Full Text

Введение Стоматологическая имплантология возникла в 60-е годы XX века благодаря исследованиям остеоинтеграции - приживления титана в костной ткани. Первая в мире имплантация искусственного титанового корня в костную ткань челюсти была проведена в 1965 г. И. Бранемарком в Швеции [1], однако широкое распространение эта методика получила только в 80-е годы [2, 3]. Имплантат - это искусственный корень (металлический или керамический), который внедряется в костную ткань челюсти на месте отсутствующего зуба. Выделяют три вида интеграции имплантата в костную ткань: остеоинтеграция, фиброинтеграция, фиброостеоинтеграция. При остеоинтеграции происходит анатомическое и функциональное прямое соединение между костью и поверхностью имплантата, через которую передается функциональная нагрузка. Именно при оcтеоинтеграции поддерживается нормальная жизнедеятельность кости, так как имплантат, передавая механическое напряжение на кость, имитирует реальную нагрузку на кость от корня зуба. Это заставляет «работать» кость и предупреждает её атрофию, которая происходит при утрате зубов. Если в зоне контакта костной ткани с поверхностью имплантата образуется соединительная прослойка - происходит фиброинтеграция. К фиброостеоинтеграции относятся случаи, когда на части границы между костной тканью и поверхностью имплантата происходит остеоинтеграция, а на части - фиброинтеграция. Титан - один из немногих металлов, которые обладают способностью к приживлению в костной ткани (остеоинтеграции). Благодаря относительно невысокой стоимости он широко используется в протезировании. Свойство остеоинтеграции имеют также некоторые керамические материалы, например, диоксид циркония. Имплантированный зуб состоит, как правило, из нескольких частей: самого имплантата, абатмента, коронки, а также, в зависимости от конструкции, элементов крепления между частями. Абатмент - это переходный элемент, соединяющий имплантат с коронкой. Установлено, что наиболее эффективна винтовая самонарезающаяся конструкция имплантатов, которые отличаются формой резьбы, видом покрытия, а также могут быть разборными/неразборными [3]. Современные стоматологические имплантаты являются сложными механическими конструкциями, содержащими соединения различных материалов. Проектирование таких изделий требует как экспериментального, так и механико-математического моделирования. Моделирование является также необходимым этапом для оценки механической прочности имплантатов при реальных стоматологических нагрузках. Для механико-математического моделирования различных аспектов, связанных с применением стоматологических имплантатов, в последние десятилетия используется метод конечных элементов (МКЭ). Отметим некоторые недавние исследования [4-14], где также имеется библиография работ прошлых лет. Метод граничных интегральных уравнений (МГИУ) имеет ряд преимуществ по сравнению с МКЭ. Поскольку граничные интегральные уравнения (ГИУ) содержат только граничные значения переменных задачи, то при численном решении выполняется дискретизация только поверхности (границы - в двумерном случае) расчетной модели, что является одним из основных преимуществ данного метода перед МКЭ, при использовании которого необходимо разбиение на элементы всего объема тела. Совокупность методов численного решения ГИУ объединяется общим названием - метод граничных элементов (МГЭ) [15]. В теории упругости наиболее эффективно применение МГИУ в задачах, для решения которых достаточно информации о значениях перемещений и напряжений только на поверхности конструкции. Такого рода задачи возникают при исследовании концентрации напряжений; в механике разрушения; при расчете контактного взаимодействия; при оптимизации формы конструкций. Отметим также, что при использовании МГИУ, ввиду независимого моделирования перемещений и напряжений на поверхности тела, в зонах с высокими градиентами напряжений можно получить результаты, сопоставимые с результатами, полученными с помощью МКЭ, но без существенного измельчения сетки элементов [16]. Упрощается также взаимодействие