Диссертация (1139527), страница 7
Текст из файла (страница 7)
При этом в узлах они задаются в явном виде, а на базовыхлиниях задаются значениями на ее концах, которые затем пересчитываются напромежуточные узлы пропорционально расстоянию между ними соответственнонаправлению осей ОХ и OY.Формализуя механическую систему «имплантат–костная ткань челюсти»,сложная, во многом трудно поддающаяся математическому описанию задачаопределения напряженно-деформированного состояния системы, подвергаемойжевательной нагрузке, сводится к более простой биомеханической модели.
Дляточной передачи формы и размера челюсти, а также её структуры, используютсятрёхмерные модели, построенные на основе данных компьютерной томографии.Реформация данных компьютерной томографии, представляющих собой наборплоских срезов DICOM-файлов, в 3D модель осуществляется исходя изплотности костной ткани.Биомеханическоеисследованиепредполагаетматематическоемоделирование механических свойств костной ткани челюсти, которая состоитиз кортикальной и губчатой. Кортикальная кость имеет равномерную36внутреннююструктуруиболее-менеепостоянныемеханическиехарактеристики, в свою очередь губчатая кость может иметь разную пористостьиплотность,поэтомуеёсвойстваболееанизотропны.Современнаямультиспиральная компьютерная томография позволяет определять плотностькостной ткани и вносить в математическую модель индивидуализированныеданные костной плотности [36, 51, 84, 125, 113, 114].При расчете предельных напряжений, приводящих к пластическойдеформации в костной ткани челюстей вокруг имплантатов и в зубных протезахпри функциональных и предельных нагрузках, используются различныекритерии, основанные на той или иной теории прочности.
Критерий прочностиобычно имеет определенную физическую интерпретацию: нормальное иликасательное напряжение, интенсивность напряжений, максимальное удлинение,энергияформоизмененияит.д.Критериальныеконстантыматериаловопределяются по результатам испытаний при простейших нагружениях приодноосном растяжении, одноосном сжатии и кручении (прочность на сжатиевыше прочности на растяжение). Для анализа процессов, проходящих в костныхтканях челюсти, необходимо учитывать, что костные ткани различным образомсопротивляются сжатию и растяжению.
Причем прочность на сжатие вышепрочности на растяжение. Это влияние можно учесть, например, если принять,что величина критического касательного напряжения зависит от величиныкритического нормального напряжения, действующего в той же плоскости. Наэтом основывается теория разрушения Мора, которая не только позволяетхарактеризовать напряженное состояние при разрушении, но и предсказатьориентацию плоскости разрушения.Однако само по себе разрушение, при изучении биомеханической системыортопедическая конструкция-имплантат-кость, не является главным.
Болееважным может быть расчёт запаса прочности исследуемой биомеханическойконструкции и связанные с этим варианты оптимизации выбора того или иногометода терапевтического или ортопедического лечения. В этом смысле более37удобна теория разрушения Шлейхера-Надаи [68]. В известном смысле онааналогична гипотезе Кулона-Мора (теория прочности Мора), но формулируетсяв терминах интенсивности касательных напряжений τu средних напряжений. В опасном состоянии интенсивность касательных напряженийявляется функцией гидростатического давления, характерной для данногоматериала:.
На плоскости τu, σ уравнениеопределяет некоторуюкривую – границу разрушения. Теория Шлейхера-Надаи позволяет учестьдвойственность характера разрушения и построить эффективные вероятностныеоценки.Вероятностьразрушениявокрестностипроизвольнойточкирассматриваемой костной ткани с учетом индивидуальных особенностей всейконструкции и условий ее нагружения, может быть оценена после расчетанапряженно-деформированного состояния [68]Для анализа напряженно-деформированного состояния зубочелюстнойсистемы Чуйко А.Н. с соавт.
(2004, 2006, 2007) разработали объемную(трехмерную) конечно-элементную модель участка нижней челюсти в областипремоляра (зуб 45) [141, 142, 143, 144]. При этом зуб замещался керамическимимплантатомпоформепремоляраи моделироваласьпрослойкамеждуимплантатом и костью разной жесткости (включая жесткость губчатой кости).Автор отмечает, что приведенные механические характеристики тканейзубочелюстной системы отражают только упругие (линейные) свойства костныхи мягких тканей. В тоже время совершенно очевидно, что костные и тем болеемягкие ткани обладают существенной пластичностью, т.е. нелинейностью (костьи мягкие ткани обладают не только пластичностью, но и способностью квозврату после деформации, подчиняясь при этом закону «запаздывания», о чемсвидетельствует петля гистерезиса при нагрузках и разгрузках биологическихтканей).Современные программы, реализующие метод конечных элементов,позволяют учитывать любой тип нелинейности.
