Автореферат (1139526), страница 3
Текст из файла (страница 3)
На доклиническом этапе было проведено проектированиеконструкции разрабатываемых имплантатов. Основное внимание уделялоськак внешней форме тела имплантата, так и строению узла сопряжения (УС)имплантата с абатментом. Мы стремились к созданию функциональноориентированных имплантатов, поэтому при их проектировании учитывалине только прочностные характеристики сборной конструкции имплантата,но также особенности её взаимодействия с окружающей костной тканью.Для изучения различных вариантов моделей проектируемого имплантатамыиспользовалиматематическийметодконечныхэлементов(МКЭ),его современный вариант – трёхмерный МКЭ, при котором строятся 3D-моделиреального размера и расчёты проводятся с условиями, приближеннымик реальным.
Исследования проводили в специализированном программномобеспечении ANSYS 16.2 (Ansys Customer Number: 672855).Первая серия расчётов была направлена на выявление оптимального,с точки зрения стабильности и прочности узла сопряжения (УС), абатмента иимплантата.Общепринятыйдинамическимстатическийрасчетом,чтоМКЭпозволилобылсравнитьрасширенповедениенелинейнымразличныхконструкций при компьютерной симуляции циклической нагрузки.
Сравнивалицилиндрическое и конические соединения различной высоты для выявленияоптимальной конструкции. Математические модели обязательно включаликостную ткань вокруг имплантата, для определения напряжений вокругимплантатов с различными узлами сопряжения (Рисунок 1).15Рисунок 1 - Схемы расчётных моделей с различным углом коническогосоединения и цилиндром разной высоты:а – M1, конус - 9°, высота - 0.45 мм; б – M2, конус - 9°, высота - 1,85 мм; в –M3, конус - 5°, высота - 0.45 мм; г – M4, конус - 5°, высота - 1,85 мм; д – M5, конус- 1,25°, высота - 0.45 мм; е – M6, конус - 1,25°, высота - 1,85 мм;ж – M7, цилиндр, высота - 0.45 мм; з – M8, цилиндр, высота - 1,85 ммДляоптимизациивычислительныхпроцессов,всематериалырассматривались как изотропные и гомогенные.
Для расчётов была выбранамодель имплантата ИРИС ЛИКО-М диаметром 4.0 мм, длиной 10 мм, отличиякасались вида соединения абатмента с имплантатом. Дополнительно былапостроена модель моноимплантата, в которой имплантат и абатмент являютсяединым телом. Она служила контролем, который позволил продемонстрировать,что при отсутствии узла сопряжения окклюзионная нагрузка по-другомураспределяется на костную ткань. Характеристики моделей были следующие:моноимплантат состоял из 1270000 элементов, модели с абатментом ификсирующим винтом от 1443000 до 1462000 элементов. При этом у всехмоделей характерный размер элемента на границах контактирующих деталейсоставлял 0.1 мм и во внутреннем объёме 0.4 мм.
Поведение границы разделамежду костными слоями и деталями из титана принималась связанной в обоихнаправлениях – нормальном и касательном, в этом случае данные детали ведутсебя как единое целое. Между титановыми деталями учитывалось стандартноеконтактноевзаимодействиес возможностьюзамыкания,размыканияипроскальзывания с коэффициентом трения равным 0.3. Модель кости былафиксированаторцевымграням.Нагружениеимплантатаосуществлялосьокклюзионной силой, прикладываемой к верхней поверхности абатмента.
При16этом она равномерно распределялась по всей торцевой поверхности иопределялась с использованием средних физиологических значений жевательнойсилы: 114.6 Н сверху-вниз, 17.1 Н в язычную сторону и 23.4 Н вперед вмезиальном направлении под углом 75° к окклюзионной плоскости (Bozkaya D.,Muftu S., 2004). Модель располагали в пространстве таким образом, что в еёсистеме координат ось Z является осевым направлением, ось X – в язычномнаправлении и ось Y – в мезиальном.Таким образом, компоненты вектора окклюзионного усилия примутследующиезначения:Fx=17.1Н,Fy=6.06Ни Fz=-137.2Н.Затяжкафиксирующего винта составляет 25 Н*см, что при известных параметрахрезьбового соединения и коэффициенте трения между материалами k=0.3 даётосевое усилие равное 400 Н.Резьбовые участки на фиксирующем винте и на ответной сторонеимплантата в модели представлены гладкими поверхностями, при этомхарактерное неравномерное распределение напряжений по виткам вычисляетсякосвенно, с помощью специально разработанной модификации поведенияконтактной поверхности между ними с учётом заданных параметров резьбы:средний диаметр, угол резьбы, шаг и заходность.Для моделей с составным имплантатом нагружение осуществлялось в дваэтапа: на первом этапе происходит затяжка резьбового соединения абатментаи имплантата с помощью задания осевого усилия затяжки на поверхность стержняфиксирующего винта, на втором этапе, полученное укорочение стержня винта,которое соответствует заданному осевому усилию, фиксируется и затемприкладывается окклюзионная нагрузка.