между вычислительными программами и системами автоматизированного проектирования при описании поверхности конструкции. В задачах стоматологической биомеханики МГИУ использовался для анализа напряженного состояния соединения гладкого имплантата и костной ткани [17]. Сравнительный анализ применения МКЭ и МГИУ при исследовании напряженно-деформированного состояния имплантатов выполнен в работах [18-19]. Задачи оптимизации с использованием метода ГИУ рассмотрены в работе [20] на примере оптимизации формы зубного протеза. Ввиду ограниченных возможностей ЭВМ, недостаточной степени разработки программного обеспечения и сложности геометрического описания поверхности имплантата на начальном этапе применения этих методов использовались двумерные модели. На данном этапе развития программно-технических средств решение использовать двумерную или трёхмерную расчётную модель зависит от многих взаимосвязанных факторов, таких как цель исследования, сложность описания геометрии и, наконец, затраты времени на подготовку исходной информации для расчёта (в трёхмерном случае используются специальные САПР, связанные с установками компьютерной томографии). Отметим, что дефекты при описании поверхности имплантата могут приводить к заметным погрешностям при использовании трёхмерных моделей. Использование двумерных моделей (особенно в МГИУ с описанием геометрии только границы области) имеет ряд преимуществ: возможность многовариантных расчётов при сравнении механических характеристик имплантатов, изготовленных из различных материалов, исследование концентрации напряжений и оптимизация конструкций. Отметим также, что использование двумерных моделей даёт, как правило, консервативную оценку для напряжений [4]. Наряду с титановыми сплавами, керамические материалы (в основном, диоксид циркония) все более широко применяются при изготовлении стоматологических имплантатов [21-23]. В данной работе МГИУ применяется для расчета напряженно-деформированного состояния стоматологического имплантата с цементной фиксацией коронки при использовании различных материалов (титана и керамики) в соединении. При цементной фиксации абатмент крепится к имплантату посредством винта. После этого коронка вместе с каркасом фиксируется на абатмент с помощью специального цемента [3]. Расчёт выполнен в постановке плоской деформации и состоял из двух этапов: 1) расчёта составной конструкции имплантата со сглаженными зубцами; 2) исследования деталей распределения напряжений в винтовом соединении в зоне сцепления имплантата с костной тканью. 1. Граничные интегральные уравнения теории упругости для кусочно-однородных областей Для численного анализа напряженно-деформированного состояния используем прямой вариант МГИУ [15]. Двумерную составную конструкцию моделируем набором однородных подобластей. Такой подход позволяет рассматривать трещины на границе соединения различных материалов и учитывать условия неидеального соединения между подобластями [24-26]. Без учета массовых сил и тепловых воздействий ГИУ теории упругости для каждой однородной подобласти конструкции в системе координат Х10Х2 и тензорных обозначениях имеют вид [15] где точки и принадлежат границе подобласти Г, перемещения и усилия на границе подобласти; - функции, зависящие от локальной геометрии в точке р, для гладкой границы . Функции и являются фундаментальными решениями Кельвина для задачи теории упругости (плоская деформация) [15]. (2) (3) где Е - модуль упругости; - коэффициент Пуассона материала подобласти и - расстояние между точками q и p на границе подобласти. Дифференцирование в выражениях (2)-(3) выполняется по координатам точки q: Производная по направлению вектора внешней нормали в точке q в выражении (3) определяется как , где - компоненты вектора внешней нормали в точке q. Выражения (2)-(3) будут справедливы также для плоского напряженного состояния при замене параметров на Полагаем, что на участках идеального контакта подобластей выполняются условия непрерывности для перемещений и равновесия для усилий (k и n - номера соседних