Напряженно деформированное состояние тканей

АНАЛИЗ НАПРЯЖЕННО-ДЕФОРМИРОВАННОГО СОСТОЯНИЯ ТКАНЕЙ ПРОТЕЗНОГО ЛОЖА НА НИЖНЕЙ ЧЕЛЮСТИ ПРИ ПРОТЕЗИРОВАНИИ СЪЕМНЫМИ КОНСТРУКЦИЯМИ

ORCID: 0000-0001-6491-4694, Кандидат медицинских наук, Доцент, Самарский государственный медицинский университет

АНАЛИЗ НАПРЯЖЕННО-ДЕФОРМИРОВАННОГО СОСТОЯНИЯ ТКАНЕЙ ПРОТЕЗНОГО ЛОЖА НА НИЖНЕЙ ЧЕЛЮСТИ ПРИ ПРОТЕЗИРОВАНИИ СЪЕМНЫМИ КОНСТРУКЦИЯМИ

В статье приведен анализ напряженно-деформированного состояния мягких и твердых тканей протезного ложа под базисом протеза, возникающее под действием жевательной нагрузки в системах: «Ftorax – ткани протезного ложа нижней челюсти», «Flexinylon – ткани протезного ложа нижней челюсти», «T-crystal – ткани протезного ложа нижней челюсти». Проведенное исследование свидетельствует об эффективности использования термопластического материала в стоматологической реабилитации пациентов при частичном отсутствии зубов.

Ключевые слова: термопласт, частичный съемный протез, ткани протезного ложа.

ORCID: 0000-0001-6491-4694, MD, Associate professor, Samara State Medical University

ANALYSIS OF STRESS-STRAIN CONDITION OF LOWER JAW PROSTHETIC BED TISSUES IN PROSTHETICS WITH REMOVABLE CONSTRUCTIONS

The article provides an analysis of the stress-strain condition of the soft and hard tissues of the prosthetic bed under the basis of denture that occurs under the influence of chewing load in the systems: «Ftorax – lower jaw prosthetic bed tissues», «Flexinylon – lower jaw prosthetic bed tissues», «T-crystal – lower jaw prosthetic bed tissues». The conducted study demonstrates the effectiveness of using thermoplastic material in dental rehabilitation of patients with partial absence of teeth.

Keywords: thermoplastic, removable partial denture, prosthetic bed tissues.

Частичное отсутствие зубов является распространенным заболеванием в сфере ортопедической стоматологии. Ортопедическое лечение данного контингента больных включает изготовление и использование частичных съемных пластиночных протезов. Используя классификацию Эдварда Кеннеди (1925), наиболее трудоемким протезированием считается протезирование I класса – зубные ряды с двусторонними концевыми дефектами и II класса – зубные ряды с односторонними концевыми дефектами. При протезировании III и IV классов также используются съемные конструкции.

По данным отечественных и зарубежных авторов, на сегодняшний день широко распространены базисные материалы. Съемные конструкции представлены частичными протезами из акрилов. Пластмасс, которые обладают рядом недостатков. Они способны вызывать токсико-аллергические реакции, в них используются гнутые металлические кламмеры удерживающего типа, базис из акриловой пластмассы не обладает достаточной эластичностью. Каркас таких конструкций жесткий.

Альтернативой жесткому акриловому базисному материалу являются «термопластические массы» или «термопласты». Название происходит от способности пластмассы приобретать текучесть под воздействием определенной температуры. Но при их использовании, также стали отмечаться некоторые недостатки. Протез из нейлона обладает излишней гибкостью и плохо поддается коррекции. При механической обработке материал волокнится.

Промышленностью стал выпускаться современный базисный термопластический материал – T-Crystal. Он относительно жесткий, но в то же время обладает необходимой эластичностью [3]. Хорошо поддается коррекции. T- Crystal – полиамид с высоким модулем упругости и низкой литьевой усадкой.

Для термопластических масс характерно отсутствие остаточного мономера, они не содержат токсичных или аллергенных компонентов, обладают высокой биосовместимостью, что особенно актуально для пациентов с сопутствующими заболеваниями и имеющих аллергологический статус [2].

