Автореферат (1139526), страница 4
Текст из файла (страница 4)
ЭН вокруг контрольной моделимоноимплантата концентрировались у края альвеолярного гребня. Такойрезультат согласуетсяс поведением резьбовыхсоединений, в которыхконцентрация напряжения происходит на верхних витках (Биргер И.А., 1990).Мы сопоставили полученные нами данные с теорией механостата,разработанной Г. Фрост в 1960 г. и обновленной в 2003 году. Согласно даннойтеории существуют 4 интервала механической адаптации костной ткани:недостаточная нагрузка, физиологическая нагрузка, перегрузка и патологическаяперегрузка. Так, для кортикальной ламеллярной кости молодого взрослогопримата микродеформации ниже 50–100 при эквивалентном напряжении 1–2 МПа(0,1 кг/мм2) приводят к активации процессов резорбции из-за недостаточностинагрузки.
Минимально эффективные микродеформации, необходимое длясохранения функционирующей костной ткани, составляют около 1000–1500, чтосоответствует эквивалентным напряжениям около 20 МПа (2 кг/мм2). Порогпатологических напряжения превышает 60 МПа; при деформациях выше этойвеличины резорбция начинает превалировать над процессами моделирования. ЭНвокруг имплантата ИРИС ЛИКО-М в кортикальной кости при усредненнойокклюзионной нагрузке в нашем исследовании составило 28 МПа, что согласнотеории механостата, лежит в пределах физиологических реакций костной тканина внешнее механическое воздействие и может поддерживать уровень костнойткани вокруг остеоинтегрированного имплантата.Рассматривая распределение ЭН в самом имплантате с различными узламисопряжения выявлены следующие закономерности: при переходе от конуса сбольшим углом к наименьшему происходит снижение их максимальных величин:для конуса высотой 0.45 мм - 349 МПа (M1), 340 МПа (M3), 331 МПа (M5), дляконуса высотой 1.85 - 514 МПа (M2), 388 МПа (M4), 321 МПа (M6).21При сравнении конструкций с одинаковыми значениями угла конуса, но егоразличной высотой (0.45 мм и 1.85 мм), следует отметить, что напряженияменьше при меньшей высоте конуса (при углах 9° и 5°): 349 МПа (M1) и 514 МПа(M2), 340 МПа (M3) и 388 МПа (M4), однако при дальнейшем уменьшении конусаи переходе к цилиндру, напряжения меньше при большей высоте конуса(цилиндра): 331 МПа (M5) и 321 МПа (M6), 339 МПа (М7) и 325 МПа (М8).
Вслучае глубокого цилиндра максимум напряжений уходит в глубину кости, гдекостьимеетгубчатоестроениеи,соответственно,болееподатливое,следовательно, «изгиб» имплантата происходит на большем расстоянии от точкиприложения нагрузки и в работу задействуется больший объём его материала.Для ЭН в абатменте характерно снижение их максимальных величин припереходе от конуса с большим углом к наименьшему: 429 МПа (M2), 332 МПа(M4), 272 МПа (M6). При сравнении конструкций с одинаковыми значениямиугла конуса, но его различной высотой (0.45 мм и 1.85 мм), следует отметить, чтонапряжения меньше при меньшей высоте конуса (цилиндра): 220 МПа (M1) < 429МПа (M2), 234 МПа (M3) < 332 МПа (M4), 247 МПа (M5) < 272 МПа (M6), 194МПа (M7) < 207 МПа (M8).Напряжения в фиксирующем винте имеют следующие особенности: чемвыше узел сопряжения, тем меньшую нагрузку испытывает фиксирующий винт.Наименьшие значения напряжений в фиксирующем винте при затяжкеотмечаются в конструкции с углом конического соединения 9° и высотой 1.85 мм.При нагружении окклюзионным усилием, напряжения в фиксирующем винте(связанные с предварительной затяжкой) снижаются, и чем больше происходитэто снижение, тем большие напряжения испытывают имплантат и абатмент.Таким образом, результаты статического моделирования окклюзионнойнагрузкинасистемуостеоинтегрированногоимплантата,показали,чтооптимальными являются конструкции с высотой узла сопряжения 1.85 мм, так какони переносят концентрацию напряжения от края кортикальной кости внутрь, чтоможет являться профилактикой резорбции.