подобластей): (4) Дополнительные условия (заменяющие условия (4)) используются при моделировании неидеального соединения подобластей (обобщенный закон деформирования связей) [25-26]: (5) Здесь соответствует касательному и нормальному направлениям в точке q границы соединения подобластей; - жесткость связей между подобластями; - безразмерная функция, зависящая от положения точки q на участке соединения материалов и натяжения связей; H - линейный размер, пропорциональный толщине зоны неоднородности на участке соединения материалов; - эффективный модуль упругости связей; σ - модуль вектора усилий в связях. Если жесткость связей не зависит от натяжения связи, то зависимости (5) определяют линейно-упругий закон деформирования связей. Для численного решения ГИУ используем изопараметрические квадратичные граничные элементы. Дискретизация границ подобластей и аппроксимация переменных позволяет заменить вычисление интегралов по всей поверхности подобласти в ГИУ суммой интегралов по совокупности граничных элементов, представляющих поверхность подобласти, и получить для каждой точки коллокации p дискретной представление ГИУ. При этом возникает необходимость вычисления интегралов вида (6) где р - точка коллокации, для которой формируется дискретное представление ГИУ; - параметрическая координата в пределах элемента; - какая-либо компонента фундаментального решения ГИУ (1); - функция формы узла с номером граничного элемента e, Сингулярное поведение фундаментальных решений (2)-(3) проявляется в основном при вычислении интегралов вида (6) по элементам, содержащим точку коллокации p. Ввиду этого рассматривается два случая расположения точки p: а) , б) здесь e - граничный элемент, по которому выполняется интегрирование. В первом случае подынтегральные функции в (6) ограничены, и интегрирование выполняется по квадратурным формулам Гаусса-Лежандра с учетом сгущения точек интегрирования в направлении точки коллокации. При фундаментальное решение плоской задачи теории упругости для перемещений содержит слабую логарифмическую особенность и интегралы в дискретном представлении ГИУ, содержащие эту функцию, вычисляются с использованием квадратурной формулы с логарифмической весовой функцией. Фундаментальное решение для поверхностных усилий содержит сильную особенность, и вычисление суммы соответствующих интегралов и параметра выполняется косвенным путем исходя из смещения тела как жесткого целого (см. описание алгоритма численного интегрирования для двумерных и пространственных задач в [16]). Обходя последовательно узловые точки границ всех подобластей, получаем дискретное представление ГИУ. Учет граничных условий на внешних частях подобластей и дополнительных условий (4)-(5) позволяет получить из системы дискретных ГИУ для всех подобластей конструкции систему линейных алгебраических уравнений (СЛАУ) для определения узловых неизвестных задачи. Методика численного решения ГИУ реализована в комплексе программ "МЕГРЭ" (Метод ГРаничных Элементов) [16, 25, 26], который может быть использован для решения широкого круга научных и прикладных задач при механической нагрузке, а также стационарном и нестационарном тепловом нагружении. 2. Расчет составной конструкции имплантата Расчетная модель первого этапа содержала 7 подобластей, соответствующих отдельным элементам конструкции имплантата. На рис. 1 показана расчетная модель при сжимающей нагрузке с указанием подобластей и граничных условий (здесь и далее в статье используется система координат для удобства графического представления внешний слой кортикальной кости, винт, каркас и коронка - заштрихованы). Длина имплантата 14 мм. Рис. 1. Гранично-элементная дискретизация имплантата и участка челюсти, сжимающая нагрузка, 7 подобластей, 974 узла Fig. 1. Boundary element discretization of the implant and a part of the jaw, compressive load, 7 sub-regions, 974 nodes Толщина слоя стеклоиономерного цемента, использующегося для крепления коронки с керамическим каркасом к абатменту, принималась . Ввиду того, что толщина этого слоя много меньше характерных