Цель работы – изучение напряженно-деформированного состояния мягких и твердых тканей протезного ложа под базисом протеза, возникающее под действием жевательной нагрузки в системах: «Ftorax – ткани протезного ложа нижней челюсти», «Flexinylon – ткани протезного ложа нижней челюсти», «T-crystal – ткани протезного ложа нижней челюсти».

На кафедре ортопедической стоматологии ФГБОУ ВО СамГМУ Минздрава России проведено ортопедическое лечение 12 пациентов, 5 мужчин и 7 женщин, в возрасте от 50 до 65 лет, с дефектами зубного ряда нижней челюсти I и II классов. Для изготовления съемных протезов использовали современные материалы: T-crystal, Flexinylon и Ftorax. Из акрилового материала Ftorax было изготовлено 2 протеза, из термопластического материала T-crystal – 8 протезов, из Flexinylon – 2 протеза.

Для оценки качества протезирования пациентов нами использовались: клинические методы исследования больных и изучение напряженно-деформированного состояния в системах: «Ftorax – ткани протезного ложа нижней челюсти», «Flexinylon – ткани протезного ложа нижней челюсти», «T-crystal – ткани протезного ложа нижней челюсти».

T-Crystal и Flexinylon относятся к группе полиамидов. Их температурные условия переработки варьируют в пределах 200-280 °C. Инжекционное литье материала Flexinylon, в инструкции по применению, происходит в температурных пределах до 260 °C. В то время как T-Сrystal прессуется от 260-280 °C. Разница в 20 °C позволяет добиться в готовом протезе жесткости при сохранении необходимой эластичности и отсутствия процесса волокнения при механической обработке.

Анализ напряженно-деформированного состояния [1], возникающего в системах: «Ftorax – ткани протезного ложа нижней челюсти», «Flexinylon – ткани протезного ложа нижней челюсти», «T-crystal – ткани протезного ложа нижней челюсти», проводили при приложении распределенной нагрузки 300 H на окклюзионную и боковую поверхности [5].

В нашей работе было изучено напряженно-деформированное состояние в системах «частичный съемный протез (Ftorax, Flexinylon, T-crystal) – ткани протезного ложа нижней челюсти». Использовали программное обеспечение ANSYS, системы моделей создавались с использованием пакета SolidWorks. Анализ напряженно-деформированного состояния в исследуемых зонах позволяет выявить напряжения, возникающие в системах «частичный съемный протез (Ftorax, Flexinylon, T-crystal) – ткани протезного ложа нижней челюсти» методом конечных элементов.

Для статистической обработки полученных данных использовали стандартные приемы параметрической вариационной статистики по общепринятым методам с помощью пакета прикладных программ Statistica.

Читайте также: Ультразвуковая сварка тканей хирургия

Для изучения действий механических усилий в тканях протезного ложа нижней челюсти, где возникало механическое смещение с образованием деформаций и очагов напряжения, использовали модели из акрилонитрилбутадиенстирола.

Акрилонитрилбутадиенстирол (ABS) – ударопрочная техническая термопластическая смола. Физико-механические свойства АБС-пластика. Плотность: 1,02-1,08 г/см 3 . Прочность при растяжении: 35-50 МПа. Прочность при изгибе: 50-87 МПа. Прочность при сжатии: 46-80 МПа. Относительное удлинение: 10-25 %. Усадка (при изготовлении изделий): 0,4-0,7 %. Влагопоглощение: 0,2-0,4 %. Модуль упругости при растяжении при 23 ° C: 1700 – 2930 МПа. Для остальных параметров использовали изученные показатели [4]: кортикальная костная ткань с модулем Юнга 18,3 ГПа; губчатая костная ткань с модулем Юнга равным 0,5 ГПа; слизистая оболочка с модулем Юнга 1,52 МПа; акриловая пластмасса Ftorax с модулем Юнга на излом – 23 МПа; нейлоновый протез Flexinylon с модулем Юнга – 2,7 ГПа; термопластическая масса T-crystal с модулем Юнга – 1,8 ГПа.

Математическую модель между различными частями конструкций, не имеющими взаимных смещений моделировали контактом – Bounded. Контакт между «частичный съемный протез (Ftorax, Flexinylon, T-crystal) – ткани протезного ложа нижней челюсти» моделировали контактом –Frictionless, что позволяло создать математическую модель в динамике.

На Рис. 1 изображены поля напряжений возникающих с системе «Ftorax – ткани протезного ложа нижней челюсти».