При интегральном сравнении моделей,лучшие результаты демонстрирует вариант M6 с конусным узлом сопряжения 5°,22высотой 1.85 мм: меньшие значения ЭН в кортикальном слое при затяжкефиксирующего винта и при жевательной нагрузке, больший запас прочностиимплантата, абатмента и фиксирующего винта. Результаты согласуются с Canulloet al., 2011; Schmitt C.M., 2013; de Andrade C.L., Carvalho M.A., 2016; MoraesS.L.D., 2018. Однако в указанных работах не учитывалась высота коническогосоединения абатмента с имплантатом, что, как показано в настоящемисследовании, имеет большое значение в распределении окклюзионной нагрузки.Дальнейшие исследования были направлены на выявление различийв поведении «конической» и «цилиндрической» конструкций при динамическомнагружении.
Сравнивали конструкцию имплантата с конусным узлом сопряжения(5°) – модель M4 и цилиндрическим узлом сопряжения – модель М8, которыебыли определены как наиболее перспективные, с точки зрения прочности пристатических расчётах. На рисунке 6 представлена схема экспериментальнойматематической модели, имитирующей динамическое нагружение сборнойконструкции имплантата.Рисунок 6 – Схема силового динамического воздействия на системуРезультаты исследования показали, что в имплантате с цилиндрическим УСзазор между абатментом и имплантатом под действием изменяющейся во временинагрузки может раскрываться, при этом за счёт уменьшения сил трения в23соединении и ослабление усилия затяжки винта может нарушаться фиксацияабатмента. Напротив, разработанная конструкция имплантата с УС коническоготипа 5° и высотой 1.85 мм остается герметичной при динамической нагрузке.Полученные данные согласуются с результатами других авторов (Mishra S.K.,Chowdhary R., 2017; Schmitt C.M., 2013).
В работах (Zipprich et al., 2007; Rack A.,2010) схожие результаты были получены в ходе реальных испытаний. Авторыизучали микродвижения в УС имплантата, моделировали процесс жевания ипроводили рентгенологическую видеозапись микродвижений в зоне выходаабатмента из имплантата. Было показано, что возникающие силовые воздействияприводят к образованию микрозазоров при цилиндрической форме УС, однако всистемах имплантатов с коническим соединением таких микродвижений невыявлялось (Рисунок 7).3Цилиндр2,5Зазор, мкм21,510,50-0,500,511,522,533,54Время, сРисунок 7 – Изменения максимального зазора во времениРазработанный УС конического типа 5° и высотой 1.85 мм кроме указанныхпараметров характеризуется как соединение с натягом или условно разъёмноесоединение (Иванов М., 2014).
После затяжки фиксирующего винта происходитпритирание конусных поверхностей абатмента и имплантата. В результате этогоабатмент «заклинивает» в имплантате. Для извлечения абатмента необходимовыкрутить фиксирующий винт и закрутить винт-экстрактор, для которого вабатменте предусмотрена специальная резьба. Винт-экстрактор при вкручиванииконтактирует с дном полости имплантата и выталкивает абатмент.
Таким24образом, соединение с натягом между абатментом и имплантатом в системеИРИС обеспечивает максимально возможную герметичность за счёт отсутствиязазоров между поверхностями.Герметичность разработанного конического УС, кроме механическойстабильности и имеет и ещё одно принципиальное преимущество, а именно,препятствует проникновению бактерий в полость имплантата и обратно.Проницаемости УС посвящено много работ, отличающихся дизайном, но выгоднохарактеризующих именно конусные УС. Так Coelho et al. (2008), и Lorenzino et al.(2011), исследовали проницаемость микрозазоров в неконусных УС абатмента иимплантата.
В полость имплантатов вводили краситель толуидиновый синий,устанавливали абатменты и затягивали фиксирующий винт с рекомендуемымпроизводителемусилием.Далеесборныеконструкциивыдерживаливфизиологическом растворе. С течением времени даже при отсутствии нагрузки вокружающем имплантат растворе появлялся цветной маркер, и его концентрацияпостепенно увеличивалась.
