呂川 鄭勝 張帥*

種植體及中央螺栓的折斷是臨床中常見的種植體并發(fā)癥，主要原因是種植體骨結(jié)合是剛性連接，無類似天然牙的牙周韌帶起緩沖作用［1］。大量研究試圖模擬牙周韌帶的力學(xué)作用，然而，由于設(shè)計(jì)在種植體表的涂層易干擾種植體與頜骨的結(jié)合，且易引發(fā)軟組織炎癥，從而未能成功建立。本研究分別在基臺、中央螺栓頸部制作碳納米管改性高聚乙烯載銀涂層，進(jìn)行三維有限元應(yīng)力分析，探討在其表面增加緩沖層后，是否可以顯著降低種植體各部分及周圍骨組織所受應(yīng)力。

1 資料與方法

1.1 設(shè)計(jì) 實(shí)驗(yàn)流程設(shè)計(jì)見圖1。

圖1 碳納米管改性高聚乙烯抗菌緩沖層對種植體應(yīng)力分布影響的三維有限元分析流程圖

1.2 材料 由醫(yī)院提供的CT掃描數(shù)據(jù)DICOM文件（研究對象：36 歲成年女性志愿者1 名，身高163 cm，體質(zhì)量55 kg，頜骨結(jié)構(gòu)正常，且無骨折情況，獲倫理委員會批準(zhǔn)后，簽署知情同意書，拍攝口腔正側(cè)位，雙斜位，動力位X 線片，已排除口腔畸形和破壞等病理性病變，從而獲取到下頜骨磨牙區(qū)域的正常CT 數(shù)據(jù)）。

1.3 設(shè)備及軟件 Mimics16.0 軟件，Geomagic Studio2014 軟 件，Pro/E5.0 軟 件，Hypermesh13.0 軟件，MSC.Patran/Nastran2012 軟件，CT 掃描采用GE Lightspeed 64 排螺旋CT 機(jī)，層厚0.293 mm。