Рис. 1 – Поля напряжений, возникающих в системе «Ftorax – ткани протезного ложа нижней челюсти»

Система «Ftorax – ткани протезного ложа нижней челюсти», вызывала перегрузку на уровне губчатой кости за счет жесткости акрилового материала. Средние показатели нагрузки «Ftorax» – 0,69 МПа. В области опорного зуба показатели нагрузки составили 0,48 МПа. Максимальные показатели достигли значений 0,55 МПа, что свидетельствует о перегрузке опорных зубов. Концентрация избыточного давления на ткани протезного ложа отмечалась в участках ретромолярной области с плотной кортикальной костной тканью – 0,63 МПа. В области гребня альвеолярной части значения достигали – 0,71 МПа.

На Рис. 2 изображены поля напряжений возникающих с системе «Flexinylon – дефект зубного ряда нижней челюсти».

Рис. 2 – Поля напряжений, возникающих в системе «Flexinylon – ткани протезного ложа нижней челюсти»

Система «Flexinylon – ткани протезного ложа нижней челюсти», вызывала перегрузку тканей протезного ложа за счет высокой эластичности материала. Средние показатели нагрузки: «Flexinylon» – 0,62 МПа. Показатели на уровне губчатой кости достигали значений – 0,65 МПа. В участках ретромолярной области с плотной кортикальной костной тканью – 0,61 МПа. В области гребня альвеолярной части значения составили – 0,62 МПа. Использование денто-альвеолярных кламмеров, пелотов позволило избежать перегрузки опорных зубов.

На Рис. 3 изображены поля напряжений возникающих с системе «T-crystal – ткани протезного ложа нижней челюсти».

Рис. 3 – Поля напряжений, возникающих в системе «T-crystal – ткани протезного ложа нижней челюсти»

Оптимальный результат по показателям напряженно-деформированного состояния, получили у протеза из термопластического материала «T-crystal», так как напряжение в системе «T-crystal – ткани протезного ложа нижней челюсти», вызывали наименьшие показатели нагрузки на ткани протезного ложа. Показатели нагрузки «T-crystal» – 0,56 МПa. Максимальные значения выявлены в губчатой кости нижней челюсти – 0,57 МПа. Перегрузки в других областях не обнаружены.

Таким образом, изучение и анализ напряженно-деформированного состояния в системах «Ftorax – ткани протезного ложа нижней челюсти», «Flexinylon – ткани протезного ложа нижней челюсти», «T-crystal – ткани протезного ложа нижней челюсти» показали, что протезы из современного термопластического материала T-crystal оптимально распределяют нагрузку на ткани протезного ложа, по сравнению с протезами из «Ftorax» и «Flexinylon».

T-crystal сочетает свойства акрилов и полиамидов, допускает перебазировку, при этом не содержит мономера и прекурсоров. Жесткость материала и стойкость к поломкам, модуль упругости при изгибе около 1,8 ГПа, сочетается с гибкостью. Простота полировки, стойкость к воздействию слюны, агрессивной среды организма, в процессе эксплуатации упрощают работу врача-стоматолога-ортопеда и зубного техника, а пациенту обеспечивает комфорт при использовании протеза.

Клинический опыт применения современного базисного материала «T-crystal» при протезировании пациентов и математический анализ напряженно-деформированного состояния свидетельствует об эффективности использования термопластического материала в стоматологической реабилитации пациентов при частичном отсутствии зубов.

1. Босяков С. М., Мселати А. Ф., Юркевич К. С., Моделирование напряженно-деформированного состояния периодонтальной связки при начальных перемещениях корня зуба // Вестник БГУ. Серия 1. – Минск. – 2015. – № 1. – С. 84-89.
2. Емгахов З. В. Оценка биосовместимости базисных полимеров / Емгахов З.В., Антонова И.Н., Иорданашвили А.К. / Институт стоматологии. – 2012. – №3. – С. 118 – 121
3. Коллис Дж. Гибкие нейлоновые протезы, созданные для комфорта // Зубной техник. – 2011. – №4 – С. 97-101.
4. Олесова В. Н., Шашмурина В. Р., Чумаченко Е. Н., Воложин А. И. Принципы математического моделирования взаимодействия структур костной ткани нижней челюсти с полными съемными протезами, опирающимися на внутрикостные имплантаты // Стоматология. – 2008. – № 1. – С. 49.
5. Тлустенко В. П., Садыков М. И., Комлев С. С. Штифтовые культевые вкладки монография. Самара, СамГМУ. – 2008. – 138 с.