размеров конструкции, при расчете слой моделируется с использованием условий неидеального контакта подобластей с заданной жесткостью связей (см. выражение (5)). Жесткость связей, заменяющих слой, полагается одинаковой в направлениях нормальном и касательном к границе области, Здесь - модуль упругости цемента, = 20,9 ГПа; расчет дает жесткость связей . Между всеми остальными соединенными элементами конструкции выполняются условия идеального сцепления (4). Нагрузка и граничные условия. Нагрузка величиной прикладывается к окклюзионной поверхности коронки в двух вариантах (в вертикальном направлении и под углом 45°) (см. рис. 1 - зона 7). Величина нагрузки выбрана по данным работы [27]. По внешней границе кортикальной кости (см. рис. 1) заданы нулевые перемещения по направлениям осей координат: (заштрихованная тонкая зона показывает область заданных нулевых перемещений по внешней границе кортикальной кости, это обозначение не является частью модели). Полагая, что площадь контактной поверхности коронки получаем, что нагрузка-давление соответствует при таком допущении приложенной силе Механические свойства материалов (см. [28, 29]) приведены в табл. 1. Таблица 1 Механические характеристики материалов имплантатов и костной ткани Table 1 Mechanical characteristics of implant materials and bones Материал Модуль упругости E, ГПа Коэфф. Пуассона Предел текучести (а), предел прочности (б), МПа Керамика 70 0,19 320 (б) Стеклоиономерный цемент 20,9 0,35 120 (б) Титан 113,8 0,32 880 (а) Кортикальная кость 18,1 0,2 130 (б) Губчатая кость 0,49 0,34 5,0 (б) Рассмотрено четыре варианта сочетания материалов в конструкции (во всех вариантах коронка и каркас - керамические): 1) имплантат - титан; винт - титан; абатмент - титан; 2) имплантат - титан; винт - титан, абатмент - керамика; 3) имплантат - керамика, винт - керамика, абатмент - керамика; 4) имплантат - керамика, винт - титан; абатмент - керамика. Расчет составной конструкции имплантата выполнялся при 364 узлах (минимальное число, необходимое для описания геометрии конструкции), 718 и 974 узлах на границах всех подобластей. Результаты расчетов в двух последних случаях отличались не более чем на 5-7 %. Для каждого варианта сочетания материалов выполнены расчеты при вертикальной и наклонной нагрузках. При вертикальном нагружении прикладывалось сжимающее давление p = 6 МПа. Наклонная нагрузка задавалась в форме двух компонент, действующих по направлениям осей координат так что суммарная величина нагрузки равнялась нагрузке, приложенной в вертикальном направлении. Эквивалентные напряжения (напряжения по Мизесу) для состояния плоской деформации определяются следующим образом (σ1,2,3 - главные напряжения): Таблица 2 Максимальные эквивалентные напряжения в подобластях конструкции имплантата при вертикальной (В) и наклонной (Н) нагрузках, МПа Table 2 The maximums of equivalent stresses in the sub-regions of the implant structure under vertical (B) and inclined (H) loads, MPa Область Вариант 1 Вариант 2 Вариант 3 Вариант 4 В Н В Н В Н В Н Корт. кость 75 105 77 103 77 97 75 94 Губч. кость 4 4 4 4 4 4 4 4 Имплантат 162 614 136 619 133 608 127 585 Винт 54 268 50 250 47 259 50 260 Абатмент 123 569 115 566 116 561 107 531 Коронка-каркас 18 77 22 92 26 104 21 88 Таблица 3 Максимальные перемещения в подобластях конструкции имплантата при вертикальной (В) и наклонной (Н) нагрузках, мкм Table 3 The maximum displacements in the sub-regions of the implant structure under vertical (B) and inclined (H) loads, μm Область Вариант 1 Вариант 2 Вариант 3 Вариант 4 В Н В Н В Н В Н Имплантат 11 23 11 24 12 23 12 23 Винт 12 44 12 50 13 60 13 52 Абатмент 13 72 14 93 15 98 14 93 Коронка-каркас 14 93 15 106 16 126 15 120 Рис. 2. Распределение эквивалентных напряжений (МПа) по границе губчатой кости, титановый имплантат (вариант расчета 1): а - вертикальная нагрузка; б - наклонная нагрузка Fig. 2. Distribution of equivalent stresses (MPa) along the border of the spongy bone, the titanium implant (the version of calculation 1): a) shows the vertical