Для модели с моноимплантатомнагружение происходило в один этап.Проведенное исследование продемонстрировало отличия в механическойпрочности и распределении нагрузки в сборной конструкции имплантатовс различными(Таблица 1).типамиконическихицилиндрическихузловсопряжения17Таблица 1 – Данные нагружения различных конструкций имплантатовM19,высота0.45 ммM4M2M5M3M6M7M8цилиндр,цилиндр,9 ,5,5,1.25,1.25,высотойвысотойвысотавысотавысотавысотавысота0.45мм1.85 мм1.85 мм0.45 мм1.85 мм0.45 мм1.85 мм2Площади поверхностей сопряжения в имплантате, мм2.63614.5312.51314.9892.40715.4422.51316.588Радиальные смещения поверхности имплантата, контактирующей с кортикальным слоемпри затяжке фиксирующего винта, мкм0.540.690.530.560.530.550.510.53Эквивалентные напряжения в кортикальном слое при действии окклюзионной нагрузки, МПа32 МПа29 МПа26 МПа28 МПа32 МПа29 МПа29 МПа38 МПаЭквивалентные напряжения в губчатом слое при действии окклюзионной нагрузки, МПа3.5 МПа5.7 МПа1.7 МПа2.2 МПа1.8 МПа2.2 МПа3.3 МПа7.9 МПаЭквивалентные напряжения в имплантате при действии окклюзионной нагрузки, МПа349 МПа514 МПа340 МПа388 МПа331 МПа321 МПа339 МПа325 МПаЭквивалентные напряжения в абатменте при действии окклюзионной нагрузки, МПа220 МПа429 МПа234 МПа332 МПа247 МПа272 МПа194 МПа207 МПаЭквивалентные напряжения в фиксирующем винте при действии окклюзионной нагрузки, МПа503 МПа477 МПа501 МПа483 МПа513 МПа496 МПа502 Мпа485 МПаМинимальный коэффициент запаса прочности относительно предела текучести материалаимплантата, ед.
(Titanium Grade 4 σт=560 МПа)1.61.081.651.41.691.741.651.7Минимальный коэффициент запаса прочности относительно предела текучести материалаабатмента, ед. (Titanium Grade 5 σт=826 МПа)3.751.93.532.43.343.034.273.99Минимальный коэффициент запаса прочности относительно предела текучести материалавинта, ед. (Titanium Grade 5 σт=826 МПа)1.61.731.651.711.611.661.671.7Так, эквивалентные напряжения в кортикальной кости на этапе затяжкификсирующего винта максимальны при минимальном угле конуса 1.25°,и наоборот, минимальны при угле 9° и составили 17.4 МПа (M6), 16.7 МПа (M4) и12.1 МПа (M2).
Это обусловлено изменением положения максимальногорадиального смещения верхней части имплантата: 0.55 мкм (M6), 0.56 мкм (M4) и0.69 мкм (M2). При этом, уменьшение высоты конического или цилиндрическогоУС незначительно снижает напряжение в кортикальном слое при затяжке винта,18что связано с уменьшением площади взаимодействия и величины «распирания»верхней части имплантата, контактирующей с кортикальной костью: 16 МПа (M1)и 12 МПа (M2), 12.1 МПа (М3) и 16.7 МПа (М4), 12.7 МПа (М5) и 17.4 МПа (М6).Эквивалентные напряжения в губчатой кости на этапе затяжки фиксирующеговинта минимальны при наименьшем значении угла конуса – 1.25°(М6) и 5°(M4) исоставляют 2.2 МПа.АБВРисунок 2 – Радиальные смещения поверхности имплантата, контактирующейс кортикальным слоем при затяжке фиксирующего винта, мкм.
А – М1; Б – М2;В – М3АБВРисунок 3 – Радиальные смещения поверхности имплантата,контактирующей с кортикальным слоем при затяжке фиксирующего винта,мкм. А – М4; Б – М5; В – М6При высоте конического соединения 0.45 мм (М1, М3, М5) зонарадиального смещения не меняется при изменении выраженности угла конуса (от9° до 1.25°) (Рисунок 2). При высоте 1.85 мм конического или цилиндрическогосоединения абатмента и имплантата (М2, М4, М6) наблюдается изменение19положения максимума радиального смещения от наружного края кортикальнойкости к внутреннему, в глубину кортикального слоя (Рисунок 3).
Учитываянезначительную разницу эквивалентных напряжений в кортикальном слое,возникающих при затяжке фиксирующего винта и связанных с расширениемимплантата, предпочтительной, с точки зрения распределения нагрузки, являетсяконструкция узла сопряжения в виде конуса 5° (M4) или цилиндра, высотой 1.85мм (M8).При рассмотрении эквивалентных напряжений (ЭН) в кортикальной костипосле приложения жевательной нагрузки было выявлено, что они имеютмаксимальные значения в моделях с углом конуса 9° и 1.25° и минимальныезначения в моделях с углом конуса 5°: 32 МПа (M1), 29 МПа (M2), 32 МПа (M5),29 МПа (M6) и 26 МПа (M3), 28 МПа (M4) соответственно (Рисунки 4, 5). Прицилиндрическом типе соединения ЭН превышают аналогичные показатели дляконического соединения и составляют 29 МПа (M7), 38 МПа (M8).
При этомположение максимума ЭН переходит от внешнего края костного слоя у модели 9°(M1 и М2) к нижнему у моделей 5° и 1.25°(M3-M6), что связанос перераспределением нагрузки через коническое соединение.ААБВРисунок 4 – Эквивалентные напряжения в кортикальном слоепри действии окклюзионной нагрузки, МПа; А – М1; Б – М2; В – М3БВ20Рисунок 5 – Эквивалентные напряжения в кортикальном слоепри действии окклюзионной нагрузки, МПа; А – М4; Б – М5; В – М6ЭН в кортикальной кости на этапе воздействия окклюзионной нагрузкивыше в модели с углом конуса 5° и высотой 1.85 мм, в сравнении с высотой 0.45мм, но при этом площадь воздействия смещается в глубину кортикального слоя,что является более предпочтительным.
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
