навантаження. Крім того, чим більший діаметр штифта, тим більше навантаження на корінь.

Щодо впливу на коронкову частину зуба, було доведено, що більш жорсткий матеріал, тобто литий золотий сплав, порівняно з полімерним композитом, витримує більшу напругу в коронковій ділянці, знижуючи при цьому навантаження в апікальній зоні.

Фотомеханічне дослідження, що поєднує в собі фрактографію і фотопружність, показало, що площини концентрації напруги фотопружної моделі збігаються з площинами перелому реставрованих девітальних зубів.

Цікаво, що пластична реакція на поширення перелому спостерігалася у внутрішньому дентині, тоді як зовнішній дентин демонстрував крихку реакцію на поширення перелому; цей висновок узгоджується з вищезазначеним описом мікроструктури дентину. Однак, оскільки фотопружні моделі не відтворюють і не імітують основні фізичні характеристики тканин зуба і не можуть імітувати складні фізико-хімічні напруження середовища порожнини рота, вони не є ідеальним інструментом для моделювання різноманітних взаємодій між зубними реставраціями та зубною основою. Цей метод поступово був замінений аналізом методу кінцевих елементів.

2-вимірний аналіз методом кінцевих елементів.

Під час використання неадгезивного підходу (золоті штифти і вкладки з литого золота) найбільша концентрація напруг з'являлася на постдентинній поверхні, тоді як під час використання композитних штифтів і кукси, армованих волокном, напруга зростала в пришийковій ділянці й демонструвала найнижчий результат усередині дентину кореня. Цей результат проявлявся через жорсткість композитних штифтів і кукси, близьку до жорсткості природного дентину. Навпаки, Eskitascioglu та ін. пояснили, що більшу напругу передають на опорну кістку і структуру кореня під час використання штифта і кукси з волокнисто-композитного ламінату, тоді як більша напруга накопичується всередині штифта і кукси з литого металу (мал. 2а і 2b).

Мал. 2 (а) Розподіл напруги в металевій основі штифта і кукси та залишковій структурі зуба за даними фотопружності та МСЕ. Штифт цементується і зазвичай проникає в корінь більш апікально. Функціональні напруження накопичуються всередині фундаменту, трохи навколо штифта і далі всередину каналу, навколо торця штифта; менше накопичується стрес у пришийковій ділянці, порівнюючи з волокнистим штифтом, як показано на Мал. 2b. Ця конфігурація краще захищає коронально-цервікальні структури, але в разі невдачі призводить до важких переломів кореня, що не піддаються лікуванню. (b) Розподіл напруги всередині волокон штифта/композитної основи і залишкової структури зуба за даними фотопружності та МСЕ. Штифт пов'язаний зі стінками каналу і менш глибоко проникає в канал. Функціональні напруги накопичуються переважно навколо штифта в пришийковій частині. Ця конфігурація захищає пришийкову ділянку менш ефективно, але має тенденцію запобігати невиліковному перелому кореня. Наявність ефекту феррула є обов'язковою.

"Несподівано" було зроблено висновки, що протестована металева основа потенційно має кращу захисну роль для зуба і навколишніх тканин, в той час як випробування на злам, проведене в тому ж дослідженні, дало протилежні результати. В іншому дослідженні було показано, що штифт і кукса володіють лише помірним підсилювальним ефектом, і що кукса з довгим штифтом з паралельними сторонами, але менш як дві третини довжини кореня, широко розподіляє навантаження на реставрацію і структуру зуба. Це призводить до найменших пікових напружень. Штифт невеликого діаметра також знижує навантаження. Крім того, напрямок навантаження має більший вплив на напругу, ніж конструкція штифта. Вищезазначені результати свідчать про те, що тільки один параметр, тобто матеріал, конструкція штифта або розміри, не може слугувати для встановлення чітких клінічних рекомендацій щодо вибору ідеального штифта і кукси з використанням цієї експериментальної методології.

Тривимірний аналіз методом кінцевих елементів.

Lertchirakarn та ін. змоделювали коріння різців нижньої щелепи в 3-х вимірах і зіставили аналіз методом скінченних елементів з вимірами деформації та зразками переломів природних тканин; вони продемонстрували, що кривизна кореня має більший вплив, ніж поперечна анатомія кореня, на характер перелому та концентрацію напруги.

Також було виявлено, що напруга, що розтягує, досягає максимуму на проксимальній поверхні по відношенню до товщини дентину. Знову ж таки, було показано, що посилення зуба в результаті використання штифтів досить незначне. Розподіл напруги в дентині майже ідентичний зі штифтом або без нього. Pierrisnard та ін. показали, що напруга в пришийковій ділянці знижується за наявності штифта, особливо з високим модулем пружності, навіть за наявності залишкового коронкового дентину (див. Мал. 2а).