load; b) shows the inclined load В табл. 2 и 3 приведены максимальные эквивалентные напряжения и максимальные смещения в подобластях конструкции для расчетной модели, содержащей 974 узла на границах всех подобластей. Из результатов, приведенных в табл. 2, следует, что максимальные напряжения наблюдаются в имплантатах - соответственно 162 МПа (титан) и 133 МПа (керамика). Высокие напряжения также наблюдаются в абатменте - 123 МПа (титан) и 116 МПа (керамика). При этом максимальные напряжения в коронке на титановом имплантате (18 МПа) меньше, чем напряжения в коронке на керамическом имплантате (26 МПа). В соединяющем винте, расположенном в средней зоне имплантата, максимальные напряжения составляют 54 МПа (титан) и 47 МПа (керамика). Менее напряженными конструкциями являются модели 3 и 4 с керамическим имплантатом. В кортикальной костной ткани максимальные напряжения локализуются в пришеечной зоне в области контакта с имплантатом и составляют 75 МПа (титановый имплантат), 77 МПа (керамический имплантат). В губчатой костной ткани напряжения (4 МПа) одинаковы для всех вариантов расчета. Напряжения в губчатой кости значительно меньше ввиду малого модуля упругости материала губчатой кости. Отметим, что при вертикальной нагрузке максимальные напряжения в губчатой кости наблюдаются в верхней части контакта с имплантатом, а при наклонной нагрузке - в нижней части контакта с имплантатом (рис. 2) (расчётная модель соответствует рис. 1). При приложении наклонной нагрузки напряжения в частях имплантата существенно возрастают (ввиду значительного изгиба). Так как керамический материал имеет модуль упругости меньше, чем титан, то максимальные смещения в подобластях конструкции имплантата наблюдаются для моделей 3 и 4, а минимальные - для модели 1, содержащей только титановые компоненты (см. табл. 3). Результаты, полученные на первом этапе расчета, качественно согласуются с результатами работ [5, 9]. Отметим, что в стоматологической биомеханике, ввиду большого разнообразия моделей и значительного разброса механических свойств биологических тканей, детальный сравнительный анализ результатов расчётов затруднён [14]. 3. Концентрация напряжений в винтовом соединении имплантата и костной ткани Наиболее распространенная винтовая форма имплантатов позволяет увеличить площадь контакта между имплантатом и костной тканью, оптимизировать передачу нагрузок в зоне контакта кость-имплантат. В сочетании со специальной обработкой поверхности имплантата винтовые имплантаты обеспечивают хорошую остеоинтеграцию на границе соединения имплантат-костная ткань. Винтовой имплантат также позволяет ограничить микросдвиги во время начального этапа заживления и уменьшить сдвиговую нагрузку за счет увеличения областей сжатия вдоль имплантата [30, 31]. Наличие винтового соединения имплантата и костной ткани приводит, как и в технических конструкциях [32], к возникновению концентрации напряжений в областях с резким изменением формы поверхности соединения. Систематические исследования в этом направлении только начинаются. Влияние геометрических параметров имплантата - его длины, диаметра, параметров резьбы: шага, формы и глубины на процесс остеоинтеграции рассматривалось в работах [33-37]. Влияние механических свойств материалов на распределение напряжений в винтовом соединении с учётом концентрации напряжений при использовании керамического и титанового имплантатов рассмотрено ниже. При анализе напряженного состояния винтового соединения имплантата и губчатой костной ткани полагалось: 1) углубления в кости, образующиеся при внедрении имплантата, соответствуют резьбе на имплантате; 2) происходит формирование полного соединения материалов на границе имплантата и кости (остеоинтеграция). Размеры элементов в зоне концентрации напряжений составляли порядка 0,1 радиуса концентратора, что обеспечивает достаточную точность расчётных результатов (см. [16], где исследована сходимость метода ГИУ при решении двумерных и пространственных задач концентрации напряжений). Исследование концентрации напряжений в соединении