1.4 方法 （1）種植體幾何模型CT 重建：采用Mimics16.0 軟件提取采集的CT 數(shù)據(jù)，重建出下頜骨第一磨牙區(qū)域的頜骨結(jié)構(gòu)模型，并導(dǎo)出結(jié)構(gòu)STL 文件。其次，對STL 進(jìn)行修補(bǔ)、降噪及曲面化，逆向完成頜骨結(jié)構(gòu)STP 文件，且設(shè)定皮質(zhì)骨厚度為2 mm，將皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨進(jìn)行分離，在Pro/E5.0 軟件中組裝頜骨皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨對應(yīng)的幾何實(shí)體模型。參考文獻(xiàn)［2-6］中種植體各部分的尺寸參數(shù)，通過SolidWorks 軟件對其種植體、中央螺栓、緩沖體、墊圈、基臺、第一磨牙的牙冠進(jìn)行三維建模，并與下頜骨的皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨進(jìn)行布爾運(yùn)算，其中皮質(zhì)骨厚度設(shè)置2 mm、中央螺栓與基臺間的墊圈厚度設(shè)置1 mm、基臺與種植體間的緩沖體厚度設(shè)置為0.5mm；種植體長9 mm、外徑3.6 mm、內(nèi)徑2 mm。將幾何模型三維重建流程及模型逆向處理，處理好的下頜骨皮質(zhì)骨、松質(zhì)骨、第一磨牙牙冠、種植體、基臺、中央螺栓、緩沖體等結(jié)構(gòu)三維幾何實(shí)體模型，并導(dǎo)入MSC.Patran 軟件中，見圖2-3。（2）有限元網(wǎng)格的劃分及模型分組：將種植體結(jié)構(gòu)幾何模型進(jìn)行網(wǎng)格劃分，導(dǎo)出文件，最終在MSC.Patran/Nastran2012 軟件中進(jìn)行有限元網(wǎng)格二次處理和其他網(wǎng)格特性賦值，完成種植體有限元網(wǎng)格模型，種植體、頜骨等實(shí)體結(jié)構(gòu)均采用實(shí)體單元網(wǎng)格，共計(jì)85,155 個節(jié)點(diǎn)（Nodes）、473144 個網(wǎng)格單元（TetMesh Tet4 Element）；種植體與牙槽骨間模擬骨結(jié)合條件，結(jié)構(gòu)間采用綁定連接，確保受力正常傳遞，見圖4-7。根據(jù)緩沖層所在位置不同，分為四種工況：①基臺與種植體間無緩沖層，中央螺栓與基臺間無緩沖層；②基臺與種植體間無緩沖層，中央螺栓與基臺之間有緩沖層；③基臺與種植體間有緩沖層，中央螺栓與基臺之間無緩沖層；④基臺與種植體間有緩沖層，中央螺栓與基臺間有緩沖層。（3）材料參數(shù)的設(shè)定及邊界條件的假定：參考國內(nèi)外已發(fā)表的研究數(shù)據(jù)［7-9］，牙冠、牙槽骨、緩沖體、種植體等各結(jié)構(gòu)材料參數(shù)，見表1。對種植體有限元模型進(jìn)行邊界條件和計(jì)算參數(shù)定義：①將牙槽骨底部完全固定約束，遠(yuǎn)中、近中斷面的法向位移約束，不限制其他方向運(yùn)動約束；②由于骨結(jié)構(gòu)組織材料的復(fù)雜性以及受材料實(shí)驗(yàn)條件的限制，為理論計(jì)算的需要，通常會對材料屬性做出一定的假設(shè)，假定下頜骨結(jié)構(gòu)為各向同性、均勻、連續(xù)的線彈性材料；③假定種植體與頜骨的結(jié)構(gòu)交界面處不產(chǎn)生相對滑動；④緩沖體單元類似于硅橡膠特性，定義為超彈性材料；⑤在牙冠處施加動態(tài)荷載（垂直向200 N，水平向100 N，45°，沖擊速度44.9 mm/s），沿中央螺絲軸線方向施加5N 預(yù)緊力，預(yù)先固定連接種植體系統(tǒng)各個部件，分析四種不同計(jì)算工況下的種植體及牙槽骨等結(jié)構(gòu)的生物力學(xué)特性。（4）種植體有限元仿真及生物力學(xué)：對四種工況進(jìn)行生物力學(xué)有限元仿真模擬，分別得出下頜牙槽骨及種植體各部分對應(yīng)的Von Mises 等效應(yīng)力云圖，見圖8。（5）數(shù)據(jù)匯總及對比分析：將上述計(jì)算結(jié)果數(shù)據(jù)匯總于下表中，并通過繪制柱狀圖來對比四種計(jì)算工況下種植體及下頜骨槽骨近遠(yuǎn)中、頰舌側(cè)對應(yīng)的Von Mises 等效應(yīng)力云圖，并換算出相對基臺無緩沖、中央螺栓無緩沖的各結(jié)構(gòu)應(yīng)力增量百分比情況，見圖9 和表2。