Данное исследование является показательным, однаконе даёт ответа в отношении предполагаемой миграции микроорганизмов через УСв полость имплантата и из него. В работе (Иванов С.Ю., 2012), было проведеноисследование герметичности конического УС имплантатов ЛИКО-М и былопоказаноотсутствиепроникновенияStaphylococcusaureusиBacillusstearothermophilus как из внешней среды внутрь имплантата при наружноминфицировании, так же не было обнаружено выхода микробов из полостиимплантата.
Абатменты были фиксированы винтом с усилием 25 Н*см.Таким образом, в разработанной конструкции узла сопряжения высотой1.8 мм и углом 5° затяжка фиксирующего винта с усилием 25 Н*см обеспечиваетнадёжное соединение абатмента с имплантатом, в машиностроении обозначаемоетермином «фиксация с натягом». При динамической окклюзионной нагрузкетакой УС не раскрывается, усилие на фиксирующем винте практически неменяется, а распределяется на абатмент и имплантат, что является профилактикойперелома фиксирующего винта. К аналогичным выводам пришли Kitagawa T. etal. (2005), они показали, что нелинейный переходный динамический анализ яснопродемонстрировал различия в ослаблении фиксирующего винта на моделях25с наружным шестигранным соединением.
На моделях с коническим соединениемподвижность во всех направлениях ниже, поскольку происходит болееэффективное распределение нагрузки в области интерфейса имплантат-абатмент.В работах Binon P.P. (1996) и Gratton D.G. (2001) показано, что затяжкафиксирующеговинта–этофундаментальныйфактор,обеспечивающийстабильность соединения абатмента и имплантата. Авторы также подчеркивают,что точность соединения имплантата и абатмента имеет прямую корреляцию сриском раскрутки винта и, следовательно, со стабильностью всей системы,особенноприпрецизионностибоковыхвокклюзионныхпредложеннойнаминагрузках.Поэтомуконструкцииузлаувеличениесопряженияи перераспределение нагрузки с фиксирующего винта на абатмент и имплантат,является основным факторам, обеспечивающим стабильность соединенияпри любых видах нагрузки.Далее нами был проведен комбинированный эксперимент, состоящийиз математических расчётов статической прочности сборной конструкцииимплантата по ГОСТ Р ИСО 14801-2012«Стоматология.
Имплантаты.Усталостные испытания для внутрикостных стоматологических имплантатов» иреальных статических и циклических испытаний экспериментальных образцов поуказанному ГОСТу. Математическое моделирование статической нагрузкиимплантата проводили методом МКЭ (Рисунок 8).26Рисунок 8 - Расчётная конечно-элементная модель прочностных испытанийпо ГОСТ Р ИСО 14801-2012 (А), схема нагружений модели имплантата поГОСТ Р ИСО 14801-2012 (Б):1 - устройство для прикладывания нагрузки, 2- полусферический нагружаемыйэлемент с абатментом, 3 - тело имплантата, 4 - удерживающий элементПолученные результаты послужили предварительной проверкой прочностисборной конструкции имплантата и продемонстрировали состоятельностьразработанной конструкции. Далее были изготовлены опытные образцы по 50штук имплантатов диаметром 4.0 мм и 3.5 мм и длиной 10 мм и проведеныстатические испытания прочности по ГОСТ Р ИСО 14801-2012.СогласнополученнымданнымрасчётовМКЭисчерпаниенесущейспособности конструкции имплантата диаметром 3.5 мм происходит при усилии наштоке 374 Н, а при реальных испытаниях – 450 Н (420 Н - минимальное значение,480 - максимальное значение); для конструкции имплантата диаметром 4.0 ммпо данным расчётов МКЭ исчерпание несущей способности происходит при 536 Н,а при реальных испытаниях – и 575 Н (550 Н - минимальное значение,610 - максимальное значение).Таким образом, различия между данными МКЭ и минимальными значениямиреальных испытания имплантатов составили для диаметра 3.5 мм - 11% (374 Нпротив 420 Н), для диаметра 4.0 мм – 2.75% (536 Н против 550 Н).
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