Також було продемонстровано важливість ефекту ферула для зниження пришийкових напружень і підвищення опору реставрованого зуба. Насправді ефект ферула настільки значний, що практично зводить нанівець вплив нижчерозміщених матеріалів. В іншому дослідженні Holmes та ін. було показано, що максимальна напруга зсуву дентину виникає поруч зі штифтом у середній частині кореня і зростає в міру зменшення довжини штифта; однак довжина штифта не впливає на розподіл напруг, що розтягують і стискають. Максимальне дентинне напруження виникає в ясенній третині лицьової поверхні кореня.

Інші автори, коментуючи глобальний підхід до відновлювальної стоматології, припустили, що ідеальний реставраційний матеріал повинен мати модуль Юнга, ідентичний структурі зуба. Композит є ідеальним матеріалом для заміни дентину.

Однак спрощення моделей методу скінченних елементів (МСЕ) уникнути не можна. Фактично, у більшості 2- або 3-вимірних досліджень МСЕ дентин і емаль моделюються як ізотропні, однорідні, лінійно-еластичні субстрати, незважаючи на притаманну їм анатомічну анізотропію (трубочки та призми) і подальші зміни мікротвердості та еластичності. Дійсно, пружні властивості (модуль Юнга та коефіцієнти Пуассона) перитубулярного та інтертубулярного дентину сильно різняться. Однак ця анізотропія має мікроскопічний масштаб, тоді як модель зуба є більш макроскопічною; отже, моделювання дентину як ізотропного континууму, на щастя, не є повністю помилковим. Однак у кількох дослідженнях методом скінченних елементів враховували ефект анізотропії емалі. Поведінка деяких реставраційних матеріалів під навантаженням також потребує спрощення. Інтерфейси також передбачаються безперервними, що нереально для адгезивних методів. Тільки в одному дослідженні повідомлялося про використання моделі з частковим з'єднанням композитної кукси або без неї, у спробі узгодити результати МСЕ з результатами, отриманими під час досліджень втоми. Ба більше, дослідження МСЕ нині не можуть моделювати динаміку і складність циклічної жувальної функції.

Найважливішою перевагою кінцевого елементного аналізу є кількісна оцінка та візуалізація розподілу напружень усередині відновленого зуба у відповідь на певні рівні та напрямки деформації без впливу змінних, властивих біологічним матеріалам.

Основні науково-дослідні рекомендації щодо лікування

Вплив втрати вітальності здається помірним або незначним щодо вологості або фізичних властивостей дентину, таких як мікротвердість, модуль пружності та стійкості до перелому. Повідомлялося про зміни щільності канальців, але вона в основному залежить від рівня кореня (зменшується до верхівки) і віку зуба. Однак підготовка порожнини доступу, розширення каналу під час ендодонтичного лікування, використання спеціальних хімічних речовин і встановлення штифтів значно знижують міцність зуба. Насправді збереження тканин є найбільш важливим питанням під час роботи з девітальним зубом. Збереження неушкоджених структур по всьому зубу й особливо збереження тканин у пришийковій ділянці для створення ефекту ферула мають вирішальне значення для оптимізації біомеханічної поведінки відновленого зуба. Що стосується адгезії до залишкової структури зуба, слід пам'ятати про вплив ендодонтичного лікування, оскільки ентеросорбенти, гіпохлорит натрію і гідроксид кальцію значно впливають на якість дентину.

Використання штифтів, мабуть, не є обов'язковим для відновлення девітального зуба, за винятком випадків, коли очевидна недостатня ретенція кукси. Штифти з фізичними властивостями, близькими до властивостей натурального дентину (штифти з полімерного волокна), наразі є найкращим варіантом, оскільки їхні фізичні властивості ближчі до дентину, ніж у металів або кераміки. Проте клініцисти часто наполягають на необхідності мати жорстку основу для захисту протезної реставрації (зниження вигину і ризику розцементування або поломки, особливо під час використання суцільнокерамічних реставрацій). Однак використання більш жорстких штифтів (металевих або особливо керамічних) може бути корисним для жорсткості зуба і стабільності ортопедичної реставрації, але тільки в тому разі, якби можна було досягти ідеального зчеплення між усіма складовими, що поки що неможливо. Крім того, оскільки жоден елемент або результат не вказує на те, що натуральна дентинова кукса не підходить, використання матеріалів із дентиноподібними властивостями наразі видається найвірнішим підходом.

На додаток до вищезазначених рекомендацій щодо прийняття рішень не можна не брати до уваги додаткові та важливі клінічні елементи, як-от ризик карієсу, детермінанти оклюзії (тип оклюзії та прикусу) і наявність або відсутність парафункцій, що може помітно вплинути на біомеханічний потенціал або ризик передбачуваної реставрації.

Джерело: QUINTESSENCE INTERNATIONAL

Українською мовою перекладено Dr_Orestovych для порталу STOMAT PODCAST.