牙槽嵴種植牽張器-骨三維有限元模型的構(gòu)建

仇 敏，惠光艷，賈文敏

各種原因引起牙頜部分或全部缺失后，牙槽嵴將發(fā)生不同程度的吸收萎縮，破壞義齒固位和穩(wěn)定，難以取得良好的修復效果。對于種植義齒修復，由于植入?yún)^(qū)骨量不足，難以容納種植體，即使勉強植入，過大冠根比也常導致種植義齒松動[1]。萎縮的牙槽嵴要進行修復治療必須行牙槽嵴增高術(shù)以滿足必要的修復條件。近年來，牽張成骨（distraction osteogenesis，DO）技術(shù)在牙槽外科得到廣泛應(yīng)用，有望成為一種理想的牙槽嵴增高技術(shù)。本研究試圖建立牙槽嵴種植牽張器-骨復合體三維有限元模型以模擬牙槽嵴種植牽張器所處的生物力學環(huán)境，為進一步了解其生物力學特性提供基礎(chǔ)。

圖 1 牽張種植體分解視圖

1 材料和方法

1.1 軟硬件環(huán)境 硬件為電腦1臺，配置如下：CPU：AMD Athlon AM2 3800+x2；RAM：2G； Harddisk：Seagate 200G；Video Card：Nvidia 6600GT。 軟 件 ：AutoDeskMechanicalDesktop2004DX中文版（AutoDesk 公司），ANSYS Workbench 10.1（ANSYS公司），運行于Windows XP環(huán)境下。

1.2 牙槽嵴種植牽張器模型設(shè)計 本研究選用由何黎升等設(shè)計的種植體型牙槽嵴牽張器，全長

11.0 mm，設(shè)計牽張全程為16.0 mm，直徑3.7 mm，螺距0.7 mm，螺紋深0.25 mm。具體結(jié)構(gòu)及外形數(shù)據(jù)見文獻[2]化模型需要，將牽張器分解為兩部分，即基骨段和輸送段。

運行MDT2004軟件，通過定義并約束輪廓截面的方法獲得未添加螺紋的零件原始模型，繼而采用定義三維螺旋掃略路徑的方法運用掃略、零件布爾運算等軟件操作技術(shù)分別獲得輸送段及基段牽張器CAD模型。打開零件裝配增強控制器，為輸送段和基段添加三維裝配約束，使兩者連接，螺紋吻合緊密。得到該牽張器的CAD模型，分解視圖見圖1。

1.3 骨段模型設(shè)計 繪制下頜骨骨段模型。模型近遠中向長10 mm，高15 mm，頰舌向?qū)?0 mm。除近遠中面外，外層均被覆1.2 mm厚密質(zhì)骨，內(nèi)層為松質(zhì)骨構(gòu)成。模型通過參數(shù)化建模方式獲得，各項數(shù)據(jù)均可調(diào)整并自動更新模型。

1.4 牙槽嵴牽張器-骨復合體CAD模型的生成利用零件布爾運算功能，以生成的牽張器模型切削萎縮段骨模型中心位置，以模擬種植窩的制備。采用零件分割技術(shù)將萎縮段近咬合面部分骨質(zhì)切開，形成 8 mm（近遠中）×10 mm（頰舌向）×5 mm（高度）大小之游離骨段以模擬牽張中的矩形截骨術(shù)；繼而利用零件裝配增強控制器將牽張器模型植入種植窩中，使基段和輸送段的分界線位于前述的截骨線上，最終建立牙槽嵴牽張器-骨復合體CAD模型。圖2示牽開1 mm時的骨-牽張器復合體CAD模型。

圖 2 輸送段被牽開1 mm時骨-種植牽張器復合體CAD模型

1.5 牙槽嵴牽張器-骨復合體三維有限元模型的生成 運行ANSYS Workbench 10.1軟件將MDT 2004所生成的CAD模型導入，即生成牙槽嵴牽張器-骨復合體三維有限元模型。通過在MDT軟件中使用增強零件操縱器調(diào)整輸送段骨和牽張器的位置，可模擬牽張進行的各個階段。圖3示牽開1 mm時的骨-牽張器復合體有限元模型。

