擬自然牙多根種植體的設計制造及評價

彭 偉 徐良偉 程康杰 游 嘉 姚春燕*

1(浙江工業大學機械工程學院，杭州 310032)

2(寧波職業技術學院機電工程學院，浙江寧波 315800)

引言

自從20 世紀50年代被譽為種植牙之父的Branemark 教授提出“骨整合”理論以來，口腔種植學的發展使得種植修復成為牙列缺損獲缺失的常規治療手段[1-3]。傳統的種植技術要求在拔牙后3～6個月再進行手術，種植后約3 ～6 個月才能達到較好的骨結合才能進行義齒修復[1]。即刻種植由于能較早植入種植體來縮短患者的缺牙時間，被認為是首選的治療方案。

本研究提出了一種適用于磨牙區即刻種植的多根種植體的設計制造方法，并采用有限元仿真評估了多根種植體的生物力學性能。

1 材料和方法

多根種植體的設計制造及評價是利用計算機斷層掃描(computerized tomography，CT)，獲取患者的骨組織、軟組織等信息，采用逆向工程技術，根據醫生經驗和基本設計原則，實現多根種植體的設計。種植體設計完成后采用SLM 技術進行種植體的制造，并利用有限元分析方法評價其生物力學性能。

1.1 多根種植體的設計和制造

選擇一位牙列完整、無嚴重牙周炎癥的成年男性患者，進行錐形束計算機斷層掃描(cone beam computerized tomography，CBCT)。將獲取到的數據導入到6D implant 軟件(杭州六維齒科醫療技術有限公司，中國)中進行建模，同時確定種植體-基臺界面的位置和種植體植入的方向。然后在Geomagic(Geomagic，美國)中去除影響種植體植入的倒凹結構，并對牙齒進行表面優化，獲得理想的種植體表面。根據優化后牙齒的形態、牙齦以及咬合情況在CAD 軟件NX7.0 (Siemens，德國)中進行基臺的設計，設置拉伸拔模角為-20°，拉伸至齦緣根方0.5～1.0 mm。利用“拉伸旋轉工具”設計出基臺修復體部分的結構，拉伸拔模角設置為15°，拉伸高度為3 mm。

設計完成的種植體采用SLM 加工成型。本研究采用的SLM 加工設備為 Renishaw 公司的AM250，使用平均粒徑為30 μm 的Ti6Al4V 金屬粉末在氬氣中進行燒結。激光光斑的直徑為70 μm，每層鋪粉厚度為50 μm。掃描的參數為:掃描速度為0.6 m/s，激光功率200 W，曝光時間為125 μs。加工完成后放置在25 ℃的蒸餾水中用超聲波震蕩清洗25 min，然后在80℃的NaOH (20 g/L)溶液和H2O2 (20 g/L)中各浸泡30 min，最后在蒸餾水中超聲波震蕩5 min[5]。最終獲取的多根個性化種植體如圖1所示。

圖1 制造的多根種植體Fig.1 Manufactured implant

1.2 有限元分析模型構建

采用有限元分析軟件Abaqus6.11(Simulia，美國)對所構建的模型進行靜力學分析，其中用于有限元分析的多根種植體與骨組織接觸的表面積為223.1 mm2。考慮到種植體的穩定性和種植體與骨組織接觸的表面積密切相關，因此選取表面積接近的種植體。現有的單牙根種植體采用基于三凹槽和莫氏錐度結構連接的Megagen 骨水平種植體，尺寸為?4.5 mm×11.5 mm，其與骨組織接觸的表面積約為205.6 mm2。分析過程中，將天然牙簡化為牙釉質和牙本質兩部分，種植體與基臺簡化成一個整體。另外，考慮到下頜骨組織形態，將重建出的頜骨模型簡化為外層為2 mm 厚度的皮質骨，內層為松質骨。

假設種植體和骨組織的材料為連續、均勻、各向同性的線彈性材料，且材料的受力變形為小變形。CAE 分析相關的種植體、牙冠以及頜骨的各材料力學參數見表1[5]。

表1 材料賦值Tab.1 The properties of materials

由于分析的頜骨是從整個下頜骨內截取的，為了更好的模擬口腔的工況，將頜骨兩端設置為完全固定約束。種植體與牙槽骨表面接觸考慮是即刻種植，采用小滑動接觸，主平面平滑系數為0.2；接觸屬性為表面與表面的摩擦接觸，摩擦系數為0.4；皮質骨與松質骨之間約束類型為綁定約束。

在磨牙區，牙齒一般受到側向的咀嚼力和垂直向的咬合力。因此，在有限元分析時分別在牙冠上給予側向力100 N 和垂直力200 N 的載荷，其中側向力施加在頰舌側方向，垂直力施加在咬合面方向(見圖2)。約束定義為皮質骨、松質骨周圍完全綁定。采用四面體和六面體單元結合的方式劃分單單元進元格。三組模型中的皮質骨和松質骨均采用六面體進行網格劃分，其余部分采用四面體單元。天然牙模型共包括124 906 個單元，其中四面體(C3D4):102 378 個，六面體(C3D8R):22 528個；單根種植體模型共包括194 685 個單元，其中四面體(C3D4):175 081 個，六面體(C3D8R):19 604 個；多根種植體模型共包括268 358個單元，其中四面體(C3D4):245 830個，六面體(C3D8R):22 528 個。

圖2 載荷和分析模型示意。(a)天然牙模型；(b)單根模型；(c)多根模型Fig.2 Load direction. (a)Natural tooth model； (b)Single-root model； (c)Multi-root model