Читайте также: Алюминиевый профиль для баннерной ткани

Напряженно деформированное состояние тканей

Актуальность. Одной из проблем при выборе конструкции дентального имплантата является обеспечение адекватного распределения напряжений в системе кость-имплантат и физиологическое состояние костной ткани. Жизнеспособность костной ткани определяют напряжения и деформации, возникающие при установке дентального имплантата [5]. Наиболее современным и информативным виртуальным методом изучения биомеханики дентального имплантата является трехмерное многофакторное математическое моделирование напряженно-деформированного состояния при разных клинических ситуациях [8,9,10]. Во многих работах изучаются закономерности биомеханики внутрикостных дентальных имплантатов, вводимых в костную ткань после удаления зуба, влияние параметров имплантата на напряженно-деформированное состояние зоны имплантации; реакция костной ткани, окружающей имплантат, на функциональные нагрузки [2,3,6,8,10,11]. Не реже встречаются работы, в которых с помощью методов математического моделирования производится оценка конструкций съемных протезов, опирающихся на имплантаты и биологические ткани полости рта, влияния направления установки имплантатов на прочностные характеристики протезов, распределения нагрузок и вероятности необратимых изменений в костной ткани при ортопедическом лечении [8,11]. Возникающие напряжения в костной ткани характеризуют действия внутренних сил. При жевании (при физиологических нагрузках) эти силы в зубочелюстной системе человека являются физиологическими раздражителями, которые способствуют функционированию и поддержанию обменных процессов в костной ткани, поддерживают баланс между процессами моделирования и ремоделирования. В случае перегрузки или недостаточной степени напряжения, в костной ткани может происходить атрофия и резорбция, что ведет к переимплантиту. Для успешного функционирования остеоинтегрированного имплантата в кости челюсти особую роль играет адекватность передачи нагрузочных сил, к определяющим факторам при этом относятся площадь прямого контакта и направление передаваемых ей нагрузок: чем больше площадь, тем значительнее рассредоточение нагрузки на кость [1,2,3].