圖 3 輸送段被牽開1 mm時骨-種植牽張器復合體有限元模型

1.6 材料力學特性與加載約束 本實驗設(shè)定骨組織為Ⅲ類骨質(zhì)，為簡化模型，假設(shè)模型中骨和種植體均為連續(xù)、均質(zhì)和各向同性的線彈性材料，各部分力學參數(shù)見表1[1]。設(shè)定牽張開始前及進行中時，牽張器與骨之間關(guān)系為緊密接觸并可做少許滑動。約束條件設(shè)定為基骨段近遠中面施加剛性約束。

表 1 有關(guān)組織和材料的力學參數(shù)

2 結(jié)果

三維有限元模型具有良好的形態(tài)，牽張器模型質(zhì)量好，無零件間相互干涉，螺紋密合。對牽張過程的模擬與臨床所見類似。

3 討論

與骨移植術(shù)、膜引導組織再生術(shù)、羥基磷灰石牙槽嵴重建術(shù)等常規(guī)牙槽嵴增高方式相比，DO技術(shù)具有諸多優(yōu)點：創(chuàng)傷較小，不需開辟第二術(shù)區(qū)；組織兼容性好，不存在生物相容性問題；牽張過程中軟組織和骨組織得到同步增加，術(shù)后牙槽嵴軟硬組織外形恢復好，且不易吸收，便于種植和修復治療。牽張成骨是一個骨愈合和再生的過程，力學環(huán)境對相關(guān)連接組織的材料形態(tài)和結(jié)構(gòu)強度的維持、修復和再生具有關(guān)鍵作用。牽張能否成功，不僅有賴于在骨切開時最大限度地保留骨膜和血供、有足夠的時間形成修復性骨癡、適宜的牽張速度和頻率以及合適的固定期等生物學因素，還取決于生物力學因素[3]。

機體組織在緩慢、有規(guī)律、穩(wěn)定的牽引力作用下可產(chǎn)生張力，刺激和保持骨組織結(jié)構(gòu)的再生和生長，使牽張區(qū)內(nèi)細胞增生、生物合成功能被激活。由于牽張間隙是逐漸、緩慢增加的，間隙內(nèi)組織所受張力小于快速牽引時的應(yīng)力，此時，周圍骨膜、筋膜、神經(jīng)、肌肉、血管、皮膚和肌腱等軟組織就會發(fā)生對應(yīng)力的適應(yīng)性反應(yīng)。張應(yīng)力的效應(yīng)首先是粘彈性材料的抗屈服特性，然后是骨周軟組織順應(yīng)牽引速度與距離的力學效應(yīng)，最后出現(xiàn)由此造成的間隙內(nèi)骨組織的增殖反應(yīng)，這是DO的生物力學基礎(chǔ)。組織界面的應(yīng)力傳導和分布，是DO過程中一個重要研究方面[4]，牽張器就位后，其界面上應(yīng)力分布合理與否將直接影響成骨的方向與連續(xù)性。雖然學者們通過動物實驗進行了研究，但是動物模型與人牙槽嵴萎縮患者的真實情況有較明顯的區(qū)別。目前，大多數(shù)動物模型是通過拔牙并輔以牙槽嵴修整術(shù)模擬，其缺損部位的下頜骨牙槽嵴除高度喪失外，沒有結(jié)構(gòu)的明顯變化。而根據(jù)文獻報道，有齒下頜骨，無齒下頜骨及缺牙區(qū)下頜骨的形態(tài)及內(nèi)部結(jié)構(gòu)均存在差異。因此，其實驗結(jié)果與牙槽嵴萎縮真實情況有一定差異。臨床應(yīng)用中，由于對骨組織應(yīng)力的改變不甚明了，不可避免出現(xiàn)一些并發(fā)癥。因此，明確牽張器這一特殊種植體植入萎縮牙槽嵴后的生物力學特性對ARA的臨床應(yīng)用有指導意義。