表1 種植牙各結(jié)構(gòu)組織材料參數(shù)表

表2 種植體及下頜骨近遠(yuǎn)中、頰舌側(cè)的應(yīng)力峰值表（MPa）

圖2 下頜骨左側(cè)第一磨牙槽骨結(jié)構(gòu)CT重建

圖3 種植體三維幾何實(shí)體模型

圖4 整體有限元網(wǎng)格模型（左圖：實(shí)體效果，右圖：消影效果）

圖5 第一磨牙處頜骨槽骨有限元網(wǎng)格模型（內(nèi)：松質(zhì)骨，外：皮質(zhì)骨）

圖6 種植體有限元網(wǎng)格模型

圖7 局部網(wǎng)格模型細(xì)節(jié)展示

圖8 基臺無緩沖、中央螺栓無緩沖對應(yīng)的結(jié)構(gòu)應(yīng)力云圖（MPa）

圖9 種植體及下頜骨槽骨近遠(yuǎn)中、頰舌側(cè)、種植體等結(jié)構(gòu)應(yīng)力對比圖

2 結(jié)果

2.1 下頜牙槽骨的應(yīng)力分析 舌側(cè)和頰側(cè)出現(xiàn)較近中、遠(yuǎn)中、舌頰側(cè)明顯的應(yīng)力集中現(xiàn)象，其中頰側(cè)受力要比舌側(cè)大；遠(yuǎn)中與近中的應(yīng)力峰值相近，且小于舌側(cè)和頰側(cè)。隨著基臺、中央螺栓處逐漸增加緩沖體，導(dǎo)致種植體振動沖擊效應(yīng)減弱，從而直接影響到種植體及頜骨槽骨周圍的應(yīng)力變化，且呈現(xiàn)應(yīng)力減少的趨勢，當(dāng)基臺無緩沖、中央螺栓無緩沖時，頜骨槽骨的應(yīng)力峰值約34.6～121.0 MPa，種植體的應(yīng)力峰值約123 MPa；當(dāng)基臺與中央螺栓處全部設(shè)置緩沖體時，頜骨頰側(cè)、舌側(cè)、遠(yuǎn)中、近中等位置處的應(yīng)力峰值均達(dá)到最小，當(dāng)基臺有緩沖、中央螺栓有緩沖時，下頜牙槽骨的應(yīng)力峰值約13.3～49.9 MPa，種植體的應(yīng)力峰值約47.5 MPa。相對基臺無緩沖、中央螺栓無緩沖情況，在基臺、中央螺栓均設(shè)置緩沖體后頜骨舌頰側(cè)應(yīng)力減少約58%，頜骨近遠(yuǎn)中應(yīng)力減少了約62%，種植體應(yīng)力減少了約61%。

2.2 種植體的應(yīng)力分析 基臺有緩沖、中央螺栓無緩沖比基臺無緩沖、中央螺栓有緩沖的效果好，基臺有緩沖、中央螺栓無緩沖比基臺無緩沖、中央螺栓有緩沖對頜骨舌頰側(cè)應(yīng)力減少約18%，頜骨近遠(yuǎn)中應(yīng)力減少約22%，種植體應(yīng)力減少約26%。當(dāng)基臺無緩沖、中央螺栓無緩沖時，種植體、中央螺栓、基臺對應(yīng)體部及頸部的應(yīng)力峰值約16.9～159.7 MPa，且各結(jié)構(gòu)的體部應(yīng)力小于頸部應(yīng)力。其中，種植體體部應(yīng)力峰值約16.9 MPa，種植體頸部應(yīng)力峰值約41.5 MPa，當(dāng)基臺與中央螺栓處全部設(shè)置緩沖體時，種植體、中央螺栓、基臺等體部和頸部處的應(yīng)力峰值均達(dá)到最小，當(dāng)基臺有緩沖、中央螺栓有緩沖時，種植體、中央螺栓、基臺對應(yīng)體部及頸部的應(yīng)力峰值約6.5～61.4 MPa，相對基臺無緩沖、中央螺栓無緩沖情況，在基臺、中央螺栓均設(shè)置緩沖體后種植體、中央螺栓、基臺體頸部應(yīng)力減少約54.8%～64.6%。基臺有緩沖、中央螺栓無緩沖比基臺無緩沖、中央螺栓有緩沖效果好，且對種植體、中央螺栓、基臺的體頸部應(yīng)力減少約22.7%～32.4%；當(dāng)基臺有緩沖、中央螺栓無緩沖時種植體、中央螺栓、基臺等結(jié)構(gòu)體部與頸部應(yīng)力均有所降低，而對于基臺無緩沖、中央螺栓有緩沖時，基臺體部應(yīng)力相比基臺無緩沖、中央螺栓無緩沖的降低不明顯，基臺頸部應(yīng)力可能因中央螺栓有緩沖而降低約26.6%。

3 討論

種植體折斷及修復(fù)螺絲的折斷是臨床中常見的種植體并發(fā)癥，大部分種植體折斷發(fā)生在頸部［10］，與基臺連接處。種植體和頜骨間無類似牙周膜韌帶的緩沖系統(tǒng)。而目前應(yīng)用的種植系統(tǒng)，種植體與上部修復(fù)結(jié)構(gòu)間的連接均為剛性連接。近年來有研究聚焦于在種植體表面創(chuàng)建類牙周膜，但此類方法易造成種植體周圍牙周纖維包裹，不能形成穩(wěn)定的骨結(jié)合，從而導(dǎo)致種植體失敗。