Наличие пор в эндооссальной части имплантата способствует глубинному прорастанию костной ткани в металлическую структуру, в результате чего возникает биологическая фиксация имплантата. Для прорастания кости оптимальным является размер пор 100–200 мкм [1,2]. В дентальном имплантате из нетканого титанового имплантата со сквозной пористостью получали поры в имплантате диаметром от 120 до 200 мкм, что составило 70 ± 10 % пористости [4]. При нагрузке имплантата в виртуальном режиме полученные результаты показателей величины и характера распределения участков с повышенным напряжением в костной ткани позволяют провести высокоточную диагностику и планирование этапа имплантации и ортопедических процедур. На этапе разработки имплантата анализ экспериментальной модели напряженно-деформированного состояния обеспечивает возможность коррекции параметров конст­рукции имплантата. Цель исследования. Целью нашей работы было математическое обоснование оптимальной конструкции дентального имплантата, функционирующего в условиях атрофии костной ткани. Материалы и методы. Для решения поставленной задачи были использованы методы математического моделирования и пакет для конечно-элементного анализа ANSYS ( ANSYS , Inc ). С позиции механики деформируемого твердого тела система имплантат-костная ткань представляет собой неоднородную трехмерную задачу. Неоднородность задачи обусловлена тем, что необходимо учитывать различие в механических характеристиках металлоконструкций (дентальный имплантат, накостная пластина), компактной и губчатой кости. Если свойства металлоконструкций (стальных или из титановых сплавов) для рассматриваемых величин нагрузок можно принять линейно упругими, то механические свойства компактной и губчатой кости только приближенно можно рассматривать как нелинейно упругие. Восстановление исходной формы после снятия нагрузки (свойство упругости) для костной ткани происходит, но с некоторой задержкой по времени. Описание напряженного состояния твердого тела в трехмерном случае происходит с использованием тензора (или таблицы размером 3х3) напряжений (i, j=1, 2, 3) и деформаций (i, j=1, 2, 3). Из 9 компонент тензора только 6 являются независимыми функциями координат, т.е. изменяются от точки к точке. Каждая компонента тензора напряжений соответствует величине внутренних усилий в твердом теле, направленных перпендикулярно площадкам в системе координат XYZ . Решение подобных по сложности задач аналитическим способом встречает на своем пути труднопреодолимые математические трудности, в связи с чем используют численные методы, хорошо развитые и активно используемые в последнее время, в частности метод конечных элементов (МКЭ). Основная идея МКЭ состоит в том, что область задачи на первом этапе разбивается на меньшие, и решение вычисляется для каждого участка (но так, чтобы в промежуточных точках решения совпадали). Построение геометрической модели нижней челюсти вели с использованием средств, заложенных в пакет анализа ANSYS . Геометрические размеры сечения челюсти, полученные при помощи компьютерной томографии (КТ), с незначительной идеализацией импортировали в ANSYS и на них выстраивали модель челюсти. На втором этапе было проведено разбиение модели на конечные элементы. Производили оптимизацию конечно-элементной сетки: выполняли сгущение сетки в областях (зона контакта винтов с костной тканью), где возможно значительное изменение напряжений (концентрация напряжений). Было создано несколько моделей (рис.3) с различной степенью детализации (от 20 до 200 тыс. элементов), из которых была выбрана оптимальная, состоящая из 50 тысяч конечных элементов, которая позволяет оперативно проводить конечно-элементный расчёт (в пределах1–4 часов) и в то же время обеспечивает приемлемую точность. В ходе исследования были построены конечно-элементные модели, описывающие распределение напряжений в нижней челюсти при установке дентальных имплантатов трех видов. Конечно-элементные модели построены на основе данных КТ нижней челюсти пациента с признаками атрофии костной ткани. 3- D модели включали в себя кортикальную и губчатую костные ткани, цилиндрический внутрикостный имплантат, цилиндрический внутрикостный имплантат и накостную мини пластину, фиксированную винтами, втулку из НТМСП, штифт-распорку и абатмент. Размеры внутрикостных частей имплантатов составили: диаметр 3,5 мм, длина 5 мм. На двух моделях имитировали применение внутрикостного цилиндрического и внутрикостно-накостного имплантатов. Моделировали установку имплантатов в проекции отсутствующих 6, 7 зубов. На третьей модели имитировали функционирование дентального внутрикостно-накостного имплантата (ДВНИ) со втулкой из нетканого титанового материала со сквозной пористостью (НТМСП), разработанного на кафедре челюстно-лицевой хирургии и стоматологии СамГМУ (патент на полезную модель №162614 от 01.06.2016 г.). После построения конечноэлементной модели нижней челюсти задавали физико-механические свойства для рассматриваемых материалов, учитывая, что реологические соотношения для биологических материалов носят сложный, нелинейный характер. Величину модуля Юнга для костной ткани принимали равной 13,7 ГПа, а коэффициент Пуассона 0,3 [7]. После построения математической модели к ней были приложены граничные условия и нагрузки. Нагрузки принимали 2-х видов: вертикальная 200 Н и горизонтальная 20 Н. Указанные величины наиболее часто использовались другими авторами. Они являются усредненными значениями действующих значений и поэтому удобны для сравнения. Затем был проведён расчёт напряженно-деформированного состояния для трех вариантов конструкции имплантата: стандартный внутрикостный, внутрикостно-накостный имплантат и внутрикостно-накостный имплантат со втулкой из нетканого титанового материала.