при вертикальной нагрузке. При вертикальной сжимающей нагрузке ввиду симметрии задачи расчеты выполнены на модели половины конструкции имплантата в постановке плоской деформации. Форма поперечного сечения каждого зуба, впадин между витками резьбы на имплантате, а также форма углублений в кости моделировались как равносторонний треугольник со стороной (при 12 зубцах по длине имплантата). Радиус закругления вершин зубцов и впадин между витками (r) принимался равным половине радиуса окружности R, вписанной в равносторонний треугольник со стороной а, Расчетная модель содержит 4 подобласти (имплантат, губчатая кость, кортикальная кость, канал) с общим числом узлов 1022 (рис. 3). На оси симметрии конструкции (линия MN) полагались равными нулю перемещения вдоль оси ОХ и усилия вдоль оси ОY. На большей части внешней поверхности кортикальной кости (за исключением последнего сегмента, примыкающего к пришеечной области) полагались равными нулю перемещения по направлениям осей координат (узкая штриховая полоса на рис. 3 - указатель граничных условий). Равномерно распределённая сжимающая нагрузка σ0 прикладывалась к верхнему сечению имплантата. Рис. 3. Расчетная модель соединения имплантата и костной ткани, 4 подобласти, 1022 узла: 1 - имплантат; 2 - губчатая кость; 3, 4 - кортикальная кость Fig. 3. The computational model of the joint of the implant and the bone tissue, 4 sub-domains, 1022 nodes: 1 - shows the implant; 2 - shows the spongy bone; 3, 4 - show the cortical bone Распределения относительных эквивалентных напряжений (напряжений, нормированных величиной внешней нагрузки, приложенной к имплантату (σi /σ0), коэффициент концентрации эквивалентных напряжений - ККЭН) при использовании керамического имплантата по границам имплантата и губчатой костной ткани приведены на рис. 4. Напряжения по длине имплантата распределены неравномерно. Наибольшая концентрация напряжений наблюдается в зоне первого витка резьбы имплантата. В табл. 4 приведены значения ККЭН для имплантата, губчатой кости и слоя кортикальной кости, примыкающей к шейке имплантата при использовании керамического или титанового имплантатов. Напряжения в костной ткани также имеют неравномерное распределение, и наибольшие напряжения в губчатой кости не превышают величины внешних напряжений, приложенных к имплантату. Максимальные напряжения в слое кортикальной кости более чем два раза превышают величины нагрузки, приложенной с имплантату (см. табл. 4) и наблюдаются на внешней поверхности кости в зоне смены типа граничных условий (см. рис. 3). Замена материала имплантата на титан не приводит к значительным изменениям в распределении напряжений, что связано с большим различием модулей упругости материалов имплантатов (керамики или титана) и костных тканей. Отметим, что при действии вертикальной сжимающей нагрузки на имплантат на первых трех витках резьбы преобладают растягивающие напряжения σyy, а на остальной части имплантата преобладают сжимающие напряжения (рис. 5). Возникновение концентрации напряжений в витках резьбы имплантата в рассматриваемой задаче обусловлено различием модулей упругости имплантатов и костной ткани, что подтверждается расчетом при одинаковых модулях упругости материалов в соединении (рис. 6). Таблица 4 Коэффициенты концентрации эквивалентных напряжений в подобластях конструкции винтового соединения имплантата и костной ткани, вертикальная нагрузка, σi /σ0 Table 4 Coefficients of equivalent stresses concentration in the sub-regions of the screw connection of the implant and the bone tissue, vertical load, σi /σ0 Область Керамика Титан Имплантат 3,58 3,72 Кортикальная кость 2,12 2,67 Губчатая кость 0,79 0,76 Рис. 4. Распределение относительных эквивалентных напряжений по границе расчетной области: a - керамический имплантат; б - губчатая кость Fig. 4. The distribution of relative equivalent stresses along the boundary of the calculated domain: a - ceramic implant; b - spongy bone Рис. 5. Распределение напряжений σуу /σ0 по границе керамического имплантата Fig. 5. Stress distribution