Биомеханика короткого дентального имплантата в костной ткани нижней челюсти

Читать метаданные

Цель исследования — оценить напряженно-деформированное состояние в системе «короткий дентальный имплантат — костная ткань нижней челюсти» в зоне его остеоинтеграции при разных вариантах напряжения, в условиях экспериментально разработанной модели костной ткани. Методом конечно-элементного анализа исследовали трехмерную модель имплантата диаметром 5,0 мм и высотой 6,5 мм, интегрированную в квазиупругую модель сегмента нижней челюсти с модулем общих деформаций 14 400 МПа и коэффициентом Пуассона 0,24 для кортикального слоя, для губчатого слоя модуль общих деформаций 0,2 МПа, коэффициент Пуассона — –0,4. Значения эквивалентных напряжений по критерию Генки—Мизеса по телу имплантата составили до 50—76 МПа в пришеечной области с торцевой и внутренней стороны интерфейса имплантата и по верхним краям кромок резьбы в верхней трети имплантата. Минимальные значения 0,1—20 МПа распределены по телу имплантата от пришеечной части и до верхушки преимущественно в нижних / тела имплантата. Эквивалентные напряжения по Мизесу в кости минимальны, в участках стыка резьбовой части имплантата — 5—15 МПа. Значения сдвигающих напряжений в кости — 2—3 МПа, нормальных вертикальных напряжений — до 5—13 МПа, главных растягивающих напряжений — до 20 МПа, сжимающих — до 30—40 МПа. Таким образом, при установке имплантата в подобной модели не должно возникать необратимых деформаций. На наш взгляд, стабильность конструкции обеспечивается особенностями архитектоники костной ткани в пределах 3 мм кортикального слоя, где концентрируется максимальное напряжение, перераспределяемое в дальнейшем по всей кортикальной кости, что может расширить показания для использования коротких дентальных имплантатов, в особенности у пациентов с ограниченным объемом альвеолярной кости.

Ключевые слова:

короткий дентальный имплантат

напряженно-деформированное состояние

ограниченный объем альвеолярной кости

Авторы:

Цициашвили А.М.

ГБОУ ВПО «Московский государственный медико-стоматологический университет им. А.И. Евдокимова» Минздрава России, Россия

Силантьев А.С.

НИУ Московский государственный строительный университет Минобрнауки России, Москва, Россия

Панин А.М.

ГБОУ ВПО «Московский медико-стоматологический университет им. А.И. Евдокимова» Минздрава России, Москва, Россия

Арутюнов С.Д.

Кафедра стоматологии общей практики и подготовки зубных техников факультета последипломного образования

Закрыть метаданные

Успех дентальной имплантации базируется на биологических и биомеханических факторах, которые включают состояние костной ткани в области планируемой имплантации, вид имплантата, условия нагружения. В области остеинтеграции имплантатов формируется уникальный биологический комплекс взаимосвязанных между собой процессов, которые характеризуются совокупностью множества показателей, требующих тщательного анализа [1, 2]. При этом важное значение имеют архитектоника костной ткани и ее деформационные свойства [3—5].

Современные компьютерные программы математического моделирования позволяют аналитическим путем осуществлять поиск оптимального типоразмера имплантата, анализировать величину и направление сил, действующих в зубочелюстном аппарате, прогнозировать биомеханическое поведение имплантатов и ортопедических конструкций зубных протезов, топографию концентраций напряжений в рассматриваемых системах при статических и динамических нагрузках [4, 6—10].

У 30—50% пациентов отмечается недостаточный объем костной ткани для установки дентальных имплантатов в позиции, оптимальной для ортопедических конструкций [11]. Имплантация в случае такой клинической картины многоэтапная и включает проведение костной пластики, отсроченной имплантации, что связано с увеличением объема хирургического вмешательства, сроков лечения. Для достоверного прогнозирования поведения устанавливаемых искусственных опор актуальным является изучение биомеханического взаимодействия в системе «дентальный имплантат—костная ткань», где в качестве модели используются различные типоразмеры коротких имплантатов, а расчеты осуществляются по прочностным характеристикам костной ткани полученные экспериментальным путем.

Материал и методы

Моделирование напряженно-деформированного состояния (НДС) было выполнено методом конечно-элементного анализа. В программе Abaqus/CAE были созданы объемные модели: имплантат, сегмент нижней челюсти, состоящий из кортикальной и губчатой кости. Исследовали трехмерную модель имплантата диаметром 5,0 мм и высотой 6,5 мм (узел сопряжения в виде конуса с шестигранным антиротационным элементом плюс винт заглушка), который интегрировали в модель сегмента нижней челюсти.

Математическая модель кости имела следующие параметры: толщина альвеолярной кости в области шейки имплантата — 7 мм, далее она расширялась до 12 мм на расстояние 20 мм; толщина компактного слоя — 3 мм. При моделировании костных тканей была использована квазиупругая модель с модулем общих деформаций 14 400 МПа и коэффициентом Пуассона 0,24 — для кортикальной ткани, а для внутреннего слоя губчатой костной ткани модуль общих деформаций — 0,2 МПа, коэффициент Пуассона — 0,4, которые были получены в результате проведенных нами ранее испытаний.

Все материалы при расчетах рассматривались как изотропные и гомогенные. Границы раздела между костными слоями и деталями из титана принимались связанными в обоих направлениях — нормальном и касательном. Между титановыми деталями (модуль упругости — 110 гПа) учитывалось стандартное контактное взаимодействие с возможностью замыкания, размыкания и проскальзывания с коэффициентом трения, равным 0,3. Сетки расчетных моделей состояли из 3 447 401 элемента и 599 788 узлов, при этом шаг конечных элементов принимался 0,1—0,2 мм. Подобное разбиение на конечные элементы обусловлено необходимостью получения НДС вблизи резьбового соединения имплантата.