Поэтому вопрос о построениисоответствующей модели связан только с отсутствием достоверных исходных38данных. В то же время при анализе линейной модели, которая по определениюявляется более жесткой системой, чем реальная биосистема, следует учитывать,что получаемые с ее помощью перемещения будут меньше, а напряжениябольше именно настолько, насколько введенные механические характеристикиотличаются от реальных.Таким образом, этапы проектирования и прогнозирования поведенияимплантатов должны являться неотъемлемыми при выборе варианта лечения.На стадии проектирования новой или усовершенствования существующейтехнологии выполнения конструкции необходимо учитывать не только общиефункциональные свойства челюсти, но и индивидуальные особенности здоровьяпациента, которые могут накладывать серьезные ограничения по использованиюдентальных имплантатов.1.4. Экспериментальные исследования прочности дентальных имплантатовБиомеханикуимплантатныхконструкцийможноизучатьнепосредственным и опосредственным методами.
Методики математическогомоделирования (пункт 1.3) относятся опосредованным методам, как правилоприменяются на этапе проектирования конструкций имплантатов или зубныхпротезов. Они позволяют выявить и устранить наиболее уязвимые, с точкизрения прочности, узлы конструкции и провести их коррекцию. И хотя методыматематического моделирования по своим результатам приближены к реальныммеханическимиспытаниям,последниеявляютсянаиболееточными,отражающими реальную физическую картину.Кнепосредственнымметодамможноотнестиклиническиеи экспериментальные исследования результатов протезирования, исследованияна испытательных стендах [276], оптические методы исследования [18].Основыпрочностныхисследованийприкомплексномнагружениисборной конструкции дентального имплантата заложены в работе Ломакина М.В(2001)[82].
В настоящее время для изучения прочности дентальных имплантатовиихкомпонентовразработанмеждународныйстандартпрочностных39статических и циклических испытаний ISO 14801-2007 Dentistry – Implants –Dynamic fatigue test for endosseous dental implants). Российский аналог данногостандарта – ГОСТ Р ИСО 14801-2012 «Стоматология. Имплантаты. Усталостныеиспытаниядлявнутрикостныхстоматологическихимплантатов».Всесовременные системы дентальных имплантатов должны отвечать прочностнымпараметрам, утверждённым в данном стандарте.Изучение прочностных параметров современных систем дентальныхимплантатов проводятся по указанному стандарту, что отражено в ряде статей[202, 234, 262, 222, 223, 225, 273].1.5.
Анализ наиболее распространенных причин потери имплантатов иметоды их устраненияДентальнаяимплантациясвязанасрядомрисков,приводящихк осложнениям и потере имплантатов. К ним относятся:1) отсутствие остеоинтеграции имплантата;2) развитие периимплантита;3) перегрузка имплантата и потеря остеоинтеграции в процессе егофункционирования.Формирование остеоинтеграции имплантата зависит от несколькихфакторов, определяющим из которых является степень травмирования кости приформированииложа.Отсутствиеилинедостаточнаяостеоинтеграцияобуславливаются механическими и термическими повреждениями кости впроцессе операции [181, 194, 201, 204, 220, 277].При соблюдении хирургического протокола остеоинтеграция будетнеизбежной и по последним данным может рассматриваться как защитнаяреакция со стороны макроорганизма.
Наличие титанового имплантата во времязаживления кости активирует иммунную систему и вызывает воспаление 2 типа,которое, вероятно, определяет взаимоотношение макроорганизма и имплантата.В то же время резорбция кости подавляется вокруг титановых имплантатов посравнениюспустымилункамипосле4недельимплантации,что40свидетельствует о переходе к более выраженной костеобразующей среде. Этопредполагает два важных шага в остеоинтеграции: идентификацию иммуннойсистемой титана в качестве инородного тела и активацию костеобразования, чтона тканевом уровне приводит к обрастанию костной тканью поверхностититанового имплантата, и может восприниматься как попытка изолироватьинородное тело от костномозгового пространства [246].Периимплантит – это воспалительный процесс вокруг имплантата,сопровождающийся поражением окружающих мягких и костных тканей ирезорбцией кости. Причиной развития периимплантита является комплексфакторов, основными из них являются: воспалительный, который развивается нафоне неудовлетворительной гигиены полости рта, биомеханический, приперегрузке имплантатов и иммунологический – результат взаимодействиятитановых сплавов с организмом [30, 44, 46, 77, 87, 89, 90, 96, 131].К группе риска периимплантита относятся курильщики, пациенты сзаболеваниями пародонта, иммунными нарушениями, эндокринной патологией[231].
Поэтому для успешной интеграции имплантата в костную ткань на этапепланирования операции надо учесть индивидуальные особенности пациента, егосостояние здоровья, возраст и др., и осуществить выбор протокола операции:одноэтапный или двухэтапный [9, 41].Некоторые авторы к причинам развития периимплантита относят толькобиомеханический фактор – перегрузку имплантата. Так в работе Морозова А.
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