2 結果

圖3顯示在受靜態咬合力時，天然牙、單根種植體、多根種植體3 個模型的皮質骨和松質骨的等效應力云圖。天然牙模型皮質骨的最大等效應力為28.3 MPa，松質骨的最大等效應力為4.1 MPa；單根種植體模型皮質骨的最大等效應力為120 MPa，松質骨的最大等效應力為42.5 MPa；多根種植體皮質骨的最大等效應力為25.2 MPa，松質骨的最大等效應力為6.9 MPa。

圖3 等效應力云圖。(a)天然牙模型皮質骨；(b)單根模型皮質骨；(c)多根模型皮質骨；(d)天然牙模型松質骨；(e)單根模型松質骨；(f)多根模型松質骨Fig.3 Von-Mises distribution. (a)Cortical bone of natural tooth model； (b)Cortical bone of single-root model； (c)Cortical bone of multi-root model； (d)Cancellous bone of natural tooth model； (e)Cancellous bone of single-root model； (f)Cancellous bone of multi-root model

圖4顯示在受到靜載時，天然牙模型皮質骨的最大剪切應力為6.4 MPa，松質骨的最大剪切應力為0.74 MPa；單根種植體模型皮質骨的最大剪切應力為14 MPa，松質骨的最大剪切應力為19.3 MPa；多根種植體皮質骨的最大剪切應力為3.9 MPa，松質骨的最大剪切應力為1.5 MPa。

圖4 剪切應力云圖。(a)天然牙模型皮質骨；(b)單根模型皮質骨；(c)多根模型皮質骨；(d)天然牙模型松質骨；(e)單根模型松質骨；(f)多根模型松質骨Fig.4 Shear stress distribution. (a)Cortical bone of natural tooth model； (b)Cortical bone of single-root model； (c)Cortical bone of multi-root model； (d)Cancellous bone of natural tooth model； (e)Cancellous bone of single-root model； (f)Cancellous bone of multi-root model

3 討論

早在1969年擬自然牙的植入體就開始被應用在口腔修復中，然而這種植入物是基于與軟組織的結合而并非骨結合[7]。許多動物實驗研究已經表明，擬自然牙種植體具有較好的骨結合能力[8]，且種植體形態與種植窩的貼合程度對于骨結合率有著重要影響[9-11]。傳統具有回轉結構的單根種植體多為錐形或柱形，從解剖學的角度來看，在幾何形態上與多根磨牙存在較大的差異。磨牙在咀嚼過程中受到側向和垂直向的咬合力，單根種植體用于磨牙區修復時，最終修復體的頰舌側、近遠中方向的寬度明顯大于植入頜骨內種植體的直徑，從而形成了一個“T 形”的懸臂結構[12]。種植體在受到側向的剪切力時，種植體頸部及皮質骨處容易應力集中，造成骨吸收或者種植體折斷等問題。相比于多根種植體，單根種植體在抗扭轉方面的性能有所不足[13]。

1995年Manfred 等[14]提出了恢復天然牙根的理論，并首次將雙種植體用于單顆磨牙修復。此后，國內外許多研究報道了雙種植體技術在后牙區的應用[12，15-16]。雖然該技術克服了單種植體修復存在的種植體抗旋轉能力不足、周圍骨吸收增加等缺點，但它極大地增加了后期修復的難度，對種植精度、醫生的操作有更高的要求，同時也一定程度上加大了患者的經濟負擔。近年來對擬自然牙種植體在臨床中的應用多有文獻報道[17-25]。在最近的研究中，一種個性化定制的氧化鋯種植體用于口腔修復，并取得較好的骨結合和美學效果[17-18]。此外，許多研究也采用個性化定制鈦種植體進行口腔修復[19-22]。這些研究主要集中在前牙美學區的個性化種植體的設計制造。雖然也有一些研究[23-25]報道了多根種植體的研究，但更多關注的是骨結合方面的能力，而對于擬自然牙多根種植體的生物力學性能的評價相對缺乏。

對于種植牙而言，種植體-骨界面的應力是影響種植成功率的重要因素。本研究所建立的牙冠、種植體、皮質骨、松質骨組成的模型中，應力由牙冠傳導到骨界面。實際臨床中，皮質骨區骨質致密，可以承受較大的應力，而松質骨骨質疏松，應力過大會破壞其組織結構。從等效應力云圖(見圖3)中可以看出，3 個模型的頜骨應力都主要集中在皮質骨部分，且皮質骨承受的應力明顯大于松質骨。多根種植體模型皮質骨與松質骨各處的最大等效應力與天然牙比較接近，單根種植體模型各處的最大等效應力明顯高于天然牙和多根種植體模型，即多根種植體在緩解應力方面有顯著的效果，并且與天然牙相接近。在口腔復雜的咬合力作用下，往往存在側向的剪切力，使種植體產生旋轉的趨勢，導致種植體與骨結合面產生剪切應力，從而降低種植體的壽命。對比多根種植體和單根種植體模型頜骨處所受到的剪切應力，多根種植體在皮質骨和松質骨區域承受的剪切應力遠遠小于單根種植體所承受的(見圖4)。現有的單牙根種植體在剪切力的作用下，因其具有的回轉型結構，更容易發生轉動。因此在個性化種植體的根部形態設計方面，多根的形態選擇具有生物力學的依據。

4 結論

面向磨牙區即刻種植的擬自然牙多根種植體很好地解決了臨床上在拔牙后種植體外形與拔牙窩外形不一致的問題。本研究提出了多根種植體的設計制造方法，并通過有限元分析的方法評價了多根種植體的生物力學性能。結果表明，面向磨牙區的即刻種植，擬自然牙多根種植體比現有的單根種植體更具有優勢。而多根種植體的骨結合情況還有待研究。