高性能的界面緩沖層需要同時滿足以下要求［11-13］：（1）緩沖層材料具有高生物相容性并且能具有合適的力學(xué)性能。（2）緩沖層材料的微觀結(jié)構(gòu)能模擬牙周膜的作用，能優(yōu)化種植體周圍骨組織內(nèi)的應(yīng)力分布。（3）緩沖層具有足夠高的耐循環(huán)變形抗疲勞性能和耐磨性能，并且能與基體表面形成足夠強(qiáng)的結(jié)合力。研究表明，超高聚乙烯具有良好的生物相容性、與牙周膜相近的力學(xué)性能和高韌性，這種材料在構(gòu)建高性能種植體緩沖層方面有較大的潛力［14］。盡管高聚乙烯已在人工椎間盤上取得了臨床應(yīng)用，但由于種植體在實(shí)際的工況中需要承受的物理環(huán)境比人工椎間盤更為苛刻，這種材料在種植體緩沖層方面的應(yīng)用還需要解決一些關(guān)鍵的問題。高聚乙烯在應(yīng)力下蠕變和耐熱性差，抗摩擦強(qiáng)度低等缺陷仍在很大程度上限制其走向種植體優(yōu)化改性的臨床應(yīng)用。

碳納米管又稱巴基管，是一種有特殊結(jié)構(gòu)和性質(zhì)的新型材料，是良好的復(fù)合材料增強(qiáng)劑［15］。有學(xué)者發(fā)現(xiàn)，隨著碳納米管含量的增加，超高分子質(zhì)量的聚乙烯/碳納米管復(fù)合纖維的結(jié)晶度和熔點(diǎn)均有所提高，拉伸強(qiáng)度和楊氏模量均大幅度提高拉伸強(qiáng)度較空白樣品提高近3 倍，楊氏模量較空白樣品提高近2 倍，蠕變性能也明顯改善；隨著碳納米管的加入，復(fù)合纖維的耐熱性及分解溫度也提高［16］。學(xué)者［17-20］研究認(rèn)為，種植體外形為實(shí)心螺紋圓柱形，螺紋頂角為60°時最有利于應(yīng)力的分布，具有較好的生物力學(xué)相容性。種植體頸部與基臺連接處為種植體結(jié)構(gòu)中最薄弱的部分，在受到過大應(yīng)力時，容易折斷。種植體頸部增加微螺紋可以降低骨界面的應(yīng)力值［7］。種植體長度的增加不會減少骨界面應(yīng)力［8］，會降低周圍骨的骨密度［21］，而種植體直徑的減少會顯著增加骨界面應(yīng)力［22--23］。本研究發(fā)現(xiàn)，在四種工況中，種植體頸部的受力均明顯大于種植體的其他部分，該結(jié)果與AHEBI 等［4］研究結(jié)果一致。

本研究結(jié)果顯示，當(dāng)基臺與種植體之間及中央螺栓與基臺之間均添加緩沖層時，種植體各部分及周圍牙槽骨受到的應(yīng)力最??；相對于僅在中央螺栓與基臺間添加緩沖層而言，僅在基臺與種植體之間添加緩沖層更加能顯著減少種植體各部分及周圍牙槽骨受到的應(yīng)力。這可能因?yàn)樘砑釉诨_與種植體間的緩沖層面積更大，且與種植體頸部直接接觸，故能更有效的減少應(yīng)力。

綜上所述，在基臺與種植體之間及中央螺栓與基臺之間添加碳納米管改性高聚乙烯抗菌緩沖層可以有效減少種植體各部分及周圍牙槽骨所受到的應(yīng)力；添加在基臺與種植體之間的緩沖層較添加在中央螺栓與基臺更顯著減少種植體各部分及周圍牙槽骨所受到的應(yīng)力；對于碳納米管改性高聚乙烯抗菌緩沖層的耐磨損度及抗菌性還需進(jìn)一步研究證實(shí)。