Читайте также: Как изготавливают хлопчатобумажную ткань

Результаты исследования и их обсуждение. В результате получено распределение значений напряжений и деформаций как в текстовой, так и в графической формах. На рис. 1, 2 и 3 приведены виды из рассматриваемых случаев нагружения для величины усилия в области моляра 200 и 20 Н. Цвета на модели соответствуют найденным величинам напряжений. Нами изучена общая картина напряженно-деформированного состояния кортикального слоя, губчатого слоя, напряжения в области апекса имплантата для трех вариантов конструкции при вертикальной нагрузке в 200 Н. Максимальные эквивалентные напряжения в эксперименте в костной ткани для внутрикостного цилиндрического имплантата составили 5,1Мпа, для внутрикостно-накостного имплантата 4,6 МПа, для внутрикостно-накостного имплантата со втулкой из НТМСП 2,8 МПа. При вертикальной нагрузке равнораспределенное напряжение в большей степени концентрируется в области витков имплантата, расположенных в кортикальной кости. При вертикальной нагрузке происходит снижение максимальных значений напряжений в конечно-элементных моделях нижней челюсти при моделировании установки внутрикостно-накостного имплантата со втулкой из НТМСП на 45,09 % по сравнению с внутрикостным цилиндрическим имплантатом и на 39,1 % по сравнению с внутрикостно-накостным имплантатом за счет введения в конструкцию дополнительной стабилизирующей накостной мини пластины и втулки из НТМСП.

Рис. 1. Распределение интенсивности напряжений в нижней челюсти для вертикальной и горизонтальной нагрузок, стандартный внутрикостный имплантат

Рис. 2. Распределение интенсивности деформаций в нижней челюсти для горизонтальной и вертикальной нагрузок, внутрикостно-накостный имплантат

Рис. 3. Распределение интенсивности напряжений в нижней челюсти для горизонтальной и вертикальной нагрузки, внутрикостно-накостный имплантат со втулкой из НТМСП

Помимо вертикальной, имплантат еще испытывает и горизонтальную (неосевую) нагрузку, которая по данным отечественных и зарубежных исследователей оказывает наибольшее воздействие на напряженно-деформированное состояние костной ткани. Этот факт напрямую влияет на выбор конструкции дентального имплантата, а также на планирование и конструирование ортопедической конструкции. При анализе максимальных напряжений в костной ткани, развивающихся при горизонтальной нагрузке, мы рассматривали общую картину напряженно-деформированного состояния для трех вариантов конструкции. При исследовании перемещений при горизонтальной нагрузке 20 Н максимальное значение напряжений для внутрикостного цилиндрического имплантата составило 1,04 МПа, для внутрикостно-накостного имплантата 0,87 МПа, для внутрикостно-накостного имплантата со втулкой из НТМСП 0,48 МПа. Максимальные напряжения концентрировались в витках с противоположной стороны приложенной нагрузки. При горизонтальной нагрузке происходит снижение максимальных значений напряжений в конечно-элементных моделях нижней челюсти при моделировании установки внутрикостно-накостного имплантата со втулкой из НТМСП на 53,8 % по сравнению с внутрикостным цилиндрическим имплантатом и на 44,8 % по сравнению с внутрикостно-накостным имплантатом за счет введения в конструкцию дополнительной стабилизирующей накостной мини пластины и втулки из НТМСП. В результате проведенного анализа видно, что при вертикальной и горизонтальной нагрузке и введении в конструкцию дополнительных элементов, таких как дополнительная накостная пластина и установленная втулка из НТМСП, снижается напряжение в системе в целом. Цилиндр-втулка из НТМСП дополнительно обладает демпферными свойствами, способствует прорастанию вглубь пор имплантата костной ткани. Это дает основание считать, что имплантат выдержит большую окклюзионную нагрузку близкую или равную нативному зубу, по сравнению с классическими винтовыми цилиндрическими имплантатами, и обеспечит долговременное, полноценное функционирование и стабильность имплантата в условиях атрофии костной ткани. Эти исследования позволили изменить подходы к моделированию конструкции дентального имплантата, функционирующего в условиях атрофии костной ткани. Выводы. Использование имплантатов с поддерживающей пластиной и втулкой из нетканого титанового материала приводит к значимому снижению действующих напряжений в костной ткани челюсти от приложенной нагрузки в условиях атрофии костной ткани. С точки зрения процессов биомеханики конструкция дентального внутрикостно-накостного имплантата со втулкой из НТМСП обоснована и может являться приоритетной при ортопедическом лечении больных с отсутствием зубов в условиях атрофии костной ткани.

• Свежие записи
  • Балкон в многоквартирном доме: является ли он общедомовым имуществом?
  • Штраф за остекление балкона в 2022: что это и как избежать наказания
  • Штраф за мусор с балкона: сколько заплатить за выбрасывание окурков
  • Оформление балконного окна: выбираем шторы из органзы
  • Как выбрать идеальные шторы для маленькой кухни с балконом
  • Правообладателям
  • Политика конфиденциальности