作為一種重要的理論應(yīng)力分析發(fā)法，有限元法最基本、最重要的步驟就是建立有限元模型[5]，將直接影響分析結(jié)果的準確性與信度。由于相對規(guī)則的種植體幾何外形以及相對較小的研究范圍，在目前的牙種植體有限元研究中非實體建模法逐漸占據(jù)了主流。該方法將種植體和頜骨幾何外形做一定簡化后，直接利用計算機輔助設(shè)計軟件繪制生成模型。與利用活體或離體頜骨并通過磨片、CT掃描等予以數(shù)字化的實體建模法相比，所需設(shè)備簡單，大大減輕了工作量，并可滿足種植體骨界面應(yīng)力分析的要求。對于種植牽張器-骨復合體模型來說，由于矩形截骨術(shù)使骨模型被一分為二，牽張器結(jié)構(gòu)也遠較種植體為復雜，模型計算量大大增加，因而更適用于非實體法建模。由于正常及異常牙槽嵴臨床表現(xiàn)不同，個體差異明顯，因而利用CT等影像手段獲得的模型分析結(jié)果往往缺乏足夠的代表性，難以全面說明問題。本研究利用CAD軟件簡化模型，是目前廣泛應(yīng)用的建模方法[6]。

與種植體有限元研究中加載和約束設(shè)定的條件不同，種植體型牽張器在牽張階段通常不承受咬合力，患者因術(shù)區(qū)疼痛不適，一般較少給予機械性刺激。牽張過程中，輸送骨段主要受到來自下方被牽拉而伸長的無定型基質(zhì)的拉力以及來自表面覆蓋口腔黏膜等軟組織的張力。牽張器植入后到牽張開始通常只有5～7 d的原位固定期，無法發(fā)生種植體的骨結(jié)合，故設(shè)定骨和牽張器緊密接觸，并可出現(xiàn)少許滑動。

利用本方法生成的有限元模型，在模型裝配控制器的控制下，可模擬牽張進行的各個時期，通過對各不同階段模型的加載分析，可以獲得牽張進行過程中不同時期的生物力學參數(shù)，這將是本實驗的后續(xù)研究。

綜上所述，可見通過CAD和FEA軟件的結(jié)合，能建立外形逼真，網(wǎng)格適當，圖像還原好，且能夠從力學上代表實物的牙槽嵴種植牽張器骨復合體有限元模型。

[1]Maezawa N,Shiota M,Kasugai S.Three-dimensional stress analysis of tooth/lmplant-retained long-span fixed dentures.Int J Oral Maxillofac Implants,2007,22(5):710-8.

[2]王 橋，何黎升，趙晉龍，等.種植型骨牽張器的初步實驗研究.實用口腔醫(yī)學雜志，2001，17(4)：309－31.

[3]Veziroglu F,Yilmaz D.Biomechanical evaluation of the consolidation period of alveolar distraction osteogenesis with threedimensional finite element analysis.Int J Oral Maxillofac Surg,2008,37(5):448-52.

[4]Boccaccio A,Prendergast PJ.Tissue differentiation and bone regeneration in an osteotomized mandible:a computational analysis of the latency period.Med Biol Eng Comput,2008,46(3):283-98.

[5]Boccaccio A,Lamberti L,Pappalettere C.Mechanical behavior of an osteotomized mandible with distraction orthodontic devices.J Biomech,2006,39(15):2907-18.

[6]Basciftci FA,Korkmaz HH,Iseri H.Biomechanical evaluation of mandibular midline distraction osteogenesis by using the finite element method.Am J Orthod Dentofacial Orthop,2004,125(6):706-15.