Нагружение имплантата осуществлялось окклюзионной силой, прикладываемой и равномерно распределенной по всей торцевой поверхности винта заглушки имплантата, которая соответствовала средним физиологическим значениям жевательной силы: 114,6 Н — сверху вниз; 17,1 Н — в язычную сторону и 23,4 Н — вперед в мезиальном направлении под углом 75° к окклюзионной плоскости. Модель располагалась в пространстве таким образом, что в ее системе координат ось Z была осевым направлением; ось X располагалась в язычном направлении, а ось Y — в мезиальном. Таким образом, компоненты вектора окклюзионного усилия имели следующие значения: Fx=17,1 Н; Fy=6,06 Н и Fz= –137,2 Н. Математические расчеты для оценки НДС в окружающей имплантат кости под действием окклюзионных сил.

Результаты и обсуждение

В процессе моделирования приложения жевательной силы на конструкцию имплантата по заданной модели (рис. 1)

Рис. 1. Модель дентального имплантата 5,0×6,5 мм, интегрированного в модель сегмента нижней челюсти.

выявлено напряжение в кортикальном костном слое. На рис. 2 проиллюстрированы

Рис. 2. Значения и распределение эквивалентных напряжений по критерию Генки—Мизеса по телу имплантата, МПа.

и приведены значения эквивалентных напряжений по критерию Генки—Мизеса (мера оценки НДС для металлов) и картины их распределения по телу имплантата при действии жевательной силы. При этом максимальные значения величиной до 50—76 МПа регистрируются в пришеечной области с торцевой и внутренней стороны интерфейса имплантата и по верхним краям кромок резьбы в верхней трети имплантата. Минимальные значения 0,1—20 МПа распределены по телу имплантата от пришеечной части и до верхушки преимущественно в нижних 2/3 тела имплантата. В то же время эквивалентные напряжения по Мизесу в кости (рис. 3)

Рис. 3. Значения и распределение эквивалентных напряжений по критерию Мизеса в кости, МПа.

минимальны, лишь в определенных участках стыка резьбовой части имплантата находятся в пределах средних значений 5—15 МПа. При оценке сдвигающих напряжений в кости (рис. 4)

Рис. 4. Значения и распределение сдвигающих напряжений в кости, МПа.

отмечаются значения 2—3 МПа. Нормальные вертикальные напряжения (рис. 5)

Рис. 5. Значения и распределение нормальных вертикальных напряжений в кости, МПа.

составили до 5—13 МПа. Главные растягивающие напряжения (рис. 6)

Рис. 6. Значения и распределение главных растягивающих напряжений в кости, МПа.

составили до 20 МПа (прочие значения распределены в единичном узле и являются численной погрешностью), а главные сжимающие напряжения (рис. 7)

Рис. 7. Значения и распределение главных сжимающих напряжений в кости, МПа.

до 30—40 МПа.

Вне зависимости от вида оцениваемого напряжения в предложенной конструкции регистрируется перераспределение усилия, действующего в направлении от имплантата на всю поверхность кортикальной кости. Напряжения конструкции имплантата преимущественно приходятся на зону контакта шейки имплантата с кортикальным слоем. Основная нагрузка концентрируется в пределах 3 мм кортикального слоя и резко снижается в губчатом слое. Губчатый слой в силу низкой прочности и высокой степени деформации практически не участвует в работе имплантата.

Наибольшие растягивающие напряжения составили до 20—25 МПа, а сжимающие до 10—20 МПа. Учитывая результаты испытаний образцов и полученную прочность кости величиной в 140—200 МПа, следует считать, что при установке данного имплантата при подобной модели не должно возникать необратимых деформаций.

На наш взгляд, может иметь место значительная и многократная разница между прочностью кости и действующими напряжениями, что может быть связано с динамическим воздействием — многократно повторяющимся с бесчисленным количеством циклов. Оценить влияние в подобной системе довольно сложно, так как нужны максимально достоверные данные о динамических показателях прочности кости. Однако сопоставляя результаты с результатами по другим материалам, в том числе полимерам, можно предполагать, что прочность костной ткани при динамике должна снижаться в 2—4 раза.

Таким образом, на наш взгляд, в предложенной модели построения стабильность конструкции системы «короткий дентальный имплантат—костная ткань нижней челюсти» при оценке различных видов напряжения обеспечивается особенностями архитектоники костной ткани в пределах 3 мм кортикального слоя, где концентрируется максимальное напряжение, перераспределяемое в дальнейшем по всей кортикальной кости, что при дальнейших исследованиях может расширить показания для использования коротких дентальных имплантатов, повысив успешность стоматологической реабилитации, в особенности у пациентов с ограниченным объемом альвеолярной кости.

Авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов.

The authors declare no conflicts of interest.

Сведения об авторах

Цициашвили А.М. — https://orcid.org/0000-0002-4737-8508

Силантьев А.С. — https://orcid.org/0000-0001-8360-1415

Панин А.М. — https://orcid.org/0000-0001-6073-1591

Арутюнов С.Д. — https://orcid.org/0000-0001-6512-8724

КАК ЦИТИРОВАТЬ:

Цициашвили А.М., Силантьев А.С., Панин А.М., Арутюнов С.Д. Биомеханика короткого дентального имплантата в костной ткани нижней челюсти. Стоматология. 2019;98(6 вып. 2):33-36. https://doi.org/10.17116/stomat20199806233

Автор, ответственный за переписку: Цициашвили Александр Михайлович — e-mail: amc777@yandex.ru