σуу /σ0 along the boundary of the ceramic implant Рис. 6. Распределение относительных эквивалентных напряжений по границе имплантата, однородная конструкция Fig. 6. The distribution of relative equivalent stresses along the boundary of the implant, homogeneous structure Исследование концентрации напряжений в соединении при наклонной и изгибающей нагрузках. Расчетная модель винтового соединения имплантата и костной ткани при наклонной и изгибающей нагрузках состояла из трех подобластей, слой кортикальной кости заштрихован (общее число узлов в модели 1856), (рис. 7). Канал в нижней части сечения челюсти не моделировался, так как эта зона является малонагруженной. Формирование поперечного сечения винтового соединения описано выше. Граничные условия: на большей части внешней поверхности кортикальной кости (за исключением последнего сегмента, примыкающего к пришеечной области) полагались равными нулю перемещения по направлениям осей координат, зоны закрепления показаны на рис. 7 тонкой штриховой полосой, наклонная нагрузка прикладывалась под углом 45º к плоскости сечения имплантата. Между имплантатом и костной тканью полагались условия идеального соединения (остеоинтеграция). Внешняя нагрузка прикладывалась к верхнему сечению имплантата в форме двух компонент, действующих по направлениям осей координат, . Полагаем, что нагрузка, приложенная к верхней части коронки (см. первый этап расчета, полностью передается на верхнее сечение имплантата). Так как наклонная нагрузка приложена к верхней поверхности коронки, то при переносе приложения нагрузки к сечению имплантата необходимо учесть также момент М, создаваемый этой нагрузкой, который можно оценить как где Fx - перерезывающая сила, h - высота коронки. Точное вычисление момента является трудоемкой задачей ввиду сложной формы коронки. Моделирование приложения момента силы осуществляется приложением к сечению имплантата внешней нагрузки, изменяющейся линейно вдоль сечения имплантата. Расчетная модель с приложением к верхнему сечению имплантата нагрузки, соответствующей приложению момента силы, показана на рис. 7, б. Распределение нагрузки, показанное на рис. 7, б, описывается уравнением Такое распределение нагрузки соответствует величине момента, приложенного к сечению имплантата Здесь - заданное напряжение на краю сечения; ρ - радиус имплантата; - толщина модели. Из последнего выражения можно определить напряжение на краю сечения имплантата при заданной величине момента силы как (7) Расчеты выполнены для двух вариантов нагружения - наклонная нагрузка и нагрузка моментом (см. рис. 7). Рассмотрим результаты при наклонной нагрузке. На рис. 8 показаны распределения эквивалентных напряжений вдоль винтового контура имплантата и вдоль контура губчатой кости для наклонной нагрузки при использовании керамического имплантата. Как и при одноосной нагрузке, максимальная концентрация напряжений наблюдается на первом витке винтовой конструкции имплантата, причем напряжения в зоне сжатия превышают напряжения в зоне растяжения (рис. 8, а) (касательная нагрузка приложена вдоль положительного направления оси ОХ, см. рис. 7, а). Незначительная концентрация напряжений имеется также в концевой зоне имплантата. Замена материала имплантата на титан приводит к незначительным изменениям напряжений. а б Рис. 7. Расчетная модель соединения имплантата и костной ткани, 3 подобласти: 1 - имплантат; 2 - губчатая кость; 3 - кортикальная кость: а - наклонная нагрузка; б - нагрузка моментом Fig. 7. The model for the analysis of the joint of the implant and the bone tissue, 3 sub-regions: 1 - shows the implant; 2 - shows the spongy bone, 3 - shows the cortical bone: a - is the inclined load; b - is the loading by the moment Рис. 8. Распределение эквивалентных напряжений (МПа) вдоль границы расчетной модели, керамический имплантат, наклонная нагрузка: а - имплантат; б - губчатая кость Fig. 8. The distribution of equivalent stresses (MPa) along the boundary of the calculated model, the ceramic implant, the inclined load: a - is the implant; b - is the spongy bone Рис. 9. Распределение масштабированного коэффициента концентрации эквивалентных напряжений вдоль контура расчетной модели, керамический имплантат, моментная нагрузка: а - имплантат; б - губчатая кость Fig. 9. The distribution of the scaled coefficient of the equivalent stresses’ concentration along the boundary of the calculated model, the ceramic implant, loading by the moment: a - is the implant; b - is the spongy bone Рассмотрим результаты расчета при моментной нагрузке. На рис. 9 приведено распределение масштабированного ККЭН вдоль винтового контура керамического имплантата при моментной нагрузке ( определяется выражением (7)). Распределение масштабированного ККЭН вдоль винтового контура губчатой кости при моментной нагрузке приведено на рис. 9, a. При моментном нагружении, как и в случае приложения наклонной нагрузки, напряжения незначительно возрастают при замене керамического имплантата на имплантат из титана. Отметим, что при моментной нагрузке распределения эквивалентных напряжений симметричны относительно оси имплантата. Оценим итоговый коэффициент концентрации напряжений для случая керамического имплантата, при учете изгибающей и моментной нагрузок. Максимальные напряжения в керамическом имплантате (см. рис. 8, а) при нагрузке , что соответствует ККЭН . Расчет при моментной нагрузке (рис. 9, а) дает ККЭН В итоге имеем коэффициент концентрации напряжений который превышает ККЭН при одноосном нагружении (см. табл. 2) на 36 %. Отметим, что для оценки коэффициентов запаса прочности имплантатов и костной ткани с учетом эффекта концентрации напряжений необходимо задание величины силы, действующей на коронку имплантата при эксплуатации. По данным работ [27-29] эта сила изменяется в пределах 150-600 Н. При оценке запаса прочности по напряжениям, определенным без учета их концентрации, все элементы имплантатов и костной ткани имеют достаточный запас прочности (см. табл. 1 и 2) при внешней нагрузке, соответствующей силе Заключение При расчете конструкции имплантата с компонентами из различных материалов установлено, что наибольшие напряжения возникают в имплантатах с преобладанием компонентов из титана, имеющего большой модуль упругости (варианты расчетов 1 и 2). Максимальные смещения элементов конструкции получены для моделей имплантата на основе керамики (варианты расчетов 3 и 4), а минимальные - для модели 1 на основе титана. Значительные напряжения наблюдаются на краю коронки (на стыке абатмента и коронки), причем при использовании керамического имплантата эти напряжения выше, чем при титановом имплантате. Расчет модели винтового соединения имплантата и костной ткани позволил оценить величину концентрации напряжений в витках резьбы и в костной ткани при различных условиях нагружения. Установлено, что наибольшие напряжения возникают в зоне первого витка резьбы имплантата. Ввиду относительно малого (по сравнению с материалом имплантата) модуля упругости губчатой костной ткани наибольшие напряжения в губчатой костной ткани не превышают величины внешних напряжений, приложенных к имплантату. Напряжения в слое кортикальной кости превышают при одноосном сжатии величину внешней нагрузки более чем в два раза. Отметим, что коэффициент концентрации напряжений существенно зависит от вида нагружения, формы зубцов имплантата, а для детального исследования напряжений в костной ткани необходима также информация о процессе формирования соединения на границе винтового имплантата и костной ткани. Полученные результаты демонстрируют эффективность применения метода граничных интегральных уравнения для решения задач стоматологической биомеханики. Дискретизация в расчетных моделях выполнялась только по границам подобластей, состоящих из однородных материалов, что позволяет эффективно выполнять многовариантные расчеты при исследовании сходимости численного решения, а также при оптимизации формы имплантатов.

About the authors

M N Perelmuter

A.Y. Ishlinsky Institute for Problems in Mechanics

References

Statistics

Views

Abstract - 249

PDF